WO2011136500A2 - 멀티코어-셸 나노입자 - Google Patents

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WO2011136500A2
WO2011136500A2 PCT/KR2011/002870 KR2011002870W WO2011136500A2 WO 2011136500 A2 WO2011136500 A2 WO 2011136500A2 KR 2011002870 W KR2011002870 W KR 2011002870W WO 2011136500 A2 WO2011136500 A2 WO 2011136500A2
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shell
nanoparticles
mnp
magnetic
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윤태종
정광회
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(주)차바이오메드
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K49/00—Preparations for testing in vivo
    • A61K49/06—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations
    • A61K49/18—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes
    • A61K49/1818—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles
    • A61K49/1821—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised microparticles or nanoparticles
    • A61K49/1824—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised nanoparticles
    • A61K49/1827—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised nanoparticles having a (super)(para)magnetic core, being a solid MRI-active material, e.g. magnetite, or composed of a plurality of MRI-active, organic agents, e.g. Gd-chelates, or nuclei, e.g. Eu3+, encapsulated or entrapped in the core of the coated or functionalised nanoparticle
    • A61K49/1833—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised nanoparticles having a (super)(para)magnetic core, being a solid MRI-active material, e.g. magnetite, or composed of a plurality of MRI-active, organic agents, e.g. Gd-chelates, or nuclei, e.g. Eu3+, encapsulated or entrapped in the core of the coated or functionalised nanoparticle having a (super)(para)magnetic core coated or functionalised with a small organic molecule
    • A61K49/1848—Nuclear magnetic resonance [NMR] contrast preparations; Magnetic resonance imaging [MRI] contrast preparations characterised by a special physical form, e.g. emulsions, microcapsules, liposomes particles, e.g. uncoated or non-functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised microparticles or nanoparticles coated or functionalised nanoparticles having a (super)(para)magnetic core, being a solid MRI-active material, e.g. magnetite, or composed of a plurality of MRI-active, organic agents, e.g. Gd-chelates, or nuclei, e.g. Eu3+, encapsulated or entrapped in the core of the coated or functionalised nanoparticle having a (super)(para)magnetic core coated or functionalised with a small organic molecule the small organic molecule being a silane

Definitions

  • the present invention relates to magnetic sensing or magnetic resonance imaging using multicore-shell nanoparticles having high saturation susceptibility (714 emu / g) or transverse relaxivity (R 2 , s— 1 mM _1 ).
  • Magnetic nanoparticles have been studied for various applications such as magnetic devices, catalyst supports or bio-imaging (1).
  • unique characteristics such as nontoxicity, high water solubility, and easy surface modification are essential for the application of nanomaterials, which are recently called 'nano-bio fields', to biological fields.
  • MNPs based on iron oxides are known to have good biocompatibility and can be used for magnetic separation of DNA / drug carriers, magnetic resonance reagents, or protein / genes in vivo or in vitro. It is reported that it can be used (2).
  • iron oxide nanomaterials are composed of heavy metal ions and still have the possibility of cytotoxicity in the human body (3). Therefore, biocompatible organic or inorganic polymers such as dextran or amorphous / mesoporus silica (Si0 2 ) can be modified on the surface of metal nanoparticles to reduce the toxicity of metal ions and improve hydrophilicity.
  • silica-coated nano-compositions, core-shell structures (i) desired compounds or biomolecules on the silica-shell by the well-known silicon chemical structure. Can be easily modified, (ii) protected from metal ions emitted from the core MNP, and (iii) mixed with various organic dyes to It has the advantage that it can be dual imaging.
  • the MNP-silica structure still has other problems.
  • the magnetic properties of the core MNP such as saturation susceptibility ( s , emu / g) or transverse relaxivity (R 2 , s—imM "1 ), decrease after the formation of the silica shell, Or magnetic resonance imaging, the sensitivity of which is lowered ..
  • nanomaterials should have a higher value of 2 in order to induce a wide range of changes, where ⁇ represents the ratio for / and s and Because of the degree of magnetization and diameter (5), higher ⁇ can be obtained by using a strong magnetic field MNP composition or by increasing the size of the core MNP, in particular the sensitivity of magnetic sensing and magnetic resonance imaging is mainly dependent on the Ri value. (6).
  • multicore MNP systems are the best way to get high values.
  • multi-nanoparticle core materials such as MyOne (Dynabeads) or Ademtech Particles (www, adamtech.com) are commercially available and used to separate various targets after applying an external magnetic field.
  • these methods are also not suitable for magnetic sensing or in vivo applications because sub-micron size nanoparticles cannot be homogeneously dispersed in aqueous solution. Thus, it causes a problem of serious precipitation and accumulation during magnetic measurement or vascular circulation.
  • the present inventors earnestly researched to develop an efficient and practical magnetic nanoparticle system having excellent magnetic properties and excellent water solubility in vivo.
  • the present invention has been found by the discovery that silica-shell coated multi-core magnetic nanoparticle systems have high saturation susceptibility ( s ) values and transverse relaxation (03 ⁇ 4) values while having hydrophilicity, nontoxicity and easy surface deformation. To complete.
  • Another object of the present invention is to provide a fluorescence imaging agent.
  • Another object of the present invention is to provide a magnetic imaging agent comprising a core-shell nanoparticle of the present invention.
  • Another object of the invention is to provide a method of providing an image of an internal region of a subject comprising administering to the subject an imaging agent comprising a core-shell nanoparticle of the invention. It is another object of the present invention to provide a magnetic sensor comprising the core-shell nanoparticles of the present invention.
  • the present invention provides ( a ) manganese-containing magnetic nanoparticles (Mn-Magnetic Nanoparticles (Mn-MNP) multicore (mult i-core); and (b) silica coating the multicore Provided are core-shell nanoparticles comprising a shell (silica shell).
  • Mn-MNP manganese-containing magnetic nanoparticles
  • silica coating the multicore Provided are core-shell nanoparticles comprising a shell (silica shell).
  • silica-shell coated multi-core magnetic nanoparticle systems have high saturation susceptibility ( s ) values and transverse relaxation () values, It has been found that it has easy surface deformation,
  • the term “multicore” refers to a nanostructure in which a plurality of cores composed of nanoparticles are aggregated. According to the present invention, the multicore of the present invention can be produced through a seed-mediated growth method.
  • silica shell refers to a coating layer formed by coating a surface of a target with silica (Si). Formation of the silica shell can be carried out using various organic and inorganic compounds known in the art, preferably using TEOS (Tetraethylorthosilicate).
  • the core-shell nanoparticles of the invention further comprise an organic fluorescent dye inside the silica shell.
  • the core shell nanoparticles of the present invention can be combined with various organic dyes and used as dual imaging preparations of magnetic and fluorescence.
  • the penetration of oxygen molecules is improved by first coating the multicore nanoparticles with an organic fluorescent dye followed by a second silica coating. It can effectively prevent the photo-bleaching phenomenon of the organic dyes as described above. Therefore, the nanoparticles of the present invention can be used as an efficient imaging agent in which the fluorescence intensity is continuously maintained.
  • the thickness of the silica shell of the present invention is 9-90 nm.
  • the size of the entire core-shell nanoparticles can be adjusted by controlling the thickness of the silica shell.
  • the thickness of the silica shell is changed by changing the concentration ratio of Mn-MNP and TE0S.
  • Various adjustments are possible. As the thickness of the silica shell increases, the interaction between the core MNP and the surrounding water molecules is disturbed and the Ri value decreases.
  • the core-shell nanoparticles of the present invention have a size of 15-100 nm, more preferably of 5 90 nm, and most preferably of about 70 nm.
  • the Mn-MNP of the present invention is present in the form of nanoparticles inside the silica shell and 30-150 Mn-MNP nanoparticles form a multi-core. More preferably, 50-100 Mn-MNP nanoparticles form a multi-core, most preferably about 80 Mn- ⁇ P nanoparticles form a multicore.
  • the Mn-MNP of the present invention is an oxide of Mn and Fe.
  • the core of the invention Shell nanoparticles horizontal axis relaxed even; a (transverse relaxivity R 2) A 400-550 s yo 1 ⁇ 1.
  • Magnetic susceptibility ( ⁇ ) is meant the magnetic moment under certain particles have a magnetic susceptibility, and means a saturated 5 of the magnetic nanoparticles is, the value is saturated at a high magnetic field. Therefore, the development of nanoparticles with high saturation susceptibility ( s ) can greatly improve the performance of our technology.
  • nanomaterials may be used to induce a wider range of T 2 changes. It should have a value of 2 .
  • the core-shell nanoparticles of the present invention showed very high ik values of 550 s ⁇ rn 1 of monometal dope iron oxide nanoparticles at the same size.
  • the core-shell nanoparticles of have a targeting moiety coupled to the surface.
  • targeting moiety means a substance having a specific binding ability to a target substance to be separated.
  • the targeting moiety can be any substance as long as it has a binding affinity to the substance to be separated.
  • Non-limiting examples of targeting moieties include nucleic acid molecules (DNA or RNA), proteins, antibodies, antigens, aptamers (RNA, DNA and peptide aptamers), receptors, hormones, Streptavidin, avidin, biotin, lectin, ligand, agonist, antagonist, enzyme, coenzyme, inorganic ion, enzyme cofactor, sugar, lipid, enzyme substrate, hapten, neutravidin, protein A, protein G, selectin, calcium sulfate, gas binders (eg Pt, Pd, Au, Ag, Nb, Ir, Rh and Ru).
  • gas binders eg Pt, Pd, Au, Ag, Nb, Ir, Rh and Ru
  • the targeting moiety is bound to the surface of the core-shell nanoparticles directly or indirectly, in a covalent or non-covalent manner.
  • the targeting moiety is bound directly to the surface of the core-shell nanoparticles by covalent or non-covalent methods such as ionic bonds, electrostatic bonds, hydrophobic bonds, hydrogen bonds, covalent bonds, hydrophilic bonds, or van der Waals bonds.
  • the binder may be bound to the surface of the zinc-containing magnetic nanoparticles indirectly through an intervening agent.
  • target material means a material in a sample to be separated (or isolated and detected, or isolated, detected and quantified).
  • the target material may be a nucleic acid molecule (DNA or RNA), a protein, a peptide, an antigen, a sugar, Lipids, bacteria, viruses, cells, organic compounds, inorganic compounds, metals and inorganic ions include, but are not limited to.
  • samples include, but are not limited to, biological samples, chemical samples, and environmental samples.
  • the biological sample may be, for example, blood, plasma, serum, virus, bacteria, tissue, cells, lymph, bone marrow, saliva, milk, urine, feces, ocular fluid, semen, brain extract, spinal fluid, joint fluid, thymus fluid, ascites, amniotic membrane. Fluids, cell tissue fluids and cell culture fluids, but are not limited thereto.
  • the targeting moiety of the present invention is biotin, straptavidin, avidin, antibody, aptamer, polypeptide, peptide, ligand, receptor, lectin, sugar, lipid, glycolipid or nucleic acid.
  • the invention provides an imaging agent comprising the core-shell nanoparticles of the invention.
