KR20240078036A

KR20240078036A - 키토산 유도체 및 그 제조방법

Info

Publication number: KR20240078036A
Application number: KR1020220160570A
Authority: KR
Inventors: 최동윤; 이동욱
Original assignee: 한국생산기술연구원
Priority date: 2022-11-25
Filing date: 2022-11-25
Publication date: 2024-06-03
Anticipated expiration: 2042-11-25
Also published as: KR102823904B1

Abstract

본 발명은 하기 화학식 1로 표시되는 키토산 유도체에 관한 것이다. 본 발명의 키토산 유도체는 항균 효과와 항혈전 성능이 동시에 우수하며, 윤활성이 개선되어 의료용 코팅제에 적용시 효과가 탁월하다.
[화학식 1]

Description

키토산 유도체 및 그 제조방법{CHITOSAN DERIVATIVE AND MANUFACTURING MTEHOD THEREOF}

본 발명은 키토산 유도체 및 그 제조방법에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 의료기기 코팅에 활용할 수 있는 키토산 유도체 및 그 제조방법에 관한 것이다.

기존의 혈액과 접촉하는 심혈관계를 포함한 다양한 분야의 의료기기들의 경우, 감염과 혈전 형성을 억제하기 위해 항균성과 항혈전성을 가지는 물질을 코팅하는 기술이 개발되어 왔으나, 항균과 항혈전성을 동시에 갖기가 어렵고 표면 코팅의 안전성 저하, 코팅 공정의 어려움, 체내 독성 등의 문제점이 제기되어 왔으며 여전히 해결하지 못하고 있는 상황이다. 따라서, 항혈전성과 함께 항균성을 갖고 범용성이 높은 고분자 화합물, 및 이를 이용한 화학첨가용 조성물의 개발 필요성이 매우 높은 상황이다.

일반적으로 단백질 흡착 현상은 혈액과 접촉하는 의료용 소재의 표면에서 자발적으로 발생한다. 그 결과로, 혈액 내 세포 및 여러 가지 다양한 성분들은 이미 단백질로 흡착된 의료용 소재 표면에 부착되어 자기 응집이 일어나며 부착된 층 두께가 성장된다. 단백질 흡착은 의료용 소재의 기능을 떨어뜨릴 뿐만 아니라 혈전 형성과 염증과 같은 부작용을 일으킨다. 또한, 단백질 흡착은 환자의 건강상태를 확인하기 위해 삽입된 의료기구 센서의 민감도를 떨어뜨려 진단 효율을 떨어뜨리기도 한다. 따라서, 연구개발의 관점에서 체내에 삽입되는 혈액 접촉형 의료기기의 경우 일차적인 현상인 단백질 흡착을 억제하는 전략이 매우 효과적이라고 할 수 있다.

양쪽이온성 고분자(zwitterionic polymers)는 고분자 사슬을 따라 균일하게 분포된 음이온과 양이온기의 동등한 수를 가지는 고분자로 정의할 수 있다. 이러한 상반되는 전하를 띄는 작용기(독일어로 zwitter)의 조합은 고분자를 초친수성으로 만들기도 하는 반면에 동시에 전체적으로 중성 전하를 유지하도록 한다. 이온기를 함유하는 고분자는 고분자의 가장 중요한 종류 중 하나이다. 이러한 고분자는 단백질과 핵산과 같은 자연적으로 발생하는 생체고분자에서부터 합성 증점제와 비누에 이르기까지 다양하다.

이온성 고분자(ionic polymers)는 고분자 전해질(polyelectrolytes)과 양쪽이온성 고분자로 분류가 될 수 있다. 이온성 고분자는 음이온성 또는 양이온성 작용기를 포함하는 고분자인 반면, 양쪽이온성 고분자는 양이온과 음이온성 작용기를 모두 포함하는 고분자이다. 양쪽이온성 고분자는 이온 교환, 식수의 미량금속 킬레이트화(chelation), 하수 처리, 토양 관리, 제지 강화, 색소 잔류, 샴푸 및 헤어 콘디셔너 포물레이션과 같은 광범위한 응용 분야를 가진다.

