[go: up one dir, main page]

WO2021091246A1 - 초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법 - Google Patents

초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법 Download PDF

Info

Publication number
WO2021091246A1
WO2021091246A1 PCT/KR2020/015380 KR2020015380W WO2021091246A1 WO 2021091246 A1 WO2021091246 A1 WO 2021091246A1 KR 2020015380 W KR2020015380 W KR 2020015380W WO 2021091246 A1 WO2021091246 A1 WO 2021091246A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
microspheres
temperature
drug
acid
present
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/KR2020/015380
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
안수경
이은혜
이돈행
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Next Biomedical Co Ltd
Original Assignee
Next Biomedical Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Next Biomedical Co Ltd filed Critical Next Biomedical Co Ltd
Publication of WO2021091246A1 publication Critical patent/WO2021091246A1/ko
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1682—Processes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1617—Organic compounds, e.g. phospholipids, fats
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
    • A61K9/1605—Excipients; Inactive ingredients
    • A61K9/1629—Organic macromolecular compounds
    • A61K9/1641—Organic macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyethylene glycol, poloxamers
    • A61K9/1647—Polyesters, e.g. poly(lactide-co-glycolide)

Definitions

  • the present invention relates to a method for producing microspheres for sustained-release easy to control sustained-release, and more specifically, a sol-gel of a temperature-sensitive polymer containing a drug in encapsulating a drug in a microsphere made of a biodegradable polymer. gel)
  • a sol-gel of a temperature-sensitive polymer containing a drug in encapsulating a drug in a microsphere made of a biodegradable polymer. gel By encapsulating a gelled polymer carrying a drug on the basis of a phase transition in a biodegradable polymer carrier, it not only suppresses the initial over-release of hydrophilic or hydrophobic drugs, but also uses an organic solvent that is essentially used in the existing manufacturing process. It relates to a method for producing microspheres for sustained-release that eliminates the problem caused by residual solvents by excluding.
  • sustained-release formulations mainly prefer constant drug release such as zero-order release, but they are not always effective in all cases, and new paradigm drug delivery methods such as external control or self-control drug delivery or smart drug delivery system are continuously required. have.
  • microsphere-based sustained-release drug-release systems As a type of sustained-release drug-release system, research on a microsphere-based sustained-release drug-release system is also actively underway.
  • most of the microsphere-based sustained-release drug release systems have disadvantages in that it is difficult to have a constant drug release rate or that drugs are rapidly released within a relatively short time due to initial release.
  • typical methods of manufacturing microspheres for drug delivery using polymers include coacervation, melt extrusion, spray drying, and solvent extraction.
  • solvent extraction methods the double emulsification method (W/O/W; water/ oil/water) and a single emulsification method (o/w; oil/water) are most commonly used.
  • an organic solvent such as dichloromethane (DCM) is used as a solvent used in these microsphere production methods.
  • the present inventors did not use an organic solvent, so that there is no toxicity problem due to residual solvents, yet a method for producing a microsphere for sustained release capable of controlling the initial release of the drug And completed the present invention.
  • the present invention provides a method for producing microspheres for sustained release of a drug comprising the following steps:
  • This step is a step of first preparing a biodegradable polymer solution for constituting the biodegradable microspheres of the present invention, characterized in that the biodegradable polymer is dissolved in an organic acid instead of an organic solvent such as dichloromethane.
  • the biodegradable polymer is a conventional polymer used in the manufacture of microspheres that can be used as a drug delivery system, and is self-degrading in vivo and has biocompatibility.
  • biodegradable polymer examples include proteins such as gelatin and collagen; Polysaccharide-based natural polymers such as alginate and hyaluronic acid; Biodegradable synthetic polymers such as polylactic acid derivatives can be used.
  • the biodegradable polymer is gelatin, collagen, alginate, hyaluronic acid, chitosan, heparin, heparan, heparan sulfate, chondroitin sulfate, dextrin , Dextran sulfate, cellulose, polylactic acid derivative, or a mixture thereof, but is not limited thereto.
  • the polylactic acid derivative a biocompatible and biodegradable polylactic acid derivative used in the art related to the production of polymer microspheres may be used without limitation.
  • the polylactic acid derivative is polylactic acid, polylactide, polylactic-co-glycolic acid, polylactide-co-glycolide (PLGA), a copolymer of lactic acid and caprolactone, polycaprolactone, lactic acid and amino acid The copolymer of, or a mixture thereof, but is not limited thereto.
  • the biodegradable polymer may have an intrinsic viscosity of 0.1 to 0.6 dL/g. In the present invention, if the viscosity of the biodegradable polymer is less than 0.1 dL/g, the microspheres are not formed properly or the drug encapsulation rate is significantly reduced, and if it exceeds 0.6 dL/g, the size of the microspheres may be large. .
  • organic acid refers to an organic compound having acidity, and an organic compound containing a carboxyl group and a sulfone group is representative.
  • the "organic acid” is simply an acid (eg, hydrochloric acid (HCl), sulfuric acid (H 2 SO 4 )), nitric acid (HNO 3 ), phosphoric acid ( H 3 PO 4 )) It is meant to exclude acids other than “inorganic acid”, but does not limit the organic acid in a specific range.
  • the organic acid is formic acid, acetic acid, lactic acid, tartaric acid, malic acid, citric acid, succinic acid, fumaric acid, or a mixture thereof, preferably formic acid, acetic acid, or a mixture thereof, but limited thereto. It is not.
  • the biodegradable polymer in step (a) is at a concentration of 10 mg to 150 mg per mL of organic acid, preferably 25 mg to 125 mg, more preferably 50 mg to 100 It dissolves in mg concentration.
  • concentration of the biodegradable polymer is low, the viscosity of the polymer solution decreases and the particle size tends to decrease when forming a dispersed phase in the form of droplets, whereas when the concentration exceeds 150 mg/mL, the viscosity of the polymer solution increases. Depending on the size of the microspheres tend to increase.
  • the mixing temperature is maintained at 20 to 60° C. to be prepared.
  • the mixing temperature is preferably 25 to 50°C.
  • the mixing temperature is less than 20° C., the sol-gel transition of the temperature-sensitive polymer is not easily induced, so that the possibility that the drug is not stably collected in the biodegradable polymer microspheres increases, and the initial release may be accelerated.
  • the molecular chain movement is faster than the glass transition temperature (Tg) of the biodegradable polymer, so the viscosity of the polymer decreases and the instability in the solution increases. May not appear.
  • This step is a step of preparing a temperature-sensitive polymer solution for preparing a temperature-sensitive polymer in which an effective drug is collected, which is enclosed in the microspheres made of the biodegradable polymer of the present invention.
  • the temperature-sensitive polymer is polyethylene oxide (PEO), polyethylene oxide (PEO)-polypropylene oxide (PPO) copolymer, PEO-PPO-PEO triblock copolymer, polyethylene glycol (PEG )-Polypropylene glycol (PPG)-polyethylene glycol (PEG) copolymer, polyethylene oxide-polylactic acid copolymer, polyethylene oxide-glycolic acid copolymer, polyethylene oxide-polylactic glycolic acid copolymer, polyethylene oxide-polycapro Lactone copolymer and polyethylene oxide-polydioxanone copolymer, PLGA (poly(lactic acid-co-glycolic acid))-PEO triblock copolymer, alkyl-PEO block copolymer, poly(vinylmethyl ether) (PVME), Hydroxypropyl acrylate, hydroxypropyl methyl cellulose, hydroxy propyl cellulose, hydroxye
  • PVME poly(vin
  • the temperature-sensitive polymer includes Pluronic-F127 (poloxamer 407), poloxamer 188, or a mixture thereof.
  • Polyethylene oxide-polypropylene oxide copolymer exhibits a temperature-dependent sol-gel transition when the aqueous solution concentration is 16% or more (MR Kim, TG Park, Temperature-responsive and degradable Hyaluronic acid. /Pluronic composite hydrgels for controlled release of human growth hormone, J Control Rel, 80, 69 (2002); T lnoue, G Chen, K Nakamae, et al., Temperature sensitivity of a hydrogel network containing different LSCT oligomers grafted to thehydrogel backbone, Polymer Gels Network, 5, 561 (1997)).
  • the concentration of the temperature-sensitive polymer solution is 10-35% by weight, 13-35% by weight, 16-35% by weight, 10-30% by weight so that the sol-gel transition can easily occur. %, 13-30% by weight, 16-30% by weight, 10-25% by weight, 13-25% by weight, or 16-25% by weight.
  • concentration of the temperature-sensitive polymer solution is less than 10% by weight, sol-gel transition of the temperature-sensitive polymer does not occur, and in step (d), microspheres are not produced and aggregates are formed.
  • the temperature-sensitive polymer solution is 1-10 °C, 1-7 °C, 1-5 °C, 1-4 °C, 2-10 °C, 2-7 °C, 2-5 °C, or 2-4 °C It is preferably maintained at temperature.
  • the concentration of the solution is preferably 16-25% by weight.
  • concentration of the temperature-sensitive polymer solution is less than 16% by weight, sol-gel transition of the temperature-sensitive polymer does not occur, and in step (d), microspheres are not produced and aggregates are formed.
  • the aqueous solvent used in the present invention is sterile purified water, physiological saline, or water for injection, but is not limited thereto.
  • any drug used in the present invention may be used as long as it has physical properties that can be contained within the biodegradable microspheres in the manufacturing process according to the present invention.
  • the drugs are, for example, non-steroidal anti-inflammatory drugs, such as acetaminophen, acetylsalicylic acid, ibuprofen, fenbuprofen, fenoprofen, flubiprofen, indomethacin, naproxen, etololac, ketoprofen, dec Sibuprofen, piroxicam, aceclofenac;
  • non-steroidal anti-inflammatory drugs such as acetaminophen, acetylsalicylic acid, ibuprofen, fenbuprofen, fenoprofen, flubiprofen, indomethacin, naproxen, etololac, ketoprofen, dec Sibuprofen, piroxicam, aceclofe
  • Angiotensin II antagonists including valsartan, eprosartan, irbesartan, candersartan, telmisartan, olmesartan, and losartan as a cholesterol synthesis inhibitory treatment for hyperlipidemia;
  • As a therapeutic agent for diabetes pioglitazone, rosiglitazone, metformin; Itraconazole, amphotericin ratio, terbinafine, nystatin,
  • the temperature-sensitive polymer solution in step (b) of the present invention is a suspension in which a drug is added to an aqueous solvent in which a temperature-sensitive polymer is dissolved.
  • the above-described temperature-sensitive polymer is mixed or dissolved in an aqueous solvent, and a hydrophilic or poorly soluble drug is added to the prepared solution, followed by stirring to prepare a suspension.
  • step (a) the biodegradable polymer solution for preparing microspheres prepared in step (a) and the temperature-sensitive polymer solution containing the drug prepared in step (b) are mixed so that the biodegradable polymer solution and the temperature-sensitive polymer solution are emulsified with each other.
  • step (b) the step of preparing an emulsion that forms a shape.
  • the biodegradable polymer solution is maintained at 20-60°C, and the temperature-sensitive polymer solution is maintained at 1-10°C. Therefore, when the two solutions are mixed and stirred, a low temperature temperature-sensitive polymer solution is gelled by mixing with a relatively high temperature biodegradable polymer solution to prepare an emulsion. The gelation proceeds at a faster rate as the temperature of the biodegradable polymer solution increases. Therefore, it is advantageous for the production of microspheres that the temperature of the biodegradable polymer solution during mixing is maintained at a temperature of 25°C or higher, 30°C or higher, and preferably 50°C or higher.
  • the step (c) is to prepare an emulsion by stirring the two solutions at 150 to 400 rpm.
  • the stirring is 150 to 400 rpm, 150 to 350 rpm, 150 to 300 rpm, 200 to 400 rpm, 200 to 350 rpm, 200 to 300 rpm, 250 to 400 rpm, 250 to 350 rpm, 250 to 300 rpm, 300 to 400 rpm, 300 to 350 rpm, or 350 to 400 rpm.
  • a suspension in which the microspheres of the present invention are dispersed is prepared.
  • This step is a step of spraying the emulsion of the biodegradable polymer solution and the temperature-sensitive polymer solution prepared in step (c) onto a dispersion solvent to generate the microspheres of the present invention.
  • the microspheres produced in this step have not yet been cured.
  • the dispersion solvent is an aqueous solvent containing a hydrophilic emulsifier.
  • the aqueous solvent of the present invention is sterile purified water, physiological saline, or water for injection, but is not limited thereto.
  • the aqueous solvent of the present invention may contain a hydrophilic emulsifier.
  • the content of the hydrophilic emulsifier is in the range of 0.1 g to 10 g, 1 g to 10 g, 3 g to 10 g, 0.1 g to 7 g, 1 g to 7 g, or 3 g to 7 g per 1 L of solvent. That is, 0.1-10%(w/v), 1-10%(w/v), 3-10%(w/v), 0.1-7%(w/v), 1-7%(w/v ), or 3-7 (w/v)%.
  • the hydrophilic emulsifier is polyvinyl alcohol, polyethylene glycol, polysorbate, poloxamer, span 80, polyoxyethylene hydrogenate castor oil, polyoxyethylene sorbitan fatty acid ester, polyoxyethylene Fatty acid esters, or mixtures thereof, but are not limited thereto.
  • the injection is performed by a syringe or an injection tool having a nozzle of a similar type, and the method of injection is performed without limitation such as injection into a solvent or dripping.
  • the injection is performed on a dispersion solvent using a syringe, but the thickness of the injection needle may be 19, 21, 23, 25, 30G (gauge), etc., but is not limited thereto. .
  • a polymer solution for preparing microspheres is sprayed into the dispersion solution while stirring the dispersion solvent at 150 to 400 rpm.
  • the stirring is 150 to 400 rpm, 150 to 350 rpm, 150 to 300 rpm, 200 to 400 rpm, 200 to 350 rpm, 200 to 300 rpm, 250 to 400 rpm, 250 to 350 rpm, 250 to 300 rpm, 300 to 400 rpm, 300 to 350 rpm, or 350 to 400 rpm. If the stirring speed is 100 rpm or less, fine spheres are not well formed, and if higher than 400 rpm, the fine spheres are not well dispersed in the dispersion solution.
  • the present invention may additionally include the following steps.
  • step (d) the uncured microspheres dispersed in the suspension of step (d) are cured, and at the same time, the organic acid contained in the microspheres is evaporated to substantially form microspheres.
  • step (d) is performed by stirring the suspension at 4 to 35° C. for 1 to 18 hours.
  • the stirring time is 1 to 18 hours, 1 to 16 hours, 1 to 14 hours, 1 to 12 hours, 1 to 10 hours, 1 to 8 hours, 1 to 6 hours, 1 to 4 Hours, 2 to 18 hours, 2 to 16 hours, 2 to 14 hours, 2 to 12 hours, 2 to 10 hours, 2 to 8 hours, 2 to 6 hours, 2 to 4 hours, 3 to 18 hours, 3 to 16 hours Hours, 3 to 14 hours, 3 to 12 hours, 3 to 10 hours, 3 to 8 hours, 3 to 6 hours, 3 to 4 hours, 4 to 16 hours, 4 to 14 hours, 4 to 12 hours, 4 to 10 Time, 4 to 8 hours, 4 to 6 hours, 6 to 18 hours, 6 to 16 hours, 6 to 14 hours, 6 to 12 hours, 6 to 10 hours, or 6 to 8 hours, but limited thereto It is not.
  • the upper limit of the stirring time means that even if the stirring is performed for 18 hours or longer, the hardening of the microspheres does not proceed further, so stirring for 18 hours or more means that the economic value is low, and is prepared by stirring for 18 hours or longer. Even if it does, it does not mean that it is excluded from the scope of the present invention.
  • the stirring temperature is 4 to 35 °C, 10 to 35 °C, 15 to 35 °C, 20 to 35 °C, 25 to 35 °C, 30 to 35 °C, 4 to 30 °C, 10 to 30 °C, 15 to 30 °C, 20 To 30°C, 25 to 30°C, 4 to 25°C, 10 to 25°C, 15 to 25°C, 20 to 25°C, 4 to 20°C, 10 to 20°C, or 15 to 20°C, but limited thereto It does not become.
  • the agitation is 1-8 hours, 1-7 hours, 1-6 hours, 1-5 hours, 1-4 hours, 1-3 hours, 2-8 at 15 to 25 °C Hours, 2-7 hours, 2-6 hours, 2-5 hours, 2-4 hours, 2-3 hours, 3-8 hours, 3-7 hours, 3-6 hours, 3-5 hours, or 3- It is preferable in terms of the efficiency of encapsulating the drug to be performed for 4 hours.
