紫杉醇納米制劑的研究進展

劉穎慧，李昆釗，代英輝，王東凱*

（1. 沈陽藥科大學 藥學院，遼寧 沈陽 110016；2. 沈陽藥科大學 中藥學院，遼寧 沈陽 110016）

引言

紫杉醇（paclitaxel, PTX）是目前臨床使用最廣泛的抗腫瘤藥物之一，常用于治療乳腺癌、卵巢癌、頭頸癌、肺癌等[1-3]。紫杉醇是從太平洋紅豆杉的樹皮中提取出的活性成分[1]，不同于秋水仙堿和鬼臼毒素等抑制微管組裝的植物成分，紫杉醇通過促進微管組裝并抑制其解聚，阻止細胞有絲分裂而顯示出抗腫瘤活性[4]。

盡管紫杉醇具有良好的抗癌活性，但其水溶性很差，傳統(tǒng)的紫杉醇制劑依賴于 Cremophor?EL（聚氧乙烯蓖麻油, CrEL），一種合成的、非離子型表面活性劑做增溶劑，但由于聚氧乙烯蓖麻油會引起嚴重的副作用，如超敏反應、腎毒性、神經(jīng)毒性和心臟毒性等[5]，會給患者造成極大的痛苦。有學者曾嘗試用 PEG（聚乙二醇）作為 CrEL 替代品，但在動物實驗中發(fā)現(xiàn)，這種物質(zhì)似乎降低了紫杉醇的抗腫瘤活性[6]。溶解性差這一特性極大地限制了紫杉醇的臨床使用，也給制劑研發(fā)帶來不小的挑戰(zhàn)。幾十年來，研發(fā)替代 CrEL 的紫杉醇新型制劑一直是國內(nèi)外研究的熱點。目前已上市的納米制劑有脂質(zhì)體、白蛋白納米粒、聚合物膠束等，筆者對國內(nèi)外已上市或仍在臨床試驗中的經(jīng)典的紫杉醇納米制劑進行了回顧與總結（見表 1），也整理了部分具有代表性的新型紫杉醇納米載體的設計與研究現(xiàn)狀，希望能為讀者帶來有益思考。

1 傳統(tǒng)紫杉醇注射劑-Taxol?

1992 年上市的紫杉醇注射液 Taxol?來自美國 BMS 公司[1]，也是第一個上市的紫杉醇制劑，使用 Cremophor?EL 和無水乙醇（1∶1，v / v）增溶。但由于聚氧乙烯蓖麻油會引起組胺釋放，產(chǎn)生嚴重的副作用，如超敏反應、腎毒性、神經(jīng)毒性和心臟毒性等[5-8]。延長藥物輸注時間似乎可以在一定程度上降低、但不能避免發(fā)生超敏反應的風險[6]。治療前患者常需預先使用皮質(zhì)類固醇激素和抗組胺藥物[9-10]來將過敏風險降到最低，但仍有近 40% 的患者會出現(xiàn)輕微的不良反應如潮紅和皮疹，近 3% 的患者會經(jīng)歷潛在的、危及生命的嚴重不良反應[11]。CrEL 對補體系統(tǒng)的激活或許可解釋紫杉醇治療患者出現(xiàn)的危及生命的急性超敏反應[12]。由軸突脫髓鞘和腫脹引起的神經(jīng)毒性也可能是 CrEL 的作用[13]。此外，Cremophor?EL 試劑還會導致 PVC 輸液袋和注射器中的增塑劑 DEHP（鄰苯二甲酸二乙基己酯）滲出到藥物溶液中，引發(fā)毒性反應[14]。因此，Taxol?必須在玻璃瓶或非 PVC 輸液系統(tǒng)中制備，并要求具有在線過濾功能，以防止 CrEL 和溶劑沉淀[15]。

2 納米粒

2.1 白蛋白結合納米粒-Abraxane?

Abraxane?（nab-paclitaxel）是全球唯一上市的白蛋白結合型紫杉醇納米粒（見圖 1），也是目前臨床上首選的紫杉醇制劑。Abraxane?是由 6～7 個 PTX 分子非共價結合到白蛋白分子上，形成 4～14 nm的紫杉醇-白蛋白一級聚集體。然后這些物質(zhì)進一步聚集，形成直徑約 130 nm 的白蛋白-紫杉醇顆粒[16]。將白蛋白顆?；鞈以谏睇}水中來遞送紫杉醇[17]，以白蛋白作為載體，不使用 CrEL 溶劑系統(tǒng)，消除了與溶劑相關的毒性，也避免了類固醇和抗組胺藥物的預先服用[18]。此類藥物的特殊外層，可以避開免疫系統(tǒng)的攻擊[19]。依賴于 EPR 效應，靜脈注射后，納米顆粒通過滲漏和滲透的腫瘤血管和受損的淋巴系統(tǒng)有針對性地將藥物精確輸送到腫瘤細胞[19-20]。白蛋白結合納米技術使得紫杉醇的載藥量提高了一半[21]，最大耐受量 300 mg·m-2也比 Taxol?175 mg·m-2提高了近一半[20]。一項對 454 名轉移性乳腺癌患者進行的 III 期試驗結果表明，Abraxane?組的有效率和腫瘤進展時間（TTP）顯著高于 Taxol?組。盡管紫杉醇劑量增加了 49%，但服用 Abraxane?的 4 級中性粒細胞減少癥的發(fā)生率明顯降低[17]。雖然 Abraxane?的建議輸液時間相當短（即 30 min / 2～4 h）[22]，但另有研究表明，將 Abraxane?的輸液時間從 30 min 延長至 2 h，可能會在不影響療效的情況下顯著降低患者周圍神經(jīng)病變的頻率和嚴重程度[18]。

Fig. 1 Schematic of Abraxane? (nab-paclitaxel)[20] 圖 1 Abraxane? (nab-paclitaxel) 示意圖[20]

