JP2010006768A - Polymer micelle and agent for diagnosis or treatment of solid cancer containing the micelle as active component - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、金属イオンが配位可能な新規な高分子ミセルに関する。金属イオンが配位した高分子ミセルは、固形がんの造影剤や治療剤として有用である。 The present invention relates to a novel polymer micelle capable of coordinating metal ions. Polymer micelles coordinated with metal ions are useful as contrast agents and therapeutic agents for solid cancer.
がんに対する療法は外科療法、放射線療法、化学療法の３つに大別される。各療法の進歩によって、有効率・治癒率は向上を続けているものの、がん発生率の上昇に追いつけずに、死亡率の増加を許しているのが現状である。これらの療法に共通しているのは、がんが早期に発見されれば治療成績は大きく向上することである。よって診断技術の進歩はがん死亡率低下に大きく貢献できる。 There are three main types of treatment for cancer: surgery, radiation therapy, and chemotherapy. Although the effective rate and cure rate continue to improve with the progress of each therapy, the current situation is that it allows the increase in mortality without keeping up with the increase in cancer incidence. Common to these therapies is that if cancer is detected early, the outcome is greatly improved. Therefore, advances in diagnostic technology can greatly contribute to the reduction in cancer mortality.
がんの診断技術には、採取した細胞の組織学的診断、血液の生化学的検査、画像診断等がある。画像診断は、Ｘ線ＣＴ、核磁気共鳴画像(Magnetic Resonance Imaging，以下、「MRI」と略す)、超音波画像などがあるが、その中で、MRIはＸ線などの被爆がなく非侵襲性であり、Ｘ線ＣＴに次ぐ解像度が得られることなどが特長である。 Cancer diagnosis techniques include histological diagnosis of collected cells, biochemical examination of blood, and image diagnosis. Diagnostic imaging includes X-ray CT, nuclear magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as “MRI”), and ultrasound images. Among them, MRI is non-invasive without exposure to X-rays. The feature is that the next resolution after X-ray CT can be obtained.
このMRIの診断精度を上昇させる目的で、MRI造影剤が用いられている。MRI造影剤を血液内に投与した後に、MRIの撮影を行う。このMRI造影剤として頻繁に用いられているのはGdイオンを配位した低分子キレート化合物である。この様な錯体または複合体の代表例は商品名Magnevistの下に市販されているGd-DTPAである（DTPAとは低分子キレート化剤のジエチレントリアミン五酢酸であり、１分子のDTPAがGd１イオンを配位している）。このキレート化剤中のGdイオンは周辺に存在する水分子の水素原子に働きかけて、そのT1（縦緩和時間）を短縮させる。MRI測定の際に種々の装置パラメーターを適切に設定することで、この短縮したT1を有する水分子をその他の水分子と画像上で明確に区別することが可能となる。よって、このT1短縮効果のおかげで、MRI画像上で高いコントラストを与えることができる。Gd−DTPAは主に血液をコントラスト高く映し出すことで、がん組織の異常血管形成を明瞭にすることで画像診断に役立てている。よって、Gd−DTPAそれ自体は固形がんなどに選択性があるわけではない。また、Gd−DTPAは低分子であるために血管から組織への浸透が速いので、造影剤が生体に注入された後すぐにMRI造影を開始しなければならない。たとえば患者が急に気分が悪くなって２時間ほど休息するような場合には、MRI造影は造影剤の注入からやり直さねばならない。 MRI contrast agents are used for the purpose of increasing the diagnostic accuracy of MRI. After the MRI contrast agent is administered into the blood, MRI imaging is performed. Low molecular chelate compounds coordinated with Gd ions are frequently used as MRI contrast agents. A typical example of such a complex or complex is Gd-DTPA, which is commercially available under the trade name Magnevist (DTPA is a low-molecular chelating agent, diethylenetriaminepentaacetic acid, and one molecule of DTPA absorbs Gd1 ion. Coordinated). Gd ions in this chelating agent act on hydrogen atoms of water molecules present in the vicinity to shorten the T1 (longitudinal relaxation time). By appropriately setting various apparatus parameters at the time of MRI measurement, it is possible to clearly distinguish the water molecule having the shortened T1 from other water molecules on the image. Therefore, thanks to this T1 shortening effect, high contrast can be given on the MRI image. Gd-DTPA is useful for diagnostic imaging by projecting blood with high contrast and clarifying abnormal blood vessel formation in cancer tissues. Therefore, Gd-DTPA itself is not selective for solid cancers. In addition, since Gd-DTPA is a small molecule, it penetrates from a blood vessel to a tissue quickly. Therefore, MRI contrast must be started immediately after the contrast medium is injected into the living body. For example, if the patient suddenly feels unwell and rests for about 2 hours, MRI contrast must be restarted from the injection of contrast agent.
以上のような低分子MRI造影剤の弱点を補い、さらに性能の高い造影剤の開発を目指して、MRI造影効果のあるGdイオンを高分子に結合させる研究が1980年代から行われてきた。これらの研究は、主として、高分子の性質によって造影剤が固形がんなどに夕一ゲティングされ、標的に選択的なMRI画像が得られ、疾患のより正確な診断に役立て得ることを可能にすることを目的とし、さらには、高分子造影剤は血管から組織に拡散する速度が低分子造影剤よりも遅いことを利用し、投与後に適切な造影ができる時間範囲を広くし、患者及び医師の両方にとってMRI診断がより容易なものとすることを目的としている。 In order to make up for the weak points of low-molecular MRI contrast agents as described above and to develop higher-performance contrast agents, research has been conducted since the 1980s to bind Gd ions that have MRI contrast effects to polymers. These studies mainly enable contrast agents to be targeted to solid tumors by the nature of macromolecules, resulting in target-selective MRI images that can be used for more accurate diagnosis of disease. Furthermore, by utilizing the fact that a high-molecular contrast agent diffuses from a blood vessel to a tissue more slowly than a low-molecular contrast agent, the time range in which an appropriate contrast can be obtained after administration is widened. The aim is to make MRI diagnosis easier for both.
この高分子化MRI造影剤の代表例としては、天然の高分子であるアルブミンや多糖誘導体や合成のポリ（Ｌ−リジン）誘導体を用いたものなどがある。より具体的には、以下の３つの例を挙げることができる。Wikstromらは、アルブミンにキレート剤DTPAを複数結合させそれにGdイオンを配位させたMRI造影剤を報告している（非特許文献１参照。）。Gdイオンが高分子物質のアルブミンに結合することにより、GdイオンあたりのT1を短縮能力（緩和能という）は低分子のGd−DTPAに比べて約４倍に増加している。これはGdイオンが高分子物質に結合することでGdイオンの動きが規制されるために、緩和能が上昇するものと理解されている。この緩和能の上昇は、高分子MRI造影剤の特長の１つである。また、Corotらは多糖のカルボキシメチルデキストランにキレート剤であるDOTA（テトラアザシクロドデカン四酢酸）を結合させ、それにGdイオンを配位させた高分子MRI造影剤を報告している（非特許文献２参照）。この例でも高分子化することにより、T1の緩和能は上昇し、対応する低分子MRI造影剤であるDOTA−Gdの３．４に対し、高分子化したものでは１０．６と３倍程になっている。この研究例ではラットに投与したときの血漿中濃度変化も観察している。静脈内投与後３０分で、投与量の４０％より少し多い量が血漿中に存在したと報告されている。対応する低分子の造影剤DOTA−Gdに比べると約５倍高い濃度であるが、固形がんにターゲティングまたは送達するためには、これでも血液循環性は不足していると考えられる。 Typical examples of this polymerized MRI contrast agent include those using natural polymers such as albumin, polysaccharide derivatives, and synthetic poly (L-lysine) derivatives. More specifically, the following three examples can be given. Wikstrom et al. Have reported an MRI contrast agent in which a plurality of chelating agents DTPA are bound to albumin and Gd ions are coordinated thereto (see Non-Patent Document 1). The ability to shorten T1 per Gd ion (referred to as relaxation ability) is increased by about 4 times that of low-molecular Gd-DTPA by binding Gd ions to the high-molecular substance albumin. It is understood that the relaxation ability is increased because the movement of Gd ions is regulated by binding of Gd ions to the polymer substance. This increase in relaxation ability is one of the features of the high-molecular MRI contrast agent. Also, Corot et al. Reported a high-molecular MRI contrast agent in which DOTA (tetraazacyclododecanetetraacetic acid), a chelating agent, was bound to the polysaccharide carboxymethyldextran and Gd ions were coordinated to it (non-patent literature). 2). In this example as well, the relaxation ability of T1 is increased by increasing the molecular weight, and the corresponding low molecular weight MRI contrast agent, DOTA-Gd, is 3.4. It has become. In this study, we also observed changes in plasma concentrations when administered to rats. It has been reported that a little more than 40% of the dose was present in plasma 30 minutes after intravenous administration. The concentration is about 5 times higher than that of the corresponding low-molecular contrast agent DOTA-Gd, but this is thought to be insufficient for blood circulation to target or deliver to solid cancer.
