KR20110025341A - Fabrication method of polymeric janus microfiber having porous surface for tissue engineering - Google Patents

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Abstract

PURPOSE: A fabrication method of polymeric Janus microfiber is provided to exhaust a photo-cured monomer in a continuous phase by irradiating ultraviolet ray to a micro channel. CONSTITUTION: A fabrication method of polymeric Janus microfiber comprises: a monomer inlet port(1a) into which monomer is injected; a continuous phase inlet port(1b) into which continuous phase is injected; a junction(2a) in which a monomer and continuous phase are focused; a micro channel(2) in which the focused monomer and continuous phase flow; a microfluid chip consisting of an outlet; a water tub(5) in which the microfluid chip is placed; and an ultraviolet irradiation unit(6) irradiating the ultraviolet ray to the micro channel of the microfluid chip.

Description

다공성 표면을 갖는 야누스 형태의 조직공학용 고분자 마이크로 섬유의 제조방법{Fabrication Method of Polymeric Janus Microfiber having Porous Surface for Tissue Engineering} Fabrication Method of Polymeric Janus Microfiber having Porous Surface for Tissue Engineering

본 발명은 다공성 표면을 갖는 조직공학용 고분자 마이크로 섬유의 제조방법 및 이를 위한 제조장치에 관한 것이다. 보다 상세하게는 인체에 유해한 화학약품을 사용하지 않고 표면 제어를 위한 별도의 공정을 거치지 않으며 광중합과 동시에 모노머와 물의 화학반응에 의해 기포를 형성시켜 실시간으로 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유를 제조하는 방법 및 이를 위한 제조장치에 관한 것이다.The present invention relates to a method for producing a polymer microfiber for tissue engineering having a porous surface and a manufacturing apparatus therefor. More specifically, a method of manufacturing a polymer microfiber having a porous surface in real time by using a chemical reaction of monomer and water at the same time without photopolymerization and without a separate process for controlling the surface without using chemicals harmful to the human body. And it relates to a manufacturing apparatus for this.

보건 의료분야에서 최선진국인 미국에서는 매년 10만 명의 환자들이 몸의 일부분인 장기 등을 필요로 하나, 단지 2만 건의 장기만이 기증되고 있다. 장기 이식을 위한 조건을 갖춘 약 3만 6천여명이 대기자 명단에 대기 중에 있으며, 지난 5년 동안 약 만 여명 정도가 대기 중 목숨을 잃었다고 한다. 이렇게 인체장기가 많이 필요함에도 기증자의 숫자는 점차 줄고 있어 수급에 심한 불균형이 초래되고 있 으며, 장기이식 수술의 기술적인 어려움, 높은 비용 및 면역 억제제의 사용에 따른 부작용 등의 많은 문제점들이 남아있다.In the United States, the nation's best health care nation, 100,000 patients need organs each year as part of their body, but only 20,000 organs are donated. About 36,000 people are waiting on the waiting list with conditions for organ transplantation, and about 10,000 have lost their lives in the last five years. Even though the human organs need a lot, the number of donors is gradually decreasing, causing severe imbalances in supply and demand, and many problems such as technical difficulties in organ transplant surgery, high cost, and side effects due to the use of immunosuppressants remain.

이러한 장기 이식의 새로운 접근법으로서, 조직공학(Tissue Engineering)을 이용한 인공장기의 개발이나 조직의 재생에 대한 필요성이 크게 대두되게 되었다. 조직공학은 생명과학의 기본 개념과 기술을 통합 응용하여 생체조직의 구조와 기능 사이의 상관관계를 이해하고, 나아가서 생체조직의 대용품을 만들어 다시 체내에 이식함으로써 우리 몸의 기능을 유지, 향상 또는 복원하는 것을 목적으로 하는 응용학문이다. 대표적인 조직공학 기법을 요약하면 다음과 같다. 우선, 환자의 몸에서 필요한 조직을 채취하고 그 조직편으로부터 세포를 분리한 후 분리된 세포를 배양을 통해 필요한 양만큼 증식시킨다. 증식된 세포를 다공성 고분자 지지체(scaffold)에 심어 일정기간 동안 체외 배양하고 그로부터 얻어진 하이브리드형 세포/고분자 구조물을 다시 체내에 이식한다.As a new approach to organ transplantation, the necessity for the development of artificial organs or tissue regeneration using tissue engineering has emerged. Tissue engineering integrates and applies the basic concepts and technologies of life sciences to understand the relationship between the structure and function of biological tissues, and to maintain, improve or restore the function of our bodies by creating and replacing the tissues. This is an applied research aimed at doing this. Representative tissue engineering techniques are summarized as follows. First, the necessary tissue is taken from the patient's body, the cells are separated from the tissue pieces, and the separated cells are grown in the required amount through culture. Proliferated cells are planted in a porous polymer scaffold and cultured in vitro for a period of time, and the hybrid cell / polymer structures obtained therefrom are transplanted again into the body.

조직공학에 사용되는 지지체는 이식거부, 세포독성, 염증반응 등을 유발하지 않아서 생체 적합한 성질을 가져야 할 뿐만 아니라, 세포의 부착 및 성장이 용이하고, 지지체로 역할을 수행하기 위하여 생체내의 압력을 견딜 수 있는 높은 기계적 강도를 지녀야 한다. 여러 형태의 지지체 중 섬유 형태의 지지체(fibrous scaffold)는 세포의 성장(growth), 정렬(alignment), 이동(migration) 등에 있어서 가이드 역할을 해줄 수 있기 때문에 조직공학 분야에 많이 이용이 되고 있다. 섬유 형태의 지지체 재료로써 폴리우레탄(polyurethane)은 적당한 기계적 강도와 생체적합성(biocpmpatibility)에도 불구하고, 세포의 부착력이 낮다는 결정적인 단점 을 가지고 있다. 이러한 단점을 보완하기 위해 섬유형태의 폴리우레탄 지지체를 만든 후 세포가 잘 붙을 수 있는 단백질 등으로 지지체의 표면을 코팅 하는 등의 방법이 이용되는데, 이 역시도 지지체의 표면을 균일하게 코팅하기 어렵고, 공정 과정이 복잡해지기 때문에 시간, 비용적인 측면에서 단점을 가지고 있다. The scaffold used in tissue engineering should not only have biocompatible properties because it does not cause transplant rejection, cytotoxicity, inflammatory reaction, etc., but also facilitates cell attachment and growth, and withstands in vivo pressure to serve as a scaffold. Should have high mechanical strength. Among scaffolds, fibrous scaffolds are widely used in tissue engineering because they can serve as guides in cell growth, alignment, and migration. Polyurethane as a support material in the form of fibers has the critical disadvantage that the adhesion of the cells is low despite the appropriate mechanical strength and biocpmpatibility. In order to make up for this drawback, a method of making a polyurethane support in the form of a fiber and then coating the surface of the support with a protein to which cells can adhere well is used, which is also difficult to uniformly coat the surface of the support. The process is complicated and has disadvantages in terms of time and cost.

