KR20060008084A - Hydrophilic synthetic and natural polyester nanofiber, wound dressing and manufacturing method using that - Google Patents

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Abstract

본 발명은, 단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매와 합성/천연 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 전기방사 제조함에 의해 합성/천연 폴리에스터 나노섬유에 친수화성 기능이 포함되게 한다. The present invention provides a hydrophilic function in synthetic / natural polyester nanofibers by electrospinning a mixed solution of a protein solution, a solvent capable of dissolving protein components, and a synthetic / natural polyester solution.

천연 폴리에스터, 나노섬유, 친수화성Natural Polyester, Nanofiber, Hydrophilicity

Description

친수화성 합성 및 천연 폴리에스터 나노섬유와, 천연 폴리에스터를 이용한 상처 피복제 및 그 제조방법{HYDROPHILIC SYNTHETIC AND NATURAL POLYESTER NANOFIBER, WOUND DRESSING AND MANUFACTURING METHOD USING THAT} HYDROPHILIC SYNTHETIC AND NATURAL POLYESTER NANOFIBER, WOUND DRESSING AND MANUFACTURING METHOD USING THAT, Hydrophilic Synthetic and Natural Polyester Nanofibers, and Natural Polyester             

도 1은 본 발명의 실시 예에 적용된 전기방사 장치 구성도,1 is a configuration diagram of the electrospinning apparatus applied to an embodiment of the present invention,

도 2는 본 발명의 실시 예에 따라 복층구조 나노섬유부직포를 상처 피복제로 구현할 경우의 공정도,Figure 2 is a process chart when implementing a multi-layered nanofiber nonwoven fabric as a wound coating according to an embodiment of the present invention,

도 3은 폴리우레탄 성분의 농도 변화에 따른 나노섬유를 보여주는 도면,3 is a view showing nanofibers according to the concentration change of the polyurethane component,

도 4는 PHBV/젤라틴 성분의 농도 변화에 따른 나노섬유를 보여주는 사진,Figure 4 is a photograph showing the nanofibers according to the concentration change of the PHBV / gelatin component,

도 5는 본 발명의 실시예에 따라 내피층이 친수화성을 가지는 천연 폴리에스터 나노섬유 웹으로 형성된 복층구조 나노섬유부직포 단면도,5 is a cross-sectional view of a multi-layered nanofiber nonwoven fabric formed of a natural polyester nanofiber web having an endothelial layer having hydrophilicity according to an embodiment of the present invention;

도 6 및 도 7은 도 5의 나노섬유 부직포의 평면 확대 사진 및 측단면 확대 촬영 사진을 보여주는 도면,6 and 7 are views showing a planar enlarged photograph and a side cross-sectional enlarged photograph of the nanofiber nonwoven fabric of FIG. 5,

도 8a 및 도 8b는 PHBV웹과 PHBV/젤라틴 나노섬유웹에서의 세포 부착성 및 배양상태를 비교 실험한 사진을 보여주는 도면,8a and 8b is a view showing a photograph comparing the cell adhesion and culture state in PHBV web and PHBV / gelatin nanofiber web,

도 9a 및 도 9b는 PHBV/젤라틴 나노섬유웹상에 세포가 부착 배양되어서 침투되어 있음을 보여주는 사진도.  9A and 9B are photographs showing that cells are adhered to and cultured on PHBV / gelatin nanofiber webs.

본 발명은 고분자 바이오기술에 관한 것으로, 특히 친수화성을 가지는 합성 및 천연폴리에스터 나노섬유와, 천연 폴리에스터를 이용한 상처 피복제 및 그 제조방법에 관한 것이다. TECHNICAL FIELD The present invention relates to polymer biotechnology, and in particular, to synthetic and natural polyester nanofibers having hydrophilicity, wound coatings using natural polyester, and a method of manufacturing the same.

바이오기술(biotechnology)은 생명과학의 주요기술중 하나이며 고분자과학은 여기에 큰 기여를 하고 있다. 또한 바이오기술 개발의 중심재료는 인공장기와 같은 생체재료이다. 이러한 의료관련 목적으로 사용될 재료는 사용기간 또는 사용후에도 인체에 독성이 없고 생체적합성이 우수하여야 한다. 즉 특정 고분자 재료로 제작된 인공장기를 인체내에 이식시켰을 때 대부분의 경우에는 생체거부 반응이 일어나고 이로 인해 인체내에 부작용이 생겨날 수 있다. 또한 인공장기가 생분해되지 않는 재료일 경우 치료가 완료된 후에 2차 수술을 하여 인공장기를 제거해주어야 한다.Biotechnology is one of the major technologies in life science, and polymer science makes a major contribution. In addition, the core material of biotechnology development is biomaterials such as artificial organs. The material to be used for such medical-related purposes should be nontoxic to humans and have excellent biocompatibility even after use or after use. In other words, when the artificial organ made of a specific polymer material is implanted in the human body, in most cases, a biorejection reaction occurs, which may cause side effects in the human body. In addition, if the artificial organ is a non-biodegradable material, after the treatment is completed, the second organ must be removed to remove the artificial organ.

따라서 생분해 되는 물질을 이용하여 인공장기로 응용할 경우 인공장기가 생분해되는 동안 새롭게 생성된 조직에 의해 인공장기가 차지하고 있던 공간이 대체되므로 2차 수술을 하지 않고 자연스럽게 치유가 될 수 있으며 이에 따른 부작용도 상당히 제거할 수가 있다. Therefore, when applied to artificial organs using biodegradable substances, the space occupied by artificial organs is replaced by newly created tissues while the organs are biodegraded, so that they can be healed naturally without performing secondary surgery, and the side effects thereof are quite significant. Can be removed.

미생물이 생산하는 고분자인 폴리하이드록시알카노에이트(polyhydroxyalkanoate: PHA, 이하 "천연 폴리에스터(PHA)"라 칭함)는 미생물내 세 포내에 축적되는 탄소(에너지) 저장물질로서, 여러가지 이로운 특성 즉, 생분해성, 비독성 등의 성질을 가지고 있어 다양하게 응용되고 있으며 계속적인 연구 검토도 되고 있다.Polyhydroxyalkanoate (PHA), a polymer produced by microorganisms, is a carbon (energy) storage material that accumulates in cells in microorganisms. Biodegradable and non-toxic properties have been applied to a variety of applications and ongoing research and review.

하지만 천연 폴리에스터(PHA)의 대표적인 일 예인 폴리하이드록시부트레이트 (polyhydroxybutrate)는 자체의 물성이 딱딱하여 의료용 대체물질 재료로 쓰기에는 적합지 않았고, 또한 소수성도 크므로 세포들이 천연 폴리에스터(PHA)물질에 접착 또는 그 기공으로의 침투가 용이하지 못하는 단점이 있으며, 더욱이 생체내에서 효소에 의한 생분해성이 높지 않는 편이어서 인공장기로 응용될 경우 생채내 조직이 새롭게 생성되었는데도 생분해가 이루어지지 않을 수도 있다. However, polyhydroxybutrate, which is a representative example of natural polyester (PHA), is hard to use as a substitute material for medical use due to its hard physical properties, and because of its high hydrophobicity, cells have a natural polyester (PHA) material. It is not easy to adhere to the pores or penetrate into the pores, and furthermore, since the biodegradability by enzymes is not high in vivo, the biodegradation may not be performed even though newly generated tissues are applied to artificial organs. .

