재생의학을 이용한 조직 대체용 바이오 재료의 현황 및 전망 · (6) 상호 연결된 다공성 구조, (7) 적용하려는 조직 의 특성에 따라 적당한

2 공업화학 전망, 제13권 제6호, 2010

재생의학을 이용한 조직 대체용 바이오 재료의 현황 및 전망

임 내 균⋅이 유 빈⋅김 석 주⋅신 흥 수†

한양대학교 응용화공생명공학부 생명공학전공

Current Status and Prospect of Biomaterials as

Tissue Substitutes in Regenerative Medicine

Nae-Gyune Rim, Yu-Bin Lee, Seok-Joo Kim, and Heungsoo Shin†

Department of Bioengineering, College of Engineering, Hanyang University

Abstract: 현대사회의 기술과 산업의 발달에 따라 각종 사고 및 질환에 의한 조직이나 장기의 손상이 일어나는 사례가

급증하고 있다. 손상된 조직이나 장기의 치료에 있어서 타인에 의한 장기이식이나 동물을 이용한 장기이식이 시도되

고 있으나, 여러 가지 문제점이 제기되고 있다. 이러한 문제점을 극복하기 위해 손상된 조직이나 장기를 복원, 재생

또는 대체하여 정상기능을 회복하고자 하는 재생의학이 주목을 받고 있다. 재생의학용 바이오재료의 개발에 있어서

그 특성에 따라 사용되는 종류가 다양해지고 있고, 제작기술 또한 발전을 하고 있다. 본고에서는 재생의학용 바이오재

료가 지녀야할 물성과 바이오재료의 개발에 사용되는 재료의 종류 및 특성등을 살펴보고, 특히 뼈, 연골, 피부, 혈관,

간, 신장에 대하여 연구개발 현황 및 전망을 기술하였다.

Keywords: regenerative medicine, tissue engineering, biomaterial, polymer, scaffold

1. 서 론

1)

현대사회로 접어들면서 기술과 산업의 발달에

따라 인간의 삶은 윤택해지고 풍요로워졌지만, 그

외에 다양한 문제점 또한 발생하였다. 다양한 질

환의 증가와 고령화, 교통사고의 증가, 활발한 레

져 활동에 따른 안전사고의 증가로 인하여 조직

및 장기의 기능 상실 혹은 손상이 증가되었고, 조

직 자체의 재생력이 한계에 부딪히면서 이에 대한

적절하고 효과적인 치료법의 필요성이 급증하고

있다[1,2].

대체로 타인에 의한 장기이식이 시도되고 있으

나, 장기기증자의 부족으로 인한 수요대비 공급의

현저한 부족 문제가 있으며, 동물을 이용한 장기

이식은 면역거부반응을 일으키거나 인간에게는

존재하지 않는 동물유래 바이러스 등으로 인한 교

차 감염의 위험이 있다. 따라서 손상된 생체조직

†주저자 (E-mail: [email protected])

을 효과적으로 대체하거나 이식할 수 있는 바이오

재료(biomaterials)를 이용하여 이러한 문제점을

해결하려는 조직공학(tissue engineering)적인 접

근이 주목을 받고 있으며, 인공적인 대용품에서

생체적합재료의 개발에 이르기까지 다양한 연구

에 대한 필요성이 제기되고 있다.

이러한 요구에 부응하여 단순한 장기나 바이오

재료의 이식에서 더 나아가 주변 조직과 조화를

이루며 손상된 조직이나 장기를 복원, 재생 또는

대체하여 정상기능을 회복하는 것을 목표로 하는

재생의학은 앞으로의 생명공학과 의료분야의 중

요한 기술의 하나로 인식이 되고 있다.

2. 재생의학의 정의

재생의학은 생명과학과 공학의 기본 개념과 기

술을 응용하여 생체조직의 구조와 기능 사이의 상

관관계를 이해하고, 손상된 조직이나 장기를 복원,

기획특집: 의료소재


KIC News, Volume 13, No. 6, 2010 3

Figure 1. 재생의학의 기본적인 구성 요소.

재생하거나 대체하여 정상기능을 회복시키기 위

한 학문이다. 재생의학의 기본적 개념을 이루고

있는 세 가지 중요한 요소들은 재생의학의 연구에

있어 가장 기본적으로 고려되어야 할 것들로서,

원하는 조직의 특성에 따라 각 요소에 초점을 맞

추어 다양한 연구가 진행되고 있다(Figure 1). 첫

째는 조직의 기본적인 구성을 하는 세포(cells)이

다. 인체의 모든 장기들은 그 역할과 기능이 다르

며, 그 조직을 구성하고 있는 세포 또한 다양한 종

류, 구성 그리고 기능을 갖기 때문에 원하고자 하

는 조직의 기능 회복을 위해서는 적합한 세포의

적용이 필요하다. 둘째는 원하는 조직의 형태를

제공하기 위한 틀 역할을 하는 지지체(scaffold)이

다. 생체조직은 다양한 세포들이 유기적으로 복합

적인 구조를 이루고 있으며, 조직이나 장기의 손

상은 구조적으로 혹은 형태학적으로 결손부위가

있다는 것을 의미하기 때문에, 세포만을 적용하는

것보다는 구조적으로 원하는 조직의 형태를 갖춘

지지체를 함께 적용하는 것이 세포가 보다 더 안정

적으로 조직이나 장기의 재생을 도울 수 있게 한

다. 마지막으로, 이러한 지지체에서 세포에게 조직

이나 장기의 회복에 도움이 될 수 있는 신호를 전

달하기 위한 자극이 필요하다. 인체 내에서는 호

르몬, 효소, 성장인자 등의 생리활성 물질들이 일

련의 세포반응에 자극을 주어, 세포의 증식, 분화

등의 조절에 관여한다. 또한 조직 혹은 세포마다

금속재료 세라믹 고분자

장점

성형성

가공성

강도

생체적합성

경도

내화학성

내열성

성형성

가공성

내화학성

생체적합성

복원력

단점

생체친화성

내화학성

내식성

부식성

성형성

깨지기 쉽다

복원력

경도

기계적 성질

내열성

종류

316 stainless steel

Co-Cr alloy

Ti, Ti alloy

하이드록시아파타이트

바이오 글라스

인산3칼슘

합성고분자

천연고분자

적용

조직

인공관절

인공뼈

치주이식체

뼈 보강제

치과용 재료

인공관절

성형외과용 재료

인공혈관

인공장기

카테타

약물 전달체

Table 1. 재생의학용 재료의 종류와 특성[5]

서로 다른 다양한 화학적․생물학적․기계적․전

기화학적 신호가 적용되므로, 특정조직의 재생에

맞는 적절한 신호가 전달되어야만 기능적으로 손

상된 조직을 대체할 수 있게 된다.

이러한 재생의학용 지지체의 개발에 사용되는

재료는 몇 가지 특성을 가져야 한다[3-5]. 기본적

으로는 혈액이나 주변 조직과의 친화적인 성질인

생체적합성(biocompatibility)과 이식되는 장기나

조직의 본래의 기능을 생체 환경 하에서 실현하는

생체기능성(biofunctionality)을 가져야 하고, 세부

적으로는 (1) 생분해성, (2) 최소한의 면역 반응 및

염증 반응, (3) 재료와 세포간의 상호작용, (4) 적

당한 기계적 강도, (5) 주변 숙주 조직과의 조화,

(6) 상호 연결된 다공성 구조, (7) 적용하려는 조직

의 특성에 따라 적당한 기계적 강도 등의 특성이

필요하다.

지지체의 개발에 사용되는 재료는 매우 다양한

데 금속, 세라믹, 고분자 등 각각의 재료는 고유한

물성이 서로 다르기 때문에, 적용하고자 하는 조

직에 따라 그 특성에 맞는 재료를 사용하여 지지

체를 개발한다(Table 1)[5]. 금속은 높은 하중이나

고강도가 요구되는 치아, 관절 또는 와이어(wire),

스크루(screw)와 같은 골절된 뼈의 접합재료 등으

로 널리 사용된다. 특히, 치과용 재료인 임플란트



Melting point Tm

(℃)

Glass transition

point Tg (℃)

Biodegradable time

(Months)

Tensile strength

(MPa)

Modulus

(GPa)

PDLLA Amorphous 55∼60 12∼16 29∼35 1.9∼2.4

PLLA 173∼178 60∼65 >24 28∼50 1.2∼3.0

PGA 225∼230 35∼40 6∼12 7.0

PLGA Amorphous 45∼55 1∼12 41.4∼55.2 1.4∼2.8

PCL 58 ∼72 >24 0.4

PDLLA: poly-DL-lactic acid, PLLA: poly-L-lactic acid, PGA: polyglycolic acid, PLGA: poly(lactic-co-glycolic acid)), PCL:

polycaprolactone

Table 3. 재생의학용 폴리에스터 계열의 합성고분자 재료의 종류와 특성[3,8-10]

(dental implant)로서 많은 재료가 개발되고 있다.

