KR102245336B1

KR102245336B1 - Drug delivery system kit comprising an enzyme

Info

Publication number: KR102245336B1
Application number: KR1020190083761A
Authority: KR
Inventors: 홍진기; 최다희
Original assignee: 연세대학교 산학협력단
Priority date: 2018-07-11
Filing date: 2019-07-11
Publication date: 2021-04-28
Also published as: KR102245336B9; KR20200006943A

Abstract

본 발명은 효소를 포함하는 약물전달 키트에 관한 것으로, 보다 구체적으로 코어 및 코팅층을 포함하는 약물전달체와 상기 코팅층에 대한 분해활성을 가지는 효소를 포함하는 약물전달체 키트를 이용한 약물전달 시스템에 관한 것이다.The present invention relates to a drug delivery kit containing an enzyme, and more particularly, to a drug delivery system using a drug delivery system including a drug delivery system including a core and a coating layer and an enzyme having degrading activity for the coating layer.

Description

Drug delivery system kit containing enzyme {DRUG DELIVERY SYSTEM KIT COMPRISING AN ENZYME}

본 발명은 효소를 포함하는 약물전달체 키트에 관한 것으로, 보다 구체적으로 코어 및 코팅층을 포함하는 약물전달체와 상기 코팅층에 대한 분해활성을 가지는 효소를 포함하는 약물전달체 키트에 관한 것이다.The present invention relates to a drug delivery system kit comprising an enzyme, and more particularly, to a drug delivery system kit including a drug delivery system including a core and a coating layer and an enzyme having degrading activity for the coating layer.

약물전달 시스템 분야의 연구들은 특정 타겟 영역으로의 효율적이고도 선택적인 약물 방출거동을 나타내는 약물전달체를 이용하여, 담지된 약물의 조기 누출을 막고, 타겟 영역 외에 다른 조직에 대한 부작용을 방지하는 연구에 집중해왔다.Researches in the field of drug delivery systems use drug delivery systems that exhibit efficient and selective drug release behavior to a specific target area to prevent early leakage of supported drugs and to prevent side effects on tissues other than the target area. I have been focusing.

최근 이러한 약물전달체로써, 셀룰로오스, 알지네이트, 검, 펙틴 등과 같은 식물 유래 고분자를 사용하려는 연구가 시도되고 있다. 상기 식물유래 고분자는 자연에 풍부한 양으로 존재하여 가격경쟁력을 가지며, 세포무독성 및 자연분해능 등의 장점으로 인해 차세대 약물전달체로 각광받고 있다. 일반적으로 식물 세포는 동물 세포와 달리 세포벽이 있기 때문에 팽압 및 삼투압 등의 압력을 견딜 수 있어, 이러한 식물 세포에서 추출된 식물 유래 고분자는 안정성이 매우 높다. 이에 따라 식물 유래 고분자를 물리적 안정성이 요구되는 약물전달체로 사용함으로써 저분자의 화합물부터 고분자의 단백질 약물까지 다양한 약물을 표적 부위까지 안정적으로 전달할 수 있다.Recently, studies have been attempted to use plant-derived polymers such as cellulose, alginate, gum, and pectin as such drug delivery systems. The plant-derived polymers are present in abundant amounts in nature and have price competitiveness, and are in the spotlight as a next-generation drug delivery system due to advantages such as cell non-toxicity and natural resolution. In general, since plant cells have a cell wall, unlike animal cells, they can withstand pressures such as tension and osmotic pressure, and thus plant-derived polymers extracted from these plant cells have very high stability. Accordingly, by using a plant-derived polymer as a drug delivery system requiring physical stability, various drugs, from low-molecular compounds to high-molecular protein drugs, can be stably delivered to the target site.

한편, 이상적인 약물전달 시스템은 약물의 전달효율을 높임과 동시에 부작용을 낮추는 것이 매우 중요하다. 구체적으로, (1) 약물의 방출을 조절할 수 있어야 하고, (2) 표적 부위까지 약물을 안정하게 전달해야 하고, (3) 표적 부위에 도달하였을 때는 약물을 방출하여 약효가 드러나야 하며, (4) 약물전달체가 세포 독성이 없어야 한다. On the other hand, it is very important for an ideal drug delivery system to increase drug delivery efficiency and reduce side effects. Specifically, (1) the release of the drug must be controlled, (2) the drug must be stably delivered to the target site, (3) the drug must be released when the target site is reached to reveal the drug efficacy, and (4) The drug delivery system should not be cytotoxic.

종래 식물 유래 고분자를 이용한 약물전달체 연구로, 카르복시메틸셀룰로오스 유래의 다층 필름을 제조하고, 이를 화학적으로 개질하는 방법을 통해 다층 필름 내부에 가교를 진행, 이에 따른 구조적, 화학적 변화로 인한 약물방출의 변화를 확인하였다(S. Park et al., Mol. Pharm. 2017, 14, 3322-3330). 또한, 중국의 Deling Kong 연구진은 알지네이트를 이용하여 나노입자를 제조하고, 입자의 항암효과를 확인하기 위해 내부에 독소루비신을 담지, 빛과 산화-환원반응에 의해 입자 내부에 담지된 약물이 방출되는 연구를 진행하였다(C. Zhang et al., Nanoscale 2017, 9, 3304-3314). 스웨덴 및 덴마크의 연구진들은 세포벽 유래 물질인 셀룰로오스 나노섬유와 펙틴을 이용하여 중공 쉘을 제조하고, 염의 농도에 따른 중공 쉘의 침투 정도에 따른 약물방출 정도의 조절가능성을 확인하였다(T. Paulraj et al., Biomacromolecules 2017, 18, 1401-1410).Conventional research on a drug delivery system using a plant-derived polymer. A multilayer film derived from carboxymethylcellulose is prepared and crosslinked inside the multilayer film by chemically modifying it, resulting in changes in drug release due to structural and chemical changes. Was confirmed (S. Park et al., Mol. Pharm. 2017, 14, 3322-3330). In addition, researchers from Deling Kong of China made nanoparticles using alginate, and carried doxorubicin inside to confirm the anticancer effect of the particles, and a study in which drugs carried inside the particles were released by light and oxidation-reduction reactions. (C. Zhang et al., Nanoscale 2017, 9, 3304-3314). Researchers in Sweden and Denmark made a hollow shell using cell wall-derived materials such as cellulose nanofibers and pectin, and confirmed the possibility of controlling the degree of drug release according to the degree of penetration of the hollow shell according to the concentration of salt (T. Paulraj et al. ., Biomacromolecules 2017, 18, 1401-1410).

하지만 종래 연구들은 식물 유래 고분자 중 셀룰로오스 및 알지네이트 유래 소재들만을 적용하였는데, 이들은 약물전달체에 다양한 특성을 부여하기에 제한이 많으며, 실제 이를 이용하여 약물의 치료 효과를 확인한 예는 극히 드물다. However, conventional studies have applied only cellulose and alginate-derived materials among plant-derived polymers, but these have many limitations in imparting various properties to the drug delivery system, and in fact, it is very rare to confirm the therapeutic effect of the drug by using them.

특히, 상기와 같은 식물 유래 고분자를 이용한 약물전달체 경우, 제조방법이 복잡하고, 체내 투입 후에 빛, 산화-환원 반응 또는 염의 농도와 같이 약물방출을 조절할 수 있는 자극을 체내에서 조절하기가 매우 어려운 문제가 있다.In particular, in the case of drug delivery systems using plant-derived polymers as described above, the manufacturing method is complicated, and it is very difficult to control stimuli that can control drug release, such as light, oxidation-reduction reactions, or salt concentration, in the body after injection into the body. There is.

이에, 이상적인 약물전달 시스템을 구현하기 위해서는 높은 안정성을 가지고 독성이 없으며, 체내에서 원하는 병변 부위에서 약물이 방출될 수 있는 약물전달 시스템을 설계하는 것이 필요하다.Accordingly, in order to implement an ideal drug delivery system, it is necessary to design a drug delivery system that has high stability and is not toxic, and that the drug can be released at a desired lesion site in the body.

S. Park et al., Drug loading and release behavior depending on the induced porosity of chitosan/cellulose multilayer Nanofilms. Molecular Pharmaceutics 2017, Vol.14, No.19, pp.3322-3330 S. Park et al., Drug loading and release behavior depending on the induced porosity of chitosan/cellulose multilayer Nanofilms. Molecular Pharmaceutics 2017, Vol.14, No.19, pp.3322-3330

본 발명의 목적은 종래 식물 유래 고분자를 이용한 약물전달체의 한계점을 극복하고, 스마트한 약물 방출을 구현하는 약물전달체 키트를 제공하는 것이다. It is an object of the present invention to provide a drug delivery system kit that overcomes the limitations of a drug delivery system using a conventional plant-derived polymer and realizes smart drug release.

또한 본 발명의 목적은 가격경쟁력이 우수하고 독성이 없으며, 표적 위치까지 안정적으로 약물의 전달이 가능한 약물전달체 키트를 제공하는 것이다.In addition, it is an object of the present invention to provide a drug delivery system kit that is excellent in price competitiveness, has no toxicity, and is capable of stably delivering drugs to a target location.

또한 본 발명의 목적은 높은 약물 담지량을 가지며, 표적 지점에서 효소에 따른 약물의 방출 조절이 가능한 약물전달체 키트를 제공하는 것이다.It is also an object of the present invention to provide a drug delivery system kit that has a high drug loading amount and is capable of controlling the release of a drug according to an enzyme at a target point.

또한 본 발명의 다른 목적은 효소에 따른 약물방출 조절이 가능한 중공형 약물전달체의 제조방법을 제공하는 것이다.In addition, another object of the present invention is to provide a method of manufacturing a hollow drug delivery system capable of controlling drug release according to enzymes.

또한 본 발명의 다른 목적은 약물전달체를 병변 부위로 전달하고 약물을 방출시켜 질병을 치료하는 방법을 제공하는 것이다.Another object of the present invention is to provide a method for treating a disease by delivering a drug delivery system to a lesion site and releasing a drug.

상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 일 양태에 따른 약물전달체 키트는 코어 및 상기 코어를 둘러싸며 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층을 포함하는 약물전달체 및 효소를 포함하며, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용으로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 인력에 의해 복합화되는 것을 특징으로 한다.A drug delivery system kit according to an aspect of the present invention for achieving the above object comprises a drug delivery system and an enzyme comprising a coating layer comprising a core and a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated, surrounding the core. It includes, wherein the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte is characterized in that the complex by at least one attraction selected from the group consisting of electrostatic interactions and hydrophobic interactions.

본 발명의 일 양태에서, 상기 효소는 상기 약물전달체의 코팅층에 대한 분해활성을 가지는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the enzyme may have a decomposition activity for the coating layer of the drug delivery system.

본 발명의 일 양태에서, 상기 약물전달체의 코어는 다공성 무기입자를 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the core of the drug delivery system may include porous inorganic particles.

본 발명의 일 양태에서, 상기 약물전달체의 코어는 속이 빈 중공형 코어를 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the core of the drug delivery system may include a hollow hollow core.

본 발명의 일 양태에서, 상기 제1고분자 전해질은 이온성 폴리펩타이드를 포함하고, 제2고분자 전해질은 효소 분해성 페놀계 고분자를 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the first polymer electrolyte may include an ionic polypeptide, and the second polymer electrolyte may include an enzyme-degradable phenolic polymer.

본 발명의 일 양태에서, 상기 제2고분자 전해질은 리그닌을 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the second polymer electrolyte may contain lignin.

본 발명의 일 양태에서, 상기 약물전달체는 효소와 접촉 시, pH 6.5 내지 9의 범위에서는 약물 방출이 억제되고, pH 4 내지 6의 범위에서 약물이 신속히 방출되는 것을 특징으로 하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the drug delivery system may be characterized in that when contacted with an enzyme, drug release is suppressed in a pH range of 6.5 to 9, and a drug is rapidly released in a range of pH 4 to 6.

본 발명의 또 다른 양태는 (a) 다공성 무기입자의 표면에 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 교차 적층하여 다층박막 코팅층이 형성된 복합입자를 제조하는 단계; (b) 상기 복합입자로부터 상기 다공성 무기입자를 용해하여 중공형 코어를 형성하는 단계;를 포함하는 중공형 약물전달체의 제조방법이다.Another aspect of the present invention is (a) cross-laminating a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte on the surface of the porous inorganic particles to prepare composite particles having a multilayer thin film coating layer; (b) dissolving the porous inorganic particles from the composite particles to form a hollow core.

본 발명의 일 양태에서, 상기 다공성 무기입자는 준금속 탄산화물을 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the porous inorganic particles may include metalloid carbonate.

본 발명의 일 양태에서, 상기 중공형 약물전달체의 제조방법은 상기 다공성 무기입자의 기공에 약물을 함유시키는 단계를 더 포함하는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the method of manufacturing the hollow drug delivery system may further include the step of containing a drug in the pores of the porous inorganic particles.

본 발명의 일 양태에서, 상기 (b) 단계는 상기 복합입자에 킬레이트제를 처리하여 이루어지는 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, step (b) may be performed by treating the composite particles with a chelating agent.