  • the contrast agent of the present invention is a magnetic resonnance (MR) contrast agent.
  • the susceptibility of the nanoparticles is very important for enhancing the contrast effect, just as the performance can be greatly improved.
  • the core-shell nanoparticles of the present invention show that the contrast effect can be significantly improved compared to the conventional iron oxide based contrast agent when used as an MRI contrast agent due to high saturation susceptibility or lateral relaxation. This suggests that excellent early diagnosis is possible.
  • the invention provides a method of providing an image of an internal region of a subject comprising the following steps:
  • the invention provides a magnetic sensor comprising core-shell nanoparticles of the invention. do.
  • the core-shell nanoparticles of the present invention are excellent in magnetic properties such as saturation susceptibility or transverse relaxation, and thus can detect or quantify analytes with improved sensitivity and accuracy.
  • the present invention provides a silica-shell coated multi-core magnetic nanoparticle system having high saturation susceptibility ( s ) values and transverse relaxation values).
  • the present invention can be usefully used for efficient and practical magnetic nanoparticle systems having excellent magnetic properties and easy surface modification under non-toxicity and high water solubility in vivo, and magnetic sensing or contrast agents using the same.
  • [Brief Description of Drawings] 1 is a diagram showing the characteristics of a single core MNP and a multi core MNP with silica coating.
  • the nanoparticles in the shell were detected with a single-dispersed 16 nm size.
  • La is a TEM image of a single core MNP silica, and the thickness of the silica shell can be adjusted in the range of 15 nm-20 nm by varying the concentration ratio of MNP and TE0S.
  • NMP coated with shells of varying thickness captured about 84 NMP (FIG. Lb).
  • Figure lc is a comparison of the crystal structure of the prepared 9 nm shell NMP and uncoated NMP, it can be seen that there is no change in the spinal structure pattern and width there is no change in the core NMP structure during the silica shell coating process.
  • the 9 nm shell NMP has a high saturation susceptibility value (101 emu / g [M]), which becomes super-paramagnetic at 300k (FIG. Id).
  • FIG. 2 is a graph showing a comparison result of measuring ⁇ and r 2 relaxation degrees of NMP having various shell thicknesses and NMP having no shell coating.
  • the measured r 2 value is 414 s ⁇ mM 1 .
  • the 9 nm shell-coated NMP showed a large increase in the r 2 value to 535 s ⁇ mR 1 as a cluster, but as the shell thickness increased to 12, 16 and 140 nm, the r 2 value was increased due to the increased distance between the magnetic core and the water molecules. Decreased (FIG. 2A).
  • the morphology did not affect the value, and as the thickness of the silica shell increased, the value of ⁇ gradually decreased (FIG. 2b).
  • the thin shell ⁇ with a high r 2 value showed the highest contrast at the same concentration.
  • the thick shell NMPU40 nm showed a similar contrast to Mn-MNP (FIG. 2C).
  • FIG. 3 is a diagram showing photostabilization of NIR organic dye-doped NMP.
  • FIG. 3A shows non-bleaching in silica shell by exposing double shell applied NMP (NMP (VT680), organopolymer coated nanoparticles (CLI0-VT680) and pure dye to 250W UV light and comparing their fluorescence intensity. NMP VT680) showed almost no photo-bleaching and maintained a fluorescence intensity of 97%. This was also confirmed through confocal microscopy for fluorescence detection.
  • FIG. 3B is a photograph showing that the cells which absorbed the free dye reduced half of the fluorescence within 10 minutes after measurement and completely bleached within 1 hour. On the other hand, cells containing NMP VT680) did not have a large change in fluorescence intensity.
  • FIG. 5 is a diagram showing the results of comparing the commercially available multi-core particles and the prepared multi-core particles (MyOne, Master Bead and NMP).
  • MyOne and Master beads with sub-micrometer sizes are useful for cell and protein sorting purposes. Furthermore, they are often used for magnetic sensing because of their high and Ms values compared to modern single core particle systems.
  • the recent experiments of the present inventors confirmed that they have problems such as low productivity, particle precipitation due to large size during the relaxation period after targeting, and the fact that they exist as a heterogeneous phase in solution. It became.
  • the fabricated NMP system consists of larger single particles (about 16 nm) and has multi-core and silica coatings with higher values of r 2 and 3 , and has a total size of about 80 nm and complete liquid in in vivo application. Showed homogeneous phase of. The relaxation time (3 ⁇ 4) of all particles in the complete solution was compared to compare the regeneration of the T 2 values. MyOne and Master bead did not obtain reproducible data due to sedimentation problems over time.
  • FIG. 6 is a diagram showing the results of TEM analysis of Mn-doped magnetic nanoparticles of various sizes fabricated by the seed-mediated method.
  • larger nanoparticles must be used as single particles and seed-mediated particle production methods are used for this purpose.
  • small sized nanoparticles up to 9 nm can be readily fabricated from Mn (acac) 2 , Fe (acac) 3 and mild oxidizing agents (1,2-hexadecanediol) at high temperatures (300 ° C.), from which Increase the size to 12-16 nm with the addition of a positive metal source.
  • Fig. 7 shows the results of measuring the magnetic properties of 9 nm silica shell NMP using SQUID.
  • 16 nm multi-core Mn-MNP was super paramagnetic at room temperature (300 K) and low temperature (5 K).
  • the temperature () was 250K, which is also the temperature at which super-paramagnetism was observed.
  • 8 is a graph showing the results of summarizing the values of / ⁇ and ⁇ in various nanoparticle systems. CLICK eye lo—dext ran linked iron oxide) nanoparticles have been reported as useful materials for imaging, sensing, etc.
  • FIG. 9 is a diagram showing the surface modification of ⁇ for antibody conjugation ⁇ NMP VT680) was treated with PEG molecules and primary amine functional groups to increase hydrophilicity and provide an active moiety.
  • the tetrazine processing compound which then reacts rapidly with the norbornene molecule by click chemistry, was bound to the primary amine in a simple EDC / NHS reaction.
  • Detailed preparation of tetrazin and norbornene is as follows; All compounds were purchased from Sigma-Aldrich or Acros and used without modification.
  • FIG. 10 is a diagram showing the results of the ⁇ analysis for measuring the cytotoxicity of CLIO and prepared NMP.
  • BT474 breast cancer cells and 3T3 fibroblasts were treated with various concentrations of magnetic nanoparticles and cell viability was measured by MT analysis. Cell viability was above 90% in all groups, indicating that the nanoparticles produced and modified in amounts of several micrograms of ten minutes (0.4 mgml / l ) do not exhibit acute cytotoxicity within 24 hours.
  • Fe (acac) 3 Iron (ni) acetylacetonate) (99.9%)
  • Fe (acac) 2 Iron ( ⁇ ) acetylacetonate) (99.9%)
  • Oleic acid OA, 99%
  • oleylamine (0 ⁇ , 70%)
  • Co (acac) 2 Cobalt ( ⁇ ) acetylacetonate, 97%)
  • Mn (acac) 2 Manganese (II) acetylacetonate
  • 0DE l-0ctadecene, 95%)
  • DMSA 3-Dimercaptosuccini c acid, 98%)
  • triethylamine 993 ⁇ 4, DMSOCDimethyl sulfoxide, 99.9%
  • polyvinylpyrrol idone (PVP) solution PVP
  • Fe (acac) 3 (4 mmoL, 1.4 g), Mn (acac) 2 (2 mmoL, 0.5 g), 1,2-nucledecanedi (10 mmoL, 2.9 g), 0A (6 mmoL, 1.9 mL), 0Y (6 mmoL, 2.8 mL) and 0DE (20 mL) were mixed with vigorous stirring with N 2 blowing for 1 hour. The mixture was maintained at 200 ° C. for 2 hours after heating. Then, the temperature was sharply raised to 278 ° C. At this point the solution turned from dark brown to black.
  • Mn-MNP was collected by centrifugation (3,000 ⁇ 15 min) and then dispersed in a nucleic acid solvent.
  • 10 nm Mn-MNP 100 mg was added in the same amount of metal acetylacetonate, 1,2-nuxadecane, OA, 0Y And dissolved in nucleic acid (10 mL) as described above with 0DE.
  • the mixture was heated and kept at 100 ° C. for 1 hour and the nucleic acid was removed by N 2 reflux.
  • the mixture was heated again and held at 200 ° C. for 2 hours. Finally, the temperature was increased to 300 ° C., and the mixture was refluxed and cooled to room temperature. Particles were collected through the washing and separation process described above.
  • Mn-MNP 16 nm Mn-MNP was synthesized using 12 nm particles as seeds, and the present inventors used a transmission electron microscope (TEM) JE0L 2100, JOEL USA), an X-ray powder diffractometer (XRD, RU300, Rigaku Morphology, structure of Mn-MNP using ICP-AES (inductively-coupled lasma atomic emission spectrometer, Activa-S, HORIBA Job in Yvon) and superconducting quantum interference device (SQUID) magnetic field (S600X, Cryogenic), respectively And characterized for composition and magnetic properties.
  • TEM transmission electron microscope
  • XRD X-ray powder diffractometer
  • RU300 Rigaku Morphology
  • ICP-AES inductively-coupled lasma atomic emission spectrometer, Activa-S, HORIBA Job in Yvon
  • SQUID superconducting quantum interference device
  • the prepared 16 nm Mn-MNP was dissolved in 10 mL chloroform and triethylamine 50 liL was added.
  • DMSA (50 mg) dissolved in 10 mL DMS0 was injected into the nanoparticle solution. The mixture was shaken at 40 ° C for 6 hours until it was heterogeneous and precipitated by centrifugation (3,000 rpm, 10 minutes). The precipitate was carefully washed with ethane to remove excess DMSA and then dispersed in 10 mL ethanol using a homogenizer. 50 mg DMSA dissolved in 10 mL DMS0 was added to the nanoparticle ethanol solution again and the whole procedure was repeated. The final precipitate was dispersed in 50 mL 3 ⁇ 40.
  • Mn-MNP treated with DMSA eventually developed dispersibility in aqueous solution.
  • Mn-MNP solution (34/7 mL, 20 mgmL _1 solut ion in water) was added to the PVP solution (0.65 mL, 25.6 gL _1 in 3 ⁇ 40) and the mixture was stirred at room temperature for one day at room temperature.
  • Mn- ⁇ P-silica core shell nanoparticles containing organic dyes were prepared by polymerization initiated using ammonia solution (0 86 mL, 30 wt% by N3 ⁇ 4) as catalyst. It was dispersed at and precipitated by ultracentrifugation (18 000 rpm, 30 minutes). NMP (370 mg) was obtained by centrifugation (18 000 rpm, 30 minutes), and then the basic ethane was re-dispersed in (50 mL; pH12) and Si-PEG (275 mg, 0.5 mmol) and APS (22 mg, 1 mmol) and then stirred under nitrogen at room temperature for 2 hours.
  • the resulting MNP was separated from the unreacted Si compound by centrifugation and washed several times with ethane.