  • the manufacturing method of the present invention may additionally include the following steps subsequently.
  • the solvent in the suspension remaining is removed, and the particulate matter is separated and recovered therefrom.
  • the method of removing the solvent may be used without limitation such as suction, evaporation, discharge, and filtration.
  • the manufacturing method of the present invention may additionally include the following steps.
  • This step relates to a post-treatment process of the separated and recovered microspheres, and is a step of removing organic acids that may remain inside the microspheres by washing several times with an aqueous solvent such as distilled water. Since the organic acid of the present invention is excellent in water solubility, when washing with an aqueous solvent, the organic acid is easily eluted into the solvent and does not remain.
  • the present invention provides microspheres for sustained-release drug containing biodegradable polymer particles.
  • the biodegradable polymer particles include particles containing a temperature-sensitive polymer and a drug inside the particles. Accordingly, the microspheres for sustained release of the drug of the present invention are made of biodegradable polymer particles including particles containing a temperature-sensitive polymer and a drug therein.
  • microspheres of the present invention are prepared by the above-described method for producing microspheres for sustained release of the drug. Accordingly, the biodegradable polymer, the temperature-sensitive polymer, and the drug, which are constituents of the microspheres of the present invention, are as described above in the method for preparing the microspheres.
  • the weight ratio of the biodegradable polymer and the temperature-sensitive polymer is 1:1 to 1:5.
  • the weight ratio of the biodegradable polymer and the temperature-sensitive polymer is 1:1 to 1:5, 1:1 to 1:4.5, 1:1 to 1:4, 1:1 to 1 :3, 1:1 to 1:2.5, or 1:1 to 1:2, and most preferably 1:2.5 to 1:3, but is not limited thereto.
  • the weight ratio of the biodegradable polymer and the temperature-sensitive polymer is 1:1 or less, that is, 1:0.5, 1:0.3, etc., only aggregates are formed and the microspheres of the present invention are not formed.
  • the weight ratio of the biodegradable polymer and the temperature-sensitive polymer exceeds 1:5, the production yield of microspheres is drastically lowered.
  • the microspheres for sustained release of the drug of the present invention are about 5-100 ⁇ m, 5-90 ⁇ m, 5-80 ⁇ m, 5-70 ⁇ m, 5-60 ⁇ m, 5-50 ⁇ m, 5-40 ⁇ m, 5-30 ⁇ m, 5-20 ⁇ m, 10-100 ⁇ m, 10-90 ⁇ m, 10-80 ⁇ m, 10-70 ⁇ m, 10-60 ⁇ m, 10-50 ⁇ m, 10-40 ⁇ m, 10-30 ⁇ m, 10-20 ⁇ m, 15-100 ⁇ m, 15-90 ⁇ m, 15-80 ⁇ m, 15-70 ⁇ m, 15-60 ⁇ m, 15-50 ⁇ m, 15-40 ⁇ m, 15-30 ⁇ m, 15-20 ⁇ m, 20-100 ⁇ m, 20-90 ⁇ m, 20-80 ⁇ m, 20-70 ⁇ m, 20-60 ⁇ m, 20-50 ⁇ m, 20-40 ⁇ m, 20-30 ⁇ m, 25-100 ⁇ m, 25-90 ⁇ m,
  • the temperature-sensitive polymer contained in the microspheres for sustained-release of the drug of the present invention and the particles containing the drug are defined above because they are contained in the microspheres for sustained-release of the drug of the present invention. It has a particle size smaller than the particle size of the microspheres for sustained release of the drug.
  • microspheres of the present invention may be manufactured by the method of manufacturing the microspheres described above, but the present invention is not limited thereto.
  • the microspheres of the present invention are spherical bodies having a porous matrix inside, and effective drugs in the microspheres can be stably encapsulated.
  • the temperature-sensitive polymer temporarily gels while trapping the effective drug to form a porous matrix in the microspheres made of biodegradable polymers (see FIG. 1).
  • the microspheres of the present invention release the effective drug enclosed in the microspheres sustainedly, the conventionally low bioavailability and the number of times of administration of the drug can be continuously released at an effective concentration over a long period of time, so that it can be usefully used as a sustained-release preparation. I can.
  • the present invention provides a composition for drug delivery comprising the microspheres.
  • the pharmaceutical composition of the present invention may include a pharmaceutically acceptable carrier.
  • the pharmaceutically acceptable carrier is commonly used in the formulation, lactose, dextrose, sucrose, sorbitol, mannitol, starch, gum acacia, calcium phosphate, alginate, gelatin, calcium silicate, microcrystalline cellulose, Polyvinylpyrrolidone, cellulose, water, syrup, methylcellulose, methylhydroxybenzoate, propylhydroxybenzoate, talc, magnesium stearate, mineral oil, and the like, but are not limited thereto.
  • the pharmaceutical composition of the present invention may further include a lubricant, a wetting agent, a sweetening agent, a flavoring agent, an emulsifying agent, a suspending agent, a preservative, and the like in addition to the above components.
  • a lubricant e.g., a talc, a kaolin, a kaolin, a kaolin, a kaolin, a kaolin, kaolin, kaolin, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, sorbitol, a talct, a talct, a talct, a stea, stevia, glycerin, glycerin, glycerin, g
  • the pharmaceutical composition of the present invention is sucrose, mannitol, sorbitol, glycerin, trehalose, excipients of polyethylene glycols, and cyclodextrins (alpha, beta, gamma-cyclodextrin, hydroxycyclo Excipients such as dextrin to cyclodextrin derivatives, etc.) are additionally included.
  • the excipient is added to the particles, which are active ingredients of the pharmaceutical composition, functions as a cryoprotectant or an osmotic pressure regulator, and is formulated by lyophilization, solvent evaporation, and the like.
  • the pharmaceutical composition of the present invention can be administered orally or parenterally.
  • parenteral administration intravenous administration, subcutaneous administration, intradermal administration, intramuscular administration, intranasal administration, intramucosal administration, intrathecal administration, intraperitoneal administration It can be administered by administration, intraocular administration, etc., and specifically intravenous administration.
  • the pharmaceutical composition of the present invention is prepared in unit dosage form by formulating using a pharmaceutically acceptable carrier and/or excipient according to a method that can be easily carried out by a person skilled in the art. Or it can be prepared by incorporating it into a multi-dose container.
  • the formulation may be in the form of a solution, suspension, or emulsion in an oil or aqueous medium, or may be in the form of an extract, powder, granule, tablet or capsule, and may additionally include a dispersant or a stabilizer.
  • the present invention provides a solution to the problem of residual toxic solvents found in conventional microsphere formulations by using an organic acid, unlike a manufacturing method using a halogenated alkane solvent such as dichloromethane.
  • the present invention provides microspheres having a uniform size suitable for injection through simple spraying rather than a complicated manufacturing process such as a spray drying method or a double emulsion/solvent evaporation method.
  • the temperature-sensitive polymer gelled while collecting the effective drug forms particles in the microspheres made of biodegradable polymers, and has excellent sustained-release properties that stably and sustainably release the drug at an effective concentration for a long period of time. It is possible to prepare microspheres for sustained-release containing drugs.
  • Example 1 is a view showing a micrograph in Example 1 according to the present nickname.
  • Example 2 is a scanning electron microscope photograph of Examples 1 to 4 and Comparative Examples 1 and 2 according to the present invention.
  • 3 and 4 are graphs showing the dissolution rates at 37° C. of Examples and Comparative Examples according to the present invention over time.
  • Example 5 is a view showing a microscopic photograph (a-b) and a visual photograph (c) of residual microspheres after 35 days of the dissolution test of Example 1 according to the present invention.
  • Example 6 is a view showing a macroscopic photograph (a), a scanning electron microscope (SEM) photograph (b), and a microscopic photograph (c-d) of the remaining microspheres after 63 days of the dissolution test of Example 3 according to the present invention.
  • SEM scanning electron microscope
  • FIG. 8 is a simple schematic diagram according to an embodiment of the present invention.
  • % used to indicate the concentration of a specific substance is (weight/weight)% for solids/solids, (weight/volume)% for solids/liquids, and Liquid/liquid is (vol/vol) %.
  • biodegradable polymer 100 mg of polylactic acid was dissolved in 2 mL of formic acid to prepare a biodegradable polymer solution, and the temperature of the preparation solution was maintained at 50°C.
  • a poloxamer-based polymer manufactured by BASF, product name: Pluronic F-127 was prepared by dissolving in water so that the polymer concentration was 25% (w/w).
  • dexamethasone 20 mg was mixed with the temperature-sensitive polymer solution at 4°C, and a suspension in which dexamethasone was dispersed in the temperature-sensitive polymer solution was prepared, and kept cold at 4°C.
  • the suspension was added to the polylactic acid solution at 50° C. and stirred rapidly at 300 rpm to obtain an emulsion.
  • the emulsion was aspirated into a syringe, and an aqueous solution of 10 mL of 2% (w/v) polyvinyl alcohol (PVA) as a dispersion solvent was maintained at 4° C. and sprayed with rapid stirring at 300 rpm to form microspheres.
  • PVA polyvinyl alcohol
  • the aqueous solution was slowly stirred for 8 hours or more to harden the formed microspheres and evaporate the organic acid.
  • the aqueous solution was centrifuged at 1500 rpm for 10 minutes to recover the cured microspheres.
  • the recovered microspheres were washed three or more times with distilled water to remove the remaining organic acid, and the precipitate was freeze-dried. A small amount of the freeze-dried powder was taken and suspended in 100 ⁇ L of distilled water, placed on a slide glass, and the formation and shape of microspheres were confirmed through a microscope (Leica microsystem) (FIG. 1).
  • Example 2 the recovered microspheres were washed with distilled water and the precipitate was vacuum-dried instead of freeze-dried to prepare microspheres in the same manner as in Example 1.
  • Example 3 a microsphere was prepared in the same manner as in Example 1, except that the temperature of the biodegradable polymer solution containing polylactic acid was changed to 25°C instead of 50°C.
  • Example 4 the recovered microspheres were washed with distilled water and the precipitate was vacuum-dried instead of freeze-dried to prepare microspheres in the same manner as in Example 3.
  • Example 5 microspheres were prepared in the same manner as in Example 1, except that 2% (w/v) polyvinyl alcohol (PVA) as a dispersion solvent was maintained at room temperature to cure the microspheres.
  • PVA polyvinyl alcohol
  • Example 6 microspheres were prepared in the same manner as in Example 1, except that the microspheres were cured for 4 hours in 2% (w/v) polyvinyl alcohol (PVA) as a dispersion solvent.
  • PVA polyvinyl alcohol
  • Example 7 microspheres were prepared in the same manner as in Example 1, except that 2% (w/v) polyvinyl alcohol (PVA) as a dispersion solvent was maintained at room temperature to cure the microspheres for 4 hours.
  • PVA polyvinyl alcohol
  • Comparative Example 1 Preparation of O/W-type microspheres using biodegradable polymers PLGA and dexamethasone
  • the emulsion was stirred strongly with a magnetic stirrer (900 rpm) for 5 hours at room temperature and pressure to form microspheres, centrifuged at 1500 rpm for 10 minutes to collect the cured microspheres, and washed 2-3 times with distilled water. .
  • a magnetic stirrer 900 rpm
  • Example 2 About 5 mg of the microspheres prepared in Example 1 were coated with platinum for 4 minutes using a coater (Quorum Q150 TES, 10 mA), and then the microspheres were treated with a scanning electron microscope (Tescan Mira 3, LMU FEG-SEM). The morphology and particle size were observed. The measurement results are shown in Figure 2, a) is Example 1, b) is Example 2, c) is Example 3, d) is Example 4, e) is Comparative Example 1, f) is Comparative Example 2 to be.
  • Example 5 relatively homogeneous microspheres having a size of about 20 ⁇ m and smooth particle surfaces were identified. However, in the case of Example 5, it was confirmed that when the curing was performed at room temperature for more than 8 hours, an aggregate was formed as time passed.
  • Comparative Example 1 microspheres having a size of about 10 ⁇ m were identified, and Comparative Example 2 was confirmed to be prepared in the form of aggregates rather than microspheres.
  • Drug encapsulation efficiency (%) (Drug encapsulation amount (mg)/Drug injection amount (mg)) X 100
  • Drug content (%) (Drug enclosed amount (mg)/particulate sphere weight (mg)) X 100
  • Table 1 shows the encapsulation efficiency and drug content of each drug according to Equations 1 and 2 above.
  • Example 1 54.53 9.09
  • Example 2 47.07 7.84
  • Example 3 36.30 6.05
  • Example 4 42.50 7.08
  • Example 5 28.75 2.61
  • Example 6 72.88 12.15
  • Example 7 94.75 15.79 Comparative Example 1 38.94 7.79
  • microspheres prepared in the above Examples and Comparative Examples were weighed so that the amount of drug in the particles was 700 ⁇ g, and then a dialysis bag ( MW cut-off 8 kDa), and the elution test was carried out while stirring at 37° C. and 100 rpm in 30 mL of physiological saline.
  • FIG. 3 is a graph showing the results of measuring in vitro drug release behavior of microspheres prepared in Examples 1, 2 and Comparative Example 1 according to the present invention.
  • Comparative Example 1 prepared by the conventional single emulsification method (o/w)
  • the initial release of the microspheres of Examples 1 and 2 was not observed, and the delayed release effect was high as time passed. there was.
  • PF-127 a temperature-sensitive gel containing a drug
  • PF-127 a temperature-sensitive gel containing a drug
  • Example 4 is a graph showing the results of measuring in vitro drug release behavior of microspheres prepared in Example 3 and Example 4 according to the present invention. Compared with the results of FIG. 3, the dissolution rate when the temperature of the biodegradable polymer solution containing polylactic acid was changed to 25° C. was higher than that of Example 1 or Example 2. However, it can be seen that the microspheres of Examples 3 and 4 also show an initial release suppression and delayed release effect compared to Comparative Example 1. It is expected that the elution of PF-127, a temperature-sensitive polymer, was relatively rapid as gelation proceeded slowly at a temperature of 25°C. It was confirmed that there was no significant difference in the elution rate by the drying method of the recovered microspheres.
  • PF-127 a temperature-sensitive polymer
  • Example 5-6 it was confirmed that when curing at room temperature for more than 8 hours (Example 5), aggregates were formed as time passed, and the drug encapsulation efficiency was significantly lowered. As a result of comparing Examples 6-7, it was confirmed that the drug encapsulation efficiency was more excellent when the temperature of the dispersion solvent was maintained at room temperature (Example 7).
  • FIG. 5 shows the results of visual confirmation and microscopic observation by recovering residual microspheres after 35 days of elution in an in vitro dissolution experiment of microspheres prepared in Example 1.
  • FIG. A significant amount of microspheres remained on the 35th day, and it was confirmed that the microspheres were hardened in an aggregated form.
  • a number of small particles that were expected to contain the drug in the microsphere aggregate could be identified, and as a result of analyzing the dexamethasone content in the remaining microspheres by HPLC, it was confirmed that 53.5% of the amount remained compared to the initial input amount.
  • FIG. 6 is a result of visual confirmation and microscopic observation by recovering residual microspheres after 63 days of elution in an in vitro dissolution experiment of microspheres prepared in Example 3.
  • FIG. A significant amount of microspheres remained even on the 63rd day, and unlike Example 1, it was confirmed that the particle size was increased to 200-400 ⁇ m while maintaining the shape of the microspheres.
  • FIG. 7 a number of small particles expected to contain a drug in the microsphere aggregate could be confirmed.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)

