基于卟啉?金屬有機框架材料的光動力療法研究進展

孔慶超，孫文悅，林金瑩，王 林*，董 彪

（1. 吉林大學 口腔醫學院，吉林 長春 130021；2. 吉林大學 電子科學與工程學院，集成光電子學國家重點實驗室，吉林 長春 130012）

1 引 言

光動力療法（PDT）作為一種新興的治療策略，自上世紀70 年代后期開始逐步應用于臨床，近幾十年發展十分迅速，取得了許多顯著的成果[1-3]。其原理是當光敏劑（PS）材料被光照射后，產生大量的活性氧（ROS），進而破壞DNA、RNA、蛋白質等成分，可以有效殺滅腫瘤以及細菌細胞從而起到治療的效果[4-7]。PS 注射到體內后，在沒有光照射時不發揮作用，僅在需要治療的部位才會產生PDT 效應，這種按需激發的特點使得PDT有著良好的生物安全性。同時，使用的激發光能量密度低，僅起到激活PS 的作用，對正常組織結構不會產生破壞。面對一些讓人束手無策的癌癥和耐藥菌引起的感染性疾病，PDT 相比于傳統的放療、化療等治療手段，不僅毒副作用小，而且其治療效果明顯且周期短[8-11]。

開發結構和功能可調的新型納米材料是當今醫學研究的熱點方向。納米材料的結構和形態與其生物學性能（細胞攝取、體內分布和細胞毒性）密切相關，獨特的物理化學屬性使其在生物醫學領域有著廣泛的應用。其中，金屬有機框架（MOFs）材料是由金屬離子或團簇與有機配體自組裝而成的一類新型多孔材料，有機配體和金屬位點的多樣性導致MOFs 種類極其豐富[12-14]。MOFs 材料由于其結構的穩固性使有機配體之間不容易發生聚集，同時因為豐富的活性位點、較大的比表面積以及有序的多孔結構，這類材料在許多領域有著廣泛的應用前景，如氣體儲存、化學吸附、藥物輸送、催化和生物傳感等[15-18]。正因為MOFs 材料有上述優點，MOFs 介導的PDT 在近些年的研究中顯示出巨大的治療潛力。作為PDT產生的媒介，PS 可以封裝到MOFs 的孔隙內或者與金屬位點和有機配體相連接，也可以作為金屬位點或者有機配體直接參與構成MOFs。這樣的組合方式優點在于防止PS 的聚集，保護PS 并且實現PS 的高負載率，此外，MOFs 固有的多孔結構允許氧氣分子和ROS 自由擴散。MOFs 除了尺寸和形態多樣性，金屬節點和有機配體的不同組合進一步賦予了其多功能性。由于MOFs 結構的可調整性以及可修飾性，研究者們通過不同手段和途徑來調整MOFs 材料的微晶形態、組成和物理化學特性，從而拓展其在生物醫學方面的應用范圍[19-20]。因此，含有PS 的MOFs 材料不僅有PDT 的功能，在經過其他功能材料的修飾后，還可以獲得分子識別、藥物遞送和成像等功能，拓展了其在臨床應用的范圍。

卟啉及其衍生物作為一類廣泛存在于自然界的N-雜環化合物，具有良好的光物理和光化學性能，是一類優秀的PS 材料，其光吸收范圍從紫外區域擴展到近紅外區域[21-22]。卟啉類材料的典型特征是在光照下，卟啉將能量傳遞給周圍環境中的氧氣使其發生活化，從而產生ROS 并發揮治療作用。然而，卟啉材料在生物體內應用時存在諸多缺陷，表現出低水溶性、易聚集，影響治療效果，所以卟啉類材料的改性和性能提升成為PDT 領域的重要研究課題。1991 年，Robson 教授首次報道了基于Cd 的卟啉-MOFs 材料。1994 年，Robson教授報道了含有Cu（Ⅱ）離子和中性吡啶基或氰基苯基取代的卟啉結構的MOFs 材料。這幾十年來，關于卟啉衍生物的研究報道數量一直穩步增加。卟啉大分子擁有不同的配位點，可以和元素周期表上某些過渡族的金屬離子配位，共同構成卟啉-MOFs[23-25]。在卟啉-MOFs 的結構中，卟啉作為框架結構中的連接體，具有優秀的熱穩定性和化學穩定性；而且這種MOFs 結構有效解決了卟啉大分子的聚集和熒光猝滅等問題，有利于提升卟啉的PDT 性能，增加其在生物體內應用時的穩定性。同時，較大的孔隙率和可修飾性使得卟啉-MOFs 成為當下的研究熱點[26-28]。Goldberg 等首先合成了由金屬-羧基鹽配位組成的卟啉MOFs 材料，如Zn（Ⅱ）-四（4-羧基苯基）卟啉（TCPP）和Na（Ⅰ）-TCPP，由于其獨特的結構和物理化學性能引起了眾多研究者的注意，掀起了合成卟啉-MOFs的熱潮[29-30]。

