A Remotely Actuated Multifunctional Nitinol–PMMA Smart Biocomposite: Microcellular Foaming, Shape Morphing, and Controlled Drug Release

연구 배경

자극에 반응해 형상을 바꾸거나 약물을 방출하는 스마트 생체재료는 최소 침습 이식 소자에 활용하기 위해 연구되고 있습니다. 하이드로겔은 약물 전달체로 쓰이지만 프로그래밍된 형상 변형을 구현하기 어렵고, 형상기억 고분자는 형상을 바꿀 수 있으나 구동 응력이 작고 방출 속도가 변형 정도와 연동되어 투여량을 정밀하게 조절하기 어렵습니다.

설계와 접근

목표 형상을 기억시킨 니티놀 판의 양면에 PMMA 판을 접착·압착하고, PMMA에 5 MPa, 20 °C 조건으로 CO2를 흡수시킵니다. 전자기장을 가하면 와전류로 니티놀이 오스테나이트 변태 온도 이상으로 가열되어 기억한 형상으로 돌아가고, 같은 열이 CO2로 포화된 PMMA를 유리전이온도 이상으로 올려 미세 기포를 생성합니다. CO2 흡수는 PMMA의 탄성률을 59.8 MPa에서 0.43 MPa로 낮춰 형상 회복 시 고분자의 저항을 줄입니다. 약물 방출 시험에는 PMMA에 NaBz를 혼합하며, 발포로 생긴 기공이 확산 경로가 됩니다.

평가 방법

PMMA로의 단면 CO2 확산을 모델링하고, 전계방출 주사전자현미경으로 기포 크기와 밀도를 분석했으며, 발포 전후 PMMA의 인장, 굴곡(ASTM D790), 아이조드 충격(ASTM D256) 특성을 비교했습니다. 코일-시편 거리 10, 20, 30 mm에서 유도 가열 시 표면 온도를 측정하고 43 °C 누적 등가 시간(CEM43)으로 환산했습니다. 형상 회복과 클램핑은 돼지 목살 조직을 넣은 아크릴 케이스에서 시험했습니다. 세포 적합성은 Transwell 간접 배양 방식으로 NIH 3T3 섬유아세포를 5일간 배양해 생사 염색, CCK-8, 액틴 형태로 평가했습니다. NaBz 방출은 PMMA–NaBz 복합재를 60 °C 열판에서 5~60초 단면 발포시킨 뒤 37 °C 인산완충식염수에서 144시간 측정했고, Higuchi 모델과 Korsmeyer–Peppas 모델로 분석했습니다.

연구 내용과 주요 결과

PMMA의 단면 CO2 용해도는 22.07%, 확산 계수는 5.106 × 10–11 m2 s–1이었으며, 완전 포화에는 약 9시간이 필요할 것으로 예측되어 용해도의 90%에 해당하는 5시간을 흡수 시간으로 정했습니다. 코일 거리 10 mm에서 100초 가열한 뒤 두께 방향으로 기포 구배가 나타나, 열원 가까운 곳의 평균 기포 크기는 34.44 μm, 먼 곳은 최대 79.80 μm였고 기포 밀도는 1.725 × 104 cells cm–3에서 48.35 cells cm–3으로 감소했습니다.

발포로 부피가 43.1% 팽창하고 기공률 34.6%가 형성되었습니다. 무발포 PMMA 대비 인장 강도와 탄성률은 각각 18.2%, 16.2%, 굴곡 강도와 굴곡 탄성률은 23.2%, 29.1% 감소했지만, 충격 강도는 142%, 연신율은 44.9% 증가했습니다. 평판형, U형, S형, 꽃 모양으로 프로그래밍한 복합재는 전자기 가열 중 기억한 형상으로 돌아갔으며, CO2 흡수 후 강제로 변형시킨 복합재도 평판 형상을 회복했습니다.

코일 거리 10 mm에서 100초 가열 시 니티놀 단독은 74.3 °C에 도달한 반면, PMMA로 덮인 복합재 표면은 50.3 °C였으며, 저자들은 이를 발포체의 단열 효과로 설명합니다. CEM43 값은 10, 20, 30 mm에서 각각 18.035, 0.22051, 0.00433분이었습니다. 돼지 조직 시험 장치에서 3분간 원격 가열하자 소자가 지름 18 mm 실리콘 고무 혈관 모형을 클램핑했고, 별도 시험에서는 지름 6 mm 원기둥 두 개를 함께 클램핑했습니다. Transwell 간접 배양에서 섬유아세포의 생존율과 형태는 5일 동안 대조군과 유의한 차이가 없었습니다.

NaBz의 누적 방출량, 초기 급속 방출, 방출 속도는 가열 시간과 기공률이 커질수록 증가했습니다. 미세 컴퓨터단층촬영과 전자현미경에서 발포 전에는 기공이 없었고, 60초 발포 후 미세 기포가 생겼으며, 방출 후 기공이 더 발달했습니다. Higuchi 모델의 결정계수는 0.7945~0.8670으로 낮았던 반면, Korsmeyer–Peppas 모델은 0.9469~0.9710이었고 방출 지수 n은 0.1224~0.1767이었습니다. 저자들은 이를 초기 급속 방출 뒤 굴곡진 기공을 통한 느린 확산이 이어지는 준-Fick 확산으로 해석합니다.

남은 과제

저자들은 세 가지 후속 과제를 제시합니다. 발포 전후 겹치기 전단 강도가 2.39배 차이 나 발포 후 PMMA–니티놀 접착이 약해졌으므로, 생체적합성과 장기 안정성을 갖춘 접착 방식이 필요합니다. 형상 회복의 재현성을 높이려면 니티놀 고정과 온도 제어를 더 정밀하게 해야 합니다. 생체적합성과 기능은 소동물 모델부터 임상 연구까지 생체 내에서 검증해야 하며, 지름 수 mm의 혈관을 클램핑하려면 더 작은 시편이 필요하다고 밝혔습니다.

다른 연구와의 연결

빛으로 유도되는 형상기억 고분자 연구가 서로 다른 파장의 빛으로 형상을 광화학적으로 고정·회복했다면, 이 복합재는 금속 합금의 유도 가열로 형상 회복, 고분자 발포, 기공률에 따른 방출을 함께 구동한다는 점이 다릅니다.