Drug delivery: нанофармакологічний аспект

„Прогрес – закон природи.”

Вольтер

(1694–1778),

французький письменник,

філософ, історик

Під доставкою ліків (drug delivery) розуміють сукупність методів, технологій і прийомів з метою модифікації фізико-хімічних, фармакологічних та фармацевтичних властивостей лікарських засобів з метою покращення їх ефективності і підвищення безпеки при застосуванні. Нині ця галузь є однією 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 можливо оптимізувати ефективність, звести до мінімуму побічні ефекти та покращити комплайенс. Ті медикаменти, що не мали успіху раніше через високу токсичність, нині можуть отримати шанс на друге життя, завдяки включенню у системи доставки лікарських засобів. Окрім того, покращується біодоступність та стає можливим контрольоване вивільнення ліків. Нові методи доставки ліків та лікарські засоби створюють нову нішу на фармацевтичному ринку. Станом на 2006 р. вже більше 30 компаній займались розробкою та виробництвом наночастинок для доставки лікарських засобів (ЛЗ) (Emerich D. F., Thanos C. G., 2006). Однак, незважаючи на це, поки що бракує досліджень з вивчення токсичності лікарських засобів на основі наночастинок. Бурхливий розвиток у галузі створення цих нових ЛЗ призвів до появи різноманітних лікарських форм: парентеральних, офтальмологічних, оральних, зовнішніх тощо. Серед можливих шляхів введення систем доставки ЛЗ на основі наноносіїв вказують інгаляційний (Bailey M. M., Berkland C. J., 2009), аргументуючи це тим, що легені мають велику площу поверхні і 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., Wang X., Nie S., Chen Z. et al, 2008).

Класифікація та основі вимоги, що висуваються до препаратів на основі систем доставки ліків.Системи доставки ліків є, як правило колоїдними системами і їх можна класифікувати залежно від агрегатного стану та морфологічних особливостей (Головенко М., Ларіонов В., 2008). Згідно цієї класифікації їх поділяють на:

1. Наносуспензії

2. Ліпосоми

3. Змішані міцели

4. Кристалічні структури (ліотропи)

5. Мікроемульсії

6. Наноемульсії

7. Нанокапсули, сурфактанти

8. полімерні наночастинки

9. тверді ліпідні наночастинки (Solid lipid nanoparticles, SLN) та наноліпідні носії (Nanostructured lipid carriers, NLC)

Існує також класифікація, в основу якої покладена природа носія (Cho K., Wang X., Nie S., Chen Z. et al, 2008). Наночастинки для доставки ліків можуть бути:

· Полімерними (включаючи міцели і дендримери)

· Ліпідними (ліпосоми). Сюди також можна віднести: ліпідні нанокапсули (Beduneau A., Hindre F., Clavreul A., Leroux J.-C. et al, 2008), хіломікрон-подібні емульсії та рекомбінантні ліпопротеїди низької щільності (Rensen P. C. N. de Vrueh R. L. A., Kuiper J., Bijsterboch M. K. et al, 2001) та ін.

· Вірусними

· Органометалічними наночастинками (наприклад, нанотрубки).

До наноносіїв висуваються особливі вимоги. Так, у статті (nanomed29) зазначають, що для ефективних систем доставки препаратів необхідно сумістити дві несумісні властивості: наноліки повинні бути стабільними і зберігати хімічну структуру протягом певного періоду часу і, водночас бути здатними до біогдеградації. У оглядовій статті (Torchilin V. P., 2006) до систем доставки ліків висуваються наступні основні вимоги:

1. Пролонгована циркуляція препарату у крові.

2. Властивість до акумуляції у зоні патологічного процесу.

3. Здатність ефективно переносити молекули діючої речовини у клітину і окремі органели.

