超声靶向微泡破坏实现肿瘤递药研究进展

邹孝猛，毛盈譞，张 羽，董天秀，杨秀华

(哈尔滨医科大学附属第一医院腹部超声科，黑龙江 哈尔滨 150001)

超声微泡(microbubble， MB)为临床常用造影剂。经过修饰,载药MB能在肿瘤分子成像和靶向治疗方面发挥重要作用，例如在MB表面修饰特异性配体，使其靶向结合肿瘤组织相关受体而进行靶向成像；在药物治疗肿瘤领域，联合应用低强度聚焦超声(low intensity focused ultrasound， LIFU)与载药MB可使肿瘤血管内皮间隙开放，即触发超声靶向微泡破坏(ultrasound targeted microbubble destruction， UTMD)，使载药MB凭借高渗透长滞留(enhanced permeability and retention， EPR)效应更易于穿过血管而进入肿瘤组织，以延长其在体循环时间，进而大幅提升治疗效率、降低化学治疗(简称化疗)药物全身毒性。本文就UTMD作用机制及其用于肿瘤递药相关研究进展进行综述。

1 UTMD作用机制

临床常用MB为以壳层包裹惰性气核而形成的充气囊泡，直径约0.5～10.0 μm，具有良好的生物安全性及生物相容性[1]；其壳层多由蛋白质、脂质、表面活性剂或生物相容性聚合物组成，可保证MB具有良好的稳定性；内部高密度惰性气核受超声波辐照发生振荡时可产生谐波信号，由此可实时、动态观察组织内血流灌注过程，明确肿瘤位置、边界并判断其性质[2]。外部LIFU辐照肿瘤血管内载药MB时，MB可显影并膨胀、爆破，在增强造影效果的同时实现靶向释放药物。因此，UTMD可作为高效的非侵入性靶向递药手段，其所用LIFU辐照强度范围通常为0.5～3.0 W/cm2，此区间内超声波安全、有效；同时，随施加频率与声压大小不同，LIFU作用于载药MB所产生的效应亦有所不同，其中机械效应最为重要，主要包括声辐射力和空化效应[3]。声辐射力指超声波产生的与探头同方向的物理推力，可将载药MB推向血管壁，以增加其在肿瘤区的聚集程度；空化效应则主要分为稳态空化和瞬态空化，前者指较低的LIFU声压可使引入的外源性载药MB在稳定粒径范围内反复振荡，膨胀后显著提升造影效果；提升LIFU辐照功率则可使载药MB急速膨胀、破裂并释放药物，即瞬态空化，所形成的声孔效应能使药物更易进入肿瘤细胞[4-5]。UTMD产生的机械效应不仅能增强肿瘤微血管的通透性，还有助于药物更顺利地通过肿瘤周边致密的细胞外基质(extracellular matrix， ECM)。

2 UTMD用于递药治疗肿瘤

UTMD技术用于治疗颅内肿瘤、肝癌、胰腺癌及乳腺癌等的效果远远优于单纯化疗，有望在于载药治疗肿瘤领域并获得广泛应用，帮助实现肿瘤超声成像与药物靶向治疗一体化[6-7]。现有可利用LIFU激发而实现UTMD效应的载药MB主要分为载药气核类、载药相变类及载药MB-脂质体复合物(microbubble-liposome complex， MLC)，均在递药治疗肿瘤方面具有重要作用。

2.1 载药气核MB 气核MB多以脂质或聚合物作为外壳并搭载药物，内核包裹全氟丙烷或六氟化硫等惰性气体；临床常联合应用5-氟尿嘧啶、奥沙利铂和伊立替康进行化疗，常致严重不良反应。为提高治疗肿瘤效果，GAO等[8]开发出一种包载上述3种化疗药物并耦联亚叶酸的载药气核MB，与LIFU联合应用可显著抑制小鼠胰腺癌和结直肠癌生长；相比标准化疗组，联合UTMD治疗组小鼠生存期延长、胰腺肿瘤缩小189%、结直肠肿瘤缩小82%，同时用药量减少、相关不良反应减少，药物耐受性提升。由于存在血脑屏障(blood brain barrier， BBB)，化疗药物很难进入颅内治疗中枢神经系统肿瘤[9]。胶质瘤占成人原发性恶性脑肿瘤的70%，且恶性程度高。为使抗癌药物藤黄酸(gambogic acid， GA)顺利通过BBB，WANG等[10]制备装载GA的GA/聚乳酸羟基乙酸共聚物[poly(lactic-co-glycolic acid)， PLGA]MB用于体外BBB模型，发现LIFU与GA/PLGA MB结合可触发UTMD，在杀灭U251人胶质瘤细胞的同时瞬间增强BBB的通透性，使化疗药物进入颅内并抑制肿瘤生长。但载药气核MB内核为气体，核内无法载药，仅能将药物搭载于MB外壳，故其载药量较低。另外，载药气核MB的径线大多为微米级，而肿瘤血管内皮细胞间隙仅380～780 nm，使其难以穿过肿瘤血管而进入肿瘤组织发挥作用[11]。为解决这一问题，越来越多的纳米级载药气核纳米泡(nanobubble， NB)应运而生，但受径线限制，内核气体量和表面药物载药量均较低，诊断及治疗效果远不及载药气核MB。