近年來，相關學者對卟啉-MOFs 材料進行了廣泛的研究，合成了種類繁多的卟啉-MOFs 材料。盡管卟啉分子固有的方形平面幾何形狀限制了其在三維空間上的擴展，但是與金屬離子配位后能夠在不同方向上延伸從而產生了不同的形狀。例如，Cu-TCPP 具有典型的二維納米片樣的結構，TCPP 與Cu 配位后沿著二維平面不斷擴展，這樣的二維結構賦予了其較大的比表面積和優異的集光網絡；Zr-TCPP 有典型的方形納米塊樣的結構，較高的孔隙率允許其他材料在其孔隙內負載。由于卟啉優異的PDT 性能和金屬離子的獨特作用，比如Cu、Fe 的納米酶活性，卟啉-MOFs 材料在腫瘤及細菌感染性疾病的治療中取得了許多重要的成果[31-35]。而且卟啉-MOFs 獨特的分子骨架結構允許其他功能材料的負載，使得卟啉-MOFs 材料的功能得到更進一步的擴展。目前，基于這些卟啉-MOFs 的研究成果已經成為PDT 領域的重要代表性工作，對PDT 材料設計方面具有重要指導意義。而針對這方面工作的綜述文章尚未見報道，我們希望通過綜述近年來卟啉-MOFs 的研究成果，為MOF 類PDT 材料設計和應用提供參考依據。本篇綜述首先介紹了卟啉-MOFs 材料產生PDT 的機制；隨后評述近幾年卟啉-MOFs 材料的應用和最新進展，根據具體應用過程中所面對的不同環境，采取不同手段來增強PDT 的效果，包括提高氧氣濃度、改進能量傳遞過程、消耗功能分子、產生信號分子以及協同策略等；最后，針對卟啉-MOFs 材料的PDT 在生物醫學領域未來的發展趨勢進行了展望。

2 卟啉?MOFs 材料及PDT 的機制

2.1 卟啉?MOFs 材料

卟啉是18π芳香族大分子化合物，由4個吡咯單元以及橋接碳原子連接組成 （圖1）。卟啉分子結構中4 個吡咯環的8 個β 位和4 個中位氫原子可以被其他基團取代，產生了數量眾多的卟啉衍生物[36]。事實上，卟啉及其衍生物廣泛存在于自然界，如葉綠素、血紅素等。作為一類重要的有機發色團和PS 材料，卟啉類材料有著良好的光吸收能力，在兩個不同區域有吸收峰。其中在390~425 nm 范圍內有一個強烈的吸收帶，稱為Soret 帶；在500~700 nm 范圍內有一個較弱的吸收帶，稱為Q帶[37]。卟啉分子作為PS 最主要的優勢就是較高的ROS 產生效率，但卟啉材料本身的疏水性以及這種平面多環化合物之間存在強相互作用，導致其容易在生理條件下發生自聚集。這些缺點降低了卟啉的生物利用率，嚴重影響光吸收效率，限制了卟啉材料在光催化等方面的應用[38]。由于卟啉大分子的外圍有孤對電子的存在，卟啉分子可以與某些過渡族金屬離子（Zr4+，Cu2+等）配位共同組成MOFs 材料,這種復雜的結合模式使得卟啉能夠形成理想的分子骨架結構。卟啉-MOFs 材料不僅有優秀的光物理和光化學特性，卟啉分子作為堅固的晶體框架結構中的連接體，可被封裝到MOFs的孔隙中，這種特殊的網絡結構有效解決了卟啉材料容易聚集的缺點，改善了卟啉的光吸收能力和PDT 性能[39-44]。雖然人體內存在的某些功能分子會削弱PDT 的療效，但某些卟啉-MOFs 含有的金屬離子本身具有的納米酶活性，可以催化組織內過量表達的功能分子產生羥基自由基（·OH），增強PDT 效果，同時還能減少功能分子的濃度。

2.2 PDT 產生機制

作為一種新興療法，光動力療法（PDT）涉及三個要素，分別是PS、激發光和氧源[45-47]。當PS 注射到人體內后，選擇性地聚集在病變部位；在特定波長光的激發下，PS 吸收能量然后發生能級躍遷，PS 分子從基態轉變為單重激發態，再通過系統間交叉轉變為三重激發態，最終通過Ⅰ型、Ⅱ型和Ⅲ型三種不同類型的光催化反應生成不同類型的ROS（圖2）。這些ROS 成分通過破壞腫瘤或細菌細胞的DNA/RNA、脂質和蛋白質成分，導致其結構形態和內部的成分發生變化，殺滅腫瘤或細菌細胞從而起到治療的作用[48-49]。Ⅰ型PDT：PS分子被光激發后轉入三重激發態，與氧分子發生反應產生超氧陰離子和·OH。Ⅱ型PDT：PS 分子進入三重激發態后，將能量傳遞給周圍的氧分子，然后氧分子活化轉變成具有高度反應性的單線態氧（1O2）。Ⅲ型PDT∶PS 分子被光激發后進入三重激發態，但在缺氧的條件下，處于三重激發態的PS 分子可以直接破壞腫瘤細胞或者其他病原微生物的DNA/RNA 從而起到治療作用。Ⅱ型PDT是最常見的PDT 類型[36]。卟啉主要是通過Ⅱ型PDT 產 生1O2[50-51]。

圖2 基于Perrin-Jablonski 能量示意圖的PDT 機制圖Fig.2 PDT mechanism diagram based on Perrin-Jablonski energy diagram

3 卟啉?MOFs 材料PDT 的應用

由于卟啉-MOFs 材料具有優異的PDT 效果且生物安全性良好，因此研究者們開發了許多不同類型的卟啉-MOFs 材料，在腫瘤和細菌感染性疾病的治療方面有著顯著的治療效果。下面介紹卟啉-MOFs 在PDT 治療中所取得的代表性成果。

3.1 提高氧氣濃度

卟啉主要是通過Ⅱ型PDT 產生1O2來發揮治療作用。1O2的產生主要是通過氧分子的活化來實現，當PS 被光照射后產生激子（光生電子空穴結合），單線態激子通過系統間交叉（ISC）轉變成三重態激子，三重態激子將能量轉移給氧分子使氧分子活化，改變其電子自旋狀態產生1O2。因此，氧氣的濃度對于卟啉PDT 的效果至關重要。在腫瘤組織內，由于腫瘤細胞代謝旺盛，消耗大量的氧氣，同時由于腫瘤組織間質流動壓力高導致血管受到壓迫，血供不足，腫瘤組織內的微環境處于缺氧狀態。在感染組織內，由于細菌大量繁殖導致氧氣消耗量增加，因此也存在氧氣不足的情況。氧氣濃度的下降導致1O2產生不足，削弱了PDT 的治療效果。因此，需要采取多種手段對卟啉-MOFs 進行改進，來提升治療部位氧氣濃度，從而增強PDT 的治療效果。

