周雪蓮，吳見樂，繆 丹，江 峰，劉錫建

（1. 贛南醫(yī)學(xué)院藥學(xué)院；2. 江西省醫(yī)用組織工程材料與生物制造重點實驗室，江西 贛州 341000；3. 上海工程技術(shù)大學(xué)化學(xué)化工學(xué)院，上海 201620）

聲動力療法（Sonodynamic therapy， SDT）中所使用的超聲波對生物組織具有較強的穿透能力，特別是聚焦超聲能無創(chuàng)傷地將聲能聚焦于深層組織，并激活聲敏劑生成活性氧（Reactive oxygen species，ROS），進而產(chǎn)生抗腫瘤作用。由于可以精準(zhǔn)控制藥物的空間分布以及高安全性［1］，聲動力療法有望成為治療惡性腫瘤的有效方法。然而，現(xiàn)有聲敏劑的不足限制了聲動力療法的發(fā)展。

金屬有機框架（Metal organic framework， MOF）材料是一種新型的多孔配位復(fù)合物，它通過有機連接物吸收超聲，引起聲致發(fā)光效應(yīng)，并利用其產(chǎn)生的能量轉(zhuǎn)移電子，生成活性氧［2］。此外，該材料的多孔結(jié)構(gòu)可有效促進氧氣和活性氧在腫瘤細胞中的擴散［3］。因此，MOF 材料在聲動力療法的應(yīng)用中具有巨大潛力。本文主要綜述聲動力療法和MOF 材料在此療法中的應(yīng)用。

1 聲動力療法

1.1 聲動力療法的原理聲動力療法是使用超聲波來激活聲敏劑并產(chǎn)生局部細胞毒性［4］，從而誘導(dǎo)腫瘤細胞凋亡的一種高效、安全和簡單的新療法。聲動力療法是在光動力的基礎(chǔ)上發(fā)展起來的，然而，光動力療法使用的激光穿透能力有限，無法有效治療位于組織深部的腫瘤，但超聲波能穿透數(shù)十厘米的組織，聲動力療法利用高穿透力的超聲彌補了光動力療法穿透力弱的缺陷［5］。聲動力療法的具體治療步驟是先將聲敏劑注入體內(nèi)，當(dāng)聲敏劑聚集在腫瘤部位時，它可以在超聲波的刺激下殺傷腫瘤細胞（圖1）。

圖1 聲動力療法治療步驟示意圖

1.2 聲動力療法的作用機制聲動力療法的機制尚未定論，但有兩種主流觀點，即ROS 假說和機械效應(yīng)。ROS 主要包括單線態(tài)氧（1O2）、氧自由基（過氧化氫等）和羥基自由基（·OH）。研究表明，低強度的超聲會通過空化效應(yīng)導(dǎo)致氣泡坍塌，進而引起聲致發(fā)光現(xiàn)象，聲敏劑的吸收光，與聲致發(fā)光的光譜重疊，在這種情況下，聲敏劑吸收能量從基態(tài)激活至激發(fā)態(tài)［6］。當(dāng)受激聲敏劑返回基態(tài)時，釋放的能量可以激活周圍環(huán)境中的氧分子，使其成為ROS。ROS 具有極強的氧化性，可通過奪取電子降低腫瘤細胞線粒體的膜電位并導(dǎo)致線粒體膜損傷，從而導(dǎo)致Bcl-2 基因家族水平的下調(diào)以及胱天蛋白酶激活劑（如細胞色素C）和其他促凋亡分子的釋放［7-9］，從而誘導(dǎo)腫瘤細胞凋亡。

超聲也可通過機械效應(yīng)或熱效應(yīng)破壞腫瘤細胞［10］。超聲是一種機械波，液體在超聲的振動下產(chǎn)生大量直徑1~10 μm 的氣泡，即空化微泡［11］。在超聲的作用下，空化微泡可以在液體介質(zhì)中流動并產(chǎn)生機械力，對細胞膜造成可逆性損傷，從而促進藥物和聲敏劑向細胞轉(zhuǎn)移，空化微泡爆破形成的流體動力和剪切力也會嚴(yán)重破壞腫瘤細胞的骨架結(jié)構(gòu)［12-13］。同時，對超聲的吸收和擴散會導(dǎo)致腫瘤細胞局部高溫，造成熱損傷（圖2）［8，14］。雖然這種機械損傷和熱損傷缺乏選擇性，但納米聲敏劑的被動靶向性可以提高聲動力治療的效率。一般認(rèn)為聲動力療法的抗腫瘤能力是多種機制組合共同作用下的結(jié)果，而不是單一的生成ROS的機制。