  • NMP was combined with ethane and separated by centrifugation (13000 rpm, 20 minutes), then the supernatant was removed and ethanol was added again. The precipitated particles were sonicated for 20 minutes by sonication. Redispersion. This process was repeated several times. Finally, primary amine terminated NMP was redispersed in 20 mL 3 ⁇ 40. The prepared NMP was confirmed by TEM, UV / Vis absorption and emission spectroscopy. Biotinpo Antibody Conjugation
  • BT474 breast cancer cell lines were cultured in RPMI 1640 medium (Hyclone, Logan, UT) containing 3% 0% fetal bovine serum at 37 ° C under humidified 5% C0 2 atmosphere.
  • MRI instruments BioSpec 47/40 Ultra Shielded Refrigerated, Bruker BioSpin, Corp. , Billerica, MA. These MRI instruments have a 40 cm horizontal magnet bore facing the AVANCE console, and are equipped with a 12 cm gradient set KBGA-12, 720 mT / m slew rate 6000 T / m / s 720 mT / m can be provided. A birdcage coil with a 35 mm inner diameter was used to transmit RF and receive MR signals. Scout images can be obtained on three sides with a gradient echo sequence to determine the appropriate location for the study. Fast spin-echoin RARE chains were used to obtain MRI images.
  • the chain of 256 x 256 matrix was performed with the following parameters: effective echo time ms, repetition time 5000 ms, echo train length 8, field of view 3 x 3 cm 2 , average number 2 . Obtained through an 12 ⁇ 1 mm thick axial slice without. Each animal was anesthetized with isoflurane (5% induction, 1.5% maintenance) under a mixed gas of N 2 0 and 0 2 (7: 3). The working temperature was maintained using a hot air fan.
  • the present inventors first synthesized the manganese-doped iron oxide magnetic nanoparticles (Mn- ⁇ P) in a narrow space to synthesize a core form having a relatively large s value among the metal oxide nanoparticles, and then increase the Mn-MNP size to 16 nm. R 2 values were increased according to the seed-growth method. (7) To obtain these particles, first seed 10 nm of Mn—MNP by reacting Fe (acac) 3 , Mn (acac) 2 and 1,2-nuxadecanediol at high temperature (300 ° C.) ( seed). Repeating the reaction after adding the metal source compound gradually increases to 12-16 nm to form a monodisperse distribution without size selectivity.
  • the CoFe 2 O 4 and Fe 3 O 4 nanoparticles previously prepared by the inventors have shown 214 and 237 s— ⁇ m 1 , respectively.
  • the inventors concluded that Mn-MNP could be a good core magnetic material of higher ik value.
  • the inventors used the St method to apply silica shell to alcohol soluble Mn-MNP. to sum up,
  • TEOSCtetraethyl orthosi 1 icate, 99, 999%) was added to the nanoparticle ethanol solution and the pH was adjusted to 8.2 by adding 30% NH 4 0H.
  • the thickness of the silica shell can vary with varying concentration ratios of MNP and TE0S (FIG. La).
  • Single-core MNP and silica shell particles show high solubility in aqueous solutions and are suitable for applications in other biorelevant applications (8). However, single-core materials have a lower v3 ⁇ 4 relaxation (at 0.5T compared to uncoated Mn-MNP). 54 s— ⁇ 1 ).
  • silica The shell can interfere with the magnetic interaction between the core MNP and the surrounding water molecules, which causes problems with reduced sensitivity due to the low 3 ⁇ 4 value.
  • a partially clustered MNP to make a multicore MNP system and applied silica shell coating.
  • the overall size was kept below 100 nm for in vivo application (Fig. Lb).
  • TEM transmission electron microscopy
  • NMP has an amorphous broad XRD pattern for the silica shell at small angles.
  • the overall average size of the community core is about 70 nm and there are about 83.7 particles inside the silica shell.
  • the magnetic properties of NMP were also confirmed using a super conducting quantum interference device (SQUID) magnetic field.
  • the 9 nm shell NMP was still super-par amagnet ic and had a higher s (101 emu / g [M]) at 300 K, and the blocking temperature, f ield Cooling and zero field cooling (ZFC) studies measured 250 K.
  • ZFC zero field cooling
  • the present inventors fabricated various doped magnetic materials such as Fe 3 0 4) CoFe 2 0 4 and MnFe20 4 having a total size of 16 nm and a small size variation.
  • 2 0 4 nanoparticles appear darker than other magnetic nanoparticles of the same metal concentration
  • thin shell NMP shows significant contrast at very low concentrations (0.1 pM and below)
  • 140 nm shell NMP shows the difference in R 2 values.
  • the strength was similar to that of bare MNP, and as a result, the NMP nanocomposite system of the present invention was found to be an excellent material for magnetic sensory and magnetic resonance imaging.
  • the present inventors put near ultraviolet (NIR, VT680) organic dyes into silica shells during the coating process by a known method (4). Normally, organic dyes easily discolor when exposed to light while reacting with oxygen molecules (9).
  • the present inventors have applied a secondary silica coating (approximately 3 nm increase) after the first coating with NIR dye when the shell thickness is about 6 nm. By overcoming the photo-bleaching phenomenon of such organic dyes. The second coating effectively blocks the ingress of oxygen molecules.
  • the inventors conducted a photo-bleaching experiment.
  • the experiment was performed by exposing 250W UV light at various times and then collecting the fluorescence emission spectrum to coat the dextran polymer. Comparison was made with the VT680 organic dye spinning intensities of nanoparticles (CLIO, cross-linked iron oxide), single and double treated NMP and pure dye solutions (FIG. 3A). Pure free organic dyes decolorized quickly and completely after exposure for 300 minutes. CLI0-VT680 and single coated NMP (VT680) retained their original 45% and 75% strength, respectively. On the other hand, the dye inside the double coated NMP maintained the same intensity without any change.
  • the surface was modified with a Her2 antibody that could be selectively recognized by BT474 cells overexpressing the Her2 receptor.
  • the present inventors have tried other biological applications for the NMP system of the present invention, for example, protein self-sensing assays after targeting to specific proteins (FIG. 4B), titration results of avidin assays. It was confirmed that the amount of avidin can be detected through the change in the T 2 value of biotin-modified NMP. Indeed, while MnFe 2 O 4 and CLI0 particles have detection limits of 25 and 2000 pM, respectively, NMP-biotin has very high detection sensitivity even at low avidin concentrations of 1.5 pM. Shows.

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Abstract

본본 발명은 (a) 망간 함유 자기나노입자(Mn-Magnetic Nanoparticle: Mn-MNP) 멀티코어(multi-core); 및 (b) 상기 멀티코어를 코팅하는 실리카 셸(silica shell)을 포함하는 코어-셸 나노입자에 관한 것이다. 본 발명에서 이용되는 코어-셸 나노입자는 높은 포화 자화율(Ms) 값 및 횡축 이완도(R2) 값을 가지므로, 이를 이용하는 본 발명의 센서는 크게 개선된 민감도로 분석물을 검출할 수 있다. 본 발명에 의한 개선된 민감도에 의해 극미량의 분석물, 예를 들어, 혈액 내 항암 마커 단백질 또는 핵산분자, 화학 물질 등을 검출할 수 있다. 따라서 본 발명의 코어-셸 나노입자의 우수한 자기적 특성, 생체 내 비독성, 고-수용성 및 용이한 표면 변형성은 효율적이고 실용적인 자기 나노입자 시스템 및 이를 이용한 자기 센싱 또는 조영제 등에 유용하게 이용될 수 있다.

Description

【명세서】
【발명의 명칭】
멀티코어-셸 나노입자
【기술분야】
본 발명은 높은 포화 자화율 (714 emu/g) 또는 횡축 이완도 (transverse relaxivity; R2, s— 1mM_1)를 가지는 멀티코어-셸 나노입자를 이용한 자기센싱 또는 자기공명 이미징에 관한 것이다.
【배경기술】
자기 나노입자 (Magnetic nanoparticles, MNPs)는 자기 기구, 촉매 지지체 또는 바이오 이미징 등의 다양한 적용을 위하여 연구되어 왔다 (1). 특히， 최근 '나노-바이오 분야 (nano-bio field)' 로 불리고 있는 나노물질의 생물 관련 분야에의 응용을 위하여 비독성, 고-수용성, 용이한 표면 변형 등의 독특한 특성이 필수적으로 요구된다。
산화철 (iron oxide)에 기초한 MNPs는 우수한 생체적합성 (biocompatibility)을 가지는 것으로 알려져 있어, 인비보 또는 인 Λ트^에서 DNA/약물의 전달체, 자기공명 시약 또는 단백질 /유전자의 자기분리 (magnetic separation)에 이용될 수 있는 것으로 보고되고 있다 (2)ᅳ 그러나, 산화철 나노물질은 중금속 이온으로 이루어져 있으므로 여전히 인체 내에서 세포독성을 가질 가능성올 가지고 있다 (3). 따라서， 생체분야의 적용을 위하여 덱스트란 또는 무정형 (amorphous)/다공성 (mesoporus) 실리카 (Si02) 등의 생체적합성 유기 또는 무기 중합체를 금속나노입자 표면에 개질함으로써 금속이온의 독성을 감소시키고 친수성을 증가시키기 위한 노력이 이루어지고 있다 (4), 실제로, 실리카 코팅 나노-조성물, 코어-셸 (core-shell) 구조는 ( i ) 잘 알려진 실리콘의 화학구조에 의해 실리카-셸 상에서 원하는 화합물 또는 생체분자로 쉽게 변형될 수 있고, (ii) 코어 MNP로부터 방출되는 금속 이온으로부터 보호되며， (iii) 다양한 유기 염료와 흔합되어 자기 및 형광의 이중 이미징 (dual imaging)될 수 있는 이점을 가지고 있다.
한편, 이와 같은 이점에도 불구하고 MNP-실리카 구조는 여전히 다른 문제점을 가지고 있다. 예를 들어, 포화 자화율 ( s, emu/g) 또는 횡축 이완도 (transverse relaxivity; R2, s— imM"1)와 같은 코어 MNP의 자기적 특성은 실리카 셸을 형성한 뒤에 감소하여， 자기 센성 또는 자기공명영상으로 웅용시 민감도가 떨어 진다. 유용한 적용을 위하여, 나노물질은 광범위한 변화를 유도하기 위하여 더 높은 2 값을 가져야 한다. ^는 /· 에 대한 비를 나타내고, s 및 는 각각 MNP의 자기화도 및 직경을 나타내기 때문에 (5)， 더 높은 ^는 강한 자기장의 MNP 조성물을 사용하거나 코어 MNP의 크기를 증가시킴으로써 얻을 수 있다. 특히， 자기 센싱 및 자기공명 이미징의 민감도는 주로 Ri값에 좌우된다 (6).
화학 조성물을 변화시키거나 MNP의 크기를 증가시킴으로서 더 높은 2 값을 얻는 것은 한계가 있다. 본 발명자들은 멀티코어 MNP 시스템이 높은 값을 얻는 최선의 방책이라는 사실을 발견하였다. 현재, MyOne (인비트로젠， Dynabeads ) 또는 Ademtech part icle(www, adamtech.com)과 같은 멀티一나노입자 코어물질이 상업적으로 구입 가능하며 외부자기장을 가한 후 다양한 타겟을 분리하는데 사용되어지고 있다. 그러나， 이들 방법도 서브-마이크로미터 사이즈의 나노입자들이 수용액상에서 균질적인 분산이 이루어질 수 없기 때문에 자기 센싱이나 인 비보 적용에 적합하지는 않다. 따라서 , 자기 측정 또는 혈관 순환시에 심각한 침전 및 축적의 문제를 야기시킨다.
