CN108478531A - 叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用。该递送载体是以两亲性三嵌段共聚物PCL‑ss‑PEG‑ss‑PCL为材料制备，并将化疗药物阿霉素与光敏剂吲哚菁绿包载于该胶束的疏水内核中，同时在制备过程中引入具有活性基团的磷脂DSPE‑PEG‑NH₂，该磷脂的DSPE端疏水性较强会***到聚合物胶束的疏水性PCL内核中，柔顺的亲水性PEG长链在胶束的外表面，将具有靶向作用的FA连接在聚合物胶束表面的PEG活性远端，集主动靶向肿瘤、还原响应释药功能于一体。本发明具有粒径小、分散性好、载药量、包封率高和较好的光热转换效应的优点，可实现还原触发释药、荧光成像肿瘤部位、肿瘤靶向给药、化疗‑光热联合治疗提高抑瘤效果，在肿瘤的靶向联合治疗方面具有广阔的应用前景。

Description

叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用

技术领域

本发明涉及一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用，具体是叶酸介导、可对肿瘤微环境具有还原响应的靶向聚合物胶束，其能高效在聚合物胶束内核包载化疗药物及光敏剂，并具有长循环特性、可高效进入肿瘤细胞，实现还原敏感触发释放药物及肿瘤的化疗-光热联合治疗。

背景技术

聚合物胶束发展于30年前，是由两亲性聚合物在选择性溶剂中，由于分子间的氢键、静电作用和范德华力而自发组装形成的一种热力学稳定的胶体溶液，具有核壳结构，其亲水性嵌段形成外壳，疏水性嵌段形成内核。作为一种高效的药物载体，聚合物胶束可以将疏水性药物包在疏水性内核中，降低其对人体的毒副作用，亲水性外壳可提高药物的稳定性，并影响胶束的体内外行为。用于构建聚合物胶束疏水性内核的常用疏水性链段有聚乳酸（PLA）、聚己内酯（PCL）、聚天冬氨酸、聚谷氨酸、聚氧丙烯等。亲水性外壳所选用的亲水链段直接影响聚合物胶束的生物相容性及生物动力学等性质，常用的是具有优良生物相容性和安全性的聚乙二醇（PEG），其他亲水链段还有聚赖氨酸、聚氧乙烯、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酸类等。聚合物胶束粒径一般小于200 nm，具有稳定性好、载药范围广、载药量高、体内滞留时间长、药物稳定性好、毒副作用低和生物利用度高等特点。

叶酸（Folic acid）属于小分子维生素，生理条件下难透过细胞膜，需要经过内化才能被吸收。现存在两种叶酸内化的机制：一是通过低亲和力的跨膜蛋白，转运叶酸得到还原态进入细胞内；二是通过高亲和力的叶酸受体，可吸收叶酸进入细胞内。叶酸受体（FR）为一种糖蛋白膜受体，在正常组织内低表达，而在某些实体肿瘤细胞膜表面高度表达，对叶酸或叶酸的偶联物有较高的亲和力，因此可介导含叶酸或叶酸偶联物的载体进入肿瘤细胞内。将叶酸连接到聚合物胶束表面，利用其与叶酸受体特异性结合的特点，使聚合物胶束具备靶向肿瘤细胞的特性，从而降低毒副作用并提高肿瘤药物在体内的生物利用度。

为了提高药物递送***的肿瘤靶向效率，不仅需要寻找特异性的靶向配体，还需要增强纳米粒的体内循环稳定性，减少化疗药物在非靶部位的泄露、蓄积，从而降低其毒副反应。肿瘤细胞微环境存在pH、氧化还原特性、温度或酶的不同变化特性，因此很多研究者设计环境敏感的药物递送载体。在动物和人体的细胞内，谷胱甘肽（Glutathione，GSH）是最丰富的低分子生物活性巯基物质，也是最主要的还原物质。细胞内还原性GSH 的浓度为2-10 mM，要比细胞外（2-20 μM）高数百倍。肿瘤组织GSH 的含量则至少是正常组织的4 倍多。特别是在一些耐药肿瘤中，过表达的GSH 甚至要高出10 倍。利用这一特性，可以设计具有GSH触发的药物递送***，使其在体内循环具有稳定性，而到达肿瘤局部或进入肿瘤细胞后，高浓度GSH触发药物释放可显著提高药物对肿瘤的杀伤作用并降低对正常组织的毒副作用。

