«Нанотехнологии» — это термин для описания исследований, разработок и технических решений в области материалов наномасштабных размеров — от 1 до 100 нм [1]. Применение нанотехнологий в сфере медицины носит название «нанобиомедицина» [2]. Администрация США по пищевым продуктам и лекарственным веществам впервые утвердила липосомный нанопрепарат в 1995 г.: им стало лекарство доксил (OrthoBiotech) [3]. Препарат доксил, или включенный в липосомы доксорубицин, первоначально применяли для лечения вызванной СПИД саркомы Капоши, но затем стали использовать также для лечения рака яичников и множественной миеломы. Благодаря инкапсуляции цитотоксического противоракового препарата доксорубицина и покрытия его поверхностными полимерами это нанобиолекарство имеет увеличенный период полувыведения и обладает свойством повышенного пассивного депонирования в опухоли с пониженной кардиотоксичностью по сравнению со свободным доксорубицином [4—6]. Однако в данном примере речь идет о ненаправленном нанопрепарате [7].
Нанотехнологии включают создание и использование материалов, устройств и технических систем, функционирование которых определяется наноуровнем их структуры, т. е. упорядоченными фрагментами последней размером от 1 до 100 нм. Согласно рекомендации Международной конференции по нанотехнологиям (Висбаден, 2004 г.), целесообразно выделить следующие типы наноматериалов: нанопористые структуры, наночастицы, нанотрубки и нановолокна, нанодисперсии (коллоиды), наноструктурированные поверхности и пленки, нанокристаллы и нанокластеры. Собственно наночастицы диаметром от 5 до 100 нм состоят из 103—108 атомов.
Научные исследования последних 20 лет открыли важную роль нанотехнологий в различных областях науки и техники, в том числе в биологии и медицине. Произошла своеобразная революция, поскольку нанотехнологический подход означает целенаправленное регулирование свойств объектов на молекулярном и надмолекулярном уровнях. В настоящее время происходит интеграция современной медицины (4Р-медицины, особенно предиктивной и персонализированной) и нанотехнологии, что привело к созданию новой области знаний и практики — наномедицины как комплекса подходов, обеспечивающих применение нанотехнологических разработок путем наблюдения и манипулирования биологическими системами на молекулярном уровне. Первым компонентом нанотерапии является механизм доставки лекарства как таковой. К примерам нанотехнологических платформ относятся липосомы (сферические двухслойные липиды), дендримеры (макромолекулы с ветвлениями из основной структуры), полимерные мицеллы (структуры — ядро—оболочки из спонтанно самообразованных амфифильных кополимеров), биоразрушаемые полимерные наночастицы, фуллерены, металлические наночастицы — золото, медь, серебро, а также квантовые точки — коллоидные полупроводниковые нанокристаллы, состоящие из атомов групп II—VI или III—V периодической таблицы (см. таблицу) 
Размеры изготавливаемых наноустройств сопоставимы с таковыми эндогенных биологических организмов, например эритроцитов (3—8 мм), лейкоцитов (8—10 мм) и тромбоцитов (2 мм) [11, 12], т. е. подобные средства доставки лекарств могут пассивно проходить через клеточную среду благодаря своим габаритам, а также успешно воздействовать на ткани, что прежде было недостижимо на нетоксичном уровне [13]. Например, было подтверждено, что наноразмерные частицы золота могут пассивно проходить через гематоэнцефалический барьер и барьер кровь—опухоль [14, 15]. Последнее открытие привело к активному развитию фундаментальной нейрохирургической отрасли в сфере направленного лечения мультиформной глиобластомы и прочих видов опухолей головного мозга.
Размер частиц влияет не только на пассивное перемещение в различные отделы организма, но и на режим клеточного поглощения в пределах соответствующей микросреды (т.е. фагоцитоз, макропиноцитоз, кавеолярный, в отличие от клатринзависимого, эндоцитоз), что позволяет разрабатывать нанопрепараты, поддерживающие адресную интернализациию в конкретную микросреду [3]. Например, было показано, что размер наночастиц золота, функционализированных для переноса герцептина (моноклональное антитело, нацеленное на HER2/нейрорецептор, использующееся для лечения рака молочной железы), влияет на их клеточное поглощение. При этом максимальное поглощение достигается при величине частиц от 25 до 50 нм, что скорее всего зависит от баланса между поливалентным перекрестным связыванием рецепторов мембран клеток и рецепторопосредованного эндоцитоза [16, 17]. Геометрия наночастиц также оказывает влияние на клеточное поглощение, как и размер наночастиц. В результате проведенных исследований была показана прямая зависимость между размером и формой частиц, а также скоростью клеточной интернализации в клетках HeLa [18].