양쪽이온성 고분자는 단량체의 펜단트 곁사슬(pendant side chain)에 전하가 위치하거나 폴리에스테르(polyesters), 폴리포스파진(polyphosphazenes) 및 폴리포스포베타인(polyphosphobetain)과 같은 경우는 전하가 고분자 주사슬에 위치할 수도 있다. 공학적 측면에서, 양쪽이온성 고분자는 비특이적 단백질 흡착을 방지하고 세균이나 동물이나 인간의 세포 부착을 최소화하기 위해 널리 이용되고 있는 폴리에틸렌글리콜(PEG)의 대체재로 고려되고 있다. 그러나 PEG 고분자의 경우는 본질적으로 같은 반복 단위를 가지고 있는 반면에 양쪽이온성 고분자는 특정 단량체 화학구조에 따라 고분자의 광범위한 구조 변화가 가능하다.

키토산의 기본 구조는 N-아세틸글루코사민(N-acetylglucosamine) 및 글루코사민(glucosamine)의 β-1,4-글리코시드 결합(glycosidic bond)의 반복단위로 구성되며, 구조 내에 양이온성 아민기(amine)를 포함하고 있어 여러 가지 물리화학적 개질이 용이하다. 이러한 개질 특성을 활용하여 키토산을 음이온성 생체고분자 및 DNA 등과 이온결합성 복합체로 제조하거나, 알킬사슬, 담즙산 및 소수성 약제 등과 결합시킴으로써 자기조립(self-aggregated)된 양친성(amphiphilic) 나노캡슐(나노입자)을 제조한 예들이 보고되고 있다.

종래 키토산을 이용한 항균 코팅제는 은, 키토산 및 항균 펩티드 등을 포함하여, 양전하 표면을 통해 박테리아의 세포벽을 파괴하고, 세포내 구성 물질과의 접촉을 통해 살균 작용을 수행하였다. 하지만, 이러한 양전하 표면을 갖는 소재들은 음전하 표면을 갖는 혈전 물질과 정전기적으로 결합을 할 수 있어 오히려 혈전 발생을 촉진하는 문제가 발생할 수 있었다.

이를 보완하기 위해, 헤파린을 코팅하거나 카복실메틸 키토산을 이용하여 음전하를 추가적으로 도입하였으나, 이들은 항균 성능의 저하를 유발하거나 항혈전 성능이 우수하지 못하여 실제 혈액 접촉 의료기기에 적용하기에는 많은 제약이 따르는 문제가 있었다.

국제 공개 제1998/046659호

본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 것으로, 항균 효과와 항혈전 성능이 동시에 우수한 키토산 유도체에 관한 것이다.

또한, 상기 키토산 유도체의 제조방법을 제공하는 것이다.

또한, 상기 키토산 유도체를 포함하는 코팅제를 제공하는 것이다.

또한, 상기 코팅제를 이용한 의료기기 코팅방법을 제공하는 것이다.

본 발명의 일 측면에 따르면, 하기 화학식 1로 표시되는 키토산 유도체가 제공된다.

[화학식 1]

화학식 1에서,

n은 1,000 내지 2,000의 정수이고,

R₁은 -H, -CH₂CH₂N⁺(R₂)₂CH₂CH₂SO₃ ^- 또는 -CH₂CH₂N⁺(R₂)₂CH₂CH₂CH₂SO₃ ^- 이고,

R₂는 -CH₃, -CH₂CH₃ 또는 -CH(CH₃)₂ 중 어느 하나이다.

본 발명의 다른 또 하나의 측면에 따르면, (a) 키토산과 물을 혼합하여 제1 혼합용액을 제조하는 단계; (b) 제1 혼합용액에 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드[2-(Dialkylamino)ethyl chloride]를 첨가한 후, pH를 조절하여 제1 pH 조절액을 제조하는 단계; (c) 제1 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제(precipitation purification)하여 흰색 고체를 얻는 단계; (d) 상기 흰색 고체를 HCl 수용액과 혼합하여 제2 혼합용액을 제조하는 단계; (e) 제2 혼합용액에 술톤계 화합물을 첨가한 후, pH를 조절하여 제2 pH 조절액을 제조하는 단계; 및 (f) 제2 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제하여 키토산 유도체를 수득하는 단계;를 포함하는 키토산 유도체의 제조방법이 제공된다.