植物的光合作用能夠產生氧氣，也是地球大氣中氧氣的重要來源。一些藻類細胞由于具有光合作用產生O2，可以被用來改善感染部位缺氧的狀態。如圖3（a）所示，王白良教授團隊開發了一種具有可視化細菌感染且能夠自產氧的雙層水凝膠材料，內層水凝膠由氧化海藻酸鈉（OSA）和羧甲基殼聚糖（CMCS）通過席夫堿反應合成[52]。然后，溴百里酚藍（BTB，一種pH 指示劑）和PCN-224（Zr-TCPP）負載于內層水凝膠。外層水凝膠則是由瓊脂糖/CMCS 組成，藍藻細胞生長并黏附在外層水凝膠上，由于光合作用能夠持續產生氧氣。當傷口被感染時，感染部位的微環境呈酸性，pH值降低，導致BTB 顏色由淡藍色變成灰黃色；此時使用660 nm 激光照射水凝膠，PCN-224 會產生大量的1O2，由于藍藻細胞能夠持續不斷地補充氧氣，從而增強PDT 效果。因此，緩解了感染組織內缺氧的狀態，組織炎癥狀態得到緩解，缺氧誘導因子HIF-1α 以及炎癥介質白細胞介素-6（IL-6）的表達下降，促進了巨噬細胞從M1 型（分泌促炎因子增強免疫反應）向M2 型（分泌抗炎因子減輕免疫反應）轉化，感染部位組織快速修復，血管內皮生長因子CD31 的表達升高。

圖3 （a）多功能雙層水凝膠增強PDT 抗菌機制以及在糖尿病和角膜炎方面的應用［52］；（b）MMNPs 的合成過程以及MMNPs 增 強 的PDT 抗 菌 效 果 機 制［53］；（c）UCNPs@ZrMOF-Pt 納 米 復 合 材 料 增 強PDT 抗 菌 效 果 機 制［54］；（d）PM@HAse-mPEG 增強PDT 用于腫瘤治療示意圖［55］。Fig.3 （a）Multifunctional bilayer hydrogel enhances the antibacterial mechanism of PDT and its application in diabetes and ker?atitis［52］. （b）The synthesis process of MMNPs and the mechanism of MMNPs enhanced PDT antibacterial effect［53］. （c）The mechanism of UCNPs@ZrMOF-Pt nanocomposites to enhance the antibacterial effect of PDT［54］. （d）Schematic dia?gram of PM@HAse-mPEG enhanced PDT for tumor therapy［55］.

PDT 對浮游菌有強大的殺傷作用，但在處理細菌生物膜方面收效甚微。由于生物膜主要由細菌和致密的細胞外聚合物組成，導致PS 在生物膜內的滲透和擴散距離有限，即使是十分有效的PS也需要更高濃度或者更高功率激光器才能夠達到理想的效果，因此常導致PDT 效果不佳。如何增加生物膜的通透性從而提高材料的有效濃度成為一個讓眾多學者感興趣的研究方向。區小剛教授團隊開發了多組分納米平臺（MMNPs）來解決這個問題，不僅導致生物膜通透性增加，材料大量滲透到生物膜內部，而且其自產氧氣有效提升了PDT 的效果[53]。如圖3（b）所示，首先通過水熱反應合成了超小尺寸的Hf-TCPP 納米點，然后使用人血清白蛋白 （HSA）和二氧化錳（MnO2）包被Hf-TCPP納米點形成MMNPs。在生物膜內，由于生物膜微環境的pH 呈酸性（pH~5.5），引起了MnO2的分解以及卟啉MOFs 的釋放。在酸性條件下,MnO2與生物膜內的 H2O2反應產生O2，同時超小尺寸的Hf-TCPP 納米點表明其帶正電荷，可以與帶負電荷的細菌特異性地結合；而且由于超小的尺寸能夠更加容易滲透進入生物膜內部，增加材料在生物膜的積累。在缺氧條件下，MMNPs+H2O2表現出最高的ROS 生成效率，這意味著MMNPs 能 夠 與H2O2反應補充O2從而增強PDT 效果，產生更多的ROS。在鹵素燈（300 W，可見光）的照射下，MMNPs+ H2O2表現出更強的殺菌效果，對大腸桿菌和金黃色葡萄球菌的殺菌效率分別達到99%和90%。

由于感染傷口的微環境含有高濃度的 H2O2并且pH 為酸性，因此具有催化能力的過氧化氫酶和MnO2成為研究熱點。然而，過氧化氫酶不穩定且容易失活，MnO2在酸性環境中容易降解，因此具有催化 H2O2能力且穩定的的Pt 成為研究的新方向。如圖3（c）所示，王東教授團隊開發了一種基于水凝膠的UCNPs@ZrMOF-Pt 的納米復合材料[54]。水凝膠具有良好的生物安全性以及黏附性能，可以作為納米材料理想的負載平臺。在近紅外光的照射下，上轉換納米粒子（UCNPs）發射可見光激活Zr-TCPP 產生1O2，表面負載的Pt 納米粒子作為納米酶催化H2O2產生O2，解決PDT 氧氣不足的問題，提高了1O2的產量。在980 nm 激光照射下（10 min，1.5 W·cm-2），MMNPs+H2O2組對金黃色葡萄球菌和大腸桿菌的殺菌率近乎達到100%，并且在小鼠背部創口模型中，展現出了優秀的治療效果。