Abstract

본 발명은 지속 방출 제어가 용이한 서방출용 미립구의 제조방법에 관한 것이다. 본 발명을 이용하여 미립구를 제조할 경우, 유효 약물을 포집한 채 겔화 된 온도 감응성 고분자가 생분해성 고분자로 이루어진 미립구 내 입자를 형성하여 약물을 유효농도로 장기간 동안 안정하게 지속 방출하는 우수한 서방성을 지닌 약물 함유 서방출용 미립구를 제조할 수 있다.

Description

초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법
본 특허출원은 2019년 11월 5일에 대한민국 특허청에 제출된 대한민국 특허출원 제10-2019-0140548호에 대하여 우선권을 주장하며, 상기 특허출원의 개시사항은 본 명세서에 참조로서 삽입된다.
본 발명은 지속 방출 제어가 용이한 서방출용 미립구의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 구체적으로는 생분해성 고분자로 이루어진 미립구에 약물을 봉입함에 있어 약물을 포함하는 온도 감응성 고분자의 졸-겔(sol-gel) 상전이(phase transition)를 기반으로 약물을 담지한 겔화된 고분자가 생분해성 고분자 담체에봉입됨으로써, 친수성 또는 소수성 약물의 초기 과다방출을 억제할 뿐만 아니라 기존 제조공정 시 필수적으로 사용하는 유기용매 사용을 배제함으로써 잔류용매에 따른 문제점을 해소한 서방출용 미립구의 제조방법에 관한 것이다.
의료용 소재를 이용한 약물전달시스템은 약물이 혈액 중에 최소 유효 농도를 유지하고 독성에 의한 부작용을 최소화할 수 있도록 약물 방출을 효과적으로 제어 설계하는 것이 매우 중요하다. 기존 서방출 제제는 주로 0 차방출과 같은 일정한 약물 방출을 선호하나, 항상 모든 경우에 효율적인 것은 아니며 외부 제어나 자가 제어 약물 전달 또는 스마트 약물 전달 체계 등의 새로운 패러다임의 약물전달 방식이 계속해서 요구되고 있다.
서방형 약물방출 시스템의 한 종류로 미립구 기반의 서방성 약물방출 시스템에 대한 연구도 활발히 진행중이다. 그러나 미립구 기반 서방형 약물방출 시스템은 대부분 일정한 약물 방출 속도를 가지기 어렵거나, 초기 방출(initial release)로 인해 비교적 단시간 내 약물이 빠르게 방출된다는 단점이 있다. 종래에 고분자를 이용한 약물 전달용 미립구의 대표적 제조방법은 주로 코아세르베이션법, 용융사출(melt extrusion), 분무건조법 및 용매 추출법 등이 있으며 용매 추출법 중에는 이중유화법(W/O/W; water/oil/water)과 단일 유화법(o/w; oil/water)이 가장 많이 사용되고 있다. 그러나 이들 미립구 제조방법에 사용되는 용매로는 디클로로메탄(dichloromethane, DCM)과 같은 유기용매가 사용되어 잔류 용매에 따른 독성 문제를 해결하기 어렵다는 단점이 있다.
따라서 약물의 급격한 초기 방출을 억제하고 지속적인 약물 방출이 가능하고 잔류 용매에 의한 독성 문제를 해소할 수 있는 제형의 개발이 요구되고 있다.
본 발명자들은 상술한 종래 기술상의 문제점을 해결하기 위하여 예의연구 노력한 결과, 유기용매를 사용하지 않아 잔류 용매에 의한 독성문제가 없으면서도, 약물의 초기방출을 제어할 수 있는 서방출용 미립구의 제조방법을 개발하고 본 발명을 완성하였다.
따라서, 본 발명의 목적은 신규한 약물의 서방출용 미립구 및 이의 제조방법을 제공하는 것이다.
본 발명의 일 양태에 따르면 본 발명은 다음 단계를 포함하는 약물의 서방출용 미립구의 제조방법을 제공한다:
(a) 유기산 및 생분해성 고분자를 포함하는 생분해성 고분자 용액을 제조하는 단계;
(b) 수성용매, 온도감응성 고분자, 및 약물을 포함하는 온도감응성 고분자 용액을 제조하는 단계;
(c) 상기 생분해성 고분자 용액과 상기 온도감응성 고분자 용액을 혼합하여 유탁액을 제조하는 단계; 및
(d) 교반 중인 분산용매에 상기 유탁액을 분사하여 미립구를 생성하는 단계.
이하, 본 발명의 제조방법을 각 단계별로 설명한다.
단계 (a): 유기산 및 생분해성 고분자를 포함하는 생분해성 고분자 용액을 제조하는 단계
본 단계는 먼저 본 발명의 생분해성 미립구를 구성하기 위한 생분해성 고분자 용액을 제조하는 단계로서, 디클로로메탄과 같은 유기용매 대신 유기산에 생분해성 고분자를 용해시키는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 생분해성 고분자는 약물 전달체로 사용될 수 있는 미립구 제조 시 이용되는 통상의 고분자로서, 생체내에서 스스로 분해되며, 생체적합성을 갖는 것이다.
상기 생분해성 고분자로는, 예컨대 젤라틴(gelatin), 콜라겐(collagen) 등의 단백질; 알긴산(alginate), 하이알루론산(hyaluronic acid) 등의 다당류 계열의 천연 고분자; 폴리락트산 유도체와 같은 생분해성 합성 고분자를 사용할 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 생분해성 고분자는 젤라틴(gelatin), 콜라겐(collagen), 알긴산(alginate), 하이알루론산(hyaluronic acid), 키토산, 헤파린, 헤파란, 헤파란 설페이트, 콘드로이틴 설페이트, 덱스트린, 덱스트란 설페이트, 셀룰로오스, 폴리락트산 유도체, 또는 이들의 혼합물이나, 이에 한정되는 것은 아니다.
상기 폴리락트산 유도체는 고분자 미립구의 제조와 관련된 당업계에서 사용되는 생체적합성 및 생분해성의 폴리락트산 유도체를 제한없이 사용할 수 있다. 구체적으로, 상기 폴리락트산 유도체는 폴리락트산, 폴리락타이드, 폴리락틱-코-글리콜산, 폴리락타이드-코-글리콜라이드 (PLGA), 락트산과 카프로락톤의 공중합체, 폴리카프로락톤, 락트산과 아미노산의 공중합체,또는 이들의 혼합물이나,이에 한정되는 것은 아니다.
본원 발명의 구체적인 일 실시 양태에 있어서, 상기 생분해성 고분자는 0.1 내지 0.6 dL/g 의 고유점도를 가질 수 있다. 본 발명에 있어서, 상기 생분해성 고분자의 점도가 0.1 dL/g 미만이면 미립구가 제대로 형성되지 않거나 약물 봉입율이 현저히 감소하게 되며 0.6 dL/g 를 초과하는 경우에는 미립구의 크기가 크게 형성될 수 있다.
본 명세서에서 상기 용어 "유기산"은 산성을 띄는 유기화합물을 총칭하며, 카복실기와 설폰기를 포함하는 유기화합물이 대표적이다. 상기 "유기산"은 단순히 염소, 황, 질소, 인 등 비금속을 포함하는 산기가 수소와 결합하여 생긴 산(예컨대, 염산(HCl), 황산(H2SO4), 질산(HNO3), 인산(H3PO4))인 "무기산"이 아닌 산을 제외한다는 의미일 뿐 특정 범위의 유기산을 제한하는 것은 아니다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 유기산은 개미산, 초산, 젖산, 주석산, 사과산, 구연산, 호박산, 푸마르산, 또는 이들의 혼합물이며, 바람직하게는 개미산, 초산, 또는 이들의 혼합물이나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 구체적인 일 실시양태에 따르면, (a) 단계에서 생분해성 고분자는 유기산 1 mL 당 10 mg 내지 150 mg의 농도, 바람직하게는 25 mg 내지 125 mg의 농도, 더욱 바람직하게는 50 mg 내지 100 mg의 농도로 용해된다. 생분해성 고분자의 농도가 낮은 경우 고분자 용액의 점도가 낮아져서 액적(droplet) 형태의 분산상 형성시 입자크기가 작아지는 경향이 있는 반면 상기 농도가 150 mg/mL 를 초과하는 경우에는 고분자 용액의 점도가 높아짐에 따라 미립구의 크기가 커지는 경향이 있다.
본 발명의 구체적인 일 실시 양태에 있어서, (a) 단계에서 혼합 온도는 20내지 60 ℃로 유지되어 제조된다. 상기 혼합 온도는 바람직하게는 25 내지 50 ℃ 이다. 상기 혼합 온도가 20℃ 미만인 경우에는 온도-감응성 고분자의 졸-겔 전이가 용이하게 유도되지 않아 생분해성 고분자 미립구 내에서 약물이 안정하게 포집되지 않을 가능성이 커져 초기 방출이 빨라질 수 있다.
또한 상기 온도가 60℃ 초과인 경우에는 생분해성 고분자의 유리전이온도(Tg) 보다 높아 분자 사슬 운동이 빨라지므로 고분자의 점도가 감소되고 용액 내 불안정성이 증가하여 미립구가 만들어지지 않거나 롯트 간 제조 재현성이 나타나지 않을 수 있다.
단계 (b): 수성용매, 온도-감응성 고분자, 및 약물을 포함하는 온도감응성 고분자 용액을 제조하는 단계
본 단계는 본 발명의 생분해성 고분자로 이루어진 미립구 내부에 봉입되는, 유효 약물을 포집한 온도-감응성 고분자를 제조하기 위한 온도-감응성 고분자 용액을 제조하는 단계이다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 온도-감응성 고분자는 폴리에틸렌옥사이드(PEO), 폴리에틸렌옥사이드(PEO)-폴리프로필렌옥사이드(PPO) 공중합체, PEO-PPO-PEO 트리블록 공중합체, 폴리에틸렌글리콜(PEG)-폴리프로필렌글리콜(PPG)-폴리에틸렌글리콜(PEG) 공중합체, 폴리에틸렌옥사이드-폴리락틱산 공중합체, 폴리에틸렌옥사이드-글리콜산 공중합체, 폴리에틸렌옥사이드-폴리락틱글리콜산 공중합체, 폴리에틸렌옥사이트-폴리카프로락톤 공중합체 및 폴리에틸렌옥사이드-폴리다이옥산온 공중합체, PLGA(poly(lactic acid-co-glycolic acid))-PEO 트리블록 공중합체, 알킬-PEO 블록 공중합체, 폴리(비닐메틸에테르)(PVME), 하이드록시프로필아크릴레이트, 하이드록시프로필메틸셀룰로오스, 하이드록시프로필셀룰로오스, 하이드록시에틸셀룰로오스, 메틸셀룰로오스; 폴리(비닐알코올), 폴리(N-치환 아크릴아마이드), 폴리(N-아크릴로일피롤리딘), 폴리(N-아크릴로일피페리딘), 폴리(아크릴-L-아미노산 아마이드), 폴리(에틸옥사졸린), 폴리(N-이소프로필아크릴아마이드)(pNIPAAm) 및 이들 중 2 이상의 조합으로 이루어진 혼합물 또는 공중합체 등을 들 수 있으며, 보다 바람직하게는 폴리에틸렌옥사이드-폴리프로필렌옥사이드 공중합체를 사용할 수 있다.
본 발명의 다른 구현예에 있어서, 상기 온도-감응성 고분자는 Pluronic-F127(폴록사머 407), 폴록사머 188, 또는 이들의 혼합물을 포함한다.
폴리에틸렌옥사이드-폴리프로필렌옥사이드 공중합체는 16% 이상의 수용액 농도일 때 온도 의존적(Temperature-dependent) 졸-젤전이(sol-gel transition) 현상을 나타낸다(MR Kim, TG Park, Temperature-responsive and degradable Hyaluronic acid/Pluronic composite hydrgels for controlledrelease of human growth hormone, J Control Rel, 80, 69 (2002); T lnoue, G Chen, K Nakamae, et al., Temperature sensitivity of a hydrogel network containing different LSCT oligomers grafted to thehydrogel backbone, Polymer Gels Network, 5, 561 (1997)).