상기 키토산이 키토산(Chitosan), 글리콜 키토산(Glycol chitosan), 설포키토산(sulfochitosan) 및 카르복시 메틸 키토산(CMC, Carboxy methyl chitosan) 중에서 선택된 1종 이상일 수 있다.

상기 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드는 2-(디메틸아미노)에틸 클로라이드, 2-(디에틸아미노)에틸 클로라이드 및 2-(디이소프로필아미노)에틸 클로라이드 중에서 선택된 1종 이상 수 있다.

상기 술톤계 화합물이 1,3-프로판술톤(1,3-propanesultone) 및 1,4-부테인술톤(1,4-butanesultone) 중에서 선택된 1종 이상일 수 있다.

상기 유기용제가 아세톤, 톨루엔, 자일렌, 벤젠, 디메틸포름아마이드, 클로로포름, 메틸렌클로라이드, 탄산 디메틸 및 1,4-다이옥산 중에서 선택된 1종 이상일 수 있다.

단계 (a) 이후에, 제1 혼합용액을 30 내지 50℃에서 30분 내지 4시간 동안 열중탕 교반한 후, 상온으로 냉각하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.

단계 (b) 이전에, 필터를 이용하여 제1 혼합용액에 포함된 불용성 불순물을 제거하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.

단계 (b) 또는 (e)에서, pH를 9 내지 10으로 조절하는 것일 수 있다.

단계 (b) 이후에, 제1 pH 조절액을 5 내지 10시간 동안 상온에서 교반하는 단계를 추가로 포함하는 것일 수 있다.

단계 (d) 이후에, 제2 혼합용액을 30 내지 50℃에서 30분 내지 4시간 동안 열중탕 교반한 후, 상온으로 냉각하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.

단계 (e)에서, pH를 조절하기 전에 5 내지 10시간 동안 30 내지 50℃에서 교반하는 단계를 추가로 포함하는 것일 수 있다.

단계 (f) 이후에, 상기 키토산 유도체를 멤브레인 투석막을 이용하여 1 내지 7일간 정제하는 것일 수 있다.

단계 (f) 이후에, 상기 키토산 유도체를 동결 건조하는 것일 수 있다.

본 발명의 다른 또 하나의 측면에 따르면, 물 100 중량부; 제1항의 키토산 유도체 0.1 내지 5 중량부; 및 알긴산나트륨 0.1 내지 5 중량부;를 포함하는 코팅제가 제공된다.

본 발명의 다른 또 하나의 측면에 따르면, (1) 의료기기의 표면을 산소 플라즈마 처리한 후, 전처리 용액에 침지하는 단계; (2) 상기 침지된 의료기기에 제15항의 코팅제를 코팅하여 코팅층을 형성하는 단계; 및 (3) 상기 코팅층이 형성된 의료기기를 가교 용액에 담가 상기 코팅층을 가교하는 단계;를 포함하는 의료기기 코팅방법이 제공된다.

상기 전처리 용액이 아크릴아마이드(acryl amide) 수용액, 아미노아크릴레이트(amino acrylate) 수용액, 아미노메타아크릴레이트(amino methacrylate) 수용액 및 비닐아민(vinyl amine) 수용액 중에서 선택된 1종 이상일 수 있다.

상기 가교 용액이 염화칼슘 수용액, 염화코발트 수용액 및 질산세륨 수용액 중에서 선택된 1종 이상일 수 있다.

본 발명의 키토산 유도체는 항균 효과와 항혈전 성능이 동시에 우수하며, 윤활성이 개선되어 의료용 코팅제에 적용시 효과가 탁월하다.

본 발명의 키토산 유도체의 제조방법에 의해 상기 키토산 유도체를 제조할 수 있다.

본 발명의 코팅제는 상기 키토산 유도체를 포함하여, 항균 효과와 항혈전 성능이 동시에 우수하며, 윤활성이 개선될 수 있다.

본 발명의 의료기기 코팅방법은 상기 코팅제를 이용하여 의료기기 사용의 안정성을 향상시킬 수 있다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 키토산 유도체의 제조방법을 도식화한 것이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료기기의 코팅방법을 도식화한 것이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 FT-IR 측정 결과이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 코팅층의 주사전자현미경 이미지이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 표면의 주사전자현미경 이미지이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 표면 조도를 측정한 결과이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 친수성을 측정한 결과이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 바이오 필름 형성 억제 성능을 측정한 결과이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 피브리노겐 부착 실험 결과이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 혈장 부착 실험 결과이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 생체적합성 실험결과이다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 형광 현미경 이미지이다.
도 13 및 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 코팅된 의료기기의 표면 마찰 저감 성능 측정 결과이다.