Биораспределение и механизм выведения, свойственные доставке лекарств в нанодиапазоне, определяют особую привлекательность этих средств для специализированных медицинских манипуляций и внутривенных введений. Измерение коэффициента фильтрации в почечных клубочковых капиллярных стенках показало, что пороговая величина наночастиц для выведения лекарства через почки при первом прохождении составляет около 10 нм в диаметре. При этом наночастицы лекарств диаметром от 5 до 10 нм выводятся через почки с высокой скоростью [3, 19]. При большем размере средства доставки фильтрация и секвестрация происходят в клетках мононуклеарной фагоцитарной системы селезенки и печени [13]. Ширина синусоидных капилляров селезенки составляет примерно от 200 до 500 мм. В результате механической фильтрации капилляры задерживают крупные частицы (более 500 мм в диаметре), однако более мелкие частицы в течение долгого времени остаются в системе кровообращения [20]. Более того, благодаря значительному кровотоку, который проходит через печень, и фенестрированному эндотелию этого органа купферовские клетки печени выполняют основную работу по выведению наночастиц из крови [21].
Внутрисосудистое введение нанолекарств призвано ослабить врожденную иммунную систему тела и мононуклеарную фагоцитарную систему с целью более продолжительной циркуляции препарата и удлинения срока терапевтического воздействия. Макрофаги могут выявлять и удалять наночастицы в течение нескольких секунд после внутрисосудистого введения, при этом чем крупнее размер наночастиц, тем с большей легкостью они обнаруживаются и выводятся печенью и мононуклеарной фагоцитарной системой. Распознавание связано не с самим средством доставки наночастиц, а скорее с белками опсонина, которые прикрепляются к поверхности наночастиц после их попадания в систему кровообращения [21]. Опсонизация — это процесс, при котором инородные частицы покрываются белками опсонина (обычно иммуноглобулинами и компонентами системы комплемента — C3, C4, C5), в результате чего такие частицы распознаются фагоцитами и выводятся из системы кровообращения. Опсонизация и быстрое выведение инородных частиц из организма делают неэффективными механизмы доставки нанопрепаратов. Чтобы справиться с этой проблемой, были разработаны новейшие «малозаметные» средства доставки нанолекарств, позволяющие избежать опсонизации и отсрочить выведение веществ из системы кровообращения, т. е. удлинить срок циркуляции лекарства в крови и обеспечить пролонгированный терапевтический эффект. В основе создания подобных средств лежит изменение поверхности с целью задержки поглощения опсонина нанолекарством и активации комплемента [22]. Важным открытием стал тот факт, что опсонизация гидрофобных частиц происходит быстрее, чем в случае с гидрофильными частицами, в связи с увеличенной адсорбируемостью опсонинов к гидрофобным поверхностям [21, 23, 24]. Кроме того, лабораторные эксперименты показали, что опсонизация происходит с большей скоростью в случае с заряженными частицами [25]. В результате для решения проблемы быстрой опсонизации и выведения лекарства мононуклеарной фагоцитарной системой были разработаны нейтрально заряженные гидрофильные полимеры с покрытием полиэтиленгликоль (ПЭГ), поглощающиеся поверхностным слоем нанотерапевтических медицинских средств доставки [21]. Подобные нейтрально заряженные высокогидрофильные полимеры ковалентно трансплантируются или абсорбируются поверхностью наночастицы, что создает физический барьер или стерическую щетку, которая не допускает поглощения опсонина поверхностью средства доставки, нейтрализует заряженные частицы в белках крови и полностью стерически изолируют нанотерапевтические средства от фагоцитных клеток, что приводит к большей стабильности лекарств, вводимых через сосуды, и повышению времени их циркуляции в крови [3, 4, 21].