在腫瘤微環境中的一個重要特點就是缺氧，這嚴重限制了卟啉-MOFs 材料的PDT 對腫瘤細胞的殺傷作用。與抗菌治療過程類似，除了依靠不同納米酶產氧來補充氧氣、解決腫瘤組織中缺氧的難題以外，根據腫瘤組織自身間質流動壓力高、壓迫血管導致血管網異常、血流減少從而導致缺氧的發生這一觀點出發，楊世平教授團隊將Zn（Ⅱ）四（4-氨基苯基）卟啉（Zn-TAPP）和透明質酸 酶（HAase）構建卟啉金 屬 籠（PM）,然后 通 過DSPE-mPEG2000 對PM 進行修飾形成PM@HAasemPEG（圖3（d））[55]。與 純Zn-TAPP 相 比，在660 nm 激光照射下PM@HAase-mPEG 顯示出更高的1O2生成效率，同時HAase 降解透明質酸使血管正常化，增加血流供應從而導致氧含量上升，解決了含氧量的問題，因而PDT 效果增強。因為腫瘤組織缺氧狀態的緩解，抑制了缺氧誘導因子HIF-1α的表達，從而抑制腫瘤組織的生長。在小鼠模型中PM@HAase-mPEG 顯示出明顯的抗腫瘤效果。

3.2 改進能量傳遞過程

增強PDT 效果的方法除了增加氧氣濃度以外，改善系統間交叉過程也是一個重要的研究方向，使得3O2更容易獲取能量，從而活化為1O2。遵循這個思路，林文斌教授團隊開發了DBP-UiO 的MOFs 材料，5,15-雙（對苯甲酸）卟啉（H2DBP）為PS，插入重金屬Hf4+形成卟啉-MOFs，卟啉化合物高度分散在MOFs 中，從而避免卟啉化合物自聚集引起的猝滅。此外，H2DBP 通過羧酸鹽基團與重Hf 中心配位可以增強系統間交叉，促進3O2向1O2的轉化，提高ROS 的產生效率（圖4（a））[56]。如圖4（b）所示，使用SOSG 作為1O2探針，可以看到DBP-UiO 的1O2產量要大于單純的H2DBP 和H2DBP+HfCl4，表明H2DBP 與Hf4+形成的MOFs 結構增強了系統間交叉過程，促進了1O2產生。BPUiO 的1O2的產生效率是H2DBP 的兩倍。如圖4（c）所示，熒光壽命從H2DBP 的10.9 ns 減少 到DBP-UiO 的0.26 ns。同時，DBP-UiO 在頭頸部腫瘤的治療過程中表現出優秀的治療效果。在接受單次光照和單次DBP-Uio 注射的小鼠中，將近一半的腫瘤完全消除。

圖4 （a）DBP-UiO 的合成過程以及產生1O2的原理圖；（b）使用SOSG 檢測1O2的產生；（c）H2DBP 和DBP-UiO 的時間分辨熒光衰減曲線以及儀器響應函數 （IRF）［56］；（d）CuTCPP-Fe2O3產生1O2的機制以及在牙周炎治療中的應用；CuTCPP 模型（e）和CuTCPP-Fe2O3模型（f）中不同位點（CuN4位點和Cu2O8位點）O2吸附能、吸附O2電荷密度差圖和Bader 電荷計算［57］。Fig.4 （a）The synthesis process of DBP-UiO and the schematic diagram of producing1O2. （b）Detection of1O2production using SOSG. （c）Time-resolved fluorescence decay curves and instrument response function（IRF）of H2DBP and DBP-UiO［56］.（d）Mechanism of1O2produced by CuTCPP-Fe2O3and its application in periodontitis treatment. O2adsorption energies，charge density difference plots of adsorbed O2，and Bader charge calculations of adsorbed O2on different sites（CuN4site and Cu2O8site）in the CuTCPP model（e）and CuTCPP-Fe2O3model（f）［57］.

TCPP 是一種優秀的PS 材料，由于其優秀的生物相容性和光吸收能力，被廣泛用作卟啉-MOFs的有機配體材料。Cu-TCPP 納米片屬于超薄的2D-MOFs 材料，由于其較大的比表面積和良好的分散性能，TCPP 分子能夠接受更多的光照。Cu-TCPP 納米片具有出色的光捕獲網絡以及較大的比表面積所帶來的快速能量遷移的優勢，同時銅離子本身具有的納米酶功能擴展了材料的應用范圍，在腫瘤治療中發揮了巨大作用。但是，有限的電荷分離與轉移效率限制了它的PDT 性能，因此通過修飾其他材料來改進Cu-TCPP 納米片的PDT是一個重要的研究方向。吳水林教授團隊采用原子層沉積（Atomic layer deposition，ALD）的方法，將Fe2O3修飾在Cu-TCPP 表面，Fe2O3有著優秀的光吸收和光生電荷分離能力，Fe2O3的負載優化了MOFs 的結構，加速了能量傳遞和氧分子活化過程，促進了1O2的產生。ROS 以及離子釋放的協同作用賦予了CuTCPP-Fe2O3異質結構對牙周炎相關致病菌的廣譜抗菌活性，同時銅離子的存在還可以減輕牙周組織的炎癥，促進血管生成（圖4（d））[57]。如圖4（e）所示，在化學吸附過程中，根據3O2的電荷密度差和電荷計算制作了CuTCPP和CuTCPP- Fe2O3的模型圖，解釋了3O2的吸附位點和電荷轉移的情況。如圖4（e）所示，在CuTCPP模型中，由于Cu—O 鍵的形成，電子轉移方向是從Cu 原子到吸附的O 原子。3O2分子在CuN4位點的電子轉移量大于 Cu2O8位點的電子轉移量。在CuTCPP-Fe2O3的 模 型 中（圖4（f））,有Cu—O 和Fe—O 的形成，3O2分子在CuN4位點的凈電荷轉移量小于3O2在Cu2O8位點的凈電荷轉移量。總體而言，CuTCPP-Fe2O3中吸附位點與吸附3O2之間的電荷轉移量多于CuTCPP，這解釋了CuTCPP-Fe2O3的ROS 產量高于CuTCPP。體外實驗證實了CuTCPP-Fe2O3的抗菌效率大于CuTCPP，并且大鼠牙周炎模型中CuTCPP-Fe2O3也有明顯的治療效果。