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 온도-감응성 고분자 용액의 농도는 졸-겔 전이가 용이하게 일어날 수 있도록 10-35 중량%, 13-35 중량%, 16-35 중량%, 10-30 중량%, 13-30 중량%, 16-30 중량%, 10-25 중량%, 13-25 중량%, 또는 16-25 중량% 인 것이 바람직하다. 상기 온도-감응성 고분자 용액의 농도가 10 중량% 미만일 경우 온도-감응성 고분자의 졸-겔 전이가 일어나지 않을 뿐만 아니라, (d) 단계에서 미립구가 제조되지 않고 응집체가 형성된다.
또한, 상기 온도-감응성 고분자 용액은1-10℃, 1-7℃, 1-5℃, 1-4℃, 2-10℃, 2-7℃, 2-5℃, 또는 2-4℃의 온도에서 유지되는 것이 바람직하다.
본 발명의 구체적인 구현예에 있어서, 상기 온도-감응성 고분자가 폴리에틸렌옥사이드-폴리프로필렌옥사이드 공중합체인 경우에는 용액의 농도가 16-25 중량%인 것이 바람직하다. 상기 온도-감응성 고분자 용액의 농도가 16 중량% 미만일 경우 온도-감응성 고분자의 졸-겔 전이가 일어나지 않을 뿐만 아니라, (d) 단계에서 미립구가 제조되지 않고 응집체가 형성된다.
본 발명에서 사용되는 상기 수성 용매는 멸균정제수, 생리식염수, 또는 주사용수이나, 이에 제한되는 것은 아니다.
본 발명에서 사용되는 약물은 본 발명에 따른 제조 과정에서 생분해성 미립구 내부에 포함될 수 있는 물성을 가진 것이면 어느 것이나 사용될 수 있다. 상기 약물은 예를 들어, 비스테로이드성 항 염증제로서 아세트아미노펜, 아세틸살리실산, 이부프로펜, 펜부프로펜, 페노프로펜, 플루비프로펜, 인도메타신, 나프록센, 에토로락, 케토프로펜, 덱시부프로펜, 피록시캄, 아세클로페낙을 포함하고; 면역억제제 또는 아토피성 피부염 치료제로서 사이클로스포린, 타크로리무스, 라파마이신, 미코페닐레이트, 피메크롤리무스를 포함한다. 또한, 칼슘통로 차단제로서 니페디핀, 니모디핀, 니트렌디핀, 닐바디핀, 펠로디핀, 암로디핀, 이스라디핀; 콜레스테롤 합성 억제형 고지혈증 치료제로서 발사르탄, 에프로사르탄, 이르베사르탄, 칸데르사르탄, 텔미사르탄, 올메사르탄, 로사르탄을 포함하는 안지오텐신 II 길항제; 아토르바스타틴, 로바스타틴, 심바스타틴, 플루바스타틴, 로수바스타틴, 프라바스타틴; 콜레스테롤대사 및 분비 촉진형 고 지혈증 치료제로서 겜피브로질, 페노피브레이트, 에토피브레이트, 베자피브레이트; 당뇨병 치료제로서 피오글리타존, 로지글리타존, 메트포민; 항진균제로서 이트라코나졸, 암포테리신 비, 테르비나핀, 나이스타틴, 글리세오풀빈, 플루코나졸, 케토코나졸; 소화기계 질환 치료제로서 비페닐디메틸디카복실레이트, 실리마린, 우루소데옥시콜린산을 포함하는 간보호제; 소팔콘, 오메프라졸, 판토프라졸, 파모티딘, 이토프라이드, 메살라진; 골다공증 치료제로서 실로스타졸클로피도그렐을 포함하는 혈소판응집억제제; 랄록시펜, 항생제로서 아시클로버, 팜시클로버, 라미부딘, 오셀타미비르를 포함하는 항바이러스제; 클라리스로마이신, 씨플로플록사신, 세푸록심; 호르몬제로서 테스토스테론, 프레드니솔론, 에스트로겐, 코티손, 하이드로코티손, 덱사메타손; 항종양제로서 파클리탁셀, 도세탁셀, 파클리탁셀 유도체, 독소루비신, 아드리아마이신, 다우노마이신, 켐포테신, 에토포시드, 테니포사이드, 부설판, 류프롤라이드, 트립토렐린; 향정신성 약물로서 할로페리돌, 플루펜틱솔, 플로페나진, 주크로페틱솔, 피포티아진, 팔리페리돈, 올란자핀, 에씨탈로프람, 도네페질, 날트렉손, 리스페리돈 등의 약물 또는 이의 약제학적으로 허용 가능한 염과, 단백 또는 펩타이드성 약물인 인슐린, 테스토스테론, 에스트라디올, 소마트로핀, 옥트레오타이드 등을 사용할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 상기 (b) 단계의 온도-감응성 고분자 용액은 온도-감응성 고분자가 용해된 수성용매에 약물이 첨가된 현탁액이다.
즉, 본 발명의 상기 (b) 단계에서는 상술한 온도-감응성 고분자를 수성용매에 혼합 또는 용해시키고, 이를 통해 제조된 용액에 친수성 또는 난용성 약물을 첨가한 뒤 교반하여 현탁액을 제조한다.
단계 (c): 상기 생분해성 고분자 용액과 상기 온도 감응성 고분자 용액을 혼합하여 유탁액을 제조하는 단계
본 단계는 상기 (a) 단계에서 제조된 미립구 제조용 생분해성 고분자 용액과 (b) 단계에서 제조된 약물을 포함하는 온도-감응성 고분자 용액을 혼합하여 생분해성 고분자 용액과 온도-감응성 고분자 용액이 서로 에멀젼 형태를 이루는 유탁액을 제조하는 단계이다.
상기 단계 (a) 및 단계 (b)에서 상술한 바와 같이, 상기 생분해성 고분자 용액은 20-60℃에서 유지되고, 상기 온도-감응성 고분자 용액은 1-10℃에서 유지가 된다. 따라서, 두 용액을 혼합하고 교반하면, 저온의 온도-감응성 고분자 용액이 상대적으로 고온의 생분해성 고분자 용액과의 혼합에 의해 겔화가 이루어지며 유탁액이 제조된다. 상기 겔화는 생분해성 고분자 용액의 온도가 높을수록 더욱 빠른 속도로 진행된다. 따라서, 혼합시의 생분해성 고분자 용액의 온도는 25℃ 이상, 30℃ 이상, 바람직하게는 50℃ 이상의 온도로 유지되는 것이 미립구 제조에 유리하다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 단계 (c)는 두 용액을 150 내지 400의 rpm으로 교반하여 유탁액을 제조한다.
본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 상기 교반은 150 내지 400 rpm, 150 내지 350 rpm, 150 내지 300 rpm, 200 내지 400 rpm, 200 내지 350 rpm, 200 내지 300 rpm, 250 내지 400 rpm, 250 내지 350 rpm, 250 내지 300 rpm, 300 내지 400 rpm, 300 내지 350 rpm, 또는 350 내지 400 rpm으로 이루어진다.
상기 유탁액을 다음 (d) 단계의 분산용액에 분산시키면 본 발명의 미립구가 분산된 형태의 현탁액이 제조된다.
단계 (d): 교반 중인 분산용매에 상기 유탁액을 분사하여 미립구를 생성하는 단계
본 단계는 상기 (c) 단계에서 제조된 생분해성 고분자 용액과 온도-감응성 고분자 용액의 유탁액을 분산 용매상에 분사시켜 본 발명의 미립구를 생성하는 단계이다. 본 단계에서 제조된 미립구는 아직 경화되지 않은 상태이다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 분산용매는 친수성 유화제를 함유하는 수성 용매이다.
본 발명의 상기 수성 용매는 멸균정제수, 생리식염수, 또는 주사용수이나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 상기 수성 용매는 친수성 유화제를 포함할 수 있다. 상기 친수성 유화제의 함량은 용매 1L 당 0.1g 내지 10g, 1g 내지 10g, 3g 내지 10g, 0.1g 내지 7g, 1g 내지 7g, 또는 3g내지 7g의 범위이다. 즉, 0.1-10 %(w/v), 1-10%(w/v), 3-10%(w/v), 0.1-7%(w/v), 1-7%(w/v), 또는 3-7(w/v)%이다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 친수성 유화제는 폴리비닐 알코올, 폴리에틸렌글리콜, 폴리소르베이트, 폴록사머, 스판80, 폴리옥시에틸렌 하이드로제네이트 캐스터 오일, 폴리옥시에틸렌 소르비탄 지방산 에스테르, 폴리옥시에틸렌 지방산 에스테르, 또는 이들의 혼합물이나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 일 구현예에서, 상기 분사는 주사기 또는 이와 유사한 형태의 노즐을 가진 분사도구에 의해 이루어지고, 분사의 방식은 용매내 주입, 점적 등의 제한없이 수행된다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 분사는 주사기를 이용하여 분산용매상에 이루어지되, 주사바늘 굵기는 19, 21, 23, 25, 30G (게이지) 등을 사용할 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 단계 (b)는 분산용매를 150 내지 400의 rpm으로 교반하면서 미립구 제조용 고분자 용액을 분산용액에 분사된다.
본 발명의 다른 구체적인 구현예에 따르면, 상기 교반은 150 내지 400 rpm, 150 내지 350 rpm, 150 내지 300 rpm, 200 내지 400 rpm, 200 내지 350 rpm, 200 내지 300 rpm, 250 내지 400 rpm, 250 내지 350 rpm, 250 내지 300 rpm, 300 내지 400 rpm, 300 내지 350 rpm, 또는 350 내지 400 rpm으로 이루어진다. 상기 교반 속도가 100 rpm 이하이면 미립구가 잘 형성되지 않으며, 400 rpm 보다 더 높아지면 분산용액 내 미립구의 분산이 잘 이루어지지 않는다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 본 발명은 다음 단계를 추가적으로 포함할 수 있다.
단계 (e): (d) 단계에서 생성된 미립구가 경화될 때까지 분산용매를 교반시키는 단계
본 단계는 상기 (d) 단계의 현탁액 내에 분산되어 있는 경화되지 않은 미립구를 경화시키고, 동시에 미립구 내에 포함된 유기산을 증발시킴으로써 실질적으로 미립구가 형성되는 단계이다.
본 발명의 일 구현예에 따르면, 상기 (d) 단계는 현탁액을4 내지 35℃에서 1 내지 18 시간 동안 교반함으로써 수행된다.
본 발명의 구체적인 구현예에서, 상기 교반 시간은 1 내지 18 시간, 1 내지 16시간, 1 내지 14시간, 1 내지 12시간, 1 내지 10 시간, 1 내지 8시간, 1 내지 6시간, 1 내지 4시간, 2 내지 18 시간, 2 내지 16시간, 2 내지 14시간, 2 내지 12시간, 2 내지 10 시간, 2 내지 8시간, 2 내지 6시간, 2 내지 4시간, 3 내지 18시간, 3 내지 16시간, 3 내지 14시간, 3 내지 12시간, 3 내지 10시간, 3 내지 8시간, 3 내지 6시간, 3 내지 4시간, 4 내지 16시간, 4 내지 14시간, 4 내지 12시간, 4 내지 10시간, 4 내지 8시간, 4 내지 6시간, 6 내지 18시간, 6 내지 16시간, 6 내지 14시간, 6 내지 12시간, 6 내지 10 시간, 또는 6 내지 8시간 동안 이루어질 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
