高强度聚焦超声联合药物靶向输送在局部肿瘤治疗中的研究进展

赵银珠熊 屏,陈亚珠

高强度聚焦超声联合药物靶向输送在局部肿瘤治疗中的研究进展

赵银珠1熊 屏1,2陈亚珠2

高强度聚焦超声（high intensity focused ultrasound, HIFU）是近年来快速发展并在国内外广泛应用于临床的无创性局部消融治疗肿瘤的新技术，它对传统肿瘤外科手术治疗进行了有效补充，目前已成功应用于肝、肾、胰腺、前列腺、乳腺、骨骼、子宫等部位的良、恶性实体肿瘤的治疗[1]。目前的研究热点是HIFU与靶向药物输送相结合治疗实体肿瘤，其核心是HIFU增强靶向药物（包括化疗药、蛋白质、基因制剂等）的输送，增加药物在瘤体内的吸收，提高肿瘤治疗效率，并减少全身毒副作用，因此有望成为局部肿瘤治疗的新途径。

1 HIFU增强靶向药物输送的机制

HIFU能够提高肿瘤局部药物浓度，从而降低全身毒副作用，同时也能增加细胞膜对平常不能通过的药物和基因材料（质粒）的通透性[2]，因而成为理想的肿瘤治疗方法。在靶向药物输送过程中，HIFU作为外置加热装备对肿瘤进行无创性局部加热，并加强肿瘤局部的药物释放。Gourevich等[3]研究显示，HIFU能将局部组织从37℃加热至45℃。Sanches等[4]报道使用HIFU将局部组织加热30 min后温度达42℃，并能维持在加热后相应的温度水平。Gasselhuber等[5]研究表明，HIFU能增强化疗药的肿瘤靶向输送。Wei等[6]研究证明，HIFU可诱导局部血-脑屏障暂时性中断，由此向动物大脑运送治疗药剂和抗体。此外，HIFU在组织内能产生热效应和非热效应，后者包括机械效应，如空化效应。机械效应和（或）热效应使药物在特定部位释放，其机制是热效应能增强化疗药向癌细胞的渗透。空化效应和与之有关的声孔效应都可以增强局部药物输送。

空化效应是HIFU治疗最重要的机械效应，它是存在于组织中的微小气泡在声场中的运动。空化效应有两种不同机制[3]：一种称为稳定（非惯性）空化效应，气泡在低强度声压下振动、扩张，在高声压下收缩，这些震荡产生一个称为微流的环形液流，这将对细胞膜产生剪切力，增加膜通透性；另一种是不稳定（惯性）空化效应，在高强度超声照射下，气泡受液体惯性的主导，与气泡强破裂相和随之产生的局部高能量密度有关；当靠近细胞边界处时，这些正在发生破裂的气泡形成强力渗透性喷射，在细胞膜上进行钻孔样运动，使药物直接进入细胞。空化气泡可进一步促使肿瘤组织温度升高，空化也可以在无明显温度升高的情况下，机械解体肿瘤组织[7]。

目前声孔效应的机制尚未完全清楚，它是一个与细胞空化效应有紧密联系的过程，包括微射流、微泡震荡（稳态空化效应）以及伴随有微泡破裂和微流体喷射形成的强烈微泡震荡（惯性空化效应）。声孔效应可以改变细胞膜的通透性，且通透性受细胞附近产生的空化效应影响[8]。

总之，HIFU增强药物靶向输送的机制包括[9]：①增加血管内皮细胞通透性（主要是血管内空化效应），使化疗药从血管渗入肿瘤间质区；②扩大化疗药在肿瘤内的分布，这点源于超声场的辐射力。关于确切机制，还需进一步实验研究阐明。

2 靶向药物载体

根据引导成像技术及系统不同可以将靶向药物载体分为：①既能超声成像又能释放药物的微泡；②携带药物和磁共振成像标记物的温度敏感脂质体（temperature-sensitive liposomes, TSLs）；③与磁共振成像引导HIFU治疗相结合的一种新型药物载体——环形葡聚糖（cyclodextrins, CDs）。在靶向药物输送治疗过程中，它们能荷载不同物理、化学和药代动力学特性的药物。微泡主要通过声孔效应和增强胞膜渗透来输送药物，从而增加药物在肿瘤部位的聚集。TSLs主要用于输送小分子药物，并维持其血液循环中的高浓度而延长治疗时间窗[4]。CDs有望成为肠指定药物输送工具。

