本発明は放出制御が可能な薬物伝達複合体及びこれを含む薬学的組成物に関するものである。

腫瘍(Tumor)は非正常的な細胞の過剰により発生する非正常的で、非制御的であり、無秩序な細胞増殖の産物であり、このような腫瘍が破壊的な増殖性、浸潤及び転移性を持つようになれば悪性腫瘍(malignant tumor)に分類されるようになる。特に、分子生物学的な観点で見れば、遺伝子の変異により発生する遺伝的な疾患ということができる。それぞれの腫瘍は正常細胞には存在しない突然変異遺伝子を平均的に50ないし80個保有していることが知られている。また、がんの発生率は高齢化社会ができるほど増加される。変異された遺伝子が蓄積されて老化された細胞ががん細胞に変異される確率が高いためである。国内でも1999年新規のがん患者は10万人だったが、2008年には18万人以上に増加した(2010年保健福祉部の発表)。従って、効果的な抗がん剤を開発するための多様な研究が活発に進められている。

代表的な抗がん剤として、パクリタキセル(paclitaxel)製剤がある。パクリタキセルはタイヘイヨウイチイ(pacific yew)の皮から分離された以降、広く利用されている代表的な天然薬物であって、細胞に流入すれば細胞分裂過程で正常的な微小管(microtubule)の成長を促進して、細胞をG2−M phaseに留まるようにして細胞分裂を抑制して、最終的には細胞の死滅(apoptosis)を誘導するものと知られている。また、多様ながんに作用し、乳がん、肺がん、卵巣がん、子宮頸がんなどの多様ながんの治療剤で利用されている。しかし、パクリタキセルは疎水性薬物で、水溶液上で低い溶解度、つまり難溶性により応用が制限的なので、パクリタキセルの可溶化のために有機溶媒であるクレモホールel(Cremophore EL)、エタノール(ethanol)などを使用するが、有機溶媒の使用による副作用により限界を有している。

これに関連して、従来パクリタキセルの溶解度を増加させるための溶媒には、クレモホールel(Cremophore EL)が使用された。クレモホールelはpolyoxyethylated castor oilであって、パクリタキセルが水に溶解できることを助けるが、激しい過敏性類似反応(anaphylactoid reaction)、過敏反応、高脂血症、非正常リポタンパク質形態形成、赤血球凝集、非可逆的な感覚性神経病症などの副作用を起こす可能性があり(Gelderblom,H.,Verweij,J.,Nooter, K.,and Sparreboom,A.(2001)Cremophor EL: the drawbacks and advantages of vehicle selection for drug formulation.Eur.J.Cancer37,1590−1598.,Weiss, R. B., Donehower, R. C., Wiernik, P. H.,Ohnuma,T.Gralla,R.J.,Trump,D.L.,BakerJr,J.R.,Van Echo,D.A.,Von Hoff,D.D.and Leyland−Jones,B.(1990)Hypersensitivity reactions from taxol.J. Clin. Oncol.,8,1263−1268.,Lorenz, W.,Riemann,H.J.,and Schmal, A. (1997)Histamine release in dogs by Cremophor EL and its derivatives: oxyethylate oleic acid is the most effective constituent. Agents Actions 7, 63−67)、パクリタキセル製剤の新しい溶解度増加方法が開発される必要性がある。

このようにパクリタキセルのような疎水性薬物を利用してがんを効果的に治療するためには、溶媒による各種副作用が随伴されなく、がん細胞標的指向性を持ちながら、疎水性薬物の溶解度を増加させることができる薬物伝達体の開発が要求されることが実状である。

本発明は前記のような従来の技術上の問題点を解決するために案出されたもので、疎水性薬物の溶解度を向上させるために、生体適合性高分子であるシクロデキストリン、ポリ(無水マレイン酸)、及び疎水性薬物を結合させた薬物伝達複合体、及びこれを有効成分として含む薬学的組成物を提供することをその目的とする。 しかし、本発明が成し遂げようとする技術的な課題は以上で言及した課題に制限されなく、言及されていない他の課題は以下の記載から同業者に明確に理解されるだろう。