특히, 상기 교반 시간의 상한(18시간)은 교반이 18시간 이상 수행되더라도 미립구의 경화가 더 진행되는 것은 아니므로 18시간 이상 교반은 경제적인 가치가 낮음을 의미할 뿐, 18시간 이상 교반하여 제조되더라도 본 발명의 범위에서 제외됨을 의미하는 것은 아니다.
상기 교반 온도는 4 내지 35℃, 10 내지 35℃, 15 내지 35℃, 20 내지 35℃, 25 내지 35℃, 30 내지 35℃, 4 내지 30℃, 10 내지 30℃, 15 내지 30℃, 20내지 30℃, 25 내지 30℃, 4 내지 25℃, 10 내지 25℃, 15 내지 25℃, 20 내지 25℃, 4 내지 20℃, 10 내지 20℃, 또는 15 내지 20℃일 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 구체적인 구현예에 있어서, 상기 교반은 15 내지 25℃에서 1-8시간, 1-7시간, 1-6시간, 1-5시간, 1-4시간, 1-3시간, 2-8시간, 2-7시간, 2-6시간, 2-5시간, 2-4시간, 2-3시간, 3-8시간, 3-7시간, 3-6시간, 3-5시간, 또는 3-4시간 동안 이루어지는 것이 약물의 봉입 효율면에서 바람직하다.
본 발명의 제조방법은 후속적으로 다음 단계를 추가적으로 포함할 수 있다.
단계 (f): 상기 경화된 미립구를 분리하는 단계
상기 단계는 상기 (c)단계에서 미립구의 경화가 완료된 이후, 남아있는 현탁액의 용매를 제거하고, 이로부터 미립구를 분리 및 회수하는 단계이다. 상기 용매의 제거 방법은 흡입, 증발, 배출, 여과 등 제한 없이 사용될 수 있다.
또한, 본 발명의 제조방법은 후속적으로 다음 단계를 추가적으로 포함할 수 있다.
단계 (g): 상기 분리된 미립구를 세척 및 건조하는 단계
본 단계는 분리 및 회수된 미립구의 후처리 공정에 관한 것으로, 수성용매, 예컨대 증류수 등으로 수회 세척하여 미립구 내부에 잔류할 수 있는 유기산을 제거하는 단계이다. 본 발명의 유기산은 수용성이 우수하므로 수성 용매로 세척 시, 유기산이 용매 내로 쉽게 용출되어 잔류하지 않는다.
본 단계가 끝나면, 보존을 위한 동결 건조, 입자의 크기 별로 체과하여 분류하는 등의 후속 과정이 수행될 수 있다.
본 발명의 다른 일 양태에 따르면, 본 발명은 생분해성 고분자 입자를 포함하는 약물의 서방출용 미립구를 제공한다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 생분해성 고분자 입자는 입자 내부에 온도-감응성 고분자 및 약물을 포함하는 입자를 포함한다. 따라서 본 발명의 약물의 서방출용 미립구는 내부에 온도-감응성 고분자 및 약물을 포함하는 입자를 포함하는 생분해성 고분자 입자로 이루어진다.
본 발명의 상기 미립구는 상술한 약물의 서방출용 미립구의 제조방법에 의해 제조되는 것이다. 따라서, 본 발명의 미립구의 구성성분인 생분해성 고분자, 온도-감응성 고분자, 및 약물은 상기 미립구의 제조방법에서 상술한 바와 같다.
본 발명의 일 구현예에 따르면, 상기 생분해성 고분자와 온도-감응성 고분자의 중량비는 1:1 내지 1:5이다.
본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 상기 생분해성 고분자와 온도-감응성 고분자의 중량비는 1:1 내지 1:5, 1:1 내지 1:4.5, 1:1내지 1:4, 1:1 내지 1:3, 1:1 내지 1:2.5, 또는 1:1 내지 1:2이고, 가장 바람직하게는 1:2.5 내지 1:3이나, 이에 한정되는 것은 아니다. 상기 생분해성 고분자와 온도-감응성 고분자의 중량비가 1:1 이하, 즉, 1:0.5, 1:0.3 등에서는 응집체만이 형성되고 본 발명의 미립구가 형성되지 않는다. 또한, 상기 생분해성 고분자와 온도-감응성 고분자의 중량비가 1:5를 초과하게 되면 미립구의 제조 수율이 급격하게 저하된다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 본 발명의 약물의 서방출용 미립구는 약 5-100 μm, 5-90 μm, 5-80 μm, 5-70 μm, 5-60 μm, 5-50 μm, 5-40 μm, 5-30 μm, 5-20 μm, 10-100 μm, 10-90 μm, 10-80 μm, 10-70 μm, 10-60 μm, 10-50 μm, 10-40 μm, 10-30 μm, 10-20 μm, 15-100 μm, 15-90 μm, 15-80 μm, 15-70 μm, 15-60 μm, 15-50 μm, 15-40 μm, 15-30 μm, 15-20 μm, 20-100 μm, 20-90 μm, 20-80 μm, 20-70 μm, 20-60 μm, 20-50 μm, 20-40 μm, 20-30 μm, 25-100 μm, 25-90 μm, 25-80 μm, 25-70 μm, 25-60 μm, 25-50 μm, 25-40 μm, 25-30 μm, 30-100 μm, 30-90 μm, 30-80 μm, 30-70 μm, 30-60 μm, 30-50 μm, 30-40 μm, 35-100 μm, 35-90 μm, 35-80 μm, 35-70 μm, 35-60 μm, 35-50 μm, 35-40 μm, 40-100 μm, 40-90 μm, 40-80 μm, 40-70 μm, 40-60 μm, 또는 40-50 μm의 입자 크기를 가지나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 본 발명의 약물의 서방출용 미립구 내부에 포함되는 온도-감응성 고분자 및 약물을 포함하는 입자는, 본 발명의 약물의 서방출용 미립구 내부에 포함되므로 상기 정의된 약물의 서방출용 미립구의 입자 크기보다 작은 입자 크기를 가진다.
본 발명의 상기 미립구는 상술한 미립구의 제조방법에 의해 제조될 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
한편, 본 발명의 미립구는 내부에 다공성 매트릭스를 갖는 구형체이며, 미립구 내 유효 약물을 안정적으로 봉입할 수 있다. 본 발명의 미립구에서는 온도-감응성 고분자가 유효 약물을 포집한 채 일시적으로 겔화 되어 생분해성 고분자로 이루어진 미립구 내 다공성 매트릭스를 형성할 것으로 추측된다 (도 1 참조).
또한, 본 발명의 미립구는 미립구 내 봉입된 유효 약물을 서방적으로 방출하므로, 종래 생체이용율이 낮고 투여 횟수가 많은 약물을 유효 농도로 장기간에 걸쳐 지속적으로 방출할 수 있으므로 서방성 제제로서 유용하게 사용될 수 있다.
따라서, 본 발명의 또 다른 일 양태에 따르면, 본 발명은 상기 미립구를 포함하는 약물 전달용 조성물을 제공한다.
본 발명의 미립구, 또는 이를 포함하는 약물 전달용 조성물이 약제학적 조성물로 제조되는 경우, 본 발명의 약제학적 조성물은 약제학적으로 허용되는 담체를 포함할 수 있다. 상기 약제학적으로 허용되는 담체는 제제시에 통상적으로 이용되는 것으로서, 락토스, 덱스트로스, 수크로스, 솔비톨, 만니톨, 전분, 아카시아 고무, 인산 칼슘, 알기네이트, 젤라틴, 규산 칼슘, 미세결정성 셀룰로스, 폴리비닐피롤리돈, 셀룰로스, 물, 시럽, 메틸셀룰로스, 메틸히드록시벤조에이트, 프로필히드록시벤조에이트, 활석, 스테아르산 마그네슘 및 미네랄 오일 등을 포함하나, 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 약제학적 조성물은 상기 성분들 이외에 윤활제, 습윤제, 감미제, 향미제, 유화제, 현탁제, 보존제 등을 추가로 포함할 수 있다. 적합한 약제학적으로 허용되는 담체 및 제제는 Remington's Pharmaceutical Sciences (19th ed., 1995)에 상세히 기재되어 있다.
본 발명의 구체적인 구현예에 있어서, 본 발명의 약제학적 조성물은 수크로스, 만니톨, 소르비톨, 글리세린, 트레할로스, 폴리에틸렌글리콜류의 부형제, 및 사이클로덱스트린류(알파, 베타, 감마-사이클로덱스트린, 히드록시 사이클로덱스트린 내지 사이클로덱스트린의 유도체 등)의 부형제를 추가적으로 포함한다. 상기 부형제는 본 약제학적 조성물의 유효성분인 입자에 첨가되어 동결보호제 또는 삼투압조절제로 기능하며, 동결건조, 용매 증발법 등으로 인해 제형화 된다.
본 발명의 약제학적 조성물은 경구 또는 비경구로 투여할 수 있고, 비경구 투여인 경우에는 정맥내 투여, 피하 투여, 피내 투여, 근육내 투여, 비강내 투여, 점막내 투여, 경막 내 투여, 복강내 투여, 안구내 투여 등으로 투여할 수 있으며, 구체적으로는 정맥내 투여할 수 있다.
본 발명의 약제학적 조성물은 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있는 방법에 따라, 약제학적으로 허용되는 담체 및/또는 부형제를 이용하여 제제화 함으로써 단위 용량 형태로 제조되거나 또는 다용량 용기 내에 내입시켜 제조될 수 있다. 이때 제형은 오일 또는 수성 매질중의 용액, 현탁액 또는 유화액 형태이거나 엑스제, 분말제, 과립제, 정제 또는 캅셀제 형태일 수도 있으며, 분산제 또는 안정화제를 추가적으로 포함할 수 있다.
본 발명의 특징 및 이점을 요약하면 다음과 같다:
(a) 본 발명은 디클로로메탄과 같은 할로겐화 알칸 용매를 사용하는 제조방법과는 달리 유기산을 사용함으로써 종래의 미립구 제형에서 나타났던 잔류독성용매 문제의 해결방안을 제공한다.
(b) 본 발명은 스프레이 건조법이나 이중 에멀젼/용매 증발법과 같은 복잡한 제조공정이 아닌 단순 분사를 통해 주사에 적당한 균일한 크기의 미립구를 제공한다.
본 발명을 이용하여 미립구를 제조할 경우, 유효 약물을 포집한 채 겔화 된 온도 감응성 고분자가 생분해성 고분자로 이루어진 미립구 내 입자를 형성하여 약물을 유효농도로 장기간 동안 안정하게 지속 방출하는 우수한 서방성을 지닌 약물 함유 서방출용 미립구를 제조할 수 있다.
도 1은 본 별명에 따른 실시예 1에서의 현미경 사진을 나타낸 도면이다.
도 2는 본 발명에 따른 실시예 1 내지 4, 및 비교예 1 및 2의 주사전자현미경 사진이다 [a) 실시예 1, b) 실시예 2, c) 실시예 3, d) 실시예 4, e) 비교예 1, f) 비교예 2]
도 3 및 도 4는 본 발명에 따른 실시예 및 비교예의 37 ℃ 에서의 용출율을 시간에 따라 나타낸 그래프이다.
도 5는 본 발명에 따른 실시예 1의 용출 시험 35일 이후 잔존 미립구에 대한 현미경 사진(a-b) 및 육안적 사진(c)을 나타낸 도면이다.
도 6은 본 발명에 따른 실시예 3의 용출 시험 63일 이후 잔존 미립구에 대한 육안적 사진(a) 및 주사전자 현미경(SEM) 사진(b) 그리고 현미경 사진(c-d)을 나타낸 도면이다.
