動脈栓塞藥物洗脫微球的研究進展

姜小慶，黃 鵬，胡 波，趙東旭，徐 林，倪才方

近年來，藥物洗脫微球（drug-eluting beads，DEBs）的引入使TACE 技術得到了改進。目前臨床上所使用的DEBs 在栓塞前需要進行化療藥物的裝載，使化療藥物通過某種機制（主要是離子交換）結合到微球表面或內部，減少了藥物向體循環的釋放，延長了藥物與病灶的接觸時間［1-2］。與傳統TACE 相比，DEB-TACE 被認為是一種更加標準化的治療方法［3］。

DEBs 除了通過離子交換或溶脹的方式直接加載藥物，也可以通過乳化交聯等方法將藥物封裝到微球內，藥物載體包括不可生物降解和可生物降解材料，所加載的藥物可以是帶正、負電荷的細胞毒性藥物，也可以是不帶電的抗血管生成藥物或在CT或MRI 掃描下可顯影的物質［4-7］。本文將對目前DEBs的臨床及臨床前研究展開一系列的介紹。

1 不可降解DEBs 的應用

目前用于臨床上的DEBs 主要有以下幾種：DC Bead（BTG，英國）、HepaSphere（Merit，美國）、CalliSpheres（恒瑞，中國）、Oncozene 或Embozene Tandem（CeloNovaBioSciences，美國）和LifePearl（Terumo，日本）［8］。離子交換是這類微球的主要載藥機制，載藥的過程是一個純物理的可逆過程，即通過正負電荷相互吸引形成離子鍵和分子間的氫鍵，不存在其他的化學反應，微球和藥物分子均保持各自的理化性質［9-11］。微球通常帶負電荷，所裝載的是帶正電荷的藥物，包括多柔比星、奧沙利鉑、伊立替康、吉西他濱等，其中多柔比星類是臨床上最常用的化療藥［12］。

1.1 細胞毒性DEBs

一項對以上四種微球（除外CalliSpheres）的體外評估研究顯示，所有的微球均能在1 h 內負載99%的多柔比星，但藥物釋放量、釋放速率、微球直徑因微球不同各有差異［10］。對于DC Beads，多柔比星的推薦負載量為25 mg/mL，藥物可在腫瘤內停留至少3 個月［13］。由于藥物釋放的靶向性和持續性，在兔肝癌模型中DC Beads 向腫瘤遞送的多柔比星劑量是常規TACE 的11.5 倍［14］。臨床研究表明，接受DEB-TACE 治療的患者疾病控制率和客觀反應率在6 個月內較常規TACE 有明顯提高［15］。DEBs在治療轉移性肝癌方面也顯示出了優越性，肝臟是結直腸癌最常見的轉移部位，有超過50%的結直腸癌患者會發生肝轉移，負載伊立替康的DC Beads被證明是用于不可切除的結直腸癌肝轉移的一種有效且耐受性良好的治療方法［16］。我國的一項多中心前瞻性隊列研究顯示，進行DEB-TACE（CalliSpheres 微球）治療的367 例肝癌（包括原發性肝癌和轉移性肝癌）患者的完全緩解率和客觀反應率分別為19.9%和79.6%，平均總生存時間為384 d，常見不良反應有疼痛、發熱、嘔吐和惡心，但大部分較輕微，與化療相關的嚴重不良事件相對罕見，這表明DEB-TACE 在我國肝癌患者中應用是安全的［17］。由聚乙烯醇和丙烯酸鈉共聚物組成的HepaSphere微球是一種高吸水性微球［9］，除了通過離子交換吸附藥物外，還具有較大的溶脹性，在遇水溶脹的過程中可以大量吸收藥液，溶脹的大小受控于水溶液的類型，在離子型造影劑或10% NaCl 中，微球的體積是干燥狀態下的8 倍，在血液或0.9% NaCl 中，體積增加到原來的64 倍［18］。直徑為50～100 μm 的HepaSphere 微球可以在15 min 內加載95%以上的多柔比星［11］。