4. 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 (Bagalkot V., Zhang L., Levy-Nissenbaum E., Jon S. et al, 2007) наночастинки на основі квантових міток. Відомо, що для них характерні унікальні оптичні властивості, що дозволяє використовувати їх у якості оптичної «мітки». Функціоналізувавши квантові мітки аптамером (молекула нуклеїнової кислоти, що володіє специфічними біорозпізнавальними властивостями), специфічним до протипухлинного антибіотика доксорубіцина, автори створили наночастинки, здатні специфічно зв’язуватись з раковими клітинами, контрольовано вивільняти антибіотик, та спостерігати за процесом у реальному часі. На основі квантових міток та стабілізованих фосфоліпідних міцел із вазоактивним інтестинальним пептидом (Rubinstein I., Soos I., Onyuksel H., 2008, - Rubinstein I., Onyuksel H., 2007) створили наночастинки, що специфічно проникають до клітин раку грудної залози людини.

У статті (Головенко М., Ларіонов В., 2008) вказано перелік вимог, якими має володіти «ідеальний» наноносій. Окрім вище згадуваних це:

· Розмір частинок менше 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 в залежності від конкретних цілей він доповнюється новими пунктами.

Полімерні наноносії, їх класифікація, властивості та застосування у клініці.Полімерні наноносії є одними із найактивніше досліджуваних у сучасній нанофармакології.Це пов’язано із тим, що вони володіють низкою корисних властивостей та відповідають багатьом виставленим до наноносіїв вимогам. Полімерні наноносії можна класифікувати за структурою:

1. Капсули (полімерні наночастинки, або кон’югати «полімер-лікарський засіб»). У якості носія може використовуватись альбумін, ПЕГ, N-(2-hydroxypropyl)-methacrylamide copolymer (HPMA). Приклад полімерних наноліків: Abraxane для лікування злоякісних пухлин молочної залози.

2. Амфіфільні макромолекули із серцевиною та корком (полімерні міцели). У якості носія може застосовуватись полімер на основі ПЕГ та інші (Chen H., Kim S., He W., Wang H et al, 2008; Oh K. T., Bronich T. K., Bromberg L., Hatton T. A. et al, 2006; Batrakova E. V., Vinogradov S. E., Robinson S. M., Niehoff M. L., 2005; Tan B. H., Tam K. C., 2008; He G., Ma L. L., Venkatraman S., 2007; Pai A. S., Rubinstein I., Onyuksel H., 2006; Kumar R., Chen M-H., Parmar V. S., Samuelson L. A. et al, 2004)

3. Сильно розгалужені макромолекули або дендримери. Найрозповсюдженішим полімером, що застосовується для цих цілей є поліамідоамін (Domalia T. A., Reyna L. A., Svenson S., 2007; Kitchens K. M., Foraker A. B., Kolhatkar R. B., Swaan P. W. 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 і подальшого виведення, подібності до позаклітинного матриксу. Полімери виступають у ролі своєрідних «скелетів» або «каркасів», переносячи активні біомолекули, такі як фактор росту, НПЗЗ, кортикостероїди. Основними природними полімерами у системах доставки ліків є: колаген, желатин, фібрин, хітозан, альгінат тощо (Malafaya P. B., Silva G. A., Reis R. L., 2007). Синтетичні полімери відкривають ширші можливості для модифікації структури, контрольованого вивільнення та розподілу у органах та тканинах. Дендримери – одні із найперспективніших носіїв серед вище згаданих полімерних носіїв. Вони здатні переносити молекули діючої речовини як всередині так і абсорбовані на своїй поверхні. Структура дендримерів добре визначена (Kaneshiro T. D. L., Wang X., Lu Z.-R, 2007), та може контролюватись у процесі синтезу. Нині ЛЗ на їх основі для лікування генітального герпесу та ВІЛ-інфекції вже проходять заключний етап клінічних випробувань (Domalia T. A., Reyna L. A., Svenson S., 2007). У якості полімера для доставки карведіола пропонується суміш поліетиленоксиду та полікапролактону (Lyons J. G., Blackie P., Higginbotham C. L., 2008). Створено поліакрилатні наночастинки, які несуть ковалентно приєднаний антибіотик (ципрофлоксацин або N-тіольований β-лактам) завдяки його хімічний модифікації – ацилуванню з подальшою полімеризацією. Отримані наночастинки з антибіотиками дістали назву «гліконанобіотики». (Abeylath S. C., Turos E., Dickey S., Lim D. V., 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 погано розчинних ЛЗ, наприклад дексаметазону, циклоспорину, ацетазоламіду (Sahoo S. K., Dilnawaz F., Krishnakumar S., 2008).