本発明はシクロデキストリン(cyclodextrin)、ポリ(無水マレイン酸)(Poly(maleic anhydride))、及び疎水性薬物が結合された疎水性薬物伝達複合体を提供する。 本発明の一具現例で、前記疎水性薬物伝達複合体はシクロデキストリン及びポリ(無水マレイン酸)がエステル結合(ester bond)により結合されたことを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記疎水性薬物伝達複合体は疎水性薬物及びポリ(無水マレイン酸)がエステル結合(ester bond)により結合されたことを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記疎水性薬物伝達複合体はシクロデキストリン内に疎水性薬物が内包(inclusion)されていることを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記疎水性薬物伝達複合体はナノサイズの粒子の形態であることを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記疎水性薬物伝達複合体はがん細胞標的指向性を持つペプチドを結合させたことを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記ペプチドはN−末端にシステインが導入されたペプチドであることを特徴とする。 本発明の別の具現例に、前記疎水性薬物はパクリタキセル(paclitaxel)であることを特徴とする。 また、本発明は、前記疎水性薬物伝達複合体を有効成分として含むがん治療用の薬学的組成物を提供する。 本発明の一具現例に、前記がんは乳がん、肺がん、卵巣がん、子宮頸がん、及び大腸がんよりなる群から選択されることを特徴とする。

本発明の疎水性薬物伝達複合体はシクロデキストリン、ポリ(無水マレイン酸)、及び疎水性薬物の物理的/化学的結合及び/または組成を調節することで、疎水性薬物の放出及び伝達速度を効果的に制御できるだけでなく、疎水性薬物の溶解度を顕著に増加させて薬物の効能を増加させることができる。また、疎水性薬物の種類を多様に変更させることができるだけでなく複合体の表面に標的指向性を持つペプチドを自由自在に導入できるので、がんの治療のみならず多様な疾病の治療に応用できる源泉技術として期待される。

図1は薬物伝達複合体の概念を簡略に表わす模式図である。

図2は薬物伝達複合体の製造方法を簡略に表わす模式図である。

図3は薬物伝達複合体の構造を簡略に表わす模式図である。

図4は薬物伝達重合体を1H−NMRスペクトルで観察した結果を表わす図面である。

図5は薬物伝達重合体を1H−NMRスペクトルで観察した結果を表わす図面である。

図6は薬物伝達複合体をDLSで確認した結果を表わす図面である。

図7は薬物伝達複合体をfreeシクロデキストリンによる崩壊現象を確認した結果を表わす図面である。

図8はパクリタキセルの溶解度を測定した結果を表わした図面である。

図9は薬物伝達複合体のパクリタキセルの放出能を確認した結果を表わす図面である。

図10は薬物伝達複合体の抗がん効果を、子宮頸がん細胞を利用して確認した結果を表わす図面である。

図11は薬物伝達複合体の抗がん効果を、肺がん細胞を利用して確認した結果を表わす図面である。

図12は薬物伝達複合体の抗がん効果を、乳がん細胞を利用して確認した結果を表わす図面である。

図13は薬物伝達複合体の抗がん効果を、大腸がん細胞を利用して確認した結果を表わす図面である。

図14は薬物伝達複合体にがん標的指向性を持つペプチドの結合方法を簡略に表わす模式図である。

図15はpoly−x−CD::poly−x−PTX/FCR/AP−1複合体の合成を表わした模式図と1H−NMR結果を表わす図面である。

図16はAP−1ペプチドをコンジュゲーション反応させながら、放出される2−pydidinethioneの吸光度を370nmで観察して、AP−1の反応程度をモニタリングした結果を表わす図面である。