본 발명의 또 다른 양태는 코어 및 상기 코어를 둘러싸며 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층을 포함하며, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용으로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 인력에 의해 복합화되는 것을 특징으로 하는 약물전달체를 투여하여 병변 부위에 전달하는 단계; 및 상기 약물전달체를 효소로 처리하는 단계;를 포함하는 질병의 치료방법이다.Another aspect of the present invention includes a core and a coating layer surrounding the core and comprising a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated, and the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte are electrostatically interposed. Administering a drug delivery system, characterized in that it is complexed by one or more attractive forces selected from the group consisting of action and hydrophobic interaction, and delivering it to the lesion site; And treating the drug delivery system with an enzyme.

본 발명의 일 양태에서, 상기 질병은 암, 염증성 질병, 피부 질병, 대사성 질병에서 선택되는 어느 하나인 것일 수 있다.In one aspect of the present invention, the disease may be any one selected from cancer, inflammatory disease, skin disease, and metabolic disease.

본 발명에 따른 약물전달체 키트는 독성이 없으며, 체내에서 높은 안정성을 가지며 병변 부위로 약물을 전달할 수 있어, 약물의 조기 누출을 방지하고 병변 부위 외의 다른 조직에 대한 부작용을 최소화하는 장점이 있다.The drug delivery system kit according to the present invention is not toxic, has high stability in the body, and can deliver the drug to the lesion site, thereby preventing early leakage of the drug and minimizing side effects to other tissues other than the lesion site.

또한 본 발명에 따른 약물전달체 키트는 높은 약물 담지량을 가지는 동시에, 약물전달체에 대한 분해활성을 가지는 효소를 이용한 약물의 선택적인 방출이 가능하여 치료효과를 더욱 극대화시킬 수 있는 장점이 있다.In addition, the drug delivery system kit according to the present invention has the advantage of maximizing the therapeutic effect by enabling selective release of drugs using enzymes having a high drug loading amount and degrading activity against the drug delivery system.

특히, 본 발명에 따른 약물전달체 키트는 약산성 범위에서 분해활성을 가지는 효소를 이용하여 약물전달체로부터 약물을 효과적으로 방출시킬 수 있어, 약산성을 띄는 암세포에 적용하여 암세포를 효과적으로 사멸시킬 수 있는 장점이 있다.In particular, the drug delivery system kit according to the present invention can effectively release a drug from the drug delivery system by using an enzyme having degrading activity in a weakly acidic range, and thus has the advantage of being able to effectively kill cancer cells by being applied to weakly acidic cancer cells.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체의 제조방법 및 제조된 약물전달체를 효소로 처리하는 과정을 나타낸 도식도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체의 형광 및 SEM(Scanning Electron Microscope) 사진이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체의 표면전위를 측정한 그래프이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체의 pH 및 효소에 따른 분해 정도를 나타내는 그래프 및 형광 사진이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체 내부에 약물을 함유시킨 후의 형광 사진 및 약물의 방출량을 측정한 그래프이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체의 세포독성 시험 결과이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물의 농도 및 pH에 따른 세포독성 시험 결과이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체 키트의 효소 농도 및 pH에 따른 세포독성 시험 결과이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물전달체 키트의 항암효과 시험 결과이다.1 is a schematic diagram showing a method of manufacturing a drug delivery system and a process of treating the manufactured drug delivery system with an enzyme according to an embodiment of the present invention.
2 is a fluorescence and SEM (Scanning Electron Microscope) photograph of a drug delivery system according to an embodiment of the present invention.
Figure 3 is a graph measuring the surface potential of the drug delivery system according to an embodiment of the present invention.
4 is a graph and a fluorescence photograph showing the degree of degradation according to the pH and enzyme of the drug delivery system according to an embodiment of the present invention.
5 is a fluorescence photograph and a graph measuring the amount of release of the drug after containing the drug in the drug delivery system according to an embodiment of the present invention.
6 is a cytotoxicity test result of a drug delivery system according to an embodiment of the present invention.
7 is a cytotoxicity test result according to the concentration and pH of a drug according to an embodiment of the present invention.
8 is a cytotoxicity test result according to the enzyme concentration and pH of the drug delivery system kit according to an embodiment of the present invention.
9 is an anticancer effect test result of a drug delivery system kit according to an embodiment of the present invention.

이하 첨부한 도면들을 참조하여 본 발명을 상세히 설명한다. 다음에 소개되는 도면들은 당업자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 예로서 제공되는 것이다. 따라서 본 발명은 이하 제시되는 도면들에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있으며, 이하 제시되는 도면들은 본 발명의 사상을 명확히 하기 위해 과장되어 도시될 수 있다. Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. The drawings introduced below are provided as examples in order to sufficiently convey the spirit of the present invention to those skilled in the art. Accordingly, the present invention is not limited to the drawings presented below and may be embodied in other forms, and the drawings presented below may be exaggerated to clarify the spirit of the present invention.

본 발명의 명세서에서 사용되는 기술 용어 및 과학 용어에 있어서 다른 정의가 없다면, 이 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 통상적으로 이해하고 있는 의미를 가지며, 하기의 설명 및 첨부 도면에서 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있는 공지 기능 및 구성에 대한 설명은 생략한다.Unless otherwise defined, technical terms and scientific terms used in the specification of the present invention have the meanings commonly understood by those of ordinary skill in the art to which this invention belongs, and the present invention in the following description and accompanying drawings Descriptions of known functions and configurations that may unnecessarily obscure the gist of are omitted.

또한 본 발명의 명세서에서 사용되는 단수 형태는 문맥에서 특별한 지시가 없는 한 복수 형태도 포함하는 것으로 의도할 수 있다. In addition, the singular form used in the specification of the present invention may be intended to include the plural form unless otherwise indicated in the context.

또한 본 발명의 명세서에서 특별한 언급 없이 사용된 단위는 중량을 기준으로 하며, 일 예로 % 또는 비의 단위는 중량% 또는 중량비를 의미한다.In addition, units used in the specification of the present invention are based on weight, and as an example, the unit of% or ratio means weight% or weight ratio.

또한 본 발명의 명세서에서 다른 정의가 없는 한, 입자의 평균입경은 입도 분석기를 통해 얻어진 D50을 의미한다.In addition, unless otherwise defined in the specification of the present invention, the average particle diameter of the particles means D50 obtained through a particle size analyzer.

또한 본 발명의 명세서에서 사용되는 수치 범위는 하한치와 상한치와 그 범위 내에서의 모든 값, 정의되는 범위의 형태와 폭에서 논리적으로 유도되는 증분, 이중 한정된 모든 값 및 서로 다른 형태로 한정된 수치 범위의 상한 및 하한의 모든 가능한 조합을 포함한다. 일례로서 분자량이 100 내지 10,000이고, 구체적으로 500 내지 5,000으로 한정된 경우 500 내지 10,000 또는 100 내지 5,000의 수치범위도 본 발명의 명세서에 기재된 것으로 해석되어야 한다. 본 발명의 명세서에서 특별한 정의가 없는 한 실험 오차 또는 값의 반올림으로 인해 발생할 가능성이 있는 수치범위 외의 값 역시 정의된 수치범위에 포함된다.In addition, the numerical range used in the specification of the present invention is the lower limit and the upper limit and all values within the range, increments that are logically derived from the shape and width of the defined range, all of the values limited thereto, and the numerical ranges limited in different forms. All possible combinations of upper and lower limits are included. As an example, when the molecular weight is 100 to 10,000, and specifically limited to 500 to 5,000, a numerical range of 500 to 10,000 or 100 to 5,000 should also be interpreted as described in the specification of the present invention. Unless otherwise defined in the specification of the present invention, values outside the numerical range that may occur due to experimental errors or rounding of values are also included in the defined numerical range.

또한 본 발명의 명세서에서, “포함한다”는 표현은 “구비한다”, “함유한다”, “가진다” 또는 “특징으로 한다” 등의 표현과 등가의 의미를 가지는 개방형 기재이며, 추가로 열거되어 있지 않은 요소, 재료 또는 공정을 배제하지 않는다. 또한 “실질적으로…로 구성된다”는 표현은 특정된 요소, 재료 또는 공정과 함께 열거되어 있지 않은 다른 요소, 재료 또는 공정이 발명의 적어도 하나의 기본적이고 신규한 기술적 사상에 허용할 수 없을 만큼의 현저한 영향을 미치지 않는 양으로 존재할 수 있는 것을 의미한다. 또한 “구성된다”는 표현은 기재된 요소, 재료 또는 공정만이 존재하는 것을 의미한다.In addition, in the specification of the present invention, the expression "includes" is an open type description having a meaning equivalent to expressions such as "have", "includes", "have" or "features", and is further enumerated. It does not exclude elements, materials or processes that do not exist. Also, “Practically… The expression “consist of” means that the specified element, material or process does not have an unacceptably significant influence on at least one basic and novel technical idea of the invention by any other element, material or process not listed. It means something that can exist as a quantity. In addition, the expression “consisting of” means that only the described elements, materials or processes are present.

또한 본 발명의 명세서에서 친수성(hydrophilic) 및 소수성(hydrophobic)은 물을 좋아하는 성질 및 물을 싫어하는 성질을 의미하지만, 친수성과 소수성이 동시에 사용될 경우에는 상대적 개념을 의미한다. 구체적인 일예로 히드록실기(-OH)와 알킬기의 경우 히드록실기가 친수성기이며 알킬기가 소수성기를 의미한다.In addition, in the specification of the present invention, hydrophilic and hydrophobic refer to a property that likes water and a property that dislikes water, but when both hydrophilicity and hydrophobicity are used, it means a relative concept. As a specific example, in the case of a hydroxyl group (-OH) and an alkyl group, the hydroxyl group is a hydrophilic group, and the alkyl group is a hydrophobic group.

본 발명은 독성이 없고 체내에서 높은 안정성을 가지며, 약물전달체에 대한 분해활성을 가지는 효소를 이용하여 약물의 방출 조절이 가능한 약물전달체 키트에 관한 것이다.The present invention relates to a drug delivery system kit capable of controlling the release of a drug by using an enzyme that is not toxic, has high stability in the body, and has degrading activity against the drug delivery system.

본 발명에 따른 약물전달체 키트는 코어 및 상기 코어를 둘러싸며 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층을 포함하는 약물전달체 및 효소를 포함하며, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용으로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 인력에 의해 복합화되는 것을 특징으로 한다.The drug delivery system kit according to the present invention includes a drug delivery system and an enzyme including a coating layer comprising a core and a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated, surrounding the core, and the first polymer electrolyte and The second polymer electrolyte is characterized in that it is complexed by at least one attraction selected from the group consisting of electrostatic interactions and hydrophobic interactions.

본 발명의 일 양태에서, 상기 약물전달체의 코어는 표면에 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층을 형성하기 위한 것으로, 바람직하게는 다공성 무기입자를 포함하는 것일 수 있다. 상기 다공성 무기입자는 복수 개의 1차 무기입자가 응집되어 형성된 2차 무기입자인 것일 수 있으며, 상기 1차 무기입자가 응집되며 무기입자 간 다수의 공극이 형성되어 다공성을 가질 수 있다.In one aspect of the present invention, the core of the drug delivery system is for forming a coating layer made of a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated on a surface, and preferably includes porous inorganic particles. have. The porous inorganic particles may be secondary inorganic particles formed by agglomeration of a plurality of primary inorganic particles, and the primary inorganic particles may be agglomerated and a plurality of voids between the inorganic particles may be formed to have porosity.

또한, 상기 다공성 무기입자는 금속 및 준금속의 산화물 또는 탄산화물일 수 있으며, 예를 들면, CaCO₃, SiO₂, Al₂O₃, TiO₂, MgO, Fe₂O₃, ZrO₂, SnO₂, CeO₂, BaTiO₃, HfO₂ 및 SrTiO₃에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상의 혼합 다공성 무기입자일 수 있다. 바람직하게 상기 다공성 무기입자는 준금속 탄산화물을 포함하는 것일 수 있으며, 평균입경은 0.1 내지 100 μm, 구체적으로 1 내지 50 μm, 보다 구체적으로 2 내지 10 μm일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.In addition, the porous inorganic particles may be oxides or carbonates of metals and metalloids, for example, CaCO ₃ , SiO ₂ , Al ₂ O ₃ , TiO ₂ , MgO, Fe ₂ O ₃ , ZrO ₂ , SnO ₂ , CeO ₂ , BaTiO ₃ , HfO ₂ and SrTiO _{3 It} may be any one or two or more mixed porous inorganic particles selected from. Preferably, the porous inorganic particles may include metalloid carbonates, and the average particle diameter may be 0.1 to 100 μm, specifically 1 to 50 μm, and more specifically 2 to 10 μm, but is not limited thereto.