研究者們對DEB-TACE 術后不同時間內藥物在組織中的濃度進行了詳細的評估。在肝癌患者術后8 h、9～14 d、32～36 d 的肝移植組織中均檢測到了多柔比星，其含量隨栓塞時間的延長以及離栓塞部位距離越遠而逐漸降低。藥物從靶病灶向周圍組織的擴散距離超過1 mm 時，局部藥物濃度仍然高于細胞毒性閾值［12］。在栓塞后8 h，距離病灶600 μm 的肝組織中，多柔比星濃度從8.45×10-6mol/L下降到3.55×10-6mol/L，多柔比星持續釋放時間超過1 個月。微球周圍的組織反應在短時間內沒有明顯變化，在栓塞后9～14 d，50%的病例觀察到炎性纖維化組織，37%顯示微球周圍組織凝固性壞死，2%顯示有存活腫瘤組織。栓塞后32～36 d，40%的微球被壞死組織包圍，剩下的被炎性纖維化組織包裹。這項研究證明了DEB-TACE 的有效性。藥物的釋放和載藥機制相同，也是通過離子交換的方式，藥物被血液或組織中帶正電荷的離子取代，藥物釋放速率是多個因素的共同作用，包括藥物與微球間的離子相互作用強度、微球內藥物之間的相互作用及周圍介質的離子強度等。在相同的條件下，不同的藥物從微球中的相對釋放率不同，由于較小的微球比較大的微球具有更高的表面積體積比，因此較小的微球往往具有更快的藥物釋放速率。藥物在釋放介質中的溶解度和濃度也會影響藥物從微球中釋放和擴散速度［4］。

1.2 DEBs 與抗血管生成藥物的結合

無論是cTACE 還是DEB-TACE，都有通過栓塞靶血管使腫瘤細胞缺氧的過程，而腫瘤缺氧是一把雙刃劍，它不僅是栓塞后引起缺血的自然結果，也是新生血管生成的催化劑，增加低氧誘導因子1α（hypoxia-inducible factor 1-alpha，HIF-1α）和血管內皮生長因子（vascular endothelial growth factor，VEGF）的水平，最終導致腫瘤復發［1］。這為抗血管生成藥物的使用提供了理論依據，TACE 聯合抗血管生成藥物有望延長腫瘤進展的時間，提高中晚期肝癌患者的生存率。

目前臨床上使用的抗血管生成藥物以口服給藥為主，實體腫瘤的屏障作用以及血管栓塞后的低灌注使藥物很少能進入腫瘤內發揮作用，這可能也是導致TACE 聯合系統抗血管生成藥物未能達到預期效果的原因之一［19］。長期用藥不僅增加了患者的經濟負擔，也產生了一系列不良反應，包括疲勞、腹瀉、手足皮膚反應、食欲下降等，使部分患者不得不中斷或停止用藥［20-23］。因此，開發一種抗血管生成藥的局部藥物遞送裝置，以提高局部治療效果、減少不良反應是至關重要的。

一些學者對抗血管生成藥物局部遞送進行了初步的探索，分別將粒徑為70～150 μm、100～300 μm 的DC Bead 浸于特定濃度的舒尼替尼溶液中，每克微球中舒尼替尼負載量達30 mg，在生理鹽水中兩種規格微球藥物的釋放率相似，釋放半衰期分別為1.1 h、1.6 h，1 d 內釋放率已達80%以上，接近于完全釋放；在動物體內，該微球栓塞后24 h 內的肝組織藥物濃度較口服給藥明顯增高［24］。為了實現藥物的高負載和緩釋，通過逐層技術在DC Bead表面交替添加生物相容性聚合物海藻酸鹽和聚賴氨酸制備的侖伐替尼微球，雖然藥物的釋放減慢，但其釋放期也僅僅延長到3 d，而且由于聚賴氨酸的不可降解性，并沒有達到完全釋放，因此也沒有進行相應的體內研究［25］。負載凡德他尼的DC Bead 和DC Bead LUMI 微球是通過直接吸附完成的，該試驗對介質溶液設置了不同的pH 值，且pH 值越高，其藥物的負載量越大，但pH 值對藥物的釋放并沒有太大的影響，兩種微球在前2 h 表現出快速釋放，24 h 內DC Bead 和DC Bead LUMI 的凡德他尼微球的總藥物釋放量分別為85%和50%［26］。