이러한 금속재료는 독성, 발암성, 부작용 등이 없

는 인체적합성을 지녀야 하고, 압축강도, 내마모성

피로강도 등의 기계적 성질과 체내의 부식 환경을

견뎌낼 수 있는 내부식성을 지녀야 하며, 스테인

레스 강(stainless steel), 코발트(Co)계 합금, 티타

늄(Ti)계 합금 등이 대표적인 예이다. 세라믹은 열

과 냉각 활동으로 만들어진 금속 고체이다. 뼈나

치아에 존재하는 무기질과 같은 조성을 만들 수

있어 구조적 안정성이 수반되며, 생체적합성 및

생활성 면에서도 우수한 강점을 보인다. 가장 연

구가 활발한 예로 하이드록시아파타이트(hydroxy-

apatite)를 들 수 있는데, 이는 뼈나 치아의 중요한

무기성분인 칼슘과 포스페이트를 다량 함유하고

있어서 단백질 등의 흡착성, 골결합성, 세포접착성

등을 지닌다[6,7]. 하지만, 신축성이 없고 부서지

기 쉬운 단점도 있다. 고분자는 그 유래로부터 천

연고분자와 합성고분자로 나눌 수 있다. 천연고분

자는 천연으로 존재하거나 혹은 생물에 의하여 만

들어지는 고분자 물질로서 매우 우수한 생체 적합

성을 가지고 있다. 인체의 구조를 형성하고 생명

기능을 유지하는 물질은 세포로부터 분비된 세포

외기질(extracellular matrix)의 상태로 존재하게

되는데, 세포 주변 환경을 세포의 생명력 유지에

가장 적합하도록 제공한다. 세포외기질은 거대한

단백질을 비롯하여 다당류 계열의 천연고분자가

구조를 이루고 있다. 대표적인 예로, 젤라틴, 콜라

겐, 피브린, 엘라스틴 등의 천연 단백질과 키토산,

하이알루론산, 알지네이트, 전분 등의 다당류가 있

다. 일반적으로 천연고분자를 이용하여 제작된 지

지체는 염증 반응이 적고, 생분해성이 우수하며,

세포 혹은 주변 조직과 원활한 상호작용을 보인

다. 많은 연구자들이 천연고분자에 관심을 갖는

이유는 생체적합성 외에도 식품의약품안전청으로

부터 승인을 비교적 쉽게 얻을 수 있기 때문이다.

그러나 우수한 생체 기능성을 갖는 천연고분자도

제한적인 기계적․물리적 강도라는 대표적인 한

계점을 가지고 있다. 예를 들면, 골조직과 같이 매

우 단단한 물리적 특성을 가지고, 인체에서 하중

을 견뎌내는 역할을 하는 지지체로 사용되기에는

기계적, 물리적 강도가 낮은 천연고분자는 적당하

지가 않다. 그 외에도 상대적으로 가공이 용이하

지 않은 점도 한계점으로 거론되고 있다. 이에 반

해, 합성고분자는 우수한 기계적 물성과 함께 제

작의 유연성을 큰 장점으로 가지고 있다. 단량체

가 가진 화학적, 물리적 성질을 합성 가공하는 과

정에서 조절할 수 있고, 나아가 분자구조와 분자

량을 필요에 맞게 조절할 수 있다. 합성고분자 중

에서도 인체 내에서 조직의 재생 및 복원을 유도

한 후 스스로 분해가 되는 생분해성 고분자가 재

생의학의 재료로서 많이 연구되고 있다. 대표적으

로는 폴리에스터 계열의 중합체 또는 공중합체등

이 많이 사용되고 있다. 지지체의 개발에 주로 사

용되는 합성고분자의 종류 및 특성에 대해서는

Table 2에서 확인할 수 있다[3,8-10].

이에 본고에서는 뼈, 연골, 피부, 혈관, 간, 신장



Figure 2. 재생의학용 뼈, 연골의 특성. (a) 다양한 형태의 재료, (b) 생분해성 고분자를 이용한 골조직 재생, (c) 손실부위를

대체하는 재생의학용 연골재료.

을 중심으로 조직의 손상을 대체할 수 있는 재생

의학을 이용한 조직 대체용 바이오 재료에 대하

여, 요구되는 특성과 극복해야 할 한계점, 그리고

개발 방향에 대해 설명하고자 한다.

3. 재생의학용 뼈 및 연골의 개발 현황

3.1. 뼈, 연골의 역할과 질환의 종류 및 영향

뼈와 연골의 대표적인 역할은 인체의 구조유지

이다. 뼈는 인체를 지탱하고 주요기관을 보호하며

운동 시에 지렛대 역할을 하여 운동이 가능하게

한다. 연골은 뼈와 뼈 사이의 마찰을 방지하고 코

끝이나 귓바퀴처럼 특정한 구조와 우수한 탄력을

유지할 수 있게 해준다.

일반적으로 뼈와 연골조직의 손상은 사고 및 재

해에 의해 발생하는 경우가 많다. 골 조직에서 일

어나는 손상에는 파괴, 결손이 대표적이며, 연골조

직은 외부적 충격에 의한 결손 이외에 류마티스관

절염과 같은 염증반응에 의해서도 손상을 받을 수

있다. 또한, 노화는 뼈 및 연골조직의 손상에 있어

서 큰 원인이 될 수 있는데, 노화가 진행됨에 따라

뼈는 골밀도가 감소하게 되고 연골조직은 장기적

마모로 인해 자연적으로 소실되게 된다[11]. 따라

서 노화가 진행될수록 작은 충격에도 더 쉽게 골

절이 일어날 수 있고, 연골은 충격을 흡수하지 못

하여 통증을 유발하게 된다. 이외에도 선천적인

뼈, 연골조직의 형성 이상이나 성장부진이 뼈, 연

골조직의 질환을 유발한다. 이러한 골격계의 손상

은 외부의 충격으로부터의 저항성에 직접적인 타

격을 주며, 구조적인 변성은 그 주변조직의 역할

까지 저해하는 작용을 하게 된다. 또한 구조적인

변형은 외형적으로 쉽게 드러나기 때문에 사회적

인 활동에도 영향을 주어 현대사회에서는 골격계

의 재생의학이 더욱 중요하다.

3.2. 재생의학용 뼈, 연골의 특성

뼈의 가장 기본적인 역할은 인체구조의 지탱이

므로, 재생의학용 뼈가 갖추어야 할 첫 번째 조건

은 우수한 강도가 될 수 있다. 재생의학용 뼈는 인

체조직의 뼈와 유사한 무기적 구조를 가지고, 강

도가 비슷해야 하며, 이식 장소 주변의 골조직과

도 밀접하게 결합할 수 있어야 한다[12]. 재료의

강도가 약한 것도 문제가 되지만 천연 골에 비해

강도가 높은 경우에는 주변 골 조직이 침식되는

문제를 유발하므로 강도의 조절이 중요하며 손실

부분과 비슷한 구조를 가질 수 있도록 형태의 변

이도 용이해야 한다(Figure 2(a))[13]. 그러나 단순

히 구조에 맞추어 이식을 한다고 해서 재생의학용

뼈가 인체의 재생을 유도하거나 나아가 실제 기능

을 완전히 복구시킬 수는 없다. 재생의학용 뼈는

구조와 강도 외에도 주변 골 형성세포들이 자라

들어올 수 있는 환경을 제공해줄 수 있어야 한다.