본 발명의 다공성 무기입자로 바람직하게는, 상기 범위의 평균입경을 가지는 다공성 탄산칼슘(CaCO₃)을 포함하는 것일 수 있으며, 바람직하게 다공성 탄산칼슘은 10 nm 내지 500 nm의 직경을 가지는 1차 탄산칼슘 입자가 응집된 2차 탄산칼슘 입자일 수 있다. 상기 다공성 상기 다공성 탄산칼슘(CaCO₃)는 공지의 공침법(co-precipitation method)으로 제조된 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 또한, 상기 다공성 탄산칼슘(CaCO₃)의 제조방법으로 제한하는 것은 아니나, 구체적인 예를 들면 염화칼슘(CaCl₂) 및 탄산나트륨(Na₂CO₃) 용액을 교반하여 CaCO₃1차 입자가 응집된 2차 입자를 형성하고, 이를 및 원심분리, 세척 및 건조하여 다공성의 CaCO₃입자를 얻을 수 있다. 이 때, 상기 염화칼슘(CaCl₂) 및 탄산나트륨(Na₂CO₃) 용액의 농도 및 교반속도에 따라 다공성 CaCO₃입자의 입자 크기 및 형태를 조절할 수 있으며, 재결정화를 방지하기 위해 세척 후 동결건조하는 과정을 포함할 수 있다.The porous inorganic particles of the present invention may preferably include porous calcium carbonate (CaCO ₃ ) having an average particle diameter in the above range, and preferably, the porous calcium carbonate is primary carbonic acid having a diameter of 10 nm to 500 nm. It may be secondary calcium carbonate particles in which calcium particles are aggregated. The porous calcium carbonate (CaCO ₃ ) may be prepared by a known co-precipitation method, but is not limited thereto. In addition, although not limited to the method for producing the porous calcium carbonate (CaCO ₃ ), for a specific example, a calcium chloride (CaCl ₂ ) and sodium carbonate (Na ₂ CO ₃ ) solution is stirred to form a _{secondary CaCO 3} primary particle agglomerated. Particles are formed, and centrifuged, washed and dried to obtain _{porous CaCO 3 particles.} At this time, the _{particle size and shape of the porous CaCO 3} particles can be adjusted according to the concentration and stirring speed of _{the calcium chloride (CaCl 2} ) and sodium carbonate (Na ₂ CO ₃ ) solutions, and freeze-dried after washing to prevent recrystallization. May include a process.

상기 다공성 무기입자를 포함하는 코어는 다수의 기공을 포함함에 따라, 기공 내로 다량의 약물을 함유할 수 있는 동시에, 코어 표면에도 높은 비표면적을 부여함으로써, 코어층 표면에서 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질의 교차 적층을 보다 효과적으로 유도할 수 있다. 이에 따라, 충분한 두께를 갖는 코팅층의 형성이 가능하여, 약물전달체의 코어 내부뿐만 아니라 코팅층에도 약물을 담지할 수 있어 약물의 담지량을 보다 향상시킬 수 있다.As the core including the porous inorganic particles includes a plurality of pores, it is possible to contain a large amount of drug in the pores, and at the same time, by imparting a high specific surface area to the core surface, the first polymer electrolyte and the second Cross-stacking of the polymer electrolyte can be induced more effectively. Accordingly, it is possible to form a coating layer having a sufficient thickness, so that the drug can be supported not only in the core of the drug delivery body, but also in the coating layer, so that the amount of the drug loaded can be further improved.

본 발명의 일 양태에 있어, 상기 코팅층의 두께는 1 내지 1,000 nm, 구체적으로 10 내지 500 nm, 보다 구체적으로 20 내지 100 nm인 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 범위의 코팅층 두께를 가짐에 따라, 체내에서 약물전달체가 안정적인 구조로 표적 부위까지 도달할 수 있으며, 높은 약물 담지량을 가질 수 있다.In one aspect of the present invention, the thickness of the coating layer may be 1 to 1,000 nm, specifically 10 to 500 nm, and more specifically 20 to 100 nm, but is not limited thereto. By having the coating layer thickness in the above range, the drug delivery system can reach the target site with a stable structure in the body, and can have a high drug loading amount.

본 발명의 일 양태에 있어, 상기 약물전달체의 코어는 다공성 무기입자를 용해하여 형성된, 속이 빈 중공형 코어를 포함하는 것일 수 있다. 상기 속이 빈 중공형 코어는 코어 표면에 코팅층을 형성한 후, 공지의 킬레이트제로 처리하여 코어를 제거하여 제조될 수 있다. 상기 속이 빈 중공형 코어의 제조 방법으로서 제한하는 것은 아니나, 구체적으로 예를 들면, 상기 다공성 CaCO₃입자를 포함하는 코어 표면에 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 교차 적층하여 다층박막 코팅층이 형성된 복합입자를 제조한 후, 킬레이트제를 포함하는 수용액으로 상기 복합입자를 처리하여 코어 내 칼슘(Ca²⁺) 이온을 킬레이트 결합시킴으로써 다공성 CaCO₃입자를 용해하여 제조할 수 있다.In one aspect of the present invention, the core of the drug delivery system may include a hollow hollow core formed by dissolving porous inorganic particles. The hollow hollow core may be prepared by forming a coating layer on the surface of the core and then removing the core by treating with a known chelating agent. The method of manufacturing the hollow hollow core is not limited, but specifically, for example, a multilayer thin film coating layer is formed by cross-laminating a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte on the surface of the core including _{the porous CaCO 3 particles.} After preparing the composite particles, the composite particles are treated with an aqueous solution containing a chelating agent to chelate calcium (Ca ²⁺ ) ions in _{the core, thereby dissolving the porous CaCO 3} particles.

또한, 상기 킬레이트제로서 예를 들면 에틸렌다이아민테트라아세트산(ethylenediaminetetraacetic acid, EDTA) 및 디에틸렌트리아민펜타아세트산(diethylenetriamine pentaacetic acid, DTPA)에서 선택되는 어느 하나 또는 이들의 혼합 킬레이트제일 수 있으나 이에 제한받지 않는다.In addition, the chelating agent may be, for example, any one selected from ethylenediaminetetraacetic acid (EDTA) and diethylenetriamine pentaacetic acid (DTPA), or a mixed chelating agent thereof, but is not limited thereto. Does not.

본 발명의 일 양태에 따른 약물전달체는 상기의 속이 빈 중공형 코어를 포함함에 따라, 코어 내 약물의 담지량이 현저히 향상될 수 있으며, 담지된 약물은 코팅층에 의해 안정적으로 체내에서 이동이 가능하여 표적 부위로 충분한 양의 약물을 도달시킬 수 있다.As the drug delivery system according to an aspect of the present invention includes the hollow hollow core, the amount of drug supported in the core can be significantly improved, and the supported drug can be stably moved in the body by the coating layer, so that the target A sufficient amount of drug can be reached to the site.

본 발명의 일 양태에 따른 약물전달체의 코팅층은 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 것으로서, 효소에 의해 분해되어 코어 및 코팅층에 담지된 약물을 약물전달체로부터 방출하는 것일 수 있다.The coating layer of the drug delivery system according to an aspect of the present invention is composed of a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated, and is decomposed by an enzyme to release the drug supported on the core and the coating layer from the drug delivery system. I can.

구체적으로, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 서로 다른 전하를 갖는 이온성 고분자일 수 있으며, 선택적으로 분자 내 소수성 잔기를 포함하는 것일 수 있다. 상기의 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 코어 표면에 교차하여 적층시킴에 따라, 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용으로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 인력에 의해 두 전해질이 복합화되어 코팅층을 형성할 수 있다. 바람직하게, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 서로 다른 전하를 가지는 동시에 분자 내 소수성 잔기를 포함하는 것일 수 있으며, 이 경우 두 전해질 간의 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용에 따른 인력으로 인해 코팅층이 보다 조밀하게 형성될 수 있다. 이에 따라, 효소에 의한 코팅층의 분해가 일어나기 전까지 약물전달체는 체내에서 안정적인 구조를 유지하며 약물의 조기 방출을 현저히 억제시킬 수 있다. 또한, 상기 소수성 잔기에 의해 형성된 코팅층 내의 복수개의 소수성 도메인에 소수성 약물을 효과적으로 담지할 수 있어, 약물의 담지량을 더욱 향상시킬 수 있는 효과가 있다.Specifically, the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte may be ionic polymers having different charges, and may optionally include hydrophobic moieties in the molecule. As the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte are stacked across the core surface, the two electrolytes are combined by at least one attraction selected from the group consisting of electrostatic interactions and hydrophobic interactions to form a coating layer. can do. Preferably, the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte may have different charges and contain a hydrophobic moiety in the molecule, and in this case, the coating layer due to the attraction of electrostatic interactions and hydrophobic interactions between the two electrolytes. It can be formed more densely. Accordingly, the drug delivery system maintains a stable structure in the body until the decomposition of the coating layer by the enzyme occurs, and the early release of the drug can be remarkably suppressed. In addition, since the hydrophobic drug can be effectively supported on a plurality of hydrophobic domains in the coating layer formed by the hydrophobic moiety, there is an effect of further improving the amount of the drug loaded.

본 발명의 바람직한 일 양태에서, 상기 제1고분자 전해질은 이온성 폴리펩타이드(polypeptide)를 포함하고, 제2고분자 전해질은 효소 분해성 페놀계 고분자를 포함하는 것일 수 있다.In a preferred embodiment of the present invention, the first polymer electrolyte may include an ionic polypeptide, and the second polymer electrolyte may include an enzyme-degradable phenolic polymer.

상기 이온성 폴리펩타이드는 아미노산이 펩타이드 결합으로 연결된 물질로서, 구체적으로 예를 들면 젤라틴(gelatin), 콜라겐(collagen), 피브리노겐(fibrinogen), 실크피브로인(silk fibroin), 카세인(casein), 엘라스틴(elastin), 라미닌(laminin), 피브로넥틴(fibronectin) 및 폴리-L-리신(poly-L-lysine)에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상의 혼합물일 수 있으며, 바람직하게는 젤라틴을 사용하는 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 이온성 폴리펩타이드는 물에서 해리되어 이온성을 띄는 것으로서, 예를 들어 상기 젤라틴을 제1고분자로 사용하는 경우 pH 7 미만, 구체적으로 pH 5 내지 7의 수용액에서 양이온성을 띄며, 음이온성을 띄는 제2고분자 전해질 내 효소 분해성 페놀계 고분자와 정전기적 상호작용을 통한 코팅층을 형성할 수 있다. 반면, pH 7 이상, 구체적으로 7 내지 9의 수용액에서는 젤라틴이 약한 양이온성을 띄는데, 이 경우 젤라틴 분자 내 프롤린(proline) 아미노산 구조와 상기 효소 분해성 페놀계 고분자 간의 소수성 상호작용에 의해 코팅층을 형성할 수 있다.The ionic polypeptide is a substance in which amino acids are linked by a peptide bond, and specifically, for example, gelatin, collagen, fibrinogen, silk fibroin, casein, and elastin ), laminin, fibronectin, and poly-L-lysine may be any one or a mixture of two or more, preferably gelatin, but limited thereto It does not become. The ionic polypeptide is dissociated in water and has ionic properties. For example, when the gelatin is used as a first polymer, it has cationicity in an aqueous solution of less than pH 7, specifically pH 5 to 7, and has anionic properties. The coating layer can be formed through electrostatic interaction with the enzymatically degradable phenolic polymer in the prominent second polymer electrolyte. On the other hand, in aqueous solutions of pH 7 or higher, specifically 7 to 9, gelatin exhibits weak cationic properties. In this case, a coating layer is formed by hydrophobic interaction between the proline amino acid structure in the gelatin molecule and the enzyme-degradable phenolic polymer. can do.

상기 제2고분자 전해질은 효소에 의해 분해되는 효소 분해성 페놀계 고분자(enzymatically degradable phenolic polymer)를 포함하는 것으로, 약물전달체가 효소와 접촉 시 코팅층 내 효소 분해성 페놀계 고분자가 분해됨에 따라 약물전달체의 코어 및 코팅층 내 담지된 약물을 빠르게 방출시킬 수 있다.The second polymer electrolyte contains an enzymatically degradable phenolic polymer that is degraded by an enzyme, and when the drug carrier is in contact with the enzyme, the enzymatically degradable phenolic polymer in the coating layer is decomposed. It is possible to rapidly release the drug supported in the coating layer.

본 발명의 바람직한 일 양태에서, 상기 제2고분자 전해질은 리그닌(lignin) 또는 탄닌산(tannic acid)을 포함하는 것일 수 있으며, 바람직하게는 알칼리 처리된 수용성 리그닌을 포함하는 것일 수 있다. 상기 리그닌 및 탄닌산은 식물 유래 고분자로서 자연에 풍부한 양으로 존재하고 저렴한 것은 물론, 환경 친화적이고 인체 안전성이 우수하여 세포독성 없이 안전성이 뛰어난 약물전달체를 제공할 수 있다. In a preferred embodiment of the present invention, the second polymer electrolyte may contain lignin or tannic acid, and preferably contain water-soluble lignin treated with alkali. The lignin and tannic acid are plant-derived polymers, which exist in abundant amounts in nature and are inexpensive, and are environmentally friendly and have excellent human safety, so that a drug delivery system having excellent safety without cytotoxicity can be provided.

또한, 상기 리그닌 및 탄닌산은 분자 내 히드록시기를 다량 포함함에 따라 상기 양이온성 폴리펩타이드와 정전기적 상호작용에 의한 교차 적층이 효과적으로 수행될 수 있으며, 이를 통해 보다 안정적인 코팅층의 형성이 가능하다.In addition, since the lignin and tannic acid contain a large amount of hydroxy groups in the molecule, cross-layering can be effectively performed by electrostatic interaction with the cationic polypeptide, thereby enabling the formation of a more stable coating layer.