그에 반해 합성 고분자인 PGLA(poly(glycolic acid - co - lactic acid))은 생분해성(엄밀하게 표현하면 물에 의한 가수분해성), 비독성과 같은 이로운 특성을 가지고 있는 바, 생체내에서의 생분해성이 천연 폴리에스터(PHA)에 비해서 월등하게 양호하여 생체내 인공장기 등으로 적용 및 다양하게 응용되고 있으며, 현재 의료용 대체물질 재료로서도 사용되고 있다.On the other hand, PGLA (poly (glycolic acid-co-lactic acid)), a synthetic polymer, has beneficial properties such as biodegradability (strictly hydrolysable by water) and nontoxic. It is superior to the natural polyester (PHA) and is applied and variously applied to artificial organs and the like in vivo, and is currently used as a substitute material for medical use.

하지만 이러한 합성 고분자인 PGLA는 천연 폴리에스터(PHA)에 비해서 상당히 비싸다는 단점이 있으며, 천연 폴리에스터(PHA)와 마찬가지로 소수성을 가지고 있어 세포들이 PGLA물질에 접착 또는 그 기공으로의 침투가 용이하지 못하는 단점이 있다.However, PGLA, a synthetic polymer, has a disadvantage that it is considerably more expensive than natural polyester (PHA). Like natural polyester (PHA), PGLA has a hydrophobic property, so that cells cannot easily adhere to PGLA material or penetrate the pores. There are disadvantages.

따라서 합성 폴리에스터인 PGLA가 소수성이 제거되고 친수화성을 갖게 된다면 더욱 더 많이 애용될 것이고, 또 PGLA물질보다 상대적으로 가격이 싸면서도 천 연물질인 천연 폴리에스터(PHA)를 친수화, 세포 부착성 향상 및 조직 적합성 등을 갖추게 개질한다면 다양하게 응용이 될 것이고, 특히 생분해성 인공피부로의 응용도 가능할 것이다. Therefore, PGLA, a synthetic polyester, will be used more and more if it is hydrophobic and hydrophilic, and it is relatively cheaper than PGLA and hydrophilic and cell adhesion to natural polyester (PHA). Modifications with improved and histocompatibility will be versatile, especially for biodegradable artificial skin.

따라서 본 발명의 목적은 친수화, 세포 부착성 향상 및 조직 적합성이 있는 합성 및 천연 폴리에스터 나노섬유 및 그 제조방법을 제공하는데 있다. Accordingly, an object of the present invention is to provide synthetic and natural polyester nanofibers and a method of manufacturing the same having hydrophilization, cell adhesion improvement and tissue compatibility.

본 발명의 다른 목적은 친수화, 세포 부착성 향상 및 조직 적합성이 있는 천연폴리에스터 나노섬유 부직포를 이용한 상처 피복제를 제공하는데 있다. Another object of the present invention is to provide a wound coating using a natural polyester nanofiber nonwoven fabric having hydrophilization, cell adhesion improvement and tissue compatibility.

본 발명의 또 다른 목적은 복층구조를 가진 나노섬유 부직포 상처 피복제를 제공하는데 있다.
It is another object of the present invention to provide a nanofiber nonwoven wound coating having a multilayer structure.

이하 본 발명의 바람직한 실시 예들을 첨부한 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 도면들 중 동일한 구성요소들은 가능한 한 어느 곳에서든지 동일한 부호들로 나타내고 있음에 유의해야 한다. 또한 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있는 공지 기능 및 구성에 대한 상세한 설명은 생략한다.Hereinafter, exemplary embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. It should be noted that the same elements in the figures are represented by the same numerals wherever possible. In addition, detailed descriptions of well-known functions and configurations that may unnecessarily obscure the subject matter of the present invention will be omitted.

천연 폴리에스터(PHA)는 생체내에서의 생분해성이 합성 고분자인 PGLA에 비해 떨어지지만 생체의 외부에서는 생분해성은 강하며(특히 토양에서는 강함) 아울러 가격이 PGLA보다 싸다는 특징이 있으므로, 본 발명의 실시 예에서는 천연 폴리 에스터(PHA)물질을 생체외부의 상처 피복제로 응용한다. 그리고 본 발명에서는 천연 폴리에스터(PHA)가 소수성이 있는 단점을 단백질을 활용해 제거하여 친수화성을 갖게 함으로써 세포 부착성 향상과 아울러 조직 적합성이 있도록 한다. Natural polyester (PHA) is less biodegradable in vivo than synthetic polymer PGLA, but the biodegradability is strong outside of the body (especially strong in soil) and because the price is cheaper than PGLA, In an embodiment, a natural polyester (PHA) material is applied as an external wound coating. In the present invention, the natural polyester (PHA) is hydrophobic by removing the disadvantage of hydrophobicity by using a protein, thereby improving cell adhesion and making tissue compatible.

또한 본 발명에서는 PGLA와 같은 일 예의 합성 폴리에스터가 소수성이 있는 단점을 단백질을 활용해 제거하여 친수화성을 갖게 함으로써 세포 부착성 향상과 아울러 조직 적합성을 있도록 한다. In addition, in the present invention, one example of a synthetic polyester such as PGLA removes a disadvantage of hydrophobicity by using a protein to make it hydrophilic, thereby improving cell adhesion and making tissue compatible.

통상 나노섬유는 그 직경이 수십 나노미터(㎚) 내지 수 마이크로미터(㎛)까지의 범위를 가지는 섬유를 일컫는다. 본 발명의 실시 예에서는 합성 및 천연 폴리에스터(PHA)물질을 친수화성을 갖도록 함과 동시에 나노섬유로 제조하되 더욱이 나노섬유 부직포로 제조함으로써, 나노섬유 부직포의 하기와 같은 장점들을 최대한 이용한다. Nanofibers generally refer to fibers having a diameter ranging from tens of nanometers (nm) to several micrometers (μm). In the embodiment of the present invention to make the synthetic and natural polyester (PHA) material to have a hydrophilicity and at the same time made of nanofibers, but also made of nanofiber nonwoven fabric, to take full advantage of the following advantages of the nanofiber nonwoven fabric.

(1) 매우 높은 아스펙트율(aspect ratio)(= 길이/직경)로 인한 높은 비표면적(high specific surface area), (1) high specific surface area due to very high aspect ratio (= length / diameter),

(2) 나노섬유 부직포의 기공 사이즈(pore size) 조절 가능(2) Pore size control of nanofiber nonwoven fabric

본 발명의 실시 예에 따른 친수화성 천연 폴리에스터(PHA) 나노섬유 부직포나 PGLA와 같은 합성 폴리에스터 나노섬유 부직포는 단백질 혼합으로 인해 친수화성을 가지므로 세포들이 나노섬유에 쉽게 부착할 수 있으며, 나노섬유 부직포 특성상 평면뿐만 아니라 부직포 내부까지 침투하여 부착될 수 있는 3차원 구조를 갖으며, 높은 비표면적을 갖기 때문에 세포가 붙을 수 있는 면적이 넓으며, 나노섬유에 부착된 세포에게 영양분(산소 등)이 부직포의 상하좌우를 통해서 원활하게 공급되 게 한다.The hydrophilic natural polyester (PHA) nanofiber nonwoven fabric or synthetic polyester nanofiber nonwoven fabric such as PGLA according to an embodiment of the present invention has hydrophilicity due to protein mixing, so that cells can easily attach to nanofibers. Due to the nature of fiber nonwoven fabric, it has a three-dimensional structure that can penetrate not only flat surfaces but also inside the nonwoven fabric, and because it has a high specific surface area, it has a large area to which cells can attach and nutrients (oxygen, etc.) to cells attached to nanofibers. It is supplied smoothly through up, down, left and right of this nonwoven fabric.