Слід також відзначити фторовані вуглеводні. Зважаючи на їх хімічну інертність, здатність поглинати гази, низький поверхневий натяг, вони є оптимальними переносниками газів (Kraft M. P., 2001). Перфторвуглеводні можуть виступати не тільки як носії газів, а й великих біомолекул. Наприклад, у роботі (Cyrus T., Zhang H., Allen J. S., Williams T. A., Hu G. et al, 2008), перфторвуглеводневі наночастинки функціоналізували α_vβ₃ – інтегрин-націленим антибіотиком рапаміцином з метою попередження рестенозу артерії у кролів.

Однією з переваг полімерів-носіїв є зменшення токсичності та оптимізація фармакокінетичних параметрів, і це має особливе значення для високотоксичних протипухлинних засобів. Дослідження in vivo на мишах показують, що ЛФ, в яких діюча речовина кон’югована з полімером мають нижчу токсичність, кращі фармакокінетичні параметри та вищу ефективність. Зокрема при вивченні препарату Паклітаксель і його нанофармацевтичного аналогу (складався з полімерів носіїв – поліаспартату та поліетиленгліколю), 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 1/4 дози Паклітаксель-полімеру еквівалентна повній дозі звичайного Паклітакселю. Дослідження летальності та нефротоксичності показали більшу безпечність нанофармацевтичного аналогу Паклітакселю (Igarashi E., 2008).

Завдяки поєднанню діючих речовин із полімерними наноносіями можливо зменшити їх не тільки токсичність, а й нестійкість (Vinogradov S., 2004). Зокрема авторам (Vinogradov S. V., Zemann A. D., Batrakova E. V., Kabanov A. V., 2005; Kohli E., Han H.-Y., Zeman A. D., Vinogradov. S. V., 2007; Vinogradov S.V., Kohli E., Zeman A. D., 2006) вдалось створити «Наногель», що містив фторовані нуклеозид-5’-трифосфати. наногель складався з 5-флуроаденозину арбабінозид трифосфату (цитотоксичний протипухлинний агент) та полімера-носія – протонованого поліетиленіміну. Цей полімер зв’язує молекули з протилежними зарядом, формуючи полііонні комплекси, або «поліплекси». Частка діючої речовини у таких комплексах може досягати 33% по вазі. Переносники такого типу мають низку переваг: низька плавуча щільність, добра 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 справляють тільки після фосфорилювання у ракових клітинах. Це, в свою чергу залежить від активності певних ферментів, яка не завжди є постійною. В той же час застосування готових нуклеозид-трифосфатів було неможливим через швидку їх деградацію 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 агенту. (Vinogradov S. V., Zemann A. D., Batrakova E. V., Kabanov A. V., 2005).

До нанофармацевтичних протиракових засобів висувають додаткові вимоги:

- Після прийому такі медикаменти мають проникати через фізіологічні бар’єри з мінімальними втратою активності та зменшенням 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 в той же час достатньо малими для того, щоб не затримуватись у ретикулоендотеліальній системі печінки та нирок, а також не захоплюватись макрофагами. Зокрема, для хіміотерапії злоякісних пухлин їх розміри мають бути до 100 нм.

- Поверхня наночастинок для доставки ЛЗ має бути гідрофільною щоб уникати захоплення макрофагами(Igarashi E., 2008, Cho K., Wang X., Nie S., Chen Z. et al, 2008)

Незважаючи на низку переваг, існують й певні недоліки, пов’язані із складністю контролю за синтезом полімерів від партії до партії (Malafaya P. B., Silva G. A., Reis R. L., 2007).

