基于納米技術的腫瘤熱放療增敏的研究進展*

賴建軍 綜述 吳稚冰 審校

放療是治療惡性腫瘤的重要手段之一，在20 世紀中放療在腫瘤治療中發揮著越來越重要的作用[1]。因其顯著性療效，目前約60%的新診斷腫瘤患者將放療納入腫瘤一線治療方案[2]。通過物理技術提高放療的治療增益比，即最大限度地將放療的劑量集中到病變（靶區）內，而使周圍正常組織和器官少受或免受不必要的照射，是現代精確放療技術的發展方向，調強放射治療、圖像引導放射治療、立體定向放射治療等精確放療技術由此應運而生并被普遍應用。然而，由于高能放射線固有的物理特性，通過放射物理技術提高放療的治療增益比必然遭遇瓶頸。影響腫瘤放療效果的因素除了放射物理技術外，還包括腫瘤細胞內氧含量和再氧合、谷胱甘肽含量、放射損傷修復能力、不同細胞周期的放射敏感性、腫瘤放療抵抗基因的表達等[3]。應用熱療增敏放療，可提高腫瘤細胞的放射敏感性、降低腫瘤細胞的放射抵抗性，在放療中具有非常重要的臨床實用價值。隨著納米科學和技術在生物醫學領域的深入研究，為腫瘤熱療和放療開辟了新的發展道路。具有良好生物相容性和安全性的多功能納米材料在腫瘤熱療應用中已經受到廣泛的關注并展現出了良好的潛力，將納米熱療技術作為增敏載體引入放療，在熱放療增敏的同時，納米材料亦可單獨作為放療增敏載體，使腫瘤熱療和放療二者協同增效，有可能克服目前制約腫瘤放療的諸多難題，為推動放療的進一步發展提供了新的發展機遇[4-8]。本文對基于納米技術的腫瘤熱放療增敏的研究進展進行綜述，以期為納米熱放療增敏技術的后續研究和臨床轉化提供參考。

1 納米技術熱放療增敏概述

腫瘤熱療被認為是一種綠色無毒并被普遍認可的放療增敏技術。熱療的放療增敏機制復雜，目前可明確的熱放療增敏機制包括細胞周期互補、改善乏氧、抑制DNA 修復等。在作用腫瘤細胞周期互補方面，放療對腫瘤有絲分裂的G2 后期和M 期最敏感，在腫瘤有絲分裂的S 期，谷胱甘肽合成增加，對放療不敏感，而腫瘤熱療對S 期腫瘤細胞敏感，二者對細胞周期各時期互補，聯合應用可起到協同增效的作用。在改善腫瘤乏氧方面，一般認為腫瘤乏氧程度與其對放療的抵抗性呈正相關，熱療可以通過增加腫瘤組織血流灌注，增強腫瘤組織血管通透性，增加腫瘤新陳代謝及氧合作用以改變腫瘤組織乏氧，也起到放療增敏作用。DNA 鏈斷裂是放療誘導腫瘤死亡的關鍵因素，放射線在生物體內可引起DNA 單鏈和雙鏈斷裂。雙鏈斷裂往往不可修復，造成腫瘤細胞殺傷，單鏈斷裂在DNA 聚合酶的作用下可得到修復，影響放射線對腫瘤細胞的殺傷效果。熱療可導致DNA 聚合酶活性降低從而抑制DNA 鏈修復，進而抑制細胞的亞致死損傷和潛在致死損傷的修復，從而提高腫瘤放療敏感性[9]。

傳統的腫瘤熱療為使用紅外、射頻、微波、超聲等外源性電磁波能量，進行腫瘤組織所在的區域加熱，腫瘤組織和正常組織同時受熱，利用腫瘤組織熱積聚特性進行腫瘤熱療。這種對腫瘤組織和正常組織無選擇性的加熱技術，易造成正常組織損傷的缺陷，限制了熱療在現代精準醫學模式下的進一步發展應用[10]。納米技術是一種應用可修飾性納米材料共軛生物分子，如抗體、多肽類和藥物等來實現腫瘤的靶向診斷和治療的技術。利用納米材料特有的組織的高通透性和滯留（enhanced permeability and retention effect，EPR）效應，可結合電磁導航等技術方法進行補充，使納米材料被特異性的靶向攝入到腫瘤細胞中。選擇具有光熱和電磁產熱性能的納米材料，利用外源性電磁波進行作用，可以克服傳統熱療技術缺陷[11-12]，實現細胞內的腫瘤精準熱療。同時，一些高Z 元素納米材料被靶向到腫瘤組織后，在高能X 射線的光電效應和康普頓效應下，可產生較高的質能吸收，并改善腫瘤微環境，實現放療增敏，最終達到熱療和放療協同增效的作用效果。

