張緒君 ，盧婷利 ，陳 濤 ，2，高迎春 ，趙 雯

近年來(lái)，隨著生物技術(shù)和基因工程的發(fā)展，越來(lái)越多的蛋白質(zhì)、酶有望用于疾病治療。目前已有超過(guò)300種蛋白質(zhì)藥物批準(zhǔn)上市或進(jìn)入臨床研究[1]。然而，由于蛋白質(zhì)、酶類藥物口服后在腸道中易降解，靜脈注射體內(nèi)循環(huán)時(shí)間短、生物半衰期短，大大制約了其應(yīng)用。為解決這些問(wèn)題，出現(xiàn)了各種蛋白質(zhì)類藥物劑型，包括水凝膠、納米球、微球、脂質(zhì)復(fù)合物的脂質(zhì)體、固體脂質(zhì)納米粒、油包水型乳劑等。微球以生物可降解聚合物為載體，將生物活性物質(zhì)固定化后，轉(zhuǎn)運(yùn)到特定部位，以預(yù)定的速率和劑量發(fā)揮作用。與其他緩控釋系統(tǒng)相比，微球具有制備較簡(jiǎn)單、穩(wěn)定性好、成本低等特點(diǎn)，已成為近年來(lái)研究的熱點(diǎn)[2]。近年來(lái)國(guó)內(nèi)外研究的微球常以聚乳酸 －羥基乙酸共聚物[poly(lactic－co－glycolic acid)，PLGA]為骨架材料，將多肽、蛋白質(zhì)類藥物包裹或分散于PLGA中制成微球制劑，粒徑范圍一般為1～500μm[3]，給藥后既能達(dá)到保護(hù)藥物目的，又能隨著聚合物的降解，將藥物以擴(kuò)散、溶蝕等方式釋放，達(dá)到緩釋長(zhǎng)效的目的[4]。目前，微球制劑多數(shù)為靜脈注射給藥，進(jìn)入血管內(nèi)會(huì)從血管中迅速清除并被存在于肝、脾及骨髓等處的網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)攝取[5]，因此大部分微球藥物不能有效地到達(dá)靶向部位，影響了藥物的作用效果。研究表明，延長(zhǎng)載藥微球在體內(nèi)的循環(huán)時(shí)間，降低微球被網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)消除的可能性，有效提高藥物在體內(nèi)的作用時(shí)間，關(guān)鍵在于提高載藥微球的靶向性和延長(zhǎng)其在靶部位的滯留時(shí)間。筆者主要從這兩個(gè)方面對(duì)PLGA微球給藥系統(tǒng)的研究進(jìn)展進(jìn)行介紹。

1 延長(zhǎng)微球在體內(nèi)的循環(huán)時(shí)間

微球在達(dá)到靶部位之前，在體內(nèi)應(yīng)該有足夠長(zhǎng)的循環(huán)時(shí)間，網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)的攝取對(duì)源于網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)的疾病治療是有利的，但多數(shù)疾病與此系統(tǒng)無(wú)關(guān)。普通微球經(jīng)靜脈注射后會(huì)被單核吞噬細(xì)胞系統(tǒng)吞噬，從血中快速清除并積聚在單核巨噬系統(tǒng)豐盈的組織中，尤其是肝臟和脾被認(rèn)為是實(shí)現(xiàn)藥物靶向輸送到人體器官組織的主要障礙。因此，避免被吞噬系統(tǒng)器官截留以及延長(zhǎng)體內(nèi)存留時(shí)間，成為微球制劑的研究熱點(diǎn)。微球的粒徑和表面性質(zhì)(電荷、親水性等)是影響微球被單核吞噬細(xì)胞系統(tǒng)清除的主要因素[5]。因而，控制微球粒徑和改變微球的表面性質(zhì)是延長(zhǎng)藥物在體內(nèi)循環(huán)時(shí)間的主要途徑。