3.3 消耗功能分子

在腫瘤細胞內存在谷胱甘肽（GSH）等抗氧化物質，能夠清除PDT 產生的ROS，保護腫瘤細胞免受氧化應激的損傷。細菌細胞內大量的GSH 同樣參與維持氧化還原穩態，削弱了PDT 的抗菌效果。葡萄糖、乳酸等供能物質對維持細胞的新陳代謝十分重要，腫瘤細胞在氧氣充足的情況下，優先通過糖酵解來獲得ATP，抑制葡萄糖的有氧糖酵解可以降低氧氣的消耗，從而提高PDT 的治療效果。因此，開發能夠消耗這些功能分子的材料是提高PDT 效果的一個重要研究方向。

如圖5（a）所示，金映雪教授團隊根據腫瘤微環境的上述特點，基于PDT 和GSH 消耗策略開發了Cu-TCPP@MnO2/FA/TPP@PAH 納米復合材料[58]。FA（葉酸）的腫瘤靶向和TPP（三苯基膦）的線粒體靶向功能使得Cu-TCPP@MnO2/FA/TPP@PAH 精確錨定在腫瘤細胞的線粒體上，在660 nm 激光照射下，Cu-TCPP 發 揮PDT 的 作 用 產 生1O2。MnO2的存在能夠發揮過氧化氫酶的作用，為PDT 持續供應氧氣并且產生·OH。Cu-TCPP納米片中的Cu2+在消耗GSH 的過程中被氧化成Cu+，然后與H2O2反應產生·OH，增強PDT 的效果。如圖5（b）所示，使用亞甲藍 （MB）檢測·OH 的產生。MB 在650 nm處的吸光度與·OH 濃度呈負相關。Cu-TCPP+H2O2pH 6.8 的樣品沒有·OH 的產生，Cu-TCPP+GSH+H2O2pH 6.8 有·OH 的產生，表明Cu2+在消耗GSH 的過程中產生了·OH，Cu-TCPP@MnO2+GSH+H2O2pH 6.8的·OH 產生量更多，意味著MnO2也可以催化H2O2產生·OH，進一步提高了·OH 的產生量。使用5,5′-二硫代雙（2-硝基苯甲酸）（DTNB）作為探針，檢測GSH 的消耗情況。DTNB在325 nm 處有吸收，可被 GSH 還原形成 2-硝基-5-硫代苯甲酸 （NTB），NTB 在412 nm 處的吸光度與 GSH 消耗量成正比。如圖5（c）所示，隨著Cu-TCPP@MnO2濃度的升高，NTB 的吸光度逐漸下降，當材料濃度達100 μg·mL-1時,GSH 濃度最低，表明GSH 的消耗與Cu-TCPP@MnO2濃度相關，濃度越高消耗的GSH 也就越多。而姜秀娥教授團隊 合 成 了 超 薄 二 維 Cu-TCPP 納 米 片，TCPP 配 體在腫瘤的酸性環境中被H2O2過氧化，并且在具有過氧化物酶活性的Cu-TCPP 納米片和微量Cu2+的參與下被進一步還原成過氧自由基（ROO·）,在ROO·自發重組的反應中產生1O2。這種依靠Rus?sell機制產生ROS的方法既避免了缺氧導致的ROS產量不足等問題，同時消耗了大量的GSH[59]。

圖5 （a）Cu-TCPP@MnO2/FA/TPP@PAH 殺滅腫瘤細胞機制圖；（b）使用亞甲藍 （MB）檢測·OH 的產生；（c）5，5′-二硫代雙（2-硝基苯甲酸）（DTNB）作為探針，檢測GSH 的消耗［58］；（d）mCGP 的合成過程以及抗腫瘤機制圖；（e）O2濃度變化曲線；（f）ROS 產量變化曲線［60］；（g）CeO2@PCN-224 的合成過程以及抗菌原理示意圖；（h）Ce4+切割DNA 的機制；（i）PLLA、PCN-224/PLLA、CeO2@PCN-224/PLLA 對GSH 的消耗率［61］。Fig.5 （a）The mechanism of killing tumor cells of Cu-TCPP@MnO2/FA/TPP@PAH nanocomposites. （b）Use methylene blue（MB）to detect the generation of·OH. （c）5，5′-dithiobis-（2-nitrobenzoic acid）（DTNB）was used as a probe to detect the consumption of GSH［58］. （d）Schematic diagram of the synthesis process of mCGP and the mechanism of killing tumor cells. （e）O2concentration change curve. （f）ROS yield change curve［60］. （g）Schematic diagram of the synthesis process and antibacterial mechanism of CeO2@PCN-224. （h）Mechanism of DNA cleavage. （i）Consumption rate of GSH by PLLA，PCN-224/PLLA，CeO2@PCN-224/PLLA［61］.

