KR100447244B1

KR100447244B1 - 폴리(에테르-에스테르)블록공중합체에기초한열감응성생분해가능중합체

Info

Publication number: KR100447244B1
Application number: KR10-1998-0702950A
Authority: KR
Inventors: 윤식 차; 영권 최; 유한 배
Original assignee: 마크로메드 인코퍼레이션
Priority date: 1995-10-25
Filing date: 1996-10-25
Publication date: 2004-12-31
Also published as: JPH11513985A; AU7520096A; KR19990067013A; ZA968944B; DE69632593D1; WO1997015287A1; EP0863745A1; EP0863745B1; ATE267584T1; AR004522A1; EP0863745A4; US5702717A; JP4187789B2

Abstract

약물의 방출조절을 위한 겔 데포우와 액상형의 생분해 가능한 고분자 매트릭스에 포집된 약물을 온혈동물에 비경구 투여 경로를 통하여 수송하는 방법 및 그 시스템에 대해 상술하고 있다. 시스템은 가역적 열에 의한 겔 형성 성질을 가지는 주사용 생분해 가능한 블록 혼성중합체 약물 수송 액체를 제공한다. 액체에는 생분해성 블록 혼성중합체 매트릭스에 포집된 약물의 효과량이 분산되거나 용해되어 있다. 혼성중합체는 투여된 후에 동물의 체온이하에서 가역적인 겔 형성 온도를 가지고 (i) 폴리(α-하이드록시산)과 폴리(에틸렌 카르보네이트)에서 선택된 소수성 A 블록과 (ii) 폴리에틸렌 글리콜로 구성된 친수성 B 블록으로 구성되고, 액체는 가역적인 겔 형성 온도이하로 저장되고 근육, 복막, 피하 또는 유사한 투여 경로를 통하여 동물에 비경구로 투여된다.

Description

폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체에 기초한 열감응성 생분해가능 중합체

최근에, 재조합 DNA 기술 및 다른 기술의 발전을 통하여 다양한 치료 요법에 효과적인 많은 펩티드/단백질 약물이 상업적으로 이용할 수 있게 되었다. 그러나, 폴리펩티드 또는 단백질은 많은 분자량, 위장관에서 분해 및 체내에서 짧은 반감기 등으로 인하여, 투여 경로가 정맥이나 근육 및 피하 주사로 제한된다. 많은 경우에, 기대했던 치료효과를 얻기 위해서는 상당 기간동안 매일 주사가 요구된다. 이와 같은 약물을 실제 사용하고 이와 같은 진보를 생체 기술에 이용하기 위해서 이런 펩티드 또는 단백질의 장기간 조절된 수송은 필수적이다. 또 다른 문제점은 환자의 적응성이다. 만성 질환의 처방이나 약물에 급성 부작용이 있을 경우에, 환자가 처방된 약물 섭생을 준수하기 어려운 경우가 빈번하다. 따라서, 치료요법적 효과, 생체이용성 및 환자의 순응성을 증가시키기 위하여, 전술한 문제점 없이 특정 시간동안에 조절된 속도로 약물, 특히 폴리펩티드와 단백질 약물을 수송할 수 있는 시스템을 제공하는 것이 매우 바람직하다.

약물이 포함된 중합체 장치는 여러 가지 질병의 장기간 치료에 연구되어 왔다. 중합체 장치의 중요한 성질은 생분해성이다; 이는 모든 약물이 방출된 후에, 중합체가 체내에서 비-독성 물질로 분해되는 것을 의미한다. 또한, 이런 장치를 만들고 약물을 용매를 포함시키는데 이용되는 기술, 과정 및 용매는 환자에게 안전하고, 주변 조직에 자극을 주지 않으며, 펩티드와 단백질 약물에 무해한 매체이어야 한다. 현재, 생분해성 이식가능 조절 방출 장치는 폴리글리콜산 또는 폴리락트산의 결정형 중합체로부터 만든다. 이와 같은 중합체의 소수성으로 인하여, 이런 재료를 이용한 약물 포집 및 장치 제조에 염화 메틸렌, 클로로포름, 아세트산 또는 디메틸 포름아미드와 같은 유기 용매를 사용해야 한다. 필연적으로, 이런 과정이후 광범위한 건조가 요구된다. 대부분의 경우에, 최종 중합체 장치는 외과적 이식을 요구하는 별도의 고체 모양(구, 슬랩 또는 막대)으로 만들어지고, 따라서 조직자극을 유발하게 된다.

현재까지, 펩티드와 단백질 약물의 조절된 수송에 이용될 수 있는 합성 또는 천연 중합체 물질은 없는데, 그 이유는 생체적합성, 분명한 분해 경로 및 분해 생성물의 안전성과 같은 엄격한 요구조건 때문이다. 가용한 독성과 임상 자료를 토대로 가장 널리 조사된 생분해성 중합체는 폴리(d,l- 또는 l-락트산)(PLA)와 폴리(글리콜산)(PGA) 및 이들의 공중합체와 같은 지방족 폴리(α-하이드록시산)이다. 이와 같은 중합체는 상업적으로 이용할 수 있고 현재 외과술에서 생분해가능한 봉합사로 이용된다. 펩티드의 조절 방출에 가장 먼저 FDA 승인된 시스템은 Lupron Depot^TM인데, 이는 젖산-글리콜산 공중합체에 기초한다. Lupron Depot^TM는 전립선암을 치료하기 위해 장기간동안(약 30일) 루프로리드(leuprolide) 아세테이트를 방출하는 주사용 마이크로캡슐(microcapsule)로 구성된다. 이와 같은 용도에 기초하여, 젖산-글리콜산 공중합체는 생분해성 운반체를 이용한 비경구 지속 방출 수송 시스템의 초기 설계에 선택되었다.

그러나, 일부 제한적으로 성공하였으나, 이와 같은 중합체는 물리화학적 성질 및 제조 방법과 연관하여 문제점을 가지고 있다. 폴리펩티드와 같은 친수성 거대분자는 폴리락티드의 소수성 막이나 매트릭스를 통하여 확산되지 않는다. 폴리락티드를 이용한 약물의 포집과 장치의 제조는 유기 용매가 필요하고, 고형 약형은 조직의 자극을 유발할 수 있다.

A.S. Sawhney and J.A. Hubbell, J. Biomed. Mat. Res., 24, 1197-1411(1990)은 시험관에서 신속하게 분해되는 d,l-락티드, 글리콜리드 및 ε-카프로락톤의 삼중 중합체를 합성하였다. 가령, 60% 글리콜리드, 30% 락티드 및 10% ε-카프로락톤의 삼중 중합체 조성물은 반감기가 약 17일이었다. 폴리에테르 계면활성제 프레폴리머(Pluronic F-68)와 공중합시키면 이 물질의 친수성이 증가하였다. 이와 같은 프레폴리머는 80w% 소수성 폴리(프로필렌 옥시드) 블록 및 20w% 친수성 폴리(에틸렌 옥시드) 블록으로 구성된 블록 공중합체이다. 계면활성제 프레폴리머와 공중합하면 물에서 생리적인 온도(예,37℃)하에서도 물리적으로 안정한 좀더 강하고 부분적으로 결정형 물질이 된다. 이와 같은 공중합체의 반감기는 기초 중합체의 것에 비하면 약간 증가하였다. 그러나, Pluronic형 중합체 계면활성제, 특히 폴리(프로필렌 옥시드) 블록 부분은 생분해되지 않는다.

