WO2023121271A1 - 약물 전달용 나노복합체 - Google Patents

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WO2023121271A1
WO2023121271A1 PCT/KR2022/020909 KR2022020909W WO2023121271A1 WO 2023121271 A1 WO2023121271 A1 WO 2023121271A1 KR 2022020909 W KR2022020909 W KR 2022020909W WO 2023121271 A1 WO2023121271 A1 WO 2023121271A1
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nanocomposite
drug
drug delivery
hydrogel
sol
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PCT/KR2022/020909
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현택환
김대형
최승홍
강태규
차기두
박옥규
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서울대학교산학협력단
기초과학연구원
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Definitions

  • the present invention relates to nanocomposites for drug delivery.
  • GBM glioblastoma multiforme
  • the present invention provides a nanocomposite capable of effectively delivering a drug.
  • the nanocomposite for drug delivery includes a sol-gel transfer polymer, a drug carrier disposed on the sol-gel transfer polymer, a drug carrier loaded with a drug, and a sol-gel transfer polymer, and a magnetic field. It contains a magnetic heating element that generates heat under its influence.
  • the sol-gel transition polymer may change from a sol state to a gel state in response to heat.
  • the sol-gel transfer polymer may include PLA-PEG-PLA.
  • the drug carrier may include drug-loaded micelles.
  • the micelles may include PLA-PEG.
  • the micelle may have a moiety that binds to the targeting peptide.
  • the magnetic heating element may include water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes. Heat generated by the magnetic heating element may promote diffusion of the drug carrier and the drug.
  • the nanocomposite for drug delivery may have biodegradability.
  • the nanocomposite for drug delivery may exist in a sol state before being injected into a living body, and may form a hydrogel after being injected into the living body.
  • Nanocomposites for drug delivery according to embodiments of the present invention can be injected into a living body to effectively deliver drugs.
  • FIG. 1 is a view for explaining a nanocomposite for drug delivery and an application example thereof according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 2 schematically shows a GBM treatment process using a nanocomposite for drug delivery according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 3 shows a SEM image of the hydrogel nanocomposite.
  • Figure 8 shows the modulus of the hydrogel and the modulus of the hydrogel nanocomposite compared to the brain modulus.
  • 11 shows the penetration depth of the drug after 3 hours when the nanocomposite was deeply (12 mm) injected into the artificial brain tissue.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining drug release from a hydrogel nanocomposite.
  • Figure 15 shows the change in mesh size of the hydrogel matrix at 37 °C and 42 °C.
  • MFI 17 shows the mean fluorescence intensity (MFI) of U87MG cells incubated with micelles with and without targeting moieties, respectively.
  • FIG. 1 is a view for explaining a nanocomposite for drug delivery and an application example thereof according to an embodiment of the present invention.
  • the nanocomposite for drug delivery may include a sol-gel transition polymer, a drug carrier, and a magnetic heating element.
  • the sol-gel transition polymer may include a thermally reactive biodegradable polymer (poly(lactic acid-ethylene glycol-lactic acid), PLA-PEG-PLA).
  • the nanocomposite exists in a sol state before being injected into the human body, and after being injected into the human body, it can be gelated at body temperature to form a hydrogel.
  • the drug carrier may include micelles containing doxorubicin.
  • the micelle may include a biodegradable polymer, for example, PLA-PEG, and the PLA-PEG may be functionalized with a GBM targeting peptide (PLA-PEG-pepviii), and a drug (DOX-PLA-PEG) can be combined
  • the magnetic heating element may include water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFIONs).
  • the water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) can generate heat locally under an external magnetic field to promote the diffusion of micelles and drugs.
  • Figure 2 schematically shows a GBM treatment process using a nanocomposite for drug delivery according to an embodiment of the present invention.
  • GBM is detected by magnetic resonance (MR) scanning.
  • Macroscopic tumors are removed by surgical resection.
  • Nanocomposites in a sol state are injected into the brain and parenchymal surfaces.
  • the nanocomposite is gelled into a hydrogel, and a degradable bio-glue is applied to the hydrogel nanocomposite to restore the skull.
  • AMF alternating magnetic fields
  • wFION water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes
  • Thermal activation by an alternating magnetic field is repeated every other day for two weeks.
  • the remaining loaded drug is released by spontaneous diffusion for an additional 2 weeks.
  • a new nanocomposite can be re-injected in a minimally invasive manner through syringe injection for long-term treatment.
  • Drug delivery using the nanocomposite has the following characteristics for postoperative treatment of GBM.
  • Anticancer drugs drug bypass the Blood-Brain Barrier (BBB) and are delivered locally to the GBM site.
  • BBB Blood-Brain Barrier
  • the soft mechanical properties of hydrogel nanocomposites minimize mechanical mismatch.
  • Fluid injection of the nanocomposite in the sol state ensures a conformal interface between the nanocomposite and the brain and minimizes potential drug leakage into the cerebrospinal fluid (CSF) with the bioglue.
  • CSF cerebrospinal fluid
  • Micelles release the drug continuously.
  • Several drugs can be loaded into the nanocomposite to cope with the heterogeneity of GBM.
  • the biodegradation of the hydrogel nanocomposite minimizes the patient's reaction to foreign substances and prevents secondary surgery for recovery.
  • Hydrogel nanocomposites can be re
  • Figure 3 shows a SEM image of the hydrogel nanocomposite.
  • the SEM image shows uniform dispersion of water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) in which micelles and fluorescein are bound inside the hydrogel nanocomposite.
  • the hydrogel matrix is composed of a triblock copolymer, PLA-PEG-PLA, and the molecular weight of each polymer block can be set to 1380-1450-1380 for easy gelation at a desired temperature.
  • Figure 4 shows a phase diagram of the sol-gel transition behavior of the nanocomposite according to concentration and temperature
  • Figure 5 shows the result of dynamic rheological analysis of the nanocomposite according to temperature
  • Figure 6 shows the nanocomposite at 10 ° C and 37 ° C shows a cryo-TEM image of
  • the sol-gel transition behavior of the nanocomposite varies depending on concentration and temperature.
  • the nanocomposite exists as a solution at 10 °C but transforms into a gel at 37 °C, which is similar to the gelation behavior of bare hydrogel.
  • Dynamic rheological analysis shows that the sol-gel transition temperature at which the storage modulus (G') becomes greater than the loss modulus (G") is about 32 °C.