이하, 본 발명을 상세하게 설명한다. 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 구성 또는 기능에 대한 상세한 설명은 생략할 수 있다.

본 명세서 및 특허청구범위에 사용된 용어나 단어는 통상적이거나 사전적 의미로 한정되어 해석되지 아니하며, 본 발명의 기술적 사항에 부합하는 의미와 개념으로 해석되어야 한다.

본 명세서에 기재된 실시예와 도면에 도시된 구성은 본 발명의 바람직한 실시예이며, 본 발명의 기술적 사상을 모두 대변하는 것이 아니므로, 본 출원 시점에서 이들을 대체할 수 있는 다양한 균등물과 변형예들이 있을 수 있다.

이하, 본 발명의 키토산 유도체에 대해 상세히 설명하도록 한다.

하기 화학식 1로 표시되는 키토산 유도체.

[화학식 1]

화학식 1에서,

n은 1,000 내지 2,000의 정수이고,

R₂는 -CH₃, -CH₂CH₃ 또는 -CH(CH₃)₂ 중 어느 하나이다.

상기 키토산 유도체는 바람직하게는 하기 화학식 2로 표시할 수 있다.

[화학식 2]

화학식 2에서,

n은 1,000 내지 2,000의 정수이고,

R₂는 -CH₃, -CH₂CH₃ 또는 -CH(CH₃)₂ 중 어느 하나이다.

본 발명의 키토산 유도체는 종래 보고된 키토산 유도체와 다르게 하나의 작용기에 양전하와 음전하를 동시에 갖도록 하는 것을 특징으로 하고 있다.

본 발명과 같이 하나의 작용기에 양전하와 음전하를 동시에 갖는 경우, 분자간 양전하와 음전하 작용기를 따로 가지고 있는 것 보다 부착할 수 있는 혈액 응고 물질(피브리노겐, 피브린, 혈소판, 적혈구 등)과의 정전기적 반발력이 극대화되어 의료기기의 표면에 부착하기 어렵게 만드는 이점이 있다. 또한, -NH₂ 및 -COOH 작용기와는 달리 가교가 되지 않는 작용기로 가교 처리 및 고체화되었을 때 항혈전 성능의 저하가 나타나지 않는다.

이하, 본 발명의 키토산 유도체의 제조방법을 설명하도록 한다.

먼저, 키토산과 물을 혼합하여 제1 혼합용액을 제조한다(단계 a).

상기 키토산은 키토산(Chitosan), 글리콜 키토산(Glycol chitosan), 설포키토산(sulfochitosan), 카르복시 메틸 키토산(CMC, Carboxy methyl chitosan) 등일 수 있다.

상기 물은 증류수일 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

상기 제1 혼합용액은 상기 키토산이 물에 완전히 용해될 때까지 30 내지 50℃에서 열중탕 교반할 수 있으며, 바람직하게는 30분 내지 4시간 동안 교반할 수 있다. 상기 열중탕 교반 후, 상온으로 냉각한 후 다음 단계를 진행할 수 있다.

또한, 바람직하게는 필터를 이용하여 상기 완전히 용해된 제1 혼합용액에 포함된 불용성 불순물을 제거할 수 있다.

다음으로, 제1 혼합용액에 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드[2-(Dialkylamino)ethyl chloride]를 첨가한 후, pH를 조절하여 제1 pH 조절액을 제조한다(단계 b).

상기 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드는 2-(디메틸아미노)에틸 클로라이드, 2-(디에틸아미노)에틸 클로라이드, 2-(디이소프로필아미노)에틸 클로라이드 등일 수 있다.

상기 pH는 9 내지 10로 조절할 수 있으며, 바람직하게는 NaOH를 첨가하여 pH를 조절할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

상기 NaOH를 첨가한 후, 제1 pH 조절액을 5 내지 10시간 동안 상온에서 교반하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.

다음으로, 제1 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제(precipitation purification)하여 흰색 고체를 얻는다(단계 c).