本発明者はがん細胞標的指向性を持ち、疎水性薬物の溶解度を増加させることができる薬物伝達体について研究した結果、本発明を完成するようになった。

本発明はシクロデキストリン(cyclodextrin、CD)、ポリ(無水マレイン酸)及び疎水性薬物を結合させた薬物伝達複合体を提供する。

本発明者は細胞に毒性を誘発しない薬物伝達体を開発しようとして、生体適合性高分子であるシクロデキストリン及び生体適合性分子であるポリ(無水マレイン酸)を利用した。ポリ(無水マレイン酸)(Poly(maleic anhydride)、PolyMALEIC)は無水マレイン酸(maleic anhydride)が別の単分子と一緒に重合された共重合体として、ポリ(無水マレイン酸)の無水物(anhydride)グループはアミン基(amine group)またはヒドロキシ基(hydroxyl group)と反応性が優れるので、アミン基またはヒドロキシ基を官能基で持っている単分子を容易に高分子の主鎖に導入することができる。また、このような接合過程の中、無水物グループの環(ring)がカルボン酸基(carboxyl acid group)で転換されながら高分子の水溶液上での溶解度を増加させることができる。本発明ではこの特性を利用してポリ(無水マレイン酸)に疎水性薬物またはシクロデキストリンを分解が可能なエステル結合(ester bonding)で結合させて重合体を製造した。ポリ(無水マレイン酸)に結合させることができる疎水性薬物の種類には制限がない。望ましくはパクリタキセルである。

一方、シクロデキストリン(cyclodextrin)は6ないし8個の単糖類(saccharide)が円形で連結された分子として円錐形の構造を持っていて、そのサイズによりa、b、rで分類される。シクロデキストリンは単糖類で形成されているので毒性がなくて生体に安定的に使用できる。また、外部にOHグループに露出されていて親水性の性質を持っていて、内部は空いた空間で疎水性性質を持っていると知られている。このような疎水性を有する内部空間により疎水性の物質を担持できるだけでなく、疎水性薬物との相好作用により薬物の溶解度を増加させることができる。本発明ではこの特性を利用して疎水性薬物をシクロデキストリンの内部に内包させて包接体(inclusion complex)を形成させてシクロデキストリン、ポリ(無水マレイン酸)、及び疎水性薬物が結合された薬物伝達複合体を製造した。このような複合体は局所的に二つの高分子の動きを制限して、これでジェルと類似な、または架橋結合された性質のナノゲル(nanogel)形態を見せることができる。前記の複合体はシクロデキストリンの内部に内包できる疎水性薬物の種類には制限がない。望ましくはパクリタキセルなどである。

前記の内包により製造されたナノゲルの形態の薬物伝達複合体は複合体が分解されていない状態で疎水性薬物だけ解離(dissociation)させることもできるし、エステル結合を分解させてシクロデキストリン−疎水性薬物重合体で放出することもできる。この際に、薬物放出挙動を制御する主要なkinetic parameterの中で包接体の結合−解離(association−dissociation) 定数を調節することにより、薬物放出を調節することができる。疎水性薬物がシクロデキストリンに強く結合されていれば薬物の放出速度を減少させることができて、これと反対に結合が弱いならば薬物の放出速度を増加させることができる。従って、本発明の薬物伝達複合体は剤形の組成変化を通じてポリ(無水マレイン酸)とシクロデキストリン及び/または疎水性薬物の間のエステル結合の加水分解速度と包接体の解離速度を調節して薬物の放出及び伝達速度を調節できる。

本発明の一実施例では本発明の薬物伝達複合体にペプチドを結合させることができることを確認した(実施例2−6)。これで、本発明の薬物伝達複合体にはN−末端にシステイン(cysteine)が導入されたがん細胞標的指向性を有するペプチドを結合させて製造できる。結合方法に関する概略的な模式図は図14に表わした。前記のペプチドの種類には制限がない。望ましくはIL−4(interleukin−4)に結合することによって、乳がん細胞に特異的に結合するAP−1ペプチド、前立腺がん細胞の中で前立腺特異的膜抗原(prostate−specific membrane antigen、PSMA)がない細胞(PC−3)に特異的に結合するDUP−1ペプチド、がん細胞に過発現されたintegrinに結合するRGDペプチド、がん細胞の周辺の新生血管に存在するCD13レセプターに結合したNGRペプチドなどである。