高分子の構造を最適化し、血液中を長期間に渡って安定に循環し、固形がんへの選択的ターゲティング（またはデリバリー）をもっとも良く達成し得た研究例は、Weisslederらによるものである（非特許文献３参照）。彼らは、ポリ（Ｌ−リジン）にポリエチレングリコール鎖を結合させた高分子をキャリヤーに用いることで、DTPAに配位したGdを、血液中を長期間渡って安定に循環して固形がんにターゲティングすることに成功している（150g程度の体重のラットに投与２４時間後の、固形がんへの蓄積量が約1.5%dose/gであった）。しかし、この場合でも明確ながんの画像を得ることに成功していない。 A study by Weissleder et al. Has optimized the structure of macromolecules, circulated stably in the blood for a long period of time, and has achieved the best selective targeting (or delivery) to solid tumors. (Refer nonpatent literature 3). They use Gd coordinated with DTPA as a carrier by using a polymer in which a polyethylene glycol chain is bound to poly (L-lysine) as a carrier. It has been successfully targeted (accumulation in solid tumors was about 1.5% dose / g 24 hours after administration to rats weighing about 150 g). However, even in this case, it has not succeeded in obtaining a clear cancer image.
本出願人は、先に、固形がん組織に選択的に集積し、固形がん組織において解離して高い緩和能を発揮する、Gd内包高分子ミセルを有効成分とするMRI造影剤について特許出願した（特許文献１、非特許文献４）。このGd内包高分子ミセルは、親水性ポリマー鎖セグメントと、側鎖にカルボキシル基及びキレート化剤残基を有するポリマー鎖セグメントとを含んで成るブロックコポリマーと、該ブロックコポリマーに配位したガドリニウムイオンと、ポリアミンとから形成されるものであり、固形がん組織に集積する性質を有し、血液中では解離しないが固形がん組織中で解離して高い緩和能を発揮するため、固形がん組織を選択的にかつ鮮明に映像化できるものである。しかしながら、特許文献１に記載されたGd内包高分子ミセル型MRI造影剤は、固形がん組織を選択的に鮮明に映像化できる優れたものであるが、高分子ミセルからGdイオンがわずかに漏出する恐れがあることを本願発明者らは見出した。Gdイオンは毒性があるので、微量でも漏出しないことが望まれる。 The applicant has previously filed a patent application for an MRI contrast agent containing Gd-encapsulating polymeric micelles as an active ingredient, which selectively accumulates in solid cancer tissue and dissociates in solid cancer tissue to exhibit high relaxation ability. (Patent Document 1, Non-Patent Document 4). This Gd-encapsulating polymer micelle comprises a block copolymer comprising a hydrophilic polymer chain segment, a polymer chain segment having a carboxyl group and a chelating agent residue in the side chain, and gadolinium ions coordinated to the block copolymer Solid cancer tissue that is formed from polyamine and has the property of accumulating in solid cancer tissue and does not dissociate in blood but dissociates in solid cancer tissue and exhibits high relaxation ability. Can be visualized selectively and clearly. However, the Gd-encapsulating polymer micelle MRI contrast agent described in Patent Document 1 is excellent in that it can selectively visualize a solid cancer tissue, but Gd ions leak slightly from the polymer micelle. The present inventors have found that there is a risk of doing so. Since Gd ions are toxic, it is desirable that they do not leak even in trace amounts.
この問題を解決するため、本願発明者らは、さらに、キレート化剤を結合する官能基として、カルボキシル基ではなく、水系媒体中で正に帯電するアミノ基を用いることにより防止することができ、それによって、高分子ミセルからのGd3+の漏出を防止し得ることに想到し、親水性ポリマー鎖セグメントと、アミノ基を含む側鎖を複数有するセグメントであって該複数のアミノ基の一部又は全部にガドリニウムキレート化剤残基が直接又はリンカー構造を介して結合されており、かつ、該ガドリニウムキレート化剤残基の一部又は全部にガドリニウムイオンがキレートされているキレート化剤含有セグメントとを含むブロックコポリマーと、該キレート化剤含有セグメントが、高分子ミセル形成時に正の電荷を有する場合にはポリアニオン、負の電荷を有する場合にはポリカチオンとから水系媒体中で形成された高分子ミセルを有効成分とするMRI造影剤を発明した（非特許文献６）。 In order to solve this problem, the inventors of the present invention can further prevent by using an amino group that is positively charged in an aqueous medium instead of a carboxyl group as a functional group for binding a chelating agent, Accordingly, it was conceived that leakage of Gd 3+ from the polymer micelle could be prevented, and a segment having a hydrophilic polymer chain segment and a plurality of side chains containing an amino group, and a part of the plurality of amino groups Or a chelating agent-containing segment in which a gadolinium chelator residue is bound directly or via a linker structure and a gadolinium ion is chelated to a part or all of the gadolinium chelator residue; And a polyanion when the chelating agent-containing segment has a positive charge during polymer micelle formation, If it has a charge invented MRI contrast agent comprising as an active ingredient the polymeric micelles formed in an aqueous medium and a polycation (Non-Patent Document 6).
非特許文献６に記載した高分子ミセルよりも血中安定性が高い高分子ミセルがもし得られれば、固形がんに到達するまでの時間がより長くても安定に存在するため、血液中で安定に循環し、その結果固形がんへの集積度をより高めることができ、造影剤の場合にはより高感度に固形がんを検出することができる。また、放射線治療に用いられている放射性金属イオンを高分子ミセルに配位させれば、固形がんの放射線治療剤としても有用である。従って、本発明の目的は、造影剤又は治療剤として有用な金属イオンを配位することができ、公知の高分子ミセルよりも血中安定性が高い、新規な高分子ミセルを提供することである。 If a polymer micelle having higher blood stability than the polymer micelle described in Non-Patent Document 6 is obtained, it will be stable even if the time to reach solid cancer is longer. It circulates stably, and as a result, the accumulation degree to solid cancer can be raised more, and in the case of a contrast agent, solid cancer can be detected with higher sensitivity. In addition, if a radioactive metal ion used for radiotherapy is coordinated to a polymer micelle, it is also useful as a radiotherapy agent for solid cancer. Accordingly, an object of the present invention is to provide a novel polymer micelle that can coordinate a metal ion useful as a contrast agent or a therapeutic agent and has higher blood stability than known polymer micelles. is there.
本願発明者らは、鋭意研究の結果、親水性ポリマー鎖セグメントと、側鎖を複数有するセグメントであって該複数の全ての側鎖に三級アミノ基とカルボキシル基を有するキレート化剤残基が直接又はリンカー構造を介して結合されているキレート化剤含有セグメントとを含むブロックコポリマーが、金属イオンを配位していない状態で臨界ミセル濃度以上の濃度で水系媒体中に存在すると、非特許文献６に記載されているようなポリアニオンやポリカチオンのような対イオンがなくても自己会合により高分子ミセルを形成することを見出した。そして、このような自己会合性高分子ミセルを形成後に、高分子ミセルと金属イオンを接触させることにより上記キレート化剤に金属イオンを配位させることができ、得られた金属イオン配位高分子ミセルは、血液中での安定性に優れていることを見出し本発明を完成した。 As a result of earnest research, the inventors of the present application have found that a chelating agent residue having a hydrophilic polymer chain segment and a segment having a plurality of side chains and having a tertiary amino group and a carboxyl group in all of the plurality of side chains. If a block copolymer containing a chelating agent-containing segment bonded directly or via a linker structure is present in an aqueous medium at a concentration equal to or higher than the critical micelle concentration without coordinating metal ions, non-patent literature It was found that polymer micelles were formed by self-association even without the counter anion such as polyanion and polycation described in 6. And after forming such a self-associating polymer micelle, the metal ion can be coordinated to the chelating agent by contacting the polymer micelle with the metal ion, and the obtained metal ion coordination polymer The micelle was found to be excellent in stability in blood, and the present invention was completed.