조직공학에 있어서 또 다른 중요한 이슈는 생체적합성을 가지는 지지체를 제작하는 방법에 관한 것이다. 섬유를 제작하기 위해 사용되는 종래의 방법으로는 용융방사(melt spinning)와 습식방사(wet spinning)등이 있는데, 이 방법들은 공정과정에서 높은 온도와 세포에 독성을 주는 휘발성 용매가 사용 되기 때문에 조직공학용 지지체 제조방법으로서 한계가 있다.Another important issue in tissue engineering is how to make a biocompatible scaffold. Conventional methods used to fabricate fibers include melt spinning and wet spinning, which use high temperature and volatile solvents to poison cells. There is a limitation as a method for preparing an engineering support.

한편 미세유체 칩은 빠른 반응 시간, 소량의 시약으로 실험 및 분석이 가능하고 작은 공간 내에 여러 공정의 집적화가 가능하다는 장점으로 인해 최근 들어 화학 합성, 분석, 세포 실험, 고분자 구조물 제작 등의 다양한 분야에 이용되고 있다. 미세유체 칩을 이용하여 고분자 마이크로 섬유 또한 실시간으로 제조가 가능하며 고온, 고압의 조건이 필요 없기 때문에 비용, 공간적인 측면에서 유리하고, 부수적인 장치들도 간소화 할 수 있다. 하지만 이 경우에도 종래의 방법으로는 미세유체 칩 내에서 실시간으로 마이크로 섬유의 표면 성질을 제어하는 데에는 어려움이 있어, 조직공학용 지지체로 사용하기 위해서는 마이크로 섬유를 제조 한 후 별도의 후처리 공정을 통해 세포가 잘 부착이 될 수 있도록 만들어 주어야 한다. Microfluidic chips, on the other hand, have fast reaction times, can be tested and analyzed with a small amount of reagents, and can integrate various processes in a small space. It is used. Polymer microfibers can also be manufactured in real time using microfluidic chips. Since high temperature and high pressure are not required, it is advantageous in terms of cost and space and can simplify additional devices. However, even in this case, it is difficult to control the surface properties of the microfibers in real time in the microfluidic chip. In order to use it as a support for tissue engineering, the microfibers are manufactured and then subjected to a separate post-treatment process. It should be made to be able to attach well.

상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여 본 발명은 기계적 강도가 우수할 뿐 아니라 세포의 부착 및 성장이 용이한 다공성 표면을 갖는 조직공학용 고분자 마이크로 섬유의 제조방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.In order to solve the above problems, an object of the present invention is to provide a method for producing a polymer microfiber for tissue engineering having a porous surface that is excellent in mechanical strength and easy to attach and grow cells.

본 발명은 또한 세포에 독성을 미치는 휘발성 용매를 이용하지 않고, 상온 상압의 온화한 조건에서 단순한 공정에 의해 경제적으로 다공성 표면을 갖는 조직공학용 고분자 마이크로 섬유를 제조하는 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.It is another object of the present invention to provide a method for producing a polymer microfiber for tissue engineering having a porous surface economically by a simple process under mild conditions of room temperature and atmospheric pressure without using a volatile solvent that is toxic to cells.

본 발명의 또 다른 목적은 상기 방법에 의해 다공성 표면을 갖는 조직공학용 고분자 마이크로 섬유를 제조할 수 있는 미세유체 칩을 이용한 제조장비를 제공하는 것이다.Still another object of the present invention is to provide a manufacturing apparatus using a microfluidic chip capable of manufacturing a polymer microfiber for tissue engineering having a porous surface by the above method.

전술한 과제를 해결하기 위한 본 발명은 광중합성 폴리우레탄 모노머와 상기 모노머와 혼합되지 않는 수용액 연속상을 미세유로에 모노머 제트 스트림이 형성되도록 동시에 연속 주입하면서, 미세유로에 자외선을 조사하여 광경화된 모노머가 연속상으로 배출되도록 하는 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법에 관한 것이다.The present invention for solving the above problems and the photopolymerizable polyurethane monomer Simultaneously injecting an aqueous solution continuous phase not mixed with the monomer to form a monomer jet stream in a microchannel, while irradiating ultraviolet light to the microchannel to discharge the photocured monomer into the continuous phase. It relates to a manufacturing method.

이때, 미세유로에 상기 모노머가 먼저 주입되는 경우 미세유로의 벽면에 흡 착되는 것을 방지하기 위해 모노머의 주입 전에 상기 연속상 수용액으로 미세유로를 먼저 채우는 것이 보다 바람직하다. In this case, when the monomer is first injected into the microchannel, it is more preferable to first fill the microchannel with the continuous aqueous solution before injection of the monomer in order to prevent the monomer from being adsorbed on the wall of the microchannel.

상기 광중합성 폴리우레탄 모노머는 광개시제와 폴리우레탄 모노머의 혼합물로 종래 기술에 의해 알려진 통상의 광개시제와 폴리우레탄 모노머를 적절히 혼합하여 사용할 수도 있으며, NOA63(Norland optical adhesive 63), NOA75(Norland optical adhesive 75)등과 같이 상업화된 광중합성 폴리우레탄 모노머를 사용하여도 무관하다. The photopolymerizable polyurethane monomer may be a mixture of a photoinitiator and a polyurethane monomer, and may be used by appropriately mixing a conventional photoinitiator and a polyurethane monomer known by the prior art, and may be used as a NOA63 (Norland optical adhesive 63) and NOA75 (Norland optical adhesive 75). Commercially available photopolymerizable polyurethane monomers such as the above may also be used.

