磁性热敏脂质体的研究进展

陈召红，刘皈阳

(解放军总医院第一附属医院药剂药理科，北京 100048)

磁性热敏脂质体(magnetic thermosensitive liposomes，MTSLs)是近年发展起来的一类重要的靶向型制剂[1-2]，它是热敏脂质体中加入磁性物质再加治疗药物制成[3-4]，可以在外加磁场的作用下随血液循环聚集到靶器官[5]，在不加磁场或正常体温条件下可使包裹在脂质体中的药物缓慢、平稳释放并起到药品储库作用;而在体外交变磁场作用下产热达到热敏脂质体相变温度而控制包裹在脂质体中的药物迅速释放，以达到在肿瘤组织靶向、多次、脉冲式给药的效果。与普通脂质体相比，MTSLs具有更强的组织靶向性和控释特性，而成为重要的靶向载体制剂。下面就MTSLs的制备、磁定位靶向性和热敏释药性研究进行综述。

1 磁性纳米材料性质及常用材料

磁性纳米材料在MTSLs中主要起导向和定位作用，而这种作用必须通过外加磁场才能实现。因此，为保证MTSLs的有效性、安全性和靶向性，磁性纳米材料应具备以下条件[6]:①响应性:具有较好的磁场响应性，靶部位放置外磁场后，经过靶部位的载体能100%滞留在靶部位;应有较大的磁导率和磁感应强度，外加磁场则应有适宜磁场强度，以达到导向和定位目的，并控制到需要的释放速度;②靶向性:载体粒径小，能自由通过最小内径毛细血管到达靶部位，不发生异位栓塞和滞留;循环半衰期足够长以确保到达靶部位;能在靶部位准确定位;不被网状内皮系统(reticuloendothelial system，RES)和其他正常细胞摄取;注射用MTSLs所含磁性物质的粒径应为10～20 nm，最大不超过100 nm。③安全性:致热原性小，能携带多种化疗药物。④有效性:载体能携带足量的药物，使靶部位药物浓度达到治疗浓度;在靶部位活性药物的释放速度能控制并且可以预测。⑤相容性:抗原性小和生物相容性大，载体或其生物降解产物能被体内清除或被人体吸收代谢。⑥实用性:理化性质恒定，有效期长，便于储存与临床使用。

通常应用的磁性纳米物质有纯铁粉、羰基铁、磁铁矿石、正铁酸盐和铁钴合金等。特别是具有较高的磁导率的Fe3O4和Fe2O3磁性材料的应用较多。作为磁性药物纳米粒所需的磁性氧化铁，其粒度越小越好，一般直径为10～20 nm。

Fe3O4磁性纳米粒的制备方法主要可分为物理法和化学法，尤以共沉淀法、氧化沉淀法、微乳液法、溶胶-凝胶法和机械球磨法最为常用[7]。共沉淀法是目前制备纳米Fe3O4的最广泛应用的方法。磁性物质通常以磁化率衡量磁性物质在磁响应强度。磁导率高则磁响应强度大。磁性物质粒子对磁响应的敏感性有影响，一般以椭球形或近球粒子为好。

2 磁性热敏脂质体的制备

目前，MTSLs常用的制备方法包括薄膜分散法、逆相蒸发法、复乳法、前体脂质体法和注入法[8]等。由于人体对温度的耐受程度是有限制的，超过45℃的高温会对人体造成伤害，因此大大限制了制备MTSLs的脂质材料，只有二棕榈酰磷脂酰胆碱(1，2-dipalmitoyl-Sn-glycero-3-phosphocholine，DPPC)、二棕榈酰磷脂酰甘油〔1，2-dipalmitoyl-Sn-glycero-3-phospho-(1'-racglycerol)，DPPG〕和二棕榈酰神经鞘磷脂(1，2-dipalmitoyl-Sn-glycero-sphingomyelin，DPSP)的相变温度合适[9]。

周平红[10]采用逆相蒸发法制备磁性多柔比星(阿霉素)纳米脂质体，将DPPC、胆固醇和DSPE-PEG脂质按一定比例溶于氯仿、乙醚等有机溶剂，加入待包封物质的水溶液，进行短时超声形成稳定的水/油单相体系，然后减压蒸发除去有机溶剂，一定的水合介质水合后形成脂质体，平均直径130 nm，透射电子显微镜下观察脂质体规整均一成圆形或椭圆形微球体，其中磁性颗粒均匀分布在脂质体中脂质体表面有清晰可见的指纹状螺旋。Pradhan等[11]制备的包载叶酸MTSLs所用 DPPC∶胆固醇∶DSPE-PEG 2000∶DSPE-PEG 2000-叶酸的最优化摩尔比为 80∶20∶4.5∶0.5，粒径为(184±1)nm，而单纯DPPC制备 MTSLs，粒径为(140±28)nm，DPPC∶胆固醇摩尔比为80∶20，粒径为(192±43)nm，DPPC∶胆固醇∶DSPE-PEG摩尔比为80∶20∶5，粒径为(140±15)nm。曾昭武等[12]按比例精密称取 DPPC，MPPC，DSPE-PEG2000(质量比为 3∶1∶0.4)，反相蒸发除去有机溶媒，用 0.22 μm 一次性过滤器过滤，采用Sephadex G-50色谱柱分离游离药物得到替加氟长循环MTSLs，其平均粒径为126 nm左右，具有强磁性和超顺磁性，包封率在65%左右，在42℃左右能产生突释效果。