특히 제2고분자 전해질이 상기 리그닌을 포함하는 경우, 탄닌산 대비 제조되는 약물전달체의 코팅층이 비교적 얇고 균일하게 형성될 뿐만 아니라, 코팅층 형성 후 킬레이트제로 처리하여 속이 빈 중공형 코어를 가지는 약물전달체로 제조 시 코팅층의 구조가 더욱 안정적이며 높은 약물 담지량을 가진다.In particular, when the second polymer electrolyte contains the lignin, not only the coating layer of the drug delivery body prepared compared to tannic acid is formed relatively thin and uniform, but also when the coating layer is formed and treated with a chelating agent to produce a drug delivery system having a hollow hollow core. The structure of the coating layer is more stable and has a high drug loading amount.

상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 이용하여 코팅층을 형성하는 방법으로서 구체적인 예를 들면, 제1고분자 전해질인 이온성 폴리펩타이드 수용액에 코어를 첨가하여 상기 코어 표면에 제1고분자를 부착시킨 후, 이를 제2고분자 전해질 수용액에 첨가하여 제2고분자를 부착시킴으로써 정전기적 상호작용에 의해 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층되어 복합화된 약물전달체를 제조할 수 있다. 이 때, 상기 제1고분자 및 제2고분자가 소수성 잔기를 포함하는 경우, 소수성 상호작용에 의해 코팅층이 보다 조밀하게 형성될 수 있어 약물전달체의 구조적 안정성을 더욱 향상시킬 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.As a method of forming a coating layer using the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte, for a specific example, after adding a core to an aqueous ionic polypeptide solution, which is a first polymer electrolyte, to attach the first polymer to the surface of the core, , By adding this to the second polymer electrolyte aqueous solution to attach the second polymer, the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte are cross-laminated by electrostatic interaction to prepare a complex drug delivery system. In this case, when the first polymer and the second polymer contain a hydrophobic moiety, the coating layer may be formed more densely by a hydrophobic interaction, thereby further improving the structural stability of the drug delivery system, but is not limited thereto. .

또한, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 이용한 교차 적층은 1회 이상, 구체적으로 2 내지 10회 반복 수행될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 교차 적층을 통해 코어 및 상기 코어를 둘러싸는 다층박막으로 이루어진 코팅층을 포함하는 약물전달체를 제조할 수 있다.In addition, the cross-stacking using the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte may be repeatedly performed at least once, specifically 2 to 10 times, but is not limited thereto. Through the cross-lamination, a drug delivery system including a core and a coating layer made of a multilayer thin film surrounding the core may be manufactured.

또한, 상기 제2고분자의 중량평균분자량은 1,000 g/mol 이상, 구체적으로 5,000 내지 1,000,000 g/mol, 보다 구체적으로 10,000 내지 500,000 g/mol일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 범위의 제2고분자를 사용하는 경우, 제1고분자와의 상호작용이 우수하여 더욱 조밀한 코팅층의 형성이 가능하고, 이에 따라 약물전달체가 체내 표적 부위에 도달하기까지 약물의 조기 누출 없이 높은 안정성을 유지하면서 약물을 전달할 수 있다.In addition, the weight average molecular weight of the second polymer may be 1,000 g/mol or more, specifically 5,000 to 1,000,000 g/mol, and more specifically 10,000 to 500,000 g/mol, but is not limited thereto. When using the second polymer in the above range, it is possible to form a more dense coating layer due to excellent interaction with the first polymer, and thus, high stability without premature drug leakage until the drug delivery system reaches the target site in the body. You can deliver drugs while maintaining.

본 발명의 일 양태에서, 상기 효소는 약물전달체 코팅층에 대한 분해활성을 가지는 것으로서, 약물전달체가 표적 부위에 도달 시 이를 효소 처리함에 따라 코팅층의 분해를 유발하여 담지된 약물의 방출을 가능하게 한다. 상기 효소로서 구체적인 예를 들면, 각각 리그닌 및 탄닌산에 분해활성을 가지는 락카아제(laccase) 및 탄나아제(tannase)를 들 수 있으며, 상기 효소는 세포독성이 없고 인체에 무해하다. 구체적으로, 상기 락카아제는 리그닌의 히드록시기를 빠르게 산화시키며, 탄나아제는 탄닌산의 에스테르 결합을 가수분해시켜 갈산(gallic acid) 및 글루코오스(glucose)로 분해한다. 이에 따라, 상기 리그닌 또는 탄닌산을 포함하는 코팅층이 효소에 의해 신속히 분해됨으로써 표적 부위에서의 빠른 약물 방출이 가능하다.In one aspect of the present invention, the enzyme has a decomposition activity for the drug delivery carrier coating layer, and when the drug delivery carrier reaches the target site, the enzyme treatment causes the coating layer to be decomposed, thereby enabling the release of the supported drug. Specific examples of the enzymes include laccase and tannase having decomposing activities on lignin and tannic acid, respectively, and the enzyme is not cytotoxic and harmless to the human body. Specifically, the laccase rapidly oxidizes the hydroxy group of lignin, and the tannase hydrolyzes the ester bond of tannic acid to decompose it into gallic acid and glucose. Accordingly, the coating layer containing lignin or tannic acid is rapidly decomposed by enzymes, thereby enabling rapid drug release at the target site.

본 발명에 따른 약물전달체 및 효소를 포함하는 약물전달체 키트는 식물 유래 고분자인 리그닌 또는 탄닌산을 사용하여 코어를 둘러싸는 조밀한 코팅층을 형성함에 따라, 약물전달체가 체내에서 자연적으로 분해되지 못하고 표적 부위에 도달하기까지 약물의 누출을 방지하는 효과가 우수하다. 뿐만 아니라, 상기 코팅층에 대한 분해활성을 가지는 효소를 이용함으로써 약물전달체의 약물 거동을 조절할 수 있다.The drug delivery system kit comprising a drug delivery system and an enzyme according to the present invention uses a plant-derived polymer such as lignin or tannic acid to form a dense coating layer surrounding the core, so that the drug delivery system is not naturally degraded in the body and is The effect of preventing the leakage of the drug until it reaches is excellent. In addition, it is possible to control the drug behavior of the drug delivery system by using an enzyme having decomposition activity for the coating layer.

종래 EGCG(epigallocatechin gallate)와 같은 저분자 페놀계 물질을 코팅층으로 포함하는 약물전달체의 경우 체내에서 쉽게 분해됨에 따라 표적 부위에 도달하기 전에 약물이 모두 방출되거나, 표적 부위에 도달하더라도 약물전달체에 자극을 가하기 어려웠다. 그러나 본 발명에 따른 약물전달체 키트는 약물의 빠른 방출(burst effect)를 억제하고, 병변 부위에서 약물 방출의 조절이 어려운 문제점을 해결하며, 효소의 투입을 통한 약물의 방출 조절이 가능한 스마트한 약물 방출을 구현하는 약물전달 시스템을 제공한다.In the case of a drug delivery system containing a conventional low-molecular phenolic substance such as EGCG (epigallocatechin gallate) as a coating layer, as it is easily decomposed in the body, all drugs are released before reaching the target site, or even if it reaches the target site, stimulation to the drug delivery system is performed. It was difficult. However, the drug delivery system kit according to the present invention suppresses the rapid release of the drug (burst effect), solves the problem that it is difficult to control the drug release at the lesion site, and is capable of controlling the release of the drug through the introduction of enzymes. It provides a drug delivery system that implements.

또한 본 발명에 따른 약물전달체는 저분자 페놀계 물질이 아닌, 상기 범위의 중량평균분자량 범위를 가지는 비교적 고분자량의 효소 분해성 페놀계 물질을 사용함에 따라, 이온성 펩타이드와의 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용이 증대되며, 이를 코어 표면에 교차 적층시켜 다층박막을 형성함으로써 매우 조밀한 코팅층의 형성이 가능하다. 이에 따라, 약물전달체가 표적 부위에 도달하기 전까지 약물 방출을 억제하는 효과가 보다 향상된다.In addition, the drug delivery system according to the present invention is not a low-molecular phenolic material, but a relatively high molecular weight enzymatically degradable phenolic material having a weight average molecular weight range of the above range, so that electrostatic and hydrophobic interactions with ionic peptides are used. The effect is increased, and it is possible to form a very dense coating layer by forming a multilayer thin film by cross-laminating it on the surface of the core. Accordingly, the effect of inhibiting drug release until the drug delivery system reaches the target site is further improved.

더욱이, 상기와 같은 식물 유래의 효소 분해성 페놀계 고분자를 사용함에 따라, 약물전달체가 생체 내에서 자발적으로 분해되지 않고 효소 처리 시에만 분해되므로, 표적 부위에 도달하기 전까지는 약물 방출이 이루어지지 않으면서 효소 처리 시에는 상기 효소 분해성 페놀계 고분자가 분해되면서 담지된 약물이 한꺼번에 방출될 수 있어, 치료효과를 극대화시킬 수 있다.Moreover, as the above-described plant-derived enzyme-degradable phenolic polymer is used, the drug delivery system is not spontaneously degraded in vivo, but decomposed only upon enzymatic treatment, so that the drug is not released until the target site is reached. During enzymatic treatment, as the enzyme-degradable phenolic polymer is decomposed, the supported drugs may be released at once, thereby maximizing the therapeutic effect.

본 발명의 바람직한 일 양태에 따른 약물전달체는 제2고분자 전해질 내 효소 분해성 페놀계 고분자의 종류에 따라, 젤라틴을 포함하는 제1고분자 전해질 및 리그닌을 포함하는 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층이 코어를 둘러싼 제1양태; 또는 젤라틴을 포함하는 제1고분자 전해질 및 탄닌산을 포함하는 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층이 코어를 둘러싼 제2양태;일 수 있다.The drug delivery system according to a preferred embodiment of the present invention is a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte including gelatin and a second polymer electrolyte including lignin are cross-laminated according to the type of the enzyme-degradable phenolic polymer in the second polymer electrolyte. A first aspect in which a coating layer made of surrounds the core; Alternatively, a coating layer made of a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte including gelatin and a second polymer electrolyte including tannic acid are cross-stacked is a second aspect surrounding the core.

본 발명의 일 양태에 따른 약물전달체 키트는 상기 제1양태의 약물전달체 및 락카아제 효소를 포함하는 것으로, 상기 약물전달체가 효소와 접촉 시 pH 6.5 내지 9의 범위에서는 약물 방출이 억제되고, pH 4 내지 6의 범위에서 약물이 신속히 방출되는 것을 특징으로 하는 것이다.The drug delivery system kit according to an aspect of the present invention comprises the drug delivery system of the first aspect and a laccase enzyme, and when the drug delivery system is in contact with the enzyme, drug release is inhibited in the range of pH 6.5 to 9, and pH 4 It is characterized in that the drug is rapidly released in the range of 6 to.

상기 락카아제 효소는 비교적 산성 조건에서 리그닌에 대한 분해활성이 우수하며, 이에 따라 pH 4 내지 6, 구체적으로 pH 4.5 내지 5.5 범위에서 리그닌을 포함하는 코팅층을 분해하고 담지된 약물을 신속히 방출한다. 반면, 비교적 염기성 조건인 pH 6.5 내지 9, 구체적으로 pH 7 내지 8 범위에서는 리그닌에 대한 효소의 분해활성이 낮아 코팅층의 분해 없이 약물전달체가 안정적인 구조를 유지하며, 이에 따라, 약물의 방출이 억제되고 충분한 양의 약물을 표적 부위에 효과적으로 전달할 수 있다.The laccase enzyme has excellent degrading activity for lignin in a relatively acidic condition, and thus decomposes the coating layer containing lignin in the range of pH 4 to 6, specifically pH 4.5 to 5.5, and rapidly releases the supported drug. On the other hand, in the relatively basic conditions of pH 6.5 to 9, specifically in the pH range of 7 to 8, the decomposition activity of the enzyme for lignin is low, so that the drug delivery system maintains a stable structure without decomposition of the coating layer, and accordingly, the release of the drug is suppressed. A sufficient amount of drug can be effectively delivered to the target site.

또한, 상기 제2양태의 약물전달체 및 탄나아제 효소를 포함하는 약물전달체 키트는 상기 제1양태의 약물전달체와 동일하게, 탄나아제 효소와 접촉 시 pH 6.5 내지 9의 범위에서는 약물 방출이 억제되고, pH 4 내지 6의 범위에서 약물이 신속히 방출되는 것을 특징으로 한다. 또한, 제2양태의 약물전달체 내 탄닌산의 경우, pH 7 이상에서 스스로 산화(self-oxidation)되는 특성을 가짐에 따라 상기 pH 범위에서 코팅층이 자체 분해되어 약물을 방출할 수 있다.In addition, the drug delivery system kit comprising the drug delivery system of the second aspect and the tannase enzyme is the same as the drug delivery system of the first aspect, and when contacted with the tannase enzyme, drug release is suppressed in the range of pH 6.5 to 9 It is characterized in that the drug is rapidly released in the range of pH 4 to 6. In addition, in the case of tannic acid in the drug delivery system of the second aspect, since it has a property of self-oxidation at a pH of 7 or higher, the coating layer is self-decomposed in the pH range to release the drug.