また、本発明の別の実施例では薬物伝達複合体が効果的に疎水性薬物であるパクリタキセルの溶解度を4倍以上増加させることを確認して、パクリタキセルのIC₅₀の濃度をがんの種類により最小4倍から最大150倍まで濃度を低くすることができるということを確認した(実施例2参照)。

前記の結果から、本発明の薬物伝達複合体は含まれている疎水性薬物の溶解度を増加させて多様な疾病の治療に適用されることができることが期待される。これにより本発明は前記の薬物伝達複合体を有効量含む薬学的組成物を提供する。

本発明の薬学的組成物は薬剤学的に許容可能な担体を含むことができる。前記の薬剤学的に許容可能な担体は生理食塩水、ポリエチレングリコール、エタノール、植物性オイル、及びイソプロピルミリステートなどを含むことができるし、これに限定されない。

本発明の別の側面は、薬物伝達複合体を有効成分として含む薬学的組成物の薬剤学的な有効量を個体に投与して疾病を治療する方法を提供する。本発明で「個体」とは、疾病の治療を必要にする対象を意味して、より具体的には人間、または非人間である霊長類、マウス(mouse)、ラット(rat)、犬、猫、馬、及び牛などの哺乳類を意味する。また、本発明で「薬剤学的有効量」は患者の体重、年齢、性別、健康状態、食餌、投与時間、投与方法、排泄率、及び疾患の重症度などにより、その範囲を多様に調節できることは同業者に明白である。

本発明の薬学的組成物の望ましい投与量は患者の状態及び体重、疾病の程度、薬物の形態、投与経路、及び期間により違うが、当業者により適切に選択できる。しかし、望ましくは、1日0.001ないし100mg/体重kgで、より望ましくは0.01ないし30mg/体重kgで投与する。投与は一日に一回投与できるし、数回に分けて投与することもできる。本発明の薬物伝達複合体は全体組成物の総重量に対して0.0001ないし10重量%、望ましくは0.001ないし1重量%の量で存在できる。

本発明の薬学的組成物はマウス、ラット、家畜、人などの哺乳動物に多様な経路で投与できる。投与方法には制限がなく、例えば、経口、直腸、または静脈、筋肉、皮下、子宮内硬膜、または脳血管(intra cerbroventricular)注射により投与できる。

以下、本発明の理解を助けるために望ましい実施例を提示する。しかし、下記の実施例は本発明をより理解しやすくするために提供されるものだけであり、下記の実施例により本発明の内容が限定されるものではない。

実施例1.薬物伝達の複合体の製造方法 シクロデキストリンとポリ(無水マレイン酸)が結合された重合体を製造するために、7個の単糖類で構成されたb−シクロデキストリン(1g)のOHグループをLiH(lithium hydride)(7.0mg)で12時間の間、活性化させた後(無水物N2条件、DMF(dimethylformamide)(20mL))、ポリ(無水マレイン酸)(poly(IB−alt−MAnh))溶液(90mg/10mL DMF)に添加して12時間の間、反応させて、透析(MWCO 3,500)を通じて精製して凍結乾燥してシクロデキストリンとポリ(無水マレイン酸)が結合されたpoly−x−CD 重合体(poly(IB−alt−Manh)−g−CD_b)を収得した。シクロデキストリンとポリ(無水マレイン酸)の結合比率(conjugation ratio)はシクロデキストリンの量を調節(1g、0.5g)して多様に製造した。

パクリタキセルとポリ(無水マレイン酸)が結合された重合体を製造するために、パクリタキセル(33.3mg)のOHグループをLiH(lithium hydride)(1mg)で12時間の間活性化させた後(無水物N2条件、DMF(dimethylformamide)(5mL))、ポリ(無水マレイン酸)(poly(MVE−alt−MAnh))溶液に添加して12時間反応させて、透析(MWCO 3,500)を通じて精製して、凍結乾燥してパクリタキセルとポリ(無水マレイン酸)が結合されたpoly−x−PTX重合体(poly(MVE−alt−Manh)−g−PTX_d)を収得した。パクリタキセルとポリ(無水マレイン酸)の結合比率(conjugation ratio)はPTXの量を調節(33.3mg、83.2mg)して多様に製造した。