1)粒徑因素

粒徑和粒徑分布是微球性質(zhì)的諸多評(píng)價(jià)指標(biāo)中兩項(xiàng)重要的指標(biāo)，對(duì)于微球的包封率和釋放行為有著顯著影響，更是進(jìn)行微球表面修飾的前提條件。減小微球的粒徑，能增加其在靶部位的聚集，并同時(shí)延長(zhǎng)其在血液中的半衰期。相同聚乙二醇單甲醚(mPEG，相對(duì)分子質(zhì)量為5 000)修飾微球時(shí)，隨著粒徑的減小，巨噬細(xì)胞吞噬量減小，大鼠血漿半衰期延長(zhǎng)。同時(shí)，粒徑范圍也影響到網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)的攝取作用，微球粒徑越小，粒徑范圍越窄，越有利于靈活用藥，并能增加生物利用度和降低給藥劑量，提高可控釋性[3]。因此，應(yīng)根據(jù)組織、靶點(diǎn)、循環(huán)時(shí)間來(lái)優(yōu)化微球的最佳粒徑。同時(shí)，還需要選擇合適的包埋方法，如乳化溶劑揮發(fā)法、噴霧干燥法、相分離法和乳化交聯(lián)法等。但這些傳統(tǒng)的微球制備方法存在著粒徑不均一、粒徑難控的缺點(diǎn)，給實(shí)際應(yīng)用帶來(lái)很大困難。

近年來(lái)出現(xiàn)了許多新的制備方法，Kluge等[5]應(yīng)用超臨界液體乳化技術(shù)(supercritical fluid extraction of emulsions)，通過(guò)改變PLGA濃度與制備初乳階段的攪拌速度獲得的溶菌酶微球平均粒徑在100 nm與幾微米之間，不但分布范圍窄，而且具有重復(fù)性與粒徑可控性。Kang等[6]根據(jù)文獻(xiàn)報(bào)道，改進(jìn)了超臨界流體技術(shù)(supercritical fluid techniques)，采用超臨界流體快速分散溶液技術(shù)制備平均粒徑為 1.65 μm(跨度為 0.831)的 PLLA/PLGA空白微球，和平均粒徑為2.35μm(跨度為0.914)的吲哚美辛－PLLA/PLGA微球。

2)微球表面修飾

使微粒長(zhǎng)循環(huán)和靶向性的主要方法是表面修飾，如非離子表面活性劑包衣和聚乙二醇修飾。巨噬細(xì)胞消除外來(lái)粒子的一個(gè)主要機(jī)制是通過(guò)識(shí)別結(jié)合于微粒上的免疫球蛋白G(IgG)的Fc段和補(bǔ)體，來(lái)吞噬抗體結(jié)合的微粒。將微球表面修飾上親水基團(tuán)，可以改變微球表面的疏水性，同時(shí)利用位于表面的聚合物鏈的空間效應(yīng)，減少血漿蛋白在微球表面的吸附，避開肝巨噬細(xì)胞尤其是枯否細(xì)胞(Kupffer cell)的識(shí)別和吞噬，延長(zhǎng)在血液中的循環(huán)時(shí)間。PLGA因具有優(yōu)良的生物相容性及可降解性而在醫(yī)用生物材料中得到了廣泛應(yīng)用，然而由于其表面缺乏細(xì)胞識(shí)別位點(diǎn)，以及存在親水性和細(xì)胞親和性不足等缺點(diǎn)，影響了細(xì)胞在其表面的黏附生長(zhǎng)。為了得到生物功能和親水性均較理想的PLGA，通常應(yīng)用物理或者化學(xué)的方法在材料中引入其他分子對(duì)其進(jìn)行改性，賦予材料生物信號(hào)，以提高其適用性。