2 金納米材料熱放療增敏

金元素為惰性元素，生物相容性好，具有表面多價性、易修飾上靶向分子探針的獨特理化特征，在納米醫學研究領域備受矚目。

金納米顆粒利用表面等離子共振效應（surface plasmon resonance technology，SPR）進行光熱轉換，可實現光熱治療。同時，金具有較高的原子序數，可產生一定的放射增敏效果，兩者協同可使療效倍增[13-14]。Tabei 等[15]制備葉酸偶聯金納米顆粒F-AuNPs，進行表征后檢測其在靶向熱療中的潛力。結果顯示，靶向532 nm 連續波激光光源輻照后KB 細胞死亡大于常規治療后KB 細胞凋亡，RT-qPCR 分析提示Bax表達升高，Bcl-xL 和Survivin 表達降低。流式細胞術分析表明激光輻照后16～24 h，大部分KB 細胞處于細胞周期中對輻射最敏感的階段（G2/M 期），提示F-AuNPs 激光輻照后增強了KB 癌細胞的放射敏感性。

金納米棒由于具有各向異性的特殊形狀，表現出兩個SPR 的波段，一個較窄的波段位于 520 nm 處，另一個較寬的波段可以從可見光區一直延伸到近紅外光區（650～900 nm），這使得金納米棒的生物應用更為廣泛。相對于金納米顆粒的其他結構，金納米棒具有更大的吸收效率和更窄的線寬，因此其光熱轉換的效率也更高。Youssef 等[16]制備的新型靶向金納米棒對膠質母細胞瘤進行紅外光輻照，研究發現其有效地降低了67%的細胞存活率，該納米系統在紅外光熱療中具有良好的效率。

腫瘤微環境缺氧是實體腫瘤固有特性，乏氧是限值腫瘤放療療效的主要因素之一。Dan 等[17]制備吲哚菁綠（ICG）負載超細金納米簇（Au NCs-ICG）作為納米酶調節腫瘤缺氧增強放射敏感性。在荷瘤小鼠模型中，通過近紅外熒標記顯示，Au NC-ICG 納米酶有明顯的高腫瘤積累和光熱效應，同時Au NCs-ICG 納米酶也可以有效地將瘤內H2O2分解為O2，以克服腫瘤組織缺氧，繼而增敏腫瘤放療。此外，Au NCs-ICG固有的X 射線吸收能力也很大程度地提高了腫瘤組織內吸收的輻射能量，進一步提高腫瘤放療效果，Au NCs-ICG 納米酶在腫瘤熱放療中顯示出巨大的應用潛力。

3 鉍基納米材料熱放療增敏

近年來，鉍（Bi）基納米材料的種類也越來越多被開發出來，用以研究其在生物醫學領域的應用。Bi 是化學元素周期表第V 主族、第六周期的元素，其原子序數為83，是相對原子質量最大的穩定元素，在化合物中主要以+3 價的形式存在。基于Bi 基納米材料較強的X 射線吸收能力和光熱轉換能力，Bi 基納米材料在腫瘤治療領域展現出了良好的應用前景。

Song 等[18]通過陽離子交換方法制備了一種中空Bi2Se3納米顆粒并負載全氟化碳作為氧載體，通過細胞和動物實驗顯示，在808 nm 近紅外光作用下，納米顆粒產熱并釋放氧氣，以改善腫瘤乏氧產生的放射抵抗。除此之外因其高原子序數，鉍基納米材料對X 射線有較強的輻射吸收能力，輻射能量局部集中在腫瘤內，加之鉍基材料的光熱轉換特性，該材料在腫瘤熱療和放療中具有較好的應用前景。