以上的研究都是以臨床使用的商用微球為載體進行的，微球和抗血管生成藥物結合不牢固，盡管能負載一定量的藥物，但釋放速度很快，達不到持續有效的抗腫瘤效果。

2 可降解DEBs 的研究現狀

明膠海綿和可降解淀粉微球（degradable starch microsphere，DSM）的臨床應用具有一定的優勢［27-29］，與不可降解微球相比，減輕了組織炎癥反應和纖維化，減少了對血管的損傷，降低了栓塞后綜合征的發生率，在一定程度上還可能抑制栓塞后的新生血管生成，但它們都不具備載藥性［30］。高分子化合物材料因其優異的生物相容性和可降解性在生物醫學領域引起了越來越多的關注，人們對局部遞送藥物的裝置進行了多方面的研究，開發出了不同材料、具有各種功能的藥物載體［31-34］。

2.1 殼聚糖-纖維素微球

羥甲基殼聚糖是一種非細胞毒性材料，同時含有氨基和羧基，可與帶電荷藥物相互吸引，增強藥物結合的穩定性；羥甲基纖維素是另一種生物相容性的多糖，在食品工業中用作增稠劑，也用于制做藥物輸送的載體，在動物實驗和臨床研究中已證明其具有安全性［5］。以這兩種材料為原料采用反相乳液交聯的方法制備的多柔比星可降解微球，粒徑較均勻、表面光滑，在兔栓塞模型中可以觀察到被栓塞的血管內膜完整，組織炎癥反應輕微。與DC Bead中多柔比星的標準負載量為37.5 mg/mL 相比，殼聚糖-纖維素微球的負載量為48～85 mg/mL，這取決于聚合物和藥物的交聯程度［35-37］。微球的降解是通過酶解和非酶解的方式完成的［38］，負載多柔比星后的微球在體外的降解時間約3 個月，降解速度受聚合物間交聯程度和載藥量的影響。據研究比較，載多柔比星的殼聚糖-纖維素微球比DC Bead 藥物釋放更持久，但兩者差異沒有統計學意義［36］。具有最大孔隙、最低交聯程度的多柔比星殼聚糖-纖維素微球的藥物總釋放量為27%，與DC Bead 總釋放量相當［35，39］。因此，將殼聚糖-纖維素微球作為藥物載體可能具有研究前景。

2.2 聚（乙二醇）甲基丙烯酸酯微球

用于治療子宮肌瘤的聚（乙二醇）甲基丙烯酸酯［poly（ethylene glycol）methacrylate，PEGMA］微球，由于引入了可水解的聚乳酸羥基乙酸共聚物-聚乙二醇-聚乳酸羥基乙酸共聚物（PLGA-PEG-PLGA）交聯劑，在體外2 d 內以及在體內1 周內可完全吸收［40］。通過加入20%的甲基丙烯酸單體將羧基引入到微球中，再通過離子交換實現對多柔比星、伊立替康和舒尼替尼的負載，這三種藥物的載藥量分別為34 mg/mL、37 mg/mL 和40 mg/mL，與DC Bead載藥量相當［41］，在磷酸鹽緩沖鹽水（phosphate buffer saline，PBS）中，三種藥物的釋放顯示舒尼替尼的緩釋性最強，6 h 內舒尼替尼釋放率為48%～62%，24 h 以后可完全釋放；由于釋放環境不同，不能與DC Bead 釋放動力學進行直接比較，但兩者似乎并沒有顯著的差異［24］。PEGMA 微球也可與貝伐珠單抗結合，貝伐單抗的加載量為20 mg/mL，在體外6 h后的釋放率為83%～92%，24 h 后完全釋放［42］。貝伐珠單抗因其分子量更大而更易表面裝載，因此其釋放速度比舒尼替尼也更快。綜上所述，PEGMA 微球和DC Bead 微球對藥物的負載能力和釋放模式相似，通過對PEGMA 微球的修飾可改變降解期。