R. Gref и соавт. [7] провели анализ этой теории. Покрытие ПЭГ было ковалентно нанесено на нанооболочку ядра с последующей оценкой его способности избегать воздействия опсонизации и мононуклеарной фагоцитарной системы. Было также изучено влияние покрытия ПЭГ на время циркуляции лекарственного средства и его распределение по органам. После введения наносфер с покрытием ПЭГ у мышей время циркуляции лекарства в крови увеличилось в связи с увеличением молекулярной массы покрытия ПЭГ. Кроме того, после нанесения этого покрытия поглощение частиц печенью уменьшилось. Через 5 мин после введения частиц без покрытия ПЭГ 66% из них были выведены печенью, в то время как менее 30% наносфер массой 20 кД с покрытием ПЭГ было выведено через 5 ч после введения. Распределение частиц было подтверждено гамма-сцинтиграфией: основная доля наночастиц без покрытия ПЭГ локализовалась в печени и селезенке через 15 мин после введения, в то время как наносферы с покрытием ПЭГ находились в системе кровообращения через то же время.
Основной задачей нанобиомедицины в контексте лечения хирургических заболеваний является адресное (целевое) применение лекарственных средств при их внутрисосудистом введении. Разработка наномасштабных механизмов доставки, предотвращающих быстрое выведение лекарств из системы кровообращения (например, при добавлении покрытия ПЭГ), позволяет увеличить срок циркуляции лекарства в организме. Следующим этапом лечения является адресное направление лекарственного препарата к области патологического процесса, что может осуществляться либо активно, либо пассивно. Пассивная адресация нанопрепаратов зависит от эндогенных биологических условий, обеспечивающих пассивное рассеивание наночастиц через патологически фенестрированный эндотелий сосудов. В частности, нанотерапевтические средства доставки используют проницаемую сосудистую систему воспаленного эндотелия в рамках процесса, известного как «эффект повышенной проницаемости и удержания» [26].
В обычном состоянии организма наномасштабные лекарственные средства не могут пассивно проходить через неповрежденный эндотелий и несвязанное лекарственное вещество распространяется медленно и без адресной доставки [27—29]. Однако при воспалительных и инфекционных заболеваниях происходит активация клеток эндотелия хемокином и цитокином, в результате чего эндотелий теряет свою целостность и становится проницаемым. Это способствует не только доставке лейкоцитов к участку воспаления, но и создает благоприятные условия для проникновения наномасштабных лекарств [29]. Как и в случае с воспалением и инфекцией, сосудистая сеть опухолей отличается неоднородностью и проницаемостью из-за быстрого дефектного ангиогенеза со стремительным образованием эндотелиальных клеток и сниженного количества периваскулярных клеток [9]. Наночастицы от 8 до 150 нм в диаметре способны проникать через эндотелиальные межклеточные соединения (40 нм — 1 мм) и накапливаться внутри микроокружения опухоли [5, 13, 14, 27]. При этом в опухолях также отсутствует эффективный лимфодренаж, что связано с компрессией и коллапсом лимфатических сосудов в связи с развитием опухолевых клеток. Все это дополнительно усиливает эффект повышенной проницаемости и удержания [9, 30]. Исследования на животных показали, что в микроокружении опухоли накапливается в 50 раз больше наночастиц, чем в здоровых тканях [30]. Сочетание разработанной технологии нанобиотерапевтических «малозаметных» средств и продление времени циркуляции нанопрепаратов в организме с эффектом повышенной проницаемости и удержания позволяют максимально эффективно использовать нанотерапевтические средства с пассивной адресацией.
Существуют определенные ограничения, снижающие эффективность и долговечность нанобиопрепаратов, предназначенных для пассивной адресации. Не все опухоли обладают свойством повышенной проницаемости и удержания (например, рак желудка и поджелудочной железы), что снижает результативность пассивно направляемых препаратов при их лечении [31]. Некоторые опухоли не так хорошо снабжаются кровью, как другие, либо проницаемость сосудов может варьировать в пределах одной опухоли. Кроме того, некоторые нанотерапевтические препараты с функционализированной поверхностью не могут проникнуть через ячеистую структуру эндотелия. В связи со сказанным выше, механизм активной адресации наномасштабных средств доставки препаратов играет важную роль в современной нанобиомедицине. Активная адресация предусматривает включение направленного лиганда в состав наночастицы, который распознает молекулы, находящиеся в нужной области. Такими лигандами могут быть как антитела, фрагменты антител, небольшие молекулы естественного происхождения, так и специально созданные аптамеры и пептиды нуклеиновой кислоты.