Dunn et al., U.S. Patents 4,938,763과 5,278,202에서 볼 수 있는 것과 같은 다른 이식가능한 수송 시스템 역시 일정 기간동안 공지된 바 있다. 이와 같은 조성물의 한가지 독특한 성질은 제조되면 22/23 가우지 바늘을 이용하여 주사할 수 있는 액체 균일성을 유지한다는 것이다. 이와 같은 중합체는 열가소성 또는 열경화성을 가진다. 열가소성 시스템은 적절한 용매에서 중합체 용액을 형성한다. 중합체 용액이 체내로 주사되고 체액이나 물에 노출되면 용매가 중합체-약물 혼합물로부터 확산되고 물이 혼합물 안으로 확산되는데, 이식물이 고형화될 때 중합체 매트릭스내에서 약물을 포집하는 중합체가 응집된다. 열가소성 용액은 N-메틸-2-피롤리돈, 메틸 에틸 케톤, 디메틸포름아마이드, 프로필렌 글리콜, THF, DMSO, 도데실아자시클로헵탄-2-온(Azone) 등과 같은 유기 용매를 사용해야 한다. 열경화성 시스템은 경화제를 이용하여 형성되고 경화될 수 있는 가교결합가능한 중합체의 합성으로 구성된다. 중합체는 폴리올 개시물질과 촉매를 사용하여 폴리올-종결되는 프레폴리머(prepolymer)를 만들고, 이는 추가로 아크릴성 에스테르-종결되는 프레폴리머로 전환시킨다. 주사하기 직전에, 아크릴성 프레폴리머 용액에 벤조일 퍼옥시드 또는 아조비스이소부티로니트릴과 같은 경화제를 첨가한다. 일단 주사되면, 중합체가 고형화되는데 충분한 분자량이 달성될 때까지 가교결합반응이 진행된다. 이와 같은 중합체는 주로 생분해성 소수성 폴리락키드, 폴리글리코리드, 폴리카프로락톤 등의 중합반응 또는 공중합반응에 의해 형성된다. 사용된 중합체형의 분해 시간은 수주 내지 수개월이다. 분해 속도는 적절한 중합체를 선택함으로써 조정할 수 있다. 중합체는 비-독성이고 신체에 내약성이며, 시스템은 용이하게 제조될 수 있다. 이와 같은 중합체 조성물은 용이하게 주사될 수 있고 외과적인 과정을 피할 수 있기 때문에, 생분해성 이식물에 대한 새로운 접근방식을 제공한다. 이들의 생체적합성이나 생분해성 역시 잘 정립되어 있다. 일단 형성된 겔 매트릭스는 조절된 방식으로 약물을 방출하고, 이후 대사 및 배출이 용이한 산물로 분해된다. 이와 같은 열경화성과 열가소성 조성물은 투여 전에 또는 방출이 완료된 이후에 외과술이 필요없는 장점이 있다. 그러나, 이런 열가소성 조성물의 주요 단점은 유기 용매를 사용하므로 신체에 독성이 되거나 조직을 자극할 수 있다는 점이다. 열경화성 시스템은 경화 반응이 매우 빠르게 진행되기 때문에 촉매를 첨가하기 전에 프레폴리머 용액과 약물을 혼합하고 경화제 첨가 직후에 주사를 실시해야 한다.

주사가능한 또는 이식가능한 중합체 약물 수송 장치로 사용하는데 적합한 물질은 생분해가능하고, 친수성이나 소수성 약물과 적합하며, 물과 같은 용매로 제조가 간단하고, 투여후 추가적인 중합반응이나 다른 반응이 필요하지 않아야 한다.

수용액에서 만들어진 시스템은 2가지 상이한 중합체 블록, 다시 말하면 친수성 폴리(에틸렌 옥시드) 블록과 소수성 폴리(프로필렌 옥시드)로 구성된 블록 공중합체이다. 이들은 폴리(에틸렌 옥시드)-폴리(프로필렌 옥시드)-폴리(에틸렌 옥시드)의 삼중블록으로 합성되어 Pluronic^TM또는 Poloxamer^TM으로 시판되고 있다. 삼중블록 공중합체는 물을 흡수하여 겔을 형성하는데, 이는 국소 약물 수송 시스템과 같은 국소 제약학적 화장용 시스템에 이용될 수 있다. 이들은 열에 의한 가역적 겔형성 성질을 나타내고 약물 방출 성질을 가지는 표면-활성 블록 공중합체이다. 그러나, Pluronic 시스템은 생분해성이 아니고, 이의 겔 성질과 약물 방출 역학은 실질적인 개선을 필요로 한다.

Pluronic^TM, Poloxamer^TM형 삼중블록 공중합체는 용액의 온도를 임계온도(겔 형성 온도)이상으로 상승시키면 고형화 또는 겔화된다. 이와 같은 중합체는 낮은 농도에서 미셀(micelles; 물을 포함하는 작은 구체)을 형성하고, 다시 높은 농도와 상승된 온도(30℃)에서 농후한 연속적인 겔로 변한다.

표 1에서 볼 수 있는 것과 같이, Pluronic-6^TM을 포함하는 Pluronic-6^TM시리즈는 실온에서 50-60%(w/w)의 최저 농도에서 겔을 형성한다. Pluronic F-88^TM은 25℃에서 40%일 때 겔을 형성하고, Pluronic F-108^TM은 30% 농도에서 겔을 형성한다. 열에 의한 겔형성 기작은 중합체 미셀 사이에 가짜 교차-연결을 형성하는 미셀 탈용매화와 팽창으로 설명될 수 있다. 겔형성 기작은 온도 함수로서 중합체 분자의 미셀 결합을 수반한다. 미셀의 크기가 온도에 따라 증가함에 따라, 미셀은 내부 중합체 코어의 탈용매화와 함께 열적으로 유도된 팽창(미셀의 확장)을 겪게 된다. 이와 같은 팽창은 폴리옥시프로필렌 사슬의 메틸기에서 형태적 변화와 연관한다. 이런 현상은 좀더 높은 온도에서 소수성 중합체 상호작용으로 인하여 강화되어 물리적으로 얽힌 안정한 네트워크를 형성한다. 중합체 사이에 이런 네트워크는 점성을 점진적으로 증가시키고 가열 시에 운반체의 일체성을 유지시킨다.

[표 1]

선택된 Pluronic^TM의 물리화학적 성질과 겔-형성 성질

Pluronic F-127^TM(Poloxamer 407^TM)은 20℃에서 물에서 20% 농도일 때 겔을 형성하는 독성이 가장 적은 블록 공중합체중의 하나이다. Pluronic F-127^TM은 약 70% 에틸렌 옥시드와 30% 프로필렌 옥시드로 구성되고, 평균 분자량은 11500이다.이 중합체의 독특한 특징은 열에 의한 가역적 겔형성이다; 이런 공중합체의 농축용액(20-30 wt/wt%)은 낮은 온도(10℃이하)에서 유체이지만, 체온에서는 연성 겔이 된다.

단백질 약물은 단백질과 중합체 수용액의 온도를 상승시킴으로써 이와 같은 형태의 겔에 포집될 수 있고, 따라서 단백질은 겔 네트워크에 포함된다. 용매가 물이기 때문에, 단백질의 생활성이 보존되고 겔로부터 단백질의 방출 속도가 조절될 수 있다.

주사용 지속 방출 저장소(depot)로서 Pluronic F-127^TM겔의 유용성에 대한 몇가지 연구가 실시되었다. 토끼의 근육내로 Pluronic^TM운반체를 주사한 후에, 이의 독성을 평가하였다(T.P. Johnson et al., J. Parateral Sci. & Tech., Vol. 39, No.2, pp83-88(1985)). Poloxamer^TM으로부터 우레이즈(urase)의 지속적인 방출 역시 보고된 바 있다(T.P. Johnson et al., J. Parateral Sci. & Tech., Vol. 44, No.2, pp58-65(1990)). 생쥐에 복강내(i.p.) 주사후 Poloxamer 407^TM겔 매트릭스로부터 IL-2의 지속적인 방출이 보고된 바 있다(T.P. Johnson et al., Pharmaceutical Research, Vol 9, No.3, pp425-434(1992)). 종양부위에 지속적인 IL-2 활성에 의해 30%(w/w) Pluronic F-127^TM으로 IL-2의 피하(s.c.) 주사가 항-종양 면역 반응을 강화시키는 것으로 보고되었다(K. Morikawa et al., Cancer Research, 47, 37-41(1987)). 이눌린-Pluronic^TM겔의 i.m. 투여후, 신사구체 여과에 의해 쥐의 신장에서 이눌린이 효과적으로 제거되는 것으로 관찰되었다(K.F. Fults et al., J. Parental Sci. & Tech., Vol.43, No.6, 279-285(1989)).

용액에 수용성 폴리펩티드 약물을 통합시키는데 이용될 수 있는 친수성 생분해성 물질이 절실히 필요하다. A.S. Sawhney et al., Macromolecules, Vol 26, No. 4, 581-589(1993)는 올리고(d,l-젖산)이나 올리고(글리콜산)과 같은 α-하이드록시산 올리고머로 연장되고 아크릴레이트 기로 종료되는 폴리(에틸렌 글리콜) 중앙 블록을 보유하는 마크로머(macromer)를 합성하였다. 비-독성 광개시물질을 이용하여, 마크로머는 가시 광으로 신속하게 중합할 수 있다. 마크로머의 다중 기능성으로 인하여, 중합 반응은 가교 결합된 겔의 형성을 유도한다. 겔은 올리고(α-하이드록시 산)부분의 폴리(에틸렌 글리콜), α-하이드록시산, 올리고(아크릴산)으로의 가수분해로 분해되고, 이들의 분해 속도는 올리고(α-하이드록시산)의 적절한 선택으로 1일 미만에서 최고 4개월까지 조절될 수 있다. 그러나, 이와 같은 시스템에서, 추가 성분으로 광개시물질이 이용될 수 있고, 광 교차결합과 같은 추가 공정도 이용될 수 있다.