前記の反応を図1に図示した。左側はpoly−x−CDにFree PTXを結合したものであり、右側はpoly−x−CDにpoly−x−PTXを結合させた模式図である。

前記のpoly−x−CD重合体及びpoly−x−PTX重合体の分子量及び結合比率は表1に表わした。

a.CD or PTX/Polymers molar ratio b.CD or PTX/Polymers molar ratio after purification; Measured and calculated by ¹H−NMR c.Calculated molecular weight of polymer conjugates based on conjugation ratio d.(moles of reacted MAnh groups/moles of total MAnh groups per one polymer chain) × 100 (%) e.(weight of CD(or PTX)/ weight of poly−x−CD(or poly−x−PTX)) × 100 (%) * poly(IB−alt−MAnh)= 〜 6K ; poly(MVE−alt−MAnh)= 〜 80K

薬物伝達複合体を製造するために、パクリタキセルまたはpoly−x−PTX重合体をエタノールに溶解させてpoly−x−CD重合体を蒸留水に溶解させた後、前記の二つの溶液をCD:PTXのモル数比を1:1で混合して12時間攪拌させて結合させた後に凍結乾燥してpoly−x−CD::PTX複合体(対照群)またはpoly−x−CD::PTX−x−poly複合体(薬物伝達複合体)を収得した。そして、以後蒸留水に溶かして保管した。 前記の実験に関する概略的な模式図は図2及び図3に表して、製造された重合体及び複合体は1H−NMRスペクトルを利用して観察した。その結果は図4及び図5に表した。

実施例2.薬物伝達複合体の特性分析 2−1.薬物伝達複合体の大きさの測定 実施例1の方法で製造された薬物伝達複合体のサイズ及び表面電荷を測定するために、表面電荷測定機器(Zetasizer Nano Z)及びサイズ測定機器(Zetasizer Nano S)を利用して水溶液上での薬物伝達複合体の表面電荷及びそのサイズを測定した。その結果は表2に表した。

表2に表したように、poly−x−CD::poly−x−PTX複合体(#4)の平均直径は約55nmとして単独で存在するパクリタキセル(#1)及びpoly−x−CD重合体(#5)に比べて小さい直径とサイズの分布を有することを確認して、効果的にナノ粒子が形成されたことを立証することができた。また、poly−x−PTX重合体の場合にも約183nmの直径を有する高分子ミセルを形成することを確認した。これに反してpoly−x−CD::PTX複合体は平均直径が約420nmであり、そのサイズの分布も非常に大きい結果を通じて低い溶解度により凝集現象を表したことが分かった。

前記の結果を通じて、poly−x−CD::poly−x−PTX(#4)薬物伝達複合体はパクリタキセル、シクロデキストリン、及びポリ(無水マレイン酸)が結合されているが、そのサイズが約50nmであって、その分布が狭いことを通じて安定的にナノ粒子を形成して結合されていることを確認した。 同一な試料をカーボングリッド(carbon grid)で乾燥させた後TEM(Transmission Electron Microscope)で形態及びサイズを観察した。その結果は図6に表した。

図6に表したように、水溶液上で粒子のサイズを測定した前記の結果と同一にpoly−x−CD::PTX−x−poly複合体(#4)が一番小さなサイズを有していることが確認できた。また、poly−x−CD::PTX複合体(#2)、poly−x−PTX重合体(#3)、及びpoly−x−CD:: poly−x−PTX 複合体(#4)試料で200nm以下の球形粒子が観察された。前記の結果を通じて、薬物伝達複合体は200nm程度の直径を有するナノ構造体であることを確認して、高い密度を有するナノ粒子であることが予想できた。