圖2 聲動力療法的機制

2 MOF在聲動力療法中的研究進展

SDT 抗腫瘤能力依賴于聲敏劑、氧氣和超聲三個基本元素，其中聲敏劑起決定性作用［15-17］。目前SDT 聲敏劑主要分為有機類和無機類，有機類聲敏劑大多數(shù)起源于光敏劑，包括卟啉及其衍生物、吩噻嗪類或阿霉素類化合物；無機類包括二氧化硅納米顆粒和二氧化鈦納米顆粒等藥物［18-19］。大多數(shù)有機聲敏劑存在水溶性差、生物利用度有限、對腫瘤富集能力低、代謝快、光毒性等缺陷，導(dǎo)致SDT 治療效果不佳。如光卟啉，它可被腫瘤細胞選擇性吸收，對正常細胞幾乎沒有不良反應(yīng)，但因水溶性和在血液循環(huán)中代謝快，導(dǎo)致它在目標(biāo)腫瘤部位藥物濃度較低影響SDT 效率［19-20］。目前，加強有機聲敏劑與納米材料的結(jié)合是有機聲敏劑的主要優(yōu)化方向之一，在一定程度上可以克服上述缺點提高使用價值。PING H 等［21］制備了一種可生物降解的介孔中空結(jié)構(gòu)有機硅納米材料，將金屬錳卟啉（MnPpIX）有機聲敏劑錨定在其表面合成為可降解的納米聲敏劑（HMONs-MnPpIX-PEG），該聲敏劑通過保留效應(yīng)實現(xiàn)了MnPpIX 在腫瘤部位的富集，改善了藥代動力學(xué)，在體內(nèi)抑瘤實驗中明顯抑制腫瘤生長。與傳統(tǒng)有機聲敏劑相比，無機聲敏劑有更加優(yōu)越的理化性質(zhì)，但也存在降解性差和潛在生物相容性低的不足，需考慮生物安全性問題［22］。正是由于缺乏合適的聲敏劑以及腫瘤缺氧環(huán)境造成的障礙，SDT 目前仍處于初級階段，無法實現(xiàn)臨床轉(zhuǎn)化。因此開發(fā)出高載藥量、高活性和可降解的材料作為傳輸介質(zhì)或聲敏劑，能進一步有利于實現(xiàn)聲動力療法的臨床轉(zhuǎn)化。

2.1 MOF 聲敏劑及其合成MOF 是以金屬離子或金屬簇合物為主體，通過有機連接物組裝而成的一種新型多孔配位復(fù)合物［23］。它具有孔隙率高、密度低、比表面積大、孔道規(guī)則、孔徑可調(diào)以及拓撲結(jié)構(gòu)多樣性和可裁剪性等優(yōu)點［24-27］。與無機納米粒子相比，MOF 材料具有更高的生物相容性［28］；同時，它改進了傳統(tǒng)有機聲敏劑藥代動力學(xué)差和光毒性的不足［8］。與其他多孔材料相比，MOF 的理化性質(zhì)和活性可以通過調(diào)整其組分（如金屬離子、金屬簇和有機連接體）來改善，克服腫瘤細胞微環(huán)境帶來的限制，提高聲敏劑的量子產(chǎn)率，或通過材料的選擇與藥物的負載賦予一定的功能，實現(xiàn)聲動力療法與其他療法的聯(lián)合應(yīng)用，拓展聲動力療法的臨床前景。例如，可以選擇生物包容性更好的鋯做中心金屬離子來改善生物相容性，可以選擇卟啉等傳統(tǒng)聲敏劑材料做有機連接體來提高SDT 的療效［29］。因此，MOF 材料不僅可作為傳統(tǒng)聲敏劑的載體，還可直接作為新聲敏劑來克服傳統(tǒng)聲敏劑的各種不足。