乳腺癌是危害女性健康的最常见的肿瘤之一，其主要治疗手段包括手术、化疗、放疗和免疫疗法。然而，每种方式都有其临床应用的局限性。由于化疗缺乏肿瘤特异性可能导致严重的毒副作用。长期的化疗可以产生多药耐药的问题并导致治疗效率降低。最近，免疫治疗由于其强烈的抗肿瘤效率引起广发的关注，但是这种治疗方式不适用于所有患者。因此，为乳腺癌的治疗寻找一种安全有效的治疗方式是临床研究的热点。光热疗法是一种非侵入的肿瘤治疗手段，利用光敏剂将近红外光能转化为热能，使肿瘤局部加热至有效治疗温度并杀死肿瘤细胞。热疗能造成DNA损伤并抑制DNA合成；破坏肿瘤细胞的内质网膜、线粒体膜和溶酶体膜，引起胞膜破裂和胞浆外溢；影响相关基因的表达，促进癌细胞凋亡。相比较传统手段，激光热疗有着微创甚至无创、恢复时间短和并发症少的优点。但是，肿瘤内部热分布不均匀，单纯的热疗很难杀死所有癌细胞，存活的肿瘤细胞可能引起复发或转移。因此，需要联合其他治疗手段来提高热疗的效果，目前临床普遍使用化疗与热疗相结合的方法，研究表明，化疗-热疗联合治疗可以显著增强抗肿瘤疗效。

发明内容

本发明旨在提供一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用，可以克服现有技术的不足。本发明是一种具有主动靶向功能、同时高效包载化疗药物和光敏剂、并具有肿瘤微环境还原智能响应的新型药物递释***。该递释***能通过疏水作用力将化疗药物和光敏剂有效包载在聚合物胶束的疏水性内核中，外壳的PEG层赋予聚合物胶束长循环和空间稳定性，靶向基团通过DSPE-PEG-NH₂连接在胶束的外壳，粒径较小（<200 nm），能通过EPR被动靶向效应和叶酸受体主动靶向作用实现肿瘤部位高效富集，并通过肿瘤微环还原响应快速释放药物而发挥药效。

本发明通过将广谱抗癌药阿霉素与可用于临床的光敏剂ICG共载、肿瘤靶向递送与肿瘤部位药物控释，实现化疗与光热治疗的联合治疗效果最大化，一方面光敏剂包载后具有良好的光热转换效率，激光照射下产生的光热能够增强肿瘤细胞对载体的摄取、加速药物释放、增敏化疗药物，另一方面过高热可以直接杀伤肿瘤细胞，从而实现肿瘤的化疗与光热治疗的联合治疗。本发明可实现化疗药物与光敏剂的共包载、靶向输送、环境响应触发释药以及对肿瘤的光热-化疗联合治疗。

本发明提供一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束是以具有还原敏感特性的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物和具有活性基团的功能磷脂DSPE-PEG-NH₂为原料通过薄膜超声分散法自组装制备出具有还原智能响应性的聚合物纳米胶束为载体，化疗药物与光敏剂包载于胶束的疏水性内核，外壳为亲水性PEG，具有长循环和空间稳定特性，叶酸靶向基团通过共价键修饰于胶束表面；所述的具有还原敏感特性的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物（共聚）的结构如下：

聚合物的分子量为10000-24000，其中PEG亲水链段质量百分数>45%，优选聚合物的分子量为15000，功能化磷脂DSPE-PEG-NH₂的PEG分子量为2000，其中，m为114-273，n为22-53。

PCL-ss-PEG-ss-PCL是聚己内酯与聚乙二醇嵌段共聚物之间用具有还原敏感性的二硫键连接的，因此具有还原敏感性。

所述的载药质量是10%，化疗药物与光敏剂的质量比为1:1；粒径在200 nm以下。

本发明所述的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物分子量在10000-24000，其中PEG亲水链段质量百分数>45%是均可以制备出还原敏感聚合物胶束，以PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀（其n=33，m=170）为例，其制备方法如下：

1）称取1g Py-ss-PEG₇₅₀₀-ss-Py溶解于12 mL二甲基亚砜（DMSO）中，待溶解充分后，加入25 μL巯基乙醇、20 μL乙酸；在室温条件下磁力搅拌反应24 h；反应结束后将反应混合物转入到MWCO8000-10000的透析袋中，并放置于蒸馏水中透析24 h；之后冷冻干燥，得到纯白色粉末产物HO-ss-PEG₇₅₀₀-ss-OH。

2）准确加入1 g纯化后的ε-己内酯单体、1 g HO-ss-PEG₇₅₀₀-ss-OH于聚合管中，加入一滴辛酸亚锡作为催化剂；将反应体系抽真空5 min，充氮气5 min，如此重复三次。最后在氮气的保护下封闭聚合管，在100-130℃的油浴中反应12-24 h；反应结束后，用少量的二氯甲烷溶解，之后倒入到200-400 mL无水***中；抽滤取沉淀得到纯白色产物。

3）重复纯化三次，在35℃的条件下真空干燥得到纯白色颗粒状产物PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀；其反应方程如下：

