Нанотехнології у розробці систем доставки лікарських засобів

Вступ

Під доставкою ліків (drug delivery) розуміють сукупність методів, технологій і прийомів з метою модифікації фізико-хімічних, фармакологічних та фармацевтичних властивостей лікарських засобів (ЛЗ) з метою покращання їх ефективності і підвищення безпеки. Нині ця галузь — одна з найактивніше досліджуваних у світі. Особливе місце серед цих досліджень посідають розробки лікарських форм із застосуванням нанотехнологій. Традиційні лікарські форми можуть бути непридатними для доставки таких біологічно активних речовин, як нуклеїнові кислоти чи білки. За допомогою наночастинок можна оптимізувати ефективність, звести до мінімуму побічні ефекти та покращити комплаєнс. Ті ЛЗ, що не мали успіху раніше у зв’язку з високою токсичністю, нині можуть отримати шанс на друге життя завдяки включенню у системи доставки ліків. Окрім того, покращується біодоступність і стає можливим контрольоване вивільнення ліків. Нові ЛЗ та методи їх доставки створюють нову нішу на фармацевтичному ринку. Станом на 2006 р. вже >30 компаній займалися розробкою та виробництвом наночастинок для доставки ЛЗ (Emerich D.F., Thanos C.G., 2006). Однак, незважаючи на це, поки що бракує досліджень щодо токсичності ЛЗ на основі наночастинок. Бурхливий розвиток у галузі створення цих нових ЛЗ призвів до появи різноманітних лікарських форм: парентеральних, офтальмологічних, пероральних, зовнішніх тощо. Серед можливих шляхів введення систем доставки ліків на основі наноносіїв зазначають інгаляційний (Bailey M.M., Berkland C.J., 2009), аргументуючи це тим, що легені мають велику площу поверхні й не містять гістогематичних бар’ єрів, які б обмежили всмоктування наночастинок у кров, забезпечуючи тим самим системний вплив.

У доставці ЛЗ реалізують дві основні стратегії:

• пасивного націлення (завдяки невеликим розмірам наночастинки можуть накопичуватись в органі-мішені);
• активного націлення з використанням специфічних медіаторів для зв’язування з рецепторами на поверхні клітини- мішені (Cho K. et al., 2008).

Класифікація та основні вимоги, що висуваються до препаратів на підґрунті систем доставки ліків

Системи доставки ліків є, як правило, колоїдними системами та їх можна класифікувати залежно від агрегатного стану і морфологічних особливостей (Головенко М., Ларіонов В., 2008). Згідно з цією класифікацією їх поділяють на:

• наносуспензії;
• ліпосоми;
• змішані міцели;
• кристалічні структури (ліотропи);
• мікроемульсії;
• наноемульсії;
• нанокапсули, сурфактанти;
• полімерні наночастинки;
• тверді ліпідні наночастинки (solid lipid nanoparticles, SLNs) та наноліпідні носії (nanostructured lipid carriers, NLCs).

Існує також класифікація, в основу якої покладено природу носія (Cho K. et al., 2008). Наночастинки для доставки ліків можуть бути:

• полімерними (включаючи міцели і дендримери);
• ліпідними (ліпосоми). Сюди також можна віднести ліпідні нанокапсули (Béduneau A. et al., 2008), хіломікронподібні емульсії та рекомбінантні ліпопротеїни низької щільності (Rensen P.C. et al., 2001) тощо;
• вірусними ;
• органометалічними наночастинками (наприклад нанотрубки).

До наноносіїв висуваються особливі вимоги. Так, зазначають, що для ефективних систем доставки ліків необхідно сумістити дві несумісні властивості: наноліки мають бути стабільними і зберігати хімічну структуру протягом певного періоду і водночас бути здатними до біогдеградації. У оглядовій статті V.P. Torchilin (2006) до систем доставки ліків висуваються такі основні вимоги:

• пролонгована циркуляція у крові;
• здатність до акумуляції у зоні патологічного процесу;
• здатність ефективно переносити молекули діючої речовини у клітину і окремі органели;
• здатність нести певний контрастний агент, за допомогою якого можна у реальному часі спостерігати за накопиченням ЛЗ у зонах патологічного процесу.

Майже всіма зазначеними властивостями володіють створені V. Bagalkot та співавторами (2007) наночастинки на основі квантових точок. Відомо, що для них характерні унікальні оптичні властивості, що дозволяє використовувати їх у ролі оптичної «мітки». Функціоналізувавши квантові точки аптамером (молекула нуклеїнової кислоти, що виявляє специфічні біорозпізнавальні властивості), специфічні до протипухлинного антибіотика доксорубіцину, автори створили наночастинки, здатні специфічно зв’язуватися з раковими клітинами, контрольовано вивільняти антибіотик, а також дозволяють спостерігати за процесом у реальному часі. На основі квантових точок і стабілізованих фосфоліпідних міцел із вазоактивним інтестинальним пептидом створили наночастинки, що специфічно проникають до клітин раку грудної залози людини (Rubinstein I., Onyüksel H., 2007; Rubinstein I. et al., 2008).