이에 본 발명자들은 큰 s 값과 높은 Ri 값을 가지며 다양한 세기의 자기장에서 용액 내 우수한 용해성을 가지는 효율적이고 실용적인 실리카 -코팅 멀티 -코어 MNP 시스템을 개발하고자 하였다。 본 명세서 전체에 걸쳐 다수의 논문 및 특허문헌이 참조되고 그 인용이 표시되어 있다ᅳ 인용된 논문 및 특허문헌의 개시 내용은 그 전체로서 본 명세서에 참조로 삽입되어 본 발명이 속하는 기술 분야의 수준 및 본 발명의 내용이 보다 명확하게 설명된다. 【발명의 상세한 설명】
【기술적 과제】
본 발명자들은 우수한 자기적 특성을 가지며 생체 내 우수한 수용성을 가지는 효율적이고 실용적인 자기 나노입자 시스템을 개발하기 위하여 예의 연구 노력하였다. 그 결과 실리카-셸 코팅 멀티 -코어 자기 나노입자 시스템이 높은 포화 자화율 ( s) 값 및 횡축 이완도 0¾) 값을 가지면서 친수성， 비독성 및 용이한 표면 변형성을 가진다는 사실을 발견함으로써， 본 발명을 완성하게 되었다.
따라서 본 발명의 목적은 멀티코어-셸 나노입자를 제공하는 데 있다.
본 발명의 다른 목적은 이는 형광 이미징 제제 (fluorescence imaging agent)를 제공하는데 있다。
본 발명의 다른 목적은 본 발명의 코어-셸 나노입자를 포함하는 조영제 (magnetic imaging agent)를 제공하는 데 있다.
본 발명의 다른 목적은 본 발명의 코어-셸 나노입자를 포함하는 조영제 (imaging agent)를 대상 (subject)에 투여하는 단계를 포함하는 대상의 내부 부위 (internal region)의 이미지를 제공하는 방법을 제공하는 데 있다ᅳ 본 발명의 또 다른 목적은 본 발명의 코어-셸 나노입자를 포함하는 자기센서를 제공하는 데 있다。
본 발명의 다른 목적 및 이점은 하기의 발명의 상세한 설명, 청구범위 및 도면에 의해 보다 명확하게 된다.
【기술적 해결방법】
본 발명의 일 양태에 따르면, 본 발명은 (a) 망간 함유 자기나노입자 (Mn- Magnetic Nanopart icle: Mn-MNP) 멀티코어 (mult i-core)； 및 (b) 상기 멀티코어를 코팅하는 실리카 셸 (silica shell)을 포함하는 코어-셸 나노입자를 제공한다, 본 발명자들은 우수한 자기적 특성을 가지며 생체 내 우수한 수용성을 가지는 효율적이고 실용적인 자기 나노입자 시스템을 개발하기 위하여 예의 연구 노력하였다. 그 결과 실리카-셸 코팅 멀티 -코어 자기 나노입자 시스템이 높은 포화 자화율 ( s) 값 및 횡축 이완도 ( ) 값을 가지면서 친수성， 비독성 및 용이한 표면 변형성을 가진다는 사실을 발견하였다,
본 명세서에서 용어 "멀티코어" 는 나노입자로 이루어진 복수개의 코어가 군집 (aggregation)하여 이루어진 나노 구조체를 말한다. 본 발명에 따르면， 본 발명의 멀티코어는 씨드 -매개 성장 (seed-mediated growth) 방법을 통하여 제작될 수 있다.
본 명세서에서 용어 "실리카 셸 (silica shell)" 은 실리카 (Si )로 대상표면을 코팅하여 형성된 개질막 (coating layer)를 말한다. 실리카 셸의 형성은 당업계에 공지된 다양한 유기 및 무기화합물을 이용하여 실시할 수 있으며， 바람직하게는 TEOS(Tetraethylorthosilicate)를 이용한다.
본 발명의 바람직한 구현예에 따르면, 본 발명의 코어-셸 나노입자는 실리카 셸 안쪽에 유기 형광 염료를 추가적으로 포함한다.
본 발명에 따르면， 본 발명의 코어 셸 나노입자는 다양한 유기 염료와 흔합되어 자기 및 형광의 이중 이미징 (dual imaging) 제제로 이용될 수 있다. 또한, 대부분의 유기염료가 산소 분자와 반응하면서 빛에 노출되면 쉽게 탈색되는 단점이 있는 것에 비하여, 멀티코어 나노입자를 유기 형광 염료로 1차 코팅한 후 2차 실리카 코팅을 함으로서 산소 분자의 침투를 효율적으로 막아 상기와 같은 유기염료의 광 -탈색 (photo-bleaching) 현상을 극복할 수 있다. 따라서 본 발명의 나노입자는 형광 강도가 지속적으로 유지되는 효율적인 이미징 제제로서 이용될 수 있다。 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면， 본 발명의 실리카 셸의 두께는 9-90 nm 이다. 본 발명에 따르면, 실리카 셸의 두께를 조절함으로서 전체 코어-셸 나노입자의 크기를 조절할 수 있다ᅳ 하기의 실시예에서 상술할 바와 같이 실리카 셸의 두께는 Mn-MNP 및 TE0S의 농도 비율을 변화시킴으로서 다양하게 조절할 수 있다. 실리카 셸의 두께가 증가할수록 코어 MNP와 주변의 물분자 간의 상호작용이 방해를 받아 Ri값은 감소하게 된다.
본 발명의 바람직한 구현예에 따르면, 본 발명의 코어-셸 나노입자는 15- 100 nm 의 크기를 가진다, 보다 바람직하게는 5으90 nm 의 크기를 가지며， 가장 바람직하게는 약 70 nm 의 크기를 가진다。 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면， 본 발명의 Mn-MNP는 실리카 셸 내부에 나노입자 형태로 존재하며 30-150개의 Mn-MNP 나노입자가 멀티-코어를 형성한다. 보다 바림직하게는 50-100개의 Mn-MNP 나노입자가 멀티-코어를 형성하며， 가장 바람직하게는 약 80개의 Mn-顧 P 나노입자가 멀티코어를 형성한다. 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면， 본 발명의 Mn-MNP는 Mn과 Fe의 산화물이다. 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면 , 본 발명의 코어-셸 나노입자는 횡축 이완도 (transverse relaxivity; R2)A 400-550 sᅭ1 πΛΓ1 이다. 횡축 이완도는 포화 자화율의 제곱과 비례하는 값으로서 ( 2 = 5 2·^), 횡축 이완도의 상승은 포화 자와율의 증가를 가져온다. 자화율 (μ)은 일정한 자기장 하에서 입자가 갖는 자기 모멘트를 의미하며 높은 자기장에서 이 값이 포화된 것이 자성 나노 입자의 포화 자화율 ( 5)을 의미한다. 따라서 높은 포화 자화율 ( s)을 갖는 나노 입자는 웅용 기술의 성능을 크게 향상 시킬 수 있기 때문에 그 개발이 대단히 중요하다. 나아가 자기 센싱 또는 자기공명영상으로 웅용시 민감도를 높이기 위해서는， 나노물질은 광범위한 T2 변화를 유도하기 위하여 더 높은 7?2 값을 가져야 한다.
본 발명에 따르면， 본 발명의 코어-셸 나노입자는 동일한 크기에서 단일금속 도핑 산화철 나노입자 중 550 s^rn 1을 상화하는 매우 높은 ik 값을 보였다ᅳ 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면, 본 발명의 코어-셸 나노입자는 타겟팅 모이어티 (targeting moiety)가 표면에 결합되어 있다.
본 명세서에서 용어 "타겟팅 모이어티" 는 분리하고자 하는 타겟물질에 대하여 특이적 결합능을 가지는 물질을 의미한다ᅳ 타겟팅 모이어티는 분리하고자 하는 물질에 대하여 결합 친화성이 있는 물질이면 어떠한 것도 가능하다. 타겟팅 모이어티의 비-제한적 예는 핵산분자 (DNA또는 RNA), 단백질， 항체， 항원， 앱타머 (RNA, DNA 및 펩타이드 앱타머), 수용체 , 호르몬， 스트렙타비딘， 아비딘， 바이오틴， 렉틴, 리간드， 아고니스트， 안타고니스트， 효소, 조효소, 무기이온, 효소보조인자， 당, 지질， 효소기질， 합텐 (hapten), 뉴트라비딘 (neutravidin), 프로테인 A, 프로테인 G, 셀렉틴 (select in), 칼슘 설페이트, 기체 결합제 (예: Pt, Pd, Au, Ag, Nb, Ir, Rh 및 Ru)를 포함한다. 상기 타겟팅 모이어티는 코어-셸 나노 입자의 표면에 직접 또는 간접적으로， 공유 또는 비공유 방식으로 결합된다. 예를 들어, 타겟팅 모이어티는 코어-셸 나노 입자의 표면에 직접적인 공유 또는 비공유 방식， 예컨대 이온결합, 정전기적 결합， 소수성 결합, 수소 결합， 공유결합, 친수성 결합， 또는 반데르 발스 결합에 의해 결합될 수 있다. 또한， 결합제는 중간 매개체 (intervening agent)를 통하여 간접적으로 아연 -함유 자성 나노 입자의 표면에 결합될 수 있다ᅳ
본 명세서에서 "타겟물질" 은 분리 (또는 분리와 검출, 또는 분리, 검출 및 정량)하고자 하는 시료 내 물질을 의미한다, 타겟물질은 핵산분자 (DNA또는 RNA), 단백질, 펩타이드， 항원, 당， 지질， 세균, 바이러스, 세포, 유기 화합물， 무기화합물, 금속 및 무기이온을 포함하나， 이에 한정되는 것은 아니다. 상기 시료는 생물학적 시료ᅳ 화학적 시료 및 환경 시료를 포함하나， 이에 제한되는 것은 아니다. 상기 생물학적 시료는 예컨대 혈액, 혈장， 혈청, 바이러스, 세균， 조직， 세포, 림프， 골수액， 타액, 우유， 소변， 분변， 안구액， 정액, 뇌 추출물, 척수액, 관절액, 흉선액, 복수, 양막액， 세포 조직액 및 세포 배양액을 포함하나， 이에 제한되는 것은 아니다.
본 발명의 보다 바람직한 구현예에 따르면， 본 발명의 타겟팅 모이어티는 바이오틴, 스트랩타비딘, 아비딘， 항체, 앱타머, 폴리펩타이드， 펩타이드， 리간드， 수용체, 렉틴， 당, 지질， 당지질 또는 핵산이다. 본 발명의 다른 양태에 따르면， 본 발명은 본 발명의 코어-셸 나노입자를 포함하는 조영제 (imaging agent)를 제공한다. 바람직하게는, 본 발명의 조영제는 MR(magnetic resonnance) 조영제이다.