대체기관 제품명 제조회사 성분

뼈

Norian SRS®

Synthes 트리칼슘포스페이트, 다이칼슘포스페이트

MGSB®

메가젠 다이칼슘포스페이트

Bio Anchor®

Linvatec PLA

Bio Screw®

Linvatec PLA

Bionfix®

Bionx Implants PLA-PGA 공중합체

LactoSorb®

Lorenz PLA-PGA 공중합체

연골

BST-CarGel®

Bisosyntec 키토산-글리세롤 포스페이트

Salubria®

SaluMedica 폴리비닐알콜 하이드로젤, 실리콘

ChonDux®

Biomet PEG 하이드로젤

Carticel®

Genzyme 자가연골세포, 셀룰로즈 하이드로젤

ChondroCelect®

TiGenix 자가연골세포, 유리질(hyaline) 유사 지지체

Hyalograft-C®

Fidia Advanced Biomaterials 자가연골세포, 히알루론산 지지체

Table 3. 상용화된 재생의학용 뼈, 연골[15,17]

이러한 환경을 조성해 주기 위해서는 골 재생속도

와 유사하게 생분해가 일어날 수 있는 재료가 필

요하다(Figure 2(b))[14]. 이 성질은 기계적 강도에

반대되는 성질처럼 보일 수 있으나, 스스로 분해

가 됨에 따라 인체의 골 성분이 재생부위에서 높

은 비율을 차지하도록 유도하고 주변의 근육조직

이나 연골과도 밀접한 결합을 할 수 있도록 도와

주어 결과적으로 실제 조직과 유사한 재생이 가능

하게 된다(Figure 2(c))[15].

연골은 손상이 될 경우 재생이 되지 않기 때문

에 재생의학용 연골은 손실부위를 대체하여 기존

의 연골과 같은 역할을 수행해야 한다. 따라서 재

생의학용 뼈와 마찬가지로 구조적인 성형이 용이

해야 하며 연골의 특수한 기능인 충격흡수를 수행

하기 위해 우수한 탄성과 내구성을 지녀야 한다.

또한 연골은 염증반응이나 독성물질에 의해 녹아

버릴 수가 있고 면역반응에 의해서도 손상을 입기

때문에 재료에 의한 체내염증반응이나 독성반응

이 없도록 주의해야 한다.

3.3. 현재 치료방안과 그 한계점

재생의학용 뼈, 연골은 다른 조직 및 장기들에

비해 많은 연구가 진행되었으며 상용화된 제품도

많다. 골 조직 재생을 위한 재료로써 사용된 대표

적인 세라믹 재료로는 칼슘포스페이트(calcium phos-

phate)를 들 수 있다. 칼슘포스페이트는 주변의 골

조직으로부터 이식부위로의 골 재생을 촉진시키

는 골 전도성이 높은 물질로 실제 임상적용시 자

가골이식에 비교할 수 있을 만큼 높은 재생력을

지니고 있다[16]. 하지만 불균등하게 형성되는 결

정 때문에 일정한 분해속도나 강도를 지니지 않는

단점을 가지고 있다. 이러한 단점을 보안하기 위

해 트리칼슘포스페이트(tricalcium phosphate), 다

이칼슘포스페이트(dicalcium phosphate) 등 여러

칼슘포스페이트를 섞은 세라믹 시멘트인 Norian

SRS®같은 제품이 개발되어 있다. 세라믹재료에

비해 생분해성 고분자(biodegradable polymer)는

골 전도성은 떨어지지만 다른 특성을 조작하기 쉬

운 점에서 향후 골조직과 연골재생을 위한 재료로

써 각광받고 있다. 생분해성 고분자는 형태, 강도,

생분해속도 등을 임의로 조절할 수 있으며 나아가

생분해에 따른 뼈 및 연골조직의 재생에 필요한

성장인자 배출에도 장점을 가진다[14]. 이를 위한

고분자 재료에는 PLA (polylactide), PGA (polygly-

colide), PLGA (polylactide-co-glycolide) 등이 있

다. 생체고분자는 또한 다공성 스펀지나 하이드로

젤(hydrogel)의 형태로도 재현이 가능하기 때문에

연골재생을 위한 재료로서도 주목을 받고 있다.



고분자 재료 등을 바탕으로 현재 상용화된 골 재

생용 고분자 재료에는 Bionx사의 Biofix®, Lorenz

사의 LactoSorb® 등이 있으며 연골조직재생용 재

료에는 Genzyme Tissue Repair사의 Carticel®이

있다(Table 3)[15,17].

하지만 생분해성 고분자는 천연고분자나 세라

믹, 금속재료와 비교하였을 때 몇 가지 단점을 가

지고 있다. 생분해성 고분자는 인체에 독성을 띠

지 않는 물질로 구성이 되어 있지만 천연고분자를

이루는 물질에 비해서는 생체 친화력이 낮으며,

세라믹과 금속재료에 비해서 기계적 강도가 낮은

단점을 가지고 있다. 그리고 생체고분자의 분해속

도가 뼈의 재생속도와 다를 경우 재생된 뼈의 모

양이나 강도에서 문제가 생길 수 있다.

3.4. 재생의학용 뼈, 연골의 개발 방향

재생의학용 뼈, 연골은 국내에서도 약 900억 원

의 큰 시장을 형성하며 제품상용화와 개발이 진행

되고 있다. 현재까지 개발된 제품들은 국부적인

충전제부터 큰 손실을 대체해주는 이식재료까지

여러 종류로 발달하여 있다. 재료가 물리적 특성

이나 기능적인 측면에서 실제 뼈나 연골조직 성질

의 많은 부분을 모방하고 있지만 아직까지도 주변

조직과의 결합이나, 이식부위로 들어오는 세포들

에게 제공하는 환경면에서는 한계점을 가지고 있

다. 앞의 한계점들을 해결하기 위한 방법으로 재

료자체가 가지는 성질을 개선하거나 재료표면을

펩타이드(peptide)와 같은 인체활성물질로 개질시

켜주는 연구들이 진행되고 있다[18]. 또한 실제

뼈, 연골조직이 지속적으로 물리적 자극을 받는

부분에 착안을 하여 이식재료에도 일정한 물리적

자극을 줄 수 있도록 바이오리엑터(bioreactor)를

적용하는 기술도 개발되고 있다[19]. 그리고 변형

성장인자-b (TGF-b), 뼈 형성 촉진 단백질(BMP)

등의 성장인자가 재료로부터 적절한 농도로 방출

될 수 있도록 하여 주변 골 조직으로부터의 골 전

도도를 높이기 위한 시도도 이루어지고 있다[20].

재생의학용 뼈, 연골의 궁극적인 목표는 인체내

부에 이식이 되어 가능한 한 실제 조직과 가까운

성질을 띠는 방향으로 재생을 유도하는 것이다.

그러기 위해서는 현재 재료가 가지고 있는 한계를

극복하기 위한 노력도 필요하지만, 본래의 뼈, 연

골세포가 가지는 성질에 대해서도 더 많은 이해가

필요하고 재생에 필요한 각종 성장인자들에 대한

연구도 지속적으로 이루어져야 할 것이다.

4. 재생의학용 피부의 개발 현황

4.1. 피부의 역할과 질환의 종류 및 영향

피부는 체표면을 덮음으로써 외부에 존재하는

위험요소로부터 인체를 지키는 방어막 역할을 한

다. 피부는 인체에서 가장 큰 기관이며 분비샘 등

의 부속기관을 통해 다양한 기능을 수행하는 복합

기관이다. 주기능인 방어기능을 비롯하여 피부는

체액의 유실 방지, 각종 분비샘들을 통한 인체의

항상성 유지, 감각기관으로서의 작용, 흡수, 배설,

그리고 호흡 등의 역할을 수행한다. 피부는 손상

의 정도에 따라 적용되는 재료의 성질도 변하므로

피부의 구조에 대한 이해가 중요하다. 피부는 크

게 표피(epidermis), 기저막(basement membrane),

진피(dermis)로 나뉠 수 있다. 표피에는 증식능이

풍부한 케라티노사이트 줄기세포(keratinocyte stem

cell)가 존재하는데 이 세포로부터 분화한 세포들

이 표피층을 구성하게 된다. 기저막은 표피와 진

피사이에 존재하는 얇은 막으로 세포외 간 물질

(intracellular substrates)로 이루어져 있다. 기저막

에는 표피의 아랫부분을 구성하는 세포들이 부착

되어 있는데, 상처가 날 경우 기저막이 분리되면

서 표피 아래층의 세포와 진피층간의 결합을 촉진

시킴으로써 피부 재생을 촉진하게 된다. 또한 기

저막은 정착 원섬유(anchoring fibrill)형태로 존재

하는 7형 콜라겐을 통하여 표피층의 세포와 진피

내의 콜라겐층과 연결하여 두 조직을 결착시켜주

고 유지하는 역할을 한다. 진피층은 미세 혈관과

섬유아세포(fibroblast)를 포함하는 유두층과 콜라

겐 섬유들이 세망형태로 결합해 있는 망상결합조

직(reticular connective tissue)로 구성되어 있다.