  • Gelation is accompanied by a structural change, cryogenic-transmission electron microscopy (Cryo-TEM). According to the images, micelles and water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) are dispersed in the sol-state solution, but aggregate in the gel-state.
  • Figure 7 shows the result of dynamic rheological analysis of the nanocomposite according to the gelation time
  • Figure 8 shows the modulus of the hydrogel and the modulus of the hydrogel nanocomposite compared to the brain modulus.
  • the inset of FIG. 7 shows a fluorescence microscope image of a hydrogel nanocomposite (red) conformally coated on the surface of an artificial brain tissue (green).
  • the physical properties of the hydrogel nanocomposite can be optimized for compatibility with the intracortical environment.
  • the time required for the sol-gel transition is about 40 seconds as estimated by rheological analysis. This fast gelation enables seamless coating using the hydrogel nanocomposite on the lateral wall of the brain parenchyma. Fluorescence imaging shows that the nanocomposite solution injected into the artificial brain parenchyma immediately gels and forms a conformal interface.
  • Hydrogel nanocomposites have a lower modulus than brain tissue, minimizing mechanical mismatch.
  • CSF cerebrospinal fluid
  • the nanocomposite can be injected into brain tissue using a syringe and forms a soft drug reservoir inside the brain.
  • the depth of injection into the brain and the distance between injection sites can be controlled by manipulating the injection process. This provides great advantages in treating deeply infiltrated GBM cells that remain after excisional surgery.
  • wFION Water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes
  • the thermal effect is maximized when the core size of water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) is 22 nm at 100 mM.
  • Water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) exhibit high saturation magnetization and negligible leakage in hydrogels. The temperature rise is maintained at about 5° C. to prevent thermal damage to normal brain tissue.
  • the optimal distance from the external coil is 0.9 cm and 1.2 cm for 50 ⁇ l and 150 ⁇ l hydrogel nanocomposites containing water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) at a concentration of 100 mM, respectively.
  • wFION water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes
  • FIG. 9 shows the penetration depth of the drug after 3 hours when the nanocomposite is coated on the artificial brain tissue surface
  • FIG. 10 shows the penetration depth of the drug after 3 hours when the nanocomposite is injected into the artificial brain tissue
  • 11 represents the penetration depth of the drug after 3 hours when the nanocomposite was deeply (12 mm) injected into the artificial brain tissue.
  • the penetration depth of the drug by the hydrogel nanocomposite was analyzed using fluorescence measurements of doxorubicin (DOX) molecules in artificial brain tissue. Doxorubicin (DOX) molecules were allowed to diffuse from the nanocomposite coated on the artificial tissue surface or injected into the artificial tissue, and fluorescence was compared after 3 hours of diffusion at 37°C and 42°C.
  • DOX doxorubicin
  • the nanocomposite coated on the artificial brain tissue surface shows a limited penetration depth, although thermal activation improves the penetration depth to some extent.
  • nanocomposites injected into artificial brain tissue allow for a deeper penetration of doxorubicin (DOX).
  • DOX doxorubicin
  • the area between the injection sites can be filled with doxorubicin (DOX) due to enhanced diffusion by thermal activation. Centimeter-scale drug penetration is favored for treating deeply located GBM cells.
  • drug diffusion after thermal activation can reach a depth of about 15 mm in the region between the injection sites.
  • Doxorubicin (DOX)-loaded micelles can be synthesized using the nanoprecipitation method.
  • Micelles are composed of two types of amphiphilic diblock copolymers. One with a maleimide moiety (PLA-PEG-maleimide) for conjugation with GBM-targeting peptides for sustained, targeted and controlled drug delivery and one with an acid for pH-responsive release of doxorubicin (DOX). There is a cleavable bond (DOX-PLA-PEG).
  • the GBM-targeting peptide (pepviii) is linked to a maleimide group. Synthesis of each polymer component is confirmed by 1 H-NMR.
  • the hydrodynamic diameter of doxorubicin (DOX)-loaded micelles measured by dynamic light scattering is 61 nm.
  • Micelles can be synthesized to deliver one or more drugs such as temozolomide (TMZ) and doxorubicin (DOX). Regardless of the type of loaded drug, the hydrogel nanocomposite exhibits similar sol-gel transition behavior, and the composition of the loaded drug can also be controlled as needed.
  • TMZ temozolomide
  • DOX doxorubicin
  • FIG. 12 is a diagram for explaining drug release from a hydrogel nanocomposite.
  • drug release depends on the mesh size of the hydrogel matrix.
  • Doxorubicin (DOX) molecules trapped in the hydrogel nanocomposite can diffuse easily, but the spontaneous release of doxorubicin (DOX)-loaded micelles is inhibited because of their larger hydrodynamic size than doxorubicin (DOX) molecules.
  • the biodegradation of the hydrogel with time gradually increases the mesh size of the hydrogel, thereby increasing the release of micelles.
  • Thermal activation can induce temperature-dependent expansion of the hydrogel matrix, which promotes the release of doxorubicin (DOX) molecules and doxorubicin (DOX)-loaded micelles.
  • FIG. 13 shows the drug release profile over time from the hydrogel.
  • black represents a hydrogel with doxorubicin (DOX) molecules
  • red represents a hydrogel with doxorubicin (DOX)-loaded micelles
  • blue represents a hydrogel with doxorubicin (DOX)-loaded micelles and covered with bioglue.
  • Figure 14 shows the time-dependent drug release profile from the hydrogel nanocomposite at 37 °C and 42 °C
  • Figure 15 shows the change in mesh size of the hydrogel matrix at 37 °C and 42 °C.
  • FIG. 16 shows drug release according to pH from micelles loaded with doxorubicin (DOX), and FIG. 17 shows mean fluorescence intensities of U87MG cells incubated with micelles with and without a targeting moiety, respectively. , MFI).
  • DOX doxorubicin
  • the pH-responsive linkage (hydrazine bond) between doxorubicin (DOX) and the PLA-PEG terminus is cleaved in acidic conditions of tumor tissue or within endosomes of GBM cells.
  • doxorubicin (DOX) release is promoted at acidic pH (5.4, tumor endosomal pH) compared to physiological pH (7.4).
  • the targeting peptide immobilized on the micelles effectively binds to vascular endothelial growth factor (VEGF), which is upregulated in GBM cells, suggesting that doxorubicin (DOX)-loaded micelles exhibit higher uptake by U87MG cells than micelles without the targeting moiety. make it possible to show
  • hydrogel nanocomposite appears black, which is absent in the control group, and degrades over time.