すなわち、本発明は、親水性ポリマー鎖セグメントと、側鎖を複数有するセグメントであって該複数の側鎖の60％以上に、三級アミノ基とカルボキシル基を有するキレート化剤残基が直接又はリンカー構造を介して結合されているキレート化剤含有セグメントとを含むブロックコポリマーの自己会合により形成された高分子ミセルを提供する。また、本発明は、上記本発明の高分子ミセルに金属イオンが配位した金属イオン配位高分子ミセルを提供する。さらに、本発明は、金属イオン配位高分子ミセルを有効成分として含有する、固形がんの診断又は治療剤を提供する。 That is, the present invention provides a hydrophilic polymer chain segment and a segment having a plurality of side chains, and a chelating agent residue having a tertiary amino group and a carboxyl group is directly or directly present in 60% or more of the plurality of side chains. Provided is a polymeric micelle formed by self-association of a block copolymer comprising a chelating agent-containing segment linked through a linker structure. The present invention also provides a metal ion coordinated polymer micelle in which a metal ion is coordinated to the polymer micelle of the present invention. Furthermore, this invention provides the diagnostic or therapeutic agent of solid cancer containing a metal ion coordination polymer micelle as an active ingredient.
本発明により、公知の高分子ミセルよりも血中安定性が高い、新規な高分子ミセルが提供された。本発明の高分子ミセルは、各種金属イオンを配位することが可能であり、ガドリニウム等の造影剤として有用な金属イオンを配位させることにより、造影剤として利用可能であり、また、放射性銅イオンのような、固形がんの治療に有用な金属イオンを配位させることにより固形がんの治療剤として有用である。本発明の高分子ミセルは、血中安定性が高いので、長期間に渡って安定に循環し、固形がんへ選択的にターゲティングすることができる。一方、本発明の高分子ミセルは、高分子ミセルとしては血中安定性が高いが、高分子ミセルであるので、時間が経てば各ブロックコポリマーに分解し、腎臓から自然に排出される。従って、体内での残留毒性の問題もほとんど起きない。このことも実用上、大きな効果である。 According to the present invention, a novel polymer micelle having higher blood stability than known polymer micelles has been provided. The polymer micelle of the present invention can coordinate various metal ions, and can be used as a contrast agent by coordinating metal ions useful as a contrast agent such as gadolinium. It is useful as a therapeutic agent for solid cancer by coordinating metal ions useful for the treatment of solid cancer such as ions. Since the polymer micelle of the present invention has high blood stability, it can circulate stably over a long period of time and can be selectively targeted to solid cancer. On the other hand, the polymer micelle of the present invention has high blood stability as a polymer micelle, but since it is a polymer micelle, it decomposes into block copolymers over time and is naturally discharged from the kidney. Therefore, there is almost no problem of residual toxicity in the body. This is also a great effect in practical use.
上記の通り、本発明の高分子ミセルを構成するブロックコポリマーは、親水性ポリマー鎖セグメントと、側鎖を複数有するセグメントであって該複数の側鎖の６０％以上に、三級アミノ基とカルボキシル基を有するキレート化剤残基が直接又はリンカー構造を介して結合されているキレート化剤含有セグメントとを含むブロックコポリマーである。 As described above, the block copolymer constituting the polymer micelle of the present invention comprises a hydrophilic polymer chain segment, a segment having a plurality of side chains, and a tertiary amino group and a carboxyl group in 60% or more of the plurality of side chains. A chelating agent-containing segment in which a chelating agent residue having a group is bonded directly or via a linker structure.
上記親水性ポリマー鎖セグメントは、後述するキレート化剤含有セグメントよりも親水性が高いセグメントであり、水系媒体中で高分子ミセルを形成した際にミセルの外側に来る領域である。親水性ポリマー鎖セグメントは、水系媒体中での高分子ミセルの形成を可能にするものであれば特に限定されないが、高分子ミセルを形成しやすく、毒性がない又は低いという観点から、ポリエチレングリコール鎖、ポリビニルアルコール鎖及びポリビニルピロリドン鎖から成る群より選ばれる少なくとも１種から成るものであることが好ましく、特に、ポリエチレングリコール鎖から成るものが好ましい。親水性ポリマー鎖セグメントの分子量は、直径が10nm〜100nm程度の高分子ミセルを効率良く形成する観点から、2000〜２万程度が好ましく、4000〜12000程度がさらに好ましい。 The hydrophilic polymer chain segment is a segment having higher hydrophilicity than the chelating agent-containing segment described later, and is a region that comes outside the micelle when the polymer micelle is formed in the aqueous medium. The hydrophilic polymer chain segment is not particularly limited as long as it enables the formation of polymer micelles in an aqueous medium, but from the viewpoint of easily forming polymer micelles and having no or low toxicity, polyethylene glycol chains. In particular, it is preferably composed of at least one selected from the group consisting of polyvinyl alcohol chains and polyvinylpyrrolidone chains, and particularly preferably composed of polyethylene glycol chains. The molecular weight of the hydrophilic polymer chain segment is preferably about 2000 to 20,000, more preferably about 4000 to 12,000, from the viewpoint of efficiently forming polymer micelles having a diameter of about 10 nm to 100 nm.
上記キレート化剤含有セグメントは、後述するキレート化剤残基との結合に用いられる官能基、好ましくはアミノ基を有する側鎖を複数有するポリマー鎖から誘導されるものである。このようなポリマー鎖は、側鎖に複数のアミノ基のような上記官能基を有し、水系媒体中での高分子ミセルの形成を可能にするものであれば特に限定されないが、高分子ミセルを形成しやすく、毒性がない又は低いという観点から、側鎖にアミノ基を有するアミノ酸（天然のタンパク質を構成するアミノ酸に限定されない）がペプチド結合したポリアミノ酸が好ましく、特にポリリシンが好ましい。なお、ポリリシンを構成するリシンはＬ体でもＤ体でもよい（同様に、本明細書及び特許請求の範囲に記載されるアミノ酸であって、光学異性体が存在するアミノ酸は、特に断りがない限りＬ体でもＤ体でもよい）。上記官能基を有する側鎖を複数有するポリマー鎖（キレート化剤導入前）の分子量は、直径が10nm〜100nm程度の高分子ミセルを効率良く形成する観点から、2000〜3万程度が好ましく、2000〜1万程度がさらに好ましい。 The chelating agent-containing segment is derived from a polymer chain having a plurality of side chains each having a functional group, preferably an amino group, used for bonding to a chelating agent residue described later. Such a polymer chain is not particularly limited as long as it has the above functional groups such as a plurality of amino groups in the side chain and enables formation of polymer micelles in an aqueous medium. From the standpoint that it is easily formed and has no or low toxicity, a polyamino acid in which an amino acid having an amino group in the side chain (not limited to an amino acid constituting a natural protein) is peptide-bonded is preferable, and polylysine is particularly preferable. Note that lysine constituting polylysine may be L-form or D-form (similarly, amino acids described in the present specification and claims, and amino acids in which optical isomers are present, unless otherwise specified) L-form or D-form). From the viewpoint of efficiently forming polymer micelles having a diameter of about 10 nm to 100 nm, the molecular weight of the polymer chain having a plurality of side chains having the functional group (before introduction of the chelating agent) is preferably about 2000 to 30,000, More preferably, about 10,000.
上記側鎖を複数有するポリマー鎖の該側鎖の上記官能基に、キレート化剤残基が直接又はリンカー構造を介して結合される。ここで、キレート化剤残基は、三級アミノ基とカルボキシル基を有するものであることが自己会合高分子ミセルの形成に必要である。好ましくは、三級アミノ基とカルボキシル基をそれぞれ複数、さらに好ましくはそれぞれ２個〜６個、特に３個〜５個有する。キレート化剤残基は、このようなキレート化剤残基であって、固形がんの診断又は治療に有用な金属イオン（後述）をキレートできるものであれば特に限定されず、1,4,7.10-テトラアザシクロドデカン-1,4,7,10-四酢酸(DOTA)、ジエチレントリアミン五酢酸(DTPA)、エチレンジアミン四酢酸(EDTA)等を好ましく用いることができる。これらのうち、構造が安定していて金属イオンをしっかりと保持できる観点からDOTAが特に好ましい。DOTAの化学構造を以下に示す。 A chelating agent residue is bonded directly or via a linker structure to the functional group of the side chain of the polymer chain having a plurality of side chains. Here, the chelating agent residue needs to have a tertiary amino group and a carboxyl group in order to form a self-associating polymer micelle. Preferably, it has a plurality of tertiary amino groups and carboxyl groups, more preferably 2 to 6, particularly 3 to 5, respectively. The chelating agent residue is not particularly limited as long as it is such a chelating agent residue and can chelate a metal ion (described later) useful for diagnosis or treatment of solid cancer. 7.10-tetraazacyclododecane-1,4,7,10-tetraacetic acid (DOTA), diethylenetriaminepentaacetic acid (DTPA), ethylenediaminetetraacetic acid (EDTA) and the like can be preferably used. Of these, DOTA is particularly preferred from the viewpoint of stable structure and ability to hold metal ions firmly. The chemical structure of DOTA is shown below.