2.3 聚乳酸可降解微球

聚乳酸具有優良的生物相容性，并且無毒、可生物降解，1997 年被美國FDA 批準作為藥用輔料，廣泛地用于藥物緩釋系統［5］。以外消旋聚乳酸［poly（D，L-lactic acid），PDLLA］為基質制備的載藥微球所用方法是乳液溶劑蒸發法，分別將順鉑、索拉非尼以及兩種藥物同時載于微球中，微球的粒徑為200～400 μm，順鉑、索拉非尼、順鉑+索拉非尼微球的載藥率分別為12.4%、15.7%、4.8%+7.3%。與空白聚乳酸微球和單藥微球相比，雙載藥微球由于制作過程中溶劑的蒸發，微球表面形成許多空隙，使藥物體外釋放更快，藥物釋放時間超過14 d，在2 周內索拉非尼和順鉑的釋放率分別為91%和48%。藥物呈三相釋放模式：①爆發釋放階段（微球表面釋放并通過孔隙擴散）；②緩釋階段（藥物隨聚合物緩慢降解釋放）；③快速釋放階段（聚合物完全降解）。將四種微球分別注射到裸鼠皮下瘤內，可以觀察到雙載藥微球對腫瘤生長的抑制最為顯著，三種微球在9 個月后均未降解，單藥和雙載藥微球的降解半衰期分別為7 周、10 周［43］。

2.4 聚乳酸-羥基乙酸共聚物微球

Choi 等［32］采用水包油（O/W）乳化法制備了以聚乳酸-羥基乙酸［poly（lactic-co-glycolic acid），PLGA］為基質，負載索拉非尼和2，3，5-三碘苯甲酸（2，3，5-triiodobenzoic acid，TIBA）的栓塞微球，直徑在24.8～28.5 μm 之間。PLGA 可水解為乳酸和乙醇酸。TIBA 是一種CT 成像造影劑，可用于追蹤肝癌治療后的微球分布。SOF/TIBA/PLGA 微球中索拉非尼的平均包封率為42%～58.3%。在這項研究中，藥物體外釋放維持了14 d，通過優化制備工藝，藥物可以均勻地分散在微球中，使藥物持續穩定地釋放。分別測量口服給藥和經瘤內注射載藥微球的大鼠腫瘤區域和正常肝組織中的藥物濃度發現，載藥微球組腫瘤內索拉非尼濃度明顯高于口服組，盡管微球組的給藥劑量和頻率都較低。腫瘤組織切片的CD34 染色證實經SOF/TIBA/PLGA 微球治療后的平均微血管密度較TIBA/PLGA 微球少，顯示出更高的抗血管生成作用。由Li 等［44］開發的負載索拉非尼和過氧化氫酶的聚乳酸-羥基乙酸可降解微球在兔VX2 肝腫瘤中也顯示較強的抗腫瘤活性，過氧化氫酶是一種可以催化腫瘤組織中過氧化氫分解為氧氣和水的酶，以改善腫瘤內的缺氧微環境，增強索拉非尼的抗腫瘤血管生成作用。

為提高負載瑞戈非尼和米鉑的微球載藥率，研究者對配方進行了詳細的研究［45］。瑞戈非尼不溶于水，確定其在適于制備微球的溶劑中的溶解度至關重要，因為較高的溶解度有利于提高載藥率，二氯甲烷（dichloromethane，DCM）是制備微球常用的溶劑，而瑞戈非尼僅輕微溶解于DCM，單用DCM 制備的瑞戈非尼載藥微球的載藥量僅為2.1%，包封率為83.6%，通過加入一種助溶劑二甲基甲酰胺（對imethylformamide，DMF），載藥量和包封率分別提高到28.6%和91.5%。不同的比例的DMF 和DCM（1∶9、1∶4、3∶7）對藥物的釋放也會產生影響，藥物釋放隨著DMF 比例的增加而降低，這增加了藥物釋放研究的復雜性，但也為調節藥物釋放模式提供了更多可能性。

可降解DEBs 的制備大多是采用乳化交聯的方式將藥物封裝到微球內，藥物與載體合為一體，藥物隨著微球的降解緩慢釋放，由于制備工藝的和緩釋機制的復雜性，目前還處于臨床前研究中。

3 結論與展望

目前正在開發的可降解生物相容性聚合物微球減少了對藥物性質的限制，制備工藝因材料不同而異，制備過程相對復雜。藥物的緩釋性取決于諸多因素，如載藥量、藥物和載體材料的理化性質、周圍組織特征（包括血管流量和間質壓力、蛋白質、脂質和細胞代謝）等，這同時也說明，藥物緩釋可以根據臨床的需求進行更大空間的調節。當然，這需要經歷漫長的探索才可能應用于臨床。

載藥微球的研發源自臨床的實際需求，這需要研究者對材料的理化性質、血管解剖學和精細手術技術的全面了解，需要多學科領域的綜合努力。