  • the ratio of MR signal intensities between the hydrogel nanocomposite and normal brain tissue was analyzed at various time points. A gradual decrease in the ratio indicates a gradual degradation of the hydrogel nanocomposite (approximately 60% at 4 weeks after implantation). It was found that side effects such as brain swelling did not occur even when the nanocomposite was injected.
  • the biodegradation behavior of the hydrogel nanocomposites was monitored after intramuscular and subcutaneous injection.
  • the hydrogel nanocomposite was almost degraded after 2 weeks and completely disappeared after 4 weeks of injection.
  • the biocompatibility of the material was assessed by immunohistochemical staining of brain tissue at various time points.
  • Astrocytes glial fibrillary acidic protein (GFAP)
  • microglia ionized calcium-binding adapter molecule (Iba-1)
  • neuronal somata neuroonal nuclear antigen (NeuN)
  • axons neuroofilament light polypeptide (NF-L)
  • the experimental group treated with the hydrogel nanocomposite did not show a significant increase in the expression of immune-related markers compared to the control group for 8 weeks. This means that the hydrogel nanocomposites do not induce severe short-term and long-term immune responses.
  • a GBM resection model was set up by transplanting fluorescent GBM cells (U87MG-Luc2, ATCC) into the cerebral cortex of each mouse and surgically removing a certain amount of the growing tumor about 2 weeks later. Then, the mice were divided into three groups: 1) control group (ablation and PBS injection), 2) DOX group (ablation and intravenous injection of doxorubicin), and 3) nanocomposite group (ablation and injection of hydrogel nanocomposite). separated.
  • the hydrogel nanocomposite was injected into several areas of the brain parenchyma and also injected into the brain parenchymal surface. After gelation, bioglue was applied to the hydrogel nanocomposite, and then the skin was redistributed and sutured.
  • the nanocomposite group received radiomagnetic activation for 30 minutes every other day for the first two weeks, followed by spontaneous release of the remaining drug and micelles.
  • the drug was administered via tail vein injection.
  • Therapeutic efficacy was evaluated by monitoring changes in tumor volume by in vivo luminescence measurements using IVIS (IVIS Lumina II, Caliper Life Sciences).
  • IVIS IVIS Lumina II, Caliper Life Sciences
  • the tumor volume of the control group and the DOX group increased significantly for 2 weeks, whereas the tumor volume of the nanocomposite group effectively decreased after treatment.
  • the change in average tumor volume for the control group and the DOX group is +4,795% and +2,835%, respectively, whereas it is -68.87% for the nanocomposite group.
  • the backbone polymer was dissolved in phosphate-buffered saline (PBS) solutions of various concentrations. These solutions were stirred in a refrigerated environment (4° C.) until a homogeneous clear state was achieved. Successful preparation of the polymer solution was verified by thermo-responsive gelation at 37 °C. After preparing the polymer solution, concentrated drug-loaded micelles and water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) were added to the solution to obtain a nanocomposite solution. Drug-loaded micelles were added to the polymer solution at a concentration of 3.85 mg/ml. The concentration was determined taking into account the LD50 of mouse (7.678 mg/kg). Water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes (wFION) were added to the polymer solution at a concentration of 100 mM.
  • PBS phosphate-buffered saline
  • the sol-gel phase transition temperature of the hydrogel solution was determined using an inverting method.
  • a 4 mL vial was filled with 1 mL of the nanocomposite solution and maintained at various temperatures between 20 °C and 60 °C at 5 °C intervals. The phase transition was observed visually by inverting the vial.
  • a gel is defined as no flow observed in an inverted vial.
  • the size and shape of the hydrogel and hydrogel nanocomposite were observed using cryo-TEM (Tecani G2 F20, Philips). Gelation time was measured with a rheometer by monitoring the time dependent changes in storage modulus (G') and loss modulus (G”) for various temperatures.
  • MR imaging using a 3-T MR image scanner evaluated the biodegradability of the hydrogel nanocomposites in the brain, subcutaneous, and intratumoral regions of mice.
  • T2-weighted images were obtained by measuring the hydrogel nanocomposite and tissue with a fast spin echo (FSE) sequence.
  • the regions of the hydrogel nanocomposite could be distinguished.
  • a threshold method was used for image segmentation and processing.
  • the 1-day MR images were analyzed to select appropriate regions of the hydrogel nanocomposites according to a minimum threshold using ImageJ software.
  • the average value of the signal intensity of the corresponding area was obtained from the images of various viewpoints.
  • the average value of the MR signal intensity for the cortical region was measured and the ratio of the MR signal intensity between the hydrogel nanocomposite region and the cortical region was calculated.
  • the ratios of signal intensities were normalized to those obtained from day 1 MR images.
  • the luminescence intensity of U87MG-Luc2 cells was imaged using IVIS (IVIS Lumina II, Caliper Life Sciences) and quantified using software (Perkin Elmer)
  • the timing of excisional surgery was determined by MR and IVIS imaging ( It was determined taking into account the morphology and volume of the implanted tumor, which was measured using a 2 weeks post injection of GBM cells (usually 2 weeks after injection of GBM cells).
  • Experimental procedures for the control group and the nanocomposite group are as follows. PBS (control group) or hydrogel nanocomposite (nanocomposite group) was injected at 4 locations 0.3 mm away from the center of the resected tumor.
  • Nanocomposites for drug delivery according to embodiments of the present invention can be injected into a living body to effectively deliver drugs.

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Abstract

약물 전달용 나노복합체가 제공된다. 상기 약물 전달용 나노복합체는 졸-겔 전이 고분자, 상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 약물이 로딩된 약물 캐리어, 및 상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 자기장의 영향을 받아 열을 발생시키는 자성 발열체를 포함한다.

Description

약물 전달용 나노복합체
본 발명은 약물 전달용 나노복합체에 관한 것이다.
GBM(glioblastoma multiforme) 환자는 대부분 재발을 겪고 있으며 수술, 방사선 요법, 화학요법 등의 표준 치료를 마친 후에도 평균 수명이 14.5개월에 불과하다. GBM 세포는 뇌 실질 깊숙이 침투하여 악성 종양과 건강한 뇌 조직 사이의 경계를 흐리게 한다. 따라서 건강한 뇌 조직을 손상시키지 않고 외과적 절제를 통해 종양 세포를 근절하기 어렵고, 잔여 침윤성 GBM 세포가 재발을 유발한다. GBM 수술 후 치료를 위한 약물 전달은 혈액-뇌 장벽에 의해 제대로 이루어지지 못하는 문제가 있다.
