殷姝君,王曉靜,王 兵,梅桂雪,孫 捷*

(1.濟(jì)南大學(xué) 山東省醫(yī)學(xué)科學(xué)院醫(yī)學(xué)與生命科學(xué)學(xué)院，山東 濟(jì)南 250200； 2.山東省醫(yī)學(xué)科學(xué)院藥物研究所，山東 濟(jì)南 250062；3.國家衛(wèi)生部生物技術(shù)藥物重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，山東省罕少見病重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，山東 濟(jì)南 250062)

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一種阿霉素/NO供體光敏納米復(fù)合物的合成與性質(zhì)研究

殷姝君1,2,3,王曉靜2,3,王 兵1,2,3,梅桂雪1,2,3,孫 捷2,3*

(1.濟(jì)南大學(xué) 山東省醫(yī)學(xué)科學(xué)院醫(yī)學(xué)與生命科學(xué)學(xué)院，山東 濟(jì)南 250200； 2.山東省醫(yī)學(xué)科學(xué)院藥物研究所，山東 濟(jì)南 250062；3.國家衛(wèi)生部生物技術(shù)藥物重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，山東省罕少見病重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，山東 濟(jì)南 250062)

以硫化銅納米晶(CuS-NCs)為核心，聚N-異丙基丙烯酰胺接枝殼聚糖(PNIPAM-g-CS)微粒為殼合成一種新型光敏納米復(fù)合材料. 在溫度的調(diào)節(jié)下，N-異丙基丙烯酰胺(NIPAM)包覆CuS納米晶，并接枝殼聚糖(CS)，合成CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料. CuS在近紅外光(980 nm)照射下具有光熱效應(yīng)，導(dǎo)致納米復(fù)合物中PNIPAM-g-CS微粒受熱體積收縮. 負(fù)載阿霉素，這種納米復(fù)合物就可作為光熱誘導(dǎo)釋放阿霉素的多功能納米載體. 再負(fù)載NO光敏供體(RBS)，就可制備出阿霉素/RBS雙負(fù)載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米載體. 在可見光(365 nm)照射下，RBS光解釋放NO. 近紅外光和可見光分別觸發(fā)納米載體釋放阿霉素和NO，加上CuS納米晶的光熱效應(yīng)，這種納米載體可實(shí)現(xiàn)光觸發(fā)雙藥物釋放協(xié)同光熱化療殺傷腫瘤細(xì)胞.

CuS；納米復(fù)合材料；藥物釋放；光熱療法

近年來，由于硫化銅(CuS)在光熱治療中的應(yīng)用潛力，越來越多的人開始關(guān)注這種p型半導(dǎo)體材料[1]. CuS納米晶具有成本低、細(xì)胞毒性小和在近紅外(NIR)區(qū)域有特定吸收的特點(diǎn)，在近紅外光的照射下，CuS納米晶具有較高的光熱轉(zhuǎn)換效率，其光熱消融療法已被廣泛應(yīng)用[2-5]. 相比其他外界刺激(如pH、超聲、氧化還原、酶、磁場等)，近紅外光(700～1 100 nm)是光熱治療的一種有效方式，目前已應(yīng)用于控制藥物釋放[6-9]. 另外，近紅外光能夠深層滲透組織，且在組織中的吸收較小，促進(jìn)了CuS納米晶在納米醫(yī)療中的應(yīng)用[10-11]. 據(jù)報道，CuS雜介孔二氧化硅(CuS@mSiO2)納米復(fù)合材料和乙二醇-氧化石墨烯/CuS (PEG-GO/CuS)納米復(fù)合材料都已廣泛應(yīng)用于近紅外光熱治療[12-15]. 為了進(jìn)一步提高光熱化療的靶向性，我們增加了光調(diào)節(jié)藥物釋藥機(jī)制(例如，低能量可見光觸發(fā)藥物釋放機(jī)制)，這使CuS納米晶和藥物載體組成的納米復(fù)合材料在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用更廣泛.