У статті М. Головенко та В. Ларіонова (2008) міститься перелік параметрів «ідеального» наноносія. Окрім вищезазначених, це:

• розмір частинок <100 нм;
• фізична стабільність у цільній крові;
• сумісність із білками, пептидами, нуклеїновими кислотами;
• мінімальний вплив наноносія на активну речовину;
• можливість зміни профілю вивільнення ЛЗ;
• економічна ефективність процесу виготовлення наночастинок.

Однак цим переліком вимоги до наноносіїв не обмежуються, оскільки залежно від конкретних цілей він доповнюється новими пунктами. Нижче розглянемо основні класи наноносіїв у доставці ліків та їх клінічне застосування.

Полімерні наноносії, їх класифікація, властивості та застосування у клініці
 
Полімерні наноносії — одні із найактивніше досліджуваних у сучасній нанофармакології. Це пов’язано із тим, що вони виявляють ряд корисних властивостей та відповідають багатьом вимогам до наноносіїв. Полімерні наноносії можна класифікувати за структурою:

• капсули (полімерні наночастинки, або кон’югати «полімер-ЛЗ»). У ролі носія може використовуватись альбумін, поліетиленгліколь (ПЕГ), N- (2- hydroxypropyl)- methacrylamide copolymer (HPMA). Прикладом полімерних наноліків є Abraxane для лікування злоякісних пухлин молочної залози;
• амфіфільні макромолекули із серцевиною та корком (полімерні міцели). У ролі носія може застосовуватися полімер на основі ПЕГ та ін. (Kumar R. et al., 2004; Batrakova E.V. et al., 2005; Oh K.T. et al., 2006; Pai A.S. et al., 2006; He G. et al., 2007; Chen H. et al., 2008; Tan B.H., Tam K.C., 2008);
• сильно розгалужені макромолекули або дендримери. Найрозповсюдженішим полімером, що застосовується для цих цілей, є поліамідоамін (Domalia T.A. et al., 2007; Kitchens K.M. et al., 2007).
•  
• Також полімерні наночастинки можуть класифікуватися за походженням на природні (біополімери) та синтетичні.

Активно використовуються як системи доставки біополімери: білки та полісахариди. Їх переваги полягають у високій біосумісності, здатності до деградації в організмі та подальшого виведення, подібності до позаклітинного матриксу. Полімери виступають у ролі своєрідних «скелетів» або «каркасів», переносячи активні біомолекули, такі як фактор росту, нестероїдні протизапальні засоби, кортикостероїди. Основними природними полімерами у системах доставки ліків є колаген, желатин, фібрин, хітозан, альгінат тощо (Malafaya P.B. et al., 2007). Синтетичні полімери відкривають ширші можливості для модифікації структури, контрольованого вивільнення та розподілу у органах і тканинах. Дендримери — одні з найперспективніших носіїв серед вищезазначених полімерних носіїв. Вони здатні переносити молекули діючої речовини як всередині, так і адсорбовані на своїй поверхні. Структура дендримерів добре визначена (Kaneshiro T.D. et al., 2007) і може контролюватись у процесі синтезу. Нині ЛЗ на їх основі для лікування генітального герпесу та інфекції віруса імунодефіциту людини вже проходять заключний етап клінічних випробувань (Domalia T.A. et al., 2007). У ролі полімера для доставки карведилолу пропонується суміш поліетиленоксиду та полікапролактону (Lyons J.G. et al., 2008). Створено поліакрилатні наночастинки, що несуть ковалентно приєднаний антибіотик (ципрофлоксацин або N- тіольований β- лактам) завдяки його хімічній модифікації — ацилюванню з подальшою полімеризацією. Отримані наночастинки з антибіотиками дістали назву гліконанобіотики (glyconanobiotics) (Abeylath S.C. et al., 2008). Серед вуглеводних полімерів особливе місце займають циклодекстрини — група циклічних олігосахаридів, здатних утворювати комплекси з різними ЛЗ. Таким чином можна досягти кращої розчинності для багатьох поганорозчинних ЛЗ, наприклад дексаметазону, циклоспорину, ацетазоламіду (Sahoo S.K. et al., 2008).

Слід також відзначити фторовані вуглеводні. Зважаючи на їх хімічну інертність, здатність поглинати гази, низький поверхневий натяг, їх визнано оптимальними переносниками газів (Kraft M.P., 2001). Перфторвуглеводні можуть виконувати роль не лише носіїв газів, а й великих біомолекул. Наприклад, Т. Cyrus та співавтори (2008) перфторвуглеродневі наночастинки функціоналізували αvβ3- інтегринспрямованим антибіотиком рапаміцином з метою запобігання рестенозу артерії у кролів.

Однією з переваг полімерів-носіїв є зниження токсичності та оптимізація фармакокінетичних параметрів, і це має особливе значення для високотоксичних протипухлинних засобів. Дослідження in vivo на мишах показують, що лікарські форми, в яких діюча речовина кон’югована з полімером, мають нижчу токсичність, кращі фармакокінетичні параметри та вищу ефективність. Зокрема, при вивченні препарату паклітаксел і його нанофармацевтичного аналогу (складався з полімерів носіїв — поліаспартату та ПЕГ) такі параметри, як об’єм розподілу, площа під фармакокінетичною кривою, свідчать про те, що останній не створює високих пікових концентрацій на початку введення і триваліше перебуває у плазмі крові. Порівнюючи ефективність, дослідники дійшли висновку, що ефективність ¼ дози паклітаксел-полімеру еквівалентна повній дозі звичайного паклітакселу. Дослідження летальності та нефротоксичності показали вищу безпеку нанофармацевтичного аналогу паклітакселу (Igarashi E., 2008).