Okada et al., Japanese Patent 2-78629(1990)에서는 폴리(락트산)(PLA) 또는 폴리(락트산)/글리콜산(PLA/GA) 및 폴리(에틸렌 글리콜)(PEG)의 에스테르 교환 반응으로 생분해성 블록 공중합체 물질을 합성하였다. PLA/GA의 분자량 범위는 400 내지 5,000이고, PEG에서는 200 내지 2,000이다. 혼합물은 질소 대기 하에서 1 내지 20시간동안 100 내지 250℃로 가열한다. 생성물은 물과 혼합되어 하이드로겔을 형성한다. 이는 조성물 따라 실온 이상에서 물에 침전된다. 환언하면, 중합체 용액을 상승된 온도에 노출시킴으로써 수용성과 소수성을 변화시킬 수 있다. 생성물의 분자 구조는 한 마디로 정의할 수는 없다. 그러나, 일반적인 실험 조건은 다음과 같다; 폴리(d,l-락트산)(MW 1590) 30g은 PEG(MW 570-630) 20g과 혼합하고 용매를 사용하지 않고 4.5시간동안 질소하에 250℃에서 용해된 상태로 가열한다. 생성물은 즉시 300mℓ 얼음물에 분산시켜 용해시킨다. 분산액을 50℃로 가열하여 흰색 중합체 침전물을 얻을 수 있다. 이 공정을 반복하여 중합체를 정제하고 진공하에서 50℃로 건조하여 반-밀랍형 물질을 수득한다. 이들 물질은 다양한 펩티드와 단백질 용액으로 혼합하여 주사가능한 지속적인 방출 제형으로 이용할 수 있다. 또한 냉동-건조시켜 고형 블록을 만들거나, 진공 건조하여 페이스트(paste)를 만들어 이식할 수도 있다. 또한, 다른 생체적합성 물질 또는 미세공 물질, 예를 들면 하이드록시아파타이트와의 혼합물로도 사용할 수 있다.

T. Matsuda, ASAIO Journal, M512-M517(1993)에서는 생분해성 중합체 겔을 이용하여 강력한 펩티드성 항-증식제인 앙기오펩틴(angiopeptin)을 수송하여 병든 혈관이 인공 이식물 또는 맥관 장치로 대체될 때 발생하는 근동맥내막 증식증을 막을 수 있다. in situ 코팅가능한 약물 운반체로서 폴리(락트산)과 폴리(에틸렌 글리콜)(PLA-PEG) 블록 단편으로 구성된 블록 공중합체의 높은 점성 액체가 이용되었다. 재료는 Taki Chemical Co., Ltd., Hyogo, Japan.에서 공급받았다. PLA-PEG 0.5g과 앙기오펩틴(angiopeptin) 0.5mg으로 구성된 중합체 겔을 37℃ 완충액에 보관할 때, 시험관내에서 수주동안 겔로부터 앙기오펩틴이 장기간 방출되는 것으로 관찰되었다. 앙기오펩틴의 조기 과량 분출은 관찰되지 않았다. 이와 같은 결과에 기초하여, 생체내에서 손상된 혈관에 피복된 생분해성 중합체 겔로부터 국소적으로 지속되는 앙기오펩틴 방출은 효과가 있는 것으로 이론화되었다.

L. Martini et al., J. Chem. Soc., Faraday Trans., 90(13), 1961-1966(1994)에서는 에스테르 연결과 관련된 가수분해성 사슬 분열에 의해 생체 내에서 분해되는 것으로 알려진 소수성 폴리(ε-카프로락톤)을 결합시켜 분자량이 매우 적은 ABA형 삼중 공중합체를 합성하고, PCL-PEG-PCL 블록 공중합체의 용해 성질을 보고하였다. 블록 공중합체 수용액을 서서히 가열하면, 구름현상을 눈으로 관찰할 수 있다. 이들 공중합체 2wt% 수용액의 구름현상 지점은 PCL-PEG-PCL(450:4000:450)의 경우에 65℃이고, PCL-PEG-PCL(680:4000:680)의 경우에는 55℃이었다. PCL-PEG-PCL(680:4000:680) 냉각 용액에서 가역적인 겔형성은 25℃, 13% 내지 80℃, 30%의 온도와 농도 범위에서 관찰되었다. 용액을 0℃로 추가 냉각시키면, 겔-졸 전이현상은 관찰되지 않았다. 옥시에틸렌/옥시프로필렌과 옥시에틸렌/옥시부틸렌 공중합체의 미셀(micellar) 용액의 겔형성에서처럼 카프로락톤과 옥시에틸렌 삼중블록 공증합체의 미셀 용액의 겔형성은 불투열성 공정이다. 시험관에서 PCL-PEG-PCL(680:4000:680)의 분해 속도는 매우 느리다. 16주동안 GPC로부터 20% 정도의 몰 질량 감소가 관찰되었다.

발명의 목적 및 요약

본 발명의 목적은 생분해가능하고 열에 의한 가역적 겔형성 성질을 보이며우수한 약물 방출 성질이 있는 블록 공중합체 약물 수송 시스템을 제공하는 것이다.

본 발명의 또 다른 목적은 공중합체성 생분해가능한 열감응성 펩티드 또는 다른 약물 수송 장치를 만드는 방법을 제공하는 것이다.

본 발명의 목적은 친수성 약물, 특히 높은 수용성 펩티드와 단백질 약물의 비경구 투여를 위한 약물 수송 시스템을 제공하는 것이다.

본 발명의 목적은 생분해가능한 중합체 매트릭스내에 포집된 약물을 비경구 투여함으로써, 생체내에 겔 저장소(depot)를 형성하고 중합체 매트릭스의 상응하는 생분해에 의해 이로부터 약물이 조절된 속도로 방출되도록 하는 방법을 제공한다.

이와 같은 목적들은 다음의 요약, 본 발명에 따른 다양한 구체예의 설명으로 분명하게 이해할 수 있다.

본원에서 사용하는 용어는 다음과 같은 의미를 갖는다;

"비경구" 는 소화관 경로가 아닌 다른 투여 경로를 말하는데, 특히 근육내, 복막내, 복부내, 피하를 포함하고, 적절하게는 정맥내 경로가 된다.

"용액" , "수용액" 등은 이런 용액에 포집된 약물과 생분해성 블록 공중합체의 복합물과 관련하여, 기능적 농도로 용해되거나 균일하게 분산되고 블록 공중합체의 LCST 온도 이하에서 유지되는 약물/중합체 복합물을 함유하는 물 기초한 용액을 말한다.

"약물 수송 액체" 또는 "열에 의한 가역적 겔형성 성질을 가지는 약물 수송 액체" 는 공중합체의 LCST 이상으로 온도가 상승할 때 저장소를 형성하는 온혈 동물로의 주사에 적합한 "용액" 을 말한다.

"저장소(depot)" 는 온혈동물로의 주사이후에 LCST 이상으로 상승된 온도에서 겔을 형성하는 약물 수송 액체를 말한다.

"LCST" 또는 "하한 임계 용액 온도" 란 생분해가능한 블록 공중합체가 열에 의한 가역적 겔형성을 겪는 온도, 다시 말하면 공중합체가 물에 용해되는 온도 보다는 높고 블록 공중합체가 상 분리되어 약물과 블록 공중합체를 함유하는 반-고형을 형성하는 온도보다는 낮은 온도를 의미한다.

"LCST" , "겔형성" 및 "가역적인 겔형성 온도" 등은 LCST와 상호 호환 될 수 있다.

LCST 이상의 온도에서 약물과 생분해성 블록 공중합체의 반-고형 복합물과 관련하여 사용되는 "겔" 은 겔, 유제, 분산액, 현탁액 형태의 복합물을 의미한다.

"생분해성" 이란 모든 약물이 방출된 이후에 블록 공중합체가 생체내에서 비-독성 성분으로 분해될 수 있는 것을 의미한다.

"약물" 은 생활성을 가지고 치료 목적으로 사용되거나 적합되는 임의의 유기 화합물 또는 물질을 의미한다.