本文作者在溫度的調(diào)節(jié)下，N-異丙基丙烯酰胺(NIPAM)包覆CuS納米晶(約 5.4 nm)，同時接枝殼聚糖(CS)，合成CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料. CuS在近紅外光(980 nm)的照射下具有光熱效應(yīng)，導(dǎo)致納米復(fù)合材料中PNIPAM-g-CS微粒出現(xiàn)光熱敏感體積收縮. 負(fù)載阿霉素，這種納米復(fù)合材料就可作為光熱誘導(dǎo)釋放阿霉素的多功能納米載體. 負(fù)載阿霉素后，再負(fù)載NO光敏供體(Fe4S3(NO)7-，或簡稱RBS，能夠在可見光的照射下釋放NO)，就可制備出阿霉素/RBS雙負(fù)載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米載體. 在可見光(365 nm)照射下，納米載體會由于RBS的光解作用釋放NO. 實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，近紅外光和可見光可分別觸發(fā)納米載體釋放阿霉素和NO. 加上CuS的光熱效應(yīng)，這種納米載體可同時實(shí)現(xiàn)光觸發(fā)雙藥釋放機(jī)制協(xié)同光熱化療方法殺傷腫瘤細(xì)胞.

1 實(shí)驗(yàn)

1.1 材料和儀器

透射電子顯微鏡(TEM,Jeol)120 kV加速電壓，UV-2450型分光光度計(jì)(島津)，動態(tài)光散射儀(DLS，馬爾文儀器，記錄粒徑)，用于TEM和DLS分析的相關(guān)樣品濃度為1 g/L.

1.2 CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的制備

檸檬酸鹽穩(wěn)定的CuS納米晶的制備，參照文獻(xiàn)[17]報道方法，稍作修改. NIPAM和CS在溫度的調(diào)節(jié)下形成共聚物，再與CuS納米晶反應(yīng)，合成CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料. 稱取1.5 g N-異丙基丙烯酰胺和0.1 g N,N′-亞甲基雙丙烯酰胺置于250 mL三頸燒瓶中，50 mL蒸餾水溶解，并通N2脫氣30 min. 在超聲和攪拌下，向上述混合液緩慢加10 mL CuS納米晶水懸浮液(2 g/L). 然后，稱取0.06 g過硫酸銨(APS)溶于5 mL蒸餾水后加入上述反應(yīng)液，室溫(25 ℃)下反應(yīng)2 h. 之后，稱取0.04 g APS、0.2 g CS，量取0.2 mL乙酸溶于10 mL蒸餾水，溶解后，加入上述反應(yīng)溶液中. 反應(yīng)溫度升高到70 ℃進(jìn)一步聚合，通N2200 mL/min，300 r/min連續(xù)攪拌. 聚合反應(yīng)6 h后，粗產(chǎn)物離心. 所得沉淀溶于蒸餾水，透析(光譜/ Por7透析膜，MWCO=5×104)5天，定時換水. 透析液用旋轉(zhuǎn)蒸發(fā)儀濃縮，溶于PBS(pH=7.4)中，備用. PNIPAM-g-CS微粒的制備方法與CuS雜PNIPAM-g-CS的制備方法相同，只是沒有加入CuS納米晶.

1.3 藥物負(fù)載和釋放試驗(yàn)

將CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料(20 mg)借助超聲均勻分散到25 mL阿霉素溶液中(1 g/L，含1% NaCl、pH=7.4 PBS)形成混合溶液，25 ℃連續(xù)攪拌24 h，直到溶液中阿霉素濃度恒定. 將懸浮液離心、沉淀再水洗兩次以除去未結(jié)合吸附在表面的阿霉素. 負(fù)載在納米復(fù)合材料中的阿霉素量是通過初始溶液中的總阿霉素量減去上清液中游離的阿霉素量來計(jì)算. 利用朗伯-比爾定律在480 nm下用紫外-可見光譜檢測器檢測溶液中游離的阿霉素. 阿霉素的負(fù)載率(LE)和承載能力(LC)計(jì)算方程如下[18-19]：