腫瘤細胞代謝旺盛，需要消耗大量能量。葡萄糖作為細胞主要的能量來源，在維持腫瘤細胞異常增殖的過程中起到了重要作用。通過抑制葡萄糖的有氧酵解過程來限制腫瘤細胞的代謝，使腫瘤細胞的耗氧量下降，導致氧氣濃度保持相對穩定從而維持PDT 的效果。如圖5（d）所示，張先政教授團隊合成了Zr-卟啉MOFs（PCN-224）,同時負載葡萄糖氧化酶（GOx）和過氧化氫酶（Cata?lase），然后用小鼠乳腺癌細胞膜偽裝，構成了me@catalase@GOx@PCN-224 納米粒子（mCGP），其中me 代表腫瘤細胞膜。得益于腫瘤細胞膜的免疫逃逸和靶向能力，mCGP 在腫瘤組織內積累并選擇性內化到癌細胞中[60]。mCGP 的級聯反應可以促進內源性H2O2產生1O2，同時加速葡萄糖的分解，增強光照下具有細胞毒性的1O2產生。如圖5（e）所示，mCGP+light（660 nm 激光）在正常氧環境下產生了1O2。在圖5（f）中，缺氧的狀態下mCGP+N2+H2O2+light 也能產生大量的1O2。這種協同饑餓療法降低了腫瘤細胞耗氧能力，同時通過過氧化氫酶的作用產生氧氣緩解了組織內的缺氧狀態，進一步增強了PDT 的效果。

在細菌細胞內同樣存在大量的GSH 等抗氧化物質，參與細菌的抗氧化防御體系，清除ROS維持細菌的內部穩態。如圖5（g）所示，楊勝教授團隊合成了CeO2@PCN-224,PCN-224 在660 nm 激光照射下產生1O2，而細菌生物膜的存在導致PDT效果受到削弱，細菌生物膜主要是由eDNA、蛋白質和多糖組成[61]。如圖5（h）所示，Ce4+可以攻擊DNA 分子鏈中的磷酸酯導致P—O 鍵斷裂，DNA被破壞后，細菌細胞外聚合物成分之間的有效連接被打斷，導致生物膜破壞。當材料負載在聚乳酸（PLLA）制 成 的 支 架 上 后，如 圖5（i）所 示，CeO2@PCN-224 和PCN-224 所導致的GSH 消耗率并沒有差別，說明Ce4+不會導致GSH 的消耗；而消耗GSH 主要是因為1O2的存在降低了細菌細胞對外界環境的抗氧化能力，剩余的ROS 可以破壞細菌的DNA/RNA 和蛋白質等成分，從而增強材料的抗菌效果。

3.4 產生信號分子

許多內源性的信號分子，比如一氧化氮（NO），在體內參與細胞代謝和信號轉導，調節細胞的增殖。當濃度高時，會導致細胞周期停滯和氧化應激，產生細胞毒性引起細胞死亡。因此，通過產生高濃度的內源性信號分子殺滅腫瘤細胞的方法成為研究的熱點。因為NO 分子以氣體形式存在，因此又稱氣體療法。如圖6（a）所示，悅園教授團隊報道了一種基于Zr-TCPP 的納米材料，Nic（尼可地爾）和HA（透明質酸）被負載在卟啉MOFs 上[62]。HA 可以主動靶向腫瘤部位過表達的CD-44，當HA 被透明質酸酶降解后導致Nic 釋放，Nic 在治療部位與過量的GSH 反應產生NO；如圖6（b）所示，在不含GSH 的情況下沒有NO 的產生。而由于MOFs 的緩釋作用，Nic 的濃度始終低于游離的Nic，導致Nic/MOF 的NO 釋放量低于游離Nic 所產生的NO。高濃度的NO 可以促進內源性亞硝胺的形成從而誘導腫瘤細胞DNA 損傷和細胞凋亡。同時，在655 nm 激光的照射下TCPP產生1O2。如圖6（c）所示，使用DPBF 作為ROS 探針檢測ROS 產生。純MOF 組的DPBF 吸光度下降最多；而MOF+GSH 組要低于純MOF 組，這是因為GSH 消 耗 了 大 部 分ROS；而Nic/MOF+GSH 組 的DPBF 吸光度下降程度要高于MOF+GSH 組，這是因為Nic 消耗了大量的GSH。同時PDT 誘導腫瘤細胞凋亡的過程會增加一氧化氮合酶的表達，使得內源性NO 產生增加。氣體療法的出現和使用為增強PDT 對腫瘤的治療提供了一種新的策略。

圖6 （a）Nic-MOF@HA 基于PDT 和NO 療法的抗腫瘤機制示意圖；（b）NO 釋放曲線；（c）ROS 的相對產量曲線［62］；（d）UC?NPs@PCN@LA-PVDF 納米復合膜的制備過程以及PDT/NO 氣體療法協同殺菌示意圖；（e）ROS 的相對產量曲線；（f）NO 釋放曲線［63］。Fig.6 （a）Schematic diagram of the anti-tumor mechanism of Nic-MOF@HA based on PDT and NO therapy. （b）NO release curve. （c）Relative yield curve of ROS［62］. （d）Schematic diagram of the preparation process of UCNPs@PCN@LA-PVDF nanocomposite membrane and the synergistic sterilization of PDT/NO gas therapy. （e）Relative yield curve of ROS. （f）NO release curve［63］.