"펩티드" , "폴리펩티드" , "올리고펩티드" 및 "단백질" 은 펩티드 또는 단백질 약물과 관련하여 상호 호환될 수 있고, 특별한 언급이 없으면 특정 분자량, 펩티드 서열이나 이의 길이, 생활성 분야 또는 치료 용도에 제한을 두지 않는다.

"폴리(α-하이드록시산)" 은 폴리(α-하이드록시산) 중합체, 또는 α-하이드록시산 전구물질, 예를 들면 락티드(lactide), 글리콜리드(glycolide) 또는락톤(lactone)의 개환(ring opening) 중합반응에서 유도된 폴리(α-하이드록시산) 중합체 또는 공중합체를 의미한다.

본 발명에서는 소수성 또는 "A" 블록 단편 및 친수성 또는 "B" 블록 단편을 가지는 블록 공중합체를 이용한다. 일반적으로 블록 공중합체는 삼중블록 공중합체, 예를 들면 ABA 또는 BAB형 블록 공중합체가 된다. 그러나, 이런 블록 공중합체는 BA 또는 AB 단위가 반복되는 A(BA)n 또는 B(AB)n(이때, n은 정수이거나 또는 2 내지 5가 된다)의 다중블록 공중합체 형태일 수도 있다.

생분해가능한 소수성 또는 A 블록 단편은 폴리(d,l-락티드), 폴리(l-락티드), 폴리(d,l-락티드-co-글리콜리드), 폴리(l-락티드-co-글리콜리드), 폴리(ε-카프로락톤), 폴리(γ-부틸로락톤), 폴리(δ-발레로락톤), 폴리(ε-카프로락톤-co-락트산), 폴리(ε-카프로락톤-co-글리콜산-co-락트산), 하이드록시부틸산, 말산 및 이들의 이중-이나 삼중중합체에서 유도되거나 선택된 폴리(α-하이드록시 산)이 적절하다. 상기 리스트는 제한을 두고자함이 아니며, 동종중합체 또는 공중합체 소수성 블록 단편을 만드는데 다양한 α-하이드록시 산의 복합물이나 혼합물이 이용될 수 있는데, 이들 또한 본 발명의 범위에 속한다.

이와 같은 α-하이드록시산 중합체 블록의 평균 분자량은 약 500 내지 10,000이고, 적절하게는 500 내지 3,000이 된다.

다른 생분해성 소수성 또는 A블록 단편은 저분자량의 효소분해 가능한 폴리(에틸렌 카르보네이트)이다. 이와 같은 폴리(에틸렌 카르보네이트) 중합체 블록의 평균 분자량은 약 200 내지 10,000이고, 적절하게는 200 내지 3,000이 된다.

친수성 B 블록 단편은 약 1000 내지 20,000이고, 적절하게는 1,000 내지 5,000의 평균 분자량을 갖는 폴리에틸렌 글리콜(PEG)이 적절하다.

본원에 개시된 바와 같이 합성된 ABA 및 BAB 형 친수성/소수성 블록 공중합체는 열에 의한 가역적 겔형성 성질을 가지고 생분해 가능하다. BAB 형 블록 공중합체는 전술한 Pluronic 시스템과 유사하지만 소수성 폴리(α-하이드록시산) 또는 폴리(에틸렌 카르보네이트) A 블록이 생분해성이고 Pluronic 시스템의 소수성 PPO 블록보다는 좀더 생체적합하다는 차이가 있다.

전술한 바와 같이, B 블록은 다양하지만 적합한 분자량의 친수성 폴리(에틸렌 글리콜)(PEG)로부터 만들어진다. PEG는 독특한 생체적합성, 무독성, 미셀(micelle)형성 특성, 체내로부터 신속하게 제거되는 성질로 인하여 친수성 수용성 블록 도메인으로 선택되었다.

소수성 A 블록은 생분해성과 생체적합성으로 인하여 합성되고 이용된다. 이와 같은 소수성 중합체 블록의 시험관내와 생체내 분해는 공지되고 있고, 분해 생성물은 신체로부터 제거되는 천연 대사물질이다.

수용성 B PEG 블록의 분자량에 비해 소수성 폴리(α-하이드록시산) 또는 폴리(에틸렌 카르보네이트) A 블록의 분자량은 충분히 작도록 조절하여 바람직한 수용성과 겔형성 특성을 유지시킨다. 또한, 소수성 A 블록에 대한 친수성 B 블록의 분자량 비율은 LCST(하한 임계 용액 온도) 이하의 온도에서 블록 공중합체가 수용성을 가질 수 있을 만큼 충분해야 한다. 일반적으로, PEG 블록은 수용성을 유지하기 위하여 블록 공중합체의 적어도 50%, 바람직하게는 그 이상이 되어야 한다. 따라서, 열에 의한 가역적 겔형성 특성을 가지는 생분해성 블록 공중합체를 만드는데, 이때 친수성 B 블록은 공중합체의 약 50 내지 85wt%를 구성하고, 소수성 A 블록은 공중합체의 15 내지 50wt%를 구성한다.

LCST 이하의 온도에서 블록 공중합체가 용해되는 농도는 기능적 농도로 간주된다. 일반적으로 말하면, 최고 50wt%의 블록 공중합체 농도가 이용될 수 있다. 그러나, 약 3 내지 40wt% 범위의 농도가 적절하고, 약 10 내지 25wt% 범위의 농도가 가장 적절하다. 중합체의 가시적인 상 전이(phase transition)을 얻기 위해서는 특정한 최저 농도가 요구된다. 좀더 낮은 기능적 농도에서는 상 전이에서 겔보다는 유제가 형성된다. 좀더 높은 농도에서는 겔 네트워크가 형성된다. 유제가 겔 네트워크로 상 전이될 수 있는 실제 농도는 친수성 B 블록에 대한 소수성 A 블록의 비율 및 각 블록의 조성과 분자량에 따라서 달라진다. 유제와 겔 모두 기능할 수 있기 때문에, 물리적인 실제 상태를 정확하게 결정하는 것은 중요하지 않다. 그러나, 팽창된 겔 네트워크를 만드는 것이 바람직하다.

중합체 물질의 겔형성 온도보다 낮은 온도에서 용액 상태의 생분해성 중합체와 펩티드/단백질 약물의 혼합물을 만들 수 있다. 체내에 근육내, 피하 또는 복막내 루트를 통하여 액체로 주사된 약물/중합체 제형은 체온이 물질의 겔형성 온도보다 높기 때문에, 상 변화를 겪게 되고 적절하게는 매우 팽창된 겔이 된다.

이와 같은 시스템은 물질의 생체적합성으로 인하여 주변 조직에 대한 독성과 자극을 최소화하고 예정된 시간 내에 완전하게 생분해된다. 일단 겔형성되면, 중합체 매트릭스로부터 약물 방출은 다양한 공중합체 블록의 적절한 조직화로 조절할수 있다.

ABA와 BAB 공중합체 제형 모두에서, 약물과 중합체의 용액을 만들고, 이후 약물/중합체 조성물의 가역적 겔형성 성질로 인하여 온도가 상승할 때 겔화 또는 고형화되는 용액형으로 체내에 이식된다. 이와 같은 조성물은 구강에 이용하는 경우에, 정제 또는 캡슐형으로 만드는 것이 바람직하다.

이는 전술한 ABA 또는 BAB 형 열감응성 생분해성 블록 공중합체를 이용하여 펩티드 또는 단백질을 함유하는 미소구를 만들어 달성할 수 있다. 냉수에서 열감응성 중합체 용액은 펩티드/단백질 약물의 수용액과 혼합하고, 이후 따뜻한 오일에 한 방울씩 떨어뜨린다. 온도를 올리면 중합체가 겔이 형성되고, 약물은 따뜻한 오일에 현탁된 고형화되거나 부분적으로 침전되는 겔 방울내에 포집된다. 고형화된 방울은 부분적으로 경화된 미소구가 되는데, 이후 이를 분리하고 세척하며, 진공 하에서 건조한다. 생성된 미소구는 캡슐에 적하하거나 또는 정제로 압착하여 펩티드/단백질 약물을 위한 지속 방출 경구 제형을 만들 수 있다.

얼마만큼의 약물이 공중합체에 포집될 수 있는지는 기능성중 하나이다.

일반적으로는, 약물은 약물 중합체 복합물의 0.1 내지 10wt%가 되고, 적절하게는 약 1 내지 5%가 된다.

본 발명은 일반적으로 폴리펩티드에 적용될 수 있지만, 최고 50℃ 온도 범위까지 상대적으로 안정한 폴리펩티드에 가장 효과적이다.