Завдяки поєднанню діючих речовин із полімерними наноносіями можна знизити не лише їх токсичність, а й нестійкість (Vinogradov S., 2004). Зокрема, авторам (Vinogradov S.V. et al., 2005; Kohli E. et al., 2007; Vinogradov S.V. et al., 2006) вдалося створити наногель (nanogel), що містив фторовані нуклеозид- 5’- трифосфати. Наногель складався із 5- фтораденозину арабінозид трифосфату (цитотоксичний протипухлинний агент) та полімера- носія — протонованого поліетиленіміну. Цей полімер зв’ язує молекули із протилежним зарядом, формуючи полііонні комплекси, або поліплекси. Частка діючої речовини у таких комплексах може досягати 33%. Переносники такого типу мають низку переваг: низька плавуча щільність, хороша розчинність, великий розмір пор, що є важливим при вбудовуванні молекул діючих речовин. Полімер утворює покрив навколо молекули діючої речовини, захищаючи її від деградації, що дає змогу застосовувати навіть ті речовини, які швидко руйнуються в організмі. Особливо це стосується фторованих нуклеозидів, оскільки відомо, що безпосередньо цитотоксичну дію вони зумовлюють лише після фосфорилювання у ракових клітинах. Це, в свою чергу, залежить від активності певних ферментів, яка не завжди є постійною. Водночас застосування готових нуклеозид-трифосфатів було неможливим внаслідок швидкої їх деградації шляхом дефосфорилювання. Ще одна перевага — можливість отримання ліофілізованих форм із тривалим терміном придатності. Показано також, що сам носій (поліетиленімін), маючи низьку цитотоксичність in vitro, посилював її для протипухлинного агента (Vinogradov S.V. et al., 2005).

До нанофармацевтичних протиракових засобів висувають додаткові вимоги:

• після прийому вони мають проникати через фізіологічні бар’єри з мінімальною втратою активності та зниженням концентрації у крові;
• після потрапляння до тканини мають селективно вбивати ракові клітини, не впливаючи на нормальні клітини і використовуючи контрольоване вивільнення діючої речовини;
• їх розміри мають бути достатньо великими, щоб уникнути їх раптового проникнення через судини і уникнення токсичних ефектів, і водночас достатньо малими для того, щоб не затримуватись у ретикулоендотеліальній системі печінки та нирок, а також не захоплюватися макрофагами. Зокрема, для хіміотерапії злоякісних пухлин їх розміри мають становити до 100 нм;
• в ідеалі поверхня наночастинок для доставки ЛЗ має бути гідрофільною, щоб уникати захоплення макрофагами (Igarashi E., 2008, Cho K. et al., 2008).

Незважаючи на низку переваг, існують також певні недоліки, пов’язані зі складністю контролю за синтезом полімерів від партії до партії (Malafaya P.B. et al., 2007).

Ліпідні наноносії

Це обширний клас переносників, який включає добре відомі ліпосоми, а також рідкі кристалічні структури (зокрема кубосоми), тверді ліпідні наночастинки тощо. Одними із найбільш вивчених серед них є ліпосоми. Ліпосоми — закриті колоїдні структури, отримані шляхом самозбирання, що складаються із ліпідного бішару, який оточує водну серцевину.

Серед їх переваг можна відзначити високу механічну стійкість бішару, здатність переносити гідрофільні, гідрофобні та амфіфільні ЛЗ, високу біоспорідненість та здатність до біодеградації. Водночас основним недоліком ліпосом є їх нестійкість і нетривале перебування у кров’яному руслі. Вони швидко захоплюються макрофагами і виводяться з організму (Барсуков Л.И., 1998). Окрему групу становлять так звані ніосоми (niosomes) — різновид наночастинок у формі капсул, які складаються з неіоногенних поверхнево-активних речовин, а також, як і ліпосоми, складаються із двошарової мембрани, і можуть включати як гідрофільні, так і гідрофобні ЛЗ. Порівняно з ліпосомами вони стабільніші, а також виявляють низьку токсичність, здатні до біодеградації, є біосумісними та неімуногенними (Sahoo S.K. et al., 2008).