상기 광개시제는 자외선의 조사에 의해 라디칼을 형성할 수 있는 것으로서, 1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone, 2-Hydroxy-2-methyl-1-phenyl-propan-1-one, 4-(2-hydroxyethoxy)phenyl-(2-hydroxy-2-propyl)ketone, 2-Methyl-1[4-(methylthio)phenyl]-2-morpholinopropan-1-one, 1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone 등을 사용할 수 있으나 이에 한정되는 것은 아니다. 광개시제의 양은 광개시제의 종류와 폴리우레탄 모노머의 종류에 따라 적절히 조절하여 사용할 수 있으나 폴리우레탄 모노머에 대해 1~5%(w/w)인 것이 바람직하다. The photoinitiator can form radicals by irradiation of ultraviolet rays, 1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone, 2-Hydroxy-2-methyl-1-phenyl-propan-1-one, 4- (2-hydroxyethoxy ) phenyl- (2-hydroxy-2-propyl) ketone, 2-Methyl-1 [4- (methylthio) phenyl] -2-morpholinopropan-1-one, 1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone, etc. It is not limited to this. The amount of photoinitiator may be appropriately adjusted according to the type of photoinitiator and the type of polyurethane monomer, but is preferably 1 to 5% (w / w) based on the polyurethane monomer.

상기 폴리우레탄 모노머는 중합반응에 의해 폴리우레탄을 형성할 수 있는 모노머 화합물 또는 모노머 조성물로, 통상의 폴리우레탄 모노머로 사용되는 것이라면 어느 것이어도 무관하며 통상 폴리이소시아네이트, 글리콜, 그리고 디아민의 혼합물로 이루어진다. 폴리우레탄 모노머는 자외선 조사에 의해 광개시제로부터 생성된 라디칼(radical)에 의해 우레탄 결합, 우레아 결합, 알로파네이 트(allophanate) 결합 또는 뷰렛(biuret) 결합을 생성하는 한편, 하이드록시기(hydroxy group)를 함유하는 친수성 용액과 접했을 때 폴리이소시아네이트의 이소시아네이트기와 하이드록시기의 반응에 의해 이산화탄소 기체를 발생시킨다. 상기 글리콜로는 ethylene glycol, 1,2-propylene glycol, 1,3-butane diol, trimethylol propane을, 디아민으로는 hydrazine, ethylene diamine, 1,4-ciclehexanediamine, 2,4-tolylenediamine을, 폴리이소시아네이트로는 p-phenylene diisocynate, 1,6-hexamethylene diisocyanate, toluene diisocynate 을 예로 들 수 있으나, 이는 예시에 불과하며 본 발명은 특정 폴리우레탄 모노머에만 적용되는 것이 아니므로 당업자라면 종래 기술에 의해 보다 다양한 종류의 화합물들을 혼합하여 폴리우레탄 모노머로 사용할 수 있음은 용이할 것이다. 상기 글리콜 : 디아민 : 폴리이소시아네이트의 혼합비는 최종적으로 얻고자 하는 폴리우레탄 섬유의 물성과 사용하는 글리콜, 디아민 및 폴리이소시아네이트의 종류에 따라 종래기술에 의해 적절히 조절될 수 있다. The polyurethane monomer is a monomer compound or monomer composition capable of forming a polyurethane by a polymerization reaction, and may be any compound used as a general polyurethane monomer, and is usually composed of a mixture of polyisocyanate, glycol, and diamine. Polyurethane monomers generate urethane bonds, urea bonds, allophanate bonds, or biuret bonds by radicals generated from photoinitiators by ultraviolet irradiation, while hydroxyl groups are formed. When it comes into contact with the hydrophilic solution to contain, carbon dioxide gas is generated by reaction of the isocyanate group and the hydroxyl group of the polyisocyanate. The glycol is ethylene glycol, 1,2-propylene glycol, 1,3-butane diol, trimethylol propane, diamine is hydrazine, ethylene diamine, 1,4-ciclehexanediamine, 2,4-tolylenediamine, polyisocyanate p-phenylene diisocynate, 1,6-hexamethylene diisocyanate, toluene diisocynate may be exemplified, but this is only an example and the present invention does not apply only to specific polyurethane monomers. It may be easy to mix and use the polyurethane monomer. The mixing ratio of the glycol: diamine: polyisocyanate may be appropriately adjusted according to the prior art according to the physical properties of the polyurethane fiber to be finally obtained and the type of glycol, diamine and polyisocyanate to be used.

상기 연속상은 상기 모노머와 혼합되지 않아 모노머 제트 스트림을 형성할 수 있는 수용액이라면 어떤 것이라도 무방하다. 즉, 단순히 물을 사용할 수도 있으나, 모노머와 연속상간의 계면장력을 낮춰 주어 모노머 제트스트림을 길게 형성 시키는 데 보다 유리하도록 계면활성제 수용액을 사용하는 것이 보다 바람직하다. 상기 계면활성제는 이온성, 비이온성의 어떠한 것을 사용하여도 무방하며 당업자라면 종래의 계면활성제 중 어느 것이나 선정하여 사용하는 데 어려움이 없으므로 구 체적인 종류는 별도로 기재하지 않는다. 계면활성제의 농도는 1~10 %(w/w)인 것이 바람직하다.The continuous phase may be any aqueous solution that is not mixed with the monomer to form a monomer jet stream. That is, although water may be simply used, it is more preferable to use an aqueous solution of surfactant to lower the interfacial tension between the monomer and the continuous phase and to advantageously form a long monomer jet stream. The surfactant may be any one of ionic and nonionic, and those skilled in the art do not have any difficulty in selecting and using any of the conventional surfactants. It is preferable that the density | concentration of surfactant is 1 to 10% (w / w).

서로 혼합되지 않는 모노머와 연속상이 만나면 두 유체가 만나는 부분에서 모노머 액적이 형성되는데, 이때 모노머의 부피유속이 증가함에 따라 모노머 액적은 긴 원통형의 모노머 제트 스트림으로 형태가 바뀌게 된다. 상기 부피유속은 미세유로의 넓이나 연속상의 종류, 연속상의 부피유속에 따라 변화하므로 구체적인 수치로 한정될 수 없음은 당연하다. 또한, 당업자라면 해당 조건에서 모노머가 제트 스트림을 형성하는 모노머의 부피유속을 결정하는 것은 용이할 것이다.When a monomer and a continuous phase that are not mixed with each other meet, monomer droplets are formed at a location where the two fluids meet, and as the volumetric flow rate of the monomer increases, the monomer droplet is changed into a long cylindrical monomer jet stream. The volumetric flow rate varies depending on the width of the microfluidic channel, but the type of the continuous phase and the volumetric flow rate of the continuous phase. In addition, it will be easy for one skilled in the art to determine the volumetric flow rate of the monomer under which conditions the monomer forms a jet stream.