Dox-LE/%= 100 × (Mtotal-Dox-Mfree-Dox)/

Mtotal-Dox

(1)

Dox-LC/%=100 × (Mtotal-Dox-Mfree-Dox)/

Mtotal-nanocomposites

(2)

在25 ℃下，將25 mL RBS溶液(1 g/L)緩慢加到上述載藥納米復(fù)合材料中，邊攪拌邊加，反應(yīng)24 h. 處理和計(jì)算RBS負(fù)載率的方法類似于阿霉素的計(jì)算方法，溶液中的RBS量可在375 nm下用紫外-可見分光光度法測定.

為評估近紅外光觸發(fā)阿霉素釋放的能力，將20 mg載阿霉素納米復(fù)合材料用20 mL PBS(10 mmol/L，pH=7.4、6.5或5.5)溶解，然后用透析管(截留分子量=5×104)透析，透析管置于蒸餾水中，室溫下輕微晃動. 每隔固定的時間(0～12 h)取1 mL透析液在480 nm下，用紫外-可見分光光度計(jì)檢測，計(jì)算從納米復(fù)合材料中釋放的阿霉素. 分別對沒有光照射和980 nm(0.5 W)光照射0～5min的阿霉素的釋放進(jìn)行了研究. 研究了365 nm(0.5 W)的光照射下，0～30 min內(nèi)RBS由阿霉素/RBS雙負(fù)載的納米復(fù)合材料中釋放的情況. RBS的光解作用所釋放的NO濃度用格里斯試劑比色法計(jì)算[20].

1.4 光熱化療的細(xì)胞毒性試驗(yàn)

研究CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料、游離的阿霉素、負(fù)載阿霉素或阿霉素/RBS雙負(fù)載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料在光照之前和之后的細(xì)胞毒性. 在含5% CO2的潮濕培養(yǎng)箱中，用帶帽25 cm2細(xì)胞培養(yǎng)瓶和含10%胎牛血清的培養(yǎng)基培養(yǎng)單層HeLa細(xì)胞. 當(dāng)細(xì)胞長滿培養(yǎng)瓶時，用胰蛋白酶溶液(0.25%)使HeLa細(xì)胞從表面分離，等分接種(1×104細(xì)胞)到96孔板. 培養(yǎng)24 h后，用10 mL含有0～1 g/L不同樣品的改良無血清Dulbecco Eagle基本培養(yǎng)基替換原培養(yǎng)基，這些處理過的細(xì)胞避光培養(yǎng)24 h. 在0～30 min的藥物釋放時間期間，用980 nm的光(0.5 W)照射5 min，接著用365 nm的光照射25 min. 采用標(biāo)準(zhǔn)MTT法檢測HeLa細(xì)胞的活性.

2 結(jié)果與討論

將CuS納米晶包埋在PNIPAM-g-CS微粒中制備CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料是一種是在聚合物基質(zhì)內(nèi)快速包埋無機(jī)材料的簡單路線. 這條路線需要克服納米晶和微粒之間的相分離，以及聚合中納米晶的聚集. 在PNIPAM的低臨界溶解溫度(LCST，約32 ℃)之上[18-19]，納米晶和PNIPAM不能聚合. 將改性的兩親性聚合物作為可聚合基團(tuán)加到納米晶的表面，可以使CuS 納米晶與NIPAM共聚[21]，而我們是通過調(diào)節(jié)聚合溫度使CuS 納米晶直接與NIPAM聚合形成共聚物. 低于LCST(25 ℃)，CuS 納米晶和PNIPAM能很好的聚合；高于LCST(70 ℃)，PNIPAM網(wǎng)絡(luò)塌縮形成納米球，使納米晶陷入納米球. 通過調(diào)節(jié)溫度制備CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合物的方法簡單易行，制備效率高且在納米晶的表面不需要加任何修飾.