본 발명의 실시 예에서는 우선적으로 친수화성, 세포 부착성 향상 및 조직 적합성이 있는 합성 및 천연 폴리에스터 나노섬유를 제조할 수 있도록 구현한다. 그리고 그를 응용해 합성 및 천연 폴리에스터 나노섬유의 부직포를 제조하고, 천연 폴리에스터 나노섬유 부직포를 이용한 복층구조의 상처 피복제를 제조할 수 있도록 구현한다. 특히 상처 피복제를 복층으로 구성할 경우 내피층은 친수성을 가지는 천연 폴리에스터 나노섬유 웹으로 형성하고, 외피층은 방수 및 항염기능의 폴리우레탄 나노섬유 웹으로 형성될 수 있도록 구현한다. In the embodiment of the present invention, it is possible to implement synthetic and natural polyester nanofibers with preferential hydrophilicity, improved cell adhesion, and histocompatibility. And it is applied to prepare a nonwoven fabric of synthetic and natural polyester nanofibers, and to implement a multi-layer wound coating using a natural polyester nanofiber nonwoven fabric. In particular, when the wound coating is composed of a multilayer, the inner skin layer is formed of a natural polyester nanofiber web having hydrophilicity, and the outer skin layer is formed of a waterproof and anti-inflammatory polyurethane nanofiber web.

나노섬유는 나노 직경을 가지므로 일반적인 섬유의 용융 및 압출 연신하는 제조방식과는 상이하게 전기방사에 의해서 제조된다. 전기방사를 통해서 나노섬유를 제조하는 전기방사장치의 구성은 도 1의 일 예와 같다.Since nanofibers have a nano diameter, they are produced by electrospinning differently from the manufacturing method of melting and extruding an ordinary fiber. The configuration of the electrospinning apparatus for manufacturing nanofibers through electrospinning is the same as the example of FIG.

도 1을 참조하면, 전기방사장치는, 고압전원장치(2)와, 유리주사기(6)를 포함하는 주사기 펌프(4)와, 및 메탈드럼(10)을 포함하며 일단이 접지된 콜렉터부(8)로 구성한다.Referring to FIG. 1, an electrospinning apparatus includes a high voltage power supply device 2, a syringe pump 4 including a glass syringe 6, and a metal drum 10 and one end of which is grounded. It consists of 8).

고압전원장치(2)에서의 고압 전기장이 주사기 펌프(4)와 콜렉터부(6)에 걸어지는데, 주사기 펌프(4)의 유리 주사기(8)에는 (+)전압이 인가되고, 콜렉터부(6)의 메탈 드럼(10)에는 (-)전압이 인가된 상태이다. 그리고 주사기 펌프(4)의 유리주사기(8)내에는 나노섬유 제조를 위한 원료인 고분자용액이 주입되어 있다. The high voltage electric field in the high voltage power supply device 2 is applied to the syringe pump 4 and the collector portion 6, and a positive voltage is applied to the glass syringe 8 of the syringe pump 4, and the collector portion 6 (-) Voltage is applied to the metal drum (10). In the glass syringe 8 of the syringe pump 4, a polymer solution, which is a raw material for producing nanofibers, is injected.

양으로 대전된 고분자용액은 주사기 펌프(4)의 유리 주사기(glass syringe)(6)의 방사구로부터 콜렉터부(collector unit)(8)의 메탈드럼(10)까지에 걸린 고압 전기장에 의해서 연신이 되는 바, 유리 주사기(6)의 방사구로부터 접지된 콜렉터부(8)의 메탈드럼(10)으로 연신되는 용액에 제트 흐름이 생성된다. 이것은 콘 형태를 가지며 일명 테일러 콘(taylor cone)이라 칭해진다. 많은 나노섬유들이 스프레이 영역에서 나누어지고, 회전하는 메탈드럼(10)상에 나노섬유가 형성되는 것이다.The positively charged polymer solution is stretched by a high pressure electric field applied from the spinneret of the glass syringe 6 of the syringe pump 4 to the metal drum 10 of the collector unit 8. As a result, jet flow is generated in the solution drawn from the spinneret of the glass syringe 6 to the metal drum 10 of the collector portion 8 which is grounded. It has a cone shape and is called a taylor cone. Many nanofibers are divided in the spray zone and nanofibers are formed on the rotating metal drum 10.

본 발명의 발명자들은 천연 폴리에스터(PHA)나 폴리우레탄을 제대로된(요구 섬유직경, 섬유의 균일성 등) 나노섬유로 제조하기 위해선, 여러가지 파라미터(parameter)들을 고려해야함을 실험을 통해서 확인하였다. 그 파라미터들은, 예컨대, 유리 주사기(6)에 주입되는 용액농도, 메탈드럼(10)과 유리 주사기(6)간의 거리, 전압레벨, 유리 주사기(6)에 주입되는 용매 유전상수 등이 포함된다.The inventors of the present invention have confirmed through experiments that various parameters should be considered in order to prepare natural polyester (PHA) or polyurethane into nanofibers with proper (required fiber diameter, fiber uniformity, etc.). The parameters include, for example, the concentration of the solution injected into the glass syringe 6, the distance between the metal drum 10 and the glass syringe 6, the voltage level, the solvent dielectric constant injected into the glass syringe 6, and the like.

파라미터들중 농도는 낮을수록 나노섬유의 굵기는 가늘어지며, 메탈드럼(10)과 유리주사기(6)간의 거리(Tip to Collector Distance: 이하 "TCD"라 칭함)가 멀어질수록 나노섬유의 굵기가 가늘어지고, 전압이 높아질수록 나노섬유의 굵기가 가늘어짐을 확인하였다. 그리고 용매유전상수가 낮은 경우는 나노섬유의 굵기가 1마이크로미터 이상이고, 용매유전상수가 높은 경우 나노섬유의 굵기가 150나노미터정도가 됨을 알 수 있었다. 만약 상기한 파라미터의 설정값이 적절치 않으면 제조된 나노섬유에 비드(beed)가 생기며 굵기가 너무 가늘어지거나 너무 굵어지게 된다. The lower the concentration of the parameters, the thinner the nanofibers become, and the farther the distance between the metal drum 10 and the glass syringe 6 (Tip to Collector Distance: hereinafter referred to as "TCD"), The thinner, the higher the voltage was confirmed that the thickness of the nanofiber becomes thinner. In addition, when the solvent dielectric constant was low, the nanofibers had a thickness of 1 micrometer or more, and when the solvent dielectric constant was high, the nanofibers had a thickness of about 150 nanometers. If the set value of the parameter is not appropriate, bead (beed) is produced in the manufactured nanofibers become too thin or too thick.