Адресные лиганды не только локализуются в очаге заболевания, но и играют важную роль в механизме поглощения лекарственного средства, что позволяет повысить эффективность доставки лекарства. Липосомальные наночастицы — идеальное средство доставки: их поверхность может быть нагружена адресными лигандами, при этом осуществляется перенос требуемого лекарства. Например, одним из первых примеров активной адресации стали иммунолипосомы, содержащие антитела, связанные с липосомной системой доставки лекарственных средств. A. Schnyder и соавт. [32] решили улучшить процесс доставки цитотоксических средств к мозгу. Поскольку трансферрин обогащается на гематоэнцефалическом барьере, он является оптимальной целью доставки. Исследователи использовали моноклональное антитело OX26 mAb в трансферриновом рецепторе в качестве адресного компонента и связали его с липосомой, содержащей дауномицин. Это позволяет направить лекарственное средство непосредственно в мозг, а взаимодействие между OX26 mAb и трансферриновым рецептором приводит к рецепторно-опосредованному трансцитозу, что улучшает эффективность такой доставки. Авторы подтвердили также пролонгированный цитотоксический эффект препарата в клеточной культуре и более высокий уровень аккумуляции лекарства в мозгу при сравнении адресной нанотерапии с обычным введением препарата в опытах на крысах.
В другом примере A. Clark и соавт. [33] разработали золотые наночастицы, в которых трансферрин связан кислотно-расщепляемыми линкерами. Это позволило направить препарат через гематоэнцефалический барьер, вслед за чем в ходе трансцитоза с низким pH наночастицы отслаивались от трансферринового рецептора и попадали в мозг. Авторы смогли подтвердить повышенную способность подобных наночастиц к прохождению через гематоэнцефалический барьер и обнаружили, что их количество превосходит содержание нерасщепляемых наночастиц в мозговой паренхиме при испытаниях на мышах. Еще одной эффективной целью, также способствующей клеточному поглощению, является рецептор фолиевой кислоты. Фолиевая кислота — небольшая молекула, легко связываемая со средством доставки; вслед за связыванием лигандов рецептор фолиевой кислоты и средство доставки препарата внедряются в клетку [34]. Кроме того, рецептор фолиевой кислоты сверхэкспрессируется в нескольких видах рака, т. е. он является идеальным средством доставки целого ряда противораковых нанопрепаратов. Например, X. Pan и соавт. [35] связали фолат с липосомальным доксорубицином для лечения человеческой плоскоклеточной карциномы полости рта, трансплантированной в мышь. Были продемонстрированы заметное торможение роста опухоли и увеличение продолжительности жизни на 31% по сравнению с этими показателями у животных, получающих неадресный липосомальный доксорубицин. Кроме того, фолат применялся в качестве адресного лиганда в различных средствах доставки, включая дендримеры [36], липосомы [35], полимерные мицеллы [37] и суперпарамагнитные железоокисные наночастицы [38] для лечения рака на моделях животных, в том числе эпителиального рака [36], рака ротовой полости [35] и гепатоцеллюлярного рака [39].
Часто для какого-либо заболевания отсутствуют лиганды естественного происхождения. В этом случае разрабатываются адресные лиганды достаточно малого размера для связывания с наночастицами. Например, тканевый фактор, который является важным сигналом системы свертывания, подвергается воздействию кровяного потока только при нарушении целостности эндотелия, т. е. это яркий признак кровотечения и тромбоза [40]. Фактор свертывания крови VII — естественный лиганд тканевого фактора, однако его размер слишком велик для выполнения роли адресного лиганда. W. Shi и соавт. [41] использовали домен EGF-1 легкой цепи фактора VII, играющего важную роль в связывании с тканевым фактором, для создания адресного протеина. Исследователи связали этот протеин с полимерными наночастицами и подтвердили адресную направленность таких наночастиц на крысах с геморрагическим инсультом как в лабораторных, так и естественных условиях. Данная разработка, хотя и находится на начальной стадии, обладает значительным потенциалом для остановки кровотечений в сфере нейрохирургии.