其他分子量的PCL-ss-PEG-ss-PCL合成：可通过合成不同分子量的HO-SS-PEG-SS-OH，以辛酸亚锡为催化剂，引发ε-己内酯单体开环聚合，并通过ε-己内酯单体和HO-ss-PEG-ss-OH的投料比控制所合成的聚合物分子量。

所述的化疗药物为阿霉素、柔红霉素、伊达比星、阿柔比星、戊柔比星、紫杉醇或米托蒽醌，或它们的组合；

所述的光敏剂为吲哚菁绿（ICG）或是二氢卟吩（Chlorin e6）。

所述的功能磷脂为DSPE-PEG-NH₂，也可以是马来酰亚胺化的功能磷脂DSPE-PEG-Mal。

所述的靶向基团为叶酸基团，当功能磷脂为DSPE-PEG-Mal时，所述靶向基团也可以是巯基化的多肽LHRH、单克隆抗体anti-Her2-Fab、细胞穿膜肽TAT等。

本发明所述的还原敏感的共负载化疗药物与光敏剂的肿瘤靶向聚合物胶束的制备方法包括如下步骤：

1）将按计量将PCL-ss-PEG-ss-PCL、化疗药物、光敏剂、DSPE-PEG-NH₂溶于二氯甲烷或甲醇与二氯甲烷（质量比1:1）的均匀混合溶剂后，旋蒸除去有机溶剂铺膜，真空干燥16小时；

2）用pH=7.4的磷酸盐缓冲溶液（PBS）分散、60-65℃水化，冷却至室温，冰浴下超声，得到胶束分散液放置于MWCO8000-14000 Da的透析袋中透析4小时，除去游离药物，得到透析后的还原敏感的共负载化疗药物与光敏剂的肿瘤靶向聚合物胶束分散液；

3）再通过EDC/NHS反应连接叶酸靶向分子；具体反应步骤为：称取摩尔比约为DSPE-PEG-NH₂的5倍的叶酸，溶于去离子水中；加入摩尔比约为叶酸5倍的EDC及摩尔比为EDC 2倍的NHS活化15 min；加入上述氨基化的纳米粒混悬液，于室温磁力搅拌下反应3小时。

本发明提供了一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束及其制备方法和应用，即还原敏感的共负载化疗药物与光敏剂的肿瘤靶向聚合物胶束在制备用于肿瘤化疗与光热联合治疗中的应用。以叶酸介导、可对肿瘤微环境具有还原响应的靶向聚合物胶束，作为靶向肿瘤的共负载化疗药与光敏剂的智能响应型纳米递送***，其能高效在聚合物胶束内核包载化疗药物及光敏剂，并具有长循环特性、可高效进入肿瘤细胞，实现还原敏感触发释放药物及肿瘤的化疗-光热联合治疗。具体讲，本发明突出的实质性的特点为：

1）本发明所用的两亲性载体材料具有良好的生物可降解性、生物相容性和无免疫原性。制备的纳米胶束粒径小、分散度好，适用于静脉全身给药。

2）本发明所设计的聚合物胶束通过疏水作用有效将疏水药物包入胶束疏水性内核，具有较高载药量和包封率。克服了游离阿霉素和光敏剂的体内不稳定性和易被清除的缺点。

3）胶束表面的亲水层PEG具有柔性，使得聚合物胶束具备了长循环特性和空间稳定性，延长了其在血液中的循环时间。合适的尺寸大小使得其能够利用EPR效应，有效地富集到肿瘤部位，达到杀伤肿瘤作用。

4）制备中所采用的功能化磷脂DSPE-PEG-NH₂，其DSPE疏水性较强能***到胶束疏水性内核，叶酸与胶束表面PEG远端氨基结合，能提高载药纳米胶束的主动靶向性。

5）聚合物胶束体内长循环稳定，到达肿瘤局部后，能通过对肿瘤微环境还原敏感智能响应而快速释放药物，从而提高治疗效果并降低毒副作用。

6）该胶束制备方案简单易行，制备过程无需使用聚乙烯醇等表面活性剂，成本低，周期短。

7）游离ICG被包裹于纳米粒胶束后，不仅能提高其体内稳定性，而且经过激光照射后能够产生更高的热能、散热少、热转化效率高，有效提高光热治疗效果。

附图说明

图1为本发明载药胶束在pH7.4、10 mM GSH中不同时间的粒径分布变化图。

图2为还原敏感载药聚合物胶束（FA-DINPs）的表征，A）DINPs和FA-DINPs的粒径稳定性。B）激光照射FA-DINPs、INPs、游离ICG、游离DOX和PBS的时间-温度曲线。C）激光照射FA-DINPs、INPs、游离ICG、游离DOX和PBS 5分钟时的近红外成像图。D）FA-DINPs在激光照射前后的透射电镜图。