3 脂質(zhì)體

脂質(zhì)體（見圖 2）代表了先進、多功能的藥物輸送系統(tǒng)，可以用作不溶性藥物的無毒載體[23-24]。脂質(zhì)體是以脂質(zhì)為基礎的微觀球形囊泡系統(tǒng)，在適當?shù)乃畻l件下，它們之間的相互作用會導致閉合雙分子層的自發(fā)形成[24]，其中親脂性雙層被夾在兩層親水層之間。磷脂具有生物可降解性和生物相容性，與細胞膜中的脂質(zhì)相似，因其與組織結構的組裝相關的藥物輸送潛力而被廣泛探索[25]。脂質(zhì)體遞藥系統(tǒng)可以通過增加腫瘤細胞中的藥物濃度或減少正常宿主組織中的藥物暴露來提高抗癌藥物的治療指數(shù)[26]。

Fig. 2 Schematic of liposomes[27] 圖 2 脂質(zhì)體示意圖[27]

3.1 Lipusu?

Lipusu?是由中國開發(fā)的紫杉醇脂質(zhì)體注射液，已于 2003 年經(jīng)國家食品藥品監(jiān)督管理局批準上市，廣泛用于靜脈注射治療卵巢癌和非小細胞肺癌[28]。PTX 溶解在由卵磷脂和膽固醇按質(zhì)量比 87∶13的比例混合制成的脂質(zhì)體中，平均粒徑約為 400 nm[16,28]。有關 PTX 脂質(zhì)體的臨床前藥動學研究指出，PTX 制成脂質(zhì)體與傳統(tǒng)注射液相比顯著降低了血藥濃度，消除相半衰期明顯延長[29]。與相同劑量的 Taxol?靜脈注射液相比，具有相似的抗腫瘤活性，較低的骨髓毒性和系統(tǒng)毒性[28]。動物組織分布實驗表明，脂質(zhì)體制劑具有一定的組織靶向性，并能長時間在臟器中保持在較高的濃度[29]。Lipusu?在臨床治療乳腺癌和非小細胞肺癌患者時，與傳統(tǒng)紫杉醇相比，具有相似的療效和更少的嚴重過敏反應發(fā)生率[28]。

3.2 LEP-ETU?

LEP-ETU?（Liposome Entrapped Paclitaxel Easy to Use）是采用改進的薄膜水合法制備的直徑約 150 nm 的脂質(zhì)體[16]，制劑是由 DOPC（二油?；字Ｄ憠A）、膽固醇和心磷脂按物質(zhì)的量比 90∶5∶5 組成的。DOPC 是一種兩性離子天然磷脂，由于其相變溫度（-22 °C）較低，因此被選為 LEP-ETU?配方中的脂質(zhì)成分之一，也因此 DOPC 可以形成更靈活的脂質(zhì)體來包裹高度疏水的分子。此外，LEP-ETU?配方中還含有膽固醇，用來提高脂質(zhì)體的穩(wěn)定性。LEP-ETU?的最大耐受量為325 mg·m-2，與常規(guī)紫杉醇 175 mg·m-2相比，能夠降低中性粒細胞減少的發(fā)生率。在小鼠模型中，與 Taxol?相比，LEP-ETU?在幾種腫瘤類型中具有同等或更好的抑制腫瘤生長的效果[26,30]。

3.3 Endo TAG?-1

Endo TAG?-1 是第一個進入臨床試驗的脂質(zhì)包埋紫杉醇的陽離子脂質(zhì)體制劑，靶向帶負電荷、活化的腫瘤內(nèi)皮細胞[31]。該制劑的輔料由 DOTAP（2, 3-二油?；?丙基）-三甲胺）和DOPC（二油酰磷脂酰膽堿）組成，磷脂輔料的用量摩爾比大約為 109。DOTAP 是一種陽離子合成脂質(zhì)，其頭部含有一個正電荷[26]。由于載體系統(tǒng)表面陽離子分子對腫瘤微血管中的糖蛋白、陰離子磷脂和蛋白多糖等陰離子分子具有天然親和力，使藥物只攻擊腫瘤血管，不傷害正常血管，因此陽離子脂質(zhì)體具有選擇性靶向腫瘤血管的固有能力[32]。然而，臨床試驗顯示，新一代陽離子脂質(zhì)體與游離藥物或常規(guī)脂質(zhì)體相比治療效果相當甚至更差。當 EndoTAG?-1 與其他化療藥物如吉西他濱或 Taxol?聯(lián)合使用時，抗腫瘤活性最高[31-32]。

4 聚合物膠束

該類制劑使用聚合物膠束（見圖 3）代替 CrEL 作為疏水性紫杉醇的載體，納米尺寸的聚合物膠束具有良好的溶解性和藥代動力學特性、增強藥效和降低毒性等強大優(yōu)勢。聚合物膠束是由兩親嵌段共聚物在水溶液中組裝而成的具有殼核結構的納米載體[33]，即由兩個獨立的功能段組成：內(nèi)核和外殼。外殼控制體內(nèi)藥代動力學行為，內(nèi)核負責載藥量、穩(wěn)定性和藥物釋放行為[34]。將活性藥物成分（API）通過化學結合或物理包埋的方式加入到疏水核心中。膠束的大小可以控制在 20～100 nm 的直徑范圍內(nèi)，以確保膠束不會穿過正常的血管壁。此外，由于分布體積的減少，藥物副作用的發(fā)生率可能會降低[35]。

Fig. 3 Schematic of drug-loaded micelles[27] 圖 3 載藥膠束示意圖[27]