2−2.薬物伝達複合体の結合特性の確認 実施例1の方法で製造された薬物伝達複合体(#4)がシクロデキストリンとパクリタキセルの間の特異的な構造により包接体(inclusion complex)を形成したものであるかを確認するために、薬物伝達複合体(#4)溶液にシクロデキストリンを添加した後、1、3、及び12時間に粒子のサイズ及び数字をサイズ測定機器(Zetasizer Nano S)で測定した。その結果は図7に表した。

図7に表したように、シクロデキストリンを添加しない場合には複合体のサイズが時間を経ても変わらない反面、シクロデキストリンを添加した場合にはサイズがだんだん増加されるだけでなく分布が広くなることを確認した。前記の結果は添加したシクロデキストリンの交換(exchange)反応によりナノゲルの形態が崩壊されることを意味して、また複合体がシクロデキストリンの内にパクリタキセルが内包(inclusion)されて生じる化合物であることを意味する。

2−3.パクリタキセルの溶解度の比較 パクリタキセル(PTX)の溶解度を比較するために、実施例1の方法で製造された重合体及び複合体の濃度による透過度(transmittance)をultraviolet(UV)−visible spectrometer(UV 2550、Shimadzu、Japan)で測定した。PTXの濃度を0uMから100uMまで変化させながら、500nmでの吸光度を測定して透過度を計算した。その結果は図8に表した。

図8に表したように、パクリタキセル単独で存在する場合(#1)よりpoly−x−PTX重合体(#3)、及びpoly−x−CD::poly−x−PTX複合体(#4)でパクリタキセルの溶解度が4倍以上増加されたことを確認した。前記の結果を通じて本発明の薬物伝達複合体(#4)はパクリタキセルの溶解度を増加させることができることを確認した。

2−4.パクリタキセルの放出の確認 パクリタキセルの放出を確認するために、実施例1の方法で製造された重合体及び複合体を透析膜(MWCO 3,500)に入れて、これをpH7.4及びpH5.5のPBS緩衝溶液(phosphate buffered saline、50mL)が入っているバイアル(vial)に入れて37℃で50時間インキュベーション(incubation)した。一定時間の間隔で25mLの緩衝溶液を取って、新しい25mLの溶液を添加した。この時取った緩衝溶液を2mLのDCMで抽出して放出されたパクリタキセルを濃縮して、これを500uLのacetonitrile−water(50:50、v/v)に再び溶かした後HPLC(reverse−phase silica column(X−Terra MS C18、4.6mm×50mm、2.5μm);mobile phase of acetonitrile−water gradient pumped(LC−20AD、Shimadzu、Japan);flow rate 1.0mL/min)を利用してPTXの濃度を分析した。

試料の200μLを注入したところ、カラム溶出液が227nmで検出された(UV detector(SPD−20A、Shimadzu、Japan))。この時、パクリタキセルのカリブレーションカーブ(calibration curve)は0.0025mg/mLないし0.05mg/mLで線形に表された。その結果は図9に表した。

図9に表したように、二つのpHですべて、poly−x−PTX重合体(#3)、及びpoly−x−CD:: poly−x−PTX 複合体(#4)で高い放出速度及び放出量を確認した。前記の結果を通じて、本発明の薬物伝達複合体はパクリタキセルを効果的に放出できることを確認した。

2−5.抗がん効果の測定 薬物伝達複合体の抗がん効果を測定するために、MTT分析法を利用した。子宮頸がん細胞であるHeLa細胞株、肺がん細胞であるA549細胞株、乳がん細胞であるMCF−7細胞株、及び大腸がん細胞であるHCT−8細胞株を96−well plateにwell当たり5×10³の細胞を入れた後、37℃、5% CO₂条件で24時間培養した。その後、前記の細胞に実施例1の方法で製造された重合体及び複合体をそれぞれ処理して、37℃、5% CO₂条件で48時間培養した。その後に新しい培地にMTT溶液(20μL、5mg/mL)を処理して細胞を4時間培養した。その後、DMSO(150μL)を処理して570nmで吸光度を測定した。生存率は試料を処理していない細胞に対する活性を100%にして相対的に算出した。その結果は図10ないし図13に表した。