图3为本发明载药胶束在pH7.4、 pH7.4+10 mM GSH、pH7.4+激光和pH7.4+10 mMGSH+激光不同条件下的阿霉素释放。

图4为不同浓度还原敏感聚合物胶束在有激光A）、无激光B）照射时对EMT-6乳腺癌细胞的细胞毒性。

图5为不同载药还原敏感聚合物胶束在有激光（a）、无激光（b）照射下的细胞吞噬和药物在细胞内的分布图。

图6为采用活体成像技术拍摄的聚合物胶束的体内成像和生物分布图，其中， A)为不同载药还原敏感聚合物胶束及游离药物在荷瘤BALB/C小鼠体内的ICG荧光成像图；B)为肿瘤局部ICG荧光强度半定量结果；C)为不同载药还原敏感聚合物胶束及游离药物在荷瘤BALB/C小鼠离体脏器的DOX荧光成像图； D)为不同载药还原敏感聚合物胶束及游离药物在荷瘤BALB/C小鼠离体脏器的DOX荧光强度半定量结果。

具体实施方式

下面结合具体实施例对本发明作进一步的说明。实施例中未注明具体条件的实验方法，通常按照常规条件以及手册中所述的条件，或按照制造厂商所建议的条件；所用的通用设备、材料、试剂等，如无特殊说明，均可从商业途径得到。

实施例1

PCL-ss-PEG-ss-PCL的合成。

一种还原敏感的两亲性三嵌段共聚物（PCL-ss-PEG-ss-PCL）的合成方法，以PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀的合成方法为例，包括以下步骤：

（1）精确称取1g Py-ss-PEG₇₅₀₀-ss-Py（购自北京键凯科技股份有限公司）溶解于12 mL二甲基亚砜（DMSO）中。待溶解充分后，加入25 μL巯基乙醇、20 μL乙酸。在25℃条件下磁力搅拌反应24 h。反应结束后将反应混合物转入到MWCO8000-14000Da的透析袋中，并放置于蒸馏水中透析24 h。之后冷冻干燥，得到纯白色粉末产物HO-SS-PEG₇₅₀₀-SS-OH。

（2）准确加入1 g纯化后的ε-己内酯单体、1 g HO-ss-PEG₇₅₀₀-ss-OH于聚合管中，加入一滴辛酸亚锡作为催化剂。将反应体系抽真空5 min，充氮气5 min，如此重复三次。最后在氮气的保护下封闭聚合管，在100 ℃的油浴中反应24 h。反应结束后，用少量的二氯甲烷溶解，之后倒入到500 mL无水***中。抽滤取沉淀得到纯白色产物。重复纯化三次。在35℃的条件下真空干燥。得到纯白色颗粒状产物PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀。

这个实施例合成的是PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀，但是在PCL-ss-PEG-ss-PCL共聚物分子量为10000-24000，其中PEG亲水链段质量百分数 > 45%时都可以制备出还原敏感聚合物胶束。

一种还原敏感空白聚合物胶束（Blank NPs）的制备方法，包括如下步骤：

（1）将PCL-ss-PEG-ss-PCL两亲性三嵌段共聚物充分溶于二氯甲烷中，用旋转蒸发仪除去有机溶剂，使之在茄形瓶内壁形成一层均匀的薄膜，以氮气吹干残余二氯甲烷，放入真空干燥箱内，真空干燥16小时；

（2）向茄形瓶中加入pH 7.4的磷酸盐缓冲溶液（PBS），使步骤（1）的产物的质量百分比为10 %，摇晃使薄膜分散在溶液中，于65℃水化5 h后，混匀，放置至室温，冰浴下超声（5 mm探头，Ampl 30 %）20分钟，得到稳定、均匀的空白聚合物胶束分散液，4℃保存。其粒径，电位，多分散性见表1。

（3）Blank NPs对还原环境敏感的考察

将制得的Blank NPs分散于不同还原条件的溶液中，包括PBS (pH7.4)和10mM GSH PBS(pH7.4)。在37℃摇床内放置24 h检测其在此期间内粒径变化。如图1所示，Blank NPs在10mM GSH (pH7.4)溶液中的纳米粒表现出两个波峰，其中较小的峰（~150 nm）可能由于还原溶液将两亲性三嵌段的二硫键还原导致断裂，使得胶束表面的PEG脱落。较大的峰（400~900nm）的出现可能因为聚合物胶束的结构破坏导致的粒子聚集。相反地，聚合物胶束在PBS(pH7.4)中一直保持一个单峰，表明其在生理条件下的稳定性。