도 7은 본 발명에 따른 실시예 3의 용출 시험 63일 이후 잔존 미립구에 대한 주사전자 현미경(SEM) 사진(a)이며 이를 확대한 사진(b), 그리고 잔존 미립구의 단면에 대한 SEM 사진(c) 및 이를 확대한 사진(d)을 나타낸 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 간단한 개략도이다.
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
본 명세서 전체에 걸쳐, 특정 물질의 농도를 나타내기 위하여 사용되는 "%"는 별도의 언급이 없는 경우, 고체/고체는 (중량/중량) %, 고체/액체는 (중량/부피) %, 그리고 액체/액체는 (부피/부피) %이다.
실시예 1: 덱사메타손 장기 지속형 미립구 제조
생분해성 고분자로서 100 mg의 폴리락트산을 2 mL의 개미산에 용해시켜 생분해성 고분자 용액을 제조하여 제조용액 온도를 50℃로 유지하였다.
다음으로 온도 감응성 고분자로서 폴록사머계 고분자 (제조원: BASF, 제품명: Pluronic F-127)를 고분자 농도가25%(w/w)가 되도록 물에 용해하여 준비하였다.
4℃에서 상기 온도 감응성 고분자 용액(solution)에 덱사메타손 20 mg을 혼합하였고, 덱사메타손이 온도 감응성 고분자 용액에 분산된 현탁액을 제조하고, 4℃로 차갑게 유지하였다. 상기 현탁액을 상기 50℃ 의 폴리락트산 용액에 넣어 주면서 300 rpm으로 빠르게 교반하여 유탁액을 얻었다.
그 후 상기 유탁액을 주사기에 흡인하여 분산용매인 2%(w/v) 폴리비닐알코올(PVA) 10 mL의 수용액을 4 ℃로 유지하고 300 rpm으로 빠르게 교반하면서 분사하여 미립구를 형성시켰다. 후드를 켠 상태에서 상기 수용액을 8시간 이상 서서히 교반하여 형성된 미립구를 경화(hardening)시키고 유기산을 증발시켰다. 다음으로 상기 수용액을 1500 rpm에서 10분간 원심 분리하여 경화된 미립구를 회수하였다. 회수한 미립구를 증류수로 3회 이상 세척하여 남아있는 유기산을 제거하였으며 침전물을 동결 건조하였다. 상기 동결 건조된 분말을 소량 취하여 증류수 100 μL에 현탁 후 슬라이드 글라스에 올려 놓고 현미경 (Leica microsystem)을 통해 미립구의 형성 여부 및 형태를 확인하였다(도 1).
도 1에 나타낸 바와 같이, 생분해성 고분자로 이루어진 미립구 내에 약물을 포집한 온도 감응성 고분자가 겔화되어 작은 입자를 형성하고 있음을 확인할 수 있었다.
실시예 2 내지 4: 덱사메타손 장기 지속형 미립구 제조
실시예 2
실시예 2에서는 회수한 미립구를 증류수로 세척하고 침전물을 동결건조 하는 대신 진공건조 한 것을 제외하고는 실시예 1과 동일한 방법으로 미립구를 제조하였다.
실시예 3
실시예 3에서는 폴리락트산을 포함하는 생분해성 고분자 용액의 온도를 50℃ 대신 25℃로 변경한 것을 제외하고는 실시예 1과 동일한 방법으로 미립구를 제조하였다.
실시예 4
실시예 4에서는 회수된 미립구를 증류수로 세척하고 침전물을 동결건조 하는 대신 진공건조 한 것을 제외하고는 실시예 3과 같은 방법으로 미립구를 제조하였다.
실시예 5
실시예 5에서는 분산용매인 2%(w/v) 폴리비닐알코올(PVA)을 상온으로 유지시켜서 미립구를 경화하는 것을 제외하고는 실시예 1과 같은 방법으로 미립구를 제조하였다.
실시예 6
실시예 6에서는 분산용매인 2%(w/v) 폴리비닐알코올(PVA)에서 미립구를 4시간 동안 경화하는 것을 제외하고는 실시예 1과 같은 방법으로 미립구를 제조하였다.
실시예 7
실시예 7에서는 분산용매인 2%(w/v) 폴리비닐알코올(PVA)을 상온으로 유지시켜서 미립구를 4시간 동안 경화하는 것을 제외하고는 실시예 1와 같은 방법으로 미립구를 제조하였다.
비교예 1: 생분해성 고분자인 PLGA, 덱사메타손을 사용한 O/W 형 미립구 제조
생분해성 고분자 PLGA 160 mg, 덱사메타손 40 mg을 유기용매인 디클로로메탄 5 ml에 첨가하고 1시간 동안 강하게 교반하여 용해시켰다. 균일하게 용해된 용액을 20 ml의 2%(w/v) 폴리비닐알코올 수용액에 넣어 주면서 균질기(IKA, ULTRA-TURRAX T8)를 이용하여 16,000 rpm으로 분산시켜 2분에 걸쳐 O/W 유탁액을 얻었다. 그 후 상기 유탁액을 상온, 상압 하에 5시간 자력 교반기(900 rpm)로 강하게 저어주면서 미립구를 형성시킨 후, 1500 rpm에서 10분간 원심 분리하여 경화된 미립구를 채취하고 증류수로 2~3회 세척하였다.
비교예 2
비교예 2에서는 온도감응성 고분자인 폴록사머계 고분자를 첨가하지 않은 것을 제외하고는 실시예 1과 동일한 방법으로 미립구를 제조하였다.
실험예
실험예1: 미립구의 형태 및 입도 분포 확인
상기 실시예 1에서 제조된 미립구 약 5 mg을 코팅기(Quorum Q150 TES, 10 mA)를 이용하여 4분간 백금 코팅을 한 후, 주사형 전자현미경(Tescan Mira 3, LMU FEG-SEM)을 통해 미립구의 형태 및 입자 크기를 관찰하였다. 측정결과를 도 2에 나타내었으며, a)는 실시예 1, b)는 실시예 2, c)는 실시예 3, d)는 실시예 4, e)는 비교예 1, f)는 비교예 2이다.
상기 결과에 따르면 각 실시예 1-7에서 약 20 μm 크기의 비교적 균질하고 입자 표면이 매끈한 미립구가 확인되었다. 다만, 실시예 5의 경우 상온에서 8시간을 초과하여 경화하게 되면 시간이 지날수록 응집체가 형성되는 것을 확인하였다.
비교예 1은 약 10 μm 크기의 미립구가 확인되었으며, 비교예 2는 미립구가 아닌 응집체 형태로 제조됨을 확인하였다.
실험예 2: 미립구의 봉입효율 및 수율 측정
실시예 1 내지 4 및 비교예 1에서 제조한 덱사메타손을 함유하는 미립구 5 mg을 정확하게 칭량한 후, 10 mL의 DMSO (Dimethyl Sulfoxide, Sigma Aldrich)에 완전히 녹여 이동상으로 10배 희석한 후 0.45 μm 주사기 필터로 여과한 여액 10 μL를HPLC (Agilent 1260 Infinity)에 주입하여 정량하였다. 본 실험을 위해 분석칼럼으로서는 C18 (100mm x 4.6 mm I.D., 5 μm) 컬럼을 사용하였으며, 다음의 식 1과 식 2를 사용하여 약물의 봉입효율 (%) 및 약물 함유율 (%)을 구하였다.
식 1
약물 봉입 효율(%) = (약물 봉입량 (mg)/약물 투입량 (mg)) X 100
식 2
약물 함유율(%) = (약물 봉입량 (mg)/미립구 중량 (mg)) X 100
상기 식 1 및 식 2에 따른 각 약물의 봉입 효율 및 약물 함유율을 하기 표 1에 나타내었다.
구분 약물 봉입 효율 (%) 약물 함유율(%)
실시예 1 54.53 9.09
실시예 2 47.07 7.84
실시예 3 36.30 6.05
실시예 4 42.50 7.08
실시예 5 28.75 2.61
실시예 6 72.88 12.15
실시예 7 94.75 15.79
비교예 1 38.94 7.79
실험예3: 미립구의 in vitro 약물 방출 거동 측정
덱사메타손 함유 미립구의 서방형 안과용제로서의 약물 방출거동을 측정하기 위하여 상기 실시예 및 비교예에서 제조된 미립구를 입자 내 약물의 양이 700 μg이 되도록 무게를 측정한 후, 투석용기(dialysis bag)(MW cut-off 8 kDa)에 넣고, 30 mL의 생리식염수에서 37 ℃, 100 rpm의 속도로 교반 하면서 용출 시험을 진행하였다. 7일 간격으로 25 mL의 용액을 회수하고 새로운 생리식염수 용액 25 mL 로 교체하였으며 회수한 용액을 HPLC 이동상으로 10배 희석한 후 0.45 μm 주사기 필터로 여과한 여액10 μL를 HPLC (Agilent 1260 Infinity)에 주입하여 정량 하였다. 본 실험을 위한 분석칼럼으로는 C18 (100mm x 4.6 mm I.D., 5 μm) 컬럼을 사용하였다. 각 입자 샘플의 전체 약물 양 대비 각 시간대별 방출된 약물의 양을 누적 백분율로 계산하여 나타내었으며, 상기 측정 결과를 도3에 나타내었다.
도3은 본 발명에 따른 실시예 1, 실시예 2 및 비교예 1에서 제조된 미립구의 in vitro 약물방출 거동 측정 결과를 보여주는 그래프이다. 기존 제조 방법인 단일유화법(o/w)로 제조한 비교예 1과 비교하여 실시예 1과 실시예 2의 미립구는 초기 방출이 관찰되지 않았고, 시간이 지날수록 지연 방출 효과가 높음을 확인할 수 있었다. 이는 약물을 포함한 온도 감응성 겔인 PF-127이 4 ℃에서 용액 상태로 존재하였다가 50 ℃의 폴리락트산 용액과 혼합되면서 약물을 포집한 채로 겔화 되어 생분해성 미립구 내 작은 입자를 형성하기 때문인 것으로 예상된다. 회수된 미립구의 건조방법에 의해서는 실시예 1, 2 사이에 용출율의 면에서 큰 차이가 없음을 확인하였다.
도 4는 본 발명에 따른 실시예 3, 및 실시예 4에서 제조된 미립구의 in vitro 약물방출 거동 측정 결과를 보여주는 그래프이다. 도3의 결과와 비교하여 폴리락트산을 포함하는 생분해성 고분자 용액의 온도를 25 ℃ 로 변경하였을 때의 용출율은 실시예 1 또는 실시예 2에 비해 높았다. 그러나 실시예 3, 및 4의 미립구도 비교예 1과 비교하여 초기 방출 억제 및 지연 방출 효과를 보임을 알 수 있다. 이는 온도 감응성 고분자인 PF-127이 25 ℃의 온도에서 겔화가 더디게 진행됨에 따라 용출이 비교적 빨라졌을 것으로 예상된다. 회수된 미립구의 건조방법에 의해서는 용출율에 큰 차이가 없음을 확인하였다.
또한, 실시예 5-6을 비교한 결과, 상온에서 8시간을 초과하여 경화하게 되면(실시예 5) 시간이 지날수록 응집체가 형성되어 약물 봉입 효율도 현저히 떨어지는 것을 확인하였다. 실시예 6-7을 비교한 결과, 분산용매의 온도를 상온으로 유지시키는 경우(실시예 7)에 약물 봉입 효율이 더 우수함을 확인하였다.
실험예4: 미립구의 in vitro 약물 방출 거동 측정
도 5는 실시예 1에서 제조한 미립구의 in vitro 용출 실험에서, 용출 35일 이후 잔존 미립구를 회수하여 육안으로 확인 및 현미경으로 관찰한 결과이다. 미립구는 35일째에도 상당량이 남아있었으며 미립구가 응집된 형태로 딱딱하게 굳어 있음을 확인하였다. 현미경 관찰 결과, 미립구 응집체 내에 약물을 함유하고 있을 것으로 예상되는 다수의 작은 입자를 확인할 수 있었으며 HPLC로 잔존 미립구 내 덱사메타손 함량을 분석한 결과 초기 투입양 대비 53.5 % 잔존해 있음을 확인하였다.
도 6은 실시예 3에서 제조한 미립구의 in vitro 용출 실험에서, 용출 63일 이후 잔존 미립구를 회수하여 육안으로 확인 및 현미경으로 관찰한 결과이다. 미립구는 63일째에도 상당량이 남아있었으며 실시예 1과는 달리 미립구의 형태를 유지하면서 입자크기가 200-400 μm로 증가되어 있음을 확인하였다. 도 7에서 주사전자 현미경 관찰 결과, 미립구 응집체 내에 약물을 함유하고 있을 것으로 예상되는 다수의 작은 입자를 확인할 수 있었다.