상기 유기용제는 아세톤, 톨루엔, 자일렌, 벤젠, 디메틸포름아마이드, 클로로포름, 메틸렌클로라이드, 탄산 디메틸, 1,4-다이옥산 등이 사용될 수 있으며, 물을 녹일 수 없는 유기용매 종류에 한해서 사용이 제한되지 않는다.

다음으로, 상기 흰색 고체를 HCl 수용액과 혼합하여 제2 혼합용액을 제조한다(단계 d).

상기 HCl 수용액의 농도는 10에서 20wt%인 것일 수 있다.

상기 흰색 고체가 상기 HCl 수용액에 완전히 용해될 때까지 30 내지 50℃에서 열중탕 교반할 수 있으며, 바람직하게는 30분 내지 4시간 동안 교반할 수 있다.

다음으로, 제2 혼합용액에 술톤계 화합물을 첨가한 후, pH를 조절하여 제2 pH 조절액을 제조한다(단계 e).

상기 술톤계 화합물은 1,3-프로판술톤(1,3-propanesultone), 1,4-부테인술톤(1,4-butanesultone) 등이 가능하다.

상기 NaOH를 첨가한 후, 제1 pH 조절액을 5 내지 10시간 동안 30 내지 50℃에서 열중탕 교반할 수 있다.

마지막으로, 제2 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제하여 키토산 유도체를 수득한다(단계 f).

바람직하게는 상기 수득된 키토산 유도체를 물에 완전히 용해될 때까지 30 내지 50℃에서 열중탕 교반할 수 있으며, 바람직하게는 30분 내지 4시간동안 교반할 수 있다. 상기 열중탕 교반 후, 상온으로 냉각한 후 멤브레인 투석막을 이용하여 1 내지 7일간 정제하고, 동결건조하여 최종산물을 얻을 수 있다.

본 발명의 코팅제는 물 100 중량부; 제1항의 키토산 유도체 0.1 내지 5 중량부; 및 알긴산나트륨 0.1 내지 5 중량부;를 포함할 수 있다.

상기 코팅제는 의료기기에 바로 코팅할 수도 있으나, 후술하는 공정에 따라 코팅하는 것이 더욱 바람직하다.

이하, 본 발명의 의료기기 코팅방법에 대해 설명하도록 한다.

먼저, 의료기기의 표면을 산소 플라즈마 처리한 후, 전처리 용액에 침지한다(단계 1).

상기 의료기기는 특별히 제한되지는 않으나, 혈액접촉 의료기기인 경우 본 발명의 효과가 극대화될 수 있다.

상기 의료기기의 소재는 바람직하게는 바이오 폴리머일 수 있다.

상기 전처리 용액은 아크릴아마이드(acryl amide) 수용액, 아미노아크릴레이트(amino acrylate) 수용액, 아미노메타아크릴레이트(amino methacrylate) 수용액, 비닐아민(vinyl amine) 수용액 등이 가능하다.

상기 전처리 용액의 농도는 0.1에서 3wt% 인 것일 수 있다.

상기 침지 시간은 10분 내지 1시간일 수 있다.

다음으로, 상기 침지된 의료기기에 상기 코팅제를 코팅하여 코팅층을 형성한다(단계 2).

상기 코팅은 습식 코팅을 이용하여 수행될 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

마지막으로, 상기 코팅층이 형성된 의료기기를 가교 용액에 담가 상기 코팅층을 가교한다(단계 3).

상기 가교 용액은 염화칼슘 수용액, 염화코발트 수용액, 질산세륨 수용액 등 일 수 있으며, 상기 가교 용액의 농도는 0.1 내지 10wt%일 수 있다.

상기 가교 용액에 담근 시간은 5 내지 30분일 수 있다.

상기 가교 이후, 상온에서 5 내지 10시간 동안 건조하거나, 40 내지 60℃에서 30분 내지 2시간 동안 건조하여 코팅을 완료할 수 있다.

[실시예]

이하, 본 발명의 바람직한 실시예를 들어 설명하도록 한다. 그러나 이는 예시를 위한 것으로서 이에 의하여 본 발명의 범위가 한정되는 것은 아니다.