なお、DOTAの上記側鎖への結合は、DOTAの４つの酢酸のうちの１つのカルボキシル基をアミノ基とのアミド結合に供することにより行なうことができる。以下、このアミド結合に供されたDOTA残基、すなわち、下記構造式で表される基を「DOTA基」ということがある。 The DOTA can be bonded to the side chain by subjecting one carboxyl group of DOTA's four acetic acids to an amide bond with an amino group. Hereinafter, a DOTA residue subjected to this amide bond, that is, a group represented by the following structural formula may be referred to as a “DOTA group”.
キレート化剤残基は、側鎖が有する上記官能基、好ましくはアミノ基に、アミド結合等により直接結合してもよいし、リンカー構造を介して結合させることもできる。リンカー構造は、単に上記官能基とキレート化剤残基を連結する構造であるから、高分子ミセルの形成に悪影響を与えないものであればその構造は何ら限定されるものではなく、好ましい例として、-OC-(CH2)u-NH-（ここでuは、１〜８の整数）等を挙げることができる。 The chelating agent residue may be directly bonded to the functional group, preferably the amino group, of the side chain by an amide bond or the like, or may be bonded via a linker structure. Since the linker structure is simply a structure linking the functional group and the chelating agent residue, the structure is not limited at all as long as it does not adversely affect the formation of the polymer micelle. , —OC— (CH 2 ) u —NH— (where u is an integer of 1 to 8).
上記キレート化剤残基は、キレート化剤含有セグメントの側鎖の６０％以上、好ましくは７０％以上、さらに好ましくは９０％以上、最も好ましくは１００％に導入される。このように、ほとんどの側鎖、好ましくは全ての側鎖にキレート化剤残基が存在することにより、高分子量の自己会合性高分子ミセルが形成可能になる。三級アミンとカルボキシル基を有するキレート化剤残基を各側鎖に有するブロックコポリマーが高分子ミセルを形成する際の、隣接する側鎖に存在するキレート化剤残基の三級アミンとカルボキシル基の相互作用を図１に模式的に示す。キレート化剤残基の導入数は、通常の1H-NMR測定により測定することができる。 The chelating agent residue is introduced into 60% or more, preferably 70% or more, more preferably 90% or more, and most preferably 100% of the side chain of the chelating agent-containing segment. Thus, the presence of a chelating agent residue in most side chains, preferably all side chains, makes it possible to form high molecular weight self-associative polymer micelles. The tertiary amine and carboxyl group of a chelating agent residue present in the adjacent side chain when a block copolymer having a chelating agent residue having a tertiary amine and a carboxyl group in each side chain forms a polymer micelle. This interaction is schematically shown in FIG. The number of introduced chelating agent residues can be measured by ordinary 1 H-NMR measurement.
上記した親水性ポリマー鎖セグメントと、キレート化剤含有セグメントとは、直接結合されていてもよいが、通常、(1) −ＮＨ−、−Ｒａ−（ＣＨ２）r−Ｒｂ−（ここでＲａはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｂはＮＨまたはＯを表し、ｒは１〜６の整数を表す）等や、(2)ＣＯまたは−Ｒｃ−（ＣＨ２）ｒ−Ｒｄ−（ここでＲｃはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｄはＣＯを表し、ｒは１〜６の整数を表す）等の基を介して結合される。 The above-mentioned hydrophilic polymer chain segment and the chelating agent-containing segment may be directly bonded, but usually (1) -NH-, -R a- (CH 2 ) r -R b- (here R a represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, COO or CONH, R b represents NH or O, and r represents an integer of 1 to 6), etc., and (2) CO or —R c — ( CH 2) r -R d - (wherein R c is represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, the COO or CONH, R d represents a CO, r is via a group such as representing) an integer of 1-6 Are combined.
上記したブロックコポリマーの好ましい例として、下記一般式[I]ないし[VIII]で表されるものを挙げることができる。なお、ブロックコポリマーは、単独でも、２種又はそれ以上のものを混合して用いることもできる。 Preferable examples of the block copolymer include those represented by the following general formulas [I] to [VIII]. In addition, a block copolymer can also be used individually or in mixture of 2 or more types.
（上記一般式[I]〜[VIII]中、Xは水素原子、C1−C6アルキル、ヒドロキシ−C1−C6アルキル、アセタールもしくはケタール化ホルミルC1−C6アルキル、アミノC1−C6アルキルまたはベンジル基を有し、
Zは水素原子もしくはヒドロキシ、C1−C6アルキルもしくはC1−C6アルキルオキシ、フェニル−C1−C4アルキルもしくはフェニル−C1−C4アルキルオキシ、C1−C4アルキルフェニルもしくはC1−C4アルキルフェニルオキシ、C1−C6アルコキシカルボニル、フェニル−C1−C4アルコキシカルボニル、C1−C6アルキルアミノカルボニル、またはフェニル−C1−C4アルキルアミノカルボニル基を有し、
ｎは１０〜１０，０００の整数であり、好ましくは、親水性ポリマー鎖セグメントの上記した好ましい分子量を与える整数であり、
ｓは０〜６の整数であり、
ｍは１〜６の整数であり、好ましくは４であり、
ｔは１〜５の整数であり、好ましくは３であり、
Ｒは、水素原子、キレート化剤残基又はリンカー−キレート化剤残基を表し、
ｐ及びｑは、相互に独立して１〜３００の整数であり、好ましくは、アミノ基含有ポリマー鎖の上記した好ましい分子量を与える整数であり、
Ｙ1は、−ＮＨ−または−Ｒａ−（ＣＨ２）r−Ｒｂ−を表し、ここでＲａはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｂはＮＨまたはＯを表し、
Ｙ２は、ＣＯまたは−Ｒｃ−（ＣＨ２）ｒ−Ｒｄ−を表し、ここでＲｃはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｄはＣＯを表し、そしてｒは１〜６の整数を表す）。
(The above general formula [I] in ~ [VIII], X is a hydrogen atom, C 1 -C 6 alkyl, hydroxy -C 1 -C 6 alkyl, acetal or ketal formyl C 1 -C 6 alkyl, amino C 1 - has a C 6 alkyl or benzyl group,
Z is hydrogen or hydroxy, C 1 -C 6 alkyl or C 1 -C 6 alkyloxy, phenyl -C 1 -C 4 alkyl or phenyl -C 1 -C 4 alkyloxy, C 1 -C 4 alkylphenyl or C has 1 -C 4 alkyl phenyloxy, C 1 -C 6 alkoxycarbonyl, phenyl -C 1 -C 4 alkoxycarbonyl, a C 1 -C 6 alkylaminocarbonyl or phenyl -C 1 -C 4 alkylaminocarbonyl group, ,
n is an integer of 10 to 10,000, preferably an integer giving the above preferred molecular weight of the hydrophilic polymer chain segment;
s is an integer from 0 to 6,
m is an integer of 1-6, preferably 4,
t is an integer of 1-5, preferably 3,
R represents a hydrogen atom, a chelator residue or a linker-chelator residue;
p and q are each independently an integer of 1 to 300, preferably an integer giving the above preferred molecular weight of the amino group-containing polymer chain,
Y 1 represents —NH— or —R a — (CH 2 ) r —R b —, where R a represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, COO or CONH, and R b represents NH or O. Represent,
Y 2 represents CO or —R c — (CH 2 ) r —R d —, where R c represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, COO or CONH, R d represents CO, and r Represents an integer of 1 to 6.
本発明に関して使用するＣ１−Ｃ６アルキルまたはＣ１−Ｃ６アルキルオキシ等の基中のアルキル部分は、炭素原子数が１〜６のアルキルであり、メチル、エチル、ｎ−プロピル、ｉｓｏ−プロピル、ｎ−ブチル、ｔｅｒｔ−ブチル、ｎ−ヘキシル等を意味する。 The alkyl moiety in a group such as C 1 -C 6 alkyl or C 1 -C 6 alkyloxy used in connection with the present invention is an alkyl having 1 to 6 carbon atoms, methyl, ethyl, n-propyl, iso- It means propyl, n-butyl, tert-butyl, n-hexyl and the like.