본 발명은 약물을 효과적으로 전달할 수 있는 나노복합체를 제공한다.
본 발명의 다른 목적들은 다음의 상세한 설명과 첨부한 도면으로부터 명확해 질 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달용 나노복합체는 졸-겔 전이 고분자, 상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 약물이 로딩된 약물 캐리어, 및 상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 자기장의 영향을 받아 열을 발생시키는 자성 발열체를 포함한다.
상기 졸-겔 전이 고분자는 열에 반응하여 졸 상태에서 겔 상태로 변화할 수 있다. 상기 졸-겔 전이 고분자는 PLA-PEG-PLA를 포함할 수 있다.
상기 약물 캐리어는 약물이 로딩된 미셀을 포함할 수 있다. 상기 미셀은 PLA-PEG를 포함할 수 있다. 상기 미셀은 표적화 펩타이드와 결합하는 모이어티를 가질 수 있다.
상기 자성 발열체는 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브를 포함할 수 있다. 상기 자성 발열체에 의해 발생한 열이 상기 약물 캐리어 및 상기 약물의 확산을 촉진할 수 있다.
상기 약물 전달용 나노복합체는 생분해성을 가질 수 있다. 상기 약물 전달용 나노복합체는 생체에 주입하기 전에 졸 상태로 존재하고, 상기 생체에 주입된 후 하이드로겔을 형성할 수 있다.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달용 나노복합체는 생체에 주입되어 약물을 효과적으로 전달할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달용 나노복합체 및 그 적용예를 설명하기 위한 도면이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달용 나노복합체를 이용한 GBM 치료 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 3은 하이드로겔 나노복합체의 SEM 이미지를 나타낸다.
도 4는 농도 및 온도에 따른 나노복합체의 졸-겔 전이 거동의 상 다이어그램을 나타낸다.
도 5는 온도에 따른 나노복합체의 동적 유변학적 분석 결과를 나타낸다.
도 6은 10℃ 및 37℃에서 나노복합체의 Cryo-TEM 이미지를 나타낸다.
도 7은 겔화 시간에 따른 나노복합체의 동적 유변학적 분석 결과를 나타낸다.
도 8은 하이드로겔의 모듈러스 및 하이드로겔 나노복합체의 모듈러스를 뇌 모듈러스와 비교하여 나타낸다.
도 9는 나노복합체를 인공 뇌 조직 표면에 코팅한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타낸다.
도 10은 나노복합체를 인공 뇌 조직에 주입한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타낸다.
도 11은 나노복합체를 인공 뇌 조직에 깊게(12mm) 주입한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타낸다.
도 12는 하이드로겔 나노복합체로부터의 약물 방출을 설명하기 위한 도면이다.
도 13은 하이드로겔로부터의 시간에 따른 약물 방출 프로파일을 나타낸다.
도 14는 37℃ 및 42℃에서 하이드로겔 나노복합체로부터의 시간에 따른 약물 방출 프로파일을 나타낸다.
도 15는 37℃ 및 42℃에서 하이드로겔 매트릭스의 메시 크기의 변화를 나타낸다.
도 16은 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀로부터의 pH에 따른 약물 방출을 나타낸다.
도 17은 표적화 모이어티가 있는 미셀과 표적화 모이어티가 없는 미셀로 각각 인큐베이션된 U87MG 세포의 평균 형광 강도(MFI)를 나타낸다.
이하, 실시예들을 통하여 본 발명을 상세하게 설명한다. 본 발명의 목적, 특징, 장점은 이하의 실시예들을 통해 쉽게 이해될 것이다. 본 발명은 여기서 설명되는 실시예들에 한정되지 않고, 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 여기서 소개되는 실시예들은 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 따라서, 이하의 실시예들에 의하여 본 발명이 제한되어서는 안 된다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달용 나노복합체 및 그 적용예를 설명하기 위한 도면이다.
도 1을 참조하면, 약물 전달용 나노복합체는 졸-겔 전이 고분자, 약물 캐리어, 및 자성 발열체를 포함할 수 있다. 상기 졸-겔 전이 고분자는 열 반응성 생분해성 고분자(poly(lactic acid-ethylene glycol-lactic acid), PLA-PEG-PLA)를 포함할 수 있다. 상기 나노복합체는 인체에 주입하기 전에는 졸 상태로 존재하다가 인체에 주입된 후 체온에서 겔화되어 하이드로겔을 형성할 수 있다. 상기 약물 캐리어는 독소루비신을 함유한 미셀(micelles)을 포함할 수 있다. 상기 미셀은 생분해성 고분자, 예를 들어, PLA-PEG를 포함할 수 있고, 상기 PLA-PEG는 GBM 표적 펩타이드(PLA-PEG-pepviii)로 기능화될 수 있고, 약물(DOX-PLA-PEG)과 결합할 수 있다. 상기 자성 발열체는 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(water-dispersible ferrimagnetic iron oxide nanocubes, wFIONs)를 포함할 수 있다. 상기 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)는 외부 자기장 하에서 국소적으로 열을 발생시켜 미셀과 약물의 확산을 촉진할 수 있다.
주사기 바늘을 통해 약물이 로딩된 미셀과 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)를 포함하는 열 반응성 졸-겔 전이 고분자를 주입하면 스파이크 모양을 갖는 연질의 피질내 약물 저장소가 형성된다. 이 독특한 구조로 인해 약물이 깊숙이 위치한 GBM 세포에 도달할 수 있다. 약물의 침투는 무선 자기 온열 활성화에 의해 더욱 향상될 수 있다. 바이오글루(bio-glue)로 하이드로겔 나노복합체를 캡슐화하면 뇌척수액으로의 약물 누출이 최소화될 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 약물 전달용 나노복합체를 이용한 GBM 치료 과정을 개략적으로 나타낸다.