4.1 Genexol?-PM

Genexol?-PM市場名稱為 Cynviloq，是韓國 Samyang 公司開發(fā)的聚合物膠束制劑。將紫杉醇溶解于直徑約 25 nm 的 mPEG-PDLLA 嵌段共聚物膠束中[16]，嵌段共聚物包括用于非免疫原性載體的聚乙二醇，以及疏水藥物增溶所需的可生物降解的成核聚（D, L-乳酸）[15]。最佳的 mPEG-PDLLA 兩嵌段共聚物質(zhì)量比為 60∶40，在該體系中，載藥量可高達 25%；若采用固體分散技術制備，載藥量約為 16.7%[34]。Genexol?-PM 平均分子量為 1 766～2 000 Da。該制劑中不含白蛋白，避免了白蛋白供體的使用，降低了微生物生長的風險[16]。Genexol?-PM 在裸鼠體內(nèi)最大耐受劑量幾乎是 Taxol?的三倍，PTX 在肝、脾、腎、肺等組織中的生物分布幾乎是 Taxol?的 2～3 倍[11]。在一項為期 3 周的 I 期臨床試驗中，Genexol?-PM 最大耐受劑量為 390 mg·m-2，遠高于Taxol?175 mg·m-2[36]。其中性粒細胞減少的風險也比含 CrEL 的紫杉醇低[13,15]。

4.2 Nanoxel?

Nanoxel?是基于 PVP-b-PNIPAAM（聚乙烯吡咯烷酮與 N-異丙基丙烯酰胺嵌段共聚物）合成的納米制劑，已于印度批準上市。這種基于聚合物的藥物是兩親性的，既有親水基團，也有疏水基團。當暴露在水環(huán)境中時，會形成納米尺寸的膠束。膠束的核心區(qū)域由疏水基團組成，用作紫杉醇的儲庫。當聚合物表面被侵蝕時，藥物緩慢釋放，較小的藥物顆粒選擇性進入高血管通透性的腫瘤細胞。由于不使用 CrEL 增溶，幾乎不會導致輸液反應[37]。納米粒制劑 Nanoxel?和 Abraxane?是通過細胞內(nèi)吞囊泡對紫杉醇進行攝取的，攝取情況相似，均明顯優(yōu)于 Taxol?，擁有更高的將藥物輸送到靶細胞的效率[38]。

4.3 PICN

紫杉醇納米分散體注射濃縮物（Paclitaxel injection concentrate for nanodispersion, PICN）已在印度獲批。與使用生物來源的白蛋白的 Abraxane?不同，PICN 使用的是聚合物和脂質(zhì)混合物[39]。該制劑基于印度太陽制藥（Sun Pharma）的 Nanotecton?技術，由聚合物（聚乙烯吡咯烷酮）和脂質(zhì)（硫酸膽固醇和辛酸）穩(wěn)定紫杉醇，形成 100～150 nm 的顆粒[16]。一項 Ⅱ/Ⅲ 期臨床試驗顯示 PICN 和 Abraxane?治療組在 ORR（客觀緩解率）或中位 PFS（無進展生存期）放射評估方面沒有顯著差異，二者一樣有效且耐受性良好，并且還具有減少預先皮質(zhì)類固醇使用的潛在優(yōu)勢[39]。在一項 I 期試驗中，PICN 與卡鉑聯(lián)合使用也顯示出良好的耐受性結果[16]。

4.4 Paclical

Paclical 商品名為 Apealea?，該制劑的基礎是專利賦形劑 XR-17，這是一種維生素 A 類似物、表面活性劑，由 N-（全反式維甲酸）-L-半胱酸甲酯鈉鹽和 N-（13-順式維甲酸）-L-半胱酸甲酯鈉鹽組成，可形成粒徑 20～60 nm 的膠束[16]。據(jù)報道，Paclical 具有與 Abraxane?相似的藥代動力學參數(shù)[40]。一項針對犬血管肉瘤（HSA）細胞株的試驗觀察到該膠束有明顯的細胞毒作用，使 HSA 細胞株的早期和晚期凋亡顯著增加，藥物 IC50在不同時間點均可見明顯的細胞遷移抑制作用，對HSA 細胞 VEGFA、VEGFR1、bFGF、FGFR2 的表達無明顯影響[41]。兩項針對犬肥大細胞瘤（MCT）的試驗認為該藥似乎是治療犬肥大細胞腫瘤的一種安全有效的臨床治療方法[42-43]。一項針對卵巢癌患者的 Ⅲ 期臨床試驗顯示，與 Taxol?加卡鉑相比，Paclical 聯(lián)合卡鉑可提高患者的總體存活率[16]。

4.5 NK105

NK105 聚合物膠束直徑約 85 nm，由 PEG-p（aspartate）兩親共聚物組成，其中 PEG 為親水嵌段，經(jīng) 4-苯基-1-丁醇酯化改性的聚天冬氨酸為疏水嵌段[16]。利用 PTX 與嵌段共聚物聚天冬氨酸鏈之間的疏水相互作用，將 PTX 引入物理包埋形成的聚合物膠束中，通過促進聚合物與 PTX 的自締合制備 NK105[33,35]。該微環(huán)境能夠?qū)崿F(xiàn)良好的載藥量，冷凍干燥后，PTX 載藥量為23%。NK105 的 MTD 為 180 mg·m-2，此劑量下的血漿 AUC 大約是傳統(tǒng)紫杉醇制劑的 30 倍[35]。在攜帶 HT-29 結腸癌細胞的 BALB/c 小鼠進行的體內(nèi)抗腫瘤試驗顯示，NK105 在 PTX 當量劑量為 25 mg·kg-1時的抗腫瘤活性與給予游離 PTX 100 mg·kg-1時的抗腫瘤活性相當，給予 NK105 100 mg·kg-1的小鼠比給予相同劑量的游離 PTX 的小鼠體重減輕更少。NK105 比游離紫杉醇具有更小的神經(jīng)毒性和更強的放射增敏作用[35]。目前 NK105 已在日本完成乳腺癌患者的 Ⅲ 期臨床試驗，但因未達到相關臨床試驗終點而宣告失敗。

4.6 Paxceed

Paxceed是一種載 PTX 的 PEG-b-PDLLA 膠束配方，PTX 載藥量為 25%，將 PTX 和共聚物在乙腈中溶解，然后揮發(fā)溶劑，用預熱水溶解生成的基質(zhì)，得到膠束溶液[33]。目前 Paxceed 已完成對類風濕性關節(jié)炎的 Ⅱ 期臨床試驗和銀屑病的 Ⅱ 期臨床試驗，暫無抗腫瘤試驗的數(shù)據(jù)，故不再贅述。