2.1 微泡 微泡由压力介导，静脉注射给药，直径为1～5 μm，微泡由中心气体和外围壳膜组成。气体由空气、六氟化硫或最常见的全氟化碳组成，壳膜由蛋白质、脂质或聚合物组成。药物分子与微泡通过静电、疏水作用、范德华力或生理性胶囊结合，药物可以结合在微泡的壳膜上或壳内[10]。微泡进入超声照射范围内后，与声波发生高效交互作用，随着压力波扩张和收缩，这种震荡与声束频率相一致。例如超声在1 MHz频率辐照时，微泡发生每秒100万次震荡。血管内微泡的震荡和超声诱导的空化效应对血管壁进行物理拉伸和流体剪切，导致血管内皮细胞层以及细胞膜的通透性发生瞬态改变[11]。通透性的增加促使药物从血管渗入组织间隙，同时也促使药物进入肿瘤细胞。

2.2 温度敏感脂质体 HIFU能局部加热组织，从而触发温度敏感性药物载体释放药物。TSLs是可封装小分子药物的对温度敏感的药物载体，这个概念于1978年由Yatvin等初步提出[12]。 Mylonopoulou等[13]研究称琼脂糖凝胶最有望用于制作低温度敏感药物载体，因其有一个低胶凝温度（低于37℃），与温度敏感原料混合时不影响其稳定性。封装有液体或气体的TSLs（或脂质小泡）通常具有球形结构和弯曲闭合的脂质双分子层，尺寸从50 nm到若干微米不等。TSLs有以下几点明显的优势特性[14]：①携带并保护封装在其内的亲水性或疏水性分子；②TSLs双分子层与细胞膜之间具有相容性；③相对低的抗原性；④纳微米级的TSLs随血流循环稳定存在；⑤可相对容易地在TSLs表面加特殊配体，如化疗药、DNA或其他药物，它们可被置于TSLs脂质表面或包埋入其水样核心。理想的TSLs药物输送过程应包括以下两步：首先，TSLs荷载药物能随血液循环；然后，在一个适当刺激下，封装药物在一个可控速率下被释放。相对较大TSLs （＞100 nm）的破裂和相对较小TSLs （＜100 nm）的膜产生的孔隙样破坏，可能是封装内容物从TSLs内释放的主导机制[14]。全身注入TSLs后，TSLs仍能稳定地将药物包裹在其水样囊腔内，并防止药物在组织中的快速扩散及肾的快速排泄。当进入到41～43℃的温热组织时，TSLs会膨胀、气化，在血管内迅速释放其有效药物荷载[15]，导致组织内药物浓度局部增高。HIFU对于纳米大小的TSLs的破坏作用以及它的强大谐波频谱表明惯性空化在声波降解过程中处于主导地位，在此过程中TSLs可能作为空化核心。TSLs能够促进声孔效应过程中的超声空化效应，而空化效应反馈增强细胞对药物的摄取。

TSLs大小在提高药物输送效率中有重要作用，理想大小的TSLs有利于实现HIFU对纳米TSLs胶囊的可控性药物释放。Chen等[14]向荷载小鼠乳腺肿瘤（EMT6）的老鼠体内注入一定量的TSLs，若直径＞200 nm，脾脏对其摄取量增加，随之血流中TSLs浓度很快下降；若直径过小（＜70 nm），肝脏会摄取70%的TSLs。实验得出结论：当TSLs直径在70～200 nm时，老鼠体内肿瘤细胞对TSLs摄取量相对较高。另外在Chen等[14]的实验中，将3种代表性大小（直径＞300 nm，直径150～200 nm，直径＜70 nm）的TSLs注入老鼠体内，结果显示直径150～200 nm的TSLs血流循环时间最长。目前，直径为150～200 nm的TSLs是最佳的体内靶向药物输送载体之一，因其能够封装药物并可随血液稳定循环[14]。

现已研究的TSLs新剂型是在脂质双层中加入硅酸钇镥脂质和聚乙二醇化脂质。作为一种药物载体，TSLs新剂型在热疗温度（42℃）水平时的快速释放动力，而在体温水平时的良好稳定性可使其进行适当次数的循环。掺入硅酸钇镥脂质的TSLs在熔化温度时，可能有利于促进瞬态毛孔的形成，这会使封装内容物更快速地、定量地释放。目前正在研制聚乙二醇化脂质和硅酸钇镥脂质的替代配方，其具有更优越的药代动力学性能[16]。还有研究证实[14]由部分共价连接的聚乙烯脂质组成的TSLs，会增加其膜的通透性，而且对超声刺激更为敏感。在20 kHz超声（2 W/cm2）照射下，平均直径约100 nm、含聚乙烯的TSLs的外渗量和摄取量比普通TSLs增加10倍。