도 2를 참조하면, 1) GBM은 자기 공명(MR) 스캐닝에 의해 검출된다. 2) 거시적 종양은 외과적 절제로 제거된다. 3) 졸 상태의 나노복합체는 뇌와 실질 표면에 주입된다. 4) 나노복합체는 하이드로겔로 겔화되고, 하이드로겔 나노복합체에 분해성 바이오글루(bio-glue)를 적용하고 두개골을 복원한다. 5) 교류 자기장(alternating magnetic fields, AMF)을 적용하여 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)에 의해 국소 온열을 유도하여 미셀과 약물이 뇌 조직으로 확산되는 것을 촉진한다. 교류 자기장에 의한 열 활성화는 2주 동안 격일로 반복된다. 6) 나머지 로딩된 약물은 추가 2주 동안 자연 확산에 의해 방출된다. 7) 하이드로겔 나노복합체의 생분해 후, 장기간 치료를 위해 주사기 주입을 통해 최소 침습 방식으로 새로운 나노복합체를 다시 주입할 수 있다.
상기 나노복합체를 이용한 약물 전달은 GBM의 수술 후 치료에 다음과 같은 특징을 갖는다. 1) 항암제(약물)는 혈액-뇌 장벽(Blood-Brain Barrier, BBB)을 우회하여 GBM 부위에 국소적으로 전달된다. 2) 스파이크 모양의 피질내 약물 저장소 및 교류 자기장 활성화에 의한 국소 온열은 약물이 침윤성 GBM 세포에 도달하도록 돕는다. 3) 하이드로겔 나노복합체의 부드러운 기계적 특성은 기계적 불일치를 최소화한다. 4) 졸 상태의 나노복합체의 유체 주입은 나노복합체와 뇌 사이의 컨포멀한 계면을 보장하고, 바이오글루로 뇌척수액(CSF)으로의 잠재적인 약물 누출을 최소화한다. 5) 미셀은 약물을 지속적으로 방출한다. 6) GBM의 이질성에 대처하기 위해 여러 약물을 나노복합체에 로딩할 수 있다. 7) 하이드로겔 나노복합체의 생분해는 환자의 이물질 반응을 최소화하고 회수를 위한 2차 수술을 방지한다. 8) 하이드로겔 나노복합체는 최소 침습 주입을 통해 재충전될 수 있다.
도 3은 하이드로겔 나노복합체의 SEM 이미지를 나타낸다.
도 3을 참조하면, SEM 이미지는 하이드로겔 나노복합체 내부의 미셀과 플루오레세인이 결합된 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)의 균일한 분산을 보여준다. 하이드로겔 매트릭스는 삼중 블록 공중합체인 PLA-PEG-PLA로 구성되고, 각 중합체 블록의 분자량은 원하는 온도에서 용이한 겔화를 위해 1380-1450-1380으로 설정될 수 있다.
도 4는 농도 및 온도에 따른 나노복합체의 졸-겔 전이 거동의 상 다이어그램을 나타내고, 도 5는 온도에 따른 나노복합체의 동적 유변학적 분석 결과를 나타내며, 도 6은 10℃ 및 37℃에서 나노복합체의 Cryo-TEM 이미지를 나타낸다.
도 4 내지 도 6을 참조하면, 상기 나노복합체의 졸-겔 전이 거동은 농도와 온도에 따라 달라진다. 상기 나노복합체는 10℃에서 용액으로 존재하지만 37℃에서 겔로 변형되며, 이는 베어 하이드로겔(bare hydrogel)의 겔화 거동과 유사하다. 동적 유변학적 분석은 저장 모듈러스(G')가 손실 모듈러스(G")보다 커지는 졸-겔 전이 온도가 약 32℃임을 보여준다. 겔화는 구조적 변화를 수반하는데, Cryo-TEM(cryogenic-transmission electron microscopy) 이미지에 따르면 미셀과 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)는 졸 상태의 용액 내에는 분산되어 있지만 겔 상태에서는 응집한다.
도 7은 겔화 시간에 따른 나노복합체의 동적 유변학적 분석 결과를 나타내고, 도 8은 하이드로겔의 모듈러스 및 하이드로겔 나노복합체의 모듈러스를 뇌 모듈러스와 비교하여 나타낸다. 도 7의 삽입도는 인공 뇌 조직(녹색)의 표면에 컨포멀하게 코팅된 하이드로겔 나노복합체(적색)의 형광 현미경 이미지를 나타낸다.
도 7 및 도 8을 참조하면, 하이드로겔 나노복합체의 물리적 특성은 피질내 환경과의 호환성을 위해 최적화될 수 있다. 졸-겔 전이에 필요한 시간은 유변학적 분석에 의해 추정된 바와 같이 약 40초이다. 이러한 빠른 겔화는 뇌 실질의 측벽에 하이드로겔 나노복합체를 이용하여 이음매 없는 코팅을 가능하게 한다. 형광 이미징은 인공 뇌 실질에 주입된 나노복합체 용액이 즉시 겔화되고 컨포멀한 계면을 형성하는 것을 보여준다. 하이드로겔 나노복합체는 뇌 조직보다 모듈러스가 낮아 기계적 불일치를 최소화한다.
나노복합체의 빠른 겔화와 연질의 물리적 특성으로 인해 인공 뇌 조직의 울퉁불퉁한 표면에 있는 미세 구조는 하이드로겔 나노복합체에 의해 매끄럽게 덮인다. 반대로, 종래의 단단한 임플란트는 복잡한 인공 뇌 표면에 대하여 이러한 컨포멀한 계면을 형성할 수 없고, 임플란트와 뇌 표면 사이의 공극은 뇌척수액(CSF)으로 채워지며, 이는 뇌척수액(CSF)으로의 약물 누출을 유도하고 뇌 조직으로의 약물 전달 효율을 낮춘다.
나노복합체는 주사기를 이용하여 뇌 조직에 주입할 수 있으며, 뇌 내부에 연질의 약물 저장소를 형성한다. 따라서 뇌로의 주입 깊이와 주입 부위 사이의 거리는 주입 과정을 조작하여 제어할 수 있다. 이는 절제 수술 후 남아 있는 깊게 침윤된 GBM 세포를 치료하는 데 큰 이점을 제공한다.
교류 자기장에서 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)에 의해 유도된 국소 온열은 약물의 방출과 확산을 촉진한다. 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)의 코어 크기가 100mM에서 22nm일 때 온열 효과가 극대화된다. 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)는 높은 포화 자화 및 하이드로겔에서 무시할 수 있는 누출을 나타낸다. 온도 상승은 정상 뇌 조직에 대한 열 손상을 방지하기 위해 약 5℃로 유지된다. 외부 코일로부터의 최적 거리는 100mM 농도의 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)를 포함하는 하이드로겔 나노복합체 50㎕ 및 150㎕에 대해 각각 0.9cm 및 1.2cm이다.