진피층에는 모낭, 땀샘, 피지선 등의 피부 부속기



Figure 3. 재생의학용 피부의 종류와 모식도. (a) 창상피복제, (b) 배양피부, (c) Integra®의 모식도.

관들이 존재하며, 이러한 부속기관들은 진피층에

깊숙이 존재하고 있는데, 피부의 손실이 생길 경

우에는 모낭으로부터 표피세포가 자라나와 피부

재생을 유도하게 된다[21].

피부는 앞에서도 언급을 했듯이 1차 방어벽으

로서 외부의 다양한 요인으로부터 손상을 입을 수

가 있다. 자외선에 의한 경미한 화상이나 색소침

착, 피부의 수분함량 이상으로 인한 건선, 습진, 바

이러스의 침임으로 인한 수포나 포진 등을 포함하

여 물리적 요인으로 인한 피부 손실, 화상까지 다

양한 피부 질환이 존재한다. 현재 재생의학에서는

뒤에서 언급된 물리적 요인으로 인한 피부조직의

손실이나 화상으로 인한 손상에 초점을 두고 있다.

4.2. 재생의학용 피부의 특성

화상이나 물리적 손상을 입은 환자들은 외부로

부터의 감염이나 체액의 손실에 무방비한 상태로

노출되기 때문에 재생의학용 재료는 상처부위의

표면을 덮음으로써 체액손실방지와 감염으로부터

의 방어막으로서의 역할을 수행하는 동시에, 치유

과정에서 발생하는 조직의 수축을 막음으로써 상

처의 발생 또한 방지해야 한다[22]. 이러한 작용을

하기 위한 재생의학용 피부의 첫 번째 조건은 높

은 밀착도이다. 상처부위와 이식물간에 존재하는

공간은 미생물들이 침투하거나 증식하는 데에 있

어 좋은 환경이 될 수 있다. 따라서 재생의학용 피

부는 빈 공간을 최소화하거나 생기지 않도록 피부

에 높은 밀착도를 가져야 한다. 밀착도와 더불어

재생의학용 피부는 유연성과 일정수준의 기계적

강도를 지녀야 한다. 피부는 근육의 움직임에 직

접적인 영향을 받기 때문에 상처가 발생한 부분에

서는 피부와 재료간의 결합이 일정하게 유지되지

않는다. 따라서 재생의학용 피부는 외부변화에 대

응 할 수 있도록 유연한 성질을 지녀야 하며 일정

한 기계적 강도를 통해 탈착이나 균열 등이 일어

나지 않도록 해야 한다. 재생의학용 피부가 지녀

야 하는 또 다른 조건으로는 수분의 이동성조절이

다. 재생의학용 피부는 체액의 방출이나 수분의

흡수 등 실제 피부의 위치에서 피부의 역할을 대

신 수행해야 한다. 만약 재생의학용 피부의 수분

방출 속도가 필요 이상으로 빠르다면 재생의학용

피부는 마르게 되고 수축이 일어나 탈착이 될 위

험이 있다. 그 반대로 액체의 이동이 느리게 된다

면 수포가 형성될 위험이 있으며 계면사이의 밀착

력이 떨어져 박테리아에 의한 오염이 발생할 수도

있다.

4.3. 현재 치료방안과 한계점

현재 개발 및 상용화된 재생의학용 피부의 종류

는 크게 두 가지로 나뉠 수가 있는데, 주로 생체고

분자를 이용한 창상피복용 재료와 환자의 정상피

부로부터 채취한 세포와 재료를 복합적으로 배양



종류 제품명 제조회사 특징

창상피복제

Terudermis®

Olympus Terumo Biomaterial 콜라겐 스펀지 /실리콘막

Integra®

Lifesciences 콜라겐 스펀지/GAG/실리콘막

TransCyte®

Advanced BioHealing 키틴 부직포

Beschitin®

Unitika 콜라겐/표피세포

Permacol®

Tissue Science Laboratories 돼지유래진피층

Alloderm®

Life Cell 타가 탈표피화 진피층

배양피부

Epicel®

Genzyme Biomaterials PGA-PLA 공중합체/섬유아세포

Dermagraft®

Advanced BioHealing 콜라겐/표피세포/섬유아세포

Apligraf®

Organogenesis 콜라겐/표피세포/섬유아세포

Orcel®

Ortec International 콜라겐/GAG/표피세포/섬유아세포

Hyalograft 3D®

핸슨바이오텍 자가표피형성세포/히알루론산막

Laserskin®

Fidia Advance Biopolymers 자가표피형성세포/히알루론산막

Myskin®

CellTran 자가표피형성세포/실리콘막/PVC코팅

Table 4. 대표적인 재생의학용 피부[25,26]

하여 치료에 적용하는 배양피부가 있다(Figure 3(a),

(b))[23]. 일시적으로 손상된 부위를 치료하기 위

한 창상피복제는 폴리우레탄이나 키틴 등을 이용

한 다공성 막이나 겔을 이용한 제품들이 대표적이

다. 이러한 재생의학용 피부는 체내로부터의 수분

손실이나 외부로부터의 유해물질 침입을 방어하

는 작용을 한다. 현재 상용화된 창상피복제의 대

표적인 예로는 Terudermis® (일본, Olympus Terumo

Biomaterials)가 있다. 이 재료는 표면부위에 실리

콘 층(silicon layer)을 이용하여 주변으로부터의

오염물질의 유입을 막고 일정수준의 수분을 유지

할 수 있도록 하였다. 또한 조직과의 친화도를 높

이기 위하여 실리콘 층 밑에 콜라겐 층을 도입하

였다. 화상이나 피부조직 손실의 경우에는 이보다

더 복잡한 작용을 하는 재생의학용 피부가 필요하

다. 피부가 갖는 여러 기능을 수행하기 위해서는

층별로 설계하여 각 층이 특정한 기능을 수행하도

록 해야 한다. 상층부는 체액의 증발을 방지하도

록 실리콘 등의 합성고분자를 사용하여 설계하고,

하층부는 콜라겐과 같은 천연고분자를 이용하여

새로운 혈관생성이나 세포의 유입이 용이하도록

하고 새로운 피부조직의 재생을 도와야 한다. 이

러한 제품의 대표적인 예로는 Integra® (미국, Inte-

gra Lifescience)가 있다(Figure 3(c))[24]. Integra®

는 폴리실리옥산(polysilioxane)을 이용하여 수분

의 손실을 막고 소의 힘줄로부터 유래한 콜라겐

(bovine tendon collagen)과 글리코스아미노글리칸

(glycosaminoglycan)을 조합하여 주변조직으로부

터의 세포 유입을 도울 수 있도록 하였다(Table

4)[25,26]. 이러한 제품들은 2도 이상의 화상환자

들을 치료하는데 쓰이고 있으며 세포를 도입한 재

생의학용 피부의 경우에는 3도 이상의 심각한 화

상을 치료하는데 사용된다.

하지만 현재까지 개발된 재료들은 몇 가지 한계

점을 가지고 있다. 심각한 손상을 치료, 대체하는

재료들은 아직까지 생산이 까다로워 치료에서 발

생되는 고비용은 아직까지 문제가 되고 있다. 그

리고 대부분 생체친화적인 고분자를 사용하지만

아직까지도 이식되었을 때 염증반응이나 면역반

응 등의 안정성이 확실하게 확보되지 않고 있다.

뿐만 아니라 손상부위의 회복 속도를 조절하지 못

하기 때문에 상처가 남는 문제점이 있다.