5 口服制劑-DHP107

雖然不是嚴格依賴納米技術，但口服 PTX 制劑的開發(fā)是紫杉醇制劑的一大突破?？诜仙即嫉纳锢枚容^低，因為胃腸道粘膜中存在 P-糖蛋白（P-glycoprotein, P-gp）、細胞色素 P450和其他膜蛋白。因此，將口服紫杉醇制劑與 P-gp 抑制劑結合可以提高其生物利用度，然而這種結合有可能與伴隨的藥物或輔料相互作用[44]。DHP107 是由韓國大華制藥公司開發(fā)的一種脂類成分和 PTX 的新型口服制劑，已在韓國獲批[45]。該配方由 PTX、單油酸、三辛酯和吐溫 80 按質(zhì)量比 1∶55∶27.5∶16.5 組成，超聲作用后混合在一起形成乳狀液[16]，不含 P-gp 抑制劑或CrEL[46]。它在雌性 BALB/c 裸鼠和卵巢癌原位小鼠模型中顯示出很強的抗腫瘤效果[44]。一項DHP107 對大鼠周圍神經(jīng)病變相關行為的影響研究認為，與 Taxol?治療組相比，DHP107 給藥組大鼠的疼痛行為明顯降低，氧化應激、細胞凋亡、疼痛和神經(jīng)病變相關的分子蛋白改變也明顯減少。因此，DHP107 可能是一種很有前途的化療藥物，因為與靜脈注射紫杉醇制劑（如 Taxol?）相比，DHP107 產(chǎn)生的周圍神經(jīng)病變更少[47]。DHP107 作為晚期胃癌的二線治療方案在 PFS 方面不遜于 Taxol?，抗腫瘤效果與 Taxol?相當，但引起的周圍神經(jīng)病變更少，無過敏反應，可能是由于避免了 CrEL 的使用。DHP107是第一個被證實有效、安全的治療晚期胃癌的口服紫杉醇[45]。

6 新型紫杉醇納米載體設計思路

簡略列舉了幾項較新的紫杉醇納米遞藥載體的設計思路，遞送載體涉及功能性脂質(zhì)體、聚合物膠束、單壁碳納米管、金屬有機骨架、環(huán)糊精、水凝膠、殼聚糖等多種材料，它們良好的遞送效率及治療效果表明納米遞送系統(tǒng)仍然具有強大的開發(fā)潛力。

Table 1 Key information about paclitaxel nanopreparations in marketed / clinical trials 表 1 已上市或臨床試驗中的紫杉醇納米制劑的關鍵信息

6.1 脂質(zhì)體

Jiang 等[48]設計了同時載有 PFTBA（全氟三丁胺）和 PTX 的核殼結構的多效性脂質(zhì)體（見圖 4），并在表面修飾了 DSPE-PEG2000，以提高腫瘤的放射敏感性。脂質(zhì)體可以增加藥物在腫瘤組織中的蓄積，PTX 可誘導腫瘤細胞周期停滯于放射敏感期，而 PFTBA 可增加腫瘤部位的氧濃度，從而改善輻射誘導的腫瘤損傷。動態(tài)光散射法測得脂質(zhì)體的平均粒徑約為 100 nm，具有良好的緩釋性能，延長了在體內(nèi)停留的時間。為了評價不同治療方法對荷瘤小鼠缺氧的影響，給荷 CT26 腫瘤的小鼠靜脈注射生理鹽水、lip（PFTBA）、lip（PTX）和 lip（PFTBA + PTX）24 h 后，免疫組化法檢測腫瘤組織中 HIF-1α 的表達，相比之下 lip（PFTBA + PTX）組的腫瘤組織中 HIF-1α 的表達顯著降低，這表明含有 PFTBA 的制劑可以逆轉腫瘤內(nèi)的缺氧。通過聯(lián)合放射療法（RT），并測量 14 天后的腫瘤體積來監(jiān)測其抗腫瘤作用，與 lip（PTX）組和 lip（PFTBA）+ RT 組相比，lip（PFTBA + PTX）+ RT 組腫瘤生長明顯延遲，表明了當與 RT 聯(lián)合使用時，與各自的單一療法相比，lip（PFTBA + PTX）提供了最有效的協(xié)同抑制腫瘤生長的作用。綜上，與 RT 聯(lián)合使用時，它們在腫瘤靶向、滯留和抑制方面是有效的。

Fig. 4 Schematic of preparation of lip(PFTBA + PTX) [48] 圖 4 lip（PFTBA + PTX）的制備示意圖[48]

6.2 金屬材料

Dizaji 等[49]將親水性 NaY 沸石、疏水性 ZSM-5 沸石和金屬有機骨架（metal organic frameworks, MOFs）ZIF-8、MIL-101 引入 PLGA/殼聚糖納米纖維中，成功合成了 PLGA/殼聚糖/NaY、PLGA/殼聚糖/ZSM-5、PLGA/殼聚糖/ZIF-8、PLGA/殼聚糖/MIL-101 載體（見圖 5），用于控制紫杉醇藥物的體內(nèi)外釋放和前列腺癌的治療。四者的平均直徑分別為 410、395、340 和 370 nm，載藥率分別為（81.2 ± 1.1）%、（83.9 ± 1.1）%、（91.2 ± 0.8）%、（87.3 ± 1.2）%，與沸石相比，MOF 對紫杉醇分子的載藥量更高。藥物釋放曲線表明，與 pH 為 7.4 相比，所有合成載體在酸性 pH 下的藥物釋放速率都較高。PLGA/殼聚糖/ZIF-8 和 PLGA/殼聚糖/ZSM-5 納米纖維釋放效果最好，在酸性和生理 pH 下分別在 360 h、480 h 和 600 h、720 h 內(nèi)緩釋紫杉醇。PLGA/殼聚糖/ZIF-8/紫杉醇納米纖維對 LNCaP 癌細胞的殺傷率在 72 h 達到最大 86%。流式細胞儀分析表明，與沸石/紫杉醇納米纖維相比，MOF/紫杉醇納米纖維對 LNCaP 癌細胞的凋亡有更強的協(xié)同化療作用。此外，PLGA/殼聚糖/ZIF-8/紫杉醇組腫瘤體積在 20 d 后生長最小。研究結果表明，與沸石納米纖維相比，載藥 MOF 納米纖維具有更高的 PTX 載藥量、更好的藥物緩釋性能和抗腫瘤治療性能。