도 9는 나노복합체를 인공 뇌 조직 표면에 코팅한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타내고, 도 10은 나노복합체를 인공 뇌 조직에 주입한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타내며, 도 11은 나노복합체를 인공 뇌 조직에 깊게(12mm) 주입한 경우에 3시간 후 약물의 침투 깊이를 나타낸다. 하이드로겔 나노복합체에 의한 약물의 침투 깊이는 인공 뇌 조직에서 독소루비신(DOX) 분자의 형광 측정을 사용하여 분석하였다. 독소루비신(DOX) 분자는 인공 조직 표면에 코팅된 나노복합체 또는 인공 조직에 주입된 나노복합체로부터 확산되도록 하였고, 37℃ 및 42℃에서 확산 3시간 후 형광을 비교하였다.
도 9 내지 도 11을 참조하면, 인공 뇌 조직 표면에 코팅된 나노복합체는 열 활성화가 침투 깊이를 어느 정도 향상시키지만 제한된 침투 깊이를 보여준다. 반면에 인공 뇌 조직에 주입된 나노복합체는 독소루비신(DOX)의 더 깊은 침투를 허용한다. 특히, 주입 부위 사이의 영역은 열 활성화에 의해 향상된 확산으로 인해 독소루비신(DOX)으로 채워질 수 있다. 센티미터 규모의 약물 침투는 깊게 위치한 GBM 세포를 치료하는 데 선호된다. 나노복합체를 인공 뇌 조직에 깊게(약 12mm) 주입하면 열 활성화 후 약물 확산이 주입 부위 사이의 영역에서 약 15mm 깊이까지 도달할 수 있다. 이러한 결과는 깊은 주사기 주입 후 열 활성화에 의해 침투성이 높은 약물 전달이 달성될 수 있음을 나타낸다.
독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀은 나노 침전 방법을 이용하여 합성될 수 있다. 미셀은 두 가지 유형의 양친매성 이중 블록 공중합체로 구성된다. 지속적, 표적화 및 제어된 약물 전달을 위해 하나는 GBM을 표적으로 하는 펩타이드와 결합하기 위한 말레이미드 모이어티(PLA-PEG-말레이미드)가 있고 다른 하나는 독소루비신(DOX)의 pH 반응성 방출을 위한 산 절단성 결합이 있다(DOX-PLA-PEG). GBM-표적화 펩타이드(pepviii)는 말레이미드 그룹에 연결된다. 각 고분자 구성 요소의 합성은 1H-NMR에 의해 확인된다. 동적 광산란에 의해 측정된 독소루비신(DOX)-로딩 미셀의 유체역학적 직경은 61nm이다. 미셀은 테모졸로마이드(temozolomide, TMZ)와 독소루비신(DOX) 같은 약물을 하나 또는 둘 이상 운반하도록 합성될 수 있다. 로딩된 약물의 유형에 관계없이 하이드로겔 나노복합체는 유사한 졸-겔 전이 거동을 나타내며, 로딩된 약물의 조성도 필요에 따라 제어할 수 있다.
도 12는 하이드로겔 나노복합체로부터의 약물 방출을 설명하기 위한 도면이다.
도 12를 참조하면, 약물 방출은 하이드로겔 매트릭스의 메시 크기에 따라 달라진다. 하이드로겔 나노복합체에 갇힌 독소루비신(DOX) 분자는 쉽게 확산될 수 있으나 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀의 자발적 방출은 독소루비신(DOX) 분자보다 유체역학적 크기가 더 크기 때문에 억제된다. 시간에 따른 하이드로겔의 생분해는 하이드로겔의 메시 크기를 점진적으로 증가시켜 미셀의 방출을 증가시킨다. 열 활성화는 독소루비신(DOX) 분자와 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀의 방출을 촉진하는 하이드로겔 매트릭스의 온도 의존적 팽창을 유도할 수 있다.
도 13은 하이드로겔로부터의 시간에 따른 약물 방출 프로파일을 나타낸다. 도 13에서 흑색은 독소루비신(DOX) 분자가 있는 하이드로겔을 나타내고, 적색은 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀이 있는 하이드로겔을 나타내며, 청색은 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀이 있고 바이오글루로 덮인 하이드로겔을 나타낸다. 도 14는 37℃ 및 42℃에서 하이드로겔 나노복합체로부터의 시간에 따른 약물 방출 프로파일을 나타내고, 도 15는 37℃ 및 42℃에서 하이드로겔 매트릭스의 메시 크기의 변화를 나타낸다.
도 13 내지 도 15를 참조하면, 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀로부터의 약물 방출은 베어 독소루비신(DOX) 분자의 방출에 비해 억제된다. 하이드로겔이 분해되고 시간이 지남에 따라 약물 방출이 약간 증가한다. 시험관 내 가열 하에서 증가된 약물 방출(ΔT = 5℃)도 확인된다. 시간에 따른 약물 방출 및 열 활성화에 의한 약물 방출을 포함한 약물 방출 거동은 더 긴 시간과 더 높은 온도에서 증가하는 하이드로겔 메시 크기의 변화와 잘 일치한다. 또, 바이오글루(bio-glue) 처리된 하이드로겔 나노복합체로부터 약물 방출이 억제되는 것과 같이, 하이드로겔 나노복합체에 바이오글루를 코팅하면 뇌척수액으로의 약물 누출이 방지된다. 형광 이미지는 바이오글루에 의한 나노복합체로부터의 약물 확산의 효과적인 차단을 보여준다.
도 16은 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀로부터의 pH에 따른 약물 방출을 나타내고, 도 17은 표적화 모이어티가 있는 미셀과 표적화 모이어티가 없는 미셀로 각각 인큐베이션 U87MG 세포의 평균 형광 강도(Mean fluorescence intensities, MFI)를 나타낸다.
도 16 및 도 17을 참조하면, 독소루비신(DOX)과 PLA-PEG 말단 사이의 pH 반응성 연결(히드라진 결합)은 종양 조직의 산성 조건 또는 GBM 세포의 엔도솜 내에서 절단된다. 따라서 독소루비신(DOX) 방출은 생리학적 pH(7.4)에 비해 산성 pH(5.4, 종양 엔도솜 pH)에서 촉진된다. 또, 미셀에 고정된 표적화 펩타이드는 GBM 세포에서 상향조절된 혈관 내피 성장 인자(VEGF)에 효과적으로 결합하여 독소루비신(DOX)이 로딩된 미셀이 표적화 모이어티가 없는 미셀보다 U87MG 세포에 의해 더 높은 흡수를 나타낼 수 있게 한다.