상기 미세유로에 형성된 모노머 제트 스트림과 연속상의 계면에서 폴리우레탄 모노머의 이소시아네이트기는 연속상에 포함된 물과 반응하여 이산화탄소를 발생시킨다(반응식 1). 이렇게 발생된 이산화탄소 기체는 도 3에 도시하였듯이 모노머 제트 스트림 내부에서 중력 반대 방향인 위쪽으로 떠오르게 되며, 이와 동시에 모노머 제트 스트림은 실시간으로 경화되어 배출된다. 따라서 이산화탄소 기체의 일부는 마이크로 섬유의 내부에 갇히고 일부는 위쪽 표면에서 배출 되던 중 경화되어 표면에 작은 구멍(pore)을 형성하게 되어 결과적으로 배출되는 위쪽 표면은 다공성 구조이고, 아래쪽 표면은 비다공성 구조로 되어 있는 마이크로 섬유를 형성하게 된다. The isocyanate group of the polyurethane monomer at the interface of the continuous stream with the monomer jet stream formed in the microchannel reacts with water contained in the continuous phase to generate carbon dioxide (Scheme 1). The carbon dioxide gas thus generated floats upward in the opposite direction of gravity inside the monomer jet stream as shown in FIG. 3, and at the same time, the monomer jet stream is cured and discharged in real time. Therefore, some of the carbon dioxide gas is trapped inside the microfiber, and some of the carbon dioxide is hardened while being discharged from the upper surface, so that a small pore is formed on the surface. As a result, the upper surface is porous and the lower surface is non-porous. Microfibers are formed.

<반응식 1><Scheme 1>

R-NCO + H2O → (RNHCOOH →) RNH2 + CO2↑ R-NCO + H 2 O → (RNHCOOH →) RNH 2 + CO 2 ↑

본 발명은 또한 상기 방법에 의해 고분자 마이크로 섬유를 제조할 수 있는 장치에 관한 것이다. 보다 구체적으로 본 발명의 고분자 마이크로 섬유(3) 제조장치(100)는 도 2에 도시한 것과 같이 모노머가 주입되는 모노머 주입구(1a), 연속상이 주입되는 연속상 주입구(1b), 상기 모노머와 상기 연속상이 집속되는 접합점(2a), 집속된 모노머와 연속상이 흐르는 미세유로(2)와 미세유로의 말단에 형성되어 집속된 모노머와 연속상이 배출되는 배출구(2b)로 이루어진 미세유체 칩; 상기 미세유체 칩이 내부에 놓여지는 수조(5); 및 상기 미세유체 칩의 미세유로에 자외선을 조사하는 자외선 조사 수단(6);으로 이루어진다.The present invention also relates to an apparatus capable of producing polymer microfibers by the above method. More specifically, the polymer microfiber 3 manufacturing apparatus 100 of the present invention includes a monomer injection port 1a into which a monomer is injected, a continuous phase injection port 1b into which a continuous phase is injected, as shown in FIG. A microfluidic chip comprising a junction point 2a for concentrating the continuous phase, a microfluidic channel 2 through which the focused monomer and the continuous phase flow, and an outlet port 2b for dispersing the focused monomer and the continuous phase; A water tank (5) in which the microfluidic chip is placed; And ultraviolet irradiation means 6 for irradiating ultraviolet rays to the microchannel of the microfluidic chip.

상기 미세유체 칩에서 미세유로의 폭은 제조하고자 하는 마이크로 섬유의 두께, 모노머의 종류에 따라 적절히 조절하는 것이 가능할 것이나, 50~300㎛인 것이 바람직하다. 미세유로의 폭이 너무 넓다면 미세유로 내에서 균일한 모노머 제트스트림을 유지하기 위해 보다 많은 양의 연속상을 주입해 주어야 하고, 폭이 너무 좁은 경우 미세유로의 벽면에 모노머 제트스트림이 접촉하게 되어 자외선 조사에 의해 경화된 모노머 제트스트림이 미세유로를 막게 되는 문제점이 있다. 본 발명에서 자외선의 조사는 미세유로의 일부분에 집중적으로 이루어지므로 미세유로의 길 이는 반응에 크게 영향을 미치지 않는다.The width of the microfluidic channel in the microfluidic chip may be appropriately adjusted depending on the thickness of the microfibers to be manufactured and the type of the monomer, but is preferably 50 to 300 µm. If the width of the microchannel is too wide, a larger amount of continuous phase must be injected to maintain a uniform monomer jetstream in the microchannel. If the width is too narrow, the monomer jetstream comes into contact with the wall of the microchannel. There is a problem that the monomer jet stream cured by ultraviolet irradiation blocks the micro channel. In the present invention, since the irradiation of ultraviolet light is concentrated on a part of the micro channel, the length of the micro channel does not significantly affect the reaction.

상기 수조는 미세유체 칩으로부터 배출되는 광경화된 고분자 마이크로 섬유와 연속상이 담겨지게 된다. 이때 수조에는 상기 마이크로 섬유 제조 시에 사용되는 연속상이 미리 담겨있어 배출구(2b)를 경계로 미세유체 칩 내부와 외부의 조건이 급격히 변화하지 않도록 하는 것이 바람직하다.The bath is filled with the photocured polymer microfibers and the continuous phase discharged from the microfluidic chip. At this time, it is preferable that the tank contains a continuous phase used in the manufacture of the microfibers in advance so that the conditions inside and outside the microfluidic chip do not change rapidly with the outlet 2b as a boundary.

도 3에 도시된 것과 같이 모노머 주입구(1a) 및 연속상 주입구(1b)는 각각 2개로 구성될 수 있다. 서로 대칭으로 위치한 2개의 연속상 주입구를 이용하게 되면 주입된 모노머의 흐름에 좌우로 균일한 전단력을 가해줄 수 있기 때문에 모노머 제트스트림을 형성시키는데 보다 유리하다. 한편, 2개의 모노머 주입구를 통해 서로 다른 성질을 가진 두 종류의 모노머를 각각의 주입구로 주입해 주게 되면, 양면이 서로 다른 성질을 가지는 마이크로 섬유를 제조할 수 있다. 실시 예에서와 같이 한가지 종류의 모노머를 이용하는 경우에는 모노머 주입구를 1개로 하는 것과 2개로 하는 것은 결과에 큰 영향을 미치지 않는다. As shown in FIG. 3, the monomer inlet 1a and the continuous phase inlet 1b may be respectively composed of two. The use of two continuous phase inlets positioned symmetrically with each other is more advantageous for forming a monomer jet stream because it can apply a uniform shear force to the left and right of the injected monomer flow. Meanwhile, when two kinds of monomers having different properties are injected into each injection hole through two monomer injection holes, microfibers having different properties on both sides may be manufactured. In the case of using one type of monomer as in the embodiment, having one and two monomer inlets has no significant effect on the results.