Ліпідні наноносії. Це обширний клас переносників, який включає добре відомі ліпосоми, а також рідкі кристалічні структури (зокрема, кубосоми), тверді ліпідні наночастинки та ін. Одними з найбільш вивчених серед них є ліпосоми. Ліпосоми – закриті колоїдні структури, отримані шляхом самозборки і складаються з ліпідного бішару, який оточує водну серцевину.

Серед їх переваг можна відзначити високу механічну стійкість бішару, здатність переносити гідрофільні, гідрофобні та амфіфільні лікарські засоби, висока біоспорідненість, та здатність до біодеградації. В той же час основним недоліком ліпосом є їх нестійкість та нетривале перебування у кров’яному руслі. Вони швидко захоплюються макрофагами та виводяться з організму (Барсуков Л. И., 1998). Окрему групу становлять так звані ніосоми (niosomes) – різновид наночастинок у формі капсул які складаються з неіоногенних ПАР, як і ліпосоми складаються з двошарової мембрани і можуть включати в себе як гідрофільні так і гідрофобні лікарські засоби. Порівняно з ліпосомами вони стабільніші, а також володіють низькою токсичністю, здатні до біодеградації є біосумісними та не імуногенними (Sahoo S. K., Dilnawaz F., Krishnakumar S., 2008).

Амфіфільні ліпіди (зокрема, гліцерил моноолеат) за певних умов здатні формувати рідкі кристалічні фази у водному середовищі (Yang D., O’Brien D. F., Marder S. R., 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., Sadhale Y., Chilukuri D. M., 2001). Структура кубічної фази («кубосоми») має низку переваг. Зокрема, кубосоми зберігають стабільність таких речовин як білки та вітаміни, можуть бути стабілізованими за допомогою полімерів, в них розчинні як гідрофільні так і гідрофобні й амфіфільні ЛЗ, вони мають високу біоспорідненість і добре проникають через шкіру та слизову оболонку і до того ж здатні до біодеградації. Можливо також досягнути контрольованого вивільнення діючих речовин, оскільки вони будуть дифундувати через звивисту систему каналів, утворених кубічної фазою. Кубічні фази вже знайшли своє використання у стоматологічних лікарських формах для лікування пародонтиту (Garg G., Saraf S., Saraf S., 2007). Однак невелика тривалість вивільнення і надзвичайно висока в’язкість можуть обмежити застосування доставки ліків таким методом у стоматології, для доставки короткодіючих оральних та парентеральних ЛФ. (Shah J. C., Sadhale Y., Chilukuri D. M., 2001). Перспективними є й фосфоліпідні наноміцели. Вони мають низку якостей, що можуть стати в нагоді при використанні їх як наносів для ЛЗ білкового походження. Зокрема, це біосумісність, здатність до біодегарадації, тривалий час перебування в 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., Ruminstein I., Onyuksel H., 2008). Ліпідні системи можуть виступати не тільки як носії, а й як моделі для досліджень взаємодій та in vitro взаємодії наночастинок та юіомембран. Це – підтримуючі ліпідні бішари (Supported lipid bilayers, SLB’s), які виступають у якості моделі біомембрани (Deng Y., Wang Y., Holtz B., Li J., Traaseth N. et al, 2008).