Shima 等[50]合成了一種基于介孔磁鐵（Fe3O4）納米簇的靶向給藥系統(tǒng)（見圖 6），介孔 Fe3O4納米團簇平均尺寸約為 120 nm，具有優(yōu)異的水分散性、超順磁性和快速的磁響應性。這些團簇具有疏松的介孔結構和較大的比表面積，是吸附藥物分子的理想材料，PTX 等藥物分子可以很容易地穿透并沉積在 Fe3O4納米團簇的多孔通道內(nèi)。因此，PTX 的有效載藥量達到了 17%。在負載 PTX 的Fe3O4納米團簇于生理 pH（PBS, pH = 7.4）和酸性 pH（醋酸鹽緩沖液，pH = 5.2）中的藥物釋放行為的研究中，觀察到介孔 Fe3O4納米簇的 pH 響應性藥物釋放行為對其靶向治療的應用非常有利，因為癌細胞的胞外 pH 比正常細胞偏酸性。在生理 pH（pH = 7.4）下觀察到的較低的藥物釋放速率，可以避免 PTX 在給藥過程中在血液循環(huán)中的不良釋放。在酸性 pH（pH = 5.2）下觀察到的較高的藥物釋放速率，可以促進它們在腫瘤組織內(nèi)的釋放。

Fig. 5 Schematic of the synthesis of NMOFs/nanozeolites-Paclitaxel loaded-nanofibers[49] 圖 5 負載紫杉醇的金屬有機骨架/沸石的納米纖維合成示意圖[49]

Fig. 6 Schematic of formation of mesoporous Fe3O4 nanoclusters by a two-step growth process[50] 圖 6 通過兩步生長過程形成介孔Fe3O4納米團簇的示意圖[50]

6.3 單壁碳納米管

Tohidifar 等[51]采用全原子分子動力學模擬方法研究了 PTX 在未修飾的單壁碳納米管（SWCNTs）以及經(jīng)（-OH）、（-COOH）和 PW3 肽功能化的 SWCNTs 上的吸附行為。PW3 表面活性多肽具有良好的增強 SWCNTs 在水介質(zhì)中分散性的潛力，有望在未來的納米生物醫(yī)學應用，特別是在藥物輸送和癌癥治療方面成為修飾 SWCNTs 的一個良好的候選材料。SWCNTs 適當功能化可促進其在水環(huán)境中的分散?？赏ㄟ^計算分子間氫鍵的數(shù)量來評估所研究的納米載體的溶解性。模擬結果表明，PTX 分子主要通過芳環(huán)的 π-π 堆積作用在碳納米管和改性碳納米管表面得到很好的吸附。范德華力、PTX 藥物芳環(huán)到納米載體的平均質(zhì)心距離、原子接觸數(shù)和徑向分布函數(shù)也表明，PW3 肽鏈修飾 SWCNT 將為 PTX 與納米載體側壁的相互作用提供更有利的條件，從而提高藥物的吸附效率。另外，結合焓和自由能的定量計算結果表明，PTX 分子在原始和官能化的 SWCNTs 上的負載是放熱的和自發(fā)的，SWCNT-PW3 體系由于其較負的結合能而表現(xiàn)出最好的藥物吸附性能。除此之外，SWCNT-PW3 系統(tǒng)與水分子之間的氫鍵數(shù)目越多，給藥系統(tǒng)的水溶性越強。總之，通過 PW3 肽鏈對原始的 SWCNTs 進行適當?shù)墓δ芑梢詭椭O計和優(yōu)化合適的基于 SWCNTs 的 PTX 藥物轉運載體，為開發(fā)和設計合適的給藥載體提供了依據(jù)。

Fig. 7 Schematic of the adsorption four PTX molecules on the SWCNT-PW3 nano-vector. (a) Front view, (b) Side view[51] 圖 7 四個PTX分子在SWCNT-PW3納米載體上的吸附示意圖. (a) 前視圖, (b) 側視圖[51]

6.4 經(jīng)修飾的嵌段共聚物膠束

Wang 等[52]開發(fā)設計了一種生物素修飾的完全 pHPMAm 為基礎的抗癌藥物輸送系統(tǒng)。通過可逆的加成-斷裂鏈轉移聚合合成了 p（HPMAm）-b-p（HPMAm-Bz）嵌段共聚物，將其用于生物素修飾的膠束的形成。通過測定與計算得出，生物素化和非生物素化膠束的大小分別為（63 ± 5）nm 和（62 ± 3）nm，并且在 PBS（pH 7.4）中 37 °C 孵育 48 h 后大小幾乎沒有變化，顯示出良好的膠體穩(wěn)定性。負載 PTX 的膠束尺寸比空膠束略大，在 61～70 nm之間。PTX 水溶性約 ＜ 0.3 μg·mL-1，通過在膠束中負載該藥物，其溶解度可增加到 0.5 mg·mL-1。用高表達生物素受體的 A549 人肺癌細胞和缺乏生物素受體的 HEK293 腎細胞，評價負載 PTX 膠束的細胞攝取和細胞毒性。結果在 HEK293 細胞中，觀察到生物素和非生物素化膠束的內(nèi)化程度都很低，在 A549 細胞中，生物素化的聚合物膠束的熒光強度明顯高于非生物素化的膠束，證實了生物素化的聚合物膠束的內(nèi)化增強。當 PTX 濃度 ＞ 1 μg·mL-1時，負載 PTX 的膠束在 HEK293 細胞中的細胞毒性與未經(jīng)生物素化的膠束相比無顯著差異。在 10 和 100 μg·mL-1的 PTX 濃度下，生物素修飾的膠束對 A549 細胞的細胞毒作用明顯強于未修飾的膠束。因此，生物素修飾的膠束比非靶向膠束更有效地內(nèi)化，并在靶細胞內(nèi)發(fā)揮更強的細胞毒作用?？傊?，基于 pHPMAm 骨架的生物素化聚合物膠束有望用于生物素受體過表達腫瘤的靶向治療。