(1)聚乙二醇共價(jià)偶聯(lián)修飾

共價(jià)偶聯(lián)修飾是將表面修飾物質(zhì)與載體材料通過(guò)一定的化學(xué)反應(yīng)鍵合，然后制備微粒。作為外源異物的微球被巨噬細(xì)胞吞噬，始于內(nèi)源蛋白與微球的非特異性結(jié)合。將聚乙二醇等親水性聚合物通過(guò)酯鍵共價(jià)連接到微粒載體上，可得到較穩(wěn)定的包衣層。最常見(jiàn)的聚乙二醇是線性或分支的，末端帶有的羥基具有伯醇性質(zhì)，能進(jìn)行酯化和醚化反應(yīng)[7]。將聚乙二醇長(zhǎng)鏈與PLGA共價(jià)結(jié)合，增加聚乙二醇分子量可使納米粒與單核吞噬細(xì)胞系統(tǒng)相互作用減弱，循環(huán)時(shí)間更長(zhǎng)[8]。經(jīng)聚乙二醇修飾的共聚物納米粒，由于聚乙二醇在納米粒表面形成聚乙二醇束起到空間位阻作用，與未經(jīng)修飾的相比，可降低血液中調(diào)理素蛋白在納米粒表面的吸附等作用，阻斷或延遲單核吞噬系統(tǒng)對(duì)納米粒的識(shí)別吞噬，延長(zhǎng)藥物在循環(huán)系統(tǒng)的滯留時(shí)間，改變其在在血液和肝、脾等單核細(xì)胞豐富的器官中的分布[9－10]。

聚乙二醇是親水、非離子性的高聚物，具有良好的生物兼容性，是目前避免單核吞噬細(xì)胞系統(tǒng)清除作用和延長(zhǎng)脂質(zhì)體在血液中駐留時(shí)間的最常用試劑。聚乙二醇嫁接在蛋白質(zhì)、肽以及非肽類分子上，具有無(wú)毒、無(wú)免疫性、不產(chǎn)生抗原和水中穩(wěn)定等優(yōu)點(diǎn)，并已通過(guò)美國(guó)食品藥物管理局(FDA)認(rèn)證。聚乙二醇分子可以通過(guò)多種途徑被引入納米粒，如在納米粒制備過(guò)程中通過(guò)共價(jià)鍵鍵合(即化學(xué)嫁接技術(shù))或者利用納米粒的表面吸附作用結(jié)合等[7]。修飾后的藥物或載藥微粒具有滯留時(shí)間長(zhǎng)、降解作用弱、免疫可能性低等優(yōu)點(diǎn)。聚乙二醇修飾使多肽、蛋白質(zhì)類藥物得到了較廣泛的應(yīng)用。

除了能延長(zhǎng)在體循環(huán)中的駐留時(shí)間外，納米粒表面的聚乙二醇還能夠起到其他作用，例如減少蛋白質(zhì)和酶在其表面的吸附，從而減緩PLGA的生物降解速度。通過(guò)改變聚乙二醇的密度和相對(duì)分子質(zhì)量，可以控制表面吸附的蛋白質(zhì)量處于最小值。采用聚乙二醇改性后，聚乳酸納米粒在模擬胃液中的穩(wěn)定性增加。采用模擬胃液處理4 h后，9%聚乳酸納米粒轉(zhuǎn)化為乳酸鹽，但改性后的聚乳酸納米粒只有3%的轉(zhuǎn)化率。

全靈東等[11]以PLGA經(jīng)mPEG修飾后的三嵌段共聚物mPEGPLGA－mPEG(PELGE)制備靜脈注射用胰島素納米粒，聚乙二醇含量為5% ～10%時(shí)，包封率達(dá)到了94% ～98%，載藥量為4.48% ～4.67%。對(duì)納米粒進(jìn)行聚乙二醇修飾后，改變了聚合物表面的親水性和柔順性，形成親水嵌段外殼而不被網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)攝取與肝、脾、肺快速清除，延長(zhǎng)了胰島素在血液循環(huán)中的停留時(shí)間。

在PLGA分子中，可同時(shí)引入氨基酸和聚乙二醇。為從分子結(jié)構(gòu)上改善PLGA材料的親水性和細(xì)胞黏附性，羅丙紅等[12]以辛酸亞錫為催化劑、聚(聚乙二醇 －co－L－天冬氨酸)交替預(yù)聚物(PEG－ASP)n引發(fā)劑引發(fā) D，L－丙交酯和乙交酯開環(huán)共聚，合成帶有功能側(cè)氨基的PLGA－(PEG－ASP)n共聚物，通過(guò)細(xì)胞黏附試驗(yàn)比較，該共聚物的親水性以及對(duì)骨髓基質(zhì)細(xì)胞的黏附能力和黏附效率均明顯優(yōu)于未修飾的PLGA，有望成為一種良好的可降解吸收組織工程支架材料以及骨靶向藥物緩釋載體。