Системи внутрішньоклітинної доставки ЛЗ та генна терапія.Однією з ключових проблем доставки ліків є внутрішньоклітинний транспорт лікарських засобів. Цей процес утруднений кількома факторами: неспецифічність носіїв або їх нездатність проникнути крізь клітинну мембрану та лізосомальний гідроліз лікарських засобів (пептидів, нуклеїнових кислот), що проникли едоцитотичним шляхом. Вирішенням цієї проблеми є застосування так званих пептидів, що проникають в клітину (Cell penetrating peptides, CPP), вперше знайдених у вірусу імунодефіциту людини. Дані 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 пептиди (отримані поєднанням двох пептидів з джерел різного походження, наприклад вірусу імунодефіциту людини та SV-40) і синтетично отримані поліаргініни. Для цих молекул описано декілька механізмів проникнення в клітину, оминаючи гідроліз лізосомальними ферментами. (Torchilin V. O., 2008). Інший спосіб уникнення лізосомального руйнування описаний у статті (Bareford L. M., Swaan P. W., 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 окислюють мембрану лізосом. Мембрана руйнується, вивільнюючи у цитоплазму молекули діючої речовини. Такий підхід можна застосувати у лікуванні ракових захворювань. Можливо також ковалентне сполучення вище згадуваних CPP із молекулами поліетиленгліколю (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 лікарських засобів(Torchilin V. O., 2008, Bareford L. M., Swaan P. W., 2007). Покращити аптейк (захват) клітинами наноносіїв вдалося авторам (Yi X., Batrakova E., Banks W., Vinogradov S. et al, 2008), кон’югувавши молекулу білку (пероксидаза хріну) з плюронік poly(ethylene oxide)-bpoly(propylene oxide)-b-poly(ethylene oxide) (PEO-PPO-PEO) кополімерами. Серед патологій, які можуть лікуватися системами внутрішньоклітинної доставки відзначають хворобу Альцгеймера, Паркінсона, ракові захворювання та хвороби, спричинені генетичними дефектами лізосомальних ферментів. Інший підхід описано (Bareford L. M., Swaan P. W.,, 2007). Розроблені авторами системи доставки ЛР на субклітинному рівні, з використанням ендоцитотичного шляху. Опосередковані рецептором системи доставки передбачають наявність на клітинній мембрані специфічного рецептору. Однак, їх ефективність обмежується тим, що клітинна мембрана є дуже динамічною структурою, і кількість рецепторів на ній може змінюватись. Завдяки створенню штучних рецепторів, які зв’язуються з багатими на клатрин зонами плазматичної мембрани, стало можливим розроблення підходу, що дістав назву «націлення синтетичними рецепторами» (synthetic receptor targeting, SRT). Цей підхід дозволить накопичувати в клітині непроникні молекули лігандів білків.

Особливе місце в контексті внутрішньоклітинної доставки ЛЗ належить так званій генній терапії, яка передбачає внутрішньоклітинну доставку необхідної послідовності ДНК векторами – як вірусними (Zhang X., Godbey W. T., 2006), так і невірусної природи (Dang J. M., Leong Kam W., 2006). Основна мета цього підходу – забезпечити експресію гену, що доставляється та синтез бажаного білку з лікувальною метою. Для систем, що використовуються у генній терапії, окрім вище згадуваних загальних властивостей виставляють й специфічні вимоги. Зокрема, вони мають проходити мембранний бар’єр клітини, не руйнуватись ендоцитотично у лізосомах (тобто оминати лізосомальний гідроліз). Ці системи повинні проникати й крізь ядерну мембрану та мають бути обладнані специфічними лігандами. Так, повідомляється про створення вірусного вектору для доставки ДНК до нервових клітин людині на основі гібридного вірусу з властивостями бакуло- та аденовірусу. Вектор поєднує у собі здатність до тривалої експресії генів, характерних для аденовірусних векторів та високий титр при синтезі і 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 в ній, забезпечуючи пролонгований ефект. Вважають, що такі вектори допоможуть у лікуванні хвороби 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 крити в собі й певні недоліки, пов’язані із вірусною природою носіїв (Torchilin V. O., 2008), тому більш прийнятним з клінічної точки зору вважають вектори невірусної природи (Yamamoto M., Tabata Y., 2006). Інший підхід у генній терапії реалізовано у дослідженнях (Kogure K., Akita H., Yamada Y., Harashima H., 2008). Замість вірусного вектору 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 захват та проникнення є петид октааргінін. 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 не тільки для доставки нуклеїнових кислот, а й білків чи полісахаридів. Тим не менш, нанопристрої для доставки ДНК мають й певні недоліки у порівнянні 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 з синтезованою інформаційною РНК, заважаючи її трансляції. Окрім клітинного ядра генетичний матеріал та ЛЗ стає можливим доставляти й до іншої клітинної структури – мітохондрій. Дисфункцію мітохондрій пов’язують з нейродегенеративними патологіями, цукровим діабетом, раком. Тому корекція функції мітохондрії шляхом «мітохондріальної терапії» може у майбутньому дозволити ефективне лікування патологій на субклітинному рівні (Kogure K., Akita H., Yamada Y., Harashima H., 2008). Перспективними у доставці генетичного матеріалу можуть стати й модифіковані силіцієві наночастинки (Bharali D. J., Klejbor I., Stachowiak E. K., Dutta P., Roy I. et al., 2005).