상기 효소는 비한정적인 일 예로, 약물전달체 내부에 포함될 수 있다. 약물전달체 내부에 효소가 포함됨으로써 약물전달체가 산성 환경에 노출될 경우 효소가 분해활성을 가지게 되며, 약물전달체의 코팅층의 분해를 유발하여 담지된 약물의 방출을 가능하게 할 수 있다. 다른 비한정적인 일 예로, 상기 효소는 경구 및 비경구 등의 다양한 경로로 투여될 수 있으며, 예를 들면, 경구, 경피, 직장, 정맥, 근육, 피하, 자궁내 경막 또는 뇌혈관내 주사에 의해 투여될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 구체적으로 예를 들어, 약물전달체 및 효소로 이루어진 약물전달체 키트를 경구 투입하는 경우, 중성 조건을 가지는 구강 내에서는 제1양태의 약물전달체가 안정적인 구조를 유지하며 식도를 통해 위에 도달할 수 있다. 위에 도달한 약물전달체 키트는 산성 조건인 위에서 효소의 분해 활성이 발현됨에 따라 약물전달체의 코팅층이 분해되며 약물을 방출할 수 있다. 상기 약물전달체 키트는 위염 등 위 관련 질병을 치료하는 경구 투여약으로 적용되어 우수한 치료 효과를 나타낼 수 있다.As a non-limiting example, the enzyme may be included in the drug delivery system. When the drug delivery system is exposed to an acidic environment, the enzyme has decomposition activity by including the enzyme inside the drug delivery system, and it may cause the decomposition of the coating layer of the drug delivery system, thereby enabling the release of the supported drug. As another non-limiting example, the enzyme may be administered by various routes such as oral and parenteral, for example, oral, transdermal, rectal, intravenous, intramuscular, subcutaneous, intrauterine dura mater or cerebrovascular injection. It may be administered, but is not limited thereto. Specifically, for example, when a drug delivery system kit consisting of a drug delivery system and an enzyme is orally injected, the drug delivery system of the first embodiment maintains a stable structure in the oral cavity having a neutral condition and can reach the stomach through the esophagus. The drug delivery system kit reached above can release the drug by decomposing the coating layer of the drug delivery system as the enzyme's degrading activity is expressed in the stomach, which is an acidic condition. The drug delivery kit may be applied as an oral drug to treat gastric-related diseases such as gastritis, and thus exhibit excellent therapeutic effects.

또한, 약물전달체 키트의 비경구 투여 방법으로 예를 들어, 정맥 주사를 통해 약물전달체 키트를 체내에 투입하는 경우, 약물전달체가 혈관을 따라 이동하면서 pH 6.5 내지 7인 일반 조직 세포에서는 코팅층의 분해에 따른 약물의 조기 방출 없이 안정적인 구조를 유지할 수 있다. 반면, 상기 약물전달체가 비교적 산성 조건인 pH 5 내지 6의 암 조직 세포에 도달하였을 경우에는 효소의 분해 활성이 발현되면서 코팅층이 분해되어 약물을 신속히 방출할 수 있다. 이를 통해, 암에 표적 지향성을 가지는 약물전달체 키트로 사용되어 암 세포의 선택적인 사멸을 유도하고, 항암제의 부작용을 최소화하는 동시에 암치료 효과를 극대화시킬 수 있다.In addition, when the drug delivery system kit is injected into the body as a parenteral administration method of the drug delivery system kit, for example, through an intravenous injection, the drug delivery system moves along the blood vessels and in general tissue cells having a pH of 6.5 to 7, the coating layer is decomposed. It can maintain a stable structure without the early release of the drug accordingly. On the other hand, when the drug delivery system reaches cancer tissue cells having a pH of 5 to 6, which is a relatively acidic condition, the coating layer is decomposed while the enzyme decomposition activity is expressed, so that the drug can be rapidly released. Through this, it can be used as a drug delivery kit having target-oriented cancer to induce selective death of cancer cells, minimize side effects of anticancer drugs, and maximize cancer treatment effects.

이 때, 상기 효소는 약물전달체와 동시에 투입될 수 있고, 또는 약물전달체에 봉입될 수 있으며, 또는 약물전달체의 투입 후에 투입되는 것일 수 있다. 상기 효소의 생체 이용율을 향상시키기 위해 효소에 폴리에틸렌글리콜(polyethylene glycol)을 공유결합, 즉 페길레이션(PEGylation)시킨 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 이를 통해 효소의 체내 소실율을 감소시키고 안정성을 높여 질병에 대한 치료를 효과적으로 수행할 수 있다.In this case, the enzyme may be injected simultaneously with the drug delivery system, or may be enclosed in the drug delivery system, or may be injected after the drug delivery system is introduced. In order to improve the bioavailability of the enzyme, polyethylene glycol may be covalently bonded to the enzyme, that is, PEGylated, but is not limited thereto. Through this, it is possible to effectively treat diseases by reducing the rate of loss of enzymes in the body and increasing stability.

상기 약물은 친수성, 소수성, 수용성 및 지용성 약물 등을 제한 없이 사용할 수 있으며, 예를 들어 저분자 합성 화합물, 저분자 천연 화합물, 펩타이드, 단백질, 항체, 치료용 DNA, SiRNA 또는 상기 약물과 다른 화합물과의 복합체일 수도 있다. 상기 복합체는 저분자 합성 화합물과 부형제와의 혼합물, 저분자 합성 화합물과 고분자와의 물리적 복합체(complex) 또는 화학적 복합체(polymer-drug conjugate), 펩타이드와 합성 고분자와의 정전기적 복합체(polyion complex), 엑소좀에 함입된 단백질, 치료용 DNA와 양이온성 고분자와의 정전기적 복합체(polyion complex) 등을 들 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.The drug may be used without limitation, such as hydrophilic, hydrophobic, water-soluble and fat-soluble drugs, for example, low-molecular synthetic compounds, low-molecular natural compounds, peptides, proteins, antibodies, therapeutic DNA, SiRNA, or complexes of the drug and other compounds. May be. The complex is a mixture of a low-molecular synthetic compound and an excipient, a physical or chemical complex of a low-molecular synthetic compound and a polymer, or a polymer-drug conjugate, an electrostatic complex of a peptide and a synthetic polymer, and exosomes. Proteins, therapeutic DNA, and cationic polymers, but are not limited thereto.

또한, 본 발명은 중공형 약물전달체의 제조방법을 제공한다.In addition, the present invention provides a method of manufacturing a hollow drug delivery system.

본 발명에 따른 중공형 약물전달체의 제조방법은, (a) 다공성 무기입자의 표면에 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 교차 적층하여 다층박막 코팅층이 형성된 복합입자를 제조하는 단계; 및 (b) 상기 복합입자로부터 상기 다공성 무기입자를 용해하여 중공형 코어를 형성하는 단계;를 포함한다.The method of manufacturing a hollow drug delivery system according to the present invention includes the steps of: (a) cross-laminating a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte on the surface of a porous inorganic particle to prepare a composite particle having a multilayer thin film coating layer; And (b) dissolving the porous inorganic particles from the composite particles to form a hollow core.

상기 (a) 단계는 다공성 무기입자로 이루어진 코어 표면에 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질을 이용하여 코팅층을 형성하는 단계로, 제1고분자 전해질에 다공성 무기입자를 투입하고 혼합하여 상기 다공성 무기입자 표면에 제1고분자를 부착시키는 것일 수 있다. 구체적으로 예를 들어, 다공성 CaCO₃입자를 코어로 사용하는 경우, 표면이 음전하를 띄는 CaCO₃입자를 제1고분자 전해질인 젤라틴 수용액에 첨가하고 공지의 쉐이커를 사용하여 혼합함으로써, 코어 표면에 양이온성 젤라틴을 부착시킬 수 있다. The step (a) is a step of forming a coating layer using the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte on the surface of the core made of porous inorganic particles. Porous inorganic particles are added to the first polymer electrolyte and mixed to form the porous inorganic particles. It may be to attach the first polymer to the particle surface. Specifically, for example, when porous CaCO ₃ particles are used as the core, CaCO ₃ particles having a negative charge on the surface are added to an aqueous gelatin solution, which is a first polymer electrolyte, and mixed using a known shaker to provide cationic properties on the core surface. Gelatin can be attached.

이어서, 젤라틴이 부착된 코어를 원심분리 및 세척한 후 제2고분자 전해질인 리그닌 또는 탄닌산 수용액에 투입 및 혼합하여 리그닌 또는 탄닌산을 적층시킬 수 있다. 구체적으로, 상기 리그닌 및 탄닌산 내 히드록시기와 표면에 부착된 젤라틴의 양이온기와 정전기적 상호작용 및 리그닌 및 탄닌산의 페놀기와 젤라틴의 프롤린간의 소수성 상호작용에 의한 복합화를 통해, 젤라틴과 리그닌 또는 탄닌산이 교차 적층된 다층박막의 코팅층을 형성할 수 있다.이 때, 상기 교차 적층은 1회 이상, 구체적으로 2 내지 10회 반복 수행될 수 있으나, 상기 방법으로 제한되는 것은 아니다.Subsequently, after centrifugation and washing of the gelatin-attached core, lignin or tannic acid may be stacked by adding and mixing in an aqueous solution of lignin or tannic acid, which is a second polymer electrolyte. Specifically, gelatin and lignin or tannic acid are cross-stacked through complexing by electrostatic interaction with the hydroxy group in the lignin and tannic acid with the cationic group of gelatin attached to the surface, and the hydrophobic interaction between the phenol group of lignin and tannic acid and the proline of gelatin. In this case, the cross-lamination may be repeated one or more times, specifically 2 to 10 times, but is not limited to the above method.

또한, 상기 (a) 단계는 pH를 조절하여 수행되는 것일 수 있으며, 예를 들어 본 발명의 제1양태에 따른 약물전달체의 경우, pH 7 내지 9에서 젤라틴은 전하를 띄지 않고 리그닌은 히드록시기에 따른 약한 음전하를 나타내므로, 상기 pH 범위에서 젤라틴과 리그닌 간의 소수성 상호작용에 의한 복합화를 통해 코팅층을 형성할 수 있다.In addition, the step (a) may be performed by adjusting the pH, for example, in the case of the drug delivery system according to the first aspect of the present invention, gelatin does not have a charge at pH 7 to 9, and lignin is dependent on the hydroxy group. Since it exhibits a weak negative charge, it is possible to form a coating layer through complexation by hydrophobic interaction between gelatin and lignin in the above pH range.

또한, 본 발명의 제2양태에 따른 약물전달체의 경우, pH 4.5 내지 5.5에서 코팅층 내 젤라틴은 양전하를 띄며, 탄닌산은 음전하를 띄므로, 상기 pH 범위에서 젤라틴과 탄닌산 간의 정전기적 상호작용에 의한 복합화를 통해 코팅층을 형성할 수 있다.In addition, in the case of the drug delivery system according to the second aspect of the present invention, at pH 4.5 to 5.5, gelatin in the coating layer has a positive charge, and tannic acid has a negative charge, so that the complexization by electrostatic interaction between gelatin and tannic acid in the above pH range Through it can form a coating layer.

상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질의 농도는 0.1 내지 10 mg/mL, 구체적으로 0.5 내지 5 mg/mL인 것일 수 있으며, 제조된 복합입자는 다공성 무기입자 100 중량부에 대하여 제1고분자 및 제2고분자를 각각 1 내지 10 중량부, 구체적으로 2 내지 5 중량부 포함하는 것일 수 있으나, 상기 범위로 제한되는 것은 아니다. The concentration of the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte may be 0.1 to 10 mg/mL, specifically 0.5 to 5 mg/mL, and the prepared composite particles include a first polymer and a polymer based on 100 parts by weight of the porous inorganic particles. Each of the second polymer may be 1 to 10 parts by weight, specifically 2 to 5 parts by weight, but is not limited to the above range.

상기 (b) 단계는 킬레이트제를 이용하여 다공성 무기입자를 용해하여 속이 빈 중공형의 코어로 제조하는 단계로서, 구체적인 예를 들면 킬레이트제를 포함하는 수용액으로 상기 복합입자를 처리하여 CaCO₃입자 내 칼슘(Ca²⁺) 이온을 킬레이트 결합시켜 다공성 CaCO₃입자를 용해하는 것일 수 있다. 이 때, 상기 킬레이트 수용액의 농도는 0.01 내지 10 M, 구체적으로 0.1 내지 5 M인 것일 수 있으며, pH 6.5 내지 8인 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 킬레이트 수용액을 이용한 다공성 무기입자의 용해 후 원심분리 및 세척을 통해 중공형 코어 및 제1고분자와 제2고분자가 교차 적층된 다층박막의 코팅층을 포함하는 중공형 약물전달체 입자를 제조할 수 있다. 본 발명의 일 양태에 따른 약물전달체는 상기 속이 빈 중공형 코어를 포함함에 따라, 코어 내 약물의 담지량을 현저히 향상시킬 수 있으며, 담지된 약물은 코팅층에 의해 안정적으로 체내에서 이동이 가능하여 표적 부위로 충분한 양의 약물을 도달시킬 수 있다.The step (b) comprising the steps of screwing made of the core of the empty hollow to dissolve the porous inorganic particles using a chelating agent, and processing the composite particles with an aqueous solution, for a concrete example comprises a chelating agent within the CaCO ₃ particles It may be to dissolve _{the porous CaCO 3} particles by chelate bonding of calcium (Ca ^{2+) ions.} In this case, the concentration of the chelate aqueous solution may be 0.01 to 10 M, specifically 0.1 to 5 M, and may be a pH of 6.5 to 8, but is not limited thereto. After dissolving the porous inorganic particles using a chelate aqueous solution, a hollow drug delivery body particle including a hollow core and a multilayer thin film coating layer in which the first and second polymers are cross-laminated can be prepared through centrifugation and washing. As the drug delivery system according to an aspect of the present invention includes the hollow hollow core, the amount of drug loaded in the core can be remarkably improved, and the supported drug can be stably moved in the body by the coating layer, so that the target site It is possible to reach a sufficient amount of the drug.