자성 분리， 자기 저항 센서， 자기 이완 센서, 및 고주파 자기장 열방출 등에 있어서도 높은 자화율을 갖는 입자가 사용되었을 때， 그 성능이 크게 개선될 수 있는 것과 마찬가지로， 나노 입자의 자화율은 조영 효과의 증강에 매우 중요하다.
본 발명의 코어-셸 나노입자는 높은 포화 자화율 또는 횡축 이완도로 인하여 MRI 조영제로 이용하였을 때 기존의 산화철 기반의 조영제에 비해 그 조영효과가 크게 향상될 수 있음을 보여， 암 진단 등에 있어 현재 기술보다 월등히 우수한 조기 진단이 가능함을 시사한다.
본 발명의 다른 양태에 따르면， 본 발명은 다음 단계를 포함하는 대상의 내부 부위 (internal region)의 이미지를 제공하는 방법을 제공한다:
(a) 상기 제 11 항의 조영제 (imaging agent)를 대상 (subject )에 투여하는 단계 ; 및
(b) magnetic resonance imaging을 이용하여 상기 대상을 스캐닝하여 내부 부위에 대한 이미지를 얻는 단계。 본 발명의 또 다른 양태에 따르면， 본 발명은 본 발명의 코어-셸 나노입자를 포함하는 자기센서를 제공한다. 본 발명에 따르면， 본 발명의 코어-셸 나노입자는 포화 자화율 또는 횡축 이완도 등의 자기적 특성이 우수하여 향상된 민감도 및 정확도로 분석물 (analyte)을 검출 또는 정량할 수 있다.
【유리한 효과]
본 발명의 특징 및 이점을 요약하면 다음과 같다:
(a) 본 발명은 높은 포화 자화율 ( s) 값 및 횡축 이완도 ) 값을 가지는 실리카-셸 코팅 멀티 -코어 자기 나노입자 시스템을 제공한다。
(b) 본 발명은 우수한 자기적 특성을 가지며 생체 내 비독성 , 고-수용성 밑 용이한 표면 변형성을 가지는 효율적이고 실용적인 자기 나노입자 시스템 및 이를 이용한 자기 센싱 또는 조영제 등에 유용하게 이용될 수 있다.
【도면의 간단한 설명】 도 1은 도 1은 단일 코어 MNP 및 실리카 코팅을 한 멀티 코어 MNP의 특성을 나타낸 그림이다ᅳ 셸 내의 나노입자는 단일 -분산 16 nm 크기로 검출되었다. 도 la는 단일 코어 MNP 실리카의 TEM 이미지로서 MNP 및 TE0S의 농도 비율을 달리함으로서 실리카 셸의 두께가 15 nm - 20 nm 범위에서 조정이 가능하다. 다양한 두께의 셸로 코팅된 NMP는 약 84 NMP를 포집하고 있다 (도 lb). 도 lc는 제조된 9 nm 셸 NMP 및 코팅되지 않은 NMP의 결정구조를 비교한 그림이다, 스피널 구조 패턴 및 폭의 변화가 없어 코어 NMP 구조가 실리카 셸 코팅과정에서 변화가 없음을 알 수 있다. 9 nm 셸 NMP는 높은 포화 자화율 값 (101 emu/g[M])을 가지며。 300k에서 초-상자성을 된다 (도 Id).
도 2는 다양한 셸 두께의 NMP 및 셸 코팅하지 않은 NMP의 Λ 및 r2 완화도를 측정한 비교 결과를 나타낸 그림이다. 16 nm 크기의 망간 도핑 자기나노입자 (MnFe204, Mn-MNP)를 물에 분산시킨 후 측정한 r2 값은 414 s^mM 1 이다. 9 nm 셸 코팅 NMP는 군집을 이루면서 r2 값이 535 s^mR 1로 크게 증가하였으나， 셸의 두께가 12， 16 및 140 nm 로 증가하면서 자기 코어와 물분자 간의 거리 증가로 인하여 r2 값은 감소하였다 (도 2a). 반면， 군집 형태는 값에 영향을 주지 못했으며， 실리카 셸의 두께가 증가할수록 Λ 값은 점점 감소하였다 (도 2b). 높은 r2 값을 가지는 얇은 셸의 ΝΜΡ는 동일한 농도에서 가장 높은 명암대비를 나타냈다ᅳ 두꺼운 셸의 NMPU40 nm)는 Mn-MNP와 유사한 명암대비를 보였다 (도 2c).
도 3은 NIR 유기염료 도핑 NMP의 광안정화를 보여주는 그림이다. 도 3a는 이중 셸 적용 NMP(NMP(VT680), 유기중합체 코팅 나노입자 (CLI0-VT680) 및 순수 염료를 250W UV 광선에 노출시켜 그 형광세기를 비교함으로써 실리카 셸 내의 비 -탈색 (non-bleaching) 염료의 효율을 확인한 결과를 나타낸 그림이다. NMP VT680)는 광 -탈색 현상이 거의 일어나지 않았으며， 97%의 형광강도를 유지하였다. 이는 형광 검출을 위한 공초점 현미경 실험을 통해서도 확인되었다. 도 3b는 유리 염료 (free dye)를 흡수한 세포가측정 후 10분 안에 형광광도의 절반이 감소하고 1시간 내에 완전히 탈색됨을 보여주는 사진이다. 반면， NMP VT680)가 함입된 세포는 형광 강도의 변화가 크지 않았다.
도 4는 VT680 결합 NMP의 동시적 센싱 및 형광 -자기 이미징을 이용한 다양한 생체적 적용을 보여주는 그림이다.
도 5는 상업적으로 구입 가능한 멀티 -코어 입자와 제조한 멀티 -코어 입자 (MyOne, Master Bead 및 NMP)를 비교한 결과를 나타낸 그림이다. 마이크로미터 이하 사이즈의 MyOne 및 Master bead는 세포, 단백질 등의 분류 목적으로 유용하다. 나아가, 이들은 최근 단일코어입자 시스템에 비하여 높은 및 Ms 값 때문에 자기 센싱에 이용되기도 한다. 그러나, 이들은 본 발명자들의 최근의 실험을 통해 낮은 생산성， 타겟팅 이후 완화기간동안 큰 사이즈로 인해 입자가 침전한다는 점 및 용액 내에서 이질상 (heterogeneous phase)으로 존재한다는 사실 등의 문제점을 가지고 있음이 확인되었다. 제조된 NMP 시스템은 더 큰 단일입자 (약 16 nm)로 구성되고 더 높은 값의 r2 및 3를 가지는 멀티 -코어 및 실리카 코팅을 가지며, 인비보 적용시 약 80 nm 의 전체크기와 완층액에서의 동질상 (homogeneous phase)을 보여주었다. T2 값의 재생능력을 비교하기 위하여 완층용액 내 모든 입자들의 완화시간 (¾)을 측정하자 MyOne 및 Master bead에서는 시간의 흐름에 따른 침전문제로 인해 재현 데이터를 얻지 못했다
도 6는 씨드 -매개 (seed— mediated) 방법을 통하여 제작된 다양한 크기의 Mn 도핑 자성 나노입자에 대한 TEM 분석결과를 나타낸 그림이다. 효율적인 멀티- 코어 시스템을 수득하기 위해선, 더 큰 나노입자를 단일 입자로 사용해야 하며 이를 위해 씨드 -매개 입자제조 방법을 이용하게 된다. 먼저, 작은 크기의 나노입자 (9 nm 이하)를 고온 (300°C)에서 Mn(acac)2, Fe(acac)3 및 순한 산화제 (1,2-hexadecanediol)로부터 쉽게 제작할 수 있으며, 이들로부터 동일한 양의 금속원을 첨가하면서 12 - 16 nm 까지 크기를 증가시킨다. TEM 분석으로부터, 작은 크기 (왼쪽)， 중간크기 (가운데) 및 큰 크기 (오른쪽)의 씨드 나노입자가 정형성 , 구형 및 높은 결정성을 보이며 이들은 각각 9 nm, 12 nm 및 16 nm의 다른 크기를 가진다는 사실을 확인하였다 (scale bar = 10 nm).
도 7은 SQUID를 이용하여 9 nm 실리카 셸 NMP의 자기 특성을 측정한 결과를 나타낸 그림이다。 16 nm 멀티 코어 Mn-MNP는 상온 (300 K)에서 초- 상자성을 가졌으며, 낮은 온도 (5 K)에서는 더 높은 Ms 값 (110 emu/[M]g)을 보였다, ZFC(zero-field-cooling) 및 FC(f ield-cool ing) 실험에 따르면, 방해 온도 ( )는 250K 였으며， 이는 초-상자성이 관찰되는 온도이기도 하다. 도 8은 다양한 나노입자 시스템에서의 /^및 ^값을 요약한 결과를 나타낸 그림이다. CLICK eye lo—dext ran linked iron oxide) 나노입자는 이미징， 센싱 등에 유용한 물질로 보고되었다 (13). 이는 단일코어 나노입자가 크기가 작기 때문에 (평균 5 nm 이하) 상대적으로 낮은 r2 값을 가진다. 제작된 16 nm 크기의 자성 나노입자는 CLIO와 동일한 화학적 조성을 가지나 크기가 더 커서 47배 더 높은 r2값을 보인다. 또한 자성체의 화학적 조성을 Mn 도핑을 통해 변형시켰을 때 , 동일한 크기 (16 nm)에서의 값은 414 s^mM"1로 크게 증가하였다ᅳ 더 큰 크기의 Mn-MNP (특히 20 nm)가 16 nm 크기와 유사한 r2 값을 가짐을 확인하여 전체 크기의 증가를 통해서 더 이상 r2값에 영향을 미치지 못함을 알 수 있었다. 이러한 문제점을 해결하기 위하여 본 발명자들은 16 nm Mn-MNP 및 얇은 셸 NMP (9 nm)로 이루어진 멀티 -코어 시스템 (NMP)를 채택하였으며， 훨씬 높은 r2 값 (538 s— ^ Γ1)을 보였다.
도 9는 항체접합을 위한 ΝΜΡ의 표면변형을 나타낸 그림이다ᅳ NMP VT680)의 표면을 PEG 분자 및 1차 아민 작용기로 처리하여 친수성을 증가시키고 활성부분을 제공하였다. 이후 노보넨 분자와 클릭 화학 (click chemistry)에 의해 빠르게 반응하는 테트라진 프로세싱 화합물을 단순한 EDC/NHS 반응으로 일차 아민에 결합시켰다. 테트라진 및 노보넨의 자세한 제조과정은 다음과 같다; 모든 화합물은 Sigma-Aldrich 또는 Acros에서 구입하였으며 변형없이 사용하였다. 테트라진 (3-( H)enzylamino)-l,2,4,5-tetrazine) 및 (13,23,43)-비사이클로[2,2,1]헵타-5-엔-2-일 아세틱 애시드의 숙시니미딜 에스터는 공지된 방법 (3)으로 제조하였다. 예비적 HPLC는 335 요오드 에레이 검출기, 701 분별 수집기 및 Varian RPC18 컬럼 (모델 A6002250X212)이 장비된 Varian ProStar model 210를 이용하여 21 mL/min 유속에서 수행하였다. 모든 HPLC 수행에 있어서, 용액 A는 0 1% TFA가 포함된 물로 구성되고, 용액 B는 1OT 물 및 0,1% TFA가 포함된 아세토니트릴로 구성된다. ¾(400 MHz) 스펙트럼은 Bruker Advance-400 NMR 스펙트로미터를 이용하여 CD30D와 TSP(3- (trimethylsilyl)-propionic-2,2,3(3-D4acid sodium salt)를 내부 기준물질로 하여 수집하였다. 질량 분광학 데이터는 Micromass ZQ4000 ESI -MS 기구를 이용하여 얻었다.