또한 상기 미세유체 칩의 배출구가 수직방향을 향하는 경우 자외선에 의해 경화된 마이크로 섬유가 미세유로에 막힐 수 있으므로 이를 방지하기 위해 상기 배출구는 수평방향을 향해 있는 것이 바람직하다.In addition, when the outlet of the microfluidic chip is directed in the vertical direction, the microfibers cured by ultraviolet rays may be blocked in the microfluidic channel, so that the outlet is directed in the horizontal direction to prevent this.

본 발명은 또한 상기 방법에 의해 제조된 조직공학용 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유에 관한 것이다. 상기 고분자 마이크로 섬유는 도 4 내지 도 6에서 확인할 수 있듯이 균일한 두께를 가지며 표면의 절반은 다공성 구조이고 나머지 절반은 비다공성인 야누스 구조를 갖는다. 마이크로 섬유의 절반인 다공성 구조는 세포의 부착과 성장이 용이하도록 하며, 비다공성 구조를 가지는 나머지 절반의 표면은 마이크로 섬유의 기계적인 강도를 좀 더 강하게 유지하여 본 발명에 의해 제조된 마이크로 섬유가 조직공학용 지지체로 보다 적합한 특성을 나타내도록 한다.The invention also relates to a polymeric microfiber having a porous surface for tissue engineering prepared by the method. The polymer microfibers have a uniform thickness, and as shown in FIGS. 4 to 6, half of the surface has a porous structure and the other half has a non-porous Janus structure. The porous structure, which is half of the microfibers, facilitates cell attachment and growth, and the other half of the surface having the non-porous structure maintains the mechanical strength of the microfibers more strongly so that the microfibers prepared by the present invention It is intended to exhibit more suitable properties as an engineering support.

본 발명의 고분자 마이크로 섬유를 세포 배양 지지체로 사용하여 NH3T3 세포를 배양한 결과, 초반에는 마이크로 섬유의 다공성 표면에 세포가 부착되기 시작하여 36시간 이후에는 비다공성 표면가지 세포가 부착되었으며 장기간 배양시에도 세포가 성장하는 것을 확인하였다. 또한 상기 고분자 마이크로 섬유가 교차되는 부분에서는 얇은 막 형태로 뻗어서 성장하여 배양 시간이 경과할수록 막의 거리가 점차 넓어져 2D 형태의 세포 배양 뿐 아니라 3D 형태의 세포 배양과 연구에 응용될 수 있음을 확인하였다.As a result of culturing NH3T3 cells using the polymer microfiber of the present invention as a cell culture support, the cells began to adhere to the porous surface of the microfiber at first, and then non-porous surface branched cells were attached after 36 hours. It was confirmed that the cells grew. In addition, the polymer microfibers are intersected and grown in a thin membrane form, and as the cultivation time passes, the membrane distance is gradually widened, and it can be applied to not only 2D cell culture but also 3D cell culture and research. .

이상과 같이 본 발명의 제조방법 및 제조장치에 의하면, 상온, 상압에서 세포에 독성을 미치는 휘발성 용매를 사용하지 않고 간단한 공정에 의해 균일한 두께의 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유를 연속적으로 제조할 수 있다.According to the production method and apparatus of the present invention as described above, it is possible to continuously produce a polymer microfiber having a porous surface of uniform thickness by a simple process without using a volatile solvent that is toxic to cells at room temperature and atmospheric pressure. have.

또한 본 발명에 의한 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유는 폴리우레탄의 우수한 기계적 강도를 유지하며 다공성 표면 구조로 인해 세포의 부착 및 성 장이 용이하여 별도의 표면처리를 하지 않아도 조직공학 분야의 세포배양 지지체로 이용될 수 있다.In addition, the polymer microfiber having a porous surface according to the present invention maintains the excellent mechanical strength of the polyurethane and is easy to attach and grow cells due to the porous surface structure, and as a cell culture support in tissue engineering without a separate surface treatment Can be used.

또한 본 발명에 의한 고분자 마이크로 섬유가 교차되는 부분에서는 세포가 얇은 막 형태로 뻗어서 성장되므로 2D 형태의 세포 배양 뿐 아니라 3D 형태의 세포 배양과 연구에 응용될 수 있다.In addition, since the cells are stretched and grown in the form of a thin film at the portion where the polymer microfibers intersect, the present invention can be applied to cell culture and research of 3D cells as well as 2D cells.

이하 첨부된 도면 및 실시예를 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 그러나 이들 실시예는 예시적인 목적일 뿐 본 발명이 이에 한정되는 것은 아니다. 또한 이러한 예시에 기초하여 본 발명의 기술적 사상의 범위 안에서 다양한 변형과 변경이 가능함은 당업자에게는 당연할 것이다. Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings and examples. However, these examples are for illustrative purposes only and the present invention is not limited thereto. It will be apparent to those skilled in the art that various changes and modifications can be made within the scope of the technical idea of the present invention based on these examples.

실시예 1 : 마이크로 섬유 제조장치의 제작Example 1 Preparation of Microfiber Manufacturing Apparatus