(2)表面活性劑表面吸附修飾

通過(guò)物理吸附的原理，將某些表面活性劑吸附到納米粒表面也可達(dá)到長(zhǎng)循環(huán)的目的。主要采用非離子型聚氧乙烯類表面活性劑，最常用的是泊洛沙姆及其乙二胺衍生物。非離子表面活性劑包衣納米粒長(zhǎng)循環(huán)的機(jī)制是，不帶電荷、親水性表面的包衣層以及聚合物的立體排阻效應(yīng)阻斷了納米粒與巨噬細(xì)胞的吞噬過(guò)程[13－14]。親水性的包衣能減少納米粒對(duì)血中成分的吸附(如opsonin，apolipoprotein)，從而降低血漿蛋白的調(diào)理作用。表面活性劑吸附層厚度增加，吞噬細(xì)胞的吞噬功能則下降，一般認(rèn)為表面層的厚度大于10 nm，能有效發(fā)揮空間位阻作用。

王杰等[15]用3H－環(huán)孢菌素A制備了平均粒徑為59 nm的聚乳酸納米粒，采用物理吸附的方法分別用Brij 78，Myrj 53，Myrj 59作表面活性劑對(duì)其進(jìn)行了表面修飾。以小鼠腹腔巨噬細(xì)胞為體外細(xì)胞模型，以一級(jí)昆明種小鼠為動(dòng)物模型，分別進(jìn)行體外細(xì)胞吞噬試驗(yàn)和體內(nèi)組織分布試驗(yàn)。用泊洛沙姆407和泊洛沙姆908包衣的PLGA粒子能延長(zhǎng)藥物的半衰期，載藥納米粒給藥1 h后仍有30%藥物存留在血液循環(huán)中，而游離藥物給藥5 min后用藥者血液中只剩8%。

其他用以表面改性的試劑包括聚山梨醇酯－20、聚山梨醇酯 －60、聚山梨醇酯 －80、Brij 35、Brij 78、羥丙基纖維素、殼聚糖、薄荷醇等。分別以BrU 78，Myrj 53，Myrj 59表面改性劑對(duì)載環(huán)孢菌素的聚乳酸納米粒進(jìn)行表面改性。結(jié)果顯示，隨著表面改性劑親水性的增加，巨噬細(xì)胞對(duì)納米粒的吞噬作用減弱。采用殼聚糖表面改性的PLGA納米粒可以增加大分子在黏膜表面的穿透性，增加納米粒的正Zeta電勢(shì)和破傷風(fēng)類毒素的包裹效率。放射性同位素標(biāo)記的破傷風(fēng)類毒素實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，表面改性后的納米粒較未經(jīng)改性的納米粒在穿過(guò)鼻和腸的上皮細(xì)胞時(shí)有好的傳輸能力。

2 延長(zhǎng)微粒在吸收部位的停留時(shí)間

表面修飾除了可以延長(zhǎng)微粒的血漿半衰期外，還可延長(zhǎng)微粒在吸收部位的滯留時(shí)間。如通過(guò)連接配基、抗體、酶等，能使微粒主動(dòng)富集于相應(yīng)受體、抗原，酶底物等所在的靶部位，使微粒具有特異靶向能力[14－16]。微粒表面上用陽(yáng)離子聚合物包衣也易于被細(xì)胞攝取。

1)配體修飾

特異性單克隆抗體(mAb)是1975年發(fā)現(xiàn)的具有特異靶向性的抗體，將其與不同的化學(xué)藥物結(jié)合，能獲得具有特異靶向性的藥物分子，實(shí)現(xiàn)藥物靶向給藥。然而，由于大部分藥物難以與其偶聯(lián)，或直接偶聯(lián)會(huì)改變藥物的藥理作用及引起免疫反應(yīng)，故常采用將藥物包封于微球、脂質(zhì)體等微粒中，然后用其進(jìn)行表面修飾，以避免藥物理化性質(zhì)的改變，同時(shí)又賦予藥物一定的靶向性，制備出靶向性載藥系統(tǒng)。