实施例2

一种还原敏感共包载DOX与ICG的聚合物胶束（DINPs）的制备方法，包括如下步骤：

（1）先分别将盐酸阿霉素和ICG转疏水：将1 %（与材料质量百分比）盐酸阿霉素加入含有三乙胺（20 μL三乙胺/1 mg阿霉素）的甲醇溶液中，磁力搅拌下室温反应20小时；将ICG与碘化四丁铵混于（1:5.72质量比）二氯甲烷中，磁力搅拌下室温反应20小时。

（2）将PCL-ss-PEG-ss-PCL充分溶于有机溶剂二氯甲烷中，再加入脱盐阿霉素和转疏水ICG溶液混匀，用旋转蒸发仪除去有机溶剂，使之在茄形瓶内壁形成一层均匀的薄膜，以氮气吹干残余二氯甲烷，放入真空干燥箱（25℃）内，真空干燥12小时；

需要说明的是，只要是疏水性的药物都能通过疏水作用包载在该混合聚合物胶束的疏水性内核中，因为目前本专利主要是用于光热和化疗联合治疗的还原敏感胶束，因此共负载了化疗药物与光敏剂，光敏剂ICG本身是亲水性的，本发明专利中是用碘化四丁铵转化成为疏水性的ICG-碘化四丁铵复合物。如果采用二氢卟吩Ce6作为光敏剂，其本身就是疏水性的，无需进行疏水性转换。

（3）向茄形瓶中加入pH7.4的磷酸盐缓冲溶液（PBS），使步骤（2）的产物的质量百分比为10 %，摇晃使薄膜分散在溶液中，于65℃水化5 h后，混匀，放置至室温，冰浴下超声10分钟，得到稳定、均匀的空白聚合物胶束分散液，4℃保存。取样品测粒径、粒径分布、电位，结果见表1。

表1. 共包载DOX与ICG的还原敏感聚合物胶束的表征

4）一种靶向还原敏感共包载DOX与ICG聚合物胶束（FA-DINPs）的制备方法。包括如下步骤：

制备具有叶酸靶向载药的聚合物胶束时，是在实施例2的（2）步骤中旋转蒸发铺膜时加入0.5 %-5 %（质量百分比）DSPE-PEG（2000）-NH₂。按照与实施例2的（1）、（2）、（3）和（4）相同的步骤制备出表面带有-NH₂活性基团的载药聚合物胶束后，通过EDC/NHS反应连接叶酸靶向分子。具体反应步骤为：（1）称取摩尔比约为DSPE-PEG-NH₂的5倍的叶酸，溶于500 μL去离子水中。（2）加入摩尔比约为叶酸5倍的EDC及摩尔比为EDC 2倍的NHS活化15 min。（3）加入上述氨基化的纳米粒，于室温磁力搅拌下反应3小时。

（5）DINPs和FA-DINPs的载药量与包封率

将实施例2的（3）所制备样品离心三次（30 min/次，23000 rpm，去离子水重悬），最后离心完用5 mL去离子水重悬并冻干样品。称取一定量样品溶于乙腈与甲醇混合溶剂中，紫外分光光度计定量阿霉素和ICG的药物含量，之后计算载药量和包封率，结果见表1。载药量和包封率按照以下公式计算：

包封率(%) = (实际包载药物量)/(实际投药量)×100%;

载药量(%) = (实际包载药物量)/(总聚合物胶束量)×100%

实验证明，对于DINPs, ICG和DOX的载药量分别是13.48 %和15.28 %，包封率分别为94.71 %和97.05 %。对于靶向胶束FA-DINPs，ICG和DOX的载药量分别是15.05 %和17.32 %，包封率分别为96.54 %和98.67 %，表明还原敏感聚合物胶束较高的药物包载能力，结果见表1。用本发明的方法也可以制备出临床上常用的其它疏水性药物聚合物胶束。如双载Ce 6与阿柔比星、双载Ce 6与紫杉醇、双载ICG与紫杉醇等。

（6）DINPs和FA-DINPs的粒径稳定性考察

将所制备样品分散液保存在4℃，每天同一时间测定其粒径，连续测定7天。

结果表明，FA-DINPs、DINPs的粒径在一个星期以后无明显变化，没有发生聚集和沉淀，证明共包载化疗药物与光敏剂的还原敏感聚合物胶束具备极高的稳定性。结果见图2,A)。

（7）激光照射下FA-DINPs的光热效率评价

结果显示，在1 W/cm²的激光照射8分钟后，FA-DINPs、INPs和游离ICG的最大升温分别为34.3、30.4和12.4℃, 而相同条件下PBS和游离DOX仅升温了3.4和4.3℃（图2,B）。FA-DINPs和INPs的最终温度均超过43 ℃，因此对肿瘤细胞产生不可逆损伤。红外热成像图显示，在5分钟激光照射后，FA-DINPs、INPs、游离ICG、游离DOX和PBS的温度分别达到65.2、59.5、41.5、33.4和32.5℃，结果见图2,C）。透射电镜用来观察FA-DINPs在1 W/cm²功率的808 nm激光照射5分钟后的形态变化。结果显示，FA-DINPs在热能的破坏作用下裂解成小颗粒。