Еще один пример разработанной адресной молекулы — аптамеры нуклеиновой кислоты. Аптамеры — это олигонуклеотиды РНК или ДНК, примечательные своим высоким сродством к адресным лигандам. Этот факт, а также небольшой размер и отсутствие иммуногенности, делают их оптимальными адресными лигандами для наноразработок [42]. O. Farokhzad и соавт. [43] описали использование аптамера в качестве адресного лиганда для мембранного простатспецифического антигена, который активно присутствует в клетках рака предстательной железы. При этом аптамер РНА связывался с полимерными наночастицами для доставки доцетаксела в клетки рака предстательной железы на модели животных.
Заключительным примером разработанного адресного лиганда является пептидосвязывающая последовательность, т. е. короткая последовательность аминокислот. Короткая пептидная последовательность может быть сцеплена с поверхностью наночастицы, тем самым позволяя направить препарат к месту экспрессирования целевого протеина. В то время как для некоторых заболеваний связующие последовательности известны, для других такие последовательности еще не найдены. Чтобы определить оптимальную связующую последовательность, используется метод скрининга под названием «фаговое отображение». В рамках данного метода используются бактериофаги, которые отображают пептиды из набора пептидов в целевой области или на изучаемой поверхности, а затем выбирается бактериофаг, демонстрирующий оптимальную связывающую способность с целевой областью [44]. Примером целевого пептида, полученного с помощью метода фагового отображения, является фибринсвязывающий пептид, содержащий цистеин-аргинин-глютамат-лизин-аланинаминокислоты (CREKA) и разработанный в качестве адресного пептида для лечения опухолей, при этом как цель фагового отображения использовалась трансгенная модель рака молочной железы. Однако в ходе опытов на животных было отмечено, что вещество локализуется в сосудистой сетке опухоли. Чтобы дополнительно сузить адресную направленность вещества, CREKA был протестирован на мышах с инактивированным фибриногеном. Препарат не аккумулировался в опухолях, что позволило отнести его к виду фибринсвязывающих пептидов, а не пептидов, связывающихся с опухолью [45]. Фибринсвязывающие пептиды используются в онкологии для адресации при раке молочной [45], предстательной [46] желез и опухоли мозга [47] на моделях животных. Это связано с их способностью локализоваться в местах тромбообразования, которое происходит в сосудистой сети опухоли. Кроме того, эти пептиды применяются для адресной доставки антикоагулянта бивалирудина к атеросклеротическим бляшкам, что позволяет снизить их тромбогенность при изучении на мышиных моделях [48]. Помимо разнообразных клинических применений, CREKA представляет собой оптимально-связующий пептид, поскольку благодаря короткой последовательности из 5 аминокислот он отличается линейностью и меньшей массивностью. Кроме того, единичный остаток цистеина относится к сульфгидрильной группе, которая не требуется для связывания, следовательно, его можно использовать для соединения с другими фрагментами молекул, включая наночастицы или флуоресцентные метки.