많은 불안정한 펩티드와 단백질 약물은 본원에서 설명하고 있는 열에 의한 가역적 겔형성 피포 공정의 대상이 될 수 있다.

제약학적으로 유용한 폴리펩티드는 다음에서 선택될 수 있지만 이들에 한정되지 않는다; 옥시토신, 바소프레신, 향부신피질 호르몬, 상피 성장 인자, 혈소판 유도된 성장 인자(PDGF), 프로락틴, 룰리베린이나 황체화 호르몬 방출 호르몬, 성장 호르몬, 성장 호르몬 방출 호르몬, 인슐린, 소마토스테틴(somatostatin), 글루카곤, 인터루킨-2(IL-2), 인터페론-α, β, γ(IFN-α,β,γ), 가스트린(gastrin), 테트라가스트린(tetragastrin), 펜타가스트린(pentagastrin), 우로가스트로인(urogastroine), 세크리틴(secretin), 칼시토닌(calcitonin), 엔케팔린(enkephalins), 엔돌핀(endorphins), 앙기오텐신(angiotensins), 갑상선 자극 호르몬 방출 호르몬(TRH), 종양 괴사 인자(TNF), 신경 성장 인자(NGF), 입상세포-콜로니 자극 인자(G-CSF), 입상세포 대식세포-콜로니 자극 인자(GM-CSF), 대식세포-콜로니 자극 인자(M-CSF), 레닌(renin), 브래디키닌(bradykinin), 바시트라신(bacitracins), 폴리믹신(polymixins), 콜리스틴(colistins), 티로시딘(tyrocidin), 그라미시딘(granicidines), 및 이들의 합성 유사체, 변형체, 제약학적 활성 단편, 단클론 항체, 가용성 백신.

이용될 수 있는 펩티드 또는 단백질 약물에서 유일한 제한은 기능성이다.

일부 경우에, 펩티드 또는 단백질 약물의 수용액에 다양한 첨가제를 추가하여 단백질의 기능성 또는 물리적 안정성을 증가시킬 수도 있다. 폴리올(당 포함), 아미노산, 단백질(예를 들면, 콜라겐 및 젤라틴), 특정 염과 같은 첨가제가 이용될 수 있다. 이와 같은 첨가제는 본 발명의 열에 의한 가역적 겔형성 과정에 통합될 수 있다.

펩티드 또는 단백질의 고유 안정성을 증가시키는 데에는 발전된 단백질 공학이 가능성을 제공할 수 있다. 이와 같이 변형되거나 조작된 단백질은 신규한 물질로 간주될 수 있지만, 본 발명에서 이용적합성에는 변화가 없다. 전형적인 변형의 예는 폴리펩티드의 PEG화 반응이다. 폴리펩티드 약물의 안전성은 폴리펩티드에 폴리에틸렌 글리콜과 같은 물에 수용성 중합체를 공유 결합시켜 상당히 개선시킬 수 있다. 다른 변형의 예는 말단과 중간에 추가와 결실 또는 치환(예로써, 시스테인 잔기의 결손 또는 알라닌이나 세린의 치환)으로 하나이상 아미노산 잔기의 동일성이나 위치의 측면에서 아미노산 서열의 변형이다.

안정성을 개선시킴으로써, 환자에게 제약학적 조성물의 단일 투여이후에 치료요법적으로 효과적인 폴리펩티드 또는 단백질을 장시간동안 지속적으로 방출할 수 있게 할 수 있다.

펩티드 또는 단백질 기초한 약물 이외에, 항암제, 항생제, 항염증제, 호르몬 등과 같은 다른 약물을 비슷한 농도로 사용할 수 있다. 일반적인 항암제에는 아드리아마이신(adriamycin), 미토마이신(mitomycin), 블레오마이신(bleomycin), 시스플라틴(cisplatin), 카르보플라틴(carboplatin), 독소루비신(doxorubicin), 다우노루비신(daunorubicin), 5-플로로우라실(fluorouracil), 메트트렉세이트(methotrexate), 탁솔(taxol), 탁소테레(taxotere), 악티노마이신(actinomycin) D 등이 포함된다.

원하는 경우에, 블록 공중합체의 분해 속도는 예정된 시간동안 약물을 방출하도록 변형시킬 수 있는데, 이는 이중-, 삼중-중합체 구조를 소수성 단편에 도입하여 달성할 수 있다.

상이한 폴리(α-하이드록시산)은 상이한 속도로 분해된다. 가령, 블록 공중합체에서 소수성 폴리(ε-카프로락톤) 단편은 매우 천천히 분해된다. 폴리(ε-카프로락톤)의 소수성 가수분해 주생성물은 6-하이드록시헥사논산이다. 3중 수소 라벨된 폴리(ε-카프로락톤)으로 연구한 결과 방출된 방사능의 약 70%가 3중 수소화 된 물의 형태로 존재하는 것으로 나타났는데, 이는 6-하이드록시헥사논산의 실질적인 대사를 나타낸다. 6-하이드록시헥사논산의 대사 과정은 헥사논산과 아디프산(adipic acid)에서 확립된 대사 경로로부터 유추할 수 있다. 6-하이드록시헥사논산은 주로, 간이나 신장의 마이크로좀(microsomes)에서 ω-산화반응에 의해 아디프산으로 전환된다. 이후, 아디프산은 지방산과 동일한 방식으로 β-산화반응에 의해 대사되어 주로 이산화탄소와 물을 생성한다.

전술한 바에 기초하여, PCL-PEG-PCL 공증합체의 소수성 폴리(ε-카프로락톤) 단편은 매우 서서히 분해된다고 예상할 수 있다. 중합체 약물 수송 시스템에 최적 이용을 위해서, 중합체로부터 약물의 완전한 이후에 중합체 물질이 남아 있지 않도록 하는 것이 바람직하다. PCL-PEG-PCL 블록 공중합체 시스템의 분해 속도는 소수성 PCL 단편에 이중- 또는 삼중- 중합체 구조를 결합시켜 추가 변형시킬 수 있다. 가령, PCL 단편에 글리콜리드 또는 락티드 단위를 결합시켜 이중- 또는 삼중 중합성 폴리(α-하이드록시산)을 형성하면, 이와 같은 소수성 블록 공중합체 단편의 분해 속도는 상당히 가속화된다.

상이한 폴리(α-하이드록시산)을 이용한 다른 이중-, 또는 삼중 중합체 소수성 복합물을 이용하면, 원하는 분해 속도를 가진 블록 단편을 유도할 수 있다.

열감응성 약물 수송 시스템을 만드는데 또 다른 변형은 이들 온도 감응성 생분해가능한 겔과 접하는 펩티드/단백질 약물간의 상호작용을 이용하는 것이다. 일반적으로 열감응성 겔 장치로부터 지속적인 방출 기간은 그리 길지 않다. 가령, 분해되지 않는 Pluronic F-127^TM(PEO-PPO-PEO)겔 제조물의 피하 주사 이후에 약 8시간의 방출이 관찰된 바 있다. 펩티드/단백질 약물과 온도감응성 생분해가능한 겔 사이의 상호작용은 약물의 물리/화학적 적합성 및 생활성에 영향을 주게 된다. 가령, PCL-PEG-PCL 또는 PLA-PEG-PLA형 시스템에서 약물과 중합체 사이의 소수성 상호작용은 약물 방출 기간을 연장시킬 수 있다. 또한 약물/중합체 복합체의 성질은 조절된 방출 시스템의 방출 역학과 방출 기간을 변화시키게 된다. 가령, 카르복시로 종결되는 폴리에스테르와 펩티드/단백질 약물 사이의 염 형성은 유기 용매에서 용해도와 같은 복합체의 물리-화학적 성질을 변화시킬 수 있다.

약물 방출 프로필을 조절하기 위해 약물과 중합체 사이에 이온 상호작용을 유발하는 이온기를 결합시켜 중합체 시스템을 변형하는 것도 가능하다. 가령, 합성반응동안 말산 또는 이의 유도체를 단량체로 이용하여 카르복시 기능기를 열감응성 중합체 시스템의 소수성 단편에 결합시킬 수 있다. 다른 폴리카르복실산을 이용할 수도 있다. 이런 식으로, 산성기는 펩티드/단백질 약물의 염기성기와 상호작용할 수 있다. 단백질에 소수성 폴리에틸렌 글리콜 단편을 공유 결합시키면 용액에서 약물의 안정도가 증가되고 응집이 예방되는 것으로 알려져 있다. 특정 계면활성제 역시 단백질의 안전성을 현저하게 증가시키는 것으로 알려져 있다. 따라서, 카르복시기와 같은 이온기를 포함하는 변형된 친수성-소수성 블록 공중합체는 특이적인 약물-중합체 상호작용으로 인하여, 방출 속도 변형물질로 이용될 뿐만 아니라 불안정한 단백질의 안정제로도 기능한다.

