Јаваскрипт је тренутно онемогућен у вашем прегледачу. Када је јаваскрипт онемогућен, неке функције ове веб странице неће радити.
Региструјте своје специфичне податке и специфичне лекове који вас занимају, а ми ћемо упарити информације које наведете са чланцима у нашој опсежној бази података и благовремено вам послати ПДФ копију путем е-поште.
Контролишите кретање магнетних наночестица гвожђе оксида за циљану испоруку цитостатика
Аутор Торопова И, Королев Д, Истомина М, Схулмеистер Г, Петукхов А, Мисханин В, Горсхков А, Подиацхева Е, Гареев К, Багров А, Демидов О
Јана Торопова,1 Дмитриј Корољов,1 Марија Истомина,1,2 Галина Шулмајстер,1 Алексеј Петухов,1,3 Владимир Мишанин,1 Андреј Горшков,4 Екатерина Подјачева,1 Камил Гарејев,2 Алексеј Багров,5 Олег Демидов6,71Национални медицински истраживачки центар „Алмазов“ Министарства здравља Руске Федерације, Санкт Петербург, 197341, Руска Федерација; 2 Санктпетербуршки електротехнички универзитет „ЛЕТИ“, Санкт Петербург, 197376, Руска Федерација; 3 Центар за персонализовану медицину, Државни медицински истраживачки центар „Алмазов“, Министарство здравља Руске Федерације, Санкт Петербург, 197341, Руска Федерација; 4ФСБИ „Истраживачки институт за грип именом А.А. Смородинцев“ Министарства здравља Руске Федерације, Санкт Петербург, Руска Федерација; 5 Институт за еволуциону физиологију и биохемију „Сеченов“, Руска академија наука, Санкт Петербург, Руска Федерација; 6 Институт за цитологију РАС, Санкт Петербург, 194064, Руска Федерација; 7INSERM U1231, Медицински и фармацеутски факултет, Универзитет Бургоњ-Франш Конте у Дижону, Француска Комуникација: Јана Торопова Национални медицински истраживачки центар „Алмазов“, Министарство здравља Руске Федерације, Санкт Петербург, 197341, Руска Федерација Тел +7 981 95264800 4997069 Е-пошта [email protected] Позадина: Обећавајући приступ проблему цитостатске токсичности је употреба магнетних наночестица (МНЧ) за циљану испоруку лекова. Сврха: Коришћење прорачуна за одређивање најбољих карактеристика магнетног поља које контролише МНЧ in vivo и за процену ефикасности магнетронске испоруке МНЧ туморима мишева in vitro и in vivo. Користи се метода (MNPs-ICG). Студије интензитета луминесценције in vivo спроведене су на туморским мишевима, са и без магнетног поља на месту од интереса. Ове студије су спроведене на хидродинамичком скелу који је развио Институт за експерименталну медицину Државног медицинског истраживачког центра „Алмазов“ руског Министарства здравља. Резултат: Употреба неодимијумских магнета подстакла је селективну акумулацију МНП. Један минут након примене МНП-ИЦГ мишевима са тумором, МНП-ИЦГ се углавном акумулира у јетри. У одсуству и присуству магнетног поља, ово указује на његов метаболички пут. Иако је примећено повећање флуоресценције у тумору у присуству магнетног поља, интензитет флуоресценције у јетри животиње се није мењао током времена. Закључак: Ова врста МНП, у комбинацији са израчунатом јачином магнетног поља, може бити основа за развој магнетски контролисане испоруке цитостатичких лекова у туморска ткива. Кључне речи: анализа флуоресценције, индоцианин, наночестице оксида гвожђа, магнетронска испорука цитостатика, циљање тумора
Туморске болести су један од главних узрока смрти широм света. Истовремено, динамика повећања морбидитета и морталитета од туморских болести и даље постоји. 1 Хемотерапија која се данас користи и даље је један од главних третмана за различите туморе. Истовремено, развој метода за смањење системске токсичности цитостатика је и даље релевантан. Обећавајући метод за решавање проблема токсичности је употреба нано-носача за циљану испоруку лекова, што може обезбедити локалну акумулацију лекова у туморским ткивима без повећања њихове концентрације у здравим органима и ткивима. 2 Овај метод омогућава побољшање ефикасности и циљања хемотерапеутских лекова на туморска ткива, уз истовремено смањење њихове системске токсичности.