Zeng 等[19]合成了多功能硫化鉍（Bi2S3）納米粒子并構建了核殼Bi2S3＠Ce6-CeO2納米復合材料用于近紅外觸發的光熱治療研究。作為直接的窄帶隙n 型半導體，Bi2S3納米材料具有很大的近紅外觸發光熱效應。該研究引入了具有良好光動力學性質的光敏劑Ce6和具有O2釋放特性的CeO2，從而設計了Bi2S3＠Ce6-CeO2納米復合材料（Bi2S3＠Ce6-CeO2NCs）的核殼結構。Bi2S3＠Ce6-CeO2NCs 在體外和體內均表現出顯著的協同光熱和光動力治療效果，證明其在腫瘤熱放療增敏中的應用潛力。

Chen 等[20]認為鉍基納米顆粒（BNPs）是腫瘤放療的潛在增敏劑，并制備了由血小板膜（PM）偽裝的介孔二氧化硅涂層的鉍納米棒（BMSNR），即BMNR＠PM。與BMSNR 相比，PM 偽裝增強了鉍基納米材料腫瘤靶向能力，有助于更精準的腫瘤放療靶向增敏。該研究顯示，808 nm 近紅外輻射處理后，BMSNR＠PMs 改變了小鼠4T1 癌細胞的細胞周期分布，S 期和G2/M 期細胞的比例分別減少和增加，使小鼠4T1 癌細胞的放射敏感性增強。此研究顯示，BMSNR＠PMs 通過光熱療法和體內放射療法的聯合作用有效地根除癌細胞，并顯著提高了攜帶4T1 腫瘤的小鼠存活率，協同治療效果優于單獨進行光熱治療和放療的治療效果。BMSNR＠PM 多功能含鉍納米平臺是一種具有腫瘤靶向、光熱治療、免疫逃逸和放射增敏功能的一體化平臺，是一種良好的熱放療增敏納米試劑平臺。

4 磁性納米材料熱放療增敏

磁性納米顆粒[21]由于納米尺寸效應，展現出與宏觀磁性材料截然不同的物理化學特性，如具有大的比表面積[22]、超順磁特性[23-24]，可形成磁性液體[25]及具有多樣化的拓撲磁結構[26]等，再結合其表面易功能化[22]等特點在生物醫學領域被廣泛應用。

磁性納米材料在納米材料特有的EPR 特性下，通過對納米顆粒進行靶向修飾，可以使其更多地聚集在腫瘤部位，還可以在外源性磁場輔助下，促進納米材料靶向到腫瘤細胞。在外源性交變磁場作用下，通過磁滯作用和遲緩作用把電磁能轉換為熱能，在細胞內進行產熱，從而實現細胞內熱療（intracellular hyper thermia）。結合精確放療，既利用了熱療對腫瘤組織進行放療增敏，又不會對正常組織造成熱損傷，實現真正意義上的腫瘤精準熱放療。

超順磁氧化鐵納米顆粒（superparamagnetic iron oxide nanoparticles, SPIONs）因為具有獨特的磁力性質，引起了研究者的興趣。Jafari等[27]研究聚甘油包被的SPIONs（PG-SPIONs）對U87-MG 癌細胞的放射增敏特性。在該研究中，通過熱分解法合成了聚甘油包覆的SPIONs，通過FTIR、TEM 和VSM 分析并對其進行了表征。經由AAS 檢查細胞對納米顆粒的攝取，并通過MTT 和菌落測定法評價了納米粒子的細胞毒性和放射致敏性。結果顯示腫瘤細胞內納米粒子平均粒徑（17.9±2.85）nm。FTIR 驗證的由聚甘油和VSM制成的SPIONs 涂層顯示其具有超順磁性能。TLD 對2 Gy 和4 Gy 劑量的驗證結果分別為（2±0.19）Gy和（4±0.12）Gy。所有情況下的組合指數均小于1，且具有拮抗作用。與單獨的放射線相比，在6 MV X 射線作用下，PG-SPION 的應用降低了U87-MG 細胞的存活率。

Lyu 等[28]合成了一種Fe3O4＠MnO2核殼磁性顆粒，并聯合葡萄糖氧化酶（GOX）進行放射增敏研究。葡萄糖被GOX 氧化，在酸性細胞外微環境中產生過量的H2O2，MnO2殼與H2O2反應生成O2以克服腫瘤乏氧，同時限制放療作用的細胞內谷胱甘肽（GSH）也可被MnO2殼氧化。Fe3O4核心可具有優越的磁熱性能和良好的磁性靶向能力。此研究表明，Fe3O4＠MnO2是一種強生物相容性的具有磁靶向作用的熱放療增敏材料。