Claims (15)

  1. 다음 단계를 포함하는 약물의 서방출용 미립구의 제조방법:
    (a) 유기산 및 생분해성 고분자를 포함하는 생분해성 고분자 용액을 제조하는 단계;
    (b) 수성용매, 온도감응성 고분자, 및 약물을 포함하는 온도감응성 고분자 용액을 제조하는 단계;
    (c) 상기 생분해성 고분자 용액과 상기 온도감응성 고분자 용액을 혼합하여 유탁액을 제조하는 단계; 및
    (d) 교반 중인 분산용매에 상기 유탁액을 분사하여 미립구를 생성하는 단계.
  2. 제1항에 있어서, 상기 (a) 단계에서 생분해성 고분자 용액은 20℃-60℃의 온도로 유지되는 것인, 제조방법.
  3. 제1항에 있어서, 상기 (b) 단계의 온도감응성 고분자 용액은 온도감응성 고분자가 용해된 수성용매에 약물이 첨가된 현탁액인, 제조방법.
  4. 제1항에 있어서, 상기 (b) 단계에서 온도감응성 고분자 용액은 1℃-10℃의 온도로 유지되는 것인, 제조방법.
  5. 제1항에 있어서, (d) 단계에서 생성된 미립구가 경화될 때까지 분산용매를 교반시키는 단계를 추가적으로 포함하는, 제조방법.
  6. 제5항에 있어서, 상기 교반은 4 내지 35℃에서 1 내지 18 시간 동안 수행되는 것인, 제조방법.
  7. 제5항에 있어서, 상기 경화된 미립구를 분리하는 단계를 추가적으로 포함하는, 제조방법.
  8. 제7항에 있어서, 상기 분리된 미립구를 세척 및 건조하는 단계를 추가적으로 포함하는 제조방법.
  9. 제1항에 있어서, 상기 유기산은 개미산, 초산, 젖산, 주석산, 사과산, 구연산, 호박산, 푸마르산, 또는 이들의 혼합물인, 방법.
  10. 제1항에 있어서, 상기 생분해성 고분자는 젤라틴(gelatin), 콜라겐(collagen), 알긴산(alginate), 하이알루론산(hyaluronic acid), 키토산, 헤파린, 헤파란, 헤파란 설페이트, 콘드로이틴 설페이트, 덱스트린, 덱스트란 설페이트, 셀룰로오스, 폴리락트산 유도체, 또는 이들의 혼합물인, 제조방법.
  11. 제1항에 있어서, 상기 분산용매는 친수성 유화제를 함유하는 수성 용매인, 제조방법.
  12. 제11항에 있어서, 상기 친수성 유화제는 폴리비닐 알코올, 폴리옥시에틸렌 하이드로제네이트 캐스터 오일, 폴리옥시에틸렌 소르비탄 지방산 에스테르, 폴리옥시에틸렌 지방산 에스테르, 또는 이들의 혼합물인, 제조방법.
  13. 제11항에 있어서, 상기 수성 용매는 멸균정제수, 생리식염수, 또는 주사용수인, 제조방법.
  14. 생분해성 고분자 입자를 포함하는 약물의 서방출용 미립구에 있어서, 상기 생분해성 고분자 입자는 입자 내부에 온도감응성 고분자 및 약물을 포함하는 입자를 포함하는 것인, 미립구.
  15. 제14항에 있어서, 상기 생분해성 고분자는 젤라틴(gelatin), 콜라겐(collagen), 알긴산(alginate), 하이알루론산(hyaluronic acid), 키토산, 헤파린, 헤파란, 헤파란 설페이트, 콘드로이틴 설페이트, 덱스트린, 덱스트란 설페이트, 셀룰로오스, 폴리락트산 유도체, 또는 이들의 혼합물인, 미립구.
PCT/KR2020/015380 2019-11-05 2020-11-05 초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법 Ceased WO2021091246A1 (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020190140548A KR20210054660A (ko) 2019-11-05 2019-11-05 초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법
KR10-2019-0140548 2019-11-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2021091246A1 true WO2021091246A1 (ko) 2021-05-14

