超聲靶向微泡破壞實現腫瘤遞藥研究進展

鄒孝猛，毛盈譞，張 羽，董天秀，楊秀華

(哈爾濱醫科大學附屬第一醫院腹部超聲科，黑龍江 哈爾濱 150001)

超聲微泡(microbubble， MB)為臨床常用造影劑。經過修飾,載藥MB能在腫瘤分子成像和靶向治療方面發揮重要作用，例如在MB表面修飾特異性配體，使其靶向結合腫瘤組織相關受體而進行靶向成像；在藥物治療腫瘤領域，聯合應用低強度聚焦超聲(low intensity focused ultrasound， LIFU)與載藥MB可使腫瘤血管內皮間隙開放，即觸發超聲靶向微泡破壞(ultrasound targeted microbubble destruction， UTMD)，使載藥MB憑借高滲透長滯留(enhanced permeability and retention， EPR)效應更易于穿過血管而進入腫瘤組織，以延長其在體循環時間，進而大幅提升治療效率、降低化學治療(簡稱化療)藥物全身毒性。本文就UTMD作用機制及其用于腫瘤遞藥相關研究進展進行綜述。

1 UTMD作用機制

臨床常用MB為以殼層包裹惰性氣核而形成的充氣囊泡，直徑約0.5～10.0 μm，具有良好的生物安全性及生物相容性[1]；其殼層多由蛋白質、脂質、表面活性劑或生物相容性聚合物組成，可保證MB具有良好的穩定性；內部高密度惰性氣核受超聲波輻照發生振蕩時可產生諧波信號，由此可實時、動態觀察組織內血流灌注過程，明確腫瘤位置、邊界并判斷其性質[2]。外部LIFU輻照腫瘤血管內載藥MB時，MB可顯影并膨脹、爆破，在增強造影效果的同時實現靶向釋放藥物。因此，UTMD可作為高效的非侵入性靶向遞藥手段，其所用LIFU輻照強度范圍通常為0.5～3.0 W/cm2，此區間內超聲波安全、有效；同時，隨施加頻率與聲壓大小不同，LIFU作用于載藥MB所產生的效應亦有所不同，其中機械效應最為重要，主要包括聲輻射力和空化效應[3]。聲輻射力指超聲波產生的與探頭同方向的物理推力，可將載藥MB推向血管壁，以增加其在腫瘤區的聚集程度；空化效應則主要分為穩態空化和瞬態空化，前者指較低的LIFU聲壓可使引入的外源性載藥MB在穩定粒徑范圍內反復振蕩，膨脹后顯著提升造影效果；提升LIFU輻照功率則可使載藥MB急速膨脹、破裂并釋放藥物，即瞬態空化，所形成的聲孔效應能使藥物更易進入腫瘤細胞[4-5]。UTMD產生的機械效應不僅能增強腫瘤微血管的通透性，還有助于藥物更順利地通過腫瘤周邊致密的細胞外基質(extracellular matrix， ECM)。

2 UTMD用于遞藥治療腫瘤

UTMD技術用于治療顱內腫瘤、肝癌、胰腺癌及乳腺癌等的效果遠遠優于單純化療，有望在于載藥治療腫瘤領域并獲得廣泛應用，幫助實現腫瘤超聲成像與藥物靶向治療一體化[6-7]?，F有可利用LIFU激發而實現UTMD效應的載藥MB主要分為載藥氣核類、載藥相變類及載藥MB-脂質體復合物(microbubble-liposome complex， MLC)，均在遞藥治療腫瘤方面具有重要作用。

2.1 載藥氣核MB 氣核MB多以脂質或聚合物作為外殼并搭載藥物，內核包裹全氟丙烷或六氟化硫等惰性氣體；臨床常聯合應用5-氟尿嘧啶、奧沙利鉑和伊立替康進行化療，常致嚴重不良反應。為提高治療腫瘤效果，GAO等[8]開發出一種包載上述3種化療藥物并耦聯亞葉酸的載藥氣核MB，與LIFU聯合應用可顯著抑制小鼠胰腺癌和結直腸癌生長；相比標準化療組，聯合UTMD治療組小鼠生存期延長、胰腺腫瘤縮小189%、結直腸腫瘤縮小82%，同時用藥量減少、相關不良反應減少，藥物耐受性提升。由于存在血腦屏障(blood brain barrier， BBB)，化療藥物很難進入顱內治療中樞神經系統腫瘤[9]。膠質瘤占成人原發性惡性腦腫瘤的70%，且惡性程度高。為使抗癌藥物藤黃酸(gambogic acid， GA)順利通過BBB，WANG等[10]制備裝載GA的GA/聚乳酸羥基乙酸共聚物[poly(lactic-co-glycolic acid)， PLGA]MB用于體外BBB模型，發現LIFU與GA/PLGA MB結合可觸發UTMD，在殺滅U251人膠質瘤細胞的同時瞬間增強BBB的通透性，使化療藥物進入顱內并抑制腫瘤生長。但載藥氣核MB內核為氣體，核內無法載藥，僅能將藥物搭載于MB外殼，故其載藥量較低。另外，載藥氣核MB的徑線大多為微米級，而腫瘤血管內皮細胞間隙僅380～780 nm，使其難以穿過腫瘤血管而進入腫瘤組織發揮作用[11]。為解決這一問題，越來越多的納米級載藥氣核納米泡(nanobubble， NB)應運而生，但受徑線限制，內核氣體量和表面藥物載藥量均較低，診斷及治療效果遠不及載藥氣核MB。