Амфіфільні ліпіди (зокрема гліцерил моноолеат) за певних умов здатні формувати рідкі кристалічні фази у водному середовищі (Yang D. et al., 2002). Ці фази мають термодинамічно стабільну структуру і складаються із ліпідного бішару. Кубічна фаза здатна вбудовувати і контролювати вивільнення молекул ЛЗ різної величини та полярності (Shah J.C. et al., 2001). Структура кубічної фази («кубосоми») має низку переваг. Зокрема, кубосоми зберігають стабільність таких речовин, як білки і вітаміни, можуть бути стабілізованими за допомогою полімерів, у них розчинні як гідрофільні, так і гідрофобні й амфіфільні ЛЗ, вони мають високу біоспорідненість і добре проникають через шкіру та слизову оболонку, до того ж здатні до біодеградації. Можна також досягнути контрольованого вивільнення діючих речовин, оскільки вони будуть дифундувати через звивисту систему каналів, утворених кубічною фазою. Кубічні фази вже знайшли використання у стоматологічних лікарських формах для лікування пародонтиту (Garg G. et al., 2007). Однак невелика тривалість вивільнення і надзвичайно висока в’ язкість можуть обмежити у стоматології застосування таким методом доставки короткодіючих пероральних та парентеральних лікарських форм (Shah J.C. et al., 2001). Перспективними є й фосфоліпідні наноміцели. Вони мають низку якостей, що можуть стати в нагоді при використанні їх як наноносіїв для ЛЗ білкового походження. Зокрема, це біосумісність, здатність до біодегарадації, тривалий час перебування у кровоносному руслі, фізико-хімічна стабільність. Ліофілізовані наноміцели з такими речовинами, як вазоактивний пептид, глюкагоноподібний пептид- 1, гастроінгібуючий пептид, мають більш тривалий термін придатності (Lim S.B. et al., 2008). Ліпідні системи можуть виступати не тільки як носії, а й як моделі для досліджень взаємодій наночастинок та біомембран. Це — підтримуючі ліпідні бішари (supported lipid bilayers, SLBs), які виконують роль моделі біомембрани (Deng Y. et al., 2008).

Системи внутрішньоклітинної доставки ЛЗ та генна терапія

Однією з ключових проблем доставки ліків є внутрішньоклітинний транспорт ЛЗ. Цей процес утруднений кількома факторами: неспецифічність носіїв або їх нездатність проникнути крізь клітинну мембрану, та лізосомальний гідроліз ЛЗ (пептидів, нуклеїнових кислот), що проникли ендоцитотичним шляхом. Вирішенням цієї проблеми є застосування так званих пептидів, що проникають у клітину (cell penetrating peptides, CPPs), вперше виявлених у вірусі імунодефіциту людини. Ці пептиди здатні переносити приєднані до них молекули гідрофільних ЛЗ через клітинну мембрану шляхом пептидної трансдукції. Нині ці молекули поділяють на три класи: похідні природних білків різних організмів (ТАТ- пептид), модельовані петиди (отримані поєднанням двох пептидів із джерел різного походження, наприклад віруса імунодефіциту людини та SV40) і синтетично отримані поліаргініни. Для цих молекул описано декілька механізмів проникнення у клітину поза гідролізом лізосомальними ферментами (Torchilin V.Р., 2008). Інший спосіб уникнення лізосомального руйнування описано у статті L.M. Bareford та P.W. Swaan (2007). Він полягає у навантаженні лізосом фоточутливими речовинами перед введенням ЛЗ. Після злиття ендосоми з діючою речовиною та лізосомою клітини опромінюють, а фоточутливі речовини утворюють реакційно здатні сполуки, що окиснюють мембрану лізосом. Мембрана руйнується, вивільняючи у цитоплазму молекули діючої речовини. Такий підхід можна застосувати у лікуванні ракових захворювань. Можливе також ковалентне сполучення вищезазначених CPP із молекулами ПЕГ, які екранують їх від зв’язування із клітинною мембраною через залишок гідразону. Гідразон при значеннях рН 5,0–6,0 руйнується, звільнюючи тим самим молекулу CPP від «екрану» ПЕГ і даючи можливість взаємодіяти із клітинною мембраною. Таким чином стає можливим контрольований внутрішньоклітинний транспорт ЛЗ (Bareford L.M., Swaan P.W., 2007; Torchilin V.O., 2008). Покращити аптейк (захват) клітинами наноносіїв вдалося Х. Yi та співавторам (2008), кон’ югувавши молекулу білка (пероксидаза хрону) з pluronic poly(ethylene oxide)-b-poly(propylene oxide)-b-poly(ethylene oxide) (PEO-PPO-PEO) кополімерами. Серед патологій, для лікування яких придатні системи внутрішньоклітинної доставки, відзначають хворобу Альцгеймера, Паркінсона, ракові захворювання та хвороби, спричинені генетичними дефектами лізосомальних ферментів. Інший підхід описано L.M. Bareford та P.W. Swaan (2007). Розроблено системи доставки ЛЗ на субклітинному рівні з використанням ендоцитотичного шляху. Опосередковані рецептором системи доставки передбачають наявність на клітинній мембрані специфічного рецептора. Однак їх ефективність обмежується тим, що клітинна мембрана є дуже динамічною структурою і кількість рецепторів на ній може змінюватися. Завдяки створенню штучних рецепторів, які зв’язуються з багатими на клатрин зонами плазматичної мембрани, стало можливим розроблення підходу, що дістав назву «спрямування синтетичними рецепторами» (synthetic receptor targeting, SRT). Цей підхід дозволить накопичувати у клітині непроникні молекули лігандів білків.