상기 중공형 약물전달체의 제조방법은 상기 다공성 무기입자의 기공에 약물을 함유시키는 단계를 더 포함하는 것일 수 있다. 구체적으로, 다공성 무기입자의 기공에 약물을 함유하는 단계는 상기 (a) 단계 이전에 수행하는 것일 수 있으며, 이 경우 소수성 약물이 분산된 용액에 다공성 무기입자를 투입하여 교반함으로써 소수성 상호작용에 의해 약물이 다공성 무기입자 기공에 담지될 수 있다. 이어서, 상기 약물이 담지된 다공성 무기입자를 이용하여 (a) 단계에서 다공성 무기입자 표면에 코팅층을 형성하여 복합입자를 제조한 후, (b) 단계에서 다공성 무기입자를 용해시킴에 따라, 코어에 소수성 약물이 담지된 중공형 약물전달체 입자를 제조할 수 있으나, 상기 방법으로 제한하는 것은 아니다.The method of manufacturing the hollow drug delivery system may further include the step of including a drug in the pores of the porous inorganic particles. Specifically, the step of containing the drug in the pores of the porous inorganic particle may be performed prior to step (a). In this case, the porous inorganic particle is added to the solution in which the hydrophobic drug is dispersed and stirred, thereby causing a hydrophobic interaction. The drug may be carried in the pores of the porous inorganic particles. Subsequently, the composite particles were prepared by forming a coating layer on the surface of the porous inorganic particles in step (a) using the porous inorganic particles supported with the drug, and then dissolving the porous inorganic particles in step (b). Hollow drug delivery particles carrying a hydrophobic drug may be prepared, but the method is not limited thereto.

또한, 약물이 친수성인 경우, (a) 및 (b) 단계를 통해 중공형 코어를 형성시킨 후 이를 친수성 약물이 분산된 수용액에 투입하여 교반함으로써 약물을 중공형 코어 및 코팅층에 담지시킬 수 있다. 또한, 상기 약물이 분산된 용액 및 수용액 내 약물의 함량은 0.01 내지 5 중량%, 구체적으로 0.01 내지 3 중량%인 것일 수 있으나, 상기 범위로 제한되는 것은 아니다.In addition, when the drug is hydrophilic, a hollow core is formed through steps (a) and (b), and then the drug can be supported on the hollow core and the coating layer by adding it to an aqueous solution in which the hydrophilic drug is dispersed and stirring. In addition, the content of the drug in the solution and aqueous solution in which the drug is dispersed may be 0.01 to 5% by weight, specifically 0.01 to 3% by weight, but is not limited to the above range.

또한 본 발명은 코어 및 상기 코어를 둘러싸며 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질이 교차 적층된 다층박막으로 이루어지는 코팅층을 포함하며, 상기 제1고분자 전해질 및 제2고분자 전해질은 정전기적 상호작용 및 소수성 상호작용으로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 이상의 인력에 의해 복합화되는 것을 특징으로 하는 약물전달체를 투여하여 병변 부위에 전달하는 단계; 및 상기 약물전달체를 효소로 처리하는 단계;를 포함하는 질병의 치료방법을 제공한다. In addition, the present invention includes a coating layer comprising a core and a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte and a second polymer electrolyte are cross-laminated, and the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte are electrostatically interacted and hydrophobic. Administering a drug delivery system, characterized in that it is complexed by one or more personnel selected from the group consisting of interactions, and delivering it to the lesion site; And treating the drug delivery system with an enzyme.

구체적으로, 상기와 같이 약물을 담지한 약물전달체를 효소와 함께 경구 및 비경구 등 다양한 경로로 체내에 투입하거나, 상기 약물전달체와 효소를 각각 투입하여 병변 부위로 전달한 후, 병변 부위에서의 pH 변화에 따라 발현되는 효소의 코팅층 분해를 이용하여 약물의 방출을 유도할 수 있다. 보다 구체적으로, 상기 약물전달체는 체내의 pH 6.5 내지 9의 범위를 가지는 부위에서는 안정적인 구조를 유지함에 따라 약물 방출이 억제되어 약물의 부작용을 최소화하고, pH 4 내지 6의 범위를 가지는 병변 부위에서는 분해활성을 가지는 효소에 의해 코팅층이 분해되어 약물이 신속히 방출됨에 따라 질병의 치료효과를 향상시킬 수 있다.Specifically, the drug delivery system carrying the drug as described above is injected into the body by various routes such as oral and parenteral along with the enzyme, or the drug delivery system and the enzyme are respectively injected and delivered to the lesion site, and then the pH change at the lesion site. The release of the drug can be induced by using the decomposition of the coating layer of the enzyme expressed according to the following. More specifically, the drug delivery system maintains a stable structure at a site in the range of pH 6.5 to 9 in the body, thereby inhibiting drug release, minimizing side effects of the drug, and decomposition at the site of a lesion having a pH range of 4 to 6. As the coating layer is decomposed by the active enzyme and the drug is rapidly released, the therapeutic effect of the disease can be improved.

상기 질병은 암, 염증성 질병, 피부 질병, 대사성 질병에서 선택되는 어느 하나인 것일 수 있으며, 바람직하게는 비교적 산성 pH 범위를 갖는 암 조직 세포에 적용, 암을 치료하는데 활용될 수 있다. 상기 암으로서 구체적인 예를 들면, 피부암, 흑색종, 위암, 식도암, 결장암, 직장결장암, 췌장암, 대장암, 직장암, 담관암, 간암, 뇌종양, 백혈병, 육종, 골암, 유방암, 갑상선암, 폐암, 자궁암, 자궁경부암, 자궁내막암, 전립선암, 두경부암, 방광암, 내분비선암, 요도암, 난소암, 고환암, 신장암, 방광암, 전립선암 및 림프종 등을 들 수 있다. 상기와 같이 약물전달체를 암 치료에 적용하는 경우, pH 6.5 내지 7인 일반 조직 세포에서는 약물의 조기 방출 없이 안정적으로 약물을 전달하고, 비교적 산성 조건인 pH 5 내지 6의 암 조직 세포에 도달 시에는 pH 변화에 따라 효소의 분해 활성이 발현되면서 코팅층이 분해되어, 약물을 신속히 방출하는 특성을 나타낼 수 있다. 이를 통해, 암에 표적 지향성을 가지는 약물전달체로 사용되어 암 세포의 선택적인 사멸을 유도하고, 항암제의 부작용을 최소화하는 동시에 암 치료 효과를 극대화시킬 수 있다.The disease may be any one selected from cancer, inflammatory disease, skin disease, and metabolic disease, and may preferably be applied to cancer tissue cells having a relatively acidic pH range, and used to treat cancer. Specific examples of the cancer include skin cancer, melanoma, gastric cancer, esophageal cancer, colon cancer, rectal colon cancer, pancreatic cancer, colon cancer, rectal cancer, bile duct cancer, liver cancer, brain tumor, leukemia, sarcoma, bone cancer, breast cancer, thyroid cancer, lung cancer, uterine cancer, uterus Cervical cancer, endometrial cancer, prostate cancer, head and neck cancer, bladder cancer, endocrine adenocarcinoma, urethral cancer, ovarian cancer, testicular cancer, kidney cancer, bladder cancer, prostate cancer, and lymphoma. When the drug delivery system is applied to cancer treatment as described above, the drug is stably delivered without early release of the drug in general tissue cells with a pH of 6.5 to 7, and when it reaches cancer tissue cells with a relatively acidic condition of pH 5 to 6, As the decomposition activity of the enzyme is expressed as the pH changes, the coating layer is decomposed, and the drug can be rapidly released. Through this, it is used as a drug delivery system having target-oriented cancer to induce selective death of cancer cells, minimize side effects of anticancer drugs, and maximize cancer treatment effects.

이하 실시예 및 비교예를 바탕으로 본 발명을 더욱 상세히 설명한다. 다만 하기 실시예 및 비교예는 본 발명을 더욱 상세히 설명하기 위한 하나의 예시일 뿐, 본 발명이 하기 실시예 및 비교예에 의해 제한되는 것은 아니다. Hereinafter, the present invention will be described in more detail based on Examples and Comparative Examples. However, the following Examples and Comparative Examples are only one example for describing the present invention in more detail, and the present invention is not limited by the following Examples and Comparative Examples.

[제조예 1] 다공성 무기입자의 제조[Preparation Example 1] Preparation of porous inorganic particles

다공성 무기입자는 공침법(co-precipitation method)를 이용하여 제조하였다. 0.33 M의 CaCl₂(Sigma-Aldrich) 및 Na₂CO₃(Sigma-Aldrich) 수용액을 1:1 부피비로 혼합하고, 30 초간 600 rpm으로 교반하였다. 이어서, 10,000 rpm에서 2 분간 원심분리한 후, 증류수로 2 번 세척하여 미반응 이온 및 잔류물을 제거하여 다공성의 CaCO₃ 입자를 얻었다. 이어서, 다공성 CaCO₃ 입자를 1 일간 감압 하에 동결건조하여 재결정화를 방지하였으며, 이를 통해 얻어진 다공성 CaCO₃ 입자는 평균입경이 4 μm이었다. Porous inorganic particles were prepared using a co-precipitation method. 0.33 M CaCl ₂ (Sigma-Aldrich) and Na ₂ CO ₃ (Sigma-Aldrich) aqueous solution were mixed in a 1:1 volume ratio, and stirred at 600 rpm for 30 seconds. Subsequently, after centrifugation at 10,000 rpm for 2 minutes, it was washed twice with distilled water to remove unreacted ions and residues to obtain _{porous CaCO 3 particles.} Subsequently, the porous CaCO ₃ particles were lyophilized under reduced pressure for 1 day to prevent recrystallization, and the porous CaCO ₃ particles obtained through this method had an average particle diameter of 4 μm.

[제조예 2] 평면 기재 상 약물전달체의 제조-1[Preparation Example 2] Preparation of a drug delivery system on a flat substrate-1

다이메틸술폭시드(DMSO) 1 mL에서 20 mg/mL 농도의 젤라틴(돼지 피부 유래 젤라틴, Type A, Sigma-Aldrich) 용액(pH 11) 및 FITC를(fluorescein isothiocyanate isomer I, Sigma-Aldrich)를 37℃에서 밤새 격렬하게 교반한 후, PBS(phosphate-buffered saline, PBS)에서 5일 간 투석시켜 FITC-접합된(conjugated) 젤라틴을 제조하였다.Gelatin (gelatin derived from pig skin, Type A, Sigma-Aldrich) solution (pH 11) and FITC (fluorescein isothiocyanate isomer I, Sigma-Aldrich) at a concentration of 20 mg/mL in 1 mL of dimethyl sulfoxide (DMSO) were added 37 After vigorously stirring at °C overnight, FITC-conjugated gelatin was prepared by dialysis for 5 days in phosphate-buffered saline (PBS).

도 1과 같이, QCM(Quartz Crystal Microbalance)용 실리콘 웨이퍼를 2 분간 산소 플라즈마로 처리하여 음으로 대전된 표면을 형성시킨 후, 실리콘 웨이퍼를 1 mg/mL 농도의 FITC-접합된 젤라틴 수용액 100 mL에 5 분간 침지시켜 젤라틴 층을 형성시킨 후, 탈이온수(DI water)로 1 분씩 2회 세척하였다. 이어서, 젤라틴 층이 적층된 기재를 1 mg/mL 농도로 1X phosphate-buffered saline(PBS, pH 7.4)에 용해된 알칼리 리그닌(lignin, 중량평균분자량: 20,000 g/mol, Sigma-Aldrich)에 5 분간 침지시켜 젤라틴 층과 소수성 상호작용으로 형성된 리그닌 층(제조예 2)을 적층시킨 후, 동일하게 세척하였다. 이어서, 젤라틴 및 리그닌을 3회 교차 적층시켜 다층박막으로 이루어진 코팅층을 제조하였다.1, a silicon wafer for QCM (Quartz Crystal Microbalance) was treated with oxygen plasma for 2 minutes to form a negatively charged surface, and then the silicon wafer was added to 100 mL of a FITC-conjugated gelatin solution at a concentration of 1 mg/mL. After immersing for 5 minutes to form a gelatin layer, it was washed twice with DI water for 1 minute each. Subsequently, the substrate on which the gelatin layer was laminated was dissolved in 1X phosphate-buffered saline (PBS, pH 7.4) at a concentration of 1 mg/mL in alkaline lignin (lignin, weight average molecular weight: 20,000 g/mol, Sigma-Aldrich) for 5 minutes. The gelatin layer and the lignin layer formed by hydrophobic interaction by immersion (Preparation Example 2) were laminated, followed by washing in the same manner. Then, gelatin and lignin were stacked three times to prepare a coating layer made of a multilayer thin film.