3 磁性热敏脂质体的磁定位靶向性

MTSLs靶向性评价常以相对摄取率(re)、靶向效率(te)和峰浓度比(ce)来衡量。相对摄取率指MTSLs体有磁场情况和无磁场情况在各器官或组织的曲线下面积(area under curve，AUC)的比值，re=AUC有磁场/AUC无磁场;靶向效率是指靶器官与非靶器官(如血浆)的AUC的比值;而每个组织或器官中的峰浓度比值，ce=c有磁场脂质体/c溶液表明有磁场情况下脂质体改变药物分布的结果。

王璐璐等[13]用HPLC研究甲氨蝶呤磁靶向脂质体在小鼠体内的组织分布，尾静脉注射甲氨蝶呤溶液、磁靶向脂质体(无磁场)和磁靶向脂质体(外加磁场)，无磁场的脂质体分布趋向于:肝＞脾＞血＞肾，肾中的靶向百分比仅为0.69%;有磁场的脂质体组织靶分布变为:肝＞肾＞脾＞血，肾靶向百分比提高到4.26% ，提高了6倍;有磁场脂质体组的相对摄取率(re)为4.885(＞1);峰浓度比(ce)为 2.015，均高于其他组织。研究表明，有磁场存在的情况下能够诱导脂质体更多地在靶部位即肾集中，具有物理化学靶向作用。曾昭武等[14]研究替加氟磁性长循环脂质体在大鼠体内的药代动力学和组织靶向性，磁控并加热的替加氟磁性长循环脂质体组的肝内8 h药时ADC是游离替加氟组的17.4倍，是替加氟长循环脂质体组的3.9倍，验证了替加氟磁性长循环脂质体具有良好的磁响应性。

Li等[15]制备精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸短肽(Arg-Gly-Asp，RGD)-顺MTSLs，通过体外细胞学实验确定其受体靶向性，观察其理化特性并对荷瘤大鼠进行对比增强磁共振血管造影。在0.5～4 h内靶向钆喷酸葡胺脂质体(targeting gadolinium DTPA liposomes，T-Gd-LP)进入荷瘤大鼠肿瘤组织的百分数由(3.71±0.53)%达到最大值(16.27±1.66)%，24 h内又降低到(9.11±1.12)%，而非靶向钆喷酸葡胺脂质体(non-targeting gadolinium DTPA liposomes，NT-Gd-LP)在肿瘤组织浓度一直处于低水平且无显著变化。研究证明，RGD-顺MTSLs T-Gd-LP可克服小分子对比剂快速弥散的缺点，具有优良的血池特性与肿瘤组织靶向性。刘岘等[16]制备长效循环顺磁性脂质体，观察其理化特性并对健康大鼠进行对比增强的磁共振造影(magnetic resonance imaging，MRI)效果。曲海源等[17]合成以RGD短肽为亲和成分的靶向性超顺磁性长循环脂质体，并通过体外细胞学实验确定其受体靶向性，探讨其用于肿瘤受体成像的可能性。Fortin-Ripoche等[18]和 Dandamudi[19]还通过外加磁场来使超顺磁性脂质体在肿瘤部位聚集。国外体外细胞学MRI成像研究大多应用高场强实验专用仪器及专用线圈，以得到高分辨率、高信噪比图像[20]。

4 磁性热敏脂质体的热敏释药性

MTSLs在一定静磁场作用下滞留在靶部位后，它通过电磁波将其局部加热，与温度达到热敏脂质材料的相变温度时，脂质体双分子膜由“凝胶”态转变到“液晶”态结构，其磷脂的脂酰链紊乱度及活动度增加，膜的流动性增大，所包封药物的释放速率增大，在42℃左右能产生突释效果药物释放量可达到90%以上，从而可提高MTSLs的靶向性和药物的生物利用度。到目前已经有多人研究用交变磁场、微波和激光等触发药物从MTSLs释放。

Masuko等[21]首次探讨了右旋糖酐磁珠MTSLs作为肿瘤热疗剂进行局部热疗的可能性。500 kHz低频磁场对体外MTSLs悬浮液和体内注射有 MTSLs的肿瘤部位加热到42℃，得到结论为:每立方厘米肿瘤体积中加15 mg铁已足够用于交变磁场局部加热。Viroonchatapan等[22]研究了不同浓度的右旋糖酐磁珠悬浮液置于37℃水浴中时在500 kHz交变磁场作用下的温度上升情况，结果发现1.5 μl右旋糖酐磁珠量浮液250 mmol·L-1在60 s后稳定在42℃左右，并以此为依据研究了包封右旋糖酐磁珠量为250 mmol·L-1的MTSLs在42℃和37℃ 时于牛血清和Sorensen缓冲液中的药物释放，得到在牛血清中的释放率比Sorensen缓冲液略高，而在42℃时的药物释放率是37℃的5倍以上。

