마이크로젯 인젝터에 있어 약물 용액을 마이크로젯을 분사 추진시키는 원동력은 압력 챔버에 채워진 작동 유체로부터 발생하는 것이다. 작동 유체의 4 mm²에 해당하는 미소 면적에 1-2 J의 에너지를 가하면 작동 유체가 순식간에 증발하여 증기 버블이 발생하며 팽창하게 된다. 이는 본 연구에서 다루는 약물 전달 장치의 구동력이 된다. 레이저 에너지를 제공하기 위해 Er:YAG를 사용하였으며 150 μs의 펄스 지속 시간과 2.940 μm의 파장을 갖는다. 펄스 주기는 10 Hz며 모든 실험에서 레이저플루언스(Laser Fluence)는 모든 실험에서 87 J/cm²이다.

또한 초점 길이가 100 mm인 볼록 렌즈를 통하여 레이저 빔을 압력 챔버에 대하여 집중시켰다. 작동 유체로써 물은 2.950 μm의 파장에서 가장 높은 흡수계수(약 15000 cm^-1)를 갖기 때문에 레이저 에너지에서 역학에너지로의 높은 변환 효율에 Er:YAG 레이저가 적합하다.¹³ 미소 면적에 레이저를 집중시킬 경우 발생하는 버블은 증기 버블이며 이는 약 280 μs 동안 팽창하여 해당 시간 동안 구동력을 제공한다.⁶ 하지만 레이저 에너지는 전기에너지에서 복사에너지, 열에너지, 운동에너지로 변환되는 여러과정을 거치기 때문에 에너지 효율이 비교적 낮으며 따라서 전체 장비의 크기가 크다. 절연파괴에 의한 에너지는 전기 에너지에서 운동에너지 형태로 바로 변환하기 때문에 비교적 높은 효율을 갖는다. 파워서플라이에서는 캐패시터 모듈에 충분한 전위차를 주고 전위량을 일정시간 동안 충전한다. 일정 전위량이 충전되면 이를 인젝터의 압력 챔버 내 구동액에 방출하여 스파크를 일으키게 된다. 이러한 스파크로 인해 압력 챔버의 일정 영역에 케비테이션 버블이 생성된다. 케비테이션 버블은 구동액에 특정 전압 이상이 인가될 때 구동액이 절연파괴되어 순식간에 구동액이 플라즈마로 상변화하는 과정이다.^14,15

따라서 절연파괴에 이용하면 전기에너지를 바로 운동에너지로 변환할 수 있는 장점이 있다. 케비테이션 버블이 순식간적으로 팽창함에 따라 인젝터 노즐의 약물을 밀어내게 되며 이러한 과정을 초당 10회 반복한다.

작동 유체 내에 생성된 버블은 순간적으로 팽창하였다가 에너지 인가를 중지하면 소멸하는데, 이러한 버블의 급격한 팽창에 의해 탄성막이 바깥쪽(즉 약물 챔버 방향)으로 신장 변형하게 되고 이러한 탄성막의 변형은 인접한 약물 챔버 내의 약물용액에 압력파를 전달한다. 약물 챔버의 하단부에는 미세 직경의 마이크로 노즐이 형성되어 있어 압력 챔버의 작동 유체가 탄성막을 밀어내는 추진력에 의해 약물 용액이 마이크로 노즐을 통해 고속 마이크로젯 분사될 수 있도록 구성된다.

절연파괴에 의한 에너지는 Fig. 3에 나타낸 시스템에 의해 제공된다. 이는 220 V 입력 AC-DC 컨버터와 전압 증배기(Voltage Multiplier), 자동 스위치(Auto Switch)에 의해 구성된다. 승압기는 인버터 회로(Inverter Circuit), 변압기(Transformer), 코크로프트-월턴 회로(Cockcroft-Walton Generator Circuit) 와 캐패시터뱅크(Capacitor Bank)로 구성된다. AC-DC 컨버터에서 출력되는 24 DCV 전압은 인버터 회로를 통해 펄스 형태의 전압으로 변환되며 이후 승압기를 통해 200-300 V로 승압된다. 그리고 이는 코크로프트-월턴 회로에 의해 3 kV로 2차 승압되며 캐패시터 뱅크를 충전시킨다. 캐패시터 뱅크의 용량은 1.8 μF이며 이에 해당하는 용량이 충전될 때 자동 스위치가 열리며 0.81 J의 에너지가 전극을 통해 방출되면서 Fig. 1의 압력 챔버 내에 스파크를 유도한다. 모든 에너지가 방출된 이후 자동 스위치는 닫히고 캐패시터 뱅크가 충전되며 동일한 과정이 7 Hz의 주기로 반복된다. 전극의 재료는 스테인레스스틸(Stainless Steel)이며 길이 12 mm, 직경 1 mm의 핀 형상을 갖는다.