2.1 納米復(fù)合材料的光熱敏性

近紅外光連續(xù)照射CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料會導(dǎo)致其溫度快速升高，這是以CuS納米晶為基礎(chǔ)的納米藥物載體控制藥物釋放和光熱消融治療腫瘤的一個重要特征[1]. 在980 nm、0.5 W的光照射下，納米復(fù)合材料水懸浮液的溫度明顯升高(圖1)，照射120、240和300 s后，水懸浮液的溫度分別升高到34.1、40.5和42.8 ℃. 相反，PBS作為對照在近紅外光的照射下溫度沒有明顯升高(約0.5 ℃)從而說明納米復(fù)合材料有良好的光熱效率. 照射5 min后，溫度就可以達(dá)到42 ℃，這個溫度足以熱療殺傷腫瘤細(xì)胞. 因此，納米復(fù)合材料可以作為一種近紅外光吸收器用于光熱治療腫瘤.

圖1 光照后的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的水懸浮液溫度變化Fig.1 Temperature change of aqueous suspension of CuS@PNIPAM-g-CS nanocomposites after irradiation

經(jīng)過0～5 min的光照射，由于CuS納米晶的光熱效應(yīng)，納米復(fù)合材料的粒徑呈現(xiàn)有規(guī)律地變化，如圖2所示. 在近紅外光照射時間少于120 s時，納米復(fù)合材料的體積收縮可以忽略不計(jì)(<5%). 照射時間在120～210 s之間時，納米復(fù)合材料的體積明顯收縮且粒徑從91.5 nm下降到39.9 nm. 照射時間超過210 s，體積幾乎不收縮，說明形成了高度緊密的納米復(fù)合材料. 作為對照，我們進(jìn)行了相關(guān)的實(shí)驗(yàn)來證實(shí)納米復(fù)合材料是由于溫度升高體積縮小. 隨著水浴溫度的增加(25～45 ℃)CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的粒徑表現(xiàn)出與980 nm光照處理相似的變化趨勢. 因此，CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的巨大體積收縮可由近紅外光引發(fā)CuS納米晶光熱效應(yīng)產(chǎn)生. 藥物被負(fù)載到納米復(fù)合材料后，光熱效應(yīng)引起的體積收縮會將所負(fù)載藥物擠壓出納米復(fù)合材料，達(dá)到控制藥物釋放的目的.

圖2 光照時間對納米復(fù)合材料粒徑的影響Fig.2 Effect of irradiation time on hydrodynamic diameters of the nanocomposites

2.2 藥物負(fù)載和光致藥物釋放

在25 ℃下，將不同濃度的阿霉素負(fù)載到 CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料中，反應(yīng)24 h. 承載能力(LC)和負(fù)載效率(LE)隨阿霉素的濃度增加而逐步增大(圖3). 當(dāng)阿霉素濃度從0.05 g/L增加到1 g/L時，LC從2.6%增加到48%，而LE從14.9%增加到62.3%. 這些結(jié)果表明，阿霉素負(fù)載到納米復(fù)合材料中的多少與阿霉素的濃度密切相關(guān). 一般來說，阿霉素分子中的酸性酚羥基和堿性氨基可與CS中的氨基和酚羥基相互作用，通過氫鍵形成分子間配合物，從而增加負(fù)載率[22]. 與其他小分子藥物(如5-氨基水楊酸)和大分子藥物(如牛血清白蛋白/ BSA)相比，阿霉素遠(yuǎn)比5-氨基水楊酸大，但又比BSA小得多. 因此，納米復(fù)合材料和阿霉素之間沒有吸附作用，從而可以有效地將阿霉素包埋進(jìn)納米材料中. 否則，隨著阿霉素濃度增加，LE將會呈現(xiàn)減小的趨勢[23].