Babincova等[23-24]发现铁磁性粒子为不同浓度制备的多柔比星磁性脂质体悬浮液通过永久磁场使MTSLs储积于肿瘤组织血管靶区，然后在3.5 MHz，1.5 mT高频交变磁场发热而引起药物的大量释放。通过这样的方法可以实现药物以储库的方式储存于病变组织血管，达到靶向、多次、脉冲的治疗效果。Zhu等[25]研究包载了右旋糖酐磁性纳米粒的甲氨蝶呤MTSLs的体内外释放规律，当环境温度在37℃时，24 h内有60%的甲氨蝶呤在MTSLs中未进行释放，当温度由37℃上升至41℃时，30 min内甲氨蝶呤释放率从20%达到80%。并且在10 min内甲氨蝶呤释放率达到70%，60 min内甲氨蝶呤释放率达到90%。

Li等[26]研究了在高热条件下羧基荧光素(carboxyfluorescein，CF)MTSLs的释放，通过荧光检测法测定其在血清中的药物释放浓度，并且CF的释放率随着DSPE-PEG2000浓度的增加而增加，然而在6%DSPE-PEG2000浓度时，CF MTSLs渗漏率增大，故选择5%的DSPE-PEG2000浓度作为CF TMSLs的最优处方配比。通过激光检测CF在体内的释放率，测定温度分别在37℃，39.5℃和41℃。结果证明，CF在体内的释放温度需要＞41℃，此时CF MTSLs才能有效释放。Djanashvili等[27]研究制备包封有钙黄绿素与 1，4，7，10-四氮杂环十二烷-1，4，7，10-四醋酸(1，4，7，10-tetraazacyclododecane-N，N'，N″，N‴-tetraacetic acid，DOTA)螯 合 剂 的MTSLs，用荷载博来霉素(bleomycin，BLM)黑色素瘤的小鼠进行体内实验并用荧光检测法测定，静脉注射4.2 μmol·L-1的DOTA-MTSLs并通过激光检测DOTA在体内的释放率，在小鼠37℃的正常体温时，30 min内未检测到信号，当温度加热到41～42℃时，5 min内检测到强烈信号，当温度下降至正常体温时，释放过程终止。

5 目前尚存在的问题

由于影响MTSLs的因素很多，现目前主要集中如下难题需要解决:①MTSLs的制备，关键问题在保证药物高包封率的情况下同时获得热敏性和磁响应性，要做到这3点，必须选择具有合适相变温度的合成磷脂，合成磷脂相变温度太低可能造成热敏脂质体尚未达到病变部位就提前释药，相变温度过高时则在体外交变磁场加热条件下不能及时释放药物而达不到治疗效果;同时也必须将一定量的磁性纳米粒子包封于热敏脂质体中，通过磁响应性检测与测定药物包封率达到目的符合要求的载药MTSLs。② MTSLs常用动脉导管给药、静脉注射给药、经口和局部给药(瘤周、瘤体基底部或胃肠道)等方式给药[28]，但针对不同部位和不同肿瘤，使用何种途径给药，外加大多磁场强度、载体粒径多大才能吸引磁性颗粒到达靶部位，同时可减少RES的清除，才能够有较大的磁导率和磁感应强度，以达到导向和定位目的，并控制到需要的释放温度与速度。③电磁波或交变磁场用于MTSLs药物控释还有待细致的研究和全面的认识，比如电磁波的频率、强度及作用时间与磁性颗粒的大小、含量等对药物释放的决定作用等。MTSLs温度上升与肿瘤组织内的热传导和外场的加热有关，而外场的加热与MTSLs电磁或交变磁场参数紧密相关，MTSLs的电磁参数在电磁波各个频段是不一样的，这导致MTSLs对电磁波的吸收不一样，从而其温度上升的情况也不一样。因此测量MTSLs的电磁或交变磁场参数并选择合适的电磁波频交变频率段用于MTSLs的药物控释是非常重要和必要的。

6 展望

MTSLs具有良好的载药性、磁靶向性、热敏释药性及生物相容性，成为医药领域研究的热点，具有广阔的应用前景。目前MTSLs在肿瘤靶向给药、MRI、磁性分离、热疗和组织工程等多方面显示出了巨大的优越性，但目前有关MTSLs的研究尚处于实验室研究阶段，如何更好地进入临床使用，还要进行深入的研究，MTSLs在体内的稳定性、同进针对不同部位和不同肿瘤，外加大多磁场强度、载体粒径多大才能吸引磁性颗粒到达靶部位、作为给药载体的可控热敏释放性、MTSLs在体内的药代动力学等。随着医学、药物学、生物学与电磁学的进一步结合，相信在不久的将来MTSLs的靶向性药物会取得突破性进展，更为广泛地为临床服务。

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