Fig. 3 
Schematic of microjet injection system actuated by spark discharge

본 연구에서 인젝터의 성능이 약물 분사 횟수에 상관없이 동일함을 입증할 수 있는 기준 중의 하나는 약물의 분사 속도이다. 약물의 분사 속도는 초고속 카메라(Phantom v711)를 이용하여 42,011 fps의 촬영 속도와 1280 × 800의 분해능을 가지고 촬영되었다. 촬영된 이미지의 초점 거리에서 픽셀당 실제 측정 간격을 계산하고 카메라 어플리케이션인 PCC 2.7을 이용하여 속도를 측정하였다. 젯 속도는 노즐 끝단을 기준으로 측정하였다.

약물 전달 성능을 입증할 수 있는 기준으로 돼지 피부 조직을 대상으로 하는 침투 깊이를 측정하였다. 돼지피부의 경우 10-30 Mpa의 항복인장 강도를 가지며 사람의 피부의 항복인장강도는 2-15 Mpa로 본 연구 결과로부터 인체를 대상으로 한 경우의 결과를 예상해 볼 수 있다.¹⁶ FFPE (Formalin-Fixed, Paraffin-Embedded) 기법으로 약물이 침투된 조직의 단면을 가시화했으며 또 이를 H&E (Hematoxylin & Eosin) Stain 기법으로 염색한 후 전과 같은 FFPE 기법을 통하여 단면을 광학현미경으로 촬영한 결과를 얻을 수 있다. 이를 통해 약물이 조직으로 침투된 결과를 가시화 할 수 있다.

또한 약물이 침투된 조직에서 체내에 흡수되어 효능을 발생시키는지 여부를 확인할 수 있다. 이는 제 1형 당뇨 마우스 모델에 인슐린을 주입하고 이에 따른 혈당 변화를 통해 확인 할 수 있다. 마우스 모델 수컷 15마리를 사육하였다. 당뇨 유발 물질을 조제하기 위하여 Steptozotocin 400 mg을 사용하였고 5°C에서 보관하였다. 투여 당일 용매에 Steptozotocin을 25 mg/ml로 용해하여 조제하였다. 이를 복강 투여하여 당뇨 질병을 유발시켰다. 약물 전달 평가를 위해 사용한 물질은 인슐린(휴물린R주)이며 100 IU/ml이다. 이를 생리 식염수에 1 : 1 비율로 희석하여 주사기(30 G) 및 마이크로젯 인젝터를 사용하여 마우스 한 마리당 100 μL를 피하로 투여하였다. Fig. 4는 이러한 당뇨 마우스 실험 시 인슐린 투여 모습이다. 주사기를 이용한 투여 시간은 한 마리당 각 약 5초이며 마이크로젯 인젝터를 이용한 투여시간은 한 마리당 약 20초이다.

Fig. 4 
The mouse model subjected to diabetes mellitus being injected with insulin solution 0.2 cc into abdomen surface

Fig. 5는 절연파괴에 의한 케비테이션 버블을 초고속으로 촬영한 것이다. 케비테이션 버블은 113 μs까지 팽창하며 최대 부피 28.26 mm³에 도달한다. 따라서 팽창 속도는 250.0 mm³/ms이다. Fig. 6은 각 파워 소스에 따른 버블의 팽창 과정을 시간에 따른 버블 직경으로 나타낸 것이다. 해당 절연파괴에 의한 버블의 팽창 속도는 레이저에 의한 버블 팽창속도의 3.3배이다. 이를 통해 레이저 에너지에 비해 전기식 절연 파괴 에너지로 인해 더욱 빠른 버블 팽창 속도를 얻을 수 있음을 알 수 있다. 버블의 팽창 속도는 약물 분사 속도에 비례하며 따라서 전기식 절연 파괴에 의해 더 빠른 마이크로젯 속도 및 침투 성능을 얻을 수 있다. Fig. 7은 절연파괴 에너지를 적용하여 생성한 마이크로젯의 분사 과정을 촬영한 것이다. 이러한 버블 팽창이 실제 마이크로젯 분출의 구동력이 될 수 있음을 나타내고 있으며 이는 버블이 팽창함에 따라 탄성막을 밀어내고 노즐의 약물을 분사하는 과정을 촬영한 것이다.