2.2 載藥相變NB 目前已研制了多種包裹相變材料的載藥NB并用于遞藥治療腫瘤[12]。與載藥氣核MB或NB不同，相變型載藥NB通常由包裹相變的液態氟碳內核組成，液態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應用較多。載藥NB相變前粒徑較小，通過實體瘤的EPR效應穿過腫瘤血管積聚于腫瘤內，以外部超聲波激發可致相變材料聲滴汽化而由液態轉化為氣態，實現NB向MB的轉換[13-14]；相變NB內核和外殼均能包載藥物，可進一步增強超聲造影效果[15-16]；相變后以 LIFU進一步發揮UTMD作用，可在特定靶點釋放藥物。

肝細胞癌(hepatocellular carcinoma, HCC)是常見惡性腫瘤。ZHAO等[17]成功制備了包裹PFP和抗癌藥物喜樹堿的HCC靶向NB，NB可主動蓄積于HCC細胞內，而以LIFU觸發UTMD產生液氣相變使其靶向爆破，可增強腫瘤部位超聲成像信號及治療效果。視網膜母細胞瘤(retinoblastoma， RB)常因誤診而錯過最佳治療期甚至發生轉移。WANG等[18]制備以磁性中空介孔金納米籠與Fe3O4納米粒子耦聯作為外殼、其內包裹免疫調節劑胞壁酰二肽(muramyl dipeptide， MDP)和PFP的NB，通過磁力吸引使其聚集于RB瘤周；體內及體外研究結果顯示，LIFU輻照下相變NB可明顯增強治療效果，直接導致腫瘤細胞凋亡、壞死，MDP的釋放則促進了樹突狀細胞(dendritic cell， DC)成熟和活化，激活DC識別、清除腫瘤細胞的能力。上述研究結果提示，多模態成像引導下的超聲、免疫協同治療RB具有巨大應用潛力，可對診斷RB和評估療效發揮關鍵作用。

2.3 載藥MLC 無論是載藥MB還是包裹相變材料的NB均需要通過犧牲載藥量來實現超聲監測下遞送藥物。聯合應用MB與脂質體可整合二者優勢，但因其粒徑相差懸殊，經血液循環到達腫瘤時間也不一致，難以實現爆破MB瞬間遞送納米載體的目的；若將二者分開注射，則難以把握代謝時間差，爆破效果存在極大不確定性。MLC通常將MB與脂質體以親和素-生物素或共價硫醇-馬來酰亞胺鍵等方式耦聯，使之在具有良好體內成像效果的同時擁有滿意載藥量及靶向可視功能化等優點，促進診療疾病一體化。

免疫原性細胞死亡(immunogenic cell death， ICD)指通過刺激免疫系統而達到對抗癌細胞的目的。HUANG等[19]利用生物素-親和素將MB與載阿霉素脂質體相連接，以LIFU靶向爆破MB而產生物理推力，進一步推動脂質體進入細胞核，使小鼠腫瘤組織中活化的CD8+T淋巴細胞比例增高、而Treg細胞比例降低，由此可顯著增強ICD，即可增強治療腫瘤效果。DWIVEDI等[20]制備負載阿霉素的磁力MLC，利用共價硫醇-馬來酰亞胺鍵將二者相連，通過UTMD與磁吸引共同作用，體外實驗結果顯示由此可使阿霉素在靶組織中大量積累，胰腺癌體積明顯縮小。GAO等[21]利用生物素-親和素將載伊立替康和奧沙利鉑的MB與氧化鉑脂質體相連，用于胰腺癌三維球體模型和小鼠模型，經UTMD后，聯合治療組腫瘤體積小于相同濃度單藥治療組136%。

結合MB使超聲可實時檢測載藥脂質體到達并蓄積于腫瘤血管周圍的過程，為UTMD尋找最佳時機；且用于超聲造影的LIFU的功率應僅能引起MB振動而不破壞其結構。復合物大量流經腫瘤可提升LIFU功率而觸發UTMD，使細胞膜開放，有助于脂質體進入腫瘤間質，進一步提高治療效果。

3 小結與展望

LIFU與載藥MB為超聲在醫學、特別是藥物輸送和治療腫瘤方面的應用開拓了更廣闊的前景。盡管相關臨床前研究已取得諸多成果，但仍存在一些問題亟待解決。LIFU觸發載藥MB遞藥的物理學及病理生理學機理較為復雜，現有相關認知有限，有待更加準確地探討其治療原理；且既往動物實驗主要局限于小鼠，有待針對大鼠等體型較大動物進一步深入研究。實際應用中通常需要采用不同的超聲強度，選擇超聲參數仍未實現標準化，而對于如何實現規范化尚待達成共識。此外，不同藥物與MB的結合方式不同，效果也將不同，存在較高不確定性；需進一步優化MB組成和結構，以多功能載藥MB實現更多功能。隨著上述問題逐漸獲得解決，UTMD在遞送藥物治療腫瘤及其他領域的應用將趨向成熟。