소요의 분해속도를 가지는 열감응성 중합체를 얻는 다른 구체예나 방법은 본 발명에서 상술하는 블록 공중합체 시스템에 효소분해 가능한 소수성 단편을 결합시키는 것이다. 이와 같은 방식은 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체 시스템이 가수분해에 취약하고 수용성 환경에서 장시간동안 보관하기 어렵기 때문에 상당한 의미를 갖는다. 시험관내 환경에서는 안정하나 생체내에서는 효소 작용에 의해 쉽게 분해되는 소수성 중합체 물질을 제공하는 것이 바람직하다. 이와 같은 목적에 가장 적합한 물질중 하나는 폴리(에틸렌 카르보네이트)이다. 이 중합체는 낮은 유리 전이 온도(Tg, 6℃)때문에 실온에서 유연하고 소수성이 상당히 크다. 실온, 예를 들면 37℃에서 물에 분해되지 않는다. 그러나, 중합체를 끓는 희석된 HCl 용액으로 처리하면, 분자량이 완만한 감소가 관찰된다. 한편, 중합체를 동물 체내에 이식하면 신속한 분해가 일어난다. T. Kawaguchi et al., Chem. Pharm. Bull. 31(4) 1400(1983)에서 기술한 바에 따르면, 폴리(에틸렌 카르보네이트) 중합체의 두꺼운 슬랩(대략 300 μm 두께)은 이식후 2-3주내에 완전하게 분해되었다. 놀랍게도, 폴리(프로필렌 카르보네이트)의 경우에 구조가 유사함에도 불구하고 효소 분해가 전혀 일어나지 않는다. 폴리(에틸렌 카르보네이트)와 폴리(프로필렌 카르보네이트)를 혼합하거나 또는 공중합시켜 효소에 의한 분해 속도를 조절할 수 있다. 폴리(에틸렌 카르보네이트)가 가수분해될 때, 양 말단은 하이드록시기로 종결된다. 이소시아네이트, 염산, N-하이드록시 숙시니미드 반응과 같은 다양한 화학 반응을 이용하면, 본 발명에서 상술하는 것과 같은 ABA이나 BAB형 블록 또는 다중블록 공중합체를 합성할 수 있다.

합성된 중합체는 분자량, 블록 길이, 중합체 조성, 미셀 임계 농도, 표면 활성, 겔형성 온도, 겔의 수분 함량, 조직 적합성 및 중합체의 생분해성으로 특성화될 수 있다.

본원에서 상술하는 열에 의한 가역적 자체-겔형성 시스템은 단백질 조성물의 점성도를 증가시켜 혈관외 투여후에 전신 순환계로 단백질의 방출을 지속시키는 운반체로 매우 유용하다. 이와 같은 중합체는 중합체 운반체내에 펩티드와 단백질 약물을 결합시키는데 특히 유용한데, 그 이유는 단백질이 열, 유기 용매, pH의 변화 및 이온 강도에 민감하여 생물학적 활성을 잃는 경향이 있다. 따라서, 이와 같은 중합체를 이용하여 지속적으로 방출되는 약형을 만들 수 있는데, 이때 약물은 중합체 냉각 용액에 용해되고(또는 분산되어) 체내에 주사직후에 약물-포집된 반-고형 겔을 형성한다. 중합체/약물 혼합물은 근육내, 피하 또는 복막내 경로를 통하여 신체의 임의 부위로 주사할 수 있다. 약물/단백질 방출 속도와 기간은 고형화된 겔 밀도, 약물/단백질의 분자량 및 소수성이나 이온 상호작용과 같은 다른 인자의 함수에 의해 결정된다. 벌크 분해는 주사된 겔이 친수성이고 겔의 벌크에 수분이 존재하기 때문에 발생한다. 중합체는 물에 용해되거나 용해되지 않는 작은 단편으로 분해된다. 수용성 올리고머(oligomer)는 다양한 대사 경로를 통하여 또는 직접적으로 배출된다. 불용성 올리고머는 대식세포와 이물성 거대 세포에 의해 취해지고 라이소좀에서 더욱 분해된다.

이들 블록 공중합체 시스템의 계면화성제-유사 성질로 인하여, 희석된 중합체 용액은 중합체가 물에 용해되는 성질을 상실할 때 유백색 유제를 형성한다. 이와 같은 자가-에멀션화 시스템은 약한 소수성 약물이 본원에서 상술하고 있는 표면 활성 삼중블록 공중합체에 의해 용해되어 체온에서 자발적으로 형성된 에멀젼(또는 현탁액)에 결합될 수 있기 때문에, 상당히 흥미롭다. 삼중블록 공중합체는 또한 기능 측면에서 분해되지 않는 Pluronic^TM시스템보다 훨씬 우수한 분해가능 비-이온성 계면활성제로 간주될 수 있다. 특정 펩티드와 단백질 역시 이런 시스템에 흡수되거나 포집될 수 있고 새로운 형태의 조절된 방출 수송 시스템으로 만들어 질 수 있다. 약물은 입자의 분해와 함께 서서히 방출된다. 결국, 시간이 많이 소모되고 상당량의 유기 용매를 요구하는 마이크로피포 과정이 필요없다. 본 발명에서 상술하는 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체는 온도-감응성이고 혈관외에서 주사될 수 있으며 포집되거나 피포된 약물을 지속적인 방식으로 방출할 수 있는 자체-겔형성이나 자체 에멀젼화 생분해가능 저장소(depot) 시스템의 개발에 이용될 수 있는 가능성을 가진다.

전술한 바와 같이, 소요의 열에 의한 가역적 겔형성 성질을 가지는 생분해 가능한 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체에서 친수성 B 블록은 공중합체의 약 50 내지 85wt%를 구성하고 소수성 A 블록은 공중합체의 약 15 내지 50wt%를 구성한다. 또한, 이들 블록 공중합체가 LCST 이하의 온도에서 가용성이 되는 기능적 농도는 매우 다양하다. 주사 목적으로 사용되는 블록 공중합체 농도는 중량의 약 50%까지이며, 유일한 제한은 기능성이다. 겔과 유제의 형성에 관한 전술한 바를 고려하여, 농도는 약 3 내지 40%가 적절하고, 가장 바람직하게는 약 10-25wt%이다. LCST 이상의 온도에서 약물/공중합체 복합물의 상 전이는 중요하고 필수적인 파라미터변수이다. 본원에서 제시한 가이드라인 범위내에서, 당업자는 과도한 실험 없이도 적절한 약물 포집, 중합체 조성과 농도, 분해 속도, 겔형성/에멸젼 형성의 정도 등을 결정할 수 있다.

본 발명은 열감응성 생분해가능한 중합체의 제조 및 펩티드와 단백질 약물의 비경구 투여에서 이의 용도에 관계한다. 좀더 구체적으로, 본 발명은 펩티드 또는 단백질 약물을 함유하는 열감응성 생분해가능 중합체 및 이를 만드는 공정에 관계한다. 본 발명은 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체에 기초한 열감응성 생분해 가능 중합체를 이용하여 달성할 수 있는데, 이에 대해서는 하기에서 상술한다. 이런 시스템은 특정 분자량과 조성 범위를 갖는 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체가 실온의 물에서는 투명한 용액으로 존재하지만 온도가 체온 정도로 상승하면 상호 작용하여 반-고형 겔, 유제 또는 현탁액을 형성한다는 발견에 기초한다.

본 발명의 적절한 구체예를 설명하기 위해서, ABA형의 소수성(A) 블록 및 친수성(B) 블록으로 구성된 공중합체를 합성하는 과정을 설명한다. 반응식 1과 2에서, 친수성 B 블록은 다양한 분자량의 폴리(에틸렌 글리콜)(PEG)를 이용하여 만들 수 있다.