2.2 载药相变NB 目前已研制了多种包裹相变材料的载药NB并用于递药治疗肿瘤[12]。与载药气核MB或NB不同，相变型载药NB通常由包裹相变的液态氟碳内核组成，液态氟碳材料主要包括全氟戊烷(perfluoropentane， PFP)、全氟己烷及全氟辛溴烷，目前以PFP应用较多。载药NB相变前粒径较小，通过实体瘤的EPR效应穿过肿瘤血管积聚于肿瘤内，以外部超声波激发可致相变材料声滴汽化而由液态转化为气态，实现NB向MB的转换[13-14]；相变NB内核和外壳均能包载药物，可进一步增强超声造影效果[15-16]；相变后以 LIFU进一步发挥UTMD作用，可在特定靶点释放药物。

肝细胞癌(hepatocellular carcinoma, HCC)是常见恶性肿瘤。ZHAO等[17]成功制备了包裹PFP和抗癌药物喜树碱的HCC靶向NB，NB可主动蓄积于HCC细胞内，而以LIFU触发UTMD产生液气相变使其靶向爆破，可增强肿瘤部位超声成像信号及治疗效果。视网膜母细胞瘤(retinoblastoma， RB)常因误诊而错过最佳治疗期甚至发生转移。WANG等[18]制备以磁性中空介孔金纳米笼与Fe3O4纳米粒子耦联作为外壳、其内包裹免疫调节剂胞壁酰二肽(muramyl dipeptide， MDP)和PFP的NB，通过磁力吸引使其聚集于RB瘤周；体内及体外研究结果显示，LIFU辐照下相变NB可明显增强治疗效果，直接导致肿瘤细胞凋亡、坏死，MDP的释放则促进了树突状细胞(dendritic cell， DC)成熟和活化，激活DC识别、清除肿瘤细胞的能力。上述研究结果提示，多模态成像引导下的超声、免疫协同治疗RB具有巨大应用潜力，可对诊断RB和评估疗效发挥关键作用。

2.3 载药MLC 无论是载药MB还是包裹相变材料的NB均需要通过牺牲载药量来实现超声监测下递送药物。联合应用MB与脂质体可整合二者优势，但因其粒径相差悬殊，经血液循环到达肿瘤时间也不一致，难以实现爆破MB瞬间递送纳米载体的目的；若将二者分开注射，则难以把握代谢时间差，爆破效果存在极大不确定性。MLC通常将MB与脂质体以亲和素-生物素或共价硫醇-马来酰亚胺键等方式耦联，使之在具有良好体内成像效果的同时拥有满意载药量及靶向可视功能化等优点，促进诊疗疾病一体化。

免疫原性细胞死亡(immunogenic cell death， ICD)指通过刺激免疫系统而达到对抗癌细胞的目的。HUANG等[19]利用生物素-亲和素将MB与载阿霉素脂质体相连接，以LIFU靶向爆破MB而产生物理推力，进一步推动脂质体进入细胞核，使小鼠肿瘤组织中活化的CD8+T淋巴细胞比例增高、而Treg细胞比例降低，由此可显著增强ICD，即可增强治疗肿瘤效果。DWIVEDI等[20]制备负载阿霉素的磁力MLC，利用共价硫醇-马来酰亚胺键将二者相连，通过UTMD与磁吸引共同作用，体外实验结果显示由此可使阿霉素在靶组织中大量积累，胰腺癌体积明显缩小。GAO等[21]利用生物素-亲和素将载伊立替康和奥沙利铂的MB与氧化铂脂质体相连，用于胰腺癌三维球体模型和小鼠模型，经UTMD后，联合治疗组肿瘤体积小于相同浓度单药治疗组136%。

结合MB使超声可实时检测载药脂质体到达并蓄积于肿瘤血管周围的过程，为UTMD寻找最佳时机；且用于超声造影的LIFU的功率应仅能引起MB振动而不破坏其结构。复合物大量流经肿瘤可提升LIFU功率而触发UTMD，使细胞膜开放，有助于脂质体进入肿瘤间质，进一步提高治疗效果。

3 小结与展望

LIFU与载药MB为超声在医学、特别是药物输送和治疗肿瘤方面的应用开拓了更广阔的前景。尽管相关临床前研究已取得诸多成果，但仍存在一些问题亟待解决。LIFU触发载药MB递药的物理学及病理生理学机理较为复杂，现有相关认知有限，有待更加准确地探讨其治疗原理；且既往动物实验主要局限于小鼠，有待针对大鼠等体型较大动物进一步深入研究。实际应用中通常需要采用不同的超声强度，选择超声参数仍未实现标准化，而对于如何实现规范化尚待达成共识。此外，不同药物与MB的结合方式不同，效果也将不同，存在较高不确定性；需进一步优化MB组成和结构，以多功能载药MB实现更多功能。随着上述问题逐渐获得解决，UTMD在递送药物治疗肿瘤及其他领域的应用将趋向成熟。