또한 본 발명의 실시 예에서는 상처 피복제 용도로 사용하기 위해 복층구조의 나노섬유부직포를 형성하는데, 방수가 되면서도 투습성 및 공기투과성을 가지며, 생체적합성, 세포 부착성 및 조직 적합성이 이루어지도록 최적화시킨다. In addition, in the embodiment of the present invention to form a multi-layered nanofiber non-woven fabric for use as a wound coating, it has a waterproof and moisture permeability and air permeability, and is optimized to achieve biocompatibility, cell adhesion and tissue compatibility.

본 발명의 일 실시 예로서 제조되는 상처 피복제는, 폴리우레탄용액을 제1 전기방사를 통해서 폴리우레탄 나노섬유 웹을 형성하고, 단백질성분과 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매와 천연 폴리에스터 물질을 혼합한 천연 폴리에스터 용액을 제2 전기방사하여 상기 폴리우레탄 나노섬유 웹상에 친수화성이 추가된 천연 폴리에스터 나노섬유 웹을 형성함으로써 제조한다. Wound coating agent prepared as an embodiment of the present invention, the polyurethane solution to form a polyurethane nanofiber web through the first electrospinning, mixing a solvent and a natural polyester material that can dissolve protein components and protein components One natural polyester solution is prepared by second electrospinning to form a natural polyester nanofiber web with added hydrophilicity on the polyurethane nanofiber web.

도 2는 복층구조 나노섬유 부직포를 상처 피복제로 구현할 경우의 공정도를 도시한 것이다.Figure 2 shows a process diagram when the multi-layered nanofiber nonwoven fabric is implemented as a wound coating.

도 2를 참조하여 상처 피복제 제조에 대해서 상세히 설명하면 하기와 같다. 본 발명의 실시 예에서 상처 피복제의 외피층으로 사용될 폴리우레탄은, 합성 탄성섬유(彈性纖維)로서 부드럽고, 고탄성, 고탄성 회복성 및 충분한 인장강도(2g/d 이상)을 가지며 방수가 가능한 특징으로 가지며, 의료분야에서는 상처 피복제로서 사용하고 있다. 폴리우레탄 섬유의 대표적인 예로는 '스판덱스'를 들수 있다.Referring to FIG. 2, the wound coating preparation is described in detail as follows. Polyurethane to be used as the outer coating layer of the wound coating in the embodiment of the present invention, as a synthetic elastic fiber (彈性 纖維) is characterized by soft, high elasticity, high elastic recovery and sufficient tensile strength (2g / d or more) and waterproof It is used as a wound coating in medical field. Representative examples of polyurethane fibers include 'spandex'.

전기방사장치의 제1 전기방사에 사용할 원료인 폴리우레탄 용액을 얻기 위해서, 본 발명의 실시 예에서는 폴리우레탄 성분을 디메틸포름아미드(dimethyl Formamide: DMF)/테트라하이드로퓨란(tetra hydro furan: THF) 혼합용매(혼합비율 7:3)에 녹임으로써 폴리우레탄 용액을 준비한다(도 2의 100단계).In order to obtain a polyurethane solution which is a raw material for use in the first electrospinning of the electrospinning apparatus, in an embodiment of the present invention, the polyurethane component is mixed with dimethyl formamide (DMF) / tetra hydrofuran (THF). The polyurethane solution is prepared by dissolving in a solvent (mixing ratio 7: 3) (100 steps in FIG. 2).

디메틸포름아미드(DMF) 용매는 비점이 매우 높지만(약 153℃) 폴리우레탄 성분을 쉽게 용해시킬 수 있으며, 테트라하이드로퓨란(THF) 용매는 비점이 낮아서(약 88℃) 휘발이 잘된다. 따라서 상기한 혼합용매는 폴리우레탄을 쉽게 용해시켜줌과 아울러 비점을 낮추어 주어 유리 주사기(glass syringe)(6)의 방사구로부터의 분사 시에 혼합용매는 콜렉터부(8)의 메탈드럼(10)에는 착지되지 않고 방사도중에 휘발되도록 해준다. 혼합된 용매의 유전상수는 각각의 독립된 용매의 유전상수와는 크게 차이가 없음을 확인을 했는 바, 용매혼합으로 인한 파라미터의 변화에 신경을 쓰지 않아도 된다. 또한 본 발명의 실시 예에서는 일 예로서 폴리우레탄 성분의 농도범위를 실험을 통해서 6∼20wt-%로 설정하였으며, 폴리우레탄 나노섬유의 직경을 천연 폴리에스터 나노섬유의 직경보다 상대적으로 훨씬 큰 값인 1∼3㎛을 유지하기 위해서 폴리우레탄성분의 농도를 약 19 wt-%로 정하였다. Dimethylformamide (DMF) solvents have a very high boiling point (about 153 ° C.), but can easily dissolve the polyurethane components, while tetrahydrofuran (THF) solvents have a low boiling point (about 88 ° C.) to allow for good volatilization. Therefore, the above-mentioned mixed solvent easily dissolves the polyurethane and lowers the boiling point, so that the mixed solvent is sprayed on the metal drum 10 of the collector part 8 at the time of injection from the spinneret of the glass syringe 6. Allows volatilization during radiation without landing. It was confirmed that the dielectric constant of the mixed solvent was not significantly different from the dielectric constant of each independent solvent. Therefore, it is not necessary to pay attention to the change of parameters due to solvent mixing. In addition, in the embodiment of the present invention, as an example, the concentration range of the polyurethane component was set to 6 to 20 wt-% through experiments, and the diameter of the polyurethane nanofibers is 1, which is much larger than that of the natural polyester nanofibers. In order to maintain ˜3 μm, the concentration of the polyurethane component was set at about 19 wt-%.

본 발명자들은 폴리우레탄 성분의 농도가 너무 낮으면 나노섬유가 균일하지 못할뿐더러 비드가 야기되어 원하는 나노섬유를 얻을 수 없으며, 폴리우레탄의 성분의 농도가 높아질수록 점도가 높아져서 나노섬유의 직경이 굵어지고 균일하여짐을 확인하였다. 따라서 본 발명은 상기한 값에 의해서 한정되는 것이 아니고 요구되는 직경값이나 균일도에 따라서 정해질 수 있음이 이 기술분야의 통상의 지식을 가진자에게 자명하여진다. When the concentration of the polyurethane component is too low, the inventors of the present invention can not obtain the desired nanofibers because the nanofibers are not uniform and bead is caused. The higher the concentration of the polyurethane component, the higher the viscosity, the thicker the diameter of the nanofibers. It was confirmed to be uniform. Therefore, it will be apparent to those skilled in the art that the present invention is not limited to the above values but can be determined according to the required diameter value and uniformity.

도 3은 실험을 통해 폴리우레탄 성분의 농도 변화에 따른 나노섬유 사진을 보여주는 도면이다. 사진 (a)의 경우는 폴리우레탄 성분의 농도범위가 5wt-%일 때이고, 사진 (b)의 경우는 폴리우레탄 성분의 농도범위가 11wt-%일 때이며, 사진 (c)의 경우는 폴리우레탄 성분의 농도범위가 15wt-%일 때이다. 그리고 사진 (d)의 경우는 폴리우레탄 성분의 농도범위가 19wt-%일 때이다. 사진 (a)의 경우에는 나노섬유에 비드가 생김을 알 수 있고, 본 발명의 실시예에 따라 일예로 적용한 것은 (d)의 사진이다. 3 is a view showing a nanofiber photograph according to the concentration change of the polyurethane component through the experiment. In the case of photograph (a), the concentration range of the polyurethane component is 5wt-%, in the case of photograph (b), the concentration range of the polyurethane component is 11wt-%, and in the case of the photograph (c) the polyurethane component When the concentration range of is 15wt-%. And the photograph (d) is when the concentration range of the polyurethane component is 19wt-%. In the case of photograph (a), it can be seen that beads are formed in the nanofibers, and an example applied according to an embodiment of the present invention is a photograph of (d).