Међу различитим наночестицама које се разматрају за циљану испоруку цитостатских средстава, магнетне наночестице (МНП) су од посебног интереса због својих јединствених хемијских, биолошких и магнетних својстава, која обезбеђују њихову свестраност. Стога се магнетне наночестице могу користити као систем загревања за лечење тумора са хипертермијом (магнетна хипертермија). Такође се могу користити као дијагностички агенси (магнетна резонантна дијагноза).3-5 Користећи ове карактеристике, у комбинацији са могућношћу акумулације МНП у одређеном подручју, употребом спољашњег магнетног поља, испорука циљаних фармацеутских препарата отвара могућности за стварање мултифункционалног магнетронског система за циљање цитостатика на место тумора. Такав систем би укључивао МНП и магнетна поља за контролу њиховог кретања у телу. У овом случају, и спољашња магнетна поља и магнетни имплантати постављени у подручје тела које садржи тумор могу се користити као извор магнетног поља.6 Прва метода има озбиљне недостатке, укључујући потребу за коришћењем специјализоване опреме за магнетно циљање лекова и потребу за обуком особља за извођење операција. Поред тога, ова метода је ограничена високом ценом и погодна је само за „површинске“ туморе близу површине тела. Алтернативна метода коришћења магнетних имплантата проширује обим примене ове технологије, олакшавајући њену употребу на туморима који се налазе у различитим деловима тела. И појединачни магнети и магнети интегрисани у интралуминални стент могу се користити као имплантати за оштећење тумора у шупљим органима како би се осигурала њихова проходност. Међутим, према нашем необјављеном истраживању, они нису довољно магнетни да би осигурали задржавање МНП из крвотока.
Ефикасност магнетронске испоруке лекова зависи од многих фактора: карактеристика самог магнетног носача и карактеристика извора магнетног поља (укључујући геометријске параметре сталних магнета и јачину магнетног поља које генеришу). Развој успешне технологије магнетног вођења инхибитора ћелија требало би да укључи развој одговарајућих магнетних наноразмерних носача лекова, процену њихове безбедности и развој протокола визуелизације који омогућава праћење њиховог кретања у телу.
У овој студији, математички смо израчунали оптималне карактеристике магнетног поља за контролу магнетног наноразмерног носача лека у телу. Могућност задржавања МНП кроз зид крвног суда под утицајем примењеног магнетног поља са овим рачунским карактеристикама такође је проучавана на изолованим крвним судовима пацова. Поред тога, синтетизовали смо коњугате МНП и флуоресцентних агенаса и развили протокол за њихову визуелизацију in vivo. Под in vivo условима, код мишева модела тумора, проучавана је ефикасност акумулације МНП у туморским ткивима када се системски примењују под утицајем магнетног поља.
У in vitro студији користили смо референтни MNP, а у in vivo студији користили смо MNP обложен полиестером млечне киселине (полимлечна киселина, PLA) који садржи флуоресцентни агенс (индолецијанин; ICG). У овом случају, MNP-ICG је укључен у (MNP-PLA-EDA-ICG).
Синтеза и физичка и хемијска својства MNP су детаљно описана на другом месту. 7,8
Да би се синтезовали MNPs-ICG, прво су произведени PLA-ICG коњугати. Коришћена је прашкаста рацемска смеша PLA-D и PLA-L са молекулском тежином од 60 kDa.
Пошто су PLA и ICG киселине, да би се синтетизовали PLA-ICG коњугати, прво је потребно синтетизовати амино-терминисани спейсер на PLA, који помаже ICG да се хемисорбује на спейсер. Спејсер је синтетисан коришћењем етилендиамина (EDA), карбодиимидне методе и карбодиимида растворљивог у води, 1-етил-3-(3-диметиламинопропил) карбодиимида (EDAC). PLA-EDA спейсер се синтетише на следећи начин. Додати 20-струки моларни вишак EDA и 20-струки моларни вишак EDAC у 2 mL раствора PLA хлороформа концентрације 0,1 g/mL. Синтеза је спроведена у полипропиленској епрувети од 15 mL на мућкалици брзином од 300 min-1 током 2 сата. Шема синтезе је приказана на слици 1. Поновити синтезу са 200-струким вишком реагенса да би се оптимизовала шема синтезе.
На крају синтезе, раствор је центрифугиран брзином од 3000 min-1 током 5 минута да би се уклонио вишак исталожених деривата полиетилена. Затим је у 2 mL раствора додато 2 mL раствора ICG концентрације 0,5 mg/mL у диметил сулфоксиду (DMSO). Мешалица је фиксирана на брзини мешања од 300 min-1 током 2 сата. Шематски дијаграм добијеног коњугата приказан је на слици 2.