本発明のブロックコポリマーは、それ自体公知のセグメントやキレート化剤を結合することにより製造することができるので、市販又は容易に入手可能な材料を用い、有機化学の常識に従って容易に製造することができる。例えば次の反応スキームに準じて製造したブロックコポリマーに自己会合性高分子ミセルを形成させることにより製造することができる。なお、下記の反応スキームは、好ましいブロックコポリマーの一例の製造方法を示しているが、他のブロックコポリマーも同様な方法により製造することができる。また、下記反応スキームの各工程自体は、当業者が化学常識に基づいて容易に実施することができ、下記実施例に条件を詳細に記載しているので、実施例の記述に準じて容易に実施することができる。
反応スキーム：
Since the block copolymer of the present invention can be produced by bonding a segment or chelating agent known per se, it can be easily produced according to common knowledge in organic chemistry using commercially available or easily available materials. it can. For example, it can be produced by forming self-associative polymer micelles in a block copolymer produced according to the following reaction scheme. In addition, although the following reaction scheme shows the manufacturing method of an example of a preferable block copolymer, other block copolymers can also be manufactured by the same method. In addition, each step of the following reaction scheme itself can be easily carried out by those skilled in the art based on common chemical knowledge, and conditions are described in detail in the following examples. Can be implemented.
Reaction scheme :
上記ブロックコポリマーを、水系媒体中に臨界ミセル濃度（高分子ミセルが形成されない低濃度から濃度を上げて行った際に、複数のブロックコポリマー分子の自己会合により高分子ミセルが形成され始める濃度）以上の濃度で溶解することにより、複数の上記ブロックコポリマー分子が自己会合して自己会合性高分子ミセルが形成される。臨界ミセル濃度は、ブロックコポリマー分子の構造により異なるが、通常、10-2mg/mL程度である。ブロックコポリマーを臨界ミセル濃度以上の濃度で溶解すると高分子ミセルが形成されるが、臨界ミセル濃度の５００倍〜５０００倍程度、好ましくは８００倍〜２０００倍程度の高濃度でブロックコポリマーを水系媒体中に溶解して高分子ミセルを形成させることが好ましい。このような高濃度において形成された高分子ミセルは、低濃度で形成された高分子ミセルと比較して粒径はほとんど同じであるが、高分子ミセルを構成するブロックコポリマーの分子数が増大し、その結果、高分子ミセルの重量平均分子量が増大する。臨界ミセル濃度の１０００倍の濃度下で形成された高分子ミセルは、３００倍の濃度下で形成された高分子ミセルと比較してより大きな分子量を有する。臨界ミセル濃度近傍で形成された高分子ミセルはゆるい会合体を形成しているためＧＰＣでは計測できない。このようなより高分子量の高分子ミセル（以下、「高分子量高分子ミセル」）は、血液中での安定性がさらに高いので好ましい。このようにして形成される高分子量高分子ミセルの重量平均分子量は、通常、１００万〜２０００万程度、好ましくは４００万〜１０００万程度である。ここで、高分子量高分子ミセルの分子量は、ゲルろ過クロマトグラフィーにより測定することができる。なお、一旦高分子量高分子ミセルが形成されれば、形成時の濃度よりも低い濃度に希釈しても高分子ミセル構造は壊れない。高分子ミセルが形成されたか否かは、下記実施例に具体的に記載するように、ゲルろ過クロマトグラフィー(ＧＰＣ)や、ＤＬＳ（動的光散乱法）等の光学的方法等により溶液中の粒子の粒径を測定することにより調べることができる（ブロックコポリマー分子はＤＬＳでは測定できず、ＤＬＳで粒径が測定されれば高分子ミセルが形成されたことがわかる）。また、高分子量高分子ミセルが形成されたか否かは、その分子量を測定することにより確認することができる。水系媒体中で形成される自己会合性高分子ミセルでは、キレート化剤含有セグメントが内側、親水性ポリマー鎖セグメントが外側になる。形成した高分子ミセルは、透析等により濃縮又は回収することができる。 More than the critical micelle concentration in an aqueous medium (concentration at which polymer micelles start to form due to self-association of a plurality of block copolymer molecules when the concentration is increased from a low concentration at which polymer micelles are not formed) in an aqueous medium. By dissolving at a concentration of 1, a plurality of the block copolymer molecules self-associate to form self-associative polymer micelles. The critical micelle concentration varies depending on the structure of the block copolymer molecule, but is usually about 10 -2 mg / mL. When the block copolymer is dissolved at a concentration higher than the critical micelle concentration, polymer micelles are formed. The block copolymer is dissolved in an aqueous medium at a high concentration of about 500 to 5000 times, preferably about 800 to 2000 times the critical micelle concentration. It is preferable to form a polymer micelle by dissolving in the solution. The polymer micelle formed at such a high concentration has almost the same particle size as the polymer micelle formed at a low concentration, but the number of molecules of the block copolymer constituting the polymer micelle increases. As a result, the weight average molecular weight of the polymer micelle increases. Polymer micelles formed at a concentration 1000 times the critical micelle concentration have a higher molecular weight than polymer micelles formed at a concentration 300 times. The polymer micelle formed near the critical micelle concentration forms a loose aggregate and cannot be measured by GPC. Such higher molecular weight micelles (hereinafter “high molecular weight polymer micelles”) are preferred because of their higher stability in blood. The weight average molecular weight of the high molecular weight polymeric micelle thus formed is usually about 1 million to 20 million, preferably about 4 million to 10 million. Here, the molecular weight of the high molecular weight high molecular micelle can be measured by gel filtration chromatography. Once the high molecular weight polymer micelle is formed, the polymer micelle structure does not break even if diluted to a concentration lower than the concentration at the time of formation. Whether or not polymer micelles are formed is determined in the solution by an optical method such as gel filtration chromatography (GPC) or DLS (dynamic light scattering method) as specifically described in the following examples. It can be examined by measuring the particle size of the particles (block copolymer molecules cannot be measured by DLS, and polymer micelles are formed when the particle size is measured by DLS). Whether or not a high molecular weight high molecular micelle has been formed can be confirmed by measuring its molecular weight. In the self-associating polymer micelle formed in an aqueous medium, the chelating agent-containing segment is on the inside and the hydrophilic polymer chain segment is on the outside. The formed polymer micelles can be concentrated or recovered by dialysis or the like.
上記した本発明の高分子ミセルには、上記キレート化剤残基に金属イオンを配位させることができる。なお、高分子ミセルを形成させる以前のブロックコポリマーに金属イオンを配位させると、金属イオンの陽電荷とカルボキシル基の陰電荷が相互作用し、多くの場合、高分子ミセルの形成が不可能又は困難になる。従って、先に高分子ミセルを形成し、その後、金属イオンを配位させることが好ましい。先に高分子ミセルが形成されている場合には、後から金属イオンを配位させてもそれによって高分子ミセルが解離するようなことはなく、ミセル構造は安定に存在し得る。配位させる金属イオンの量は、用途に応じて適宜設定することができ、全てのキレート化剤残基に配位させてもよいし、一部のキレート化剤残基に配位させてもよい。通常、２０％〜１００％、好ましくは３０％〜７０％程度のキレート化剤残基に金属が配位される。 In the polymer micelle of the present invention described above, a metal ion can be coordinated to the chelating agent residue. When metal ions are coordinated to the block copolymer before the formation of polymer micelles, the positive charge of the metal ions interacts with the negative charge of the carboxyl group, and in many cases, the formation of polymer micelles is impossible or It becomes difficult. Therefore, it is preferable to form polymer micelles first and then coordinate metal ions. When the polymer micelle is formed first, even if metal ions are coordinated later, the polymer micelle is not dissociated thereby, and the micelle structure can exist stably. The amount of metal ion to be coordinated can be appropriately set depending on the application, and may be coordinated to all chelating agent residues or may be coordinated to some chelating agent residues. Good. Usually, the metal is coordinated to a chelating agent residue of about 20% to 100%, preferably about 30% to 70%.
配位させる金属イオンは、導入されているキレート化剤にキレートされる、何らかの有用性を与える金属イオンであれば特に限定されないが、本発明の高分子ミセルが血液中に安定に存在し、その結果固形がんへの集積が大きいことから、固形がんの診断用途又は治療用途に有用な金属イオンを配位させることが好ましい。なお、金属の放射性同位体のイオンでもよい。診断用途としては、例えば、MRI（核磁気共鳴画像法）、PET（ポジトロン断層法）又はSPECT（単一光子放射断層撮影法）等の造影剤を挙げることができる。固形がんの診断に有用な金属イオンとしては、ガドリニウム、テクネチウム(99mTc)、タリウム(201Tl)、ガリウム(67Ga)及びインジウム(111In)の各イオンを挙げることができる。これらのうち、ガドリニウムイオンは、MRI造影剤を与えるのに有用であり、テクネチウムイオンは、ＳＰＥＣＴに有用であり、タリウムイオンはＳＰＥＣＴに有用であり、ガリウムイオンは、ＰＥＴに有用であり、インジウムイオンは、ＳＰＥＣＴに有用である。また、固形がんの治療に有用な放射性金属イオンとしては、ストロンチウム(89Sr)、サマリウム(153Sm)、銅(67Cu)、イットリウム(90Y)及びレニウム(186Re)を挙げることができる。 The metal ion to be coordinated is not particularly limited as long as it is chelated to the introduced chelating agent and gives some usefulness, but the polymer micelle of the present invention is stably present in the blood, As a result, the accumulation in solid cancer is large, and therefore it is preferable to coordinate metal ions useful for diagnostic or therapeutic use of solid cancer. It may be a metal radioisotope ion. Examples of diagnostic applications include contrast agents such as MRI (nuclear magnetic resonance imaging), PET (positron tomography) or SPECT (single photon emission tomography). Examples of metal ions useful for diagnosis of solid cancer include gadolinium, technetium ( 99m Tc), thallium ( 201 Tl), gallium ( 67 Ga), and indium ( 111 In) ions. Of these, gadolinium ions are useful for providing MRI contrast agents, technetium ions are useful for SPECT, thallium ions are useful for SPECT, gallium ions are useful for PET, indium ions Is useful for SPECT. Further, useful radioactive metal ions in the treatment of solid cancers, strontium (89 Sr), samarium (153 Sm), copper (67 Cu), can be mentioned yttrium (90 Y) and rhenium (186 Re) .