図10ないし図13に表したように、薬物伝達複合体(#4)がすべての細胞株で一番低い濃度のIC₅₀(Inhibitory concentration 50%)を表すことを確認して、最小4倍から最大150倍まで濃度を低くすることができることを確認した。

前記の結果を通じて、本発明の薬物伝達複合体はパクリタキセルの水溶液上での溶解度を低くするだけでなく、薬物伝達効率を増加させて効果的なパクリタキセル伝達システムとして使用できることを確認した。

2−6.ペプチドが導入されたpoly−x−CD::poly−x−PTX/FCR/AP−1複合体の合成(スキーム) poly−x−CD::poly−x−PTX/FCR/AP−1複合体は図15Aにより合成された。

[1]poly−x−PTX/FCR/PDEAの合成 9mgの2−(2−pydidinyldithio)ethaneamine(PDEA)と1.9mgのFCR−675Amineを2mLのDMFに溶かした後、10uLのTEAで処理された160mgのpoly(MVE−alt−MAnh)が溶かされた8mLのDMF溶液に徐々に添加した後、12時間反応させる。この溶液に5mgのLiHでactivationされた33.6mgのPTXを添加して12時間さらに反応をさせる。その後、DMFを飛ばして、これを水に透析(MWCO 3,500)して精製した後、凍結乾燥してpoly−x−PTX/FCR/PDEAを獲得した。1H−NMRを通じて各高分子の一つのチェーン当たり16個のPTX、1個のFCR、16個のPDEAがコンジュゲーションされたことを確認した(poly−x−PTX₁₆/FCR₁/PDEA₁₈)(図15 B−1、B−2)。

[2]poly−x−PTX/FCR/AP−1の合成 ここで、N−末端にCysが導入されたAP−1ペプチドをコンジュゲーションする実験を遂行した。130mgのpoly−x−PTX₁₆/FCR₁/PDEA₁₈を15mLのDMSOに溶かして、ここに15mgのAP−1の溶液(5mL DMSO)を徐々に添加して24時間反応させた。この時、反応が進行されることにより放出される2−pydidinethioneの吸光度を370nmで観察して、AP−1の反応程度をモニタリングした(図16)。その結果8個のAP−1が高分子にコンジュゲーションされてpoly−x−PTX₁₆/FCR₁/AP−1₈が合成されたことを確認した。反応後、これを水で透析(MWCO 3,500)し、精製し、凍結乾燥して最終産物を青色の固体として得た。

[3]poly−x−CD::poly−x−PTx/FCR/AP−1の合成 22.0mgのPoly−x−CD₂₀(MW 29K)と100mgのpoly−x−PTX/FCR/AP−1(MW 105K)をそれぞれ5mLの水に溶かした溶液を混合して12時間インキュベーション(incubation)した後、凍結乾燥してpoly−x−CD::poly−x−PTX/FCR/AP−1の複合体を合成した。

前記の結果を通じて、本発明の薬物伝達複合体はN−末端にシステイン(cysteine)が導入されたがん細胞標的指向性を有するペプチドを結合することができることを確認した。

前述した本発明の説明は例示のためのものであり、本発明が属する技術分野の通常の知識を持つ者は本発明の技術的思想や必須的な特徴を変更しなくて、他の具体的な形態に容易に変形できることを理解できるだろう。従って、以上で記述した実施例はすべての面で例示的なものであり、限定的なものではないことと理解すべきである。

本発明の疎水性薬物伝達複合体はシクロデキストリン、ポリ(無水マレイン酸)、及び疎水性薬物の物理的/化学的結合及び/または組成を調節する方法で疎水性薬物の放出及び伝達速度を効果的に制御できるだけでなく、多様な疎水性薬物の溶解度を顕著に増加させて薬物の効能を増加させる効果がある。また、複合体の表面に標的指向性を有するペプチドを自由自在に導入できるので、標的抗がん治療だけでなく、多様な疾病の治療に利用できる。