[제조예 3] 평면 기재 상 약물전달체의 제조-2[Preparation Example 3] Preparation of a drug delivery system on a flat substrate-2

상기 제조예 2에서, 알칼리 리그닌을 1 mg/mL 농도로 탈이온수(pH 5)에 용해된 탄닌산(tannic acid, TA, 중량평균분자량:1,701 g/mol, Sigma-Aldrich)으로 변경한 것을 제외하고는 동일하게 실시하여, 실리콘 웨이퍼 기재에 젤라틴 및 탄닌산이 정전기적 상호작용으로 3회 교차 적층되어 형성된 다층박막으로 이루어진 코팅층을 제조하였다.In Preparation Example 2, except that alkali lignin was changed to tannic acid (tannic acid, TA, weight average molecular weight: 1,701 g/mol, Sigma-Aldrich) dissolved in deionized water (pH 5) at a concentration of 1 mg/mL. In the same manner, a coating layer made of a multilayer thin film formed by cross-stacking gelatin and tannic acid three times by electrostatic interaction on a silicon wafer substrate was prepared.

[제조예 4] 중공형 약물전달체의 제조-1[Production Example 4] Preparation of a hollow drug delivery system-1

상기 제조예 1의 다공성 CaCO₃ 입자 40 mg을 1 mg/mL 농도의 FITC-접합된 젤라틴 수용액 100 mL에 투입하여 2,000 rpm에서 5 분간 마이크로 튜브 쉐이커를 이용하여 상기 입자 표면에 젤라틴을 부착시켰다. 이어서, 젤라틴층이 형성된 입자를 10,000 rpm에서 2 분간 원심분리 한 후 상등액을 제거하고, 탈이온수로 1 분간 2회 세척하였다. 이를 1 mg/mL 농도로 1X phosphate-buffered saline(PBS, pH 7.4)에 용해된 알칼리 리그닌(lignin, 중량평균분자량:175,000 g/mol, Sigma-Aldrich)에 5 분간 침지시켜 젤라틴층과 소수성 상호작용을 통한 리그닌층을 형성시킨 후 동일하게 세척하였다. 상기 젤라틴 및 리그닌층의 적층을 3회 반복하여 젤라틴 및 리그닌이 3회 교차 적층된 다층박막으로 이루어진 코팅층 형성, 다공성 CaCO₃ 입자로 이루어진 코어 및 이를 둘러싸는 코팅층을 포함하는 약물전달체를 제조하였다.40 mg of the porous CaCO ₃ particles of Preparation Example 1 were added to 100 mL of an aqueous FITC-conjugated gelatin solution having a concentration of 1 mg/mL, and gelatin was adhered to the surface of the particles using a micro tube shaker at 2,000 rpm for 5 minutes. Subsequently, after centrifuging the particles on which the gelatin layer was formed for 2 minutes at 10,000 rpm, the supernatant was removed, and washed twice for 1 minute with deionized water. It is immersed in alkaline lignin (lignin, weight average molecular weight: 175,000 g/mol, Sigma-Aldrich) dissolved in 1X phosphate-buffered saline (PBS, pH 7.4) at a concentration of 1 mg/mL for 5 minutes to interact with the gelatin layer for hydrophobicity. After forming the lignin layer through the same washing. The stacking of the gelatin and lignin layers was repeated three times to form a coating layer consisting of a multilayer thin film in which gelatin and lignin were cross-stacked three times _{, a core made of porous CaCO 3} particles, and a drug delivery body including a coating layer surrounding the gelatin and lignin was prepared.

이어서, 0.2 M의 에틸렌다이아민테트라아세트산(ethylenediaminetetraacetic acid, EDTA, Sigma-Aldrich) 용액(pH 7.4)을 이용하여 약 3 분간 처리하여 코어 내 칼슘을 킬레이트시켜 다공성 CaCO₃ 입자를 제거하여 속이 빈 중공형의 약물전달체를 얻었다. 얻어진 중공형 약물전달체는 10,000 rpm에서 2 분간 원심분리 후, EDTA를 제거하기 위해 증류수로 2회 세척하였으며, 이를 SEM 분석 및 형광 분석으로 확인한 결과, 도 2와 같이 CaCO₃ 코어 입자는 다공성 구조를 가지며 대략 3 내지 5 μm의 크기의 구형인 것을 확인할 수 있다. 또한, 코어 표면에 젤라틴 및 리그닌이 교차 적층되어 형성된 코팅층의 경우, 두꺼운 필름 형태로 제조되어 코어 표면이 덮여 사라진 것을 확인할 수 있다. 특히, 리그닌을 사용한 경우 표면이 매끈한 코팅층으로 형성되었으며, 코어를 제거하고 중공형 약물전달체로 제조한 후에도 코팅층이 붕괴되지 않고 안정한 구조를 가지는 것을 확인하였다.Subsequently, a 0.2 M ethylenediaminetetraacetic acid (EDTA, Sigma-Aldrich) solution (pH 7.4) was used for about 3 minutes to chelate the calcium in the core to remove the _{porous CaCO 3 particles.} The drug delivery system was obtained. The obtained hollow drug delivery system was centrifuged at 10,000 rpm for 2 minutes, washed twice with distilled water to remove EDTA, and confirmed by SEM analysis and fluorescence analysis, as shown in FIG. 2, the CaCO ₃ core particles had a porous structure. It can be seen that it is a spherical shape having a size of approximately 3 to 5 μm. In addition, in the case of a coating layer formed by cross-laminating gelatin and lignin on the core surface, it can be confirmed that the coating layer is formed in the form of a thick film and the core surface is covered and disappeared. In particular, when lignin was used, the surface was formed as a smooth coating layer, and it was confirmed that the coating layer did not collapse and had a stable structure even after the core was removed and prepared as a hollow drug delivery system.

또한, 도 3과 같이 SZ-100(Horiba, Japan)를 이용하여 제타포텐셜(zeta-potential)을 측정한 결과, 코어의 표면전위는 마이너스 값을 가지며, 양의 전하를 띄는 젤라틴이 쉽게 흡착될 수 있는 것을 확인하였다. 또한, 코팅층이 교차 적층됨에 따라 표면전위가 반복적으로 변화하는 것을 통해 코팅층이 안정적으로 적층되었음을 알 수 있다. 구체적으로, 젤라틴의 경우에는 양의 전하가 크지 않아 높은 양의 전위값을 나타내진 않지만, 리그닌의 경우에는 분자구조 내 풍부한 히드록시기가 존재하여 젤라틴 및 리그닌의 두 층의 표면전위는 분산성이 매우 안정적인(30~40 mV) 음의 전위값을 가지는 것을 확인하였다.In addition, as a result of measuring the zeta-potential using SZ-100 (Horiba, Japan) as shown in FIG. 3, the surface potential of the core has a negative value, and gelatin having a positive charge can be easily adsorbed. I confirmed that there is. In addition, it can be seen that the coating layer is stably laminated by repeatedly changing the surface potential as the coating layer is cross-laminated. Specifically, in the case of gelatin, the positive charge is not so large that it does not show a high positive potential value, but in the case of lignin, the surface potential of the two layers of gelatin and lignin is very stable due to the presence of abundant hydroxy groups in the molecular structure. (30-40 mV) It was confirmed that it had a negative potential value.

또한, pH 및 효소에 따른 코팅층의 분해를 확인하기 위하여 방출된 FITC-접합된 젤라틴이 검출되는 정도로 코팅층의 분해 정도를 확인하였다. 이 때 사용된 효소는 Trametes versicolor(≥0.5U/mg) 유래의 락카아제(Sigma-Aldrich)를 사용하였다. 또한, Na₂HPO₄ 및 시트르산에 의해 pH가 각각 5 및 7로 조정된 McIlvaine 완충액 중에서 처리하여 총 4개의 군으로 나누어 실험하였다. 각각의 실험군을 37℃ 배양기에서 7 일간 보관하여 미리 정해진 시간에 따라 상등액을 추출하였고, 광발광(PL; PF-8300, Jasco, Easton, MD, USA)을 통한 형광 강도의 방출을 측정하였으며, 잔류하는 형광 강도를 공초점 현미경(Leica, Germany)으로 평가하였다.In addition, the degree of degradation of the coating layer was confirmed to the extent that the released FITC-conjugated gelatin was detected in order to confirm the degradation of the coating layer according to pH and enzyme. The enzyme used at this time was a laccase (Sigma-Aldrich) derived from Trametes versicolor (≥0.5U/mg). In addition, Na ₂ HPO ₄ and citric acid were treated in McIlvaine buffer solution whose pH was adjusted to 5 and 7, respectively, and the experiment was divided into a total of 4 groups. Each experimental group was stored in an incubator at 37°C for 7 days to extract the supernatant according to a predetermined time, and the emission of fluorescence intensity through photoluminescence (PL; PF-8300, Jasco, Easton, MD, USA) was measured, and the residual The fluorescence intensity was evaluated with a confocal microscope (Leica, Germany).

그 결과, 도 4와 같이 pH 5에서 락카아제 처리한 코팅층이 가장 분해가 빠른 것을 확인할 수 있었고, 락카아제를 처리하지 않은 경우와 pH 7에서는 코팅층의 분해가 크게 일어나지 않은 것을 확인할 수 있었다. 이는 형광 이미지에서도 확인할 수 있는데, pH 5에서 락카아제를 처리한 코팅층의 형광 신호가 가장 약하게 나타난 것을 확인할 수 있으며, 효소를 처리하지 않은 경우에는 코팅층의 형태 및 형광 강도가 안정적으로 7 일간 유지되는 것을 확인할 수 있었다. 이를 통해, pH 7 대비 pH 5에서 락카아제의 효소활성이 높아 코팅층의 분해가 용이한 것을 확인하였다.As a result, as shown in FIG. 4, it was confirmed that the coating layer treated with laccase at pH 5 showed the fastest decomposition, and it was confirmed that the decomposition of the coating layer did not occur significantly at pH 7 and when not treated with laccase. This can also be confirmed in the fluorescence image, and it can be seen that the fluorescence signal of the coating layer treated with laccase at pH 5 was the weakest, and when the enzyme was not treated, the shape and fluorescence intensity of the coating layer were stably maintained for 7 days. I could confirm. Through this, it was confirmed that the high enzymatic activity of laccase at pH 5 compared to pH 7 facilitates decomposition of the coating layer.

[제조예 5] 중공형 약물전달체의 제조-2[Production Example 5] Preparation of a hollow drug delivery system-2

상기 제조예 4에서, 코팅층 형성 시 알칼리 리그닌을 1 mg/mL 농도로 탈이온수(pH 5)에 용해된 탄닌산(tannic acid, TA, 중량평균분자량:1,701 g/mol, Sigma-Aldrich)으로 변경한 것을 제외하고는 동일하게 실시하여, 젤라틴층과 정전기적 상호작용을 통한 탄닌산층을 형성하였으며, 3회 교차 적층 및 킬레이트 결합을 통해 속이 빈 중공형의 약물전달체를 동일하게 얻었다.In Preparation Example 4, when forming the coating layer, alkali lignin was changed to tannic acid (TA, weight average molecular weight: 1,701 g/mol, Sigma-Aldrich) dissolved in deionized water (pH 5) at a concentration of 1 mg/mL. Except for that, a tannic acid layer was formed through electrostatic interaction with a gelatin layer, and a hollow hollow drug delivery system was obtained in the same manner through three cross-stacking and chelate bonding.

이를 SEM 분석 및 형광 분석으로 확인한 결과, 도 2와 같이 젤라틴과 탄닌산이 교차 적층되어 형성된 코팅층이 제조예 4 대비 매우 거친 표면을 가졌으며, 코어를 제거하고 중공형 약물전달체로 제조한 후에도 코팅층이 붕괴되지 않고 안정한 구조를 가지는 것을 확인하였다.As a result of confirming this by SEM analysis and fluorescence analysis, the coating layer formed by cross-stacking gelatin and tannic acid as shown in FIG. 2 had a very rough surface compared to Preparation Example 4, and the coating layer collapsed even after removing the core and preparing a hollow drug delivery system. It was confirmed that it has a stable structure and not.

또한, 도 3과 같이 SZ-100(Horiba, Japan)를 이용하여 제타포텐셜(zeta-potential)을 측정한 결과, 코팅층이 안정적으로 적층되었음을 알 수 있었고, 탄닌산의 경우분자구조 내 풍부한 히드록시기가 존재하여 젤라틴 및 탄닌산의 두 층의 표면전위는 분산성이 매우 안정적인(40~60 mV) 음의 전위값을 가지는 것을 확인하였다.In addition, as a result of measuring the zeta-potential using SZ-100 (Horiba, Japan) as shown in FIG. 3, it was found that the coating layer was stably laminated, and in the case of tannic acid, abundant hydroxyl groups in the molecular structure existed. It was confirmed that the surface potential of the two layers of gelatin and tannic acid had a negative potential value with very stable dispersibility (40-60 mV).