Наряду со специальными адресными компонентами, влияние на способность наночастиц достигать очага заболевания оказывает ряд других факторов. Как уже обсуждалось выше, при разработке наночастиц адресный лиганд часто дополняется покрытием ПЭГ, чтобы доставить такой лиганд к месту назначения. Такие покрытия реализуются на различных расстояниях, что может оказывать влияние как на размер самой наночастицы, так и на связывающую способность. Это показано на примере нанопрепарата для лечения кровотечений, а именно пептида аргинин-глицин-аспартат (RGD), который связывается с активированными тромбоцитами. Пептид RGD связывается со структурой ПЭГ, в основе которой сополимер молочной и гликолевой кислот (PLGA), с целью образования синтетического тромбоцита. Варьируя длину компонента ПЭГ от 4600 до 1500 Да, обнаружили, что при длине 4600 Да ситуация с тромбообразованием изменилась в лучшую сторону как in vitro, так и in vivo [49]. Еще одним немаловажным фактором является плотность лиганда. Плотность лиганда — это процент структур ПЭГ, которые были внедрены в процессе синтеза наночастицы, или процент области поверхности наночастицы, содержащей адресный лиганд. Оптимальная плотность лиганда зависит от конкретной наночастицы и самого адресного лиганда. Различия в оптимальной плотности могут быть связаны со стерическим несоответствием адресного лиганда, а также с растворяемостью самой молекулы. Например, при подборе лекарства для лечения рака предстательной железы с использованием аптамера РНК к мембранному антигену, характерному для предстательной железы (описывалось ранее), оптимальная плотность лиганда составила 5% [50], а оптимальная плотность лиганда наночастицы со связывающим пептидом, ориентированным на молекулы межклеточной адгезии клеток 1, составила 50% [51]. G. Duncan и соавт. [52] использовали моделирование по методу Монте-Карло, чтобы доказать, что повышение плотности лиганда в сочетании с низкоаффинными, но узкоспециализированными целями позволит оптимизировать адресную направленность препаратов. И, наоборот, раковые клетки, обладающие повышенной плотностью рассматриваемого рецептора, могут связывать больше наночастиц, чем содержит адресный лиганд, по сравнению с обычными доброкачественными клетками с меньшим количеством рецепторов.
Необходимо отметить, что форма наночастиц также играет заметную роль в адресной направленности препарата. Пептидные амфифильные мономеры могут самоорганизовываться либо в волокна, либо в сферы в зависимости от молекулярного состава. При использовании специфических пептидов коллагена, для лечения поврежденной сосудистой системы после экспериментального повреждения стенки сонных артерий баллонным катетером в опытах на крысах было показано, что в отличие от наносферы адресное нановолокно смогло локализоваться в поврежденных сосудах, что подтверждает важность формы для эффективной адресации лечебных препаратов [53].
Разнообразие средств доставки лекарств и широкий диапазон биологических целей способствуют разнообразнейшим применениям нанопрепаратов для лечения хирургических заболеваний, включая рак, кровоизлияния, атеросклероз и т. д. При этом наиболее важным аспектом данной технологии является доставка лекарственного средства. Разнообразие препаратов для доставки позволяет применять направленные нанолекарства для лечения различных хирургических болезней: химиотерапевтические препараты для лечения рака, нуклеиновые кислоты для генной терапии, иммунопрепараты для доставки вакцин, антикоагулянты для остановки кровотечения, препараты белка (например факторы роста) для лечения целого ряда хирургических заболеваний. Кроме того, наночастицы могут доставлять контрастные вещества и флуорофоры, позволяющие проводить визуализацию, диагностику, тем самым обеспечивая более широкую клиническую применимость препаратов [14]. Наконец, некоторые наночастицы сами используются как лекарства, часто усиливая локализованный тромбоз.
После того как средство доставки с лекарственным препаратом оказывается в очаге заболевания, препарат подлежит контролируемому высвобождению. Существуют два основных профиля высвобождения: вследствие внешнего раздражителя или в результате эндогенного воздействия на очаг заболевания. К примерам внешних раздражителей относятся температурные, магнитные, ультразвуковые или световые воздействия на наночастицы. Эндогенные воздействия включают изменения pH, влияние эндогенных ферментов, окислительно-восстановительные реакции. Хотя теоретически применение внешних раздражителей кажется перспективным, эта технология обладает рядом недостатков: для высвобождения большинства препаратов требуются эндогенные стимуляторы (тепло, ультразвук, свет и т. д.), что ограничивает область их применения солидными опухолями, расположенными относительно близко к поверхности тела. В качестве примера можно указать сочетание термочувствительных (т.е. эндогенное высвобождение) и светочувствительных (т.е. высвобождение при внешних раздражителях) препаратов, в которых термочувствительные липосомы в виде золотого наностержня используются для доставки доксорубицина в модели глиомы у мышей. Разработанный состав липосомы стабилен при обычной температуре тела (37 °С), однако при повышении до 43 °C она разрушается и высвобождает доксорубицин. Для достижения такой температуры в естественных условиях липосомы вводятся совместно с золотыми наночастицами, которые вызывают локальное повышение температуры с помощью стимуляции светом ближней инфракрасной области спектра. С помощью этой методики удалось сократить размеры опухолей и добиться повышения показателя выживаемости в контрольной группе животных [54].
