超声微泡联合靶向递送系统在肿瘤治疗中的研究进展

姚懿染，刘治军

中国医科大学附属盛京医院超声科，辽宁 沈阳 110004；*通信作者 刘治军 liuzj1@sj-hospital.org

随着精准医疗的飞速发展，恶性肿瘤的治疗策略已迈入多学科综合治疗和个体化治疗的时代，基于分子水平的靶向治疗是目前肿瘤治疗研究的重点。靶向递送系统的优越性主要为低剂量选择性浓集以减少非靶部位的积聚和毒副作用及耐药反应[1]。自20世纪发现声学微泡的空化效应并应用于医学领域起，声学微泡从最初的成像造影剂发展到递送载体，超声微泡联合靶向递送系统在肿瘤治疗中具有巨大的潜能。本文主要对超声微泡及其联合靶向递送系统在肿瘤治疗中的研究进展进行综述。

1 超声靶向微泡破坏技术（ultrasound-targeted microbubble destruction，UTMD）

UTMD将声学微泡通过偶联或包裹的方法结合药物或基因，经静脉注入循环系统后利用超声观察靶向部位的聚集情况，并施以一定声强的辐照破碎微泡，以达到靶向递送及控释的双重作用。为了延长微泡在体内的循环时间、扩大靶向范围，声学微泡逐步从微米级过渡到纳米级，纳米级声学微泡可分为纳米气泡及纳米液滴，液滴在生理条件下可经超声辐照蒸发为气泡，两者的局部药物释放机制和生物效应相似[2-3]。

1.1 作用机制 不同强度的超声辐照会对机体产生不同程度的影响，主要分为热效应和非热效应。非热效应是UTMD发挥作用的主要原理，包括空化效应、声孔效应及声辐射力等。其中，空化效应是UTMD发挥作用的基础，分为稳态空化和惯性空化，而惯性空化是声孔效应的前提。UTMD的作用机制不仅包括微泡的直接改变，也涉及靶细胞及周围血管的间接改变。在临界强度的超声辐照下，因稳态空化而持续振荡膨胀的微泡发生惯性空化，破裂释放并在声辐射力的作用下将运载的药物或基因推向靶部位。惯性空化也可作用于靶细胞和血管，破坏细胞膜的完整性。细胞膜上因惯性空化形成穿孔的现象称为声孔效应，声孔效应既能让微泡的运载物进入靶细胞，也能让一些靶细胞直接裂解死亡。此外，稳态空化刺激细胞内吞、产生活性氧促Ca2+内流，热效应使细胞膜通透性增高，均能提高细胞的转运能力[3]。

1.2 基质材料 理想的超声微泡常需要具备以下条件：直径＜8 μm（红细胞直径）；灵敏的靶向分布性；无毒且生物相容可降解；持久的稳定性；回声反射强而声学效应可控[4]。超声微泡通常由低水溶性的气液内核和脂质、蛋白质等成膜材料组成的相对稳定的壳构成。在此基础上，为了丰富载药种类和提高载药量，经过数十年对微泡结构和材料的探索，目前，主流材料可分为脂质类、有机聚合物和无机纳米材料3类。

1.2.1 脂质类 脂质类微泡类似生物膜结构，声学响应性强、包封率高、渗漏率低、制作流程相对简单、成本相对低廉，目前制备工艺已趋于成熟，是主流的成膜材料。脂质体纳米微泡的两亲特性可使亲水性药物和RNA包裹于囊泡中心或偶联于壳外，也可容纳疏水性药物于壳层中[5]。单室脂质体的包载量较小，而多室脂质体的多层包载释放在弥补这一缺点的同时兼备缓释控功能；但单室脂质体在包载小分子类核酸方面具有显著优越性，目前研究较多的是阳离子脂质微泡[6]。

1.2.2 有机聚合物 以白蛋白为代表的蛋白质是另一种主流成膜材料，其余的天然聚合物包括多糖类的壳聚糖、海藻酸盐、肝素等，合成聚合物主要有聚乳酸、聚乳酸-羟基乙酸共聚物、聚己内酯等。有机聚合物组装的外壳稳定性优于脂质体，而声学响应性有所降低。有机聚合物载体的结构多样，目前已出现的有纳米粒[5]、胶束[7]、超支化大分子[8]和气囊[9]等。

1.2.3 无机纳米材料 此类材料具备良好的组织相容性、生物稳定性、较高的反应活性且能联合其他影像技术进行多模态成像，已成为近年研究的热点。参与制备超声微泡的无机纳米材料主要有二氧化硅[10]、二氧化钛[11]、碳纳米管[12]等。

纳米级微泡更易通过内皮系统，且循环时间长、稳定性强，然而其粒径大幅降低也会导致声学响应性和包载率降低，而相变型纳米液滴更具优势[13]。目前已出现各种基质材料联用的策略以增加微泡的生物相容性、寿命和装载率[14-16]。此外，为了更好地降低生物毒性和免疫原性，提高循环时间，相关研究对微泡表面进行改性修饰等处理，常见的修饰策略有聚乙二醇化、甘氨酸化、表面活性剂、聚合物氟化等[17]。

2 UTMD在肿瘤治疗中的应用

UTMD可以直接通过破损肿瘤组织的微血管壁，激活凝血机制诱导营养血管栓塞使肿瘤坏死以达到治疗的作用[18]；其与其他靶向递送系统联用，可以有效延长治疗制剂在体内的循环时间、提高靶向效率，从而提高治疗效果。根据靶向递送机制，可分为被动靶向递送系统（passive targeting delivery system，PTDS）、主动靶向递送系统（active targeting delivery system，ATDS）和生物物理靶向系统（biophysical targeting delivery system，BTDS）。