또한, pH 및 효소에 따른 코팅층의 분해를 확인한 결과, 도 4와 같이 pH 5에서 탄나아제를 처리하지 않은 경우에는 7 일간 코팅층의 분해가 전혀 일어나지 않았으며, 탄나아제를 처리한 경우와 pH 7에서는 코팅층이 빠르게 분해되는 것을 확인할 수 있었다. 7 일 후 형광이 남아있는 정도를 확인했을 때, pH 5의 경우 가장 형광 강도가 높은 것을 확인할 수 있고, 나머지의 경우에는 분해가 많이 일어나 형광 정도가 많이 약해진 것을 확인할 수 있다. 이를 통해, pH 5에서 탄나아제의 효소활성이 가장 높아 코팅층의 분해가 용이하였고, pH 7에서는 탄나아제의 효소활성이 높지 않으므로 효소에 의해 코팅층이 분해된 것이 아닌 것으로 확인되었다. 이는 pH가 높아짐에 따라 탄닌산이 스스로 산화되어 퀴논 구조를 가지게 되며, 하이드록시 라디칼을 생성하는데, 이로 인해 pH 7에서 탄닌산이 스스로 분해되면서 젤라틴과의 인력이 소멸되어 코팅층이 분해된 것으로 확인되었다.In addition, as a result of confirming the decomposition of the coating layer according to pH and enzyme, as shown in FIG. 4, when the tannase was not treated at pH 5, the coating layer did not decompose at all for 7 days. In 7, it was confirmed that the coating layer was rapidly decomposed. When checking the degree of fluorescence remaining after 7 days, it can be confirmed that the fluorescence intensity is the highest in the case of pH 5, and in the other cases, it can be confirmed that the degree of fluorescence is weakened due to a lot of decomposition. Through this, it was confirmed that the coating layer was not decomposed by enzymes because the enzyme activity of the tannase was not high at pH 5, and the coating layer was easily decomposed because the enzyme activity of the tannase was highest at pH 5. As the pH increases, tannic acid is self-oxidized to have a quinone structure, and hydroxy radicals are generated.As a result, tannic acid is self-decomposed at pH 7, and the attraction with gelatin disappears, and the coating layer is decomposed.

[실험예 1] 약물 방출 시험[Experimental Example 1] Drug Release Test

0.5 mg/mL 농도의 독소루비신 하이드로클로라이드(doxorubicin hydrochloride, DOX-HCl, Sigma-Aldrich) 1 mL를 첨가하여 1,000 rpm으로 1 일간 교반하여 제조예 4 및 5의 다공성 CaCO3 입자의 기공 및 코팅층에 약물을 담지시킨 후, 킬레이트 결합을 통한 중공형 약물전달체를 제조하여 약물 방출량을 확인하였다. 구체적으로, 1 mg/mL의 락카아제(제조예 4) 또는 탄나아제(제조예 5)를 포함하는 pH 5 및 7 완충액과 상기 효소를 포함하지 않는 pH 5 및 7 완충액에 중공형 약물전달체 5 mg을 분산시켰다.제조된 약물전달체를 10,000 rpm에서 2 분 동안 원심분리시켜 DOX가 방출된 상등액을 제거하고 동일 용량의 새로운 완충액을 첨가하였다. 방출된 DOX의 양을 PF-8300(Jasco, Easton, MD, USA)로 측정하고 누적된 방출량을 계산하였다.Add 1 mL of 0.5 mg/mL doxorubicin hydrochloride (DOX-HCl, Sigma-Aldrich) and stir for 1 day at 1,000 rpm to support the drug in the pores and coating layers of the porous CaCO3 particles of Preparation Examples 4 and 5 After that, a hollow drug delivery system was prepared through chelate bonding, and the amount of drug released was confirmed. Specifically, a hollow drug delivery system 5 in pH 5 and 7 buffers containing 1 mg/mL of laccase (Preparation Example 4) or tannase (Preparation Example 5) and pH 5 and 7 buffers not containing the enzyme. mg was dispersed. The prepared drug delivery system was centrifuged at 10,000 rpm for 2 minutes to remove the supernatant from which DOX was released, and a new buffer solution of the same volume was added. The amount of released DOX was measured with PF-8300 (Jasco, Easton, MD, USA) and the accumulated release amount was calculated.

이를 공초점 현미경으로 분석한 결과, 도 5와 같이 DOX(빨간색 형광)는 약물전달체(초록색 형광)의 코팅층과 코어 내부에 모두 담지된 것을 확인할 수 있다. DOX가 코팅층에 담지된 것은 DOX의 소수성 부분과 코팅층 내 탄닌산 또는 리그닌의 소수성 부분이 서로 소수성 상호작용에 의해 일부 결합된 결과로 볼 수 있다.As a result of analyzing this with a confocal microscope, it can be seen that, as shown in FIG. 5, DOX (red fluorescence) is supported both in the coating layer of the drug delivery body (green fluorescence) and inside the core. The fact that DOX is supported on the coating layer can be seen as a result of partial bonding between the hydrophobic portion of DOX and the hydrophobic portion of tannic acid or lignin in the coating layer by hydrophobic interaction.

다음으로 각 pH 별, 효소처리 별 DOX의 방출 정도를 확인한 결과, 도 5의 그래프에 나타난 결과와 같이, 제조예 4에 락카아제 처리 시 DOX가 mediator로 작용하여 락카아제의 중합 효율을 높임에 따라 pH 5에서의 약물 방출을 저해하는 것으로 추정된다. Next, as a result of confirming the degree of release of DOX for each pH and for each enzyme treatment, as shown in the graph of FIG. 5, as DOX acts as a mediator during laccase treatment in Preparation Example 4, increasing the polymerization efficiency of laccase. It is presumed to inhibit drug release at pH 5.

또한, 제조예 5에 탄나아제 처리 시 락카아제 처리한 것과는 달리 pH 5에서 가장 빠른 약물방출 효율을 보였으며, pH 7에서는 DOX가 탄닌산의 self-oxidation을 방해하여 약물 방출이 낮은 것을 확인하였다.In addition, it was confirmed that the drug release efficiency was the fastest at pH 5, unlike the laccase treatment at the time of treatment with tannase in Preparation Example 5, and at pH 7, DOX interfered with the self-oxidation of tannic acid and thus the drug release was low.

[실험예 2] 세포 독성 시험 및 항암 효과 확인[Experimental Example 2] Cytotoxicity test and anticancer effect confirmation

HeLa 세포를 5% CO₂ 배양기에서 100mm 배양접시(SPL, 포천시, 한국)에 2~3 일간 배양하여 95 %의 세포가 증식하였을 때, 트립신-EDTA 처리를 통해 세포를 떼어낸 후 독성실험을 위해 24웰 플레이트에 7,000 cell/well로 접종하였다. 세포를 부착시키기 위해 1 일간 배양하였으며, 세포독성 및 항암분석을 위해, 배양 배지 중 효소, DOX, DOX가 없는 중공형 약물전달체가 세포를 개별적으로 처리하는데 사용되었다. 상기 재료로 1 일간 배양한 후, 세포독성을 (3-(4,5-다이메틸티아졸-2-일)-2,5-다이페닐테트라졸륨브로마이드)(MTT) 분석에 의해 측정하였다. 배양기에서 2 시간 동안 세포를 처리하기 위해 PBS 중 MTT 용액(5mg/mL)을 사용하였고, 세포를 DMSO에 용해시켰으며 플레이트 판독기(SpectraMax 340 PC; Molecular Devices, Sunnyvale, CA, USA)를 사용하여 540nm의 파장에서 흡광도를 측정하였다. HeLa cells were cultured in a 100mm culture dish (SPL, Pocheon City, Korea) for 2 to 3 days in a 5% CO ₂ incubator and when 95% of the cells proliferated, the cells were removed through trypsin-EDTA treatment and then for toxicity testing. It was inoculated into a 24-well plate at 7,000 cells/well. Cells were cultured for 1 day to attach, and for cytotoxicity and anticancer analysis, a hollow drug delivery system without enzymes, DOX, and DOX in the culture medium was used to treat cells individually. After incubation with the above material for 1 day, cytotoxicity was measured by analysis of (3-(4,5-dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyltetrazolium bromide) (MTT). MTT solution (5 mg/mL) in PBS was used to treat the cells in the incubator for 2 hours, the cells were lysed in DMSO and 540 nm using a plate reader (SpectraMax 340 PC; Molecular Devices, Sunnyvale, CA, USA). The absorbance was measured at the wavelength of.

세포독성 실험을 통해 DOX가 결합된 약물전달체의 항암효과를 조사하였으며, 이 때 1μg의 DOX가 결합된 제조예 4 및 5의 중공형 약물전달체를 사용하였다. 세포배양 배지는 90 % Dulbecco's Modified Eagle Medium, 10% fetal bovine serum, 1% penicillin-streptomycin-glutamine으로 구성되었다. 모든 제품은 GibcoLife Technologies(Grand Island, NY, USA)에서 구입하였으며, Dulbecco's Modified Eagle Medium의 pH를 5.5로 조정하기 위해 아세트산을 사용하였다.The anticancer effect of the drug delivery system to which DOX was bound was investigated through a cytotoxicity experiment, and in this case, the hollow drug delivery system of Preparation Examples 4 and 5 to which 1 μg of DOX was bound was used. The cell culture medium consisted of 90% Dulbecco's Modified Eagle Medium, 10% fetal bovine serum, and 1% penicillin-streptomycin-glutamine. All products were purchased from GibcoLife Technologies (Grand Island, NY, USA), and acetic acid was used to adjust the pH of Dulbecco's Modified Eagle Medium to 5.5.

제조예 4 및 5의 중공형 약물전달체의 세포독성 실험 결과, 도 6과 같이 90% 이상의 세포 생존률을 가지고 있어 독성이 없음을 확인하였다.As a result of the cytotoxicity test of the hollow drug delivery systems of Preparation Examples 4 and 5, it was confirmed that there is no toxicity since it has a cell survival rate of 90% or more as shown in FIG. 6.

또한, 도 7 및 도 8은 사용한 DOX 및 효소의 세포독성을 확인한 그래프이다. DOX는 1 μg의 양에도 매우 높은 독성을 가지는 것을 확인할 수 있으며, 효소의 세포독성을 확인했을 때, pH 5.5의 락카아제 외에는 매우 높은 효소 농도인 1 mg/mL에서도 모두 독성이 없는 것을 확인하였다. In addition, Figures 7 and 8 are graphs confirming the cytotoxicity of DOX and enzymes used. It can be seen that DOX has very high toxicity even at an amount of 1 μg, and when checking the cytotoxicity of the enzyme, it was confirmed that none of the toxic enzymes were toxic even at a very high enzyme concentration of 1 mg/mL except for laccase at pH 5.5.

따라서, 본 발명에서는 약물방출을 위한 효소 처리 양을 락카아제의 경우 100 μg, 탄나아제의 경우 250 μg으로 정하였으며, 각각 제조예 4 및 5에 적용하여 항암효과를 확인하였다.Therefore, in the present invention, the amount of enzyme treatment for drug release was set to 100 μg for laccase and 250 μg for tannase, and were applied to Preparation Examples 4 and 5, respectively, to confirm the anticancer effect.

그 결과, 도 9와 같이 제조예 4의 경우 락카아제 처리된 약물전달체가 우수한 항암효과를 나타내었으며, 제조예 5의 경우 탄나아제 처리된 pH 7.4에서 우수한 항암효과를 나타내어, 약물방출 정도에 따라 원하는 대로 항암효과를 조절할 수 있음을 확인하였다.As a result, as shown in FIG. 9, in the case of Preparation Example 4, the drug delivery system treated with laccase showed excellent anticancer effect, and in the case of Preparation Example 5, the anticancer effect was excellent at pH 7.4 treated with tannase, depending on the degree of drug release. It was confirmed that the anticancer effect can be controlled as desired.

Claims

A drug delivery carrier and a laccase enzyme comprising a core carrying a drug and a coating layer comprising a multilayer thin film in which a first polymer electrolyte containing an ionic polypeptide and a second polymer electrolyte containing lignin are cross-laminated and surrounding the core. Includes,
The drug delivery system kit, characterized in that the first polymer electrolyte and the second polymer electrolyte are complexed by at least one attraction selected from the group consisting of electrostatic interactions and hydrophobic interactions.

The method of claim 1,
The laccase enzyme is a drug delivery system kit having decomposition activity on the coating layer of the drug delivery system.

The method of claim 1,
The core of the drug delivery system is a drug delivery system kit comprising porous inorganic particles.

The method of claim 1,
The core of the drug delivery system is a drug delivery system kit comprising a hollow hollow core.

delete

The method of claim 1,
When the drug delivery system is contacted with a laccase enzyme, drug release is inhibited in the range of pH 6.5 to 9, and the drug is rapidly released in the range of pH 4 to 6.

(a) cross-laminating a first polymer electrolyte containing an ionic polypeptide and a second polymer electrolyte containing lignin on the surface of the porous inorganic particle to prepare a composite particle having a multilayer thin film coating layer; And
(b) dissolving the porous inorganic particles from the composite particles to form a hollow core.

The method of claim 8,
The porous inorganic particles are calcium carbonate (CaCO ₃ ) A method of manufacturing a hollow drug delivery system containing.

The method of claim 8,
The method of manufacturing the hollow drug delivery system further comprises the step of containing a drug in the pores of the porous inorganic particles.

The method of claim 8,
The step (b) is a method of manufacturing a hollow drug delivery system formed by treating the composite particles with a chelating agent.

delete

The method of claim 1,
The drug delivery system kit that the laccase enzyme is contained within the drug delivery system.

The method of claim 1,
The drug delivery system kit wherein the laccase enzyme is administered independently.