Meidanchi 等[29]通過水熱法成功合成了鎂摻雜的尖晶石型銅鐵氧體超順磁性納米粒子Mg（1-x）CuxFe2O4SPMNPs（x 為0.2～0.8），并進行了Mg（1-x）CuxFe2O4超順磁性納米粒子在MCF-7 人乳腺癌細胞的放療中作為納米放射增敏劑的細胞學研究。Mg（1-x）CuxFe2O4SPMNPs 分別以0.1、1.0、10.0 和100.0 μg/mL 的不同濃度暴露于人乳腺癌細胞MCF-7中，測試放療前后的人乳腺癌細胞的細胞毒性作用和細胞活力。結果表明，Mg（1-x）CuxFe2O4SPMNPs 的x 值在濃度分別為0.1、1.0 和10.0 μg/mL 時均無明顯細胞毒性，通過增加Cu 含量和濃度，可增強MCF-7人乳腺癌細胞在X 射線照射后的細胞破壞能力。Mg（1-x）CuxFe2O4SPMNP 的超順磁特性僅通過外部磁場靶向和清除，其超順磁特性下，良好的磁熱性能也可作為良好的靶向磁熱載體。研究表明，x=0.2（10 μg/mL）和x=0.6（1 μg/mL）的Mg（1-x）CuxFe2O4SPMNPs 可作為納米熱放療增敏劑進一步研究應用。

5 納米靶向熱放療增敏臨床應用

隨著納米技術在生物醫學領域的迅速發展，科學家們對具有良好生物相容性的納米材料的制備科學、應用科學和表征科學展開了大量研究。在腫瘤治療領域，納米靶向光熱治療技術在前期大量細胞和動物實驗后，已進入臨床試驗階段。Rastinehad 等[30]報道了納米光熱治療前列腺癌的臨床研究初步結果，16例58～79 歲前列腺癌患者中的15 例接受為期2 天的金-二氧化硅納米殼（gold-silica nanoshells，GSN）AuroLase 療法。AuroLase 療法是一種局部消融模式，依靠紅外光激發GSN 選擇性靶向和治療前列腺內的局部病變。由于血管壁開孔與異常的腫瘤新生血管和固有的淋巴引流缺陷相關病變，靜脈輸注的GSNs 優先積聚在實體腫瘤組織中[31-33]。利用GSN 組織分布的固有特性，在近紅外激光下，低濃度GSN 的健康組織光熱轉換產能不足以破壞正常組織，而高濃度的GSN 在癌灶內產生足夠的光熱能產生凝固性壞死[34-36]。此研究應用外層帶有一薄層金的微小二氧化硅球體（比紅細胞小約50 倍）的GSN 靜脈注射靶向到前列腺后，次日行圖像引導下的近紅外光熱消融治療，接受治療的15 例前列腺癌患者中有13 例在治療1年后未檢測出腫瘤相關指標。這是首個在權威科學雜志上發表的光熱癌癥療法臨床研究，該臨床研究的發布證明了納米技術在腫瘤臨床治療中的安全性和有效性，在納米醫學領域具有里程碑式的意義。

6 結語與展望

基于納米靶向熱放射治療的理論研究、細胞實驗和動物實驗顯示出了較好的應用前景[15-29]，納米熱放射增敏技術下，靶向光熱治療已得到臨床試驗驗證[30]，將納米靶向光熱治療作為增敏載體，結合放療進行熱放療增敏，在已知熱放療增敏機制和高原子序數納米顆粒輻射能量吸收增強機制下，納米靶向熱放療增敏技術已具備臨床應用條件。但大部分無機納米材料從科研到臨床仍需要突破其在人體內長期滯留導致的潛在長期毒性。

腫瘤放療在現代納米技術的飛速發展下，構建熱放療一體化納米試劑平臺，實現腫瘤細胞內精準熱放療增敏，提高放療增益比，將可能克服目前制約腫瘤放療的諸多難題，為推動放療的進一步發展提供了新的發展機遇。