실시예 1: 키토산 유도체의 제조

카복시메틸 키토산을 물에 넣고, 2wt% 농도로 완전히 용해될 때까지 40℃에서 열중탕 교반한 후 식힌다. 필터를 이용하여 불용성 불순물을 제거 후 100 ml의 카복시메틸키토산 수용액에 2-(Diethylamino)ethyl chloride hydrochloride를 1.3g만큼 넣는다. 이후 NaOH를 첨가하여 pH가 9~10이 되도록 한 후 8시간 동안 상온에서 교반한다. 다음으로, 아세톤(acetone)을 이용하여 침전 정제(precipitation purification)하여 얻은 흰색 고체 물질을 HCl 수용액 100 ml에 넣고 완전히 용해될 때까지 40℃에서 열중탕 교반한다. 이 후, 1,3-propane sultone을 0.85g만큼 넣고 8시간 동안 40℃에서 열중탕 교반하였다. 이후, NaOH를 이용하여 다시 pH를 9~10으로 조절한 후, 아세톤을 이용하여 침전 정제하였다. 정제된 물질은 물에 열중탕 교반하여 완전히 녹여준 후, 3일간 멤브레인 투석막을 이용하여 정제하고 동결 건조하여 합성을 완료하였다. 실시예 1에 대해 도식화하여 도 1에 나타내었다.

실시예 2: 코팅제의 제조

2wt% 농도의 알긴산나트륨(sodium alginate) 수용액과 2wt% 농도의 실시예 1에 따라 제조된 키토산 유도체의 수용액을 1 대 1의 중량비율로 섞어서 코팅제를 제조하였다.

실시예 3: 코팅된 의료기기의 제조

바이오 폴리머(Lubrizol, TECOTHANE^TM TT-1095A) 표면을 산소 플라즈마 처리한 후, 아크릴아마이드(acryl amide) 수용액에 10분 이상 침지하여 전처리하였다. 다음으로, 실시예 2에 따라 제조된 코팅제를 상기 전처리된 바이오 폴리며의 표면에 습식 코팅을 이용하여 코팅한 후, 1wt% 농도의 CaCl₂ 수용액에 10분간 담가 코팅층을 가교하였다. 이후 상온에서 8시간 이상 또는 50도에서 1시간 동안 건조하여 코팅을 완료하였다. 실시예 3에 대해 도 2에 도식화하였다.

비교예 1: 바이오 폴리머

실시예 3에서 사용된 바이오 폴리머를 비교예 1로 사용하였다.

비교예 2: 카복시메틸 키토산

실시예 1에 따라 제조된 키토산 유도체 대신에 카복시메틸 키토산을 사용한 것을 제외하고는 실시예 2와 동일한 방법으로 코팅제를 제조하였다. 이후, 실시예 3과 동일한 방법으로 의료기기를 카복시메틸 키토산 코팅제를 이용하여 코팅하였다.

[시험예]

시험예 1: FT-IR 측정

도 3의 (a)는 실시예 3의 과정을 이미지화 한 것이고, (b)는 실시예 3에 따라 제조된 코팅된 의료기기의 FT-IR 측정 결과를 나타낸 것이다.

도 3을 참고하면, 산소 플라즈마를 이용하며 바이오 폴리머 표면에 산소 라디칼 작용기를 도입한 후 아크릴 아마이드 수용액에 담가 최종적으로 표면에 NH₂ 작용기를 만드는 것이 개시되어 있다. 이는 FT-IR 측정 결과를 참고하면, NH₂에 의한 primary amine 피크 형성과 이의 강도 증가를 통해 확인할 수 있었다.

시험예 2: 주사전자현미경 이미지

도 4는 실시예 3에 따라 제조된 코팅된 의료기기의 코팅층의 주사전자현미경 이미지이다. 도 5는 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 표면에 대한 주사전자현미경 이미지이다.

도 4를 참고하면, 바이오 폴리머 표면에 균일하게 하이드로겔 코팅층이 형성되는 것을 알 수 있다.

도 5를 참고하면, 실시예 3에 따라 코팅된 의료기기가 손상 없이 매끈한 표면을 가지고 있음을 알 수 있었다.

시험예 3: 표면 조도 측정

도 6의 (a) 및 (b)는 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 표면 조도를 측정한 결과이다.

도 6을 참고하면, 실시예 3에 따라 코팅된 의료기기가 비교예 1 및 비교예 2와 유사한 수준으로 거칠지 않고 매끈한 표면을 가지고 있음을 확인할 수 있다.