高分子ミセル内のキレート化剤への上記金属イオンの配位は、単に高分子ミセルの水溶液に、水溶液中で電離により所望の金属イオンが生じる金属塩を混合するだけで達成することができる。金属塩としては、水中での電離度が高い強酸の塩、例えば金属塩化物、硝酸塩、硫酸塩等を用いることが好ましく、特に金属塩化物を用いることが好ましい。この際の混合は、水を溶媒とし、高分子ミセルの濃度を臨界ミセル濃度以上（通常10mg/mL以上）、好ましくは臨界ミセル濃度以上でその２倍以下の濃度とし、金属塩の濃度は、金属イオンを配位させるキレート化剤残基の割合から算出される化学量論量とし、pHを弱酸性〜中性(5.5〜7程度、好ましくは6〜6.5程度)とし、通常、室温〜７０℃、好ましくは４０℃〜６０℃の温度下、通常、１時間〜５時間、好ましくは２時間〜４時間撹拌することにより行なうことができる。金属イオンを配位させた高分子ミセルは、透析などにより精製することができる。配位した金属イオンの数は、ICP(Inductive Coupled Plasma)発光分光分析等により確認することができる。 Coordination of the metal ion to the chelating agent in the polymer micelle can be achieved simply by mixing a metal salt that generates a desired metal ion by ionization in the aqueous solution of the polymer micelle. As the metal salt, a salt of a strong acid having a high degree of ionization in water, for example, a metal chloride, nitrate, sulfate or the like is preferably used, and a metal chloride is particularly preferably used. In this mixing, water is used as a solvent, and the concentration of the polymer micelle is higher than the critical micelle concentration (usually 10 mg / mL or higher), preferably higher than the critical micelle concentration and lower than twice that concentration. The stoichiometric amount calculated from the ratio of the chelating agent residue that coordinates the metal ion, the pH is weakly acidic to neutral (about 5.5 to 7, preferably about 6 to 6.5), and usually room temperature to 70 C., preferably 40.degree. C. to 60.degree. C., usually 1 hour to 5 hours, preferably 2 hours to 4 hours. Polymer micelles coordinated with metal ions can be purified by dialysis or the like. The number of coordinated metal ions can be confirmed by ICP (Inductive Coupled Plasma) emission spectroscopic analysis or the like.
自己会合性高分子ミセルは、上記したブロックコポリマー分子を、通常、数百個含み、その直径が通常10nm〜100nm程度のものである。高分子ミセルは、上記親水性セグメントが外側に向いて水系媒体と接触し、キレート化剤含有セグメントは、内側を向いて配置される。 Self-assembling polymer micelles usually contain several hundreds of the above-mentioned block copolymer molecules and have a diameter of usually about 10 nm to 100 nm. The polymer micelle is arranged such that the hydrophilic segment faces outward and comes into contact with the aqueous medium, and the chelating agent-containing segment faces inward.
本発明の高分子ミセルは、固形がん組織内の、ナノサイズ粒子の透過性が亢進した血管壁は通過するが、正常組織内の血管壁は通過できない大きさを有するので、固形がん組織内の血管壁を介して癌組織内に選択的に移行し、集積する。固形がん細胞では、塩濃度が高い(NaCl濃度として0.5M程度）ので、固形がん細胞中では解離(dissociate)するのに対し、血液中では、高分子ミセル状態を維持する。 The polymer micelle of the present invention passes through the blood vessel wall in the solid cancer tissue where the permeability of the nano-sized particles is increased, but cannot pass through the blood vessel wall in the normal tissue. It selectively migrates and accumulates in cancer tissue through the inner blood vessel wall. In solid cancer cells, since the salt concentration is high (NaCl concentration is about 0.5M), the solid cancer cells dissociate in solid cancer cells, while maintaining a polymeric micelle state in blood.
金属イオンが配位した高分子ミセルを固形がんの造影剤として用いる場合、例えば、金属イオンがガドリニウムイオンで、MRIの造影剤に用いる場合、高分子ミセルが解離すると、より水分子がGd3+に接近できるようになり、Gd3+による緩和能がより効果的に発揮され、MRIによる映像化ができる。しかも、高分子ミセルが解離しても、Gd3+は、ブロックコポリマーに結合しているため、比較的長時間細胞中に滞在し、その間は癌細胞の映像化が可能である。また、万一血液中で高分子ミセルが解離しても、ブロックコポリマーは腎臓により速やかに除去される。このため、本発明のMRI造影剤によれば、固形がん組織を映像化することが可能であり、しかも、映像化可能な時間は比較的長く、患者にしばらく休息が必要な場合でもMRIの注射をやり直す必要がない。PETやSPECT等の造影剤として用いる場合も同様である。 When polymer micelles coordinated with metal ions are used as a contrast agent for solid cancer, for example, when metal ions are gadolinium ions and used as a contrast agent for MRI, when polymer micelles dissociate, water molecules become more Gd 3 It becomes possible to approach + , the relaxation ability by Gd 3+ is more effectively demonstrated, and imaging by MRI can be performed. Moreover, even when the polymer micelle is dissociated, Gd 3+ is bound to the block copolymer, so it stays in the cell for a relatively long time, and during that time, cancer cells can be imaged. Even if the polymer micelle is dissociated in the blood, the block copolymer is rapidly removed by the kidney. Therefore, according to the MRI contrast agent of the present invention, it is possible to image a solid cancer tissue, and the imaging time is relatively long, and even when the patient needs to rest for a while, There is no need to redo the injection. The same applies to contrast agents such as PET and SPECT.
造影剤として用いる場合、例えば、生理食塩水等に溶解したものを、静脈注射等により非経口投与する。投与量は、金属イオン量として、公知の造影剤と同程度でよく、例えば、ガドリニウムイオンが配位したMRI造影剤の場合は、体重1kg当たり、ガドリニウムイオン量として0.01mmol〜0.5mmol程度である。 When used as a contrast agent, for example, a substance dissolved in physiological saline or the like is administered parenterally by intravenous injection or the like. The dose may be the same as that of a known contrast agent as the amount of metal ions. For example, in the case of an MRI contrast agent coordinated with gadolinium ions, the amount of gadolinium ions is approximately 0.01 mmol to 0.5 mmol per kg body weight. .
放射性の金属イオンを配位させて高分子ミセルを固形がんの治療剤として用いる場合、上記の通り、高分子ミセルは固形がんに集積され、固形がん中で解離して放射性金属イオンが放出され、放射性金属イオンによる治療効果が発揮される。 When polymeric micelles are used as a solid cancer therapeutic agent by coordinating radioactive metal ions, the polymeric micelles accumulate in the solid cancer as described above, dissociate in the solid cancer, and the radioactive metal ions Released and the therapeutic effect of radioactive metal ions is exerted.
固形がんの治療剤として用いる場合も、造影剤の場合と同様、例えば、生理食塩水等に溶解したものを、静脈注射等により非経口投与する。投与量は、放射性金属イオン量として、公知の造影剤と同程度でよく、例えば、体重1kg、１日当たり、放射性金属イオン量として、0.01MBq〜5MBq程度である。 When used as a therapeutic agent for solid cancer, as in the case of contrast agents, for example, those dissolved in physiological saline or the like are administered parenterally by intravenous injection or the like. The dose may be approximately the same as that of a known contrast agent as the amount of radioactive metal ions, and is, for example, about 0.01 MBq to 5 MBq as the amount of radioactive metal ions per day per kg of body weight.