在腫瘤微環(huán)境（Tumor microenvironment， TME）中，腫瘤細胞處于缺氧狀態(tài)，并含有高濃度的谷胱甘肽（Glutathione，GSH）。GSH 的抗氧化能力導(dǎo)致ROS 生成不足，從而限制了SDT 發(fā)揮抗腫瘤作用的能力［30］。為解決該問題，學(xué)者們嘗試使用天然過氧化氫酶來彌補SDT 在這方面的不足［31］。然而，生物體內(nèi)的還原酶和蛋白酶會降低過氧化氫酶的活性，使其很難進入腫瘤細胞［32］。有些金屬離子，如Pt4+、Cu+和Mn3+等，可在TME 中與過氧化氫相互作用，通過芬頓反應(yīng)生成ROS。如果在MOF 的合成中使用這些離子，并與過氧化氫酶樣物質(zhì)協(xié)同作用，SDT的功效可以得到提高［28，33］。此外，合適的納米粒徑在腫瘤治療中也起著非常重要的作用。腫瘤周圍有許多新生血管，考慮到由其引起的滯留效應(yīng)（Enhanced permeability and retention effect， EPR），粒徑為100~300 nm 的MOF 納米粒子可以被動靶向地聚集在腫瘤部位［34-35］。然而，由于TME 中血管畸形以及細胞外基質(zhì)致密所造成的固有障礙，大的MOF 納米粒子對腫瘤的滲透性差，只能在腫瘤組織表面堆積，這會導(dǎo)致實體瘤中心的藥物濃度不足，治療效果較差［36］。為了更好地穿透腫瘤，可以選擇粒徑小于20 nm 的納米粒子，然而這樣的納米粒子在體內(nèi)的循環(huán)時間短，易于被代謝和清除［37］。因此，理想的思路是合成出可以隨腫瘤環(huán)境變化而調(diào)整粒徑的MOF 納米載體。該載體具有合適的初始尺寸，可以被動靶向并聚集在腫瘤部位，然后在TME 的作用下分解，釋放出小尺寸藥物和聲敏劑，從而增加藥物滲透性，提高藥物靶向性（圖3）［38-40］。

圖3 納米粒子在TME下裂解實現(xiàn)納米粒徑的調(diào)控

2.2 MOF 在SDT 中的應(yīng)用ZHANG K 等［33］以氯化銅和偶氮苯-4，4'-二甲酸為原料，通過溶劑熱法合成了Cu-MOFs，然后將聲敏劑二氫卟吩6（Chlorin e6，Ce6）負載到Cu-MOFs上，得到平均尺寸為260 nm的Cu-MOFs/Ce6（圖4）。通過EPR 效應(yīng)，大尺寸的Cu-MOFs/Ce6 納米粒子可有效地蓄積在腫瘤部位，然后在缺氧的TME 環(huán)境下偶氮鍵裂解，降解為小尺寸的Cu-MOFs/Ce6 納米粒子，進而釋放Cu2+和Ce6到腫瘤內(nèi)部，游離Cu2+與腫瘤細胞內(nèi)高水平的GSH發(fā)生氧化還原反應(yīng)，耗竭GSH，同時自身被還原為Cu+，Cu+在弱酸性中表現(xiàn)出高催化活性和特異性，通過類芬頓反應(yīng)將H2O2轉(zhuǎn)換成ROS。鋅與2-甲基咪唑組裝成ZIF-8 納米粒子，實驗表明，ZIF-8納米粒子中的不飽和Zn-N3基團簇可激活吸附在表面上的氧氣和水分子，從而產(chǎn)生ROS（圖5）。體內(nèi)體外實驗結(jié)果顯示，該納米粒子在超聲作用下表現(xiàn)出更高的ROS 產(chǎn)率及靶向殺傷腫瘤細胞的能力，且在安全劑量下未表現(xiàn)出明顯的毒副作用［42］。與傳統(tǒng)聲敏劑相比，該納米粒子具有更好的靶向性和安全性，是一個值得被期待的潛在聲敏劑。