시험예 4: 친수성 측정

도 7의 (a)는 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 물 접촉각을 측정한 결과이고, (b)는 실시예 3(ZW@CMC) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 물 흡수 경향을 측정한 것이다. 도 7에서 Surface treatment는 실시예 3에서 바이오 폴리머 표면을 산소 플라즈마 처리한 후, 아크릴아마이드 수용액에 10분 이상 침지하여 전처리한 것을 시편으로 사용한 것이다.

도 7의 (a)를 참고하면, 실시예 3에 따라 코팅된 의료기기가 매우 낮은 물 접촉각을 보여주어 초친수성임을 알 수 있었다.

도 7의 (b)를 참고하면, 비교예 2에 따라 제조된 코팅 의료기기는 15분 이상 물에 닿아야 물 흡수가 완료되는 반면에, 실시예 3에 따라 제조된 코팅 의료기기는 초신수 특성으로 인해 1분 만에 물 흡수가 완료되는 것을 확인할 수 있었다.

시험예 5: 바이오 필름 형성 억제 성능 측정

도 8은 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 바이오필름 형성 억제 성능을 측정한 결과이다.

도 8을 참고하면, 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기는 녹색으로 바이오 필름이 형성된 반면에, 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 코팅 의료기기는 바이오필름 형성이 관찰되지 않아 우수한 항균 및 항바이오필름 성능을 갖는 것을 확인하였다.

시험예 6: 피브리노겐 부착 실험

도 9는 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 혈액 응고 물질 중 하나인 피브리노겐을 부착한 실험 결과이다.

도 9를 참고하면, 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 비해 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 의료기기는 피브리노겐이 거의 부착되지 않아, 혈액 응고 방지 성능이 우수한 것을 확인할 수 있었다.

시험예 7: 혈장 부착 실험

도 10은 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 혈액 응고 물질이 포함된 혈장을 부착한 실험 결과이다.

도 10을 참고하면, 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 비해 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 의료기기는 혈장(혈액 응고 물질)이 거의 부착되지 않아, 혈액 응고 방지 성능이 우수한 것을 확인할 수 있었다.

시험예 8: 생체적합성 실험

도 11은 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 생체적합성 실험결과이다. 또한, 대조군으로 NiSO₄가 사용되었다. 도 12는 상기 실험 과정 중 세포의 생존 및 사멸 여부를 형광 현미경 이미지로 나타낸 것이다. 녹색은 세포가 생존해 있는 상태이며, 붉은색은 세포가 사멸한 상태를 나타낸다. 상기 실험에서 Control은 세포만 단독으로 있는 negative control 대조군이며, NiSO₄는 널리 알려진 발암물질로서 세포독성이 있는 물질로 사용되어 세포독성이 있는 조건에서 세포가 진짜 죽는 것을 보여주는 positive control 대조군이다.

도 11을 참고하면, 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 의료기기에 접촉된 세포들이 죽지 않고 24시간 동안 생존하여 증식하였으므로 세포독성이 없는 생체 적합한 의료기기(코팅제)임을 확인할 수 있었다.

도 12를 참고하면, 상술한 바와 같이, 실시예 3에 따라 제조된 의료기기가 세포독성이 없는 생체적합성이 우수한 의료기기임을 증명한다.

시험예 9: 표면 마찰 저감 성능 측정

도 13은 실시예 3(ZW@CMC), 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기의 표면 마찰 저감 성능 측정 결과이다. ASTM F2394-07 국제 규격에 따른 혈관 모델을 이용하여 실험하였다. 도 14는 인체 심혈관계 인공 모델을 이용한 인체 내 카테터 튜브 삽입 모사 실험을 통해 표면 마찰에 의해 발생하는 힘을 측정한 결과이다.

도 13을 참고하면, 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 의료기기는 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 비해 최대 42% 정도 마찰이 저감된 것을 확인할 수 있었다.

도 14를 참고하면, 실시예 3(ZW@CMC)에 따라 제조된 의료기기는 비교예 1(Biopolymer) 및 비교예 2(CMC)에 따라 제조된 의료기기에 비해 92.3%의 마찰 저감 성능을 나타내어 우수한 마찰 저감 성능을 갖는 것을 증명할 수 있었다.