Наноносії неорганічної природи.Не останнє місце як носії у доставці ЛЗ займають й неорганічні наночастинки (Liu Y., Miyoshi H., Nakamura M., 2007). Зокрема, застосування металічних наночастинок пов’язане, як правило з лікуванням злоякісних пухлин; міцели з подвійними гідроксидами ди- та тривалентних металів пропонують у якості 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 можливо кон’югувати зі специфічними лігандами до тієї чи іншої структури. Так, зокрема, при поєднанні наночастинок золота з так званим NLS-пептидом (nuclear localization peptide), який специфічно зв’язується з ядерними структурами досягають накопичення перших у ядрах ракових клітин (Oyelere A. K., Chen P. C., Huang X., 2007, nanogold). 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 (ПВА), можуть бути направлені до вогнища патологічного процесу (Mahmoudi M., Simchi A., Immani M., Milani A. S. et al, 2008). Активно застосовуються у лікуванні й нанотрубки з Карбону – наноструктури, які складаються з бензенових циклів. Вони нерозчинні в усіх розчинниках, що ускладнює їх медичне застосування, однак функціоналізація (приєднання до поверхні наночастинки молекули чи хімічної групи з метою надання їй необхідних властивостей) може покращити їх розчинність у воді. Повідомляють, що ковалентне приєднання амфотерицину Б до карбонових нанотрубок призвело до покращення його ефективності (Cho K., Wang X., Nie S., Chen Z. et al, 2008).

Системи доставки, чутливі до зовнішніх стимулів. Одним ізспособівконтролю за вивільненням діючої речовини є створення таких наноносіїв, які б реагували на зовнішні фізичні чи хімічні подразники (зміна температури, рН, наявність певного субстрату тощо). Даній проблемі присвячена оглядова стаття (Tan B. H., Tam K. C., 2008). Відомо, що мікрогелі, які складаються з мономерів і містять заряджені групи (карбоксильні, аміногрупи) у поєднанні з ко-полімерами, здатні змінювати структуру та реологічні властивості у залежності від рівня рН. Механізм цього явища пояснюють взаємодіями гідрофобних зв’язків всередині частинки мікро гелю 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 й її реологічні властивості, що фіксують фізичними методами. Таким чином, назовні можуть вивільнитись хімічні групи чи молекули, які до того перебували в середині частинки мікрогелю. Цей механізм можна використати і у доставці ЛЗ. Молекула діючої речовини, заключена всередині такого мікрогелю, буде вивільнюватись строго в залежності від рівня рН. Можливо навіть налаштувати носії на певний субстрат у організмі. Так, повідомляють про створення рН- та термочутливого мікрогелю із заключеним всередині ферментом – уреазою, яка вивільнялась у присутності свого субстрату – сечовини. Створені також системи із білками, у які при кислому середовищі гідролізуються перехресні зв’язки і білок дифундує у навколишнє середовище. Окрім цього, (Patnatik S., Sharma A. K., Garg B. S., Gandhi R. P., 2007) створені фоточутливі системи з контрольованим вивільненням ЛЗ.

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

Таким чином, дослідження у галузі систем доставки ЛЗ дозволяють розробити нові 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 з певними труднощами, подальші досягнення у клітинній біології, нанотехнологіях та наномедицині дозволять