Особливе місце в контексті внутрішньоклітинної доставки ліків належить так званій генній терапії, яка передбачає внутрішньоклітинну доставку необхідної послідовності ДНК-векторами — як вірусної (Zhang X., Godbey W.T., 2006), так і невірусної природи (Dang J.M., Leong K.W., 2006). Основна мета цього підходу — забезпечити експресію гену, що доставляється, та синтез бажаного білка з лікувальною метою. Для систем, що використовуються у генній терапії, окрім вищезазначених загальних властивостей, існують і специфічні вимоги. Зокрема, вони мають проходити мембранний бар’єр клітини, не руйнуватись ендоцитотично у лізосомах (тобто оминати лізосомальний гідроліз). Ці системи повинні проникати також крізь ядерну мембрану і мають бути обладнані специфічними лігандами. Так, повідомляється про створення вірусного вектора для доставки ДНК до нервових клітин людини на основі гібридного віруса з властивостями бакуло- і аденовірусу. Вектор поєднує у собі здатність до тривалої експресії генів, характерних для аденовірусних векторів, та високий титр при синтезі й ефективність переносу генетичної інформації для векторів на основі бакуловірусів. Завдяки генній інженерії дослідники створили ДНК- послідовність, здатну вбудовуватись у геном нервової клітини і протягом тривалого часу експресуватись у ній, забезпечуючи пролонгований ефект. Вважають, що такі вектори допоможуть у лікуванні пацієнтів із хворобою Альцгеймера та Паркінсона (Wang C., 2008). Таким чином, гібридний носій є ефективним засобом для специфічної доставки необхідних генів до хворої клітини. Цей прогресивний метод, хоч і є багатообіцяючим у лікуванні хронічних хвороб, однак може приховувати в собі й певні недоліки, пов’ язані із вірусною природою носіїв (Torchilin V.Р., 2008), тому більш прийнятним із клінічної точки зору вважають вектори невірусної природи (Yamamoto M., Tabata Y., 2006). Інший підхід у генній терапії реалізовано у дослідженнях К. Kogure та співавторів (2008). Замість вірусного вектора автори пропонують повністю штучно створений пристрій, або MEND (multifunctional envelope-type nanodevice — мультифункціональний нанопристрій з облямівкою) за принципом запрограмованої збірки. Він розпізнається та проникає до клітини, не руйнуючись ендоцитотично. Основним компонентом нанопристрою, який забезпечує захоплення та проникнення, є петид октааргінін (octaarginine). До того ж MEND може бути обладнаний специфічними до рецепторів лігандами і має ліпідну оболонку. В порожнині такої капсули знаходиться необхідна ДНК- послідовність, упакована за допомогою полікатіонних полімерів, що виконують функції гістонів. Автори також зазначають, що MEND можна використовувати для доставки не тільки нуклеїнових кислот, а й білків чи полісахаридів. Однак нанопристрої для доставки ДНК мають і певні недоліки порівняно з вірусними векторами (зокрема заснованими на аденовірусах), а саме — низька здатність до трансфекції і як наслідок — низький вихід синтезованих у клітині білків. Автори пов’язують це із тим, що компоненти нанопристрою електростатично взаємодіють із синтезованою інформаційною РНК, заважаючи її трансляції. Стає можливим доставляти генетичний матеріал та ЛЗ, окрім клітинного ядра, й до іншої клітинної структури — мітохондрій. Дисфункцію мітохондрій пов’ язують із нейродегенеративними патологіями, цукровим діабетом, раком. Тому корекція функції мітохондрії шляхом мітохондріальної терапії може у майбутньому дозволити ефективне лікування патологій на субклітинному рівні (Kogure K. et al., 2008). Перспективними у доставці генетичного матеріалу можуть стати й модифіковані силіцієві наночастинки (Bharali D.J. et al., 2005).

Наноносії неорганічної природи

Не останнє місце серед носіїв у доставці ЛЗ займають й неорганічні наночастинки, що наочно продемонстровано у оглядовій статті Y. Liu та співавторів (2007). Зокрема, застосування металічних наночастинок пов’язане, як правило, з лікуванням злоякісних пухлин; міцели з подвійними гідроксидами ди- та тривалентних металів пропонують у ролі переносників антибіотиків (Trikeriotis M., Ghanotakis D.F., 2007). Завдяки здатності цих наноматеріалів до функціоналізації (тобто покриття поверхні певними хімічними речовинами чи біомолекулами з метою надання наночастинкам певних властивостей) їх можна кон’югувати зі специфічними лігандами до тієї чи іншої структури. Зокрема, при поєднанні наночастинок золота з так званим NLS- пептидом (nuclear localization signal peptide), який специфічно зв’язується з ядерними структурами, досягають накопичення перших у ядрах ракових клітин (Oyelere A.K. et al., 2007). При цьому можна не тільки локалізувати ракову пухлину завдяки унікальним властивостям золота нанорозмірів, a й здійснити доставку ДНК-послідовностей у ядро з метою корекції діяльності ракової клітини, тобто це — ще один приклад генної терапії. Повідомляється також і про застосування наночастинок оксиду заліза для адресної доставки ЛЗ та отримання зображень. Під впливом магнітного поля ці наночастинки, попередньо кон’юговані з полівінілалкоголем, можуть бути спрямовані до вогнища патологічного процесу (Mahmoudi M. et al., 2008). Активно застосовують у лікуванні й карбонові нанотрубки — наноструктури, які складаються із бензенових циклів. Вони нерозчинні в усіх розчинниках, що ускладнює їх медичне застосування, однак функціоналізація може покращити їх розчинність у воді. Повідомляють, що ковалентне приєднання амфотерицину В до карбонових нанотрубок зумовило підвищення його ефективності (Cho K. et al., 2008).