생체 내에서 하이드로겔 나노복합체의 생분해성을 테스트하기 위해 약물이 없는 나노복합체를 마우스 뇌에 주입하고 다양한 시점에서 T2 강조 MR 영상으로 분해를 모니터링하였다. 처음에는 하이드로겔 나노복합체가 대조 그룹에는 없는 검은색으로 나타나며, 시간이 지남에 따라 분해된다. 정량적 분석을 위해 하이드로겔 나노복합체와 정상 뇌 조직 사이의 MR 신호 강도의 비율을 다양한 시점에서 분석하였다. 비율의 점진적인 감소는 하이드로겔 나노복합체의 점진적인 분해를 의미한다(이식 후 4주에 약 60%). 나노복합체를 주입해도 뇌 부종 등의 부작용이 발생하지 않는 것으로 나타났다. 또, 하이드로겔 나노복합체의 생분해 거동은 근육내 주사 및 피하 주사 후 모니터링되었다. 하이드로겔 나노복합체는 2주 후에 거의 분해되었고 주입 4주 후에 완전히 사라졌다. 재료의 생체적합성은 다양한 시점에서 뇌 조직의 면역조직 화학적 염색에 의해 평가되었다. 성상교세포(아교 섬유성 산성 단백질(GFAP)), 미세아교세포(이온화된 칼슘 결합 어댑터 분자(Iba-1)), 뉴런 소마타(뉴런 핵 항원(NeuN)) 및 축삭(뉴로필라멘트 광 폴리펩타이드(NF-L))은 뇌 조직에서 항원특이적 형광 염료로 염색되었다. 하이드로겔 나노복합체를 처리한 실험군은 전체 8주 동안 대조 그룹에 비해 면역 관련 마커 발현에서 유의한 증가를 나타내지 않았다. 이는 하이드로겔 나노복합체가 심각한 단기 및 장기 면역 반응을 유도하지 않음을 의미한다. 웨스턴 블롯 분석을 사용하여 면역관련 단백질의 발현을 정량적으로 비교하였으며, 처리 그룹과 대조 그룹(n = 9) 간에도 유의한 차이가 확인되지 않았다. 이러한 결과는 뇌 미세환경에서 하이드로겔 나노복합체의 생체적합성을 뒷받침한다.
약물 전달용 나노복합체의 치료적 효능을 평가하기 위해 동소성(orthotopic) 마우스 GBM 모델을 준비하였다. 형광 GBM 세포(U87MG-Luc2, ATCC)를 각 마우스의 대뇌 피질에 이식한 후 약 2주 후에 특정 양의 성장한 종양을 외과적으로 제거하여 GBM 절제 모델을 설정하였다. 그런 다음, 마우스를 3개의 그룹, 1) 대조 그룹(절제 및 PBS 주입), 2) DOX 그룹(절제 및 독소루비신의 정맥 주입), 및 3) 나노복합체 그룹(절제 및 하이드로겔 나노복합체의 주입)으로 구분하였다.
나노복합체 그룹의 경우, 하이드로겔 나노복합체를 뇌 실질의 여러 부위에 주입하고 뇌 실질 표면에도 주입하였다. 겔화 후, 하이드로겔 나노복합체에 바이오글루를 도포한 후 피부를 재배치하여 봉합하였다. 나노복합체 그룹은 처음 2주 동안 격일로 30분 동안 무선 자기 활성화를 받았고 나머지 약물과 미셀의 자연 방출이 뒤따랐다. DOX 그룹에서는 꼬리 정맥 주사를 통해 약물을 투여하였다.
치료 효능은 IVIS(IVIS Lumina II, Caliper Life Sciences)를 사용하여 생체 내 발광 측정으로 종양 부피 변화를 모니터링하여 평가하였다. 대조 그룹 및 DOX 그룹의 종양 부피는 2주 동안 유의하게 증가한 반면, 나노복합체 그룹의 종양 부피는 처리 후 효과적으로 감소하였다. 대조 그룹 및 DOX 그룹의 평균 종양 부피의 변화는 각각 +4,795% 및 +2,835%인 반면, 나노복합체 그룹의 경우 -68.87%이다.
나노복합체 그룹의 종양 부피의 이러한 현저한 억제는 대조 그룹 및 DOX 그룹보다 훨씬 더 높은 생존율을 이끌었다. 나노복합체 그룹의 모든 마우스는 생존한 반면, DOX 그룹은 5주 이내에 사망하였다. H&E(hematoxylin and eosin) 염색 및 TUNEL(terminal deoxynucleotidyl transferase dUTP nick end labeling) 분석 결과에 의해서도 나노복합체 그룹의 치료 효능을 확인할 수 있다. GBM 조직의 괴사와 세포사멸이 대조 그룹보다 나노복합체 그룹에서 더 많이 관찰되었다.
약물 전달용 나노복합체를 이용한 약물 전달은 GBM 성장의 성공적인 억제와 생존율의 큰 개선을 보여준다. 또, GBM 재발을 예방할 수 있는지 여부를 확인하기 위해 GBM 재발 마우스 모델을 추가로 준비하였다. 나노복합체를 리필한 후 1주일 동안 GBM 부피의 감소가 관찰되었으며 리필 후 3주 동안 관찰 가능한 GBM 신호가 감지되지 않았다. 이러한 리필 실험 결과는 약물 전달용 나노복합체가 GBM 재발을 장기적으로 예방할 수 있음을 나타낸다.
[약물 전달용 나노복합체의 제조예]
백본 고분자(backbone polymer)를 다양한 농도의 PBS(phosphate-buffered saline) 용액에 용해시켰다. 이들 용액을 균질한 투명 상태가 달성될 때까지 냉장 환경(4℃)에서 교반하였다. 고분자 용액의 성공적인 제조는 37℃에서 열 반응성 겔화에 의해 검증되었다. 고분자 용액을 제조한 후, 이 용액에 농축된 약물이 로딩된 미셀과 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)를 첨가하여 나노복합체 용액을 얻었다. 약물-로딩된 미셀을 3.85mg/ml의 농도로 고분자 용액에 첨가하였다. 농도는 마우스(7.678 mg/kg)의 LD50을 고려하여 결정되었다. 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브(wFION)를 100mM 농도로 고분자 용액에 첨가하였다.