NO 作為參與體內各種生理和病理過程的內源性分子，高濃度的NO 不僅可以有效地殺傷腫瘤細胞，而且還具有廣譜的抗菌效果。由于具有較長的半衰期（~5 s）和較大的擴散距離（40~200μm）等優勢，NO 的殺傷范圍較廣，有效彌補了ROS 擴散距離短、殺菌面積不足等缺點。如圖6（d）所示，盧全仁教授團隊報道了一種納米復合聚偏二氟乙烯（PVDF）膜，將PDT 和NO 療法結合起來用于抗菌治療[63]。首先合成了由UCNPs 和PCN-224 構成的納米復合材料，然后將L-精氨酸（LA）修飾在上述材料上。最后，采用靜電紡絲的方法將UCNPs@PCN@LA 與PVDF 結合，合成終產物UCNPs@PCN@LA-PVDF 納米復合膜。如圖6（e）所示，使用DPBF 作為ROS 探針，在980 nm 激光照射后UCNPs@PCN-PVDF 的DPBF 吸收值下降明顯，表明有大量的ROS 產生，而UC?NPs@PCN@LA-PVDF 的DPBF 吸收值下降程度要弱于UCNPs@PCN-PVDF，這是因為一部分ROS 用來 氧 化LA 產 生NO。如 圖6（f）所 示，UCNPs@PCN@LA-PVDF 光照后產生的NO 明顯增多，但低于安全濃度（0.4 μmol·L-1）。這表明ROS 是產生NO 不可缺少的原料。體外實驗證實，NO 氣體療法輔助PDT 有著顯著的抗菌能力，對銅綠假單胞菌和金黃色葡萄球菌的殺菌率分別達到99.64%和99.63%。

3.5 協同策略

PDT 主要是通過產生具有高度反應性的ROS來破壞腫瘤或細菌細胞的蛋白質/DNA/RNA 等物質，從而殺滅腫瘤細胞或者病原微生物。為了提高治療效果，可以將PDT 以及其他治療手段聯合應用，通過這種協同策略實現高效的腫瘤細胞以及細菌的殺傷作用。光熱療法（PTT）是一種依靠光激發導致光熱劑產生高溫從而殺滅腫瘤細胞或致病微生物的療法。這是一種不依賴氧氣的治療策略，因此PDT/PTT 的聯合應用不會引起沖突。而化學動力療法（CDT）利用了芬頓或者類芬頓反應產生·OH，在眾多的ROS 種類中，·OH 的細胞毒性最強。相較于PDT 和PTT，CDT 不需要外部激光照射輸入能量，可以在GSH 或H2O2存在的情況下觸發，CDT 的存在可以提升PDT 的效果。

如圖7（a）所示，裴仁軍教授團隊開發了一種Au@MOF 的核殼納米復合物，由Au 納米棒作為核，在其表面修飾羧酸基團，然后通過金屬-卟啉-金屬自組裝的過程在Au 納米棒形成MOF 殼層[64]。MOF 殼層 的厚度主 要是通過 調 節Fe3O（OAc）6?（H2O）3和TCPP 之間配位反應的循環次數來實現。Au 納米棒在650 nm 光的照射下發揮PTT 的作用，而PDT 功能主要是由Fe-TCPP 來實現。如圖7（b）所示，在1 W·cm-2的功率下，Au 納米棒的溫度在10 min 內上升了15 ℃左右，Au@MOF 溫度在10 min 內可以升高30 ℃，而且MOF 的厚度也將影響溫度的變化。因此，合成了3 種不同的Au@MOF，測試它們的PTT效果。發現Au@MOF-2效果最好而Au@MOF-3 效果明顯差于Au@MOF-2。這可能是因為卟啉材料本身在光的照射下產生振動弛豫導致溫度上升，但是殼層太厚則會影響Au納米棒的局部表面等離子體共振（LSPR）降低PTT 效果。使用SOSG 作為ROS 探針，檢測1O2的產生。如圖7（c）所 示，在650 nm 激 光 照 射 下，Au@MOF-2 的SOSG 吸收值隨時間逐漸下降，到8 min 熒光強度幾乎為零，表明Au@MOF-2 能夠產生1O2。如 圖7（d）所 示，體 內PTT 效 果 表 明，Au@MOF 在經過葉酸（FA）修飾后靶向能力得到增強，Au@MOF-FA 在腫瘤組織內聚集，導致有效濃 度 升 高。Au@MOF-FA（0.5 nmol·cm-3）在660 nm 光照射下，2 min 內溫度上升到50.54 ℃。

圖7 （a）Au@MOF 的合成過程以及PDT/PTT 協同破壞腫瘤細胞原理圖；（b）不同Au@MOF 與AuNRs 的溫度曲線；（c）經過Au@MOF 處理后，單線態氧探針（SOSG）的熒光強度隨時間變化曲線；（d）PBS（-）、Au@MOF-FA（+）、Au@MOF（+）、PBS（+）的熱成像圖［64］；（e）PB-PCN-224 納米復合材料的PDT/PTT 協同抗菌原理圖；（f）PB、PCN-224、PB-PCN-224 的ROS 相對產量曲線；（g）Control，PB、PCN-224、PB-PCN-224 的溫度曲線；（h）～（i）Control，PB，PCN-224，PBPCN-224 在不同條件下分別對金黃色葡萄球菌及其生物膜的抗菌效率［65］；（j）FeTCPP/Fe2O3的PDT/CDT 協同破壞腫瘤細胞原理圖；（k）TMB、TMB +H2O2、FeTCPP/Fe2O3+H2O2+TMB 的紫外吸收曲線；（l）不同時間內·OH 的產量曲線［66］。Fig.7 （a）The synthesis process of Au@MOF and the principle diagram of PDT/PTT synergistic destruction of tumor cells. （b）Temperature curves of different Au@MOFs and AuNRs. （c）After Au@MOF treatment，the fluorescence intensity of sin?glet oxygen probe （SOSG）changes with time. （d）Thermal images of PBS（-），Au@MOF-FA（+），Au@MOF（+），PBS（+）［64］. （e）Schematic diagram of PDT/PTT synergistic antibacterial of PB-PCN-224 nanocomposite. （f）ROS relative pro?duction curves of PB，PCN-224，PB-PCN-224. （g）Temperature curves of Control，PB，PCN-224，PB-PCN-224. （h）-（i）Antibacterial rates of Control，PB，PCN-224，and PB-PCN-224 againstStaphylococcus aureusand the biofilm under different conditions［65］. （j）Schematic diagram of PDT/CDT of FeTCPP/Fe2O3synergistically destroying tumor cells. （k）UV-Vis absorption curves of TMB，TMB+H2O2，FeTCPP/Fe2O3+H2O2+TMB. （l）Production curves of·OH at different time［66］.