4.4. 재생의학용 피부의 개발 방향

재생의학용 피부는 국내에서 대략 140억 원의

시장을 확보하며 계속해서 발전 중에 있다. 피부


10 공업화학 전망, 제13권 제6호, 2010

조직은 특성상 손상의 정도에 따라 다른 이식재료

가 필요하게 되는데 현재까지는 여러 가지 바이오

재료들을 조합하여 3도 이상의 화상이나 다량의

피부결손을 치료해내고 있다. 하지만 개발된 재생

의학용은 아직까지 대량 생산에서 어려움을 겪고

있으며 모낭, 땀샘과 같은 부속기관 재현, 색소침

착, 흉터, 그리고 주변조직과의 결합력이나 동화력

등의 부분에서 한계점을 보이고 있다. 이식 후 주

변조직과의 결합측면은 재생의학용 뼈, 연골에서

와 마찬가지로 피부가 가지는 물리적인 환경의 재

현이나 재생에 필요한 성장인자들에 대한 연구로

극복 될 수 있을 것이라 전망되고 있다[27]. 그 이

외에 재생의학용 피부가 가지는 한계점인 부속기

관 재현이나 색소침착 등은 진피 내에 존재하는

줄기세포(stem cell)를 이용하는 방법이 큰 기대를

얻고 있는데 줄기세포는 다분화성(pluripotency)을

가지고 있으므로 이를 통하여 한계점들을 해결해

나갈 수 있을 것이라 기대된다[28].

손상된 정도에 따라 다르기는 하지만 현재 재생

의학용 피부는 재료만 이식하는 것보다는 재료에

세포를 배양한 뒤 이식이 되는 방법이 더 선호되

고 있다. 때문에 적절한 재생의학용 피부재료개발

과 더불어 배양인공피부에 쓰이는 세포에 대한 이

해, 그리고 배양기술의 개발이 이루어져야 할 것

이다.

5. 재생의학용 혈관의 개발 현황

5.1. 혈관의 역할 및 질환의 종류, 영향

인간의 혈관은 주변 조직과 가스, 노폐물 및 영

양소 교환의 역할 수행과 함께 각종 물질 수송, 면

역반응에도 관여하는 등 다양한 역할을 수행한다.

혈관은 그 위치와 주변 조직의 특성에 따라 다양

한 종류의 혈관들이 분포되어 있으며 동시에 조직

에 필요한 다양한 역할을 수행하게 된다. 혈관은

크게 동맥, 정맥, 모세혈관, 소동맥, 소정맥으로 구

분할 수 있으며 세부적으로 많은 종류의 혈관이

나뭇가지 형식으로 구성되어 있다. 심장에서 나온

혈액은 동맥을 통해 기관으로 이동하면서 높은 압

력을 견뎌야 하므로 두께가 두껍고 탄성이 좋다.

이후 혈액은 모세혈관으로 이동하여 실질적으로

조직과 물질교환을 하게 되는데 모세혈관은 이를

위해 한 겹의 내피 세포와 밖에 기적막이 둘러싸

인 구조로 되어있다. 모세혈관에서 나온 혈액은

정맥으로 이동하게 된다. 정맥은 낮은 혈압에서

혈액을 심장으로 이동시키기 때문에 동맥보다 두

께가 얇으며, 역류 방지를 위해 정맥 내에 판막이

구성되어 있다.

인간의 혈관은 체내에 고루 분포되어 있으며 이

로 인해 세포들은 혈관과 가스교환 및 물질교환을

원활하게 할 수 있다. 하지만 혈관이 손상되거나

새로운 조직이 형성되어 혈관을 필요로 할 경우에

는 신생혈관생성(angiogenesis) 과정을 통해 새로

운 혈관형성이 진행된다.

혈관계 질환은 이러한 신생혈관생성의 문제에

의해 발생하기도 한다. 예를 들어 지나친 혈관생

성은 과도한 세포증식에 영향을 주고 결국 종양발

생과 전이에 영향을 미치게 된다. 하지만 오늘날

혈관질환의 많은 부분은 인간의 수명 증가 및 운

동부족, 육류 섭취의 증가 등으로 인해 혈관 내 지

질의 농도가 증가하여 생기는 혈관 폐색이 차지하

고 있다[29].

5.2. 재생의학용 혈관의 조건

혈관은 그 위치와 종류에 따라 각기 다른 특성

을 가지기 때문에 질환에 따른 적합한 재료를 선

택하고 손상된 혈관의 구조를 재현하는 것이 중요

하다. 뿐만 아니라 인공 혈관에 사용되는 재료는

다른 인공 피부나 뼈와 달리 혈전생성반응에 대한

우수한 저항성을 가져야 한다. 대부분의 혈관 질

환은 동맥 질환인 경우가 많다. 따라서 심장 운동

에 의해 나오는 혈류의 압력을 견딜 수 있는 소재

를 사용하여야 하며 시간이 지나도 형태나 기계적

물성이 유지되어야 한다. 또한 각기 다른 크기의

동맥이나 정맥, 모세혈관과 같은 혈관에도 적용되

기 위해 다양한 형태와 특성의 혈관으로도 제작될

수 있어야 한다[30].



Figure 4. 대표적인 인공혈관. (a) PET를 재료로 하는 Dacron®, (b) ePTFE를 재료로 하는 Gore-Tex®.

5.3. 현재의 치료 접근 방향

1896년 Jaboulay와 Briau의 혈관봉합실험 이후

지속적인 의학기술 발달로 인해 혈관 이식은 심혈

관계 질환에 대한 보편적인 치료 방법이 되었다.

일반적으로 혈관 이식을 위해 가장 우선적으로 사

용될 수 있는 공급원은 자가복재정맥(autologous

saphenous veins) 또는 유방동맥(mammary arteries)

이 있다. 하지만 이러한 자가 생체 혈관은 얻어낼

수 있는 양이 한정적이고 질환이 발생한 혈관의

특성과 부합되지 못하면 인공혈관으로 대체하여

야 한다.

인공혈관은 1952년 Voorhees에 의해 처음 nylon

혈관의 개발 이후로 1958년 DeBakey의 Dacron®

의 개발로 인해 널리 사용되게 되었다[31,32]. 현

재에는 PET혈관인 Dacron®과 PTFE혈관인 Teflon

®,

Gore-Tex®가 인공혈관의 재료로서 널리 사용되고

있다(Figure 4)[33]. 이러한 인공혈관 재료들은 시

간이 지나도 기계적 물성이 변하지 않는다는 점과

주변 조직과의 가스 및 물질교환을 위한 다공성

재료로 개발이 가능하다는 장점이 있다. 인공 혈

관은 그 직경에 따라 대구경 혈관(> 5 mm)과 소구

경 혈관(< 5 mm)으로 구분될 수 있다. 혈류량이

많은 직경이 넓은 대구경 혈관에는 적절히 사용될

수 있지만 혈류량이 적은 직경이 5 mm 이하의 작

은 혈관에는 혈전형성반응과 같은 부작용으로 인

해 혈전이나 색전이 생길 수 있다. 실제로 대표적

인 혈관 질환인 관상동맥질환의 경우 혈관의 직경

이 0.5∼4 mm가 되는데 이 경우 인공혈관의 이식

이 불가능하며 자가복재정맥 이식에 의존하고 있

제품명 제조회사 재료 특징

GORE PROPATEN®

W. L. Gore &

Associates, Inc

(미국)

ePTFE헤파린으로

코팅

Dacron® Du-pont

(프랑스)PET

최초의 의료

용 혈관

UB seald graft® UBe medical

(일본)PET

HEMASHIELD GOLD

Knitted Double Velour

Vascular Graft®

Boston

Scientific

(미국)

PET콜라겐으로

코팅

EXXCEL SOFT graft®

MAQUET

GmbH & Co.

KG (독일)

ePTFE 꼬임 방지

Table 5. 상용화된 인공혈관의 종류와 재료 및 특징[34]

다. 인공혈관의 경우 현재 많은 회사에서 개발되

어 시판되고 있는데 대표적인 제품을 Table 5에

나타내었다[34].