도 10은 CLIO 및 제조된 NMP의 세포독성 측정을 위한 ΜΊΤ 분석결과를 나타낸 그림이다. BT474 유방암 세포 및 3T3 섬유아세포를 다양한 농도의 자기 나노입자로 처리하고 세포생존성을 MT 분석으로 측정하였다. 세포 생존성은 모든 그룹에서 90% 를 상회하였고， 이로 인해 십분의 수 마이크로그램 수준의 양 (0.4 mgml/1)으로는 제조되고 변형된 나노입자가 24시간 내에 급성 세포독성을 나타내지 않음을 보여준다.
【발명의 실시를 위한 형태】
이하, 실시예를 통하여 본 발명을 더욱 상세히 설명하고자 한다。 이들 실시예는 오로지 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 요지에 따라 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 제한되지 않는다는 것은 당업계에서 통상의 지식을 가진 자에 있어서 자명할 것이다. 실시예
실험방법
실험재료
Fe(acac)3(Iron(ni) acetylacetonate)(99.9%) , Fe(acac)2(Iron( Π ) acetylacetonate) (99.9%), 1,2-핵사데칸디올 (1,2-Hexadecandiol， 90 %), 올레산 (OA, 99%) , 올레일아민 (0Υ, 70%) , Co(acac)2(Cobalt (Π) acetylacetonate, 97%) , Mn(acac)2(Manganese (II) acetylacetonate) , 0DE(l-0ctadecene, 95 %), 클로로포름 (99%)， DMSA(2 , 3-Dimercaptosuccini c acid, 98%) , 트리에틸아민 (99¾ ， DMSOCDimethyl sulfoxide, 99.9%), PVP(poly-vinylpyrrol idone) 용액 (PVP, Mr 55,000 Da), VT680(Vivotag-680) , TE0S(Tetraethyl orthosi 1 icate 99.999 %) , Si -PEG ( 2 [ me t hoxy ( po 1 y e t hy 1 eneoxy )propyl]trimethoxysil ane ) , APS(3ᅳ aminopropyltriethyoxysi lane) , EDC (N-(3-Dimethylaminopropyl )-N'- ethylcarbodi imide hydrochloride) , Sulfo-NHS(N-Hydroxysulfosuccinimide sodium salt, 98.5 %) 및 3- 广벤질아미노) -1,2, 4, 5-테트라진은 Sigma— Aldrich 또는 Gelest에서 구입하였으며, 별도의 변형을 가하지 않았다. 이소프로판올 (99.5 ), 핵산 (98.5 %), 에탄올 (99„ 5 %) 및 NaHC03 는 Fisher Scientific에서 구입하였으며， 별도의 변형을 가하지 않았다.
16 nm Mn-MNP의 합성 및 이들의 특성 확인
본 발명자들은 10 nm Mn-MNP를 연속적인 합성을 위한 씨드 (seed)로서 합성하였다. Fe(acac)3(4 mmoL, 1.4 g) , Mn(acac)2(2 mmoL, 0.5 g) , 1,2- 핵사데칸디을 (10 mmoL, 2.9 g) , 0A(6 mmoL, 1.9 mL), 0Y(6 mmoL, 2.8 mL) 및 0DE(20 mL)를 1시간 동안 N2를 홀려주면서 강하게 저어주며 흔합하였다. 흔합물은 가열 후 2시간동안 200°C를 유지시켰다. 이어서, 온도를 278°C까지 급격히 상승시켰다. 이 시점에서 용액은 암갈색에서 검은색으로 변했다。 환류 후에 , 흔합물을 상온으로 넁각하고 이소프로판올 (4mL)을 첨가하였다. Mn- MNP는 원심분리 (3,000 X 15 min)에 의하여 수집한 후， 핵산용매 하에 분산시켰다. 씨드 -매개 성장 (seed-mediated growth)을 통하여 12 nm Mn-MNP를 만들기 위하여， 10 nm Mn-MNP (100 mg)을 같은 양의 금속 아세틸아세토네이트， 1,2-핵사데칸디을， OA, 0Y 및 0DE와 함께 상술한 바와 같이 핵산 (10mL)에 용해시켰다. 흔합물을 가열하고 100°C로 1시간 동안 유지하며 N2 환류로 핵산을 제거하였다. 상기 흔합물을 다시 가열하여 200 °C로 2시간 동안 유지시켰다. 마지막으로 온도를 300°C로 증가시키고 흔합물을 환류시킨 후 상온으로 넁각하였다. 입자들은 상술한 세척 및 분리 과정을 통해 수집하였다。
비슷한 방법으로， 12nm 입자를 씨드 (seed)로 하여 16 nm Mn-MNP를 합성하였다, 본 발명자들은 TEM(transmission electron microscope, JE0L 2100， JOEL USA), X-레이 분말 회절계 (XRD, RU300, Rigaku), I CP-AES( inductively- coupled lasma atomic emission spectrometer, Activa-S, HORIBA Job in Yvon) 및 SQUID(superconducting quantum interference device) 자기계 (S600X, Cryogenic)를 이용하여 각각 Mn-MNP의 형태， 구조， 조성 및 자기 성질에 대해 특성화하였다.
9 nm NMP VT680)의 합성 및 특성 확인
제조한 16 nm Mn-MNP를 10 mL 클로로포름에 용해시키고 트리에틸아민 50 liL를 첨가하였다. 10 mL DMS0에 용해시킨 DMSA(50mg)을 나노입자 용액에 주입하였다. 흔합물이 차차 이질화 될 때까지 40°C에서 6시간 동안 흔들고 원심분리 (3,000 rpm, 10 분)를 통해 침전시켰다. 과량의 DMSA를 제거하기 위하여 침전물을 에탄을로 조심스럽게 세척한 뒤에 균질기 (homogenizer)를 이용하여 10 mL 에탄올에서 분산시켰다. 10 mL DMS0에 용해시킨 50 mg DMSA를 다시 나노입자 에탄올 용액에 첨가하고 전체 과정을 반복하였다. 최종 침전물을 50 mL ¾0에서 분산시켰다. DMSA를 처리한 Mn— MNP는 결국 수용액 내에서 분산력이 생겼다。 실리카 셸을 VT680 유기염료로 코팅하려면， PVP 중합체 처리를 통한 St공정을 위하여 EtOH 용액에 용해시켜야 한다. Mn-MNP 용액 (34/7 mL, 20 mgmL_1solut ion in water)을 PVP 용액 (0.65 mL, 25.6 gL_1in ¾0)에 첨가하고 흔합물을 상온에서 하루 동안 상온에서 저어주었다. 액상 아세톤 (¾0/acetone = 1/10， v/v)을 첨가함으로써 PVP-안정화 Mn— MNP를 분리하고 4000rpm에서 10분간 원심분리하였다. 상층액을 제거하고 침전된 입자를 에탄올 (10 mL)에 재분산시켰다. EtOH에 용해되고 아세톤에 용해되지 않는 부분적으로 결집된 MNP를 만들기 위하여， 100 mg PVP를 처리한 Mn-MNP를 10 mL EtOH에 분산시키고 ImL 아세톤 (EtOH/acetone, 10/1， v/v)을 첨가하였다. VT680에 의해 변형된 TMS(trimethoxysilane)를 APS와 함께 질소 하에서 Schlenk line 표준 기술을 이용하여 제작하였다, TE0S 및 APS-변형 VT680 TE0S/VT680 몰 비율 =0.3/0.04) 흔합 용액을 PVP-안정화 Mn-MNP 에탄올 용액에 주입하였다. 암모니아 용액 (0„86 mL, 30 wt% by N¾)을 촉매로 하여 개시되는 중합반응 (Polymerization)에 의하여 유기 염료를 함유한 Mn-顧 P-실리카 코어셸 나노입자를 제조하였다。 이들 입자를 에탄을에서 분산시키고 초 원심분리 (18 000 rpm, 30 분)로 침전시켰다. 원심분리 (18 000 rpm, 30 분)를 통해 NMP(370 mg)를 얻은 뒤 염기성 에탄을 (50 mL ； pH12)에서 재분산시키고 Si-PEG(275 mg, 0.5 mmol) 및 APS(22 mg, 으 1 mmol)와 반응시킨 다음 2시간 동안 상온에서 질소 하에서 저어주었다。 생성된 MNP는 반웅하지 않은 Si 화합물로부터 원심분리를 통해 분리한 뒤 에탄을로 수번 세척하였다. (NMP를 에탄을과 흔합하고 원심분리 (13000 rpm, 20분)를 통해 분리한 후 상층액을 제거하고 에탄올을 다시 첨가하였다. 침전된 입자를 20분간 초음파 분해 (sonication)를 통해 재분산시켰다。 이러한 과정을 몇 번 반복하였다. 마지막으로 일차아민 말단화 (primary amine terminated) NMP를 20 mL ¾0로 재분산시켰다. 제조한 NMP는 TEM, UV/Vis 흡광 및 방사 현미경 (emission spectroscopy)으로 확인하였다. 바이오틴포는 항체 접합
바이오틴 3-설포 -N-하이드록시숙시니미드에스터 소듐 염 (Aldrich, Biotin- NHS, 90 «과 접합시키기 위하여 , 본 발명자들은 EDC 화학반응을 이용하여 NMP의 1차 아민으로부터 아마이드 결합을 생성하였다. NH2 말단화 NMP(25 mg)를 20 mL ¾0에 분산시키고 흔합 후 EDC(5 mg)를 첨가하였다. 흔합 용액은 상온에서 3시간 동안 저어주었다。 접합 나노입자는 원심분리 (12,000 rpm, 20분)에 의하여 침전시키고 ¾0로 3번 세척하였다. 항체와 접합시키기 위하여 본 발명자들은 아마이드 결합을 형성함으로서 NMP를 테트라진 (tetrazine)으로 처리하였다. 본 발명자들은 항체 (anti-HER2/neu: Herceptin, 6mg · mL_1)를 1 mL PBS 완층액에 용해시키고 0.1 M NaHC03를 첨가함으로서 pH 8.2로 조절하였다. 그 후 (13，23，43)-비사이클로[2.2.1]헵타-5-엔-2-일 아세틱 애시드의 숙시니미딜 에스터 2 mg을 첨가하였다 (SI 도 6). 그런 다음 흔합물을 30분 동안 37°C에서 인큐베이션하였다. 노보렌 -활성 (norbornene-active) 항체를 PD-10 탈염 컬럼 (GE Healthcare Bio—Sciences)을 이용하여 정화시키고 즉시 테트라진 처리 NMP(5mg · mL— 와 결합시켰다. 흔합물을 4°C에서 6시간 동안 흔들어주고 정화하였다. BC bicinchoninic acid) 분석결과 ((BCA protein assay kit, Pierce Biotechnology) 나노입자 당 항체의 숫자는 약 100개이다. 세포배양
BT474 유방암 세포주를 습기를 가한 5 % C02 대기하에서 37°C를 유지하면세 0 % 우태아혈청이 포함된 RPMI 1640 배지 (Hyclone, Logan, UT)에서 배양하였다.