Эндогенные возбудители используют различия в органах, опухолях или внутриклеточной среде, чтобы начать высвобождение лекарственного средства. Например, в печени содержится повышенный уровень глутатиона, что сокращает количество дисульфидных связей по сравнению с остальными органами. При доставке N-ацетилцистеина (NAC), объединенного с дендримером с помощью дисульфидной связи, NAC высвобождается преимущественно в печени [55]. Микросреда опухолей часто обладает более низким pH, чем остальные органы, в связи с более высоким уровнем анаэробного гликолиза раковых клеток [56]. Один из способов запустить высвобождение лекарственных средств в результате изменения pH — изменение соотношения содержания полилактидной кислоты на ПЭГ в мономерах наночастиц. Это позволяет запустить высвобождение препарата в диапазоне pH от 7,2 до 6,6, что является оптимальным для микросреды опухоли [37]. Еще более явный контраст в уровне pH существует в случае с внутриклеточными органоидами, например липосомами, pH которых менее 6,0. При связывании препарата для лечения гепатоклеточной карциномы, например триптолида (исследования показали, что он обладает общей токсичностью), с наночастицей, покрытой фолиевой кислотой (ориентированной на клеточное поглощение), которая содержит имидазольную группу, чувствительную к уровню pH, лекарственный препарат высвобождается только при уровне pH, равном 6,0, что происходит внутриклеточно [39].
Необходимо также отметить, что часто лекарственным средством является сама наночастица. Существует ряд препаратов, ориентированных на определенные внутрисосудистые молекулы, которые совместно с наночастицей дают локализованную реакцию на тромбообразование: в результате уменьшается кровотечение или тромбируется сосудистая сеть опухоли. Ранее был упомянут адресный пептид CREKA, который применяется для лечения различных раковых заболеваний, включая рак молочной и предстательной желез. Изучение обеих моделей показало, что при использовании наночастиц, совмещенных с CREKA, не только происходит направление препарата на фибрин, но при этом сами наночастицы накапливаются в сосудах опухоли, что создает дополнительное коагулирование и приводит к образованию механизма самоусиления коагуляции [45, 46]. Подобный же принцип был использован при регуляции гемостаза, при этом упомянутый ранее пептид RGD применялся для симуляции тромбоцитов. Терапевтический механизм этого пептида направляет частицы на активированные тромбоциты. Это не только способствует коагуляции крови, но и оказывает хемотаксическое воздействие на тромбоциты в месте кровотечения, улучшая тем самым ситуацию с гемостазом. Таким образом, данные средства даже без какого-либо лекарственного препарата могут активно применяться в онкологии с целью усиления воздействия химиотерапии или выступать в качестве неоадъювантной терапии, а также в травматологии для остановки кровотечений.
Средства доставки используются не только для переноса лекарственных препаратов, но и для доставки, например, контрастных веществ с целью улучшения методов медицинской визуализации, включая КТ, МРТ и двухфотонную эмиссионную томографию (ДЭТ). Например, J. Seo и соавт. [57] разработали адресное контрастное вещество для ДЭТ/КТ. Исследователям удалось создать дендример, используя лиганд LyP-1, который адресуется на макрофаги в атеросклеротических бляшках. При этом в дендример была введена медь, что позволило улучшить визуализацию ДЭТ/КТ в атеросклеротических бляшках аорты в ходе экспериментов на мышах с атеросклерозом. После изменения адресного лиганда эту методику можно применять для улучшения визуализации при целом ряде хирургических заболеваний. Подобное применение для визуализации опухолей мозга было описано C. Li и соавт. [58]. В работе использована наночастица квантовой точки; в один нанозонд были внедрены гадолиний и зонд ближней ИК-спектра (NIR II) Ag2-S. После введения препарата в мышиную модель мультиформной глиобластомы произошла локализация нанозонда в результате эффекта повышенной проницаемости и удержания, что позволило точно определить границы опухоли при МРТ до операции и при флуоресцентной визуализации в режиме ближнего инфракрасного диапазона во время операции. Такая технология обладает значительным потенциалом с точки зрения точного определения границ хирургического вмешательства при удалении поврежденных участков. Применение направленных нанопрепаратов с целью визуализации позволит оптимизировать процессы выявления болезней и уточнить локализацию патологических изменений как до, так и во время операции.