以下、本発明を実施例に基づきより具体的に説明する。もっとも、本発明は下記実施例に限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described more specifically based on examples. However, the present invention is not limited to the following examples.
キレート化剤残基を有するブロックコポリマーの合成 Synthesis of block copolymers with chelating agent residues
下記反応スキーム１及び反応スキーム２により、キレート化剤残基を有するブロックコポリマーを合成した。
A block copolymer having a chelating agent residue was synthesized according to Reaction Scheme 1 and
(1) 酸加水分解
ポリエチレングリコール−ｂｌｏｃｋ−ポリ（ε−ベンジルオキシカルボニル−L−リシン）（以下ＰＥＧ−ＰＬｙｓ（Ｚ）と略記する。）のポリエチレングリコール鎖の分子量が５０００でε−ベンジルオキシカルボニル−L−リシンの重合度が２８のものを３．２２ｇとり、トリフルオロ酢酸３２．０ｍＬ加えて室温で１時間攪拌し、透明の溶液を得た。アニソール３２．０ｍＬ及びメタンスルホン酸２４．０ｍＬを加えて、室温でさらに攪拌した。蒸留水１６０ｍＬおよびエーテル１５０ｍＬを加えた。有機層が中性になるまで水層をエーテルで抽出し、水層をトリエチルアミンを加えて中性にした。その後、０．１Ｎ水酸化ナトリウム、蒸留水で透析操作を行った。最後に、凍結乾燥を行い、ポリエチレングリコール−ｂｌｏｃｋ−ポリリシン（以下、ＰＥＧ−ＰＬｙｓと略記する。）２．０７ｇを得た。
(1) Acid hydrolysis Polyethylene glycol-block-poly (ε-benzyloxycarbonyl-L-lysine) (hereinafter abbreviated as PEG-PLys (Z)) has a polyethylene glycol chain molecular weight of 5000 and ε-benzyloxycarbonyl. -L-lysine having a degree of polymerization of 28 was taken as 3.22 g, 32.0 mL of trifluoroacetic acid was added, and the mixture was stirred at room temperature for 1 hour to obtain a transparent solution. 32.0 mL of anisole and 24.0 mL of methanesulfonic acid were added and further stirred at room temperature. 160 mL of distilled water and 150 mL of ether were added. The aqueous layer was extracted with ether until the organic layer became neutral, and the aqueous layer was neutralized by adding triethylamine. Then, dialysis operation was performed with 0.1N sodium hydroxide and distilled water. Finally, freeze-drying was performed to obtain 2.07 g of polyethylene glycol-block-polylysine (hereinafter abbreviated as PEG-PLys).
以上と同様の手順により、下記の表１に示す２種のＰＥＧ−ＰＬｙｓを得た。 By the same procedure as above, two types of PEG-PLys shown in Table 1 below were obtained.
(2) ＤＯＴＡ（１，４，７．１０−テトラアザシクロドデカン−１，４，７，１０−四酢酸）ユニットの結合
ＰＥＧ−ＰＬｙｓ（５０００−２８）（表１のＲｕｎ１）２０４ｍｇと残存アミノ基に対して２．０倍モル等量の活性エステル化ＤＯＴＡを加え、ＤＭＦを加えて溶解させた後に、トリエチルアミンを加え、５０℃で一晩攪拌した。得られた溶液を水に対して透析し（３．３ｍｇ/ｍＬのポリマー濃度）、凍結乾燥した。精製後に得られたＤＯＴＡ基導入ブロックコポリマー（ＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ））のＬｙｓのユニット数、ＤＯＴＡのユニット数は、１Ｈ−ＮＭＲ測定により求め、Ｌｙｓのユニット数が２１、ＤＯＴＡユニット数は２１であった。上記で得られたＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）を１０ｍｇ/ｍＬの濃度で再度水へ溶解させて透析を行い、凍結乾燥した。この際、得られたサンプルのＬｙｓのユニット数、ＤＯＴＡ基のユニット数は同じであった。
(2) Binding of DOTA (1,4,7.10-tetraazacyclododecane-1,4,7,10-tetraacetic acid) unit 204 mg of PEG-PLys (5000-28) (Run 1 in Table 1) and residual amino After adding 2.0 times mole equivalent of active esterified DOTA to the group and adding DMF to dissolve, triethylamine was added and stirred at 50 ° C. overnight. The resulting solution was dialyzed against water (3.3 mg / mL polymer concentration) and lyophilized. The number of Lys units and the number of DOTA units of the DOTA group-introduced block copolymer (PEG-P (Lys-DOTA)) obtained after purification were determined by 1 H-NMR measurement. The number of Lys units was 21, and the number of DOTA units. Was 21. The PEG-P (Lys-DOTA) obtained above was dissolved again in water at a concentration of 10 mg / mL, dialyzed, and lyophilized. At this time, the number of Lys units and the number of DOTA group units in the obtained sample were the same.
以上と同様の手順によって実験を行い、ＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）のＬｙｓのユニット数が２０、ＤＯＴＡユニット数は２０が得られた。また、ＰＥＧ−ＰＬｙｓ（５０００−２１）からＤＯＴＡ基の導入を行い、Ｌｙｓのユニット数が１７、ＤＯＴＡユニット数が１７のＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）を得た（表２）。 Experiments were performed by the same procedure as described above, and the number of Lys units of PEG-P (Lys-DOTA) was 20, and the number of DOTA units was 20. Moreover, DOTA group was introduced from PEG-PLys (5000-21) to obtain EG-P (Lys-DOTA) having 17 Lys units and 17 DOTA units (Table 2).
ＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）へのガドリニウムイオンの結合
（１）ガドリニウム（III）イオンの配位
ＰＥＧ−ＰＬＬ（ＤＯＴＡ）（５，０００‐２１‐２１）（上記に示した高分子ミセルを形成させたブロックコポリマー）１９９ｍｇに対して、２０ｍＬの蒸留水を加えて溶解し、ｐＨを６．０−６．５に調整した。ＤＯＴＡ基２１残基に対して０．４０倍等量のＧｄイオンをＧｄＣｌ３水溶液として加え、５０℃、３時間ｐＨを６−６．５に調整しながら攪拌した。得られた溶液を分画分子量１０００の透析膜を用いて、蒸留水に対して透析し、凍結乾燥した。Ｇｄイオンの導入量はＩＣＰ（Ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｐｌａｓｍａ）発光分光分析を用いて決定した。精製後に得られたＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｇｄ）のＧｄイオン導入数は７となった（表３）。
Binding of gadolinium ion to PEG-P (Lys-DOTA) (1) Coordination of gadolinium (III) ion PEG-PLL (DOTA) (5,000-21-21) (forms polymer micelle shown above) The block copolymer was dissolved in 199 mg by adding 20 mL of distilled water, and the pH was adjusted to 6.0-6.5. 0.40-fold equivalent amount of Gd ions with respect to the DOTA group 21 residue was added as a GdCl 3 aqueous solution, and the mixture was stirred at 50 ° C. for 3 hours while adjusting the pH to 6-6.5. The resulting solution was dialyzed against distilled water using a dialysis membrane having a molecular weight cut off of 1000 and lyophilized. The amount of Gd ions introduced was determined using ICP (Inductive Coupled Plasma) emission spectroscopy. The number of Gd ions introduced into PEG-P (Lys-DOTA-Gd) obtained after purification was 7 (Table 3).
以上と同様の手順によって、ＰＥＧ−ＰＬＬ（ＤＯＴＡ）（５，０００‐１７‐１７）からＧｄイオンを含むポリマーＰＥＧ−ＰＬＬ（ＤＯＴＡ―Ｇｄ）を得た（表３）。 A polymer PEG-PLL (DOTA-Gd) containing Gd ions was obtained from PEG-PLL (DOTA) (5,000-17-17) by the same procedure as above (Table 3).