미세유체 장비는 도 2와 같이 두개의 주입구(1a, 1b)와 하나의 배출구(2b)를 갖는 미세유로를 갖도록 고안되었다. 실리콘 웨이퍼 위에 네가티브형 감광제(SU-8, Microchem Co., USA)를 고르게 도포한 후, 1,000rpm으로 스핀 코팅하여 100 ㎛ 높이의 감광제를 올려주었다. 폭이 200 ㎛인 미세유로 형상이 있는 마스크를 통해 UV를 조사하여 채널과 반대 형상을 갖는 마스터 몰드를 제작하였다. 이후, PDMS(Polydimethylsiloxane) (Sylgard 184; Dow Corning, Midland, MI)를 제작된 마스터 몰드에 부어준 후 65℃에서 4시간 경화시켜 원하는 형상의 미세유로를 가진 PDMS 몰드를 제작하였다. 이렇게 만들어진 PDMS 몰드에 유리 기판을 산소 플라즈마 처리를 통해 붙여 마이크로 섬유 제조용 미세유체 칩(100)을 제작하였다. 두개의 주입구에는 구멍을 통해 타이곤튜브(Tygon tube)가 삽입되어 있으며, 각각의 튜브에는 마이크로시린지(Norm-Ject, Germany)가 연결되어 각각 시린지 펌프(Harvard Apparatus, USA)를 사용하여 해당 용액을 미세유로로 펌핑할 수 있도록 한다. 상기 미세유체 칩(100)을 미리 준비된 연속상(4)이 차있는 수조(5)에 넣었다. 자외선 조사 장치로 형광현미경에 연결된 자외선 램프를 이용하기 위하여 상기 수조를 현미경(NIKON, T2000-U, Japan) 스테이지위에 올려 놓고 연속상과 모노머의 흐름이 교차되어 모노머 제트스트림이 형성되는 부분에 자외선이 조사될 수 있도록 위치시켜 마이크로 섬유 제조장치를 완성하였다. The microfluidic equipment is designed to have a microchannel having two inlets 1a and 1b and one outlet 2b as shown in FIG. The negative photosensitive agent (SU-8, Microchem Co., USA) was evenly applied on the silicon wafer, and then spin-coated at 1,000 rpm to raise the 100 μm high photosensitive agent. Width The UV mold was irradiated through a mask having a micro flow path having a thickness of 200 μm to prepare a master mold having a shape opposite to that of the channel. Then, PDMS (Polydimethylsiloxane) (Sylgard 184; Dow Corning, Midland, MI) was poured into the prepared master mold and then 4 hours at 65 ℃ Curing to produce a PDMS mold having a microchannel of the desired shape. The glass substrate was attached to the PDMS mold thus prepared through an oxygen plasma treatment to produce a microfluidic chip 100 for microfiber production. Tygon tube is inserted into the two inlets through a hole, and each tube is connected with a micro syringe (Norm-Ject, Germany), and the syringe pump (Harvard Apparatus, USA) is used to finely dispense the solution. Allow pumping into the flow path. The microfluidic chip 100 was placed in a tank 5 filled with a continuous phase 4 prepared in advance . In order to use an ultraviolet lamp connected to a fluorescence microscope as an ultraviolet irradiation device, the tank is placed on a microscope stage (NIKON, T2000-U, Japan), and ultraviolet rays are generated at a portion where a monomer jet stream is formed by the flow of a continuous phase and a monomer. Positioned to be irradiated to complete the micro fiber manufacturing apparatus.

실시예 2 : 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유의 제조Example 2 Preparation of Polymer Microfibers with Porous Surfaces

실시예 1에서 제조한 미세유체 장비를 사용하여 현미경에 장착된 365nm의 자외선 램프(Osram, Germany)에 의해 자외선을 조사하면서 주입구 중 한 곳(1a)으로, 5% SDS 수용액을 시린지 펌프를 이용하여 10 ㎕/min의 속도로 주입하였다. 미세유로(2)가 SDS 수용액으로 완전히 채워지면 SDS 수용액을 계속 주입하면서 다른 쪽 주입구(1b)로 NOA63(Norland optical adhesive 63)을 별개의 시린지 펌프를 이용하여 1 ㎕/min의 속도로 동시에 주입하였다. NOA63은 모노머로서 폴리우레탄의 전구체가 주성분을 이루며 자외선에 의해 고형화되는 접착제이다. Using a microfluidic device prepared in Example 1 while irradiating ultraviolet rays with a 365 nm ultraviolet lamp (Osram, Germany) mounted on a microscope, one of the inlets (1a), using a syringe pump 5% SDS solution Injection was made at a rate of 10 μl / min. When the microchannel 2 was completely filled with SDS aqueous solution, NOA63 (Norland optical adhesive 63) was simultaneously injected into the other inlet (1b) using a separate syringe pump while continuously injecting the SDS aqueous solution. . NOA63 is an adhesive whose monomer is a precursor of polyurethane and is solidified by ultraviolet rays.

도 4는 상기 방법에 의해 제조된 폴리우레탄 마이크로 섬유의 현미경(NIKON, T2000-U, Japan) 사진으로, 섬유간 유착이 발생하지 않고 약 50㎛ 직경의 균일한 두께를 갖는 마이크로 섬유가 제조된 것을 확인할 수 있었다. FIG. 4 is a microscope (NIKON, T2000-U, Japan) photograph of the polyurethane microfibers prepared by the above method, in which microfibers having a uniform thickness of about 50 μm in diameter are not produced without inter-fiber adhesion. I could confirm it.

주사전자현미경(Scanning Electron Microscope, TOPCON SM-500, Japan)으로 제조된 마이크로 섬유의 표면구조와 내부 단면을 관측하고 도 5 및 도 6에 그 사진을 각각 도시하였다. 도 5에서 확인할 수 있듯이 제조된 섬유의사진을 통하여 본 발명에 의해 제조된 폴리우레탄 마이크로 섬유의 표면구조와 내부 단면 구조를 확인하였다(도 5, 6). 그 결과, 본 발명에 의해 제조된 섬유의 길이 방향에 대해 수직인 단면의 절반은 다공성 구조, 나머지 절반은 구멍이 없는 매끈한 표면을 가지는 마이크로 섬유라는 것을 확인하였다.The surface structure and the internal cross section of the microfibers manufactured by Scanning Electron Microscope (TOPCON SM-500, Japan) were observed and the photographs are shown in FIGS. 5 and 6, respectively. As can be seen in Figure 5, the surface structure and the internal cross-sectional structure of the polyurethane microfiber prepared by the present invention was confirmed through the photograph of the manufactured fiber (Figs. 5 and 6). As a result, it was confirmed that half of the cross section perpendicular to the longitudinal direction of the fiber produced by the present invention is a microfiber having a porous structure and the other half having a smooth surface without holes.

실시예 3 : 마이크로 섬유를 지지체로 한 세포 배양Example 3 Cell Culture with Microfiber Support

실시예 2에서 제조한 폴리우레탄 마이크로 섬유를 지지체로 NIH3T3 세포를 배양하여 조직공학용 지지체로서 적합한 특성을 갖는 지 확인하였다. The polyurethane microfibers prepared in Example 2 were cultured with NIH3T3 cells as a support to confirm that they had suitable properties as a support for tissue engineering.