그 후 준비된 폴리우레탄용액을 유리주사기(6)에 주입시키며, 주사시 기포가 생기지 않도록 준비한다. 또한 폴리우레탄 나노섬유 전기방사를 최적의 파라미터값을 설정을 하는데(도 2의 102단계), TCD값이 수십 센티미터(바람직한 일예로는 10cm 정도)가 되게 해서 폴리우레탄용액이 담긴 유리주사기(6)를 주사기펌프(4)에 위치시키고, 주사속도를 0.5∼5ml/h(바람직한 일예로는 2.0ml/h 정도)로 설정하여 주사기 펌프(4)의 작동과 동시에 수십 킬로볼트(바람직한 일예로는 10kv 정도)의 일정한 전압을 걸어준다. 그리고 습도는 30%이하, 온도는 45℃이상 유지한 상태에서 제1 전기방사를 진행한다.After that, the prepared polyurethane solution is injected into the glass syringe (6), and is prepared so as not to generate bubbles during the injection. In addition, in order to set the optimal parameter value of the polyurethane nanofiber electrospinning (step 102 of FIG. 2), the TCD value is several tens of centimeters (preferably, about 10 cm) so that the glass syringe containing the polyurethane solution (6) Is placed in the syringe pump 4, and the injection speed is set at 0.5 to 5 ml / h (preferably, about 2.0 ml / h) and at the same time several tens of kilovolts (10 kv is preferred) at the same time as the operation of the syringe pump 4 Apply constant voltage). The first electrospinning is performed while the humidity is 30% or less and the temperature is maintained at 45 ° C. or more.

이러한 제1 전기방사에 의해서 상처 피복제의 외피층에 해당되는 폴리우레탄 나노섬유 웹층이 콜렉터부(8)의 메탈드럼(10)상에 형성된다(도 2의 104단계).By this first electrospinning, a polyurethane nanofiber web layer corresponding to the outer covering layer of the wound coating is formed on the metal drum 10 of the collector portion 8 (step 104 in FIG. 2).

도 2의 100단계 내지 104단계를 수행한 후 도 2의 106단계 내지 110단계의 제2 전기방사 과정을 통해서 상처 피복제의 내피층에 해당하는 천연폴리에스터(PHA) 나노섬유 웹층을 폴리우레탄 나노섬유 웹층상에 형성함으로 복층구조의 부직포를 제조한다. After performing steps 100 to 104 of FIG. 2, through the second electrospinning process of steps 106 to 110 of FIG. 2, the polyurethane nanofiber layer is formed of a natural polyester (PHA) nanofiber web layer corresponding to the endothelial layer of the wound coating agent. By forming on the fibrous web layer, a non-woven fabric having a multilayer structure is produced.

본 발명의 실시 예에서 상처 피복제의 내피층으로 사용될 친수화성 천연 폴리에스터(PHA) 나노섬유 웹을 제조하기 위해, 우선적으로, 전기방사장치의 제2 전기방사에 사용할 원료인 천연 폴리에스터(PHA)성분과 단백질성분과 단백질성분을 녹이기 위한 용매를 혼합한 혼합 용액을 얻는다.In order to prepare a hydrophilic natural polyester (PHA) nanofiber web to be used as the endothelial layer of the wound coating in the embodiment of the present invention, first, a natural polyester (PHA) which is a raw material to be used for the second electrospinning of the electrospinning apparatus ), A mixed solution obtained by mixing a component, a protein component and a solvent for dissolving the protein component.

천연 폴리에스터(PHA)는 하기 화학식 1과 같은 분자구조를 가지며 기재된 바와 같은 다양한 계열이 있다. Natural polyester (PHA) has a molecular structure as shown in the following formula (1) and has a variety of series as described.

Figure 112004032858510-PAT00001
Figure 112004032858510-PAT00001

본 발명의 실시 예에서는 천연 폴리에스터(PHA)의 대표적인 일예인 폴리3-하이드록시부트릭산-3-하이드록시발레릭산 공중합체(Poly(3-hydroxybutyric acid-co-3-hydroxyvaleric acid; 이하 "PHBV"라 칭함)를 일예로 사용한다. In the embodiment of the present invention, a poly3-hydroxybutyric acid-3-hydroxyvaleric acid copolymer (Poly (3-hydroxybutyric acid-co-3-hydroxyvaleric acid; PHBV ") is used as an example.

상기 PHBV의 분자구조는 하기 화학식 2와 같다. The molecular structure of the PHBV is shown in the following formula (2).

Figure 112004032858510-PAT00002
Figure 112004032858510-PAT00002

본 발명의 실시 예에서는, PHBV(PHV내용물 5wt%)성분과 단백질성분중 젤라틴 이나 콜라겐중의 하나를 불소계 알코올 용매인 2,2,2-트리플루오러에탄올(2,2,2-trifluoroethanol: 이하 "TFEtOH"라 칭함)용매 또는 1,1,1,3,3,3-헥사 플로러 - 프로파놀(hexafluoro-2-propanol)용매에 무게비가 PHBV대비 단백질성분 비율이 0.5%∼60%가 되도록(바람직하게는 5:5정도) 녹여서 혼합용액을 준비한다(도 2의 106단계). 여기서 TFEtOH용매는 극성 및 유전상수가 매우 커서 단백질 성분을 충분히 녹일 수 있다. 이때 PHBV/젤라틴(또는 콜라겐) 혼합용액의 농도범위를 실험을 통해서 2wt-% ∼ 10wt-%로 설정하였으며, 바람직하게는 약 6wt-%로 설정할 때 나노섬유가 균일할 뿐더러 폴리우레탄 나노섬유 직경보다 상대적으로 작은 직경을 유지함을 확인하였다. 단백질성분중 본 발명의 실시 예에 적용된 젤라틴(gelatin)이나 콜라겐(collagen)에는 세포들이 잘 부착되지만, 단순 단백질인 알부민(albumin)에는 세포가 잘 부착되지 않음을 확인하였다.In an embodiment of the present invention, PHBV (PHV content 5wt%) component and one of the gelatin or collagen in the protein component of the fluorine-based alcohol solvent 2,2,2-trifluoroethanol (2,2,2-trifluoroethanol: In a solvent or 1,1,1,3,3,3-hexafloor-hexafluoro-2-propanol solvent so that the weight ratio is 0.5% to 60% of the protein content relative to PHBV ( Preferably, about 5: 5) to prepare a mixed solution by melting (step 106 of FIG. 2). Herein, the TFEtOH solvent has a very high polarity and dielectric constant, so that the protein component can be sufficiently dissolved. At this time, the concentration range of the PHBV / gelatin (or collagen) mixed solution was set to 2wt-% to 10wt-% through experiments. Preferably, when it is set to about 6wt-%, the nanofibers are uniform and more than the diameter of the polyurethane nanofibers. It was confirmed to maintain a relatively small diameter. Among the protein components, the cells were well attached to gelatin or collagen applied to the embodiment of the present invention, but the cells were not well attached to albumin, which is a simple protein.