반응식 1에서, 일련의 삼중블록 공중합체를 만드는 과정을 설명한다. 폴리락티드(PLA) 또는 폴리(ε-카프로락톤)(PCL)는 다음과 같이 PEG와의 반응으로 개시된 락티드와 ε-카프로락톤의 개환(ring opening) 중합반응에 의한 용융 공정으로 만들 수 있다;

[반응식 1]

일반 실험에서, 건조 질소하에 적정량의 PEG를 포함하는 높은-진공 밸브가 갖추어진 반응기에 락티드(또는 카프로락톤) 3g과 옥토에이트(octoate) 주석염(0.1 wt%/wt% 내지 단량체)을 첨가한 다음, 반응기는 공기를 빼고 단단하게 밀봉한다. 30시간동안 130℃에서 중합반응을 실시한다. 실온으로 냉각한 이후에, 반응 혼합물은 염화 메틸렌에 용해시키고 과량의 디에틸 에테르에 침전시킨다. 생성물은 일정 중량으로 진공하에 건조시킨다. 수득된 공중합체는¹H-NMR(Braker AS 200 FT 스펙트로메터)를 이용하여 특성화시키고, 폴리스티렌 표준으로 보정된 Ultrastyragel 칼럼(Waters)을 이용한 겔 침투 크로마토그래피를 실시한다. 1H-NMR을 이용하여 전체 분자량과 조성을 결정한다. 이런 공정에 의해 수득된 ABA 블록 공중합체의 성질을 표 2에 나타낸다. 공중합체의 조성은 공급 조건에서 예측한 값과 거의 일치하였는데, 이는 중합반응이 정량적이라는 것을 암시한다. 좁은 단봉 GPC 추적에서, 동종중합체(homopolymers)가 형성되지 않으며 사슬 분해 및 에스테르 교환반응과 같은 부반응이 일어나지 않는다는 것을 알 수 있다.

[표 2]

130℃에서 폴리(에틸렌 글리콜)에 의해 개시된 락티드와 카프로락톤의 집단 중합반응의 결과

표 2에 나타낸 모든 블록 공중합체는 낮은 온도에서 물에 용해되었고 온도가 충분히 상승하면서 고형화(열감음성)를 보였다. 모든 경우에, 상 전이는 좁은 온도 범위내에서 즉시 발생하였다. 표 3에서는 5 wt/wt% 수용액의 전이 온도를 나타낸다.

[표 3]

다양한 폴리(에테르-에스테르) 블록 공중합체 수용액(5 wt/wt%)의 열 전이온도

이런 종류의 물리적인 현상은 상기에 언급된 폴리(에틸렌 옥시드)-폴리(프로필렌 옥시드)(PluronicsTM 또는 PoloxamerTM)의 표면 활성 블록 공중합체에서 볼 수 있는 온도 감응성과 유사하다.

본원에서 상술하고 있는 시스템에서는 열에 의한 가역적 겔형성과 자체-에멸젼화 반응 모두 중합체의 구조에 좌우된다는 것을 보여준다. 반응식 2에 따라 생성된 PCL-PEG 다중블록 공중합체는 가열시에 반-고형 겔 매트릭스를 형성하는 반면, PCL-PEG-PCL 삼중블록 공중합체(표 2에 나타낸 PECL-1)는 에멀젼을 형성한다. 열에 대한 이런 2가지 서로 다른 반응은 기작측면에서 기본적으로 동일하지만 농도, 온도 및 중합체 구조의 차이에 기인한다.

반응식 2에서는 다중블록 PEG-PCL 공중합체의 제조를 설명한다. PEG 중합체(MW1000)는 60℃, 벤젠에서 과량의 헥사메틸렌 디이소시아네이트(HMDI)와 반응시켜 이소시아네이트(-N=C=O)기로 종결되는 PEG 프레폴리머를 얻는다. PEG 프레폴리머는 이중기능성 폴리카프로락톤 디올(MW530)로 사슬을 추가로 연장시켰다. 생성물은 우레탄 연결에 의해 블록이 연결된 폴리에틸렌 글리콜-폴리카프로락톤(PEG-PCL) 다중블록 공중합체이다.

반응 과정은 다음과 같다;

[반응식 2]

실시예 1

PECL-1의 합성

건조 질소하에 적정량의 PEG를 포함하는 높은-진공 밸브가 갖추어진 반응기에 ε-카프로락톤 3g과 옥토에이트(octoate) 주석염(0.1 wt%/wt% 내지 단량체)을 첨가한 다음, 반응기는 공기를 빼고 밀봉한다. 30시간동안 130℃에서 중합반응을 실시한다. 실온으로 냉각한 후에, 반응 혼합물은 염화 메틸렌에 용해시키고 과량의 디에틸 에테르에 침전시킨다. 생성물은 일정 중량으로 진공하에 건조시킨다.

실시예 2

PELA-1,2,3의 합성

건조 질소하에 적정량의 PEG를 포함하는 높은-진공 밸브가 갖추어진 반응기에 락티드 3g과 옥토에티드(octoate) 주석염(0.1 wt%/wt% 내지 단량체)을 첨가한 다음, 반응기는 공기를 빼고 밀봉한다. 30시간동안 130℃에서 중합반응을 실시한다. 실온으로 냉각한 후에, 반응 혼합물은 염화 메틸렌에 용해시키고 과량의 디에틸 에테르에 침전시킨다. 생성물은 일정 중량으로 진공하에서 건조시킨다.

실시예 3

감압하에 상승된 온도에서 d,l-락트산의 통상적인 축합 중합반응으로 폴리(d,l-락트산)(MW2,500)(PLA)를 합성하였다. 폴리(d,l-락트산) 용융물에 폴리에틸렌 글리콜(MW6,000)(PEG)을 첨가한다. 혼합물은 20시간동안 약 50mmHg의 감압하에 180℃에서 가열시킨다. 건조 질소를 지속적으로 발포(bubbling)하여 PLA-PEG-PLA 공중합체(평균 분자량 MW2500:6000:2500)를 형성할 수 있다.

삼중블록 공중합체 샘플 1g를 유리 바이알에 넣고 얼음물 10mℓ를 첨가한다. 중합체가 용해되어 황갈색 액체가 만들어진다. 용액을 수조에서 37℃로 가열하면 비-유동성 겔로 고형화된다. 여러 시간동안 냉장고에 보관하면, 겔은 다시 액체가 된다. 다시 말하면 중합체는 가역적인 졸(sol)-겔(gel) 전이를 한다. 용액을 60℃로 가열하면, 중합체는 수상으로부터 분리되고, 불투명한 침전물이 형성된다. 얼음 수조에서 냉각시키면, 불투명한 침전물은 약 50wt%의 수분을 함유하는 투명한 황갈색 반-고형 겔이 된다.

PLA-PEG-PLA 중합체는 LCST 이하의 온도, 예를 들면 약 0℃에서는 물에 용해되고, LCST 이상의 온도, 예를 들면 약 37℃로 상승시키면 겔이 형성되지만, 약 60℃로 가열하면 붕괴되어 침점물이 형성된다. 60℃에서 형성된 침전물은 용해도가 부족하거나 LCST 이하의 온도로 냉각시킬 때 용액으로 되는데 상당히 시간이 소요된다. 이와 같은 중합체는 냉각 용액에서 비록 완전히 용해되지는 않지만, 실시예 4에서 밝힌 것과 같은 약물 수송을 위한 신체내로 주사 또는 이식에 여전히 효과적인 네트워크이다.

실시예 4

실시예 3에서 수득된 황갈색의 반-고형 겔 0.2g은 주걱을 이용하여, 농축된 사람 칼시토닌 용액(10 mg/mℓ) 0.1mℓ과 천천히 혼합시킨다. 혼합물은 37℃에서 인산완충액(PBS) 10mℓ에 넣는다. 5 내지 20μm 직경을 갖는 미세 중합체 칼리토닌 함유 입자가 겔 표면에 형성되고 완충액으로 천천히 분산되어 약물/중합체 미소구의 유백색 현탁액이 만들어진다.

PBS에서 혼합된 중합체 겔과 칼시토닌 혼합물을 희석하면 미소구 현탁액이 만들어지는데, 이는 멸균 상태에서 제조되면 체내로 직접 주사되거나 이식될 수 있다.

체내에 넣어진 칼시토닌은 중합체 겔로부터 서서히 방출되고 주변 지역으로 확산되며, 생분해성인 중합체는 체내에서 제거된다.

실시예 5

말산은 d,l-락트산과 중합하여 카르복시 기를 포함하는 올리고머 폴리에스테르(MW3,000)를 만든다. 이런 카르복실화된 공중합체 용융물에 진공하에 상승된 온도에서 미리 건조시킨 폴리에틸렌 글리콜(MW 5,000)을 첨가하고, 15시간동안 질소 대기하에 180℃로 추가 가열한다.