Li 等[53]設計了一種水溶液中自組裝的 pH 和氧化還原雙響應膠束，即甲氧基聚乙二醇-半胱胺-聚（L-谷氨酸）-咪唑（mPEG-SS-PGA-IM）兩親性聚合物。考慮到腫瘤細胞或組織表現(xiàn)出的低 pH 值和高谷胱甘肽（GSH）濃度，mPEG-SS-PGA-IM 膠束在腫瘤組織的 pH 值下具有電荷轉換作用，可以促進腫瘤細胞的攝取。此外，mPEG-SS-PGA-IM 膠束可以通過質(zhì)子海綿效應從內(nèi)涵體或溶酶體中逃逸，隨后被胞漿中較高濃度的 GSH 降解。制備出的膠束尺寸為 108～236 nm。在藥物釋放實驗中，PTX 的釋放表現(xiàn)出 pH 依賴的行為，當 pH 為 7.4 時，PTX 的釋放量小于20%，而在 pH 6.8 和 pH 5.5 時，PTX 的釋放量分別為累積釋放量的 30% 和 60%。pH 5.5 時，10 mmol·L-1的 GSH 條件下的載 PTX 的 mPEG-SS-PGA-IM 膠束釋藥速度相較于 2 mmol·L-1的 GSH條件下顯著提升。說明 PTX 在 mPEG-SS-PGA-IM 膠束中的釋放受低 pH 值和高 GSH 水平的控制。細胞實驗中，載 PTX 的 mPEG-SS-PGA-IM 膠束對 HCT116 細胞的殺傷活性明顯高于載 PTX 的 mPEG-PBLG 和 mPEG-SS-PBLG 膠束。

6.5 β-環(huán)糊精

Yan 等[54]采用改進的乳化溶劑揮發(fā)法制備了一種生物素和精氨酸修飾的羥丙基-β-環(huán)糊精（生物素-精氨酸-HP-β-CD）納米給藥系統(tǒng)（見圖 8）。環(huán)糊精（cyclodextrin, CD）具有疏水空腔和親水表面，疏水藥物可以被包裹在內(nèi)部，形成水溶性更強的復合物。以精氨酸為功能間隔基，將 HP-β-CD 主面上的羥基與生物素的羧基偶聯(lián)。以生物素-精氨酸-HP-β-CD 為載體，優(yōu)化后的載藥納米粒子的平均粒徑為 121.9 nm，載藥量為 11.2%，包封率為 83.9%。此外，體外溶血試驗表明，載藥生物素-精氨酸-HP-β-CD 納米粒具有良好的血液相容性，適合在較寬的藥物濃度范圍內(nèi)靜脈注射。體內(nèi)抗腫瘤實驗中 PTX 納米粒組腫瘤體積明顯小于 Cremophor?EL 制劑組，二者腫瘤抑制率分別為 72.6% 和 63.9%，說明載 PTX 納米粒具有優(yōu)異的抗腫瘤活性。細胞攝取實驗證實了生物素的引入可以通過特異性受體介導的內(nèi)吞作用促進藥物在腫瘤中的蓄積，精氨酸可以提高納米粒子的細胞膜通透性，這兩種修飾都能增強系統(tǒng)的抗腫瘤效果。總之，生物素-精氨酸-HP-β-CD 納米粒是一種有效的腫瘤靶向給藥系統(tǒng)。

Fig. 8 Schematic of structure of biotin-Arg-HP-β-CD[54] 圖 8 生物素-精氨酸-羥丙基-β-環(huán)糊精結構示意圖[54]

6.6 納米乳

Chen 等[55]將 PTX 的聚乙二醇（PEG400）溶液與質(zhì)量分數(shù) 10%的不同粒徑的空白脂質(zhì)乳劑（blank lipid emulsions, BLEs）混合，制備了粒徑分別為 110 nm、220 nm 和 380 nm 的紫杉醇脂質(zhì)納米乳劑 TPLE-1、TPLE-2 和 TPLE-3，并對其藥效學、藥代動力學、生物分布、體內(nèi)外抗腫瘤效果進行了比較評價。其中，粒徑最小的 TPLE-1 具有較高的 PTX 負載量、較慢的 PTX 釋放速度和較大的油相分布，以脂質(zhì)納米粒的形式在血漿中的分布相對較高，被 RES 器官提取較少，顯著增加了腫瘤攝取，對 MCF-7 細胞有較強的細胞毒作用和較強的抗腫瘤作用，在 SD 大鼠的血漿 AUC0-∞值較高，血漿清除率（CL）較小，平均滯留時間（MRT）和消除半衰期（T1/2）較長。它在體內(nèi)也表現(xiàn)出與 Taxol?相同的療效，甚至毒性更低，溶血和靜脈刺激反應更少。此外，其 LD50是 Taxol?的 4.3 倍。以上結果表明，TPLE-1 具有較高的腫瘤蓄積率和有效性，毒性低，安全性和可藥性好，是一種很有前途的腫瘤治療候選藥物。