实施例3

FA-DINPs的体外药物释放考察

将实施例2的（3）所制备样品分成12组于MWCO 8000-14000Da透析袋中释放。释放液分别为PBS (pH 7.4)和10mM GSH PBS (pH7.4)释放液均为20 mL，放置于摇床上，37℃ 120rpm摇动，一定时间后将释放液全部取出测药物含量，补相同体积的新鲜释放液。激光照射组需要在放入透析袋之前用1 W/cm²的808 nm激光预先照5 min。

释放结果见图3，表明FA-DINPs中的阿霉素释放受到释放液还原性和激光照射的影响。经过2天的孵育，FA-DINPs在PBS（pH 7.4）和10 mM GSH PBS (pH 7.4)中阿霉素的释放量分别为21.59 %和48.77 %；在激光照射下，2天时FA-DINPs中的DOX在PBS（pH 7.4）和10mM GSH PBS (pH 7.4)中的释放量分别为24.11 %和52.05 %。24天后FA-DINPs在PBS（pH7.4）和10 mM GSH PBS (pH 7.4)中阿霉素的释放量分别为37.14 %和76.5 %；而激光对照下，24天后FA-DINPs在PBS（pH 7.4）和10 mM GSH PBS (pH 7.4)中阿霉素的释放量分别为43.14 %和82.82 %。这说明FA-DINPs中药物的释放可以通过还原物质和激光照射来调控。

实施例4

FA对DINPs的修饰和激光照射对EMT-6乳腺癌细胞的细胞毒性影响。

用0.25 %胰蛋白酶消化呈指数生长期的EMT-6乳腺癌细胞，再用10 %胎牛血清的无叶酸RPMI 1640培养液配成单个细胞悬液，以每孔3500个细胞接种于96孔培养板中，每孔体积100 μL。加入用培养基稀释的不同浓度Blank NPs、 Free DOX & ICG、DINPs和FA-DINPs（加药浓度20、10、5、2.5、1.25、0.5、0.05 μg/mL（阿霉素浓度）），采用MTS定量评价DINPs和FA-DINPs的化疗效果。同时设置激光照射组考察化疗-光热联合作用对细胞的杀伤能力，在加入DINPs和FA-DINPs孵育两小时后，其中药物浓度为2.5、5和10 μg/mL（阿霉素浓度）组用1.6 W/cm²的808 nm激光照射5 min后继续孵育至24 h，然后按照MTS试剂盒的方法检测细胞活性。细胞存活率按照以下公式计算：

细胞存活率=（实验组OD值－空白组OD值）/（阴性组OD值－空白组OD值）

细胞毒性结果见图4，表明孵育24 h后，DINPs与FA-DINPs（阿霉素浓度为20 μg/mL）导致EMT-6细胞的死亡率分别为59.61 %和75.86 %。与游离DOX引起的细胞的死亡率（93.75%）相比毒性略低。空白聚合物胶束在测试浓度下没有明显的细胞毒性，这表明未包载药物的还原敏感聚合物胶束具有良好的生物相容性。进一步定量分析1.6 W/cm²的激光照射下各组的细胞存活率。结果表明，与单纯的化疗或光热治疗相比，化疗-光热联合治疗能显著降低细胞的存活率。并且单独的激光照射细胞存活率为100 %，表明1.6 W/cm²的808 nm激光照射5 min不影响细胞的存活率。单独加入INPs无激光照射细胞存活率保持在100 %，表明单载光敏剂的聚合物胶束具有良好的生物相容性。DINPs和FA-DINPs（10 µg/mL DOX）化疗后，细胞活性明显降低，与激光对照组相比活性约为60.38 %和47.76 %，细胞与只包载光敏剂的纳米粒FA-INPs共孵育并进行激光照射后的细胞活性约为76.06 %，说明单独热疗对细胞有一定的杀伤力。值得注意的是，DINPs和FA-DINPs化疗同时激光照射后，细胞活性降低至34.14 %和12.15 %。以上结果说明叶酸配体的修饰与激光照射联合作用可以显著提高聚合物胶束对EMT-6的细胞毒性。