Fig. 5 
Sequential images of bubble growth in the chamber

Fig. 6 
Trend of both spark-generated and laser-generated bubble over time

Fig. 7 
The sequential images of ejecting micro-jets: spark-induced microjet

Fig. 8은 압력 챔버 전극에 인가되는 전류값을 조절하여 약물이 분사되는 주기를 조절한 것이다. 입력되는 전류는 I = 1/2 CVf로 표현할 수 있으며 이때 C는 커패시터용량이며 V는 전압, f는 약물 분사 주기이다. 일정한 입력전류에서 전극에 가해지는 전압이 증가할수록 일정한 분사주기를 가지기 위한 인가 전류값은 증가한다.

Fig. 8 
Changes in the injection frequency with input current. Each case of experiment was performed 5 times

Fig. 9는 약물 분사 주기를 조절함에 따라 변화하는 약물 분사량이다. 이 때 약물 분사량은 각 분사주기에 따른 1초당 분사량이며 분사주기가 1-10 Hz까지 증가함에 따라 분사량 또한 비례하여 초당 0.85-1.23 μl까지 변화한다. Fig. 10은 인가 전압에 따른 약물 주입기의 젯속도를 나타낸 것이다. 입력 전압이 증가함에 따라 발생하는 케비테이션 버블의 팽창 속도가 증가하며 이에 의해 약물이 방출되는 젯속도가 증가한다. 하지만 Fig. 8에서 설명한 바와 같이 인가 전압이 증가할수록 일정한 약물 분사주기를 가지기 위하여 필요한 커패시터 충전에너지가 증가하며 그러므로 입력 전류값이 증가한다.

Fig. 9 
Drug solution injection volume per second with respect to the injection frequency

Fig. 10 
Changes in the jet speed with the number of shots of microjets. Each case of experiment was performed 5 times and the range of jet speed is indicated through the error bars

Fig. 11은 Chlorhexidine 수용액을 돼지 등심 조직에 주입한 것이다. 위 그림은 FFPE 기법을 이용하여 조직을 block 형태로 보관하여 슬라이스 처리를 한 것이며 아래는 H&E (Hematoxylin & Eosin) Dye를 통해 조직을 염색하여 FFPE 기법을 이용하여 조직을 block 형태로 보관하여 슬라이스 처리를 한 것이다. 침투 깊이는 약 3-5 mm이며 조직의 결에 관계없이 조직을 뚫고 침투 되었음을 나타낸다. 이는 피부 진피층에 약물이 전달 된 것이라 할 수 있다.

Fig. 11 
Chlorhexidine solution penetrated into the porcine sirloin (Top: FFPE block, bottom: H&E dye FFPE block section)

인슐린 의존성 제 1형 당뇨 마우스모델을 이용하여 마이크로젯 인젝터의 혈당 조절에 대한 효능을 평가하였다. 기존의 바늘형 주사기와 동일한 방법으로 인슐린을 투여하여 생체 내에서 혈당의 변화를 비교하였다. 수컷의 마우스에 Streptozotocin을 1회 투여하여 당뇨병을 유발시킨 후 3일이 경과된 다음, 각 마우스의 꼬리 정맥으로부터 미량의 혈액을 채취하여 혈당을 측정하였다. 이 때 비교군 마우스 5마리의 평균 혈당은 452.4 mg/dL이었다. 인슐린 투여 후 바늘형 주사기 시험군 5마리의 평균 혈당은 456.2 mg/dL, 마이크로젯 인젝터 시험군 5마리의 평균 혈당은 456.8 mg/dL였다. Fig. 12와 같이 마이크로젯 인젝터로 인슐린이 투여된 시험군에서 투여 후 30분 이후부터 효과적으로 혈당이 저하되었으며, 1시간 경과 이후부터 총 4시간의 시험시간동아 낮은 혈당을 지속적으로 유지하였다. 이는 대조군과 비교하여 통계적으로 유의성 있는 효과를 나타낸 것이며, 또한 기존의 인슐린 주사기 방법과 비교하여 동일한 혈당 변화의 결과를 나타낸다. 질병 유발 및 인슐린 투여기간 동안 비정상적인 임상소견은 발견되지 않았으며 시험 물질 또는 투여 장비에 따른 특이적 독성은 나타나지 않았다.

Fig. 12 
Blood sugar change with respect to time at controlled (blue), needle syringe (green), mocrojet injector (brown)