Family

ID=75848931

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2020/015380 Ceased WO2021091246A1 (ko) 2019-11-05 2020-11-05 초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법

Country Status (2)

Country Link
KR (1) KR20210054660A (ko)
WO (1) WO2021091246A1 (ko)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113769160A (zh) * 2021-08-23 2021-12-10 广州润虹医药科技股份有限公司 一种温敏性微球及其即用型温敏性磷酸钙骨水泥
CN115089593A (zh) * 2022-05-20 2022-09-23 广东南国药业有限公司 一种地塞米松制剂及其制备方法

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102630383B1 (ko) * 2022-04-12 2024-01-29 (주)심플스틱 피부 도포 시 인체 피부 온도에 반응하여 인공 막을 형성하는 바이오 필름 제조방법 및 그 제조방법으로 제조된 피부 도포 시 인체 피부 온도에 반응하여 인공 막을 형성하는 바이오 필름
CN115055126B (zh) * 2022-06-24 2023-11-28 重庆理工大学 一种微流控制备多孔磁性/温敏微球的方法及其产品和应用
CN115350327B (zh) * 2022-07-15 2023-05-23 华南理工大学 一种具有抗炎效果的角膜修复材料及其制备方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5100669A (en) * 1988-02-24 1992-03-31 Biomaterials Universe, Inc. Polylactic acid type microspheres containing physiologically active substance and process for preparing the same
KR20010002589A (ko) * 1999-06-16 2001-01-15 김윤 생리활성물질 함유 생분해성 고분자 마이크로스피어의 제조방법
KR20090057674A (ko) * 2007-12-03 2009-06-08 한국과학기술원 폴리에틸렌옥사이드-폴리프로필렌옥사이드-폴리에틸렌옥사이드 다중합체, 이의 이성복합체를 이용한 거대분자 약물전달용 하이드로젤, 그의 제조방법
KR20120081890A (ko) * 2011-01-12 2012-07-20 아주대학교산학협력단 약물의 초기 과다 방출 제어를 위한 약물전달 제형 및 이의 제조방법
KR20140115206A (ko) * 2013-03-20 2014-09-30 씨제이헬스케어 주식회사 졸-겔 변환 특성을 갖는 고분자를 이용한 미립구의 제조방법 및 이로부터 제조된 미립구

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5100669A (en) * 1988-02-24 1992-03-31 Biomaterials Universe, Inc. Polylactic acid type microspheres containing physiologically active substance and process for preparing the same
KR20010002589A (ko) * 1999-06-16 2001-01-15 김윤 생리활성물질 함유 생분해성 고분자 마이크로스피어의 제조방법
KR20090057674A (ko) * 2007-12-03 2009-06-08 한국과학기술원 폴리에틸렌옥사이드-폴리프로필렌옥사이드-폴리에틸렌옥사이드 다중합체, 이의 이성복합체를 이용한 거대분자 약물전달용 하이드로젤, 그의 제조방법
KR20120081890A (ko) * 2011-01-12 2012-07-20 아주대학교산학협력단 약물의 초기 과다 방출 제어를 위한 약물전달 제형 및 이의 제조방법
KR20140115206A (ko) * 2013-03-20 2014-09-30 씨제이헬스케어 주식회사 졸-겔 변환 특성을 갖는 고분자를 이용한 미립구의 제조방법 및 이로부터 제조된 미립구

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113769160A (zh) * 2021-08-23 2021-12-10 广州润虹医药科技股份有限公司 一种温敏性微球及其即用型温敏性磷酸钙骨水泥
CN115089593A (zh) * 2022-05-20 2022-09-23 广东南国药业有限公司 一种地塞米松制剂及其制备方法

Also Published As

Publication number Publication date
KR20210054660A (ko) 2021-05-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2021091246A1 (ko) 초기 방출 제어가 가능한 서방출성 미립구 및 이의 제조 방법
WO2019078583A1 (ko) 약물을 포함하는 지속 방출형 마이크로 입자 및 이의 제조 방법
CA2020477C (en) Sustained release formulations of water soluble peptides
KR102223812B1 (ko) 난용성 약물 서방출용 미립구의 제조방법
WO2021162532A2 (ko) Glp-1 유사체, 또는 이의 약학적으로 허용가능한 염을 포함하는 서방형 미립구를 포함하는 약학적 조성물
JP2013500944A (ja) ミクロスフェア薬物担体、調製方法、組成物及びその使用
WO2021010719A1 (ko) 리바스티그민을 포함하는 장기지속형 제제 및 이의 제조방법
WO2022050783A1 (ko) 약물의 지속 방출을 위한 서방형 마이크로입자
WO2021242021A1 (ko) 글루카곤 유사 펩타이드 1 작용제 함유 제어방출 미립구 및 이의 제조방법
WO2018147660A1 (ko) 정신질환 또는 중추신경계 질환 치료용 약물전달 제형
EP3946272A1 (en) Method for preparing biocompatible polymer-based apixaban-loaded microspheres
EP3031449A1 (en) Entecavir microspheres and pharmaceutical composition for parenteral administration containing same
WO2024136035A1 (ko) 세마글루타이드를 포함하는 마이크로니들 및 이의 제조방법
WO2022010317A1 (ko) 도네페질 함유 서방출성 plga 미립구의 제조방법
WO2022124508A1 (ko) 조직 수복용 주사제 조성물 및 이의 제조 방법
KR20200127964A (ko) 난용성 약물 서방출용 미립구의 제조방법
WO2012087051A2 (en) Microparticles containing physiologically active peptide, method for preparing the same, and pharmaceutical composition comprising the same
Gosau et al. Release of gentamicin sulphate from biodegradable PLGA-implants produced by hot melt extrusion
KR20130100464A (ko) 엔테카비어 미립구 및 이를 포함하는 비경구투여용 약제학적 조성물
WO2023038202A1 (ko) 생분해성 고분자를 이용한 서방형 미립구 및 이의 제조방법
KR102716759B1 (ko) 엑세나타이드를 포함하는 서방형 주사제 조성물 및 이의 제조 방법
WO2023090922A1 (ko) 날트렉손을 포함하는 서방성 주사용 조성물 및 이의 제조 방법
WO2024019439A1 (ko) 두타스테라이드를 포함하는 서방성 주사용 조성물
WO2016122080A2 (ko) 다공성 고분자 재료, 이의 제조방법, 및 이를 이용한 바이오 소재
KR20240060874A (ko) 타크롤리무스를 포함하는 약제학적 제형, 이의 제조 방법 및 용도

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 20884931

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 20884931

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1