Системи доставки, чутливі до зовнішніх стимулів

Одним із способів контролю за вивільненням діючої речовини є створення таких наноносіїв, які б реагували на зовнішні фізичні чи хімічні подразники (зміна температури, рН, наявність певного субстрату тощо). Цій проблемі присвячена оглядова стаття B.H. Tan та K.C. Tam (2008). Відомо, що мікрогелі, які складаються з мономерів і містять заряджені групи (карбоксильні, аміногрупи) у поєднанні з кополімерами, здатні змінювати структуру та реологічні властивості залежно від рівня рН. Механізм цього явища пояснюють взаємодіями гідрофобних зв’язків всередині частинки мікрогелю та осмотичним тиском назовні, якій міняється при протонуванні або депротонуванні заряджених груп при зміні рН. Коли осмотичний тиск перевищує силу гідрофобних зв’язків у середині частинки, остання набухає, змінюючи свою конформацію. Змінюються також її реологічні властивості, що фіксують фізичними методами. Таким чином, назовні можуть вивільнитися хімічні групи чи молекули, які до того перебували всередині частинки мікрогелю. Цей механізм можна використати і у доставці ЛЗ. Молекула діючої речовини, заключена всередині такого мікрогелю, буде вивільнюватися строго залежно від рівня рН. Можна навіть налаштувати носії на певний субстрат у організмі. Так, повідомляють про створення рН- і термочутливого мікрогелю із заключеним всередині ферментом — уреазою, яка вивільнялась у присутності свого субстрату — сечовини. Створені також системи із білками, у яких при кислому середовищі гідролізуються перехресні зв’язки і білок дифундує у навколишнє середовище. Окрім цього, створені фоточутливі системи з контрольованим вивільненням ЛЗ (Patnatik S. et al., 2007).

Токсикологічний та етичний аспект використання наноносіїв

Важливу увагу слід приділяти також токсикологічному аспекту використання наночастинок, який вивчено недостатньо. Відомо, що реакція імунної системи на наночастинки залежить від їх розмірів. Зокрема, наночастинки з діаметром ≥200 нм сильніше активують систему комплементу і швидше елімінуються із кровоносної системи. Вважається також, що із зменшенням діаметру наночастинки зростає її токсичність внаслідок збільшення питомої поверхні. Це, в свою чергу, приводить до активізації окисно-відновних процесів, у яких беруть участь атоми наночастинок, і утворення вільних радикалів. Одним із напрямків використання наночастинок може стати доставка антигенів для вакцинації чи специфічної активації Т- клітинного імунітету (Emerich D.F., Thanos C.G., 2006). Слід також відзначити статтю М. Ebbesen та T.J. Jensen (2006), присвячену етичним аспектам наномедицини. Висвітлюється проблема токсичності, неконтрольованого самозбирання та потреба контролю функцій наночастинок, які використовуються для доставки ліків.

Таким чином, дослідження щодо систем доставки ліків дозволяють розробити нові лікарські препарати, які володіють кращими фармакологічними, фізико- хімічними та фармацевтичними властивостями, ніж традиційні. На жаль, недостатньо вивченим є токсикологічний аспект застосування цих нових препаратів. Незважаючи на те що розробка наноносіїв стикається із певними труднощами, подальші досягнення у клітинній біології, нанотехнологіях та наномедицині дозволять вирішити ці проблеми.

Адреса для листування:
Чекман Іван Сергійович
03057, Київ, просп. Перемоги, 34
Національний медичний університет ім. О.О. Богомольця, кафедра фармакології та клінічної фармакології
E-mail: [email protected]