5.4. 재생의학용 혈관의 개발 방향

현재 인공혈관의 연구 방향은 도입된 인공 혈관

의 항 응고 기능을 향상시키고 생체 적합성을 증

진시키며 소구경에서도 적용 가능한 혈관을 제작

하는 것이다. 이러한 방법들 중 기존의 고분자로

제작된 인공혈관 내벽에 혈관내피세포를 부착시

켜 혈전생성을 줄이는 것은 가장 대표적인 연구

분야 중 하나인데, 혈관 내피세포의 기능인 항 응

고작용에 의해 혈전 생성을 막음으로써 소구경 혈

관의 제작이 가능해진다[35]. 하지만 고분자 인공

혈관의 내벽에 세포를 부착, 배양시키기가 쉽지

않은 단점이 있다. 따라서 내피 세포를 부착시키


12 공업화학 전망, 제13권 제6호, 2010

기 위한 다양한 세포외기질 단백질이 연구에 이용

되고 있으며 대표적으로는 콜라겐(collagen)이 있

다. 하지만 콜라겐을 이용한 인공혈관의 경우 높

은 압력을 견디기 힘들다는 단점이 있어서 기존의

동맥질환에 적용하기는 쉽지 않다[36]. 이 외에 탈

세포조직 혈관이식의 방법으로 소장점막하조직

(small intestine submucosa)과 같은 조직을 이용하

기도 한다. 이는 소장에서 세포만 제거하고 남은

콜라겐에 의해 구조가 유지되는 조직을 혈관대용

으로 사용하는 것이다. 이러한 콜라겐 소장 조직

은 높은 압력에서도 구조유지가 가능하며 소구경

에도 적절히 사용될 수 있을 것으로 기대된다[37].

조직공학적 혈관 개발의 궁극적 목표는 혈관을

재생시키는 것이다. 혈관 재생을 위해서는 지지체

에 세포나 성장인자를 도입하여 체내 혈관생성을

유도하여야 한다. 이를 연구하기 위해 많은 지지

체 고분자가 이용되고 있다. 콜라겐, 피브린과 같

은 세포외기질 인자들은 실제 생체 내 환경을 모

사해줄 수 있지만 기계적인 강도가 혈관과 비슷하

지 않기 때문에 동맥과 같이 높은 압력을 견뎌야

하는 경우 사용되기가 어렵다. 반면 PGA, PLGA

와 같은 생분해성 합성고분자의 경우 높은 압력에

서 구조유지에 용이하며 혈관 재생 후 생분해되는

장점을 가지지만 생체 고분자에 비해 생체적합성

이 떨어지는 단점이 있다. 이외에도 천연고분자인

히알루론산이나 실크피브로인, 합성고분자인 폴

리글락틴(polyglactin)이나 폴리우레탄(polyur-

ethane)과 그 중합체 등이 이용되고 있는데, 혈관의

재생을 위해서는 여러 가지 재료의 복합적 연구를

통해 최적의 재생 조건에 대한 연구가 필요하다.

6. 재생의학용 간 및 신장의 개발 현황

6.1. 간 및 신장의 역할 및 질환의 종류, 영향

간은 체내에서 가장 복잡한 기능을 하는 기관으

로, 대사 작용에서 발생하는 각종 독성물질과 외

부에서 유입되는 물질의 분해에 관여하며, 암모니

아 제거 등의 질소 대사와 소화과정에도 관여한

다. 신장의 경우 체내 환경의 항상성에 중요한 역

할을 한다. 인체의 대사과정에서 만들어진 각종

노폐물의 배설에 관여하며 이러한 과정을 통해 체

내의 삼투압과 pH를 조절하고 수분과 전해질의

양을 조절하는 역할을 한다. 뿐만 아니라 혈압조

절과 함께 에리스로포이에틴(erythropoietin), 비타

민 D의 활성에도 관여하는 기관이다.

간의 경우 총 세포의 약 80%가 간세포(hepato-

cyte)로 이루어져 있으며 이러한 세포의 활성이 간

기능에 중요한 영향을 미치게 된다. 간은 재생력

이 뛰어난 기관으로 널리 알려져 있다. 실제로 건

강한 간의 2/3 부분절제 후에도 적절한 조치를 통

해 재생이 가능한 기관으로 알려져 있다. 하지만

간부전이나 간경화, B형 또는 C형 간염, 간암 등

과 같은 간세포 기능의 전격적인 상실은 간의 자

연 재생능력 저하와 함께 생명에 큰 위협이 된다.

이 경우 암모니아와 같은 질소대사물질이나 각종

독성물질들이 제거되지 못한 채 체내에 다량 축적

시 혼수상태에 빠질 수 있다. 최종적으로는 간의

기능상실 뿐 아니라 혈액의 pH조절 기능 상실로

인해 심혈관계나 뇌와 같은 다른 기관의 손상까지

가져오게 되어 회복이 불가능해지고 결국 생명에

치명적인 위협을 미치게 된다[38].

신장세포의 경우에도 간세포와 마찬가지로 재

생이 가능하지만 심각한 신장 질환 발생시 재생

속도보다 손상 속도가 빨라 재생 불가능한 상태가

된다. 가장 대두되는 신장질환은 말기신부전증인

데, 신부전이 진행되면 수분과 노폐물 배출 장애

로 인해 전해질의 균형이 깨지게 되고 결국 간부

전시와 마찬가지로 환자의 생명에 위협을 미치게

된다[39].

6.2. 재생의학용 간, 신장의 조건

인공간이나 인공신장의 경우 가장 이상적인 조

건은 생체기관의 기능을 모두 제공해 주며 손상된

조직의 재생을 유도해 주는 것이다. 즉, 기관에서

만들어내는 물질에 대한 생합성 능력을 가지고 있

어야 하며, 암모니아 제거 등 질소 대사 조절과 함

께 탄수화물, 지방 및 단백질의 각종 대사 조절,

마지막으로 외부로부터 제공되는 독성물질인 알



Figure 5. (a) 인공간에 의한 혈액 투석방법과 bioreactor의 중공사 (b) 절단면 및 (c) 표면의 주사전자현미경(SEM, Scanning

Electron Microscope) 사진.

코올이나 약물 같은 물질의 분해 등을 수행할 수

있어야 한다[40].

6.3. 재생의학용 간, 신장의 현재 개발 방향

간이나 신장에 손상이 있는 경우 치료하는 가능

한 방법은 오직 생체 기관의 이식뿐이다. 하지만

장기 이식자 수의 한계와 이식과정에서의 면역반

응과 염증반응, 감염문제 등의 많은 제약을 가진

다[41]. 인공간이나 인공신장의 경우도 인공심장

이나 인공혈관 등과 마찬가지로 환자의 손상된 기

관을 대체할 목적으로 개발되었다. 하지만 간이나

신장의 경우 다른 기관과 달리 매우 복잡한 기능

을 할 뿐더러 다량의 투석액이 필요하기 때문에

체내 이식형 인공 기관은 개발되지 못하고 있다.

현재 사용되는 인공간과 인공신장은 환자들의 조

직이 재생되거나 생체간이나 신장을 이식받기까

지의 기간 동안 환자 상태의 유지를 위해 이용되

고 있을 뿐이다. 이러한 인공장기의 주 임무는 환

자들의 혈액투석인데 튜브를 통하여 환자의 혈액

을 체외의 인공투석기에 유도하여 투석막을 통해

혈액의 노폐물을 제거하고 영양분을 공급하여 체

내로 돌려보내는 것이다. 기관이 생성하는 기타

물질들은 체외에서 투여해준다. 현재 재생의학적

측면에서 이러한 질환에 대한 접근은 어려운 현실

이다. 하지만 조직공학적 측면에서 투석장치의 막

의 구조와 소재에 대한 연구 및 개발이 많이 이루

어지고 있다[42].

인공간과 인공신장에서 물질의 선택적 투과 기

능을 수행할 수 있도록 하는데 주로 사용되는 막

시스템은 중공사(hollow fiber)이다. 조직공학에

있어서 중공사는 인공신장의 기능을 대체하기 위

해 주로 이용되는데, 이는 내부에 공동이 형성되

어 있는 섬유물질로 구성되어 있으며 투석을 위해

사용되는 반투과성 막으로써 환자의 혈액투석에


14 공업화학 전망, 제13권 제6호, 2010

제품명 제조회사 막의 형태 세포주 암모니아 제거율빌리루빈 제거율

ELAD®

Vital therapies hollow fiber human hepatoma cell line C3A > 8% > 20%

Hepa-Mate™

(HepatAssist)

HepaLife hollow fiber primary porcine hepatocytes < 18% < 18%

AMC-BAL Univ, of Amsterdam,

Netherlands

porous matrix primary porcine hepatocytes > 44% < 31%

BLSS Excorp Medical, Inc. porous matrix primary porcine hepatocytes 33% 6%

LSS (MELS) Hybrid-Organ hollow fiber primary human hepatocytes N/A N/A

MARS Teraklin hollow fiber Human Albumin

Table 6. 현재 개발 중인 인공간의 종류와 특징[40,46-48]

이용된다(Figure 5)[43,44]. Kolff에 의해 셀룰로오

스막이 최초로 인공신장에 이용된 이래로 중공사

막으로써 셀룰로오스가 주로 사용되었지만 최근

에는 PMMA, 폴리아마이드 등 다양한 종류의 고

분자가 이용되며 특히 폴리술폰(polysulfone)과 셀

룰로오스 아세테이트(cellulose acetate) 소재의 중

공사가 증가하고 있다. 인공 신장은 이러한 중공

사 막을 사이에 두고 투석을 통해 혈액 중의 요소

와 크레아틴과 같은 독성물질을 제거하고, 전해질

과 아미노산을 보충하여주는 역할을 한다. 최근에

는 인공신장의 중공사막에 신장 내피세포를 부착

시켜 실제 신장의 기능을 유도하는 방법 또한 개

발되고 있다[45].