圖3 阿霉素濃度對承載能力和負(fù)載效率的影響Fig.3 Effects of Dox concentration on the LC and LE

使用不同pH的PBS緩沖液，對阿霉素的釋放情況進(jìn)行了研究(圖4)，在中性溶劑中(pH 6.5)，阿霉素從復(fù)合材料中釋放速度比在弱酸性溶劑中慢，在釋放初期(0～2 h)阿霉素僅釋放了20%，這是因?yàn)榘⒚顾夭蝗苡谒?，所以在中性溶劑中，阿霉素會傾向于留在納米復(fù)合材料中.

圖4 不同pH下阿霉素的釋放Fig.4 Release of Dox under different pH

靶向腫瘤部位快速、可控的藥物釋放有利于提高惡性腫瘤的治療效果. 從圖5可以看出，隨著光照時間的增加(0～5 min)，藥物的釋放速率明顯加快. 照射5 min后，阿霉素的釋放量達(dá)到62%以上. 沒有近紅外光的照射，0～2 h僅釋放20%，表明近紅外光照射能顯著促進(jìn)阿霉素的釋放. 一般來說，近紅外光照射誘導(dǎo)CuS雜PNIPAM-g-CS 納米復(fù)合材料產(chǎn)生光熱效應(yīng)(來自CuS納米晶)，從而導(dǎo)致PNIPAM-g-CS微粒體積收縮，負(fù)載到PNIPAM-g-CS中的阿霉素被快速擠出，導(dǎo)致阿霉素快速釋放. 在pH=7.4時也出現(xiàn)類似的釋放趨勢(圖6). 換句話說，在不同pH條件下近紅外光照射都能明顯加速藥物的釋放. 相對于沒有光照(0 min)，在較高pH下，光照誘導(dǎo)阿霉素釋放的速率加快更為明顯. 不同的pH下，近紅外光照射5 min后累積釋放的阿霉素量幾乎相同，從而進(jìn)一步證實(shí)了近紅外光照射觸發(fā)阿霉素釋放的可行性.

圖5 光照對阿霉素釋放的影響Fig.5 Effect of irradiation on the release of doxorubicin

圖6 不同pH下光照時間對阿霉素釋放的影響Fig.6 Effects of different irradiation time on Dox release under different pH

通過用可見光照射阿霉素/RBS雙負(fù)載CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料研究NO的釋放情況[24]. 如圖7，365 nm光照引發(fā)NO釋放率快速增加(0～25 min). 25 min后，由于NO被溶液中O2氧化，釋放的NO瞬時含量有所降低[25]. 無光照時，納米復(fù)合材料幾乎不釋放NO. 在25 min時，NO的釋放量約為0.86 μmol/L. 盡管可以通過增大光照射功率(>0.5 W)或延長釋放時間(>30 min)增加NO釋放[20]，但短的激發(fā)時間和更低的照射功率有利于它們在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用，這些條件可以最大限度地減少光照本身對正常生理系統(tǒng)的潛在損傷[26].

圖7 光照對NO釋放的影響Fig.7 Effects of irradiation on NO release

2.3 細(xì)胞毒性

為了進(jìn)一步探討CuS雜PNIPAM-g-CS、游離阿霉素、負(fù)載阿霉素的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的細(xì)胞毒性，將它們加到HeLa細(xì)胞中培養(yǎng)24 h. 如圖8所示，加入CuS雜PNIPAM-g-CS的細(xì)胞存活率較高，加藥量為1 g/L時，細(xì)胞存活率依然保持在84%，表明CuS雜PNIPAM-g-CS具有較低的細(xì)胞毒性和良好的生物相容性. 作為對照，CuS納米晶也在相同的條件下進(jìn)行細(xì)胞毒性實(shí)驗(yàn). 加入1 g/L CuS納米晶的HeLa細(xì)胞培養(yǎng)24 h后，細(xì)胞存活率為81%，說明CuS納米細(xì)胞毒性較低. 細(xì)胞活性的增強(qiáng)(從81%至84%)進(jìn)一步表明PNIPAM-g-CS微粒作為外殼包埋CuS納米晶后能夠提高生物相容性. 加入負(fù)載阿霉素的CuS雜PNIPAM-g-CS時，細(xì)胞活性顯著下降. 樣品濃度0.1～1.0 g/L，細(xì)胞存活率從83.5%降低到42%，負(fù)載阿霉素的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的細(xì)胞毒性(與游離阿霉素相同的阿霉素濃度)稍微低于游離阿霉素. 結(jié)果表明，由阿霉素負(fù)載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料釋放的阿霉素仍保留高抑制癌細(xì)胞或高抗癌活性. 事實(shí)上，納米復(fù)合材料的濃度太低也不能產(chǎn)生抗癌活性[18-19].