实施例5

EMT-6乳腺癌细胞对FA-DINPs与DINPs的吞噬及药物在细胞内的分布。

用0.25 %胰蛋白酶消化 EMT-6 乳腺癌细胞，再用10 %胎牛血清的无叶酸 RPMI1640培养液配成单个细胞悬液，以每孔 5000 个细胞接种于激光共聚焦皿（Mattek共聚焦玻璃底培养皿，直径35 mm，盖玻片厚度 0.085-0.13 mm），每孔体积1 mL。培养24小时后，将激光共聚焦培养皿中的培养基吸弃，每个培养皿加入2 mL 用培养基稀释的聚合物胶束及游离药物，药物浓度均为15 μg/mL（阿霉素浓度）。

培养2 h后FA-DINPs给药组用1.6 W/cm²的808 nm激光照射5 min后继续孵育2 h，其余组不加激光再孵育2 h。吸弃含有纳米粒或游离药物的培养液，用1 mL PBS洗涤细胞2次；用碧云天的免疫染色固定液1 mL（P0098）室温固定细胞20分钟；用碧云天的免疫染色洗涤液(P0106) 1 mL 洗涤3次，每次约5分钟；加入碧云天的DAPI 1 mL，室温培养20 min，用PBS洗涤3次（每次3-5 min）。最后加入600 µL PBS后用激光共聚焦观察。

结果表明，经过4小时的孵育，游离DOX、DINPs和FA-DINPs的DOX荧光不仅出现在细胞核、细胞质还出现在细胞膜上。对于DINPs和FA-DINPs而言，纳米粒被吞噬进入细胞后在细胞还原敏感环境下释放出DOX进入细胞核，还未释放的DOX由于在聚合物胶束内部而停留在细胞质，因此DOX荧光会出现在细胞膜、细胞质和细胞核中。游离的阿霉素通过扩散的机制快速进入细胞核***DNA抑制核酸的合成。而细胞膜上出现的DOX荧光推测其原因可能是由于DOX与带负电的细胞膜相结合。因此 4 h 时，游离DOX组中DOX进核的荧光强度要高于DINPs和FA-DINPs组。但是FA-DINPs组显示比DINPs组更强的DOX荧光，表明FA修饰的聚合物胶束可以与叶酸受体高表达的EMT-6乳腺癌细胞相结合并增强其内吞效率。ICG主要与细胞内蛋白（谷胱甘肽 S-转移酶）结合，从而均匀分布于EMT-6细胞的细胞质中。与纳米粒组相比，游离ICG组中几乎看不见ICG的荧光，这是因为游离ICG的负电阻碍其进入细胞；但是ICG被包载进纳米粒后，由于细胞对DINPs和FA-DINPs的摄取而增强了细胞内的ICG量，从而使ICG均匀分布于细胞质中。另外在激光照射下，可有效提高细胞对纳米粒的摄取，同时DINPs会被破坏成小颗粒而促进药物的释放，使得DOX更容易进入细胞核。综合这些因素，热疗能显著提高EMT-6细胞对DOX和ICG的摄取。结果见图5。

实施例6

FA-DINPs与DINPs在荷瘤BALB/C小鼠的体内成像与生物分布

利用ICG和DOX本身具有的近红外荧光，用小动物活体成像仪（Maestro™ 2 Maestro™EX-RRO，美国CRi Maestro™）观察还原敏感聚合物胶束协同运载药物在体内的肿瘤靶向效应。由于DOX的激发波长(480 nm)不适合活体荧光成像，因此解剖后用离体脏器进行体外DOX荧光信号检测其在各脏器的分布。如图6中A所示，在注射3 h后荧光主要位于肝脏和肠中，注射8h后荧光开始往肿瘤处积累，并且游离DOX&ICG组比DINPs和FA-DINPs组均高，但是随着给药时间的延长，游离DOX&ICG组荧光强度显著下降，直至第6天后观察不到药物荧光，推测其原因是游离药物在生理环境中易于聚集和代谢，使其在体内荧光快速减弱。在注射1天后，DINPs和FA-DINPs组的肿瘤部位荧光强度达到最大，明显强于游离DOX&ICG组。这可能归因于聚合物胶束在体内循环时间延长，减少了RES的吞噬，通过EPR效应被动聚集到肿瘤局部。我们注意到FA-DINPs比DINPs组具有更强的荧光强度，这是叶酸配体的主动靶向功能促进了聚合物胶束在肿瘤部位的积累。给药6天后DINPs和FA-DINPs组肿瘤部位依然保持较强的荧光强度，并且FA-DINPs高于DINPs。图6 C是给药6天后BALB/C小鼠主要器官和肿瘤的离体DOX荧光图。对于游离药物治疗组的小鼠，肿瘤部位几乎没有DOX荧光信号。相比之下，FA-DINPs和DINPs治疗组的肿瘤部DOX荧光都很强，且靶向组在肿瘤部位的荧光强度明显强于非靶向组。图6D是给药6天后的BALB/C小鼠主要器官和肿瘤的离体DOX荧光图半定量分析图。FA-DINPs显著增加了其在肿瘤内的积累，主要是肝、肾和肿瘤；其在肿瘤的荧光强度比DINPs高出1.37倍。这些结果表明，FA-DINPs 具有良好的体内稳定性、粒径较小，可借助EPR效应和叶酸受体介导的内吞作用增强肿瘤内的药物蓄积。