인공간의 경우 인공 신장에 비해 다양하게 개발

되었다. 생체간의 유무에 따라 비생물학적 인공간

과 생물학적 인공간으로 크게 두 가지로 분류할

수 있다. 비생물학적 인공간의 경우 간 부전시 체

내의 독성을 제거하기 위해 개발 되었는데 독성

뿐 아니라 필요한 물질까지도 제거해버리는 부작

용을 가지고 있다. 하지만 현대 기술의 개발에 의

해 지속적인 성능 개선을 통해 생물학적 인공간

만큼의 효과는 기대하기 힘들지만 비교적 싼 값에

좋은 효율의 투석 결과를 가져다 줄 수 있게 되었

다. 대표적인 비생물학적 인공간으로는 MARS

(Molecular Absorbents Recirculating System)가

있는데 이는 중공사 막에 알부민을 부착시키고

20% 알부민 용액을 투석액으로 이용하여 독성 물

질을 걸러내는 시스템으로 구성되어 있다. 생물학

적 인공간은 돼지와 같은 동물의 간을 이용하여

혈액을 투석하는 방법인데 효과적인 방법이 되지

못하고, 단지 인간의 간을 이용한 경우에만 일시

적인 상태개선의 효과를 보았다. 따라서 최근에

가장 많이 사용되는 것이 혼합형 인공간인데 이는

인공재료와 바이오재료, 특히 생체의 간세포를 혼

합하여 개발된 것이다. 현재 개발 중인 혼합형 인

공간의 종류와 특징은 Table 6에 나타내었다[40,

46-48]. 혼합형 인공간의 경우 환자의 혈액을 동물

이나 인간의 간세포를 중공사 안에 넣어 혈액을

통과시켜 투석하는 방식이다. 따라서 이 장치의

개발에 있어서 가장 중요한 부분은 막의 소재 및

구조 개발과 간세포주에 대한 연구 및 외부 환경

에서의 간세포의 배양이다.

혼합형 인공간에서 사용되는 막의 주된 형태는

중공사이다. 막의 투석 효과는 기공 크기 및 공극

에 의해 결정된다. 기공의 크기가 커질수록 항체

나 백혈구의 투과가 증가되어 간세포에 대한 면역

학적인 손상이 증가하게 되며 이종에서 유래한 간

세포에 대한 환자의 감염 위험이 증가될 수 있다.

하지만 투석 효율은 증가하게 되며 혈전생성을 줄

일 수 있는 장점이 있다. 대부분의 바이러스는 30

∼200 nm 정도의 크기를 가지는데, BAL (Bioarti-

ficial Liver)의 경우 기공의 크기가 200 nm이므로

투석의 효율은 높지만 감염의 위험성이 높게 된

다. 반면 ELAD® (Extracorporeal Liver Assist

Device)의 경우 기공의 크기가 10 nm 이하인데

감염의 가능성은 낮지만 투석 효율이 낮아지는 단

점이 있다. 중공사 안쪽에 활성탄을 흡착시켜 환

자 혈액의 독성물질에 의한 간세포의 손상을 막아



주는 방법도 개발되어 있다. 현재 개발되고 있는

인공간은 각기 다른 종류의 막을 가지고 개발되고

있으며 이들은 각기 다른 기공 크기와 다른 성능

을 가진다. ELAD®의 경우 일차적으로 셀룰로오

스 아세테이트 막을 필터로 사용하여 70 kDa 이

하의 물질만을 간세포가 부착되어 있는 중공사로

이동시켜 독성제거 및 영양분 보충을 한다. 또한

항체나 백혈구 통과를 막음으로써 간세포에 영향

을 미치지 않게 된다. Hepa-Mate™ (HepatAssist

BAL system)는 혈장이 활성탄이 코팅된 셀룰로오

스 컬럼을 통과한 뒤 중공사 안에 들어간다. AMC-

BAL의 경우 폴리술폰 중공사가 이용되며 그 주위

를 소수성 부직포 폴리에스터 주형(nonwoven hy-

drophilic polyester matrix)으로 둘러싼 형태이다.

MELS (Modular Extracorporeal Liver Support)의

경우는 세 개의 중공사 막을 이용하는데 2개의 중

공사는 친수성이 강해 혈장의 순환이 가능하게 하

고 나머지 한 중공사는 소수성이 강해 산소 교환

이 가능하게 한다[49,50].

6.4. 한계점 극복을 위한 개발방향

오늘날 간이나 신장질환 환자에게 있어서 투석

은 필수적인 치료 방법으로 자리 잡았으며 환자의

생존률 또한 높여주고 있다. 뿐만 아니라 더 나은

장치 개발을 위해 많은 연구자들이 노력하고 있으

며 이미 상당한 수준의 인공 장기들이 실용화에

가까워졌다. 하지만 투석 막 소재나 세포의 감염

문제, 환자의 부작용 등 많은 문제점들이 남아있

다. 실제로 혼합형 인공간의 경우 환자 혈액 내의

항체나 백혈구에 의한 간세포의 손상을 막고, 가

스와 영양분 교환의 효율을 높이기 위해 막의 종

류와 구조 개발에 노력하고 있다. 또한 혈액과 간

세포의 접촉 면적을 넓히고, 혈전생성을 줄이기

위한 연구가 진행되고 있다. 더 나아가 이러한 투

석장치에 사용되는 간세포를 기존의 돼지나 유래

의 세포가 아닌 사람 유래 세포를 이용한 방법을

연구하고 있으며, 줄기세포를 이용한 간세포로의

분화도 연구되고 있다[40].

7. 결 론

산업의 발달과 함께 인간의 평균 수명이 늘어나

면서, 다양한 질환 및 고령화, 그리고 각종 안전사

고에 따른 조직 및 장기의 손상이 증가하였다. 장

기이식에 대한 수요가 급증하면서 장기 기증자에

의한 공급이 턱없이 부족한 시기에 생명공학과 의

료분야에 있어서 조직공학 및 재생의학의 역할이

매우 중요해졌다. 재생의학적인 기술을 바탕으로

한 인공장기 및 치료제의 개발은 현재 문제점으로

부각되고 있는 장기기증의 부족현상과 동물등에

의한 장기이식의 위험부담에 대해 대안을 제시할

수 있다. 생물학적인 기능을 하는 세포와 세포의

주변 환경을 조절할 수 있는 조직공학적인 기술을

이용하여 세포의 기능을 조절하고 궁극적으로 환

자의 손상된 조직에 이식하여 손상된 조직의 복원

을 하고자 하는 목표를 완전히 성취하기 위해서는

아직 극복해야 할 여러 가지 문제점들이 있지만,

점진적인 이해를 바탕으로 세포외기질과 비슷한

역할을 해낼 수 있는 재생의학용 지지체를 개발하

고자 하는 연구가 활발히 진행되고 있다. 재생의

학용 지지체를 개발하기 위해서 기계공학적, 화학

공학적, 생물학적, 재료공학적 등 여러 분야에서의

접근과 공동연구가 활발히 이루어지고 있으며, 이

러한 다학제 간의 연구가 보다 더 적절하고 완벽

한 치료법의 개발을 앞당길 수 있을 것이다.

참고문헌

1. J. F. Mano, R. A. Sousa, L. F. Boesel, N. M.

Neves, and R. L. Reis, Compos. Sci. Technol., 64,

789 (2004).

2. H. Shin, S. Jo, and A. G. Mikos, Biomaterials, 24,

4353 (2003).

3. K. Rezwan, Q. Z. Chen, J. J. Blaker, and A. R.

Boccaccini, Biomaterials, 27, 3413 (2006).