圖8 不同劑量CuS雜PNIPAM-g-CS、游離阿霉素和阿霉素負(fù)載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料的細(xì)胞毒性Fig.8 Cytotoxicities of different doses CuS@PNIPAM-g-CS, free Dox and Dox-loaded CuS@PNIPAM-g-CS nanocomposites

低濃度的阿霉素/RBS雙負(fù)載的CuS 雜PNIPAM-g-CS 納米復(fù)合材料(0.1 g/L)在不同光照條件下的細(xì)胞毒性研究(圖9)，沒有光照時，加入復(fù)合材料的細(xì)胞表現(xiàn)出較高的活性. 培養(yǎng)0～30 min，仍有超過78.5%的細(xì)胞保持活性. 與此相反，近紅外光(980 nm)照射5 min后，細(xì)胞活性顯著降低. 另外培養(yǎng)25 min后，HeLa細(xì)胞的存活率下降到23.5%以下，這種納米復(fù)合材料能夠顯著降低HeLa細(xì)胞的活性，是由于CuS納米晶的光熱效應(yīng)誘導(dǎo)阿霉素釋放. 980 nm(0.5 W)光照射5 min后，系統(tǒng)的溫度上升到42 ℃以上，這足以熱療殺死HeLa細(xì)胞. 同時，光熱誘導(dǎo)溫度上升導(dǎo)致PNIPAM-g-CS微粒體積收縮從而擠壓出負(fù)載的阿霉素，使阿霉素大量快速釋放. 結(jié)果表明，光熱化療能夠成功殺死HeLa細(xì)胞. 除980 nm的光照射5 min外，365 nm的光照射25 min也可提高癌細(xì)胞的治療效率，光照(365 nm)進(jìn)一步加速了細(xì)胞凋亡. 0～30 min的實(shí)驗(yàn)過程中，相比只有980 nm光照射的情況下(細(xì)胞存活率約為23.5%)，另外再用365 nm光照射能顯著降低細(xì)胞活性(降低約1%)，可見光(365 nm)照射下，由于RBS光解引發(fā)NO大量釋放，這些釋放的NO對癌細(xì)胞有相當(dāng)大的細(xì)胞毒性[27]. 因此，由365 nm光照射導(dǎo)致的細(xì)胞大量死亡歸因于NO產(chǎn)生的細(xì)胞毒性.

圖9 光照時間對細(xì)胞存活率的影響Fig.9 Effect of irradiation time on cell viability

直接用980 nm或365 nm光照射沒有加入CuS雜PNIPAM-g-CS的Hela細(xì)胞培養(yǎng)液，結(jié)果980 nm的光照射(0.5 W)30 min對細(xì)胞微環(huán)境溫度的影響幾乎可忽略不計(jì)(升高<1 ℃)[8]. 雖然365 nm光的能量高于980 nm光，但低功率(0.5 W)也不足以導(dǎo)致細(xì)胞微環(huán)境的溫度顯著升高(<3 ℃). 僅光照下溫度的變化很小，進(jìn)一步證實(shí)導(dǎo)致HeLa細(xì)胞死亡的是由光觸發(fā)誘導(dǎo)釋放的抗癌藥物(阿霉素、NO)和CuS納米晶的光熱效應(yīng)，而不是光本身. 根據(jù)這些實(shí)驗(yàn)結(jié)果說明，阿霉素和RBS雙負(fù)載CuS雜PNIPAM-g-CS 納米復(fù)合材料可以實(shí)現(xiàn)光調(diào)控雙藥物釋放協(xié)同光熱化療殺傷腫瘤細(xì)胞.