圖4 Cu-MOFs/Ce6納米體系的合成方法和低氧響應(yīng)性［33］

圖5 結(jié)合生物活性和聲動力學(xué)特性的ZIF-8 NPs［42］

ZHANG K 等［33］對人體乳腺癌細胞MCF-7 和人皮膚成纖維細胞NHDF 給藥Cu-MOFs/Ce6 納米粒子，證實該粒子可以被MCF-7很好地攝取，對MCF-7細胞表現(xiàn)出很好的選擇性和殺傷能力，且對NHDF細胞無毒性。在荷瘤小鼠模型中，給藥并超聲后小鼠的腫瘤生長受到抑制并被逐漸破壞。在治療過程中，荷瘤小鼠的體重未明顯減輕，各項血液生化數(shù)據(jù)與對照組比未見異常，表明Cu-MOFs/Ce6 無明顯的毒副作用。SUN Y 等［41］使用偶氮苯-4，4'-二甲酸合成Cu-MOF 納米粒子，并負載了非氧依賴性聲敏劑2，2-偶氮雙［2-（2-咪唑啉-2-基）丙烷］二鹽酸鹽（AIPH），體內(nèi)和體外實驗表明，該納米顆粒具有良好的靶向性和抗腫瘤能力。

除了TME 的缺氧環(huán)境外，微酸環(huán)境也可被納米粒子利用。WANG W W 等［42］在甲醇溶液中將金屬

使用聲敏劑作為有機連接物構(gòu)建MOF，可以有效地避免某些聲敏劑在體內(nèi)的團聚和自猝滅，從而提高SDT 的功效［43-44］。比如卟啉類化合物就容易產(chǎn)生猝滅現(xiàn)象［45］。Mn-TCPP 是一種類過氧化氫酶物質(zhì)，可以消耗腫瘤細胞中的過氧化氫生成氧氣，從而克服低氧環(huán)境給SDT 帶來的困難。而具有良好生物相容性的鋯（Zr）可降低細胞內(nèi)的GSH 水平。XU Q B 等［29］使用四羧基苯基卟啉錳（Mn-TCPP）作為連接物，并將其與Zr連接以構(gòu)建Mn-MOF，在細胞實驗中對比Mn-TCPP 和Mn-MOF 發(fā)現(xiàn)，后者表現(xiàn)出更好的內(nèi)化能力和更高的細胞內(nèi)熒光強度。小鼠模型給藥后，在超聲條件下，Mn-MOF 可更加有效地抑制腫瘤的生長和轉(zhuǎn)移［29］。ZHANG T等［46］將金屬鈦與中-四（4-羧基苯基）卟吩（TCPP）合成為Ti-TCPP MOF納米粒子，在體外實驗中，通過探針證實Ti-TCPP MOF 在超聲的作用下有生成ROS 的能力，細胞給藥后，共聚焦顯微鏡觀察到大多數(shù)的Ti-TCPP MOF在細胞核中富集（圖6）；體內(nèi)實驗表明，經(jīng)Ti-TCPP MOF和超聲處理的小鼠組存活時間最長，腫瘤增殖速度最慢，表明以卟吩為骨架的Ti-TCPP MOF 具有良好的腫瘤靶向性和抗腫瘤性能。

圖6 Ti-TCPP MOF在SDT靶向治療中的示意圖［46］

2.3 MOF 推動聲動力療法與其他療法聯(lián)合治療聯(lián)合治療是抗腫瘤領(lǐng)域的主流趨勢，MOF 的高孔隙和大比表面積不僅可以促進ROS 在細胞內(nèi)的擴散，還可以實現(xiàn)高載藥量［29］；且超聲波通過空化效應(yīng)可改變腫瘤細胞的通透性，進而增加腫瘤細胞對藥物的攝取，減少藥物用量，降低化療藥物的耐藥性，從而實現(xiàn)SDT 與化療的聯(lián)合應(yīng)用，提高療效［47-48］。當(dāng)使用可以產(chǎn)生芬頓效應(yīng)的金屬元素作為合成MOF 的原料時，SDT 又可與化學(xué)動力療法（Chemodynamic therapy，CDT）結(jié)合起來［49］。學(xué)者們通過諸如此類的對負載藥物和納米材料的選擇，合理地設(shè)計MOF，從而將SDT 與其它療法聯(lián)合起來，為提高抗腫瘤能力提供了可能。