雙酸類化合物(diphosphonate)是天然焦磷酸的類似物，對(duì)骨組織和鈣化組織有特異性的親和力，能有效抑制骨質(zhì)吸收[17]，阿侖膦酸鹽是這類藥物典型代表。Sung等[18]用同時(shí)接連有阿侖膦酸鹽和mPEG的al－PLGA制備出納米粒，證明其對(duì)羥磷灰石具有很強(qiáng)的特異吸附能力，通過(guò)改變阿侖膦酸鹽的比例，進(jìn)一步驗(yàn)證al－PLGA吸附羥磷灰石能力隨阿侖膦酸鹽含量的減少而減弱;同時(shí)也發(fā)現(xiàn)mPEG嵌段鏈長(zhǎng)度過(guò)長(zhǎng)會(huì)減弱對(duì)羥磷灰石的吸附能力。

2)生物多糖修飾

近年來(lái)，表面修飾因具有多方面的優(yōu)勢(shì)而受到普遍關(guān)注。多糖具有良好的生物相容性和生物降解性;多種活性基團(tuán)通過(guò)共價(jià)鍵結(jié)合的大分子具有許多獨(dú)特的理化特性(如網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)、雙親性)，所形成的納米?；蛘吣z束具有很好的穩(wěn)定性，可賦予納米粒生物黏附特性，并且能產(chǎn)生很好的靶向性。用殼聚糖和卡波姆等生物黏性聚合物進(jìn)行納米粒表面修飾也多見(jiàn)報(bào)道。

透明質(zhì)酸(HA)具有良好的生物相容性、可降解性和組織黏附性，并有助于大分子穿過(guò)組織黏膜表面。Yadav等[19]用透明質(zhì)酸與PEG－PLGA反應(yīng)合成HA－PEG－PLGA，并以此為骨架材料按阿霉素∶PLGA=1∶1的優(yōu)化處方制備阿霉素HA－PEG－PLGA納米粒與阿霉素PEG－PLGA納米粒，體外釋放研究顯示持續(xù)釋放時(shí)間達(dá)15 d。將兩種微球尾靜脈注入模擬埃列希腹水腫瘤的小鼠，于1，2，4 h 后處死，取腫瘤，肝、脾、肺、腎、腸、心臟、胃和肌肉等組織分析標(biāo)記放射性元素的分布，顯示給藥1 h后，透明質(zhì)酸修飾的PLGA納米粒的在腫瘤組織部位富集濃度高于未經(jīng)修飾的近兩倍，2 h后濃度更高，對(duì)腫瘤組織有明顯的靶向性。小鼠體內(nèi)腫瘤抑制試驗(yàn)與普通阿霉素注射劑對(duì)照，結(jié)果表明阿霉素HA－PEG－PLGA納米?？墒鼓[瘤體積明顯縮小。由于透明質(zhì)酸是動(dòng)物細(xì)胞膜成分，與單純的聚乙二醇修飾相比，PLGA納米粒更易黏附于腫瘤細(xì)胞，并被識(shí)別、內(nèi)攝，提高了藥物的滲透性。

3 結(jié)語(yǔ)

多肽、蛋白質(zhì)類藥物在臨床上常用的劑型仍主要為注射用溶液劑和凍干粉針劑，給藥途徑單一，且必須頻繁給藥，患者的依從性差。微球可使藥物在數(shù)周或數(shù)月內(nèi)以一定速率釋放是一類極具開發(fā)潛力的新型藥物載體。但目前存在的很多問(wèn)題，導(dǎo)致許多藥物的微球制劑難以應(yīng)用于臨床，如藥物包封率及載藥量低，由于微球形狀和體內(nèi)生物降解等造成的藥物非零級(jí)釋放，藥物難以在最合適的時(shí)間內(nèi)釋放;對(duì)緩釋系統(tǒng)內(nèi)藥物的不同釋放程序和速度的研究不足，達(dá)不到對(duì)某些疾病的綜合預(yù)防和治療標(biāo)準(zhǔn)等。其中包封率和釋放是評(píng)價(jià)微球制劑的兩個(gè)最重要的指標(biāo)，蛋白質(zhì)多肽類藥物微球的包封率和釋放問(wèn)題最終還要通過(guò)微球修飾來(lái)解決。

[1]Lee ES，Park KH，Kang D，et al.Protein complexed with chondroitin sulfate in poly(lactide－co－glycolide)microspheres[J].Biomaterials，2007，28(17):2 754－2 762.