Claims (9)

1.一种叶酸靶向还原敏感载药聚合物纳米胶束，它是以具有还原敏感特性的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物和具有活性基团的功能磷脂DSPE-PEG-NH₂为原料通过薄膜超声分散法自组装制备出具有还原智能响应性的聚合物纳米胶束为载体，化疗药物与光敏剂包载于胶束的疏水性内核，外壳为亲水性PEG，具有长循环和空间稳定特性，叶酸靶向基团通过共价键修饰于胶束表面；其特征在于：

所述的具有还原敏感特性的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物（共聚）的结构如下：

聚合物的分子量为10000-24000，其中PEG亲水链段质量百分数>45%，其中，m为114-273，n为22-53，优选聚合物的分子量为15000，功能化磷脂DSPE-PEG-NH₂的PEG分子量为2000。

2.按照权利要求1所述的聚合物胶束，其特征在于所述的载药质量是10%，化疗药物与光敏剂的质量比为1:1。

3.按照权利要求1所述的聚合物胶束，其特征在于粒径在70-200 nm之间。

4.按照权利要求1所述的聚合物胶束，其特征在于所述的化疗药物为阿霉素、柔红霉素、伊达比星、阿柔比星、戊柔比星、紫杉醇或米托蒽醌，或它们的组合；所述的光敏剂为吲哚菁绿（ICG）或是二氢卟吩（Chlorin e6）。

5.按照权利要求1所述的聚合物胶束，其特征在于所述的功能磷脂DSPE-PEG-NH₂用马来酰亚胺化的功能磷脂DSPE-PEG-Mal代替，然后连接巯基化的单克隆抗体anti-Her2-Fab、多肽LHRH、细胞穿膜肽TAT作为靶向基团。

6.按照权利要求1所述的聚合物胶束，其特征在于所述的PCL-ss-PEG-ss-PCL聚合物是PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀。

7.按照权利要求6所述的聚合物胶束，其特征在于PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀的制备方法如下：

1）称取1 g Py-ss-PEG7500-ss-Py溶解于12 mL二甲基亚砜（DMSO）中，待溶解充分后，加入25 μL巯基乙醇、20 μL乙酸；在25℃条件下磁力搅拌反应24 h；反应结束后将反应混合物转入到MWCO8000-14000 Da的透析袋中，并放置于蒸馏水中透析24h；之后冷冻干燥，得到纯白色粉末产物HO-ss-PEG₇₅₀₀-ss-OH；

2）准确加入1 g纯化后的ε-己内酯单体、1 g HO-ss-PEG7500-ss-OH于聚合管中，加入一滴辛酸亚锡作为催化剂；将反应体系抽真空5 min，充氮气5 min，如此重复三次；最后在氮气的保护下封闭聚合管，在100 ℃的油浴中反应24 h；反应结束后，用少量的二氯甲烷溶解，之后倒入到500 mL无水***中；抽滤取沉淀得到纯白色产物；

3）重复纯化三次，在35℃的条件下真空干燥得到纯白色颗粒状产物PCL₃₇₅₀-ss-PEG₇₅₀₀-ss-PCL₃₇₅₀；其反应方程如下：

。

8.权利要求1所述的聚合物胶束的制备方法：其特征在于包括如下步骤：

1）将按计量将PCL-ss-PEG-ss-PCL、化疗药物、光敏剂、DSPE-PEG-NH₂溶于二氯甲烷或甲醇与二氯甲烷（质量比1:1）的均匀混合溶剂后，旋蒸除去有机溶剂铺膜，真空干燥16小时；

2）用pH7.4的磷酸盐缓冲溶液（PBS）分散、60-65 ℃水化，冷却至室温，冰浴下超声，得到胶束分散液放置于MWCO8000-14000 Da的透析袋中透析4小时，除去游离药物，得到透析后的还原敏感的共负载化疗药物与光敏剂的肿瘤靶向聚合物胶束分散液；

3）再通过EDC/NHS反应连接叶酸靶向分子；具体反应步骤为：称取摩尔比约为DSPE-PEG-NH₂的5倍的叶酸，溶于去离子水中；加入摩尔比约为叶酸5倍的EDC及摩尔比为EDC 2倍的NHS活化15 min；加入上述氨基化的纳米粒混悬液，于室温磁力搅拌下反应3小时。

9.权利要求1至6任意一项所述的聚合物胶束在制备用于肿瘤化疗与光热联合治疗药物中的应用。