실시예 6

실시예 5에서 수득된 블록 공중합체는 얼음물에 용해시키고 열에 안정한 염기성의 혈소판-유도된 성장 인자(PDGF-B, 등전점 10.2) 용액과 혼합한다. 혼합물은 50℃, 완충액에서 10,000rpm으로 회전하는 T.K. Homomixer Mark II의 혼합 헤드에 주사한다. 약물은 동시적인 분산과 침점 과정으로 공중합체로 결합시킨다. 이와 같은 과정동안 약물의 침출은 카르복실화된 공중합체와 약물 사이의 이온 상호 작용과 복합체 형성에 의해 감소된다. 약물을 포함하는 침전된 공중합체 입자는 모으고 냉동 건조한다.

실시예 7

지방족 폴리(에틸렌 카르보네이트) 중합체는 다음과 같이 당분야에 공지된 방법으로 합성하였다. 디에틸 아면-물 촉매의 존재하에 가압된 봄브(bomb) 반응기 내에서 60℃에서 산화에틸렌과 이산화탄소를 반응시킨다. 생성된 중합체는 염화메틸렌에 용해시키고 메탄올에서 재침전시켜 정제한다. 정제된 고분자량 폴리(에틸렌 카르보네이트)(PEC)(평균 분자량100,000)는 1% HCl 용액에서 환류시켜 중합체 사슬의 양 말단에 이중기능(difunctional) 디올과 같은 하이드록시기를 가지는 저분자량 폴리(에틸렌 카르보네이트)(MW2,000)를 얻는다.

이와 별도로, 폴리에틸렌 글리콜(평균분자량 MW3,400)은 60℃, 벤젠에서과량의 헥사메틸렌 디이소시아네이트(HMDI)와 반응시켜 이소시아네이트(-N=C=O)기로 종결되는 프레폴리머를 얻는다. 프레폴리머는 전술한 바와 같이 이중기능 폴리(에틸렌 카르보네이트)로 사슬을 연장시킨다. 생성물은 블록이 우레탄 연결에 의해 연결된 폴리에틸렌 글리콜-폴리에틸렌 카르보네이트(PEG-PEC) 다중블록 공중합체이다.

실시예 8

실시예 7에서 합성된 다중블록 공중합체는 얼음물에 용해시켰다. PEG-PEC 다중블록 공중합체 용액에 인슐린 아연 인슐린(PENTEX, 재조합 사람 인슐린, 아연 염)을 첨가하고 용액이 맑아질 때까지 천천히 혼합한다. 중합체/인슐린 염 용액은 다중블록 공중합체의 LCST 이상의 온도에서 완충액(pH 5.5)에 한 방울씩 떨어뜨린다. 고형화된 다중블럭 공중합체/인슐린 비드가 형성되는데, 이는 여과로 수득하고 냉동 건조시킨다.

PEC 블록 단편의 가수분해에는 안정하지만 효소에는 분해되는 성질로 인하여, 인슐린 방출 프로필은 통상적인 가수분해에 불안정한 블록 공중합체와는 상이하고 인슐린 방출 기간도 다소 연장된다.

실시예 9

메톡시 폴리에틸렌 글리콜 클로로포르메이트(평균 분자량 MW2,000)는 실시예 7에서 수득된 폴리(에틸렌 카르보네이트) 디올(MW2,000)과 반응시켜 PEG 단부블록을 보유하고 열에 의한 가역적 겔형성 성질을 가지는 BAB형 블록 공중합체를 만든다. 이와 같은 블록 공중합체는 소수성 PEC 중앙 블록 단편으로 인하여 효소적으로 분해된다.

생성된 중합체는 얼음물에 용해시키고 인터루킨-2(IL-2) 용액과 혼합한다. IL-2 단백질의 두드러진 소수성으로 인하여, 이는 계면활성제-유사 공중합체와의 소수성 상호작용으로 안정화될 수 있다. IL-2 중합체는 공중합체의 효소에는 분해되지만 가수분해에는 안정한 성질로 인하여, 상당기간동안 수용액으로 저장될 수 있다. 체온에서 겔이 형성된 이후에, 선행 기술에서 밝힌 분해되지 않는 Pluronic^TM또는 Poloxamer^TM시스템과 비교하여 약물의 방출 기간이 상당히 연장될 것으로 기대된다.

전술한 상세한 설명을 고려하여, 당업자는 열에 의한 가역적 겔형성 특성에 기초한 약물-포집된 블록 공중합체를 만들고 이용할 수 있을 것이다. 이와 같은 상세한 설명은 특정 펩티드에 국한되지 않으며, 생분해가능한 블록이나 다중블록 공중합체에 다른 약물을 이용하거나 포집할 수 있다. 제조 가능한 모든 블록 공중합체가 도시된 것은 아니다. 본 발명의 범위를 벗어나지 않는 다양한 개변이 가능하다는 것은 당업자에게 자명하며, 본원은 다음의 특허청구범위 및 이의 등가물에 의해서만 제한된다.

Claims

열에 의한 가역적 겔형성(gelation) 특성을 갖는 주사가능한 생분해성 블록 공중합체 약물 수송 용액에 있어서, 상기 약물 수송 용액은

(a) 아래의 생분해성 블록 공중합체 내부에 포집되는 약물;

(b) (i) 폴리(α-하이드록시산)과 폴리(에틸렌 카르보네이트)에서 선택되고 블록 공중합체의 50wt% 미만의 소수성 A 중합체 블록;

(ii) 폴리에틸렌 글리콜로 구성되고 블록 공중합체의 50wt%

이상의 친수성 B 중합체 블록을 포함하는 생분해성 블록 공중합체를 3 내지 40wt%로 균일하게 함유하는 수용액으로 구성되고,

여기서, 상기 약물 수송 용액은 상기 블록 공중합체의 하한 임계 용액 온도(lower critical solution temperature)이하의 온도로 유지되는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 1항에 있어서, 블록 공중합체의 친수성 폴리에틸렌 글리콜 중합체 블록은 1,000 내지 20,000의 평균 분자량을 갖는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 2항에 있어서, 친수성 폴리에틸렌 글리콜 중합체 블록은 블록 공중합체의 최대 85wt%를 구성하고, 소수성 A 중합체 블록은 블록 공중합체의 적어도 15wt%를구성하는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 3항에 있어서, 소수성 A 중합체 블록은 폴리(α-하이드록시산)인 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 4항에 있어서, 폴리(α-하이드록시산)은 폴리(d,l-락티드), 폴리(l-락티드), 폴리(d,l-락티드-co-글리콜리드), 폴리(l-락티드-co-글리콜리드), 폴리( ε-카프로락톤), 폴리(γ-부티로락톤), 폴리(δ-발레로락톤), 폴리(ε-카프로락톤-co-락트산), 폴리(ε-카프로락톤-co-글리콜산-co-락트산), 하이드록시부틸산, 말산(malic acid), 이들의 이중-이나 삼중중합체에서 선택 또는 유도되는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 5항에 있어서, 폴리(α-하이드록시산) 중합체 블록은 500 내지 10,000의 평균 분자량을 갖는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 6항에 있어서, 소수성 폴리(α-하이드록시산) 중합체 A 블록은 500 내지 3,000의 평균 분자량을 갖고, 친수성 폴리에틸렌 글리콜 중합체 B 블록은 1,000 내지 5,000의 평균 분자량을 갖는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 6항에 있어서, 블록 공중합체는 ABA와 BAB 블록 단편에서 선택되는 입체배열을 갖는 삼중블록 공중합체인 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
제 8항에 있어서, 소수성 A 블록 단편은 폴리(d,l-락티드), 폴리(l-락티드), 폴리(d,l-락티드-co-글리콜리드), 폴리(l-락티드-co-글리콜리드)에서 선택되는 폴리(α-하이드록시산)을 함유하는 것을 특징으로 하는 주사가능한 약물 수송 용액.
생분해성 중합체 매트릭스에 포집된 약물을 온혈 동물에 용액으로 비경구 수송하고 상기 약물의 조절 방출을 위한 겔 저장소(depot)를 형성하는 방법에 있어서,

(1) 제 1항 내지 9항중 어느 한 항에 따른 열에 의한 가역적 겔형성 특성을 갖는 주사가능한 생분해성 블록 공중합체 약물 수송 용액을 제공하고;

(2) 블록 공중합체의 LCST 이하 온도로 상기 약물 수송 용액을 유지시키고;

(3) 상기 약물 수송 용액을 온혈 동물에 비경구 주사하고, 약물 수송 용액의 온도가 동물의 체온에 의해 상기 중합체의 LCST 이상으로 상승하면 약물과 생분해성 블록 중합체의 겔 저장소가 형성되는 것을 특징으로 하는 방법.