У 200 мг MNP, додали смо 4 mL PLA-EDA-ICG коњугата. Користити шејкер LS-220 (LOIP, Русија) за мешање суспензије током 30 минута фреквенцијом од 300 min-1. Затим је испрана три пута изопропанолом и подвргнута магнетној сепарацији. Користити ултразвучни дисперзер UZD-2 (FSUE NII TVCH, Русија) за додавање IPA у суспензију током 5-10 минута под континуираним ултразвучним дејством. Након трећег испирања IPA, талог је испран дестилованом водом и ресуспендован у физиолошком раствору у концентрацији од 2 mg/mL.
За проучавање расподеле величине добијене НП у воденом раствору коришћен је ZetaSizer Ultra уређај (Malvern Instruments, Велика Британија). За проучавање облика и величине НП коришћен је трансмисиони електронски микроскоп (ТЕМ) са JEM-1400 STEM катодом за емисију поља (JEOL, Јапан).
У овој студији користимо цилиндричне перманентне магнете (класе N35; са заштитним премазом од никла) и следеће стандардне величине (дужина дуге осе × пречник цилиндра): 0,5×2 mm, 2×2 mm, 3×2 mm и 5×2 mm.
Ин витро студија транспорта МНП у моделном систему спроведена је на хидродинамичкој скели коју је развио Институт за експерименталну медицину Државног медицинског истраживачког центра „Алмазов“ руског Министарства здравља. Запремина циркулишуће течности (дестилована вода или Кребс-Хенселајтов раствор) је 225 мл. Аксијално магнетизовани цилиндрични магнети се користе као перманентни магнети. Поставите магнет на држач 1,5 мм од унутрашњег зида централне стаклене цеви, са крајем окренутим ка правцу цеви (вертикално). Брзина протока течности у затвореној петљи је 60 Л/х (што одговара линеарној брзини од 0,225 м/с). Кребс-Хенселајтов раствор се користи као циркулишућа течност јер је аналог плазме. Коефицијент динамичке вискозности плазме је 1,1–1,3 mPa∙s. 9 Количина МНП адсорбоване у магнетном пољу одређује се спектрофотометријом из концентрације гвожђа у циркулишућој течности након експеримента.
Поред тога, експерименталне студије су спроведене на побољшаном столу механике флуида како би се одредила релативна пропустљивост крвних судова. Главне компоненте хидродинамичке потпоре приказане су на слици 3. Главне компоненте хидродинамичког стента су затворена петља која симулира попречни пресек моделног васкуларног система и резервоар за складиштење. Кретање моделне течности дуж контуре модула крвног суда обезбеђује перисталтичка пумпа. Током експеримента, одржавати испаравање и потребан температурни опсег и пратити параметре система (температуру, притисак, брзину протока течности и pH вредност).
Слика 3 Блок дијаграм поставке која се користи за проучавање пропустљивости зида каротидне артерије. 1 - резервоар за складиштење, 2 - перисталтичка пумпа, 3 - механизам за увођење суспензије која садржи MNP у петљу, 4 - мерач протока, 5 - сензор притиска у петљи, 6 - измењивач топлоте, 7 - комора са контејнером, 8 - извор магнетног поља, 9 - балон са угљоводоницима.
Комора која садржи посуду састоји се од три посуде: спољашње велике посуде и две мале посуде, кроз које пролазе кракови централног кола. Канила се убацује у малу посуду, посуда се наниже на малу посуду, а врх каниле је чврсто везан танком жицом. Простор између велике и мале посуде је испуњен дестилованом водом, а температура остаје константна због везе са измењивачем топлоте. Простор у малој посуди је испуњен Кребс-Хенселајтовим раствором како би се одржала виталност ћелија крвних судова. Резервоар је такође напуњен Кребс-Хенселајтовим раствором. Систем за довод гаса (угљеника) се користи за испаравање раствора у малој посуди у резервоару за складиштење и комори која садржи посуду (слика 4).
Слика 4 Комора у коју је постављен контејнер. 1-Канула за спуштање крвних судова, 2-Спољашња комора, 3-Мала комора. Стрелица показује смер моделне течности.
Да би се одредио релативни индекс пермеабилности зида крвног суда, коришћена је каротидна артерија пацова.
Уношење суспензије MNP (0,5 mL) у систем има следеће карактеристике: укупна унутрашња запремина резервоара и спојне цеви у петљи је 20 mL, а унутрашња запремина сваке коморе је 120 mL. Спољни извор магнетног поља је перманентни магнет стандардне величине 2×3 mm. Инсталиран је изнад једне од малих комора, 1 cm удаљен од контејнера, са једним крајем окренутим ка зиду контејнера. Температура се одржава на 37°C. Снага ваљкасте пумпе је подешена на 50%, што одговара брзини од 17 cm/s. Као контрола, узорци су узети у ћелији без перманентних магнета.