MR & FMT 이미징
MRI 시료를 4.7 T 임상전 MRI 기구 (BioSpec 47/40 Ultra Shielded Refrigerated, Bruker BioSpin, Corp. , Billerica, MA)에 적용하였다. 이러한 MRI 기구는 AVANCE 콘솔을 마주보는 40 cm 수평 마그넷 보어 (magnet bore)를 가지며， 12 cm 경사 세트 (gradient set KBGA-12)를 장비하여 720 mT/m SR(slew rate) 6000 T/m/s로 720 mT/m의 자기를 제공할 수 있다. 35 mm 내경을 가진 새장형 코일 (birdcage coil)을 사용하여 RF를 전송하고 MR 신호를 수신하였다. 스카우트 이미지는 경사에코 연쇄 (gradient echo sequence)와 함께 삼면에서 얻어져서 연구를 위한 적합한 위치를 결정할 수 있게 한다. MRI 이미지를 얻기 위하여 고속 스핀-에코인 RARE 연쇄를 사용하였다. 256 x 256 매트릭스의 연쇄를 하기의 파라미터로 수행하였다: 유효 에코시간 ms, 반복시간 5000 ms, 에코 트레인 길이 8, 시계 (field of view) 3 x 3 cm2, 평균 숫자 2. 전체 종양 커버는 름새가 없는 12x1 mm 두께의 축방향 슬라이스를 통해서 얻었다. 각각의 동물들은 N20 및 02(7:3)의 흔합기체 하에서 이소플루란 (isoflurane, 5 % induction, 1.5 % maintenance)으로 마취하였다. 작장 온도는 온풍기를 이용하여 유지하였다。
MTT분석
Μ 분석키트 (Sigma-Aldrich)를 사용하여 나노입자 존재 하에서의 세포 생존성을 측정하였다. 마우스 NIH/3T3 섬유아세포를 우태아혈청 10%, 페니실린 및 스트렙토마이신 (1¾>)， L-글루타민 (1%), 소듐 비카보네이트 (2%)이 포함된 DMEM 배지에서 배양하였다, 인간 HCT116 결장암 세포를 McCoy's 5a 배지에서 배양하였다. 양 세포주는 습기를 가한 5 % C02의 대기하에서 37°C로 유지해주었다。 합류시점에서 세포를 세척하고 트립신 처리를 한 후 배양배지에서 재부유 (resuspend)시켰다. 세포들을 96-웰 조직배양 프레이트에 5,000 cells/well의 농도로 넣어주고 5 % C02 하에서 37°C로 밤새 배양하였다. 나노입자 용액을 배양배지에 다양한 농도로 첨가하고 세포들을 다시 나노입자 존재 하에서 37°C로 5 % C02 대기 하에서 24시간 동안 배양하였다. 세포 생존성을 시험하기 위하여， 배양배지를 ΜΊΤ 용액으로 교체하였다. 37 °C, 5 % C02 대기 하에서 3시간 배양 후, MTT 가용화 용액 (MTT solubilization solution)을 첨가하여 얻어진 포르마잔 크리스탈을 용해시켰다. 결과는 배경 흡광도를 690 nm로 하여 570 nm 파장에서 분광학적으로 측정함으로서 세포 생존성을 결정하였다. 실험결과
16 nm Mn-MNP의 합성 및 이들의 특징 확인
본 발명자들은 우선 망간에 도핑된 산화철 자기 나노입자 (Mn-丽 P)를 좁은 공간에 집중시켜 산화금속 나노입자 중에서 비교적 s 값이 큰 코어형태로 합성한 후， Mn-MNP 크기를 16 nm 까지 증가시켜 R2값을 seed-growth 방법에 따라 증가시켰다. (7) 이들 입자를 수득하기 위하여， 우선 Fe(acac)3, Mn(acac)2 및 1,2-핵사데카네디올을 고온 (300 °C)에서 반응시킴으로써 10 nm 의 Mn— MNP를 씨드 (seed)로써 제작하였다. 금속원 화합물을 첨가한 후 반웅을 반복함으로서 12 - 16 nm까지 차차 커지면서 크기 선택성이 없는 단분산 분포를 이룬다.
실리카 셸을 코팅하기 위하여, 수성 및 알콜용매에 용해시켜야 한다。 불행하게도， 제조된 상태의 Mn-MNP는 헥산이나 클로로포름 등의 비극성 유기용매에서만 분산이 된다. 따라서， Mn-MNP의 표면은 2가지 다른 화합물， 즉 DMSA(2,3-dimercaptosuccinic acid) 및 PVP(polyviny-pyrrol idone, Mw = 55 kDa) 중합체로 순차적으로 처리해 줌으로서, 알콜 용해성 Mn-MNP를 수득하였다. Mn- MNP는 동일한 크기에서 단일금속 도핑 산화철 나노입자 중 가장 높은 Ri 값을 보이는 0.5 T에서 비교적 높은 , 420 s^-mF1 값을 보였다. 예를 들어, 본 발명자들이 이전에 제조한 CoFe204및 Fe304나노입자는 각각 214 및 237 s— ^m 1를 나타낸 바 있다. 본 발명자들은 Mn-MNP가 더 높은 ik 값의 우수한 코어 자기물질이 될 수 있다고 결론지었다. 본 발명자들은 알콜 용해성 Mn-MNP에 실리카 셸을 씌우는 과정은 St방법을 이용하였다. 요약하자면，
TEOSCtetraethyl orthosi 1 icate, 99, 999%)를 나노입자 에탄올 용액에 흔합한 후 30 % NH40H를 첨가함으로서 pH를 8.2로 조절하였다. 이 시점에서， 실리카 셸의 두께는 MNP 및 TE0S의 다양한 농도 비율에 따라 변할 수 있다 (도 la). 단일코어 MNP 및 실리카 셸 입자는 수용액에서 높은 용해성을 보이며 다른 생체관련 분야에의 적용에 적합하다 (8)。 그러나, 단일코어 물질은 코팅되지 않은 Mn-MNP에 비하여 낮은 v¾ 이완도 (0.5T에서 54 s— ^ 1)를 보였다. 실리카 셸은 코어 MNP와 주변의 물분자 사이의 자기 상호작용을 방해할 수 있는데， 이러한 현상은 낮은 ¾값에 기인한 민감도의 감소를 야기하는 문제를 일으킨다. R2 값 감소를 극복하기 위하여， 본 발명자들은 부분적으로 군집한 MNP를 도입하여 멀티코어 MNP 시스템을 만들고 실리카 셸 코팅을 하였다. 또한 인 비보 적용을 위하여 전체 크기를 100 nm 이하로 유지하였다 (도 lb).
본 발명자들은 나노입자의 크기 및 형태를 파악하기 위하여 TEM( transmission electron microscopy)를 이용한 결과 실리카 셸 내에서 마치 석류와 같은 완벽한 멀티 -코어 입자를 관찰하였다。 본 발명자들은 이러한 코어一셸 나노입자를 '나노一자기 석류 (nano— magnetic pomegranate)' 라고 명명하였다. 실리카 셸의 두께는 단일 코어물질을 제작할 때와 같은 방법으로 Mn-MNP 및 TE0S 농도의 비율을 조절함으로서 9-140 nm 로 다양해질 수 있다, TEM 분석 및 X-레이 회절 (XRD) 연구로부터 (도 lc), 코어 내의 丽 -MNP가 실리카 셸 형성 이전과 같이 16 nm 크기의 구형이고, 코팅되지 않은 Mn-MNP의 피크와 완전히 일치하는 역 스피넬 자성체 구조 (inverse spinel ferrite structure)의 전형적 패턴을 가진다는 것이 밝혀짐으로서 각각의 Mn-MNP 나노입자가 코팅 과정에서 형태， 크기 및 결정성 (crystallinity)에 영향을 받지 않는다는 것을 확인하였다. NMP는 작은 각도에서 실리카 셸에 대해 무정형의 광범위한 XRD 패턴을 가진다。 군집 코어의 전체 평균크기는 약 70 nm 이고， 실리카 셸 내부에 대략 83.7개 정도의 입자가 존재한다. 본 발명자들은
SQUID( super conduct ing quantum interference device) 자기계를 이용하여 NMP의 자기적 특성도 확인하였다. 9 nm 셸 NMP는 여전히 초-상자성 (super- par amagnet ic)을 가졌으며 300 K에서 더 높은 s(101 emu/g [M])를 가진다, 또한 방해 온도 (blocking temperature, )는 FC(f ield cooling) 및 ZFC(zero field cooling) 연구 결과 250 K로 측정되었다. ΝΜΡ의 및 7¾ 값을 비교하기 위하여 , 본 발명자들은 9 nm 에서 140 nm 의 다양한 셸 두께의 NMP의 Ί\ 및 Τ2 값을 다양한 농도에서 측정하였다. 이후， 금속 이온의 농도를 ICP— AES 기구 (Activa-S, H0RIBA Job in Yvon)를 이용하여 분석하고 ^ 및 R2 값으로 변환하였다ᅳ
및 Ri 값이 실리카 셸의 두께에 미치는 영향을 조사하기 위하여， 본 발명자들은 다양한 두께 (9, 12, 16 및 140 nm)의 NMP를 비교하였다. R2 값은 셸 두께가 증가할수록 각각 538， 535, 486 및 434 s— ½Μ_1으로 감소하였으며， 9 nm 셸 NMP는 코팅되지 않은 Mn-丽 P(414 s— ½Μ_1)에 비하여 130% 높은 값을 가졌다. ¾값은 두께가 증가할수록 점진적으로 감소하는 경향을 보였다 (도 2a 및 2b) 본 발명자들은 덩어리화된 코어 MNP가 R2 값을 증가시키고, 셸이 두꺼워질수록 코어 MNP와 셸 주변의 물분자 간의 자기 상호작용을 방해함으로써 인해 R 값을 감소시킨다고 생각하였다. 그러나 7¾ 값은 코어 MNP와 물분자 간의 거리에만좌우되기 때문에 셸의 두께가 증가할수록 감소하였다.