[열 반응성 겔화의 특성화]
하이드로겔 용액의 졸-겔 상전이 온도는 반전법(inverting method)을 사용하여 결정하였다. 4mL 바이알에 1ml의 나노복합체 용액을 채우고 20℃와 60℃ 사이의 다양한 온도에서 5℃ 간격으로 유지하였다. 바이알을 뒤집어 상전이를 시각적으로 관찰하였다. 겔은 거꾸로 된 바이알에서 흐름이 관찰되지 않는 상태로 정의된다. Cryo-TEM(Tecani G2 F20, Philips)을 이용하여 하이드로겔과 하이드로겔 나노복합체의 크기와 형태를 관찰하였다. 겔화 시간은 다양한 온도에 대한 저장 모듈러스(G') 및 손실 모듈러스(G")의 시간 의존적 변화를 모니터링하여 레오미터로 측정되었다.
[생분해성 실험을 위한 생체 내 MR 이미징]
3-T MR 이미지 스캐너를 사용한 MR 이미징으로 마우스의 뇌, 피하, 종양 내 영역에서 하이드로겔 나노복합체의 생분해성을 평가하였다. 하이드로겔 나노복합체와 조직을 고속 스핀 에코(FSE) 시퀀스로 측정하여 T2 강조 영상을 얻었다. 뇌 MR 영상의 측정 변수는 반복 시간 = 5000ms, 유효 에코 시간(effective echo time) = 68ms, 에코 트레인(echo train) = 8, 에코 스페이싱(echo spacing) = 17ms, 평균 데이터 수 = 3, 영상 범위 = 30 Х 30mm, 매트릭스 = 240 Х 256, 슬라이스 두께 = 0.8mm, 플립 각도(flip angle) = 90°, 총 슬라이스 = 12, 수집 기간(acquisition duration) = 461초이다.
얻어진 뇌 MR 영상에서 하이드로겔 나노복합체의 영역을 구별할 수 있었다. 이미지 분할 및 처리를 위해 임계값 방법을 사용하였다. ImageJ 소프트웨어를 사용하여 최소 임계값에 따라 하이드로겔 나노복합체의 적절한 영역을 선택하기 위한 1일 MR 이미지를 분석하였다. 그런 다음 다양한 시점의 이미지에서 해당 영역의 신호 강도의 평균값을 획득하였다. 피질 영역에 대한 MR 신호 강도의 평균값을 측정하고 하이드로겔 나노복합체 영역과 피질 영역 사이의 MR 신호 강도의 비율을 계산하였다. 신호 강도의 비율은 1일 MR 영상에서 얻은 비율로 정규화되었다.
[마우스 종양 절제 모델을 이용한 생체 내 종양 치료]
동소성 마우스 뇌 GBM 모델을 준비하기 위해 약 2×105 U87MG-Luc2 세포를 대뇌 피질에 주입하였다(정위 프레임 사용, AP = +0.5mm, ML = +2.0mm, DV = -2.0mm(브레그마(bregma)로부터). U87MG-Luc2 세포의 발광 강도는 IVIS(IVIS Lumina II, Caliper Life Sciences)를 사용하여 이미지화되었으며 소프트웨어(Perkin Elmer)를 사용하여 정량화되었다. 절제 수술의 시기는 MR 및 IVIS 이미징(일반적으로 GBM 세포 주입 후 2주)을 사용하여 측정한 이식된 종양의 모폴로지와 부피를 고려하여 결정되었다.
절제술은 외과 드릴을 이용한 종양 제거, 절제된 종양의 흡인, 지혈의 순서로 이루어졌다. 그런 다음, 절제 수술을 받은 마우스를 무작위로 3개의 그룹(각 그룹에 대해 n=7), 1) 대조 그룹(절제 및 PBS 주입), 2) DOX 그룹(절제 및 DOX의 정맥 주입), 3) 나노복합체 그룹(절제 및 하이드로겔 나노복합체의 주입)으로 구분하여 할당하였다. 대조 그룹과 나노복합체 그룹에 대한 실험과정은 다음과 같다. PBS(대조 그룹) 또는 하이드로겔 나노복합체(나노복합체 그룹)를 절제된 종양의 중심에서 0.3mm 떨어진 4곳에 주입하였다. 이어서, 대조 그룹 또는 나노복합체 그룹의 주입면에 PBS(대조 그룹) 또는 하이드로겔 나노복합체(나노복합체 그룹) 48㎕를 각각 적하하였다. 그 다음, 나노복합체 그룹의 표면에 바이오글루를 떨어뜨린 후 봉합하였다. DOX 그룹에서는, 1.25mg/kg의 DOX를 GBM 절제술 후 꼬리 정맥에 주입하였다. 모든 실험 동물은 수술 후 관리로 5% 포도당으로 처리하였다. 나노복합체 그룹에 대하여는 자기 활성화(magnetic activation)를 수행하였다. 마우스를 마취시키고 시험관 내 실험 방법과 동일한 조건으로 자기 활성화를 가하였다. 이 치료는 2주 동안 2일에 1회 실시하였다.
이제까지 본 발명에 대한 구체적인 실시예들을 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.
본 발명의 실시예들에 따른 약물 전달용 나노복합체는 생체에 주입되어 약물을 효과적으로 전달할 수 있다.

Claims (10)

  1. 졸-겔 전이 고분자;
    상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 약물이 로딩된 약물 캐리어; 및
    상기 졸-겔 전이 고분자에 배치되고, 자기장의 영향을 받아 열을 발생시키는 자성 발열체를 포함하는 약물 전달용 나노복합체.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 졸-겔 전이 고분자는 열에 반응하여 졸 상태에서 겔 상태로 변화하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 졸-겔 전이 고분자는 PLA-PEG-PLA를 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 약물 캐리어는 약물이 로딩된 미셀을 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 미셀은 PLA-PEG를 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 미셀은 표적화 펩타이드와 결합하는 모이어티를 갖는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 자성 발열체는 수분산성 페리자성 산화철 나노큐브를 포함하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 자성 발열체에 의해 발생한 열이 상기 약물 캐리어 및 상기 약물의 확산을 촉진하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 약물 전달용 나노복합체는 생분해성을 갖는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 약물 전달용 나노복합체는 생체에 주입하기 전에 졸 상태로 존재하고, 상기 생체에 주입된 후 하이드로겔을 형성하는 것을 특징으로 하는 약물 전달용 나노복합체.
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