6.7 前藥

Zhou 等[56]以偶氮苯（Azo）為連接劑，設計并制備了低氧激活的紫杉醇前藥（PTX2-Azo，見圖 9），制備的納米粒子直徑約 100 nm，具有良好的球狀形貌，穩(wěn)定性良好。PTX2-Azo 在 Ce6/PTX2-Azo納米粒中的負載率為 92.0%，載藥量為 24 wt%。在低氧條件下，PTX2-Azo 將通過過表達的硝基還原酶和偶氮還原酶以及隨后的 1, 6-消除和脫羧反應進行生物還原，形成有效的 PTX。為了實現(xiàn) PTX2-Azo 的控釋和活化釋放，用光敏劑修飾的多肽共聚物 mPEG-Poly（Ser-Ce6）包裹 PTX2-Azo，得到 Ce6/PTX2-Azo 納米粒，并加入兩親性 F127 調(diào)節(jié) Ce6 和 PTX2-Azo 的含量。在該處方中，二聚體 PTX2-Azo 不僅顯著增加了載藥量，而且阻止了意外的藥物釋放。靜脈給藥后，Ce6/PTX2-Azo 納米粒可以通過長循環(huán)效應聚集在腫瘤部位。由于腫瘤的缺氧環(huán)境，PTX2-Azo中的偶氮接頭部分被還原，部分 PTX 被釋放。在激光照射下，共包裹的 Ce6 被激活以產(chǎn)生單線態(tài)氧（1O2），從而誘導細胞凋亡。同時，光動力療法對氧的消耗加劇了缺氧，從而進一步增加了 PTX 的釋放。最后，釋放的 PTX 可以遷移到微管破壞細胞分裂，與 Ce6 產(chǎn)生的1O2協(xié)同抑制腫瘤生長。Ce6/PTX2-Azo 納米粒對 HeLa、MCF-7 和 C643 細胞具有較強的細胞毒作用，體內(nèi)抗腫瘤效果較好，無明顯全身毒性。同時，光動力療法與化療的協(xié)同作用可以達到最大的療效和最小的副作用，在臨床上是很有前途的。

Fig. 9 Schematic of structure of Ce6/PTX2-Azo nanoparticle[56] 圖 9 Ce6/PTX2-Azo 納米粒的結構示意圖[56]

Zhai 等[57]開發(fā)了一種具有酸可裂解縮醛（Ace）鍵的聚乙二醇-聚己內(nèi)酯（mPEG-PCL）二嵌段聚合物，新型體內(nèi) pH 敏感紫杉醇前藥膠束 mPEG-PCL-Ace-PTX，其中 mPEG-PCL 是一種可酸裂解的二嵌段聚合物。mPEG-PCL-Ace-PTX5具有兩親性，在磷酸鹽緩沖液（pH 7.4）中自組裝成平均粒徑為 68.5 nm的納米膠束，載藥量為 23.5%。體外釋藥研究表明，mPEG-PCL-Ace-PTX5膠束對 pH 高度敏感，在 pH 7.4、6.0 和 5.0 時，48 h 分別有 16.8%、32.8% 和 48.2%的母體游離 PTX 從 mPEG-PCL-Ace-PTX5膠束中釋放出來。MTT 法試驗表明，pH 敏感的 PTX 前藥膠束對 MCF-7 細胞的治療效果優(yōu)于游離 PTX，PTX 前藥膠束和游離 PTX 的 IC50值分別為 0.49 和 0.65 μg·mL-1。細胞存活率數(shù)據(jù)表明乙烯基醚功能化的 mPEG-PCL 對 MCF-7 細胞實際上是無毒的，具有良好的生物相容性，是安全的藥物納米載體。

與縮醛相比，無環(huán)酮通常對酸更敏感，Mu 等[58]利用酸響應型丙酮基無環(huán)縮酮鍵構建了不同長度聚乙二醇（PEG）的紫杉醇前藥。聚乙二醇丙酮基無環(huán)酮鍵聯(lián)紫杉醇前藥（PKPs）自組裝成納米粒，在正常生理環(huán)境下穩(wěn)定，但在腫瘤內(nèi)弱酸性環(huán)境下能迅速釋放紫杉醇。PEG 的長度對 PKP 納米粒的大小和臨界膠束濃度有很大影響，從而影響 PKP 納米粒的前藥水解動力學、藥代動力學、生物分布和抗腫瘤活性，當 PEG 嵌段的分子量大于 750 g·mol-1時，可以得到穩(wěn)定的 PKP納米粒；由相對較短的 PEG 構建的 PKP 納米粒尺寸小，CMC 低，血液循環(huán)時間長，腫瘤聚集率高。TEM 結果表明 PKP 納米粒子呈球形，DLS 分析顯示 PKP750、PKP1000和 PKP2000納米粒子的尺寸分別約為 13、22 和 48 nm。在 A2780 荷瘤小鼠模型中，PKP 納米顆粒較 PTX 表現(xiàn)出改善的藥代動力學和優(yōu)越的抗腫瘤效果。未治療組小鼠腫瘤生長迅速，第 14 天平均腫瘤體積為 2 200 mm3，而 PTX 處理組小鼠腫瘤體積中度抑制，第 18 天平均腫瘤體積為 1 700 mm3。PKP750、PKP1000和 PKP2000納米粒治療組小鼠第 18 天腫瘤平均體積分別為 610 mm3、1 100 mm3和 1 200 mm3，顯示出比 PTX 更強的抗腫瘤活性。作者推測，以酸敏感的丙酮基無環(huán)縮酮為鍵的聚乙二醇化的 PTX 前藥納米?？赡苡捎谟行У乃嵋l(fā)的腫瘤轉化而顯示出良好的抗腫瘤效果。