먼저 실시예 2에서 제조한 마이크로 섬유를 70% 에탄올로 세척하여 살균한 후 건조하였다. 세포배양용 dish 안에 마이크로 섬유를 넣고, 그 위에 NIH3T3 세포가 분산되어 있는 배지 용액을 부어 섬유 표면에 세포가 부착이 되도록 하였다. 여기서 배지는 FBS (fetal bovine serum), 페니실린(penicillin), 그리고 스트렙토마이신(streptomycin)을 포함하고 있는 DMEM(Dulbecco's Modified Eagle Medium)을 사용하였다. 세포는 5% 이산화탄소와 37℃ 온도조건이 유지되는 세포배양용 인큐 베이터(Sanyo CO2 incubator MCD-18AIC, Japan)에서 배양하였다. First, the microfibers prepared in Example 2 were washed with 70% ethanol, sterilized and dried. The microfibers were placed in a cell culture dish, and the medium solution in which the NIH3T3 cells were dispersed was poured thereon so that the cells adhered to the fiber surface. Here, DMEM (Dulbecco's Modified Eagle Medium) containing fetal bovine serum (FBS), penicillin, and streptomycin was used. Cells were cultured in a cell culture incubator (Sanyo CO 2 incubator MCD-18AIC, Japan) maintained at 5% carbon dioxide and 37 ℃ temperature conditions.

배양 시간대 별로 세포가 마이크로 섬유에 부착되어 성장하는 과정과 세포의 생존 여부를 광학 및 형광현미경(NIKON, T2000-U, Japan) 및 주사전자현미경(TOPCON SM-500, Japan)으로 관측하고 그 사진을 도 7에 도시하였다. 또한, 배양 시간에 따른 세포의 부착 면적 비율을 마이크로 섬유의 다공성 영역과 비다공성 영역으로 나누어 계산하고 그 결과를 도 8의 그래프에 나타내었다. 도 7과 도 8에서 확인할 수 있듯이, 세포 배양 초기에는 세포가 마이크로 섬유의 다공성 표면에 부착하여 성장하다가 배양 36시간 이후부터 다공성 구조가 없는 표면까지 옮겨가 성장이 일어나고, 108시간 이후부터는 마이크로 섬유의 대부분의 표면에 세포가 부착되어 성장하였다. 도 9는 형광현미경을 이용한 세포의 Live/Dead Assay를 통해 계산한 세포의 생존율을 배양시간에 따라 나타낸 그래프로, 생존해 있는 세포가 녹색으로 형광을 띄는 것을 확인함으로써 120시간 후에도 90% 이상의 대부분의 세포가 생존해 있음을 확인하였다.The growth of cells attached to the microfibers and the survival of the cells during the culture period were observed by optical and fluorescence microscopy (NIKON, T2000-U, Japan) and scanning electron microscope (TOPCON SM-500, Japan). 7 is shown. In addition, the ratio of the adhesion area of the cells according to the incubation time was calculated by dividing the porous region and the non-porous region of the microfiber and the results are shown in the graph of FIG. 8. As can be seen in Figures 7 and 8, in the early stage of cell culture, the cells adhere to the porous surface of the microfibers and grow, and after 36 hours of incubation, the cells move to the surface without the porous structure, and the growth occurs. Cells attached to and grew on most surfaces. 9 is a graph showing the survival rate of the cells calculated by Live / Dead Assay of the cells using a fluorescence microscope according to the culture time, and by confirming that the living cells fluoresce green, most of 90% or more after 120 hours It was confirmed that the cells were alive.

배양기간을 장기화하여 배양하며 광학현미경을 통해 성장을 확인한 결과, 배양 15일 동안 세포가 지지체 위에서 잘 성장하는 것을 확인하였고, 고분자 마이크로 섬유가 교차되는 부분에서는 얇은 막 형태로 뻗어서 성장하는 것을 볼 수 있었다(도 9). 도 10은 배양 기간에 따라 고분자 마이크로 섬유 사이에 형성되는 막의 거리를 측정한 그래프로 막의 거리 역시 15일의 배양기간 동안 점점 넓어지는 것을 확인하였다. 이를 통해 본 발명으로 만들어진 고분자 마이크로 섬유 지지체가 2D 형태의 세포 배양 뿐 아니라 3D 형태의 세포 배양과 연구에 응용될 수 있음을 확인하였다.As a result of prolonged incubation period and growing by optical microscope, it was confirmed that the cells grew well on the support for 15 days of cultivation. (FIG. 9). 10 is a graph measuring the distance of the membrane formed between the polymer microfibers according to the culture period, it was confirmed that the distance of the membrane is also gradually increased during the culture period of 15 days. Through this, it was confirmed that the polymer microfiber support made according to the present invention can be applied to cell culture and research of 3D type as well as 2D type cell culture.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른 다공성 표면을 갖는 고분자 마이크로 섬유의 형성 메카니즘을 보여주는 모식도와 반응식.1 is a schematic diagram and a reaction scheme showing the formation mechanism of the polymer microfiber having a porous surface according to an embodiment of the present invention.

도 2는 본 발명의 실시예에 따른 마이크로 섬유 제조장치의 단면도.2 is a cross-sectional view of a micro fiber manufacturing apparatus according to an embodiment of the present invention.

도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 마이크로 섬유 제조장치의 사시도. Figure 3 is a perspective view of a micro fiber manufacturing apparatus according to another embodiment of the present invention.

도 4는 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유의 광학현미경 사진. Figure 4 is an optical micrograph of the microfiber prepared according to the embodiment of the present invention.

도 5는 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유의 표면구조를 보여주는 주사전자현미경 사진.5 is a scanning electron micrograph showing the surface structure of the microfiber prepared according to the embodiment of the present invention.

도 6은 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유의 단면 구조를 보여주는 주사전자현미경 사진.6 is a scanning electron micrograph showing the cross-sectional structure of a microfiber prepared according to an embodiment of the present invention.

도 7은 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유를 세포배양용 지지체로 사용하여 세포를 배양 했을 때의 배양 시간 별 형광현미경, 광학현미경, 주사전자현미경 사진.Figure 7 is a fluorescence microscope, optical microscope, scanning electron micrographs according to the culture time when the cells were cultured using the microfiber prepared according to the embodiment of the present invention as a support for cell culture.