Claims

하기 화학식 1로 표시되는 키토산 유도체.
[화학식 1]

화학식 1에서,
n은 1,000 내지 2,000의 정수이고,
R₁은 -H, -CH₂CH₂N⁺(R₂)₂CH₂CH₂SO₃ ^- 또는 -CH₂CH₂N⁺(R₂)₂CH₂CH₂CH₂SO₃ ^- 이고,
R₂는 -CH₃, -CH₂CH₃ 또는 -CH(CH₃)₂ 중 어느 하나이다.
(a) 키토산과 물을 혼합하여 제1 혼합용액을 제조하는 단계;
(b) 제1 혼합용액에 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드[2-(Dialkylamino)ethyl chloride]를 첨가한 후, pH를 조절하여 제1 pH 조절액을 제조하는 단계;
(c) 제1 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제(precipitation purification)하여 흰색 고체를 얻는 단계;
(d) 상기 흰색 고체를 HCl 수용액과 혼합하여 제2 혼합용액을 제조하는 단계;
(e) 제2 혼합용액에 술톤계 화합물을 첨가한 후, pH를 조절하여 제2 pH 조절액을 제조하는 단계; 및
(f) 제2 pH 조절액을 유기용제를 이용하여 침전 정제하여 키토산 유도체를 수득하는 단계;를
포함하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서,
상기 키토산이 키토산(Chitosan), 글리콜 키토산(Glycol chitosan), 설포키토산(sulfochitosan) 및 카르복시 메틸 키토산(CMC, Carboxy methyl chitosan) 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서,
상기 2-(디알킬아미노)에틸 클로라이드는 2-(디메틸아미노)에틸 클로라이드, 2-(디에틸아미노)에틸 클로라이드 및 2-(디이소프로필아미노)에틸 클로라이드 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서,
상기 술톤계 화합물이 1,3-프로판술톤(1,3-propanesultone) 및 1,4-부테인술톤(1,4-butanesultone) 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서,
상기 유기용제가 아세톤, 톨루엔, 자일렌, 벤젠, 디메틸포름아마이드, 클로로포름, 메틸렌클로라이드, 탄산 디메틸 및 1,4-다이옥산 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (a) 이후에,
제1 혼합용액을 30 내지 50℃에서 30분 내지 4시간 동안 열중탕 교반한 후, 상온으로 냉각하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (b) 이전에,
필터를 이용하여 제1 혼합용액에 포함된 불용성 불순물을 제거하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (b) 또는 (e)에서,
pH를 9 내지 10으로 조절하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (b) 이후에,
제1 pH 조절액을 5 내지 10시간 동안 상온에서 교반하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (d) 이후에,
제2 혼합용액을 30 내지 50℃에서 30분 내지 4시간 동안 열중탕 교반한 후, 상온으로 냉각하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (e)에서,
pH를 조절하기 전에 5 내지 10시간 동안 30 내지 50℃에서 교반하는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (f) 이후에,
상기 키토산 유도체를 멤브레인 투석막을 이용하여 1 내지 7일간 정제하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
제2항에 있어서, 단계 (f) 이후에,
상기 키토산 유도체를 동결 건조하는 것을 특징으로 하는 키토산 유도체의 제조방법.
물 100 중량부;
제1항의 키토산 유도체 0.1 내지 5 중량부; 및
알긴산나트륨 0.1 내지 5 중량부;를
포함하는 코팅제.
(1) 의료기기의 표면을 산소 플라즈마 처리한 후, 전처리 용액에 침지하는 단계;
(2) 상기 침지된 의료기기에 제15항의 코팅제를 코팅하여 코팅층을 형성하는 단계; 및
(3) 상기 코팅층이 형성된 의료기기를 가교 용액에 담가 상기 코팅층을 가교하는 단계;를
포함하는 의료기기 코팅방법.
제16항에 있어서,
상기 전처리 용액이 아크릴아마이드(acryl amide) 수용액, 아미노아크릴레이트(amino acrylate) 수용액, 아미노메타아크릴레이트(amino methacrylate) 수용액 및 비닐아민(vinyl amine) 수용액 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 의료기기 코팅방법.
제16항에 있어서,
상기 가교 용액이 염화칼슘 수용액, 염화코발트 수용액 및 질산세륨 수용액 중에서 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 의료기기 코팅방법.