PTT+PDT 協同治療的策略在治療細菌感染性疾病方面也有許多應用。吳水林教授團隊合成了一種基于卟啉MOFs 的新型納米材料，如圖7（e）所示，首先合成PCN-224,然后通過持續攪拌將普魯士藍（PB）通過靜電吸附與PCN-224 結合[65]。在660 nm 激光照射后，PB-PCN-224 的PDT效果與PCN-224 相比得到了明顯的提升，如圖7（f）所示。PB-PCN-224 的ROS 產量相比PCN-224更多，這是因為PB 和PCN-224 的能帶匹配，它們的組合形成了異質結構，有效促進了光生電子空穴分離，導致ROS 的產量提升。同時，PB 的引入賦予了PB-PCN-224 良好的光熱效果，如圖7（g）所示，在660 nm 激光 照 射6 min 后，PB 和PB-PCN-224 的溫度分別升至58.7 ℃和51.6 ℃。體外抗菌實驗結果表明，PB-PCN-224 在光照下，對金黃色葡萄球菌的抗菌效率達到99.84%（圖7（h）），對金黃色葡萄球菌生物膜的抗菌效率也可以達到99.30%（圖7（i））。

如圖7（j）所示，裴仁軍教授團隊通過液體擴散法合成了具有MOF 結構的FeTCPP/Fe2O3納米復合材料，Fe3+催化H2O2產生·OH 同時產生氧氣，有效改善了腫瘤部位缺氧的狀態[66]。MOF 結構中卟啉PS 的良好的分散性和高孔隙率暴露了更多的活性位點，促進了卟啉分子與氧分子之間的能量交 換，增 強了PDT 效果。CDT 生成的·OH 和PDT產生的1O2可以協同殺滅腫瘤細胞，達到提高腫瘤治療效果的目的。然后通過負載紅細胞膜（RBCs membrane）以增強材料的血液循環和組織停留時間，最后修飾靶向分子AS1411 以實現MOFPS 在腫瘤域上的富集。如圖7（k）所示，TMB 作為·OH的探針，探測到FeTCPP/Fe2O3+ H2O2有·OH 的產生。圖7（l）反映的是FeTCPP/Fe2O3+ H2O2的·OH 產量與時間有關，時間越長，產生的·OH 越多。

4 總結與展望

本文總結了近幾年關于卟啉-MOFs 材料的PDT 在治療腫瘤以及細菌感染性疾病中的應用，主要集中在如何提升PDT 的性能和PDT 與其他治療策略協同作用上。PDT 相較于傳統的化療和放療，效果明顯且治療周期短。PDT 發揮作用主要是因為在治療部位光的照射導致卟啉被激發并將能量傳輸給氧氣產生1O2，這種按需治療的特點以及卟啉本身具有良好的生物安全性，因此PDT被當作是一種高效、低毒、無創的治療方法。盡管PDT 有上述優點，但是其依賴氧氣以及某些卟啉MOFs 材料能量傳輸效率差等特點限制了其PDT效果，而且病變組織微環境本身含有大量的GSH等功能分子以及病變部位代謝旺盛導致的氧含量低等原因，導致ROS 產量低且被大量消耗。因此，如何有效提升PDT 的治療效果是卟啉-MOFs材料在具體應用中亟待解決的重要問題。通過利用某些金屬離子的納米酶屬性催化H2O2產生氧氣，或者限制腫瘤細胞以及細菌的代謝，抑制氧氣的消耗從而提高組織內氧氣濃度可以有效解決缺氧的問題。氧氣濃度的提高有利于ROS 的產生，從而增強PDT 效果。改進能量傳遞過程，加快電子分離和轉移，使得分子氧能夠快速活化為ROS,提高ROS 的產量。以GSH 為代表的功能分子能顯著地消耗ROS，削弱PDT 的治療效果。某些金屬離子能夠消耗GSH，削弱腫瘤和細菌的抗氧化防御體系，增強ROS 的治療效果。以NO 為代表的氣體療法能夠顯著抑制腫瘤生長，殺滅細菌等病原微生物，協助PDT 增強治療效果。PDT 與PTT/CDT 等組成的協同療法，可以最大限度地提高疾病的治療效果。

雖然卟啉-MOFs 的PDT 效果得到了廣泛的研究與肯定，并且為了提升其治療效果也采取了許多手段，但是卟啉-MOFs 在當前的研究中仍然存在許多缺點和不足，所以在未來的研究中需要更加關注如下問題：（1）卟啉-MOFs 材料的激發目前大都限制在660 nm 波長左右，在臨床上應用時需要擴展到更長的波長，以實現更深的組織穿透性能。 （2）需要開發更多的基于腫瘤和細菌感染微環境設計的卟啉-MOFs 材料。在治療的過程中材料與環境中的各種成分相互作用可放大PDT 的治療效果，克服PDT 的固有局限性。 （3）目前關于卟啉-MOFs 材料在體內的安全性、體內代謝、作用機制和長期毒理學研究仍有許多重要問題需要解決，未來的研究方向需要關注的有：更加優秀的生物安全性、更低的毒副作用、優秀的靶向性以及體內遞送效率的材料等，只有這樣才能快速推動卟啉-MOFs 材料在臨床上應用，更快地造福人類。

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