4. A. D. Metcalfe and M. W. J. Ferguson, Biomate-

rials, 28, 5100 (2007).

5. E. Dawson, G. Mapili, K. Erickson, S. Taqvi, and

K. Roy, Adv. Drug Deliver Rev., 60, 215 (2008).

6. H. J. Lee, H. W. Choi, K. J. Kim, and S. C. Lee,


16 공업화학 전망, 제13권 제6호, 2010

Chem. Mater., 18, 5111 (2006).

7. S. C. Lee, H. W. Choi, H. J. Lee, K. J. Kim, J. H.

Chang, S. Y. Kim, J. Choi, K. S. Oh, and Y. K.

Jeong, J. Mater. Chem., 17, 174 (2007).

8. J. C. Middleton and A. J. Tipton, Biomaterials, 21,

2335 (2000).

9. B. L. Seal, T. C. Otero, and A. Panitch, Mat. Sci.

Eng. R., 34, 147 (2001).

10. S. F. Yang, K. F. Leong, Z. H. Du, and C. K.

Chua, Tissue Eng., 7, 679 (2001).

11. B. L. Riggs and L. J. Melton, 3rd. Bone, 17, 505S

(1995).

12. P. V. Giannoudis, H. Dinopoulos, and E. Tsiridis,

Injury, 36 Suppl 3, S20 (2005).

13. G. Daculsi, O. Laboux, O. Malard, and P. Weiss,

J. Mater. Sci. Mater. Med., 14, 195 (2003).

14. N. Saito, T. Okada, H. Horiuchi, N. Murakami, J.

Takahashi, M. Nawata, H. Ota, K. Nozaki, and K.

Takaoka, Nat. Biotechnol., 19, 332 (2001).

15. D. W. Hutmacher, Biomaterials, 21, 2529 (2000).

16. H. Suh, D. W. Han, J. C. Park, D. H. Lee, W. S.

Lee, and C. D. Han, Artif. Organs, 25, 459 (2001).

17. L. S. Nair and C. T. Laurencin, Prog. Polym. Sci.,

32, 762 (2007).

18. X. B. Yang, H. I. Roach, N. M. Clarke, S. M.

Howdle, R. Quirk, K. M. Shakesheff, and R. O.

Oreffo, Bone, 29, 523 (2001).

19. M. V. Hillsley and J. A. Frangos, Biotechnol.

Bioeng., 43, 573 (1994).

20. Y. Yamamoto, T. Okamoto, M. Goto, H. Yokomise,

M. Yamamoto, and Y. Tabata, ASAIO J., 49, 533

(2003).

21. G. C. Gurtner, S. Werner, Y. Barrandon, and M. T.

Longaker, Nature, 453, 314 (2008).

22. J. A. Hubbell, Swiss Med Wkly, 137 Suppl 155,

72S (2007).

23. S. C. Wu, W. Marston, and D. G. Armstrong, J.

Vasc. Surg., 52, 59S (2010).

24. J. T. Schulz, 3rd., R. G. Tompkins, and J. F.

Burke, Annu. Rev. Med., 51, 231 (2000).

25. A. D. Metcalfe and M. W. Ferguson, J. R. Soc.

Interface, 4, 413 (2007).

26. S. MacNeil, Nature, 445, 874 (2007).

27. S. E. Lynch, R. S. Colvin, and H. N. Antoniades,

J. Clin. Invest., 84, 640 (1989).

28. J. Slack, Nat. Cell Biol., 3, E205 (2001).

29. P. Carmeliet and R. K. Jain, Nature, 407, 249

(2000).

30. M. S. Conte, FASEB J., 12, 43 (1998).

31. A. B. Voorhees, Jr., A. Jaretzki, 3rd., and A. H.

Blakemore, Ann. Surg., 135, 332 (1952).

32. Y. Nose, Artif Organs, 32, 661 (2008).

33. C. F. Chu, A. Lu, M. Liszkowski, and R. Sipehia,

Biochim. Biophys. Acta., 1472, 479 (1999).

34. T. F. O’Donnell, Jr., W. Mackey, J. L. McCull-

ough, Jr., S. L. Maxwell, Jr., S. P. Farber, R. A.

Deterling, and A. D. Callow, J. Vasc. Surg., 1, 136

(1984).

35. P. Ortenwall, H. Wadenvik, J. Kutti, and B. Risberg,

J. Vasc. Surg., 11, 403 (1990).

36. N. L’Heureux, S. Paquet, R. Labbe, L. Germain,

and F. A. Auger, FASEB J., 12, 47 (1998).

37. R. Roeder, J. Wolfe, N. Lianakis, T. Hinson, L. A.

Geddes, and J. Obermiller, J. Biomed. Mater. Res.,

47, 65 (1999).

38. W. M. Lee, N. Engl. J. Med., 329, 1862 (1993).

39. W. G. Goodman, J. Goldin, B. D. Kuizon, C.

Yoon, B. Gales, D. Sider, Y. Wang, J. Chung, A.

Emerick, L. Greaser, R. M. Elashoff, and I. B.

Salusky, N. Engl. J. Med., 342, 1478 (2000).

40. J. W. Allen, T. Hassanein, and S. N. Bhatia,

Hepatology, 34, 447 (2001).

41. J. A. Fishman and R. H. Rubin, New Engl. J. Med.,

338, 1741 (1998).

42. A. A. Demetriou, R. S. Brown, R. W. Busuttil, J.

Fair, B. M. McGuire, P. Rosenthal, J. S. A. Esch,

J. Lerut, S. L. Nyberg, M. Salizzoni, E. A. Fagan,

B. de Hemptinne, C. E. Broelsch, M. Muraca, J. M.

Salmeron, J. M. Rabkin, H. J. Metselaar, D. Pratt,

M. De La Mata, L. P. McChesney, G. T. Everson,

P. T. Lavin, A. C. Stevens, Z. Pitkin, and B. A.

Solomon, Annals of Surgery, 239, 660 (2004).

43. S. L. Nyberg, J. R. Hibbs, J. A. Hardin, J. J.

Germer, and D. H. Persing, Transplantation, 67,

1251 (1999).

44. J. M. MacDonald, S. P. Wolfe, I. Roy-Chowdhury,

H. Kubota, and L. M. Reid, Ann. NY Acad. Sci.,

944, 334 (2001).

45. S. Qiang, Y. Yaoting, L. Hongyin, and H. Klink-

mann, Int. J. Artif. Organs, 20, 119 (1997).

46. M. P. van de Kerkhove, R. Hoekstra, R. A. F. M.

Chamuleau, and T. M. van Gulik, Annals of

Surgery, 240, 216 (2004).

47. J. K. Park and D. H. Lee, J. Biosci. Bioeng., 99,

311 (2005).

48. Q. Lu, Zhonghua Gan Zang Bing Za Zhi, 14, 686



임 내 균

2009 한양대학교 응용화공생명공

학부 생명공학과 학사

2009∼현재 한양대학교 응용화공생명공

학부 생명공학과 석사과정

이 유 빈

2010 한양대학교 응용화공생명

공학부 생명공학과 학사

2010∼현재 한양대학교 응용화공생명

공학부 생명공학과 석사과정

김 석 주

2010 한양대학교 응용화공생명공

학부 생명공학과 학사

2010∼현재 한양대학교 응용화공생명공

학부 생명공학과 석사과정

신 흥 수

1996 한양대학교 공업화학과 학사

1998 한양대학교 공업화학과 석사

2003 Bioengineering, Rice

University, USA 박사

2003∼2006 Post Doc. Georgia Institute

of Technology, USA

2006∼2008 한양대학교 응용화공생명

공학부 생명공학과 전임강사

2008∼현재 한양대학교 응용화공생명

공학부 생명공학과 조교수

(2006).

49. N. L. Sussman, G. T. Gislason, C. A. Conlin, and

J. H. Kelly, Artificial Organs, 18, 390 (1994).

50. F. D. Watanabe, C. J. P. Mullon, W. R. Hewitt, N.

Arkadopoulos, E. Kahaku, S. Eguchi, T. Khalili, W.

Arnaout, C. R. Shackleton, J. Rozga, B. Solomon,

and A. A. Demetriou, Annals of Surgery, 225, 484

(1997).

Documents

재생의학을 이용한 조직 대체용 바이오 재료의 현황 및 전망 · (6) 상호 연결된 다공성 구조, (7) 적용하려는 조직 의 특성에 따라 적당한