6.8 水凝膠經(jīng)皮給藥

Xu 等[59]設計了一種布洛芬修飾的甲氧基聚乙二醇-聚乙烯亞胺（mPEG-PEI-IPF）聚合物，制備紫杉醇膠束（PTX-M）和含 PTX-M 的卡波姆 940 水凝膠（PTX-Gel），以改善紫杉醇對皮膚局部黑色素瘤的緩釋作用。PTX-M 的平均粒徑為（221.7 ± 4.76）nm，加入 5 mg PTX 制備 PTX-M 制劑，載藥量為 4.38%，包封率為 91.98%，水溶性達到 498.29 μg·mL-1，是 PTX 固有溶解度（0.3 μg·mL-1）的 1 660 倍。用 Cou6 代替 PTX 來制備載藥膠束和水凝膠，用于皮膚滲透和保留性評價，結果 Cou6-M 組和 Cou6-Gel 組的皮膚滲透量和皮膚保留量均優(yōu)于 Cou6 組。FT-IR 分析表明，PTX-M 或 PTX-Gel 主要改變了皮膚脂質(zhì)和角蛋白的空間結構，從而增加了角質(zhì)層脂質(zhì)分子的流動性，聚合物帶正電荷，促進了皮膚的滲透和沉積。此外，正電荷還促進了 B16 黑色素瘤細胞對 PTX-M 的攝取，從而提高了 PTX-M 對 B16 細胞的體外細胞毒作用。在體外細胞毒性試驗中，48 h 時，PTX-M 對 B16 細胞的 IC50值為 0.51 μg·mL-1，低于 Taxol?組的 2.16 μg·mL-1，顯示出更明顯的抗腫瘤活性。在體內(nèi)抗 B16 細胞實體瘤實驗中，PTX-M/Gel 聯(lián)合治療組的最終相對腫瘤體積及腫瘤重量均小于 Taxol?、PTX-M 或 PTX-Gel 單獨治療組。PTX-M/Gel 聯(lián)合治療組對黑色素瘤細胞的破壞更為明顯，說明 PTX-M/Gel 聯(lián)合治療作為一種化療方法對皮膚黑色素瘤有較好的治療效果。

6.9 口服制劑

口服紫杉醇發(fā)展的關鍵障礙是由于腸道細胞中的 P-糖蛋白的主動排泄，導致紫杉醇的口服生物利用度低。人參皂苷是 P-gp 的底物，可與 PTX 形成競爭抑制，減少 P-gp 對 PTX 的主動排泄，提高 PTX 的腸吸收。單爽[60]等采用轉相-超聲乳化結合的方法制備了供口服的紫杉醇-人參皂苷亞微乳。以大豆油為油相、人參皂苷水溶液為水相、吐溫 80 為表面活性劑、甘油為助表面活性劑，共制備了 10 mg/10 g 和 25 mg/10 g 兩種劑量亞微乳，包封率均大于 90%。其中低劑量組紫杉醇-人參皂苷亞微乳穩(wěn)定性更好，較對照組 PTX 亞微乳小腸吸收百分比提高了 2%。

Chen 等[61]設計了一種新型的殼聚糖衍生物：將沒食子酸（GA）、殼聚糖（CS）、D-α-生育酚聚乙二醇 1000 琥珀酸酯（TPGS）合成了 GA-CS-TPGS 共聚物（見圖 10），并構建了多功能的 PTX-膠束，旨在增強對粘液的生物粘附，抑制 P-gp 的外排，降低 CYP3A 介導的代謝，同時膠束還增加了 PTX 溶解度，共同作用以提高 PTX 的生物利用度和抗腫瘤效果。由于 GA-CSTPGS 的兩親性，其具有很強的自組裝能力，CMC 低至（15.6 ± 1.0）μg·mL-1。PTX-膠束粒徑約為（134.9 ± 10.2）nm，載藥量約為（8.2 ± 0.3）%，包封率約為（80 ± 3）%。與 Taxol?相比，PTX-膠束表現(xiàn)出緩釋行為，這可能歸因于膠束內(nèi)核的疏水性和分子間的氫鍵等因素，PTX-膠束將 PTX 的生物利用度提高了約 3.80 倍，對 A569 荷瘤裸鼠的抗腫瘤效果優(yōu)于 Taxol?，毒性低于 Taxol?。

Fig. 10 Schematic of structure of GA-CS-TPGS polymer[61] 圖 10 GA-CS-TPGS共聚物結構示意圖[61]

Table 2 Key information about novel paclitaxel nanopreparations 表 2 新型紫杉醇納米制劑的關鍵信息

對以上內(nèi)容進行梳理（見表 2）可一窺當前 PTX 新型制劑開發(fā)趨勢，注射劑仍占很大比重，除此之外，口服制劑、經(jīng)皮給藥制劑也在研發(fā)之列。注射劑需要克服 PTX 溶解度、溶媒毒性等難題；口服制劑雖大大提高了患者依從性，但在兼顧抗腫瘤效果的同時提高溶解度和生物利用度也存在不小的挑戰(zhàn)；經(jīng)皮給藥制劑也極大提高了患者依從性，然而，藥物傳遞的效率受到從皮膚到腫瘤的生理屏障的高度限制，不易達到預期的治療效果。正在開發(fā)的新型 PTX 遞藥載體包括但不僅限于以上所列舉的材料，并可以在其設計基礎上進一步修飾、功能化，隨著藥劑學、高分子材料科學和其他智能技術的發(fā)展，未來還會有更多功能性的新型 PTX 制劑進入臨床，造?；颊摺?/p>

結語

第一個紫杉醇制劑 Taxol?上市距今已近 30 年，筆者回顧了目前已上市或仍在臨床試驗中的 PTX 制劑，盡管由于制劑配方和毒副作用等問題導致各類 PTX 的治療效果不盡如人意，但PTX 對多種惡性腫瘤殺傷作用極強，仍是臨床一線強有力的抗腫瘤藥物，具有良好的開發(fā)前景，或可帶來巨大的經(jīng)濟效益。各類制劑平臺和新型藥物遞送系統(tǒng)的開發(fā)，包括脂質(zhì)體、納米粒、聚合物膠束、金屬有機骨架、環(huán)糊精、水凝膠、殼聚糖、前藥等均不同程度地改善了 PTX 的溶解性和安全性，并實現(xiàn)了 PTX 的給藥途徑多樣化，但對 PTX 臨床腫瘤治療效果的改善仍有限，未來仍需對納米給藥進行更系統(tǒng)和詳細的研究。新型制劑開發(fā)過程中除了要把握住藥物的高效、精準遞送，還應加強納米制劑在腫瘤早期診斷、避免多藥耐藥、智能輔助個性化用藥等方面的應用。隨著藥劑學、高分子材料科學以及智能技術的發(fā)展，未來還會有更多功能性的新型 PTX 制劑進入臨床。綜上所述，盡管 PTX 新型制劑開發(fā)仍存在不少挑戰(zhàn)，但納米技術平臺仍然是未來提高抗腫瘤臨床療效的藥物遞送系統(tǒng)的希望所在。