본 발명자들은 실험을 통해 확인한 결과 혼합용액의 농도범위보다도 PHBV/젤라틴 성분의 농도가 낮게 되면 나노섬유의 직경이 가늘어지고 균일성도 떨어지고, 반면에 혼합용액의 농도범위보다도 PHBV/젤라틴 성분의 농도가 높아지게 되면 나노섬유의 직경이 굵어지고 균일성이 점차 떨어짐을 확인하였다.The inventors confirmed through experiments that when the concentration of PHBV / gelatin component is lower than the concentration range of the mixed solution, the diameter of the nanofiber becomes thinner and the uniformity is lower, whereas the concentration of PHBV / gelatin component is higher than the concentration range of the mixed solution. When the diameter of the nanofibers was thickened and the uniformity gradually decreased.

도 4는 PHBV/젤라틴 성분의 농도 변화에 따라 제조된 나노섬유를 보여주는 사진이다. 사진 (a)의 경우는 PHBV/젤라틴 성분의 농도범위가 2wt-%일 때이고, 사진 (b)의 경우는 PHBV/젤라틴 성분의 농도범위가 4wt-%일 때이며, 사진 (c)의 경우는 PHBV/젤라틴 성분의 농도범위가 6wt-%일 때이다. 그리고 사진 (d)의 경우는 PHBV/젤라틴 성분의 농도범위가 8wt-%일 때이다. 본 발명의 실시예에 따라 일예로 적용한 것은 (c)의 사진이다. Figure 4 is a photograph showing the nanofibers produced according to the change in concentration of PHBV / gelatin component. In case of photograph (a), the concentration range of PHBV / gelatin component is 2wt-%, and in case of photograph (b), the concentration range of PHBV / gelatin component is 4wt-%, and in case of photograph (c), PHBV When the concentration range of the gelatin component is 6wt-%. In the case of photograph (d), the concentration range of PHBV / gelatin component is 8wt-%. According to an embodiment of the present invention applied as an example is a photograph of (c).

상기와 같이 PHBV/젤라틴(또는 콜라겐) 혼합용액을 준비한 후, 준비된 혼합용액을 유리주사기(6)에 주입시키며, 주사시 기포가 생기지 않도록 준비한다. 또한 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유 전기방사를 최적의 파라미터값을 설정을 하는데(도 2의 108단계), TCD값이 수십 센티미터(바람직한 일예로는 12cm 정도)가 되게 해서 PHBV/젤라틴(또는 콜라겐) 혼합용액이 담긴 유리주사기(6)를 주사기펌프(4)에 위치시키고, 주사속도를 0.5∼5ml/h(바람직한 일예로는 1.5ml/h 정도)로 설정하여 주사기 펌프(4)의 작동과 동시에 수십 킬로볼트(바람직한 일예로는 10kV 정도)의 일정한 전압을 걸어준다. 그리고 습도는 20%이하, 온도는 40℃이상 유지한 상태에서 제2 전기방사를 진행한다. 그후 24시간 진공건조를 수행한다. After preparing the PHBV / gelatin (or collagen) mixed solution as described above, the prepared mixed solution is injected into the glass syringe (6), it is prepared so as not to generate bubbles during injection. In addition, the hydrophilic natural polyester nanofiber electrospinning sets the optimal parameter value (108 steps in Fig. 2), so that the TCD value is several tens of centimeters (preferably, about 12 cm) to PHBV / gelatin (or collagen) The glass syringe 6 containing the mixed solution is placed in the syringe pump 4, and the injection speed is set at 0.5 to 5 ml / h (preferably, about 1.5 ml / h) at the same time as the syringe pump 4 is operated. Apply a constant voltage of tens of kilovolts (preferably around 10kV). The second electrospinning is performed while the humidity is 20% or less and the temperature is maintained at 40 ° C or more. Thereafter, vacuum drying is performed for 24 hours.

이러한 제2 전기방사 및 진공건조에 의해서 상처 피복제의 내피층에 해당되는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유 웹층이 콜렉터부(8)의 메탈드럼(10)에 기형성된 폴리우레탄나노섬유 웹상에 형성된다(도 2의 110단계).By such second electrospinning and vacuum drying, a hydrophilic natural polyester nanofiber web layer corresponding to the endothelial layer of the wound coating is formed on the polyurethane nanofiber web formed on the metal drum 10 of the collector portion 8. (Step 110 in FIG. 2).

상기한 도 2의 106단계 내지 110단계의 제2 전기방사 및 진공건조 과정을 통해서 도 5에 도시된 바와 같이, 상처 피복제(20)의 내피층에 해당하는 친수화성 천연 폴리에스터(PHA) 나노섬유 웹(24)이 폴리우레탄 나노섬유 웹(22)상에 형성되어진다.As shown in FIG. 5 through the second electrospinning and vacuum drying process of steps 106 to 110 of FIG. 2, the hydrophilic natural polyester (PHA) nanoparticles corresponding to the endothelial layer of the wound coating 20 A fibrous web 24 is formed on the polyurethane nanofiber web 22.

도 6 및 도 7은 본 발명의 실시 예에 따라 복층구조 부직포의 외피층이 폴리우레탄 나노섬유 웹으로 구성되고 내피층이 천연 폴리에스터 나노섬유 웹으로 형성된 상처 피복제의 확대 평면도 및 확대 측단면도이다. 6 and 7 are enlarged plan and enlarged side cross-sectional views of a wound coating formed of a polyurethane nanofiber web and an inner skin layer formed of a natural polyester nanofiber web according to an embodiment of the present invention.

도 6 및 도 7을 함께 참조하면, 상부에서 가늘게 펼쳐진 나노섬유가 내피층의 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유이고, 그 하부에서 상대적으로 굵게 펼치진 나노섬유가 외피층인 폴리우레탄 나노섬유이다. Referring to FIG. 6 and FIG. 7, the nanofibers, which are thinly stretched at the top, are hydrophilic natural polyester nanofibers of the inner skin layer, and the polyurethane nanofibers are the outer layers of the coarse unfolded nanofibers.

전술한 일 예에서는 상처 피복제의 내피층으로 사용되는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유 웹을 전기방사로 제조하는 것을 바람직한 일 예로서 설명을 하였지만, 본 발명은 PGLA와 같은 합성 폴리에스터도 상기와 같은 방식으로 단백질성분 혼합하여 친수화성을 가지는 친수화성 합성 폴리에스터 나노섬유를 제조할 수 있다. 그래서 친수화성 합성 플리에스터 나노섬유로 만들어진 인공장기에 세포들이 쉽게 부착할 수 있도록 한다. In the above-described example, the hydrophilic natural polyester nanofiber web used as the endothelial layer of the wound coating has been described as an example of electrospinning. However, the present invention also provides a synthetic polyester such as PGLA. Hydrophilic synthetic polyester nanofibers having hydrophilicity can be prepared by mixing protein components in a manner. This makes it easy for cells to attach to artificial organs made from hydrophilic synthetic polyester fiber.