[2]Singh R，Lillard JW Jr.Nanoparticle － based targeted drug delivery[J].Exp Mol Pathol，2009，86(3):215 － 223.

[4]Jain RA.The manufacturing techniques of various drug loaded biodegradable poly(lactide－co－glycolide)(PLGA)devices[J].Biomaterials，2000，21(23):2 475－2 490.

[5]Kluge J，F(xiàn)usaro F，Casas N，et al.Production of PLGA micro－ and nanocomposites by supercritical fluid extraction of emulsions:Ⅰ.Encapsulation of lysozyme[J] .Journal of Supercritical Fluids，2009，50(3):327－335.

[6]Kang Y，Wu J，Yin G，et al.Preparation，characterization and in vitro cytotoxicity of indomethacin－loaded PLLA/PLGA microparticles using supercritical CO2technique[J].Eur J Pharm Biopharm，2008，70(1):85－97.

[7]Cheng J，Teply BA，Sherifi I，et al.Formulation of functionalized PLGA －PEG nanoparticles for in vivo targeted drug delivery[J].Biomaterials，2007，28(5):869 －876.

[8]Park J，F(xiàn)ong PM，Lu J，et al.PEGylated PLGA nanoparticles for the improved delivery of doxorubicin[J].Nanomedicine，2009，5(4):410 － 418.

[9]Madani F，Bessodes M，Lakrouf A，et al.PEGylation of microspheres for therapeutic embolization:preparation，characterization and biological performance evaluation[J].Biomaterials，2007，28(6):1 198 － 1 208.

[10]Li YP，Pei YY，Zhang XY.PEGylated PLGA nanoparticles as protein carriers:synthesis，preparation and biodistribution in rats[J].J Control Release，2001，71(2):203 － 211.

[12]羅丙紅，全大萍，廖凱榮，等.PLGA－(PEG－ASP)n共聚物的合成與性能研究[J].功能高分子學(xué)報(bào)，2005，18(2):295－298.

[13]Bondioli L，Costantino L，Ballestrazzi A，et al.PLGA nanoparticles surface decorated with the sialic acid，N － acetylneuraminic acid[J].Biomaterials，2010，31(12):3 395 － 3 403.

[14]Yamamoto H，Kuno Y，Sugimoto S，et al.Surface－modified PLGA nanosphere with chitosan improved pulmonary delivery of calcitonin by mucoadhesion and opening of the intercellular tight junctions[J].J Control Release，2005，102(2):373 －381.

[15]王 杰，張 強(qiáng)，易 翔，等.表面修飾對(duì)載環(huán)孢菌素A聚乳酸納米粒體外細(xì)胞攝取和體內(nèi)組織分布的影響[J].北京醫(yī)科大學(xué)學(xué)報(bào)，2000，32(3):235－238.

[16]Prego C，Garcia M，Torres D，et al.Transmucosal macromolecular drug delivery[J].J Control Release，2005，101(1 － 3):151 － 162.

[17]Pignatello R，Cenni E，Micieli D，et al.A novel biomaterial for osteotropic drug nanocarriers:synthesis and biocompatibility evaluation of a PLGA －ALE conjugate[J].Nanomedicine，2009，4(2):161 －175.

[18]Choi SW，Kim JH.Design of surface－modified poly(D，L－lactideco－glycolide)nanoparticles for targeted drug delivery to bone[J].J Control Release，2007，122(1):24 － 30.

[19]Yadav AK，Mishra P，Mishra AK，et al.Development and characterization of hyaluronic acid－anchored PLGA nanoparticulate carriers of doxorubicin[J].Nanomedicine，2007，3(4):246 －257.