По мере развития технологий и разработки наномасштабных лекарственных средств определяется дальнейшее направление развития адресных нанопрепаратов: возможность объединения различных функций в сложные системы, например использование нескольких терапевтических элементов с адресным потенциалом, диагностической возможностью и лечебным эффектом. Идея объединения лечебного эффекта с улучшением визуализации или диагностики называется лечебно-диагностическим подходом. Например, X. Yang и соавт. [38] использовали полимерные нанопоры, ориентированные на рецептор фолиевой кислоты, с чувствительным к pH высвобождением химиотерапевтического доксорубицина, при этом в средстве доставки также присутствовали супермагнитные железоокисные наночастицы, выступающие в роли контрастного агента для проведения магнитного резонанса. Применение данного средства позволило не только реализовать адресную доставку химиотерапевтического препарата, но и проводить контрастную магнитно-резонансную томографию. Еще один вариант лечебно-диагностического подхода был осуществлен авторами, разработавшими наночастицы липиды-латекс, нацеленные на макрофаги M1 с фагоцитарным сигналом, в результате чего они были локализованы в местах воспаления. Эти наночастицы содержали липидорастворимый препарат и были помечены контрастным агентом МРТ (гадолиний), что обеспечивает как доставку препарата, так и контрастную магнитно-резонансную терапию в местах воспаления, включая атеросклероз и ткани с воспаленной жировой клетчаткой [59]. Еще один пример — липопротеид высокой плотности (ЛВП), конъюгированный с золотыми наночастицами (AuNPs). Эта инновационная наноструктура в настоящее время находится в процессе разработки; она отличается биосовместимостью, а также обладает потоком функционального холестерина. ЛВП — это сывороточный нанобелок, защищающий от развития атеросклеротических бляшек в артериях, и в конечном счете препятствующий поражению коронарных и периферических артерий в результате процесса, известного как обратный транспорт холестерина, при котором холестерин выходит из клеток и транспортируется в печень для конечного желчевыделения [60]. C. Thaxton и соавт. [61] разработали наночастицы AuNP, объединенные с ЛВП, при этом размер, форма и состав поверхности соответствуют природному ЛВП, как и свойства связывания холестерина. Более того, полученная наноструктура характеризуется высокой биосовместимостью и потоком холестерина, соответствующими настоящему ЛВП, т. е. структура обладает функциональной биомимикрией [62]. Данный вид лекарственных препаратов может широко применяться в медицине, особенно при ориентации на атеросклеротические бляшки, что в перспективе позволит создать адресное инъекционное лекарственное средство для лечения атеросклеротической болезни сосудов.
Развитие нанотехнологий рассматривается в качестве стратегии для облегчения ведения пациентов с атеросклерозом, основной интерес представляют разработка адаптивных биосенсоров для выявления специфических биомаркеров заболевания, а также использование клеток, реколонизирующих бляшки, для длительной визуализации и доставки препаратов [67]. Использование многофункциональных наноразмерных устройств, способных обеспечить клиническую обратную связь или высвобождение препаратов в ответ на молекулярные сигналы, представляет собой другую возможность. С учетом того, что атеросклероз является хроническим воспалительным состоянием, использование доставки фармпрепаратов с помощью наночастиц для ингибирования локальной пролиферации макрофагов внутри атеросклеротической бляшки может обеспечить будущий потенциал для снижения выраженности симптомов атеросклероза [67, 68]. Теоретическим обоснованием применения этих методов является тренд в лечении атеросклероза, сфокусированный на аполипопротеин-В-содержащие липопротеины. На основании этих исследований в Европе и США в 2015 г. был зарегистрирован препарат класса моноклональных антител, направленный на пропротеин и конвертазу субтилизин/кексин типа 9 (PCSK 9), обеспечивающих снижение уровня ЛПНП на 50—60%.
A. Drozdov и соавт. [66] разработали магнитоуправляемый нанопрепарат для лечения тромбоза на основе магнетитовой матрицы с заключенным внутри ферментом. Раствор наночастиц препарата фокусируют в месте образования тромба с по