요컨대, 본 발명의 다른 실시 예에 따른 친수화성 합성 폴리에스터 나노섬유는, 단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 불소계알코올 용매와 PGLA와 같은 합성 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 전기방사 제조함에 의해 합성 폴리에스터 나노섬유에 친수화성 기능을 포함시킨다. In short, the hydrophilic synthetic polyester nanofiber according to another embodiment of the present invention is prepared by electrospinning a mixed solution of a protein solution, a fluorinated alcohol solvent capable of dissolving the protein component and a synthetic polyester solution such as PGLA. Include hydrophilicity in synthetic polyester nanofibers.

<실험><Experiment>

본원 발명자들은 두 종류의 나노섬유부직포 상처 피복제를 실험을 위해 준비하였다. 그중 하나는 폴리우레탄 나노섬유 웹상에 천연폴리에스터 나노섬유 웹을 형성한 복층구조 부직포를 준비하였고, 다른 하나는 외피층이 폴리우레탄 나노섬유 웹으로 구성되고 내피층이 젤라틴성분 혼합된 천연폴리에스터 나노섬유 웹으로 형성된 본 발명의 실시 예에 따른 복층구조의 상처 피복제를 준비하였다. 그리고 각 각을 세포 배양실험을 하였다. The inventors prepared two kinds of nanofiber nonwoven wound coatings for the experiment. One of them prepared a multi-layered nonwoven fabric in which a natural polyester nanofiber web was formed on a polyurethane nanofiber web, and the other was a natural polyester nanofiber in which the outer layer was composed of a polyurethane nanofiber web and the inner layer was gelatinized. A wound coating agent having a multilayer structure according to an embodiment of the present invention formed as a web was prepared. Each cell was then cultured.

각각의 상처 피복제에 세포를 얹어놓은(seeding) 후 3시간, 6시간, 12시간, 24시간, 2일, 3일의 시간간격을 두고 배양하여 세포를 고정화였는데, 확인한 결과 시간이 지남에 따라 세포의 활동은 도 8a 및 도 8b에 도시된 바와 같이, PHBV 및 젤라틴 혼합된 나노섬유 부직포에서 더욱 활발하게 일어남을 확인할 수 있었다.Cells were immobilized by culturing at intervals of 3 hours, 6 hours, 12 hours, 24 hours, 2 days, and 3 days after seeding each wound coating. Over time, the results were confirmed. 8A and 8B, the activity of the cells was confirmed to occur more actively in the PHBV and gelatin mixed nanofiber nonwoven fabric.

도 8a 및 도 8b는 PHBV웹과 PHBV/젤라틴 나노섬유웹에서의 세포 부착성 및 배양상태를 비교 실험한 사진을 보여주는 도면으로서, 도 8a에서는 3시간, 6시간이 경과되었을 때 세포가 배양된 상태를 보여준 비교사진이고, 도 8b에서는 12시간, 24시간이 경과되었을 때의 세포가 배양된 상태를 보여준 비교사진이다. 24시간이 경과된 때, PHBV웹에는 세포가 별로 배양이 되지 않았는데 반해 PHBV 및 젤라틴 혼합된 나노섬유 부직포에는 활발한 배양이 일어났음을 확인할 수 있다.Figure 8a and 8b is a view showing a comparison of the cell adhesion and culture state of the PHBV web and PHBV / gelatin nanofiber web, in Figure 8a 3 hours, 6 hours after the cell cultured Figure 8b is a comparison picture, Figure 8b is a comparison picture showing a state in which cells were cultured after 12 hours, 24 hours. After 24 hours, the cells were not cultured very much on the PHBV web, whereas the active culture was performed on the PHBV and gelatin mixed nanofiber nonwoven fabrics.

또한 도 9a 및 도 9b의 사진에서는 PHBV/젤라틴 나노섬유웹에 세포가 부착 배양되어서 침투되어 있음을 보여주고 있다. In addition, the photographs of FIGS. 9A and 9B show that cells are attached to and infiltrated the PHBV / gelatin nanofiber web.

상기한 실험 결과와 같이, 본 발명의 실시 예에 따른 친수화성 천연 폴리에스터(PHA) 나노섬유 부직포는 세포들이 단백질 혼합으로 인해 친수화성 및 나노섬유의 높은 비표면적으로 인해 나노섬유에 쉽게 부착할 수 있고 배양성장할 수 있음을 확인하였다. 또한 나노섬유 부직포의 3차원 구조에 의해서 세포가 부직포 내부에까지 침투하여 부착 성장할 수 있음을 확인하였다.As described above, the hydrophilic natural polyester (PHA) nanofiber nonwoven fabric according to the embodiment of the present invention can easily adhere to the nanofibers due to the high specific surface area of the hydrophilicity and the nanofibers due to the protein mixing. It was confirmed that the culture can grow. In addition, it was confirmed that the three-dimensional structure of the nanofiber nonwoven fabric allows cells to penetrate into and grow inside the nonwoven fabric.

또한 본원 발명자들은 폴리우레탄 부직포시트(PU nonwoven sheet), PHBV필름, PHBV부직포 시트, 및 본 발명의 실시 예에 따른 PHBV/젤라틴 부직포 시트를 준 비하여 투습도(water vaper permeability) 실험을 하였고, 그 결과는 하기 표 1과 같다. In addition, the inventors of the present invention performed a water vaper permeability test by preparing a polyurethane nonwoven sheet (PU nonwoven sheet), PHBV film, PHBV nonwoven sheet, and PHBV / gelatin nonwoven sheet according to an embodiment of the present invention, the results It is shown in Table 1 below.

폴리머종류Polymer type P(mg/cm2·h) P (mg / cm 2 · h ) 폴리우레탄 부직포 시트Polyurethane nonwoven sheet 52 ±352 ± 3 PHBV 필름PHBV film 1.7 ±0.61.7 ± 0.6 PHBV 부직포 시트PHBV Nonwoven Sheet 58 ±358 ± 3 PHBV/젤라틴 부직포 시트PHBV / gelatin nonwoven sheet 55 ±855 ± 8

여기서, P = CaCl2 증가량 / 투과영역 ×시간[mg/cm2·h]Where P = CaCl 2 increase / transmission region × time [mg / cm 2 · h]

표 1에서 볼 수 있듯이, 본 발명의 실시 예에 따른 PHBV/젤라틴 부직포 시트의 투습도(P)는 55 ±8(mg/cm2·h)정도로서, PHBV필름보다는 월등하게 높으며, 폴리우레탄 부직포 시트보다는 약간 더 나음을 알 수 있다. As can be seen in Table 1, the moisture permeability (P) of the PHBV / gelatin nonwoven sheet according to the embodiment of the present invention is 55 ± 8 (mg / cm 2 · h), which is significantly higher than the PHBV film, rather than the polyurethane nonwoven sheet A little better.

상기 표 1에서 알 수 있듯이, 본 발명의 실시 예에 따른 PHBV/젤라틴 나노섬유 부직포는 나노섬유에 부착된 세포에게 영양분(산소 등)이 부직포의 상하좌우를 통해서 원활하게 공급할 수 있고 아울러 습기를 발산할 수 있도록 함을 확인할 수 있었다. As can be seen in Table 1, the PHBV / gelatin nanofiber non-woven fabric according to an embodiment of the present invention can supply nutrients (oxygen, etc.) to the cells attached to the nanofiber smoothly through the top, bottom, left and right of the nonwoven fabric and also shed moisture I could confirm that I could.