（２）銅（II）イオンの配位
ＰＥＧ−ＰＬＬ（ＤＯＴＡ）（５，０００‐２０‐２０）２５．０ ｍｇに対して、５ｍＬの蒸留水を加えて溶解し、ｐＨを６．０−６．５に調整した。ＤＯＴＡ基２０残基に対して０．４６倍等量（９．２個／２０ＤＯＴＡ基）のＣｕ（II）イオンをＣｕＣｌ３水溶液として加え、５０℃、３時間ｐＨを６−６．５に調整しながら攪拌した。得られた溶液を分画分子量１０００の透析膜を用いて、蒸留水に対して透析し、凍結乾燥した。Ｇｄイオンの導入量はＩＣＰ（Ｉｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｐｌａｓｍａ）発光分光分析を用いて決定した。精製後に得られたＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｃｕ）のＣｕ（II）イオン導入数は９となった（表３）。
(2) Coordination of copper (II) ion To 25.0 mg of PEG-PLL (DOTA) (5,000-20-20), 5 mL of distilled water was added and dissolved, and the pH was adjusted to 6.0- Adjusted to 6.5. 0.46 times equivalent (9.2 / 20 DOTA groups) Cu (II) ions as a
ブロックコポリマーのＧＰＣ及びＤＬＳ測定
上記に得られたブロックコポリマーＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）、１０ｍｇ/ｍＬで再透析したＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ）、及びそのブロックコポリマーから得られたＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｇｄ）のＧＰＣ測定をポリマー濃度２．０ｍｇ/ｍＬとして測定した。再透析したブロックコポリマーの保持時間(Retention time)が６．１７分から５．７２分へと早くなった（表４、図２）。このことは形成された粒子が見かけ上より大きな分子量へ変化したことを示している。また、ＧＰＣにより測定された重量平均分子量は、４０７万から５０４万へと大きく現れた。また、形成されたＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｇｄ）の粒子径をＤＬＳ測定によって求めた。粒子径はキュムラント法で計算され、Ｇｄ（III）の場合とＣｕ（II）の場合どちらも２００ｎｍ以下の粒子径を与えた（表５）。
GPC and DLS measurements of block copolymer Block copolymer PEG-P (Lys-DOTA) obtained above, PEG-P (Lys-DOTA) re-dialyzed at 10 mg / mL, and PEG-P obtained from the block copolymer GPC measurement of (Lys-DOTA-Gd) was performed with a polymer concentration of 2.0 mg / mL. The retention time of the redialyzed block copolymer was increased from 6.17 minutes to 5.72 minutes (Table 4, FIG. 2). This indicates that the formed particles have changed to an apparently higher molecular weight. Moreover, the weight average molecular weight measured by GPC appeared greatly from 4,700,000 to 5,440,000. Further, the particle size of the formed PEG-P (Lys-DOTA-Gd) was determined by DLS measurement. The particle diameter was calculated by the cumulant method, and both Gd (III) and Cu (II) gave a particle diameter of 200 nm or less (Table 5).
高分子ミセルＭＲＩ造影剤の血液中濃度の変化
上記で高分子ミセル化したＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｇｄ）（５、０００−１７−１７−７）を生理食塩水に溶解し、一晩かくはんした後に０．２２μｍサイズでろ過滅菌した。Ｇｄイオン濃度は１０ｍＭとなるように調整した。マウス（ｄｄＹ４週齢）の尾静脈より１０ｍＭＧｄイオン濃度の高分子ミセル溶液を０．１ｍＬ静脈から注射し、３０分、１時間、４時間、２５時間、４８時間毎に血液を採取し、その血液中のＧｄイオン濃度をＩＣＰにより測定し、全血液中のＧｄイオン濃度を算出した。
Changes in blood concentration of polymeric micelle MRI contrast agent PEG-P (Lys-DOTA-Gd) (5,000-17-17-7), which has been polymerized as described above, is dissolved in physiological saline and overnight. After stirring, the solution was sterilized by filtration at a size of 0.22 μm. The Gd ion concentration was adjusted to 10 mM. A 10 mL Gm ion concentration polymer micelle solution was injected from the tail vein of a mouse (
結果を図３に示す。図３に示されるように、血液中のGdイオン量は、静脈注射４８時間後でもなお約１０％残留しており、高分子ミセルに金属イオンが封入されたものとしては極めて血液安定性が高かった。 The results are shown in FIG. As shown in FIG. 3, the amount of Gd ions in the blood remains about 10% even after 48 hours of intravenous injection, and the blood stability is extremely high as the metal ions are encapsulated in polymer micelles. It was.
高分子ミセルＭＲＩ造影剤の固形がんへの集積
上記で高分子ミセル化したＰＥＧ−Ｐ（Ｌｙｓ−ＤＯＴＡ−Ｇｄ）（５、０００−２１−２１−７）を生理食塩水に溶解し、一晩かくはんした後に０．２２μｍサイズでろ過滅菌した。Ｇｄイオン濃度は１０ｍＭとなるように調整した。担がんマウス（ＣＤＦ１マウス）の尾静脈より１０ｍＭＧｄイオン濃度の高分子ミセル溶液を０．１ｍＬ静脈から注射し、２４時間後の腫瘍のＧｄイオン濃度によって算出した。また、同時に腫瘍におけるＭＲＩ測定を投与前と２４時間後に行いＴ１強調画像を取得し、その画像強度を比較した。ＭＲＩ造影剤投与後、２４時間後にマウス血液中にＭＲＩ造影剤は２５．６±１．９％（平均±標準偏差）以上が残存し、腫瘍へ高分子ミセルＭＲＩ造影剤が集積していることを確認した。ＭＲＩ造影剤投与前の腫瘍の画像強度に対して、ＭＲＩ造影剤投与後に得られた腫瘍の画像強度は元の画像に対して高くなった。
Accumulation of polymer micelle MRI contrast agent in solid cancer PEG-P (Lys-DOTA-Gd) (5,000-21-21-7) converted into polymer micelle as described above was dissolved in physiological saline, After stirring overnight, it was sterilized by filtration at a size of 0.22 μm. The Gd ion concentration was adjusted to 10 mM. A polymer micelle solution having a concentration of 10 mM Gd ion was injected from a tail vein of a tumor-bearing mouse (CDF1 mouse) through a 0.1 mL vein, and the Gd ion concentration of the tumor 24 hours later was calculated. At the same time, MRI measurement on the tumor was performed before administration and 24 hours later to obtain T1-weighted images, and the image intensities were compared. More than 25.6 ± 1.9% (mean ± standard deviation) of MRI contrast agent remains in mouse blood 24 hours after administration of MRI contrast agent, and polymer micelle MRI contrast agent accumulates in the tumor. It was confirmed. Compared to the image intensity of the tumor before administration of the MRI contrast agent, the image intensity of the tumor obtained after administration of the MRI contrast agent was higher than that of the original image.
Claims (15)
Zは水素原子もしくはヒドロキシ、C1−C6アルキルもしくはC1−C6アルキルオキシ、フェニル−C1−C4アルキルもしくはフェニル−C1−C4アルキルオキシ、C1−C4アルキルフェニルもしくはC1−C4アルキルフェニルオキシ、C1−C6アルコキシカルボニル、フェニル−C1−C4アルコキシカルボニル、C1−C6アルキルアミノカルボニル、またはフェニル−C1−C4アルキルアミノカルボニル基を有し、
ｎは１０〜１０，０００の整数であり、
ｓは０〜６の整数であり、
ｍは１〜６の整数であり、
ｔは１〜５の整数であり、
Ｒは、水素原子、キレート化剤残基又はリンカー−キレート化剤残基を表し、
ｐ及びｑは、相互に独立して１〜３００の整数であり、
Ｙ1は、−ＮＨ−または−Ｒａ−（ＣＨ２）r−Ｒｂ−を表し、ここでＲａはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｂはＮＨまたはＯを表し、
Ｙ２は、ＣＯまたは−Ｒｃ−（ＣＨ２）ｒ−Ｒｄ−を表し、ここでＲｃはＯＣＯ、ＯＣＯＮＨ、ＮＨＣＯ、ＮＨＣＯＮＨ、ＣＯＯまたはＣＯＮＨを表し、ＲｄはＣＯを表し、そしてｒは１〜６の整数を表す）。 2. The polymeric micelle according to claim 1, wherein the block copolymer is at least one selected from the group consisting of block copolymers represented by the following general formulas [I] to [VIII].
Z is hydrogen or hydroxy, C 1 -C 6 alkyl or C 1 -C 6 alkyloxy, phenyl -C 1 -C 4 alkyl or phenyl -C 1 -C 4 alkyloxy, C 1 -C 4 alkylphenyl or C has 1 -C 4 alkyl phenyloxy, C 1 -C 6 alkoxycarbonyl, phenyl -C 1 -C 4 alkoxycarbonyl, a C 1 -C 6 alkylaminocarbonyl or phenyl -C 1 -C 4 alkylaminocarbonyl group, ,
n is an integer of 10 to 10,000,
s is an integer from 0 to 6,
m is an integer of 1-6,
t is an integer from 1 to 5;
R represents a hydrogen atom, a chelator residue or a linker-chelator residue;
p and q are each independently an integer of 1 to 300;
Y 1 represents —NH— or —R a — (CH 2 ) r —R b —, where R a represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, COO or CONH, and R b represents NH or O. Represent,
Y 2 represents CO or —R c — (CH 2 ) r —R d —, where R c represents OCO, OCONH, NHCO, NHCONH, COO or CONH, R d represents CO, and r Represents an integer of 1 to 6.
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