2.3 环形葡聚糖 由CapsuTech公司研发的高分子聚合物CDs是一种将抗癌药靶向输送至肿瘤组织的新型药物载体。CDs是一种形似截锥的三维立体糖基环形分子[3]，锥体具有亲水性外表面、疏水性内腔，这点特性不仅增强其自身可溶度，还使它能够封装疏水性药物。CDs具有的特性使它能够解决其他药物载体遇到的一些难题，如与TSLs相比，药物CDs复合物处于一个快速平衡状态，较容易实现药物的自发性释放。CDs无毒性并且在消化系统内不被分解，这使它有望作为结肠指定药物载体。CDs的最大优势是溶解性强，在水样环境中溶解甚至遮盖疏水性药物的气味和味道，而且不改变药物结构[17]。目前CDs仍处于进一步研究中。

3 图像引导技术

现代放射影像技术如MRI和诊断超声（diagnostic ultrasound, US）的发展是HIFU的重要推动力，它们无创性地指导HIFU治疗，可精确定位靶组织，并可辅助于治疗随访。图像引导技术是辅助抗肿瘤药物体内靶向治疗的重要手段，静脉注射的纳米载药颗粒以惰性形式随血液循环，到达靶组织后，颗粒在HIFU聚焦声束作用下发生破裂并释放药物，而成像技术可以监测药物释放，从而实时反馈肿瘤摄取药物的情况进而评估治疗效果。

3.1 MRI 除提供良好的软组织对比度外，MRI还可测量HIFU治疗后几秒钟内的温度，即近实时监测HIFU治疗时的温度[18]。此外，MRI在治疗计划、治疗过程中提供空间反馈和治疗评价方面都有重要作用。MRI监测靶向药物释放的一种试验方法是静脉注射荷载有MRI造影剂和药物（如阿霉素）的TSLs，其到达加热的肿瘤组织后释放荷载物[19]，MRI造影剂在肿瘤中的释放导致加热组织内的显著性信号变化，而药物（阿霉素）释放时有T1对比度变化，这些变化在MRI上的可视化，使MRI不但可以无创性地量化肿瘤药物吸收，而且还可显示出良好灌注、低灌注肿瘤区域。但由于目前MRI造影剂中的Mn2+具有毒性，使其难以应用于临床，尚需进一步研究改善。另外，MRI实时图像引导和监测HIFU治疗的能力，可实现为每位患者测算出药物的最佳治疗量，这一特点有利于医师为患者制订出个性化的靶向药物，使患者获得最佳治疗效果[20]。MRI引导HIFU治疗的主要劣势：目前不适用于体内有磁性金属人工内置体的患者；对于和HIFU治疗相兼容的MRI要求较高；同时MRI扫描仪价格昂贵。

3.2 US US与微泡相结合，以声能形式为HIFU治疗提供实时图像指导。微泡作为US对比剂，在声波区域内发生震荡，产生不同的反射回声，从而形成对比度增强的图像。但是目前使用的US仪器不具备良好的实时温度监测能力。US引导HIFU治疗的主要优势是，不受人工内置体的干扰，诊断超声传感器容易集成在治疗超声设备上，今后可通过此点设计一个小巧灵活的US-HIFU设备，而且购买和保养此设备的价格都很低。

4 不足及展望

目前，HIFU主要是靠MRI实时监控温度，但目前MRI技术只能做到近实时监控的水平，对于有效控制温度，尚需技术的进一步发展。HIFU对机体产生的热损伤，目前主要使用保护性冷却法以及热损伤的临床护理，靶向药物对机体正常组织仍有不可忽视的的杀伤作用，对于此项副作用的解决，尚需进一步发展完善化疗药及靶向药物载体的研制。

HIFU联合靶向药物输送要获得更好的发展，则需全面准确地掌握整个治疗过程的机制，尤其是有能力检测和掌控空化效应的发生；需要制订出特定药物载体及其他辅助设备；还需要进一步发展图像引导技术，特别是MRI，一种设想是HIFU设备和MRI-PET扫描仪相结合以进一步强化药物传送靶向化和定量化[21]，另一种设想是将MRI和US通过一种导航系统相结合作为图像引导工具，已抵消彼此的不足[22]。HIFU联合药物靶向治疗实体肿瘤具有极大的发展前景。

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肿瘤治疗方案；高强度聚焦超声；分子靶向治疗；综述

2014-04-24 【修回日期】2014-09-02

（本文编辑 冯 婕）

R730.41；R730.5

国家自然科学基金项目（81272567）。

1．上海交通大学医学院附属第九人民医院超声医学科上海 200011；2．上海交通大学生物医学工程学院上海 200011

熊 屏 E-mail: xiong_ping_xp@163.corn

10.3969/j.issn.1005-5185.2014.09.018