BAO Y H 等［50］為了增強SDT 療法的效應(yīng)，選擇將SDT與饑餓療法協(xié)同起來。BAO Y H等［50］用八水氧氯化鋯（ZrOCl2·8H2O）和TCPP 反應(yīng)制備PCN224，再負載鉑納米粒子，隨后在納米粒子表面負載紅細胞膜以及葡萄糖氧化酶（GOx），形成PPGE NCs。實驗結(jié)果顯示，含有PPGE NCs 的葡萄糖溶液的pH 值明顯低于純葡萄糖溶液，這證明PPGE NCs 中的GOx 依然具備活性，可以氧化葡萄糖。H2O2可被負載的鉑納米粒子還原為氧氣分子，進而在超聲下與PCN224 反應(yīng)形成ROS。鉑與GOx 的聯(lián)合作用減緩了缺氧對SDT 的不利影響。溶氧分析法也證實PPGE NCs 能夠平穩(wěn)地顯示催化活性。在細胞實驗中，該團隊使用缺氧探針觀察各組細胞的含氧量，發(fā)現(xiàn)PPGE NCs 組的熒光強度最低，這證實PPGE NCs 在細胞水平上仍能有效緩解TME 的缺氧。在小鼠模型中，PPGE NCs 組表現(xiàn)出比未負載GOx 組更強的抗腫瘤效果，這證實了GOx 在體內(nèi)的饑餓抗腫瘤效果與體外細胞實驗的結(jié)果一致。經(jīng)超聲作用的PPGE NCs 組顯示出更高的抑制腫瘤生長的能力，這證實了PPGE NCs 的SDT 效應(yīng)［50］。上述結(jié)果表明，PPGE NCs納米粒子可以很好地將饑餓療法與聲動力療法結(jié)合起來。

TRUONG HOANG Q 等［51］采用八水氧氯化鋯（ZrOCl2·8H2O）和TCPP 制備PCN-222 納米粒，隨后將PCN-222偶聯(lián)到聚乙二醇上，合成PEG-PCN，并負載促氧化化療藥物蓽茇酰胺（piperlongumine，PL）形成PL-PEG-PCN（圖7）。細胞實驗顯示，PL-PEG-PCN給藥組的腫瘤細胞存活率在超聲和未超聲條件下均低于PEG-PCN組和PL組。DCF-DA染色檢驗細胞內(nèi)ROS 生成水平的實驗表明，在超聲或無超聲條件下，PL-PEG-PCN 組產(chǎn)生的ROS 明顯高于PEG-PCN組。證明由于PL的存在細胞內(nèi)生成了更多的ROS，且與未經(jīng)US 處理的PL-PEG-PCN 給藥組相比，經(jīng)過US輻射的PL-PEG-PCN組會更高效地產(chǎn)生ROS。這個結(jié)果表明，PL-PEG-PCN 成功將SDT 與PDT 高效地結(jié)合起來，提高了抗腫瘤能力。

圖7 負載了PL的PEG-PCN的合成方法與作用機制［51］

3 總結(jié)與展望

本文綜述了聲動力療法的機理、優(yōu)點以及MOF納米粒子在聲動力療法中的研究進展。與經(jīng)典腫瘤治療方法相比，聲動力療法具有高穿透性、無創(chuàng)性和高靶向性的特點。MOF 納米顆粒能有效提高聲動力治療的效果，增強其在腫瘤部位的富集，改善腫瘤患者的預(yù)后，在一定程度上解決了目前聲動力治療中的瓶頸問題。此外，MOF 納米粒子能夠負載大量的聲敏劑或其他藥物，容易修飾，可實現(xiàn)與化療、放療、光熱治療和饑餓治療等的聯(lián)合應(yīng)用，為腫瘤治療拓展了一條新途徑。然而，MOF 介導(dǎo)的聲動力療法想要實現(xiàn)臨床轉(zhuǎn)化，仍需大量的實踐支持與證明。開發(fā)出具有靶向性和生物相容性，并能在超聲下持久高效地發(fā)揮抗腫瘤作用的MOF 納米粒子也是關(guān)鍵。