Посилання

• 1. Барсуков Л.И. (1998) Липосомы. Соросовский образовательный журнал, 10; 2–9.
• 2. Головенко М., Ларіонов В. (2008) Адресна доставка наносистемами лікарських засобів до головного мозку. Вісн. фармакології та фармації, 4: 8–16.
• 3. Abeylath S.C., Turos E., Dickey S., Lim D.V. (2008) Glyconanobiotics: Novel carbohydrated nanoparticle antibiotics for MRSA and Bacillus anthracis. Bioorg. Med. Chem., 16(5): 2412–2418.
• 4. Bagalkot V., Zhang L., Levy-Nissenbaum E. et al. (2007) Quantum dot-aptamer conjugates for synchronous cancer imaging, therapy, and sensing of drug delivery based on bi-fluorescence resonance energy transfer. Nano Lett., 7(10): 3065–3070.
• 5. Bailey M.M., Berkland C.J. (2009) Nanoparticle formulations in pulmonary drug delivery. Med. Res. Rev., 29(1): 196–212.
• 6. Bareford L.M., Swaan P.W. (2007) Endocytic mechanisms for targeted drug delivery. Adv. Drug Deliv. Rev., 59(8): 748–758.
• 7. Batrakova E.V., Vinogradov S.E., Robinson S.M. et al. (2005) Polypeptide point modifications with fatty acid and amphiphilic block copolymers for enhanced brain delivery. Bioconjugate Chem., 16(4): 793–802.
• 8. Béduneau A., Hindré F., Clavreul A. et al. (2008) Brain targeting using novel lipid nanovectors. J. Control. Release, 126(1): 44–49.
• 9. Bharali D.J., Klejbor I., Stachowiak E.K. et al. (2005) Organically modified silica nanoparticles: a nonviral vector for in vivo gene delivery and expression in the brain. Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 102(32): 11539–11544.
• 10. Chen H., Kim S., He W. et al. (2008) Fast release of lipophilic agents from circulating PEG-PDLLA micelles revealed by in vivo forster resonance energy transfer imaging. Langmuir, 24(10): 5213–5217.
• 11. Cho K., Wang X., Nie S. et al. (2008) Therapeutic nanoparticles for drug delivery in cancer. Clin. Cancer Res., 14(5): 1310–1316.
• 12. Cyrus T., Zhang H., Allen J.S. et al. (2008) Intramural delivery of rapamycin with αvβ3-targeted paramagnetic nanoparticles inhibits stenosis after balloon injury. Arterioscler Thromb Vasc Biol, 28(5): 820–826.
• 13. Dang J.M., Leong K.W. (2006) Natural polymers for gene delivery and tissue engineering. Adv. Drug Deliv. Rev., 58(4): 487–499.
• 14. Deng Y., Wang Y., Holtz B. et al. (2008) Fluidic and air-stable supported lipid bilayer and cell-mimicking microarrays. J. Am. Chem. Soc., 130(19): 6267–6271.
• 15. Domalia T.A., Reyna L.A., Svenson S. (2007) Dendrimers as multi-purpose nanodevices for oncology drug delivery and diagnostic imaging. Biochem. Soc. Trans., 35(Pt 1): 61–67.
• 16. Ebbesen M., Jensen T.G. (2006) Nanomedicine: techniques, potentials, and ethical implications. J. Biomed. Biotechnol., 2006(5): 1–11.
• 17. Emerich D.F., Thanos C.G. (2006) The pinpoint promise of nanoparticle-based drug delivery and molecular diagnosis. Biomol. Eng., 23(4): 171–184.
• 18. Garg G., Saraf S., Saraf S. (2007) Cubosomes: an overview. Biol. Pharm. Bull., 30(2): 350—353.
• 19. He G., Ma L.L., Pan J., Venkatraman S. (2007) ABA and BAB type triblock copolymers of PEG and PLA: A comparative study of drug release properties and «stealth» particle characteristics. Int. J. Pharm., 334(1–2): 48–55.
• 20. Igarashi E. (2008) Factors affecting toxicity and efficacy of polymeric nanomedicines. Toxicol. Appl. Pharmacol., 229(1): 121–134.
• 21. Kaneshiro T.D., Wang X., Lu Z.R. (2007) Synthesis, characterization, and gene delivery of poly-L-lysine octa(3-aminopropyl) silsesquioxane dendrimers: Nanoglobular drug carriers with precisely defined molecular architectures. Mol. Pharm., 4(5): 759–768.
• 22. Kitchens K.M., Foraker A.B., Kolhatkar R.B. et al. (2007) Endocytosis and interaction of poly (amidoamine) dendrimer with Caco-2 cells. Pharm. Res., 24(11): 2138–2145.
• 23. Kogure K., Akita H., Yamada Y., Harashima H. (2008) Multifunctional envelope-type nano device (MEND) as a non-viral gene delivery system. Adv. Drug Deliv. Rev., 60(4–5): 559–571.
• 24. Kohli E., Han H.Y., Zeman A.D., Vinogradov. S.V. (2007) Formulations of biodegradable Nanogel carriers with 5′-triphosphates of nucleoside analogs that display a reduced cytotoxicity and enhanced drug activity. J. Control. Release, 121(1–2): 19–27.
• 25. Kraft M.P. (2001) Fluorocarbons and fluorinated amphiphiles in drug delivery and biomedical research. Adv. Drug Deliv. Rev., 47(2–3): 209–228.
• 26. Kumar R., Chen M.H., Parmar V.S. et al. (2004) Supramolecular assemblies based on copolymers of PEG600 and functionalized aromatic diesters for drug delivery applications. J. Am. Chem. Soc., 126(34): 10640–10644.