Један сат након примене дате концентрације MNP, течни узорак је узет из коморе. Концентрација честица је мерена спектрофотометром користећи Unico 2802S UV-Vis спектрофотометар (United Products & Instruments, САД). Узимајући у обзир апсорпциони спектар суспензије MNP, мерење је извршено на 450 nm.
Према смерницама Рус-ЛАСА-ФЕЛАСА, све животиње се гаје и одгајају у специфичним објектима без патогена. Ова студија је у складу са свим релевантним етичким прописима за експерименте и истраживања на животињама и добила је етичко одобрење од Националног медицинског истраживачког центра Алмазов (ИАЦУЦ). Животиње су пиле воду по вољи и редовно су храњене.
Студија је спроведена на 10 анестезираних мужјака имунодефицијентних NSG мишева (NOD.Cg-Prkdcscid Il2rgtm1Wjl/Szj, Џексон Лабораторија, САД), старих 12 недеља, тежине 22 г ± 10%. Пошто је имунитет мишева са имунодефицијенцијом потиснут, имунодефицијентни мишеви ове линије омогућавају трансплантацију људских ћелија и ткива без одбацивања трансплантата. Мишеви из легла из различитих кавеза су насумично распоређени у експерименталну групу и били су заједно упарени или систематски изложени постељини других група како би се осигурала једнака изложеност заједничкој микробиоти.
Линија ћелија хуманог рака HeLa коришћена је за успостављање модела ксенографта. Ћелије су култивисане у DMEM медијуму који садржи глутамин (PanEco, Русија), допуњеном са 10% феталног говеђег серума (Hyclone, САД), 100 CFU/mL пеницилина и 100 μg/mL стрептомицина. Ћелијску линију је љубазно обезбедила Лабораторија за регулацију експресије гена Института за истраживање ћелија Руске академије наука. Пре ињекције, HeLa ћелије су уклоњене из пластике за култивацију раствором трипсина:версена 1:1 (Biolot, Русија). Након испирања, ћелије су суспендоване у комплетном медијуму до концентрације од 5×106 ћелија на 200 μL и разблажене матриксом базалне мембране (LDEV-FREE, MATRIGEL® CORNING®) (1:1, на леду). Припремљена ћелијска суспензија је убризгана поткожно у кожу бутине миша. Користите електронске калипере за праћење раста тумора свака 3 дана.
Када је тумор достигао 500 mm3, перманентни магнет је имплантиран у мишићно ткиво експерименталне животиње близу тумора. У експерименталној групи (MNPs-ICG + тумор-M), убризгано је 0,1 mL суспензије MNP и изложено магнетном пољу. Нетретиране целе животиње су коришћене као контрола (позадина). Поред тога, коришћене су животиње којима је убризгано 0,1 mL MNP, али којима нису имплантирани магнети (MNPs-ICG + тумор-BM).
Флуоресцентна визуелизација in vivo и in vitro узорака извршена је на биоимаџеру IVIS Lumina LT серије III (PerkinElmer Inc., САД). За in vitro визуелизацију, запремина од 1 mL синтетичког PLA-EDA-ICG и MNP-PLA-EDA-ICG коњугата додата је у бунариће плоче. Узимајући у обзир флуоресцентне карактеристике ICG боје, изабран је најбољи филтер који се користи за одређивање интензитета светлости узорка: максимална таласна дужина побуђивања је 745 nm, а таласна дужина емисије је 815 nm. За квантитативно мерење интензитета флуоресценције бунарића који садрже конјугат коришћен је софтвер Living Image 4.5.5 (PerkinElmer Inc.).
Интензитет флуоресценције и акумулација MNP-PLA-EDA-ICG коњугата мерени су in vivo код мишева модела тумора, без присуства и примене магнетног поља на месту од интереса. Мишеви су анестезирани изофлураном, а затим је 0,1 mL MNP-PLA-EDA-ICG коњугата убризгано кроз репну вену. Нетретирани мишеви су коришћени као негативна контрола да би се добила флуоресцентна позадина. Након интравенске примене коњугата, животињу треба поставити на постоље за загревање (37°C) у комори IVIS Lumina LT серије III флуоресцентног снимача (PerkinElmer Inc.) уз одржавање инхалације са 2% анестезијом изофлураном. Користите ICG-ов уграђени филтер (745–815 nm) за детекцију сигнала 1 минут и 15 минута након увођења MNP.