상술한 본 발명의 설명에서는 구체적인 실시 예에 관해 설명하였으나, 여러 가지 변형이 본 발명의 범위에서 벗어나지 않고 실시할 수 있다. 예컨대, 본 발명의 실시 예에서는 상처피복제의 내피층은, PHBV/단백질 나노섬유 부직포로 구성하고, 외피층은 폴리우레탄 나노섬유 부직포층으로 구성한 일예를 들어 설명하였지만, 상처피복제의 용도외에도 사용할 수 있으며 외피층이 폴리프로필렌 나노섬유층으로 변형 구현될 수도 있고, 아예 외피층이 없이도 구현할 수 있으며, 폴리프로필 렌나노섬유층, 폴리우레탄나노섬유층, PHBV/단백질 나노섬유층으로 구성할 수 있음을 이 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에게 자명하여질 것이다. 따라서 본 발명의 범위는 설명된 실시 예에 의하여 정할 것이 아니고 특허청구범위와 특허청구범위의 균등한 것에 의해 정해 져야 한다. In the above description of the present invention, specific embodiments have been described, but various modifications may be made without departing from the scope of the present invention. For example, in the embodiment of the present invention, although the inner skin layer of the wound coating material is made of PHBV / protein nanofiber nonwoven fabric and the outer skin layer is made of a polyurethane nanofiber nonwoven fabric, it has been described by way of example. In addition, the outer layer may be embodied as a polypropylene nanofiber layer, or may be implemented without a skin layer at all, and may be composed of a polypropylene nanofiber layer, a polyurethane nanofiber layer, and a PHBV / protein nanofiber layer. It will be self-evident to those who have knowledge. Therefore, the scope of the present invention should not be defined by the described embodiments, but should be determined by the equivalent of claims and claims.

상술한 바와 같이 본 발명은 친수화, 세포 부착성 향상 및 조직 적합성이 있는 합성 및 천연 폴리에스터 나노섬유를 구현할 수 있으며, 천연 폴리에스터 나노섬유 부직포를 이용한 상처 피복제도 구현할 수 있다. As described above, the present invention can realize synthetic and natural polyester nanofibers having hydrophilization, cell adhesion improvement, and tissue compatibility, and can also implement wound coating using natural polyester nanofiber nonwoven fabrics.

Claims (8)

단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매와 천연 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 전기방사 제조함에 의해 천연 폴리에스터 나노섬유에 친수화성 기능이 포함되게 함을 특징으로 하는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유. Hydrophilic natural polyester nanofibers, characterized in that the natural polyester nanofibers include a hydrophilic function by electrospinning a mixed solution of a protein solution, a solvent capable of dissolving protein components and a natural polyester solution. . 제1항에 있어서, 상기 단백질용액은 젤라틴 및 콜라겐중의 하나임을 특징으로 하는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유. The hydrophilic natural polyester nanofiber of claim 1, wherein the protein solution is one of gelatin and collagen. 제1항에 있어서, 상기 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매는 불소계알코올 용매임을 특징으로 하는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유. The hydrophilic natural polyester nanofibers according to claim 1, wherein the solvent capable of dissolving the protein component is a fluorinated alcohol solvent. 제1항에 있어서, 상기 천연 폴리에스터는 폴리3-하이드록시부트릭산-3-하이드록시발레릭산 공중합체(Poly(3-hydroxybutyric acid-co-3-hydroxyvaleric acid)임을 특징으로 하는 친수화성 천연 폴리에스터 나노섬유. The method of claim 1, wherein the natural polyester is a hydrophilic natural, characterized in that poly (3-hydroxybutyric acid-co-3-hydroxyvaleric acid) poly3-hydroxybutyric acid-3-hydroxy valeric acid copolymer Polyester nanofibers. 폴리우레탄용액을 제1 전기방사를 통해서 폴리우레탄 나노섬유 웹을 형성하고, 단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매와 천연 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 제2 전기방사하여 상기 나노섬유 웹상에 친수화성 기능이 포함된 천연폴리에스터 나노섬유 웹을 형성함에 의해 복층구조 나노섬유 부직포가 되게 구성함을 특징으로 하는 상처 피복제.Polyurethane solution is formed on the nanofiber web by forming a polyurethane nanofiber web through the first electrospinning, and then mixing a second solution by electrospinning a mixed solution of a natural polyester solution and a solvent capable of dissolving a protein solution and a protein component. A wound coating comprising a multi-layered nanofiber nonwoven fabric by forming a natural polyester nanofiber web containing a hydrophilic function. 상처 피복제 제조방법에 있어서, In the wound coating manufacturing method, 폴리우레탄 성분을 용해 가능한 높은 비점을 가진 제1용매와 전기방사중 휘발이 가능한 낮은 비점을 제2용매를 혼합한 혼합용매에 폴리우레턴성분을 녹여서 폴리우레탄용액을 준비하는 제1과정과, A first process of preparing a polyurethane solution by dissolving a polyurethane component in a mixed solvent in which a first solvent having a high boiling point capable of dissolving a polyurethane component and a second solvent having a low boiling point capable of volatilization during electrospinning are dissolved; 상기 폴리우레탄용액을 제1 전기방사하여 폴리우레탄 나노섬유 웹을 형성시키는 제2과정과,A second step of forming the polyurethane nanofiber web by first electrospinning the polyurethane solution, 단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 용매와 천연 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 준비하는 제3과정과, A third step of preparing a mixed solution in which a protein solution, a solvent capable of dissolving protein components, and a natural polyester solution are mixed; 상기 혼합용액을 제2 전기방사하여 상기 폴리우레탄 나노섬유 웹상에 친수화성 기능이 포함된 천연폴리에스터 나노섬유 웹을 형성시켜 복층구조 나노섬유부직포를 제조하는 제4과정으로 이루어짐을 특징으로 하는 상처 피복제 제조방법. The second step of the electrospinning the mixed solution to form a natural polyester nanofiber web containing a hydrophilic function on the polyurethane nanofiber web to the wound process characterized in that the fourth step of manufacturing a multi-layered nanofiber nonwoven fabric Reproduction Method. 제6항에 있어서, 상기 제3과정이, 천연 폴리에스터인 PHBV(PHV내용물 5wt%)성분과 단백질성분중 젤라틴이나 콜라겐중의 하나를 불소계알코올 용매에 무게비가 천연폴리에스터 대비 단백질성분 비율이 0.5%∼60%가 되도록 녹여서 혼합용액을 준비함을 특징으로 하는 상처 피복제 제조방법. According to claim 6, wherein the third step, the weight ratio of the protein component of the natural polyester PHBV (PHV content 5wt%) component and one of the gelatin or collagen of the protein component in the fluorine-based alcohol solvent 0.5 A method of producing a wound coating, which comprises dissolving it in% to 60% to prepare a mixed solution. 단백질용액과 단백질 성분을 녹일 수 있는 불소계알코올 용매와 합성 폴리에스터용액을 혼합한 혼합용액을 전기방사 제조함에 의해 합성 폴리에스터 나노섬유에 친수화성 기능이 포함되게 함을 특징으로 하는 친수화성 합성 폴리에스터 나노섬유. A hydrophilic synthetic polyester characterized by including a hydrophilic function in a synthetic polyester nanofiber by electrospinning a mixed solution of a protein solution, a fluorinated alcohol solvent capable of dissolving protein components, and a synthetic polyester solution. Nanofiber.
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