• 27. Lim S.B., Ruminstein I., Onyüksel H. (2008) Freeze drying of peptide drugs self-associated with long-circulating, biocompatible and biodegradable sterically stabilized phospholipid nanomicelles. Int. J. Pharm., 356(1–2): 345–350.
• 28. Liu Y., Miyoshi H., Nakamura M. (2007) Nanomedicine for drug delivery and imaging: A promising avenue for cancer therapy and diagnosis using targeted functional nanoparticles. Int. J. Cancer, 120(12): 2527–2537.
• 29. Lyons J.G., Blackie P., Higginbotham C.L. (2008) The significance of variation in extrusion speeds and temperatures on a PEO/PCL blend based matrix for oral drug delivery. Int. J. Pharm., 351(1–2): 201–208.
• 30. Mahmoudi M., Simchi A., Immani M. et al. (2008) Optimal design and characterization of superparamagnetic iron oxide nanoparticles coated with polyvinyl alcohol for targeted delivery and imaging. J. Phys. Chem. B, 112(46): 14470–14481
• 31. Malafaya P.B., Silva G.A., Reis R.L. (2007) Natural-origin polymers as carriers and scaffolds for biomolecules and cell delivery in tissue engineering applications. Adv. Drug Deliv. Rev., 59(4–5): 207–233.
• 32. Oh K.T., Bronich T.K., Bromberg L. et al. (2006) Block ionomer complexes as prospective nanocontainers for drug delivery. J. Control. Release, 115(1): 9–17.
• 33. Oyelere A.K., Chen P.C., Huang X. et al. (2007) Peptide-conjugated gold nanorods for nuclear targeting. Bioconjug. Chem., 18(5): 1490–1497.
• 34. Pai A.S., Rubinstein I., Onyuksel H. (2006) PEGylated phospholipid nanomicelles interact with b-amyloid(1–42) and mitigate its b-sheet formation, aggregation and neurotoxicity in vitro. Peptides, 27(11): 2858–2866.
• 35. Patnaik S., Sharma A.K., Garg B.S. et al. (2007) Photoregulation of drug release in azo-dextran nanogels. Int. J. Pharm., 342(1–2): 184–193.
• 36. Rensen P.C., de Vrueh R.L., Kuiper J. et al. (2001) Recombinant lipoproteins: lipoprotein-like lipid particles for drug targeting. Adv. Drug Deliv. Rev., 47(2–3): 251–276.
• 37. Rubinstein I., Onyüksel H. (2007) Biocompatible, biodegradable and sterically stabilized phospholipid nanomicelles improve cryopreservation of oral keratinocytes: a preliminary investigation. Int. J. Pharm., 338(1–2): 333–335.
• 38. Rubinstein I., Soos I., Onyüksel H. (2008) Intracellular delivery of VIP-grafted sterically stabilized phospholipid mixed nanomicelles in human breast cancer cells. Chem. Biol. Interact., 171(2): 190–194.
• 39. Sahoo S.K., Dilnawaz F., Krishnakumar S. (2008) Nanotechnology in ocular drug delivery. Drug Discov. Today, 13(3-4): 144–151.
• 40. Shah J.C., Sadhale Y., Chilukuri D.M. (2001) Cubic phase gels as drug delivery systems. Adv. Drug Deliv. Rev., 47(2–3): 229–250.
• 41. Tan B.H., Tam K.C. (2008) Review on the dynamics and micro-structure of pH-responsive nano-colloidal systems. Adv. Colloid Interface Sci., 136(1–2): 25–44
• 42. Torchilin V.Р. (2008) Tat peptide-mediated intracellular delivery of pharmaceutical nanocarriers. Adv. Drug Deliv. Rev., 60(4–5): 548–558.
• 43. Torchilin V.P. (2006) Multifunctional nanocarriers. Adv. Drug. Deliv. Rev., 58(14): 1532–1555.
• 44. Trikeriotis M., Ghanotakis D.F. (2007) Intercalation of hydrophilic and hydrophobic antibiotics in layered double hydroxides. Int. J. Pharm., 332(1–2): 176–184.
• 45. Vinogradov S. (2004) The Second Annual Symposium on Nanomedicine and Drug Delivery: exploring recent developments and assessing major advances. 19-20 August, 2004, Polytechnic University, Brooklyn, NY, USA. Expert Opin. Drug Deliv., 1(1): 181–184.
• 46. Vinogradov S.V., Kohli E., Zeman A.D. (2006) Comparison of nanogel drug carriers and their formulations with nucleoside 5’-triphosphates. Pharm. Res., 23(5): 920–930.
• 47. Vinogradov S.V., Zemann A.D., Batrakova E.V., Kabanov A.V. (2005) Polyplex Nanogel formulations for drug delivery of cytotoxic nucleoside analogs. J. Control. Release, 107(1): 143–157.
• 48. Wang C. (2008) Hybrid baculovirus-adeno-associated virus vectors for prolonged transgene expression in human neural cells. J. Neurovirol., 14(6): 563–568.
• 49. Yamamoto M., Tabata Y. (2006) Tissue engineering by modulated gene delivery. Adv. Drug Deliv. Rev., 58(4): 535–554.
• 50. Yang D., O’Brien D.F., Marder S.R. (2002) Polymerized bicontinuous cubic nanoparticles (cubosomes) from a reactive monoacylglycerol. J. Am. Chem. Soc., 124(45): 13388–13389.
• 51. Yi X., Batrakova E., Banks W. et al. (2008) Protein conjugation with amphiphilic block copolymers for enhanced cellular delivery. Bioconjug. Chem., 19(5): 1071–1077.
• 52. Zhang X., Godbey W.T. (2006) Viral vectors for gene delivery in tissue engineering. Adv. Drug Deliv. Rev., 58(4): 515–534.