2.1 UTMD与PTDS联用 PTDS应用于肿瘤治疗的原理主要依赖于实体肿瘤的增强渗透滞留效应。UTMD与PTDS联用可以使肿瘤相关免疫调节剂、化疗药物或小分子核酸在微泡的保护下沉积于肿瘤组织发挥作用。常瑞姣等[19]制备了载多西紫杉醇的脂质微泡，并探究其对人高转移肝癌细胞MHCC97-H荷瘤裸鼠体内成瘤的抑制作用，发现超声联合载药微泡组显著诱导肝癌细胞凋亡，发挥了多西紫杉醇的抗肿瘤效应。然而，单核-吞噬细胞系统的清除作用在一定程度上制约了载体微粒的循环性，影响其发挥疗效。于是，更具靶向性的联用策略应运而生。

2.2 UTMD与ATDS联用 ATDS在UTMD与PTDS联用的基础上，利用有分子特异性的靶向修饰载体进行递送并通过特异性识别结合聚集于靶部位。UTMD与ATDS联合应用的策略主要为：①改进微泡外壳的成分，以便于附着在靶向部位的细胞上[20]；②将肿瘤表面相关的特异性配体如单克隆抗体、糖蛋白、多肽、核酸等与微泡外壳共价或非共价结合，以触发特异性受体介导的内吞噬作用[21]；③将针对肿瘤生长微环境设计的分子靶向药物联合，以控制其增殖和转移。根据所修饰的靶向基团的性质，可分为抗体介导的和受体介导的主动靶向制剂，主要包括针对表皮生长因子受体家族、血管内皮细胞生长因子受体、胰岛素样生长因子、整合素家族、白细胞分化抗原等的单克隆抗体。Hu等[22]制备血管内皮细胞生长因子受体2靶向负载CD-TK双自杀基因的阳离子纳米级脂质微泡，体内外实验结果表明该靶向微泡联合UTMD可提高基因转染效率、诱导膀胱癌细胞凋亡。Li等[23]制备表面以碳二亚胺键共价连接PD-L1单克隆抗体并负载多西他赛的多功能脂质微泡，体内外实验结果表明该靶向微泡联合UTMD对非小细胞肺癌有协同抗肿瘤作用。王金萍等[24]制备抗载顺铂前胃泌素释放肽单抗靶向纳米微泡，体内实验结果表明该靶向纳米微泡具有良好的超声分子显像效果以及显著的小细胞肺癌抑制作用。袁彦芬等[25]制备LHRH靶向相变型脂质纳米粒，体外实验结果显示该微泡在低频超声辐照诱导下能有效提升靶区域药物浓度，显著增加卵巢癌细胞的凋亡率。

相较于PTDS，ATDS能更近距离地附着于靶细胞上，提高递送率[26]，但存在诸多不足：微泡进入肿瘤血管系统后，必须跨越不同的屏障才能到达并进入肿瘤细胞；而靶向微泡将在内皮屏障附近与首先接触的肿瘤受体大量结合，其他部位的肿瘤渗透较少；此外，当微泡载体中包含靶向部分，其免疫原性和血浆蛋白吸附性增加，血流循环时间、被动靶向肿瘤的能力相应降低[5]。

2.3 UTMD与BTDS联用 BTDS是以生物物理手段作为联合递送方式的新型靶向递送系统。目前主流的联用方法有磁导向、温度敏感、pH敏感、酶介导、栓塞靶向等。

目前，UTMD与BTDS联合的主流策略主要有两种：①联合光、MRI、放射线等其他成像系统制备多模态成像功能性微泡，从而更高效地引导靶向汇聚并控释；②根据机体的生理状态和肿瘤的病理微环境设计环境响应型微泡。唐芮等[27]制备癌细胞膜包被的光声/超声双模态相变纳米分子探针，体外实验表明该仿生纳米探针具有良好的同源靶向能力和增强显像效果，并有协同抗乳腺癌作用。Wang等[28]设计并制备表面嵌入超顺磁性Fe3O4并包裹普鲁士蓝的聚合物微泡，用于超声/核磁/光声三模态显像的同时，还能有效协同化疗、光热治疗靶向应对骨肉瘤的侵袭和缓解溶骨性病变，起到抗肿瘤的作用。Liu等[29]制备包载阿霉素的pH响应型聚合物纳米粒，并通过体外和体内实验证实其联合UTMD对原位胃癌的靶向能力、成像功能和抗肿瘤作用。

3 小结与展望

多模态多功能微泡为肿瘤的靶向诊断与精准治疗开辟了新的思路[30]。纳米液滴和微泡受反复超声辐照可发生重复相变，增强显像和递送的同时减少细胞的损伤等[3]。然而这种联合系统目前面临诸多挑战：微泡的制备需要多学科交叉协作；超声辐照的参数个体化差异较大，最佳的参数仍需进一步探索；相关研究目前仍处于临床前阶段。其中，声学微泡的稳定性和包载量尤为关键，仍有很大的进步空间，聚焦的问题主要有粒径和材料的优化。仿生超声造影剂的出现为制备兼具靶向性和生物安全性的微泡提供新的研究方向[31]。虽然不同材料、不同尺度的微泡联用可达到优势互补，但制备上的挑战以及微泡的粒径和包载量的矛盾、包载方式与递送率及后续疗效的影响等问题亟待解决，但以纳米级靶向载体为递送系统在肿瘤基因-化疗协同免疫治疗的“鸡尾酒疗法”[32]中极具前景。

利益冲突 所有作者均声明不存在利益冲突

志谢 本研究得到中国医科大学附属盛京医院超声科的协助