도 8은 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유를 세포배양용 지지체로 사용하여 세포를 배양 했을 때 배양 시간 별로 다공성 구조의 표면과 비다공성 구조의 표면에서 각각 세포가 차지하는 면적 비율을 나타낸 그래프. Figure 8 is a graph showing the area ratio of the cells on the surface of the porous structure and the surface of the non-porous structure for each culture time when the cells were cultured using the microfiber prepared according to the embodiment of the present invention as a support for cell culture .

도 9는 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유를 세포배양용 지지체로 사용하여 세포를 배양 했을 때 배양 시간별로 세포의 생존율을 나타낸 그래프.Figure 9 is a graph showing the survival rate of cells for each culture time when the cells were cultured using the microfibers prepared according to the embodiment of the present invention as a support for cell culture.

도 10은 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유를 세포배양용 지지 체로 사용하여 세포를 장기간 배양 했을 때의 각 배양 시간별 광학현미경 사진. 10 is an optical micrograph of each culture time when the cells are cultured for a long time using the microfibers prepared according to the embodiment of the present invention as a support for cell culture.

도 11은 본 발명의 실시예에 따라 제조된 마이크로 섬유를 세포배양용 지지체로 사용하여 세포를 배양 했을 때 마이크로 섬유가 교차되는 부분에 세포가 성장하여 형성한 막의 최대 거리를 배양 시간별로 나타낸 그래프. Figure 11 is a graph showing the maximum distance of the membrane formed by the growth of the cells by the culture time when the cells are cultured when the cells are cultured using the microfibers prepared according to the embodiment of the present invention as a cell culture support.

**도면 중 주요부분에 대한 부호의 설명**** Description of the symbols for the main parts of the drawings **

100 : 마이크로 섬유 제조장치100: micro fiber manufacturing apparatus

1a : 모노머 주입구 1b : 연속상 주입구1a: monomer injection port 1b: continuous phase injection port

2 : 미세 유로2: fine flow path

2a : 연속상과 모노머의 접합점 2b : 배출구   2a: junction point of continuous phase and monomer 2b: outlet

3 : 고분자 마이크로 섬유3: polymer microfiber

4 : 연속상4: Continuous phase

5 : 수조5: tank

6 : 자외선 조사 수단6: ultraviolet irradiation means

Claims (11)

광중합성 폴리우레탄 모노머와 상기 모노머와 혼합되지 않는 수용액 연속상을 미세유로에 모노머 제트 스트림이 형성되도록 동시에 연속 주입하면서,While simultaneously injecting a photopolymerizable polyurethane monomer and an aqueous solution continuous phase which is not mixed with the monomer to form a monomer jet stream in a microchannel, 미세유로에 자외선을 조사하여 광경화된 모노머가 연속상으로 배출되도록 하는 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법. A method for producing a polymer microfiber, characterized in that to irradiate the micro-channel with ultraviolet light to discharge the photocured monomer in a continuous phase. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 모노머의 주입 전에 상기 연속상 수용액으로 미세유로를 먼저 채우는 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법.Method of producing a polymer microfiber, characterized in that to fill the micro-channel first with the continuous aqueous phase solution before the injection of the monomer. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 광중합성 폴리우레탄 모노머는 광개시제와 폴리우레탄 모노머의 혼합물인 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법.The photopolymerizable polyurethane monomer is a method for producing a polymer microfiber, characterized in that the mixture of the photoinitiator and the polyurethane monomer. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 광중합성 폴리우레탄 모노머는 NOA63(Norland optical adhesive 63)인 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법.The photopolymerizable polyurethane monomer is a method for producing a polymer microfiber, characterized in that NOA63 (Norland optical adhesive 63). 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,The method according to claim 1 or 2, 상기 연속상은 계면활성제 수용액인 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법.The continuous phase is a method for producing a polymer microfiber, characterized in that the aqueous surfactant solution. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, The method according to claim 1 or 2, 상기 고분자 마이크로 섬유는 배출되는 위쪽 표면은 다공성 구조이고, 아래쪽 표면은 비다공성 구조인 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유의 제조방법.The polymer microfiber is a method of producing a polymer microfiber, characterized in that the upper surface is discharged porous structure, the lower surface is a non-porous structure. 모노머가 주입되는 모노머 주입구(1a), 연속상이 주입되는 연속상 주입구(1b), 상기 모노머와 상기 연속상이 집속되는 접합점(2a), 집속된 모노머와 연속상이 흐르는 미세유로(2)와 미세유로의 말단에 형성되어 집속된 모노머와 연속상이 배출되는 배출구(2b)로 이루어진 미세유체 칩;Monomer injection port (1a) into which monomer is injected, continuous phase injection port (1b) into which continuous phase is injected, junction point (2a) where the monomer and the continuous phase are focused, A microfluidic chip formed at the end and composed of a focused monomer and a discharge port 2b for discharging the continuous phase; 상기 미세유체 칩이 내부에 놓여지는 수조(5); 및A water tank (5) in which the microfluidic chip is placed; And 상기 미세유체 칩의 미세유로에 자외선을 조사하는 자외선 조사 수단(6);Ultraviolet irradiation means (6) for irradiating ultraviolet rays to the microchannel of the microfluidic chip; 으로 이루어지는 것을 특징으로 하는 제 1 항의 방법에 의해 고분자 마이크 로 섬유를 제조하기 위한 마이크로 섬유 제조장치(100).Micro-fiber manufacturing apparatus for producing a polymer micro fiber by the method of claim 1, characterized in that consisting of. 제 7 항에 있어서,The method of claim 7, wherein 상기 수조에는 상기 연속상이 미리 채워지는 것을 특징으로 하는 마이크로 섬유 제조장치.The tank is a microfiber production apparatus, characterized in that the continuous phase is pre-filled. 제 7 항에 있어서,The method of claim 7, wherein 상기 모노머 주입구(1a) 및 연속상 주입구(1b)는 각각 2개로 구성되는 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유 제조 장치.The monomer injection port (1a) and the continuous phase injection port (1b) are each composed of two polymer microfiber production apparatus. 제 7 항에 있어서,The method of claim 7, wherein 상기 미세유체 칩의 배출구는 수평방향을 향해 있는 것을 특징으로 하는 고분자 마이크로 섬유 제조 장치.Polymer microfiber manufacturing apparatus, characterized in that the outlet of the microfluidic chip is directed in the horizontal direction. 제 1 항의 방법에 의해 제조된 고분자 마이크로 섬유의 조직공학용 지지체로서의 용도. Use of a polymer microfiber prepared by the method of claim 1 as a support for tissue engineering.
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