T2 대조도를 비교하기 위하여， 본 발명자들은 16 nm 전체크기를 가지고 크기 편차가 적은 Fe304) CoFe204 및 MnFe204와 같은 다양한 도핑 자성체를 제작하였다. 본 발명자들은 CLIO, Fe304( CoFe204> MnFe204및 본 발명의 NMP(9 nm 및 140 nm)의 T2측정을 4.7 Τ MRI 기구를 이용하여 수행하였다. 도 2c에서 MnFe204 나노입자는 동일한 금속농도의 다른 자성 나노입자들보다 어둡게 나타냈다. 얇은 셸 NMP는 매우 낮은 농도 (0.1 pM 이하)에서 유의한 명암신호를 보이고, 140 nm 셸 NMP는 R2 값의 차이처럼 코팅하지 않은 (bare) MNP와 유사한 강도를 보였다. 그 결과, 본 발명의 NMP 나노조성물 시스템은 자기 센성 및 자기공명 이미징에 우수한 소재가 될 수 있음이 밝혀졌다.
9 nm醒 PCVT680)의 합성 및 특성 확인
NMP 물질쎄 형광 특성을 부여하여 MR 이미징 뿐 아니라 동시에 형광 이미징에도 웅용하기 위한 과정으로서, 본 발명자들은 근자외선 (NIR, VT680) 유기염료를 공지된 방법 (4)으로 코팅과정 동안 실리카 셸에 넣어주었다。 보통， 유기염료는 산소 분자와 반웅하면서 빛에 노출되면 쉽게 탈색된다 (9)。 본 발명자들은 셸 두께가 약 6 nm 일때 NIR 염료로 1차 코팅 후 2차 실리카 코팅 (약 3 nm 증가)을 함으로서 이러한 유기염료의 광 -탈색 (photo-bleaching) 현상을 극복하였다. 두 번째 코팅으로 인하여 산소 분자의 침투를 효율적으로 막을 수 있다. 실리카 셸 내부의 비 -탈색 염료의 효율을 확인하기 위하여， 본 발명자들은 광 -탈색 실험을 수행하였다. 실험은 250W UV 광선을 다양한 시간에 노출시킨 후 형광 방사 스펙트럼을 수집하여 덱스트란 폴리머 코팅 나노입자 (CLIO, cross-linked iron oxide), 단일 및 이중 처리 NMP 및 순수 염료 용액의 VT680 유기염료 방사 세기와 비교하면서 이루어졌다 (도 3a). 순수 유리 유기염료는 300분 동안 노출시키면 빠르고 완전하게 탈색되었다. CLI0-VT680 및 단일 코팅 NMP(VT680)는 각각 원래의 45% 및 75%의 세기가 남아있었다. 반면， 이증 코팅된 NMP 내부의 염료는 아무런 변화 없이 동일한 세기를 유지하였다. 단일 및 이중 처리 셸의 광 -탈색 결과로부터, 수용액 상의 산소분자가 3 nm 실리카 셸에 침투할 수 있으며， 염료 분자의 광-안정성에 영향을 미치는 것을 알 수 있다. 실제 상황에서 광-안정성의 효율을 증명하기 위하여， 본 발명자들은 Her2 항체 접합 NMP(VT680)를 암세포 (BT474) 특이적 타겟팅에 이용하고 CLSM( con focal laser scanning microscope)에 의해 강력한 레이저에 노출시키면서 직접 형광강도의 변화를 모니터링하였다 (도 3b). NMP(VT680)를 주입한 세포의 형광은 여전히 액상 실험에서의 강도를 유지하였으나 순수 유기 염료를 주입한 세포는 CLSM 측정 10분 후부터 형광 강도의 유의한 감소를 보였다. 바이오틴포는 항체 접합
특이성을 부여하기 위하여， Her2 수용체를 과발현하는 BT474 세포에 의해 선택적으로 인식될 수 있는 Her2 항체를 이용하여 표면을 변형하였다. 두 종류의 유기-실리콘 화합물인 Si— PEG(2-
[ me t hoxy ( po 1 y e t hy 1 eneoxy ) r opy 1 ] t r i me t hoxy s i 1 ane ) 및 APS (3- aminopropyltriethyoxysilane)를 NMPCVT680)에 처리하여 Si -PEG에 의해 액상 완춤액에서 우수한 친수성 및 용해성을 가지도록 하고, APS의 1차 아민을 통해 말단화에 적합하게 하였다. 본 발명자들은 테트라진 및 노보넨 분자의 작용기를 NMP(VT680)-PEG/NH2 및 항체로 변형하는 단순한 클릭 화학 (click chemistry) 공정을 이용하여 Her2 항체에 고정된 NMP(VT680)-PEG/NH2를 제작하였다 (SI, 도 6). 클릭 화학은 1시간 이내에 결합 형성이 완성되며 커플링이 빠르고 시간의 흐름에 따른 항체의 활성 감소가 최소화되어 생체분자 결합 나노입자 제작에 유용하다 (10)。 BCA 분석 (bicinchoninic acid protein assay kit; Pierce Biotechnology) 결과 NMP 당 항체의 슷자는 약 100개였다. 나아가， BT474 암세포에 대한 타겟팅의 검출 민감성을 DMR 기구를 이용하여 측정하였다 (도 4)(11). ICP-AES를 이용하여 정량화한 세포 당 NMP의 숫자는 약 105개였다。 적정곡선을 통해 계산한 세포 완화도 (eel hilar relaxivity)는 약 2ᅳ 3X103 s_1[cell per microliter]— 1였다. 검출 한도는 거의 수 개의 세포 수준 (검출 부피에서 20개 세포 미만)이었으며, 이는 본 발명자들의 CLIO 나노입자에 관한 이전 연구에서 보여준 민감도를 크게 상회하는 것이다 (12). 결론적으로， 이는 유기 염료 주입 NMP가 형광 이미징 뿐 아니라 자기 센싱에 매우 유용함을 보여주는 강력한 증거이다.
FMT & MR 이미징
본 발명자들은 인 비보 마우스 모델에서 이러한 향상된 형광 및 자기 효율이 더 나은 암 영상화를 가능하게 한다는 사실올 증명하였다 (도 4c). 10 mg[M]/kg NMP(VT680)-Her2Ab 용액을 마우스에 정맥주사한 후 FMT( fluorescence molecular tomography, Visen Medical) 및 7T MRI 기구를 이용하여 형광 및 腿 (magnetic resonance) 이중 이미징을 실시하였다. NMP는 24시간 후에 간 (liver)에서 강력한 혹 명암 신호 (black contrast signal) 및 밝은 NIR 형광을 나타냈다. MRI 및 FMT를 이용하여 인 에서 시간에 따른 NMP의 순환을 모니터링한 결과， 마우스 간의 간세포 (hepatocytes)에서 3시간 이내에 입자가 빠르게 축적되고 주입 24시간후에 MRI 및 FMT 강도가 최대값이 됨을 확인하였다. MNP는 체내에서 점차 배출되었고， MRI 및 FMT을 이용한 동일위치분석 (co- localization study)을 통해 2주 후엔 완전히 제거됨을 관찰하였다. 아비딘 적정
본 발명자들은 본 발명의 NMP 시스템에 대해 다른 생물학적 적용을 시도하였는데， 예를 들어 특이적 단백질에의 타겟팅 후 단백질 자기 센싱 분석이 그것이다 (도 4b), 아비딘 분석 (avidin assay)에^의 적정 결과로부터 아비딘의 양이 바이오틴 -변형 NMP의 T2 값 변화를 통하여 검출될 수 있음을 확인하였다. 실제로 MnFe204 및 CLI0 입자가 각각 25 및 2000 pM의 검출 한계를 가짐에 비해， NMP-바이오틴은 1.5 pM의 낮은 아비딘 농도에서도 매우 높은 검출 감도를 보여준다.
MTT분석
또한 동일한 배양조건 (농도， 시간 및 온도)에서의 NMP의 세포독성을 측정하였다. MTT(3-(4,5— dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyltetrazolium) 브로마이드 분석결과， 암세포나 섬유아세포에 대한 어떠한 급성 세포독성 (acute cytotoxicity)도 보이지 않아 세포 생존성은 다량의 NMP(400 ug/mL) 하에서도 90%를 상회하였다。 상술한 인 비보 실험 데이터는 NMP가 생체적합성을 가진다는 사실 외에도, 인 비보 시스템에서 여하한 세포독성의 문제도 없이 순환 후 잘 배출됨을 보여준다. 따라서， 이들 NMP 시스템은 세포 추적， 전달 센싱 및 이미징 등과 같은 인 비보 I비트로 생물학적 웅용에 유용할 것이다. 이상으로 본 발명의 특정한 부분을 상세히 기술하였는 바， 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 있어서 이러한 구체적인 기술은 단지 바람직한 구현예일 뿐이며, 이에 본 발명의 범위가 제한되는 것이 아닌 점은 명백하다. 따라서， 본 발명의 실질적인 범위는 첨부된 청구항과 그의 등가물에 의하여 정의된다고 할 것이다. 참조 문헌
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Claims

【특허청구범위】
【청구항 11
(a) 망간 함유 자기나노입자 (Mn-Magnetic Nanopart icle: Mn-MNP) 멀티코어 (multi-core); 및 (b) 상기 멀티코어를 코팅하는 실리카 셸 (silica shell)을 포함하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 2]
제 1 항에 있어서, 상기 코어-셸 나노입자는 실리카 셸 안쪽에 유기 형광 염료를 추가적으로 포함하는 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 3]
제 1 항에 있어서， 상기 실리카 셸의 두께는 9-90 nm 인 것을 특징으로 하는 코어—셸 나노입자. '
【청구항 4]
제 1 항에 있어서， 상기 코어-셸 나노입자는 15-100 nm 의 크기를 가지는 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 5]
제 1 항에 있어서， 상기 Mn-MNP는 실리카 셸 내부에 나노입자 형태로 존재하며 30-150개의 Mn-MNP 나노입자가 멀티-코어를 형성하는 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 6]
제 1 항에 있어서, 상기 Mn-MNP는 Mn, Fe, Co, Zn 또는 이들의 산화물인 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 7] 제 1 항에 있어서， 상기 코어-셸 나노입자는 횡축 이완도 (transverse relaxivity; J¾)가 400-550 s^mT1인 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 8】
제 1 항에 있어서 , 상기 코어—셸 나노입자는 타겟팅 모이어티 (targeting moiety)가 표면에 결합되어 있는 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 9]
제 8 항에 있어서, 상기 타겟팅 모이어티는 바이오틴, 스트랩타비딘, 아비딘, 항체， 앱타머, 폴리펩타이드, 펩타이드， 리간드, 수용체， 렉틴, 당, 지질， 당지질 또는 핵산인 것을 특징으로 하는 코어-셸 나노입자.
【청구항 10]
상기 제 1 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항의 코어-셸 나노입자를 포함하는 조영제 (imaging agent),
【청구항 11】
제 10 항에 있어서， 상기 조영제는 腿 (magnetic resonnance) 조영제인 것을 특징으로 하는 조영제.
【청구항 12】
상기 제 1 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항의 코어-셸 나노입자를 포함하는 자기센서 .
【청구항 13]
다음 단계를 포함하는 대상의 내부 부위 (internal region)의 이미지를 제공하는 방법 :
(a) 상기 제 11 항의 조영제 (imaging agent)를 대상 (subject)에 투여하는 단계 ; 및 (b) magnetic resonance imaging을 이용하여 상기 대상을 스캐닝하여 내부 부위에 대한 이미지를 얻는 단계.
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