3 結(jié)論

綜上所述，光敏CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料是通過溫度調(diào)節(jié)合成的，NIPAM隨溫度變化體積發(fā)生有規(guī)律地改變，從而包覆CuS納米晶，同時接枝CS形成共聚物. CuS納米晶在近紅外光照射下具有光熱效應(yīng)，短時間內(nèi)溫度高達(dá)42 ℃，這個溫度足以熱療殺傷腫瘤細(xì)胞. 并且PNIPAM-g-CS微粒在光熱誘導(dǎo)下體積收縮，可觸發(fā)阿霉素釋放. 我們所制備的阿霉素和RBS雙載的CuS雜PNIPAM-g-CS納米復(fù)合材料，可在近紅外光和可見光照射下分別釋放阿霉素(由于PNIPAM-g-CS體積收縮被擠出)和NO(RBS光解). 實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：在體外，這種納米復(fù)合材料實(shí)現(xiàn)了光觸發(fā)雙藥釋放和光熱化療協(xié)同殺傷腫瘤細(xì)胞. 在進(jìn)一步研究中，我們將探索新型多功能載藥納米復(fù)合材料在治療荷瘤小鼠方面的應(yīng)用，通過多種藥物的可控釋放進(jìn)一步尋求更有效的腫瘤治療方式.

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[責(zé)任編輯：劉紅玲]

Synthesis and properties study of Dox/NO donor nanocomposites

YIN Shujun1,2,3, WANG Xiaojing2,3, WANG Bing1,2,3, MEI Guixue1,2,3, SUN Jie2,3*

(1.SchoolofMedicineandLifeSciences,UniversityofJinan-ShandongAcademyofMedicalSciences,Jinan250200,Shandong,China; 2.InstituteofMateriaMedica,ShandongAcademyofMedicalSciences,Jinan250062,Shandong,China; 3.KeyLaboratoryforBiotechDrugsMinistryofHealth,KeyLaboratoryforRare-UncommonDiseasesofShandongProvince,Jinan250062,Shandong,China)

In this paper, we described the synthesis of a novel light-sensitive nanocomposites that consisted of CuS nanocrystal as the core and poly (N-isopropylacrylamide)-graft-chitosan (PNIPAM-g-CS) microgel as the shell. The CuS@PNIPAM-g-CS nanocomposites were synthesized by temperature-tunable copolymerization of NIPAM and CS in the presence of CuS nanocrystals. Due to the photothermal effect of CuS under NIR light (980 nm) irradiation, the nanocomposites presented photothermal-sensitive volume shrinkage of PNIPAM-g-CS microgel. After loading of doxorubicin(Dox), the nanocomposites were utilized as versatile nanocarriers for photothermal-induced release of Dox. Nitric oxide (NO) photodonors (RBS) were then loaded into nanocomposites to fabricate Dox/RBS dual-loading CuS@PNIPAM-g-CS nanocarriers. Upon visible light (365 nm) irradiation, the RBS could release NO due to the photolysis. Experimental results implied that NIR and visible light respectively triggered release of Dox and NO from nanocarriers. Together with photothermal effect of CuS, the nanocarriers realized light-triggered release of dual-drugs and synergistic chem-photothermal therapy to cancer cells.

CuS; nanocomposites; drug release; photothermal therapy

2017-01-17.

山東省自然科學(xué)基金(ZR2015YL041).

殷姝君(1991-), 女, 碩士生, 研究方向?yàn)樗幬锘瘜W(xué).*

, E-mail：1143226647@qq.com.

O62

A

1008-1011(2017)03-0371-07