Да би се проценила акумулација коњугата у тумору, перитонеална област животиње је прекривена папиром, што је омогућило елиминацију јарке флуоресценције повезане са акумулацијом честица у јетри. Након проучавања биодистрибуције MNP-PLA-EDA-ICG, животиње су хумано еутаназиране прекомерном дозом изофлуранске анестезије ради накнадног одвајања туморских подручја и квантитативне процене флуоресцентног зрачења. Користити софтвер Living Image 4.5.5 (PerkinElmer Inc.) за ручну обраду анализе сигнала из одабраног региона од интереса. За сваку животињу су извршена три мерења (n = 9).
У овој студији нисмо квантификовали успешност пуњења ICG на MNPs-ICG. Поред тога, нисмо упоредили ефикасност задржавања наночестица под утицајем сталних магнета различитих облика. Поред тога, нисмо проценили дугорочни ефекат магнетног поља на задржавање наночестица у туморским ткивима.
Наночестице доминирају, са просечном величином од 195,4 nm. Поред тога, суспензија је садржала агломерате са просечном величином од 1176,0 nm (слика 5А). Након тога, део је филтриран кроз центрифугални филтер. Зета потенцијал честица је -15,69 mV (слика 5Б).
Слика 5 Физичка својства суспензије: (А) расподела величине честица; (Б) расподела честица на зета потенцијалу; (Ц) ТЕМ фотографија наночестица.
Величина честица је у основи 200 nm (слика 5C), састављена од једне MNP величине 20 nm и PLA-EDA-ICG коњуговане органске љуске са нижом густином електрона. Формирање агломерата у воденим растворима може се објаснити релативно ниским модулом електромоторне силе појединачних наночестица.
За сталне магнете, када је магнетизација концентрисана у запремини V, интегрални израз се дели на два интеграла, наиме запремину и површину:
У случају узорка са константном магнетизацијом, густина струје је нула. Тада ће израз вектора магнетне индукције имати следећи облик:
За нумеричко прорачунавање користити MATLAB програм (MathWorks, Inc., САД), ETU „LETI“ академска лиценца број 40502181.
Као што је приказано на слици 7, слици 8 и слици 9, најјаче магнетно поље генерише магнет оријентисан аксијално од краја цилиндра. Ефективни радијус деловања је еквивалентан геометрији магнета. Код цилиндричних магнета са цилиндром чија је дужина већа од његовог пречника, најјаче магнетно поље се примећује у аксијално-радијалном правцу (за одговарајућу компоненту); стога је пар цилиндара са већим односом ширине и висине (пречник и дужина) адсорпција МНП најефикаснија.
Сл. 7 Компонента интензитета магнетне индукције Bz дуж Oz осе магнета; стандардна величина магнета: црна линија 0,5×2mm, плава линија 2×2mm, зелена линија 3×2mm, црвена линија 5×2mm.
Слика 8 Компонента магнетне индукције Br је нормална на осу магнета Oz; стандардна величина магнета: црна линија 0,5×2mm, плава линија 2×2mm, зелена линија 3×2mm, црвена линија 5×2mm.
Слика 9 Компонента интензитета магнетне индукције Bz на растојању r од крајње осе магнета (z=0); стандардна величина магнета: црна линија 0,5×2mm, плава линија 2×2mm, зелена линија 3×2mm, црвена линија 5×2mm.
Слика 10 Компонента магнетне индукције дуж радијалног правца; стандардна величина магнета: црна линија 0,5×2 мм, плава линија 2×2 мм, зелена линија 3×2 мм, црвена линија 5×2 мм.
Специјални хидродинамички модели могу се користити за проучавање начина испоруке МНП у туморска ткива, концентрисање наночестица у циљном подручју и одређивање понашања наночестица под хидродинамичким условима у циркулаторном систему. Перманентни магнети могу се користити као спољашња магнетна поља. Ако занемаримо магнетостатску интеракцију између наночестица и не узмемо у обзир модел магнетног флуида, довољно је проценити интеракцију између магнета и једне наночестице дипол-дипол апроксимацијом.
Где је m магнетни момент магнета, r је радијус-вектор тачке у којој се налази наночестица, а k је системски фактор. У диполној апроксимацији, поље магнета има сличну конфигурацију (слика 11).
У једнообразном магнетном пољу, наночестице се ротирају само дуж линија силе. У неједнообразном магнетном пољу, на њих делује сила:
Где је извод датог правца l. Поред тога, сила повлачи наночестице у најнеравномернија подручја поља, односно, закривљеност и густина линија силе се повећавају.
Стога је пожељно користити довољно јак магнет (или магнетни ланац) са очигледном аксијалном анизотропијом у подручју где се честице налазе.
Табела 1 приказује способност једног магнета као довољног извора магнетног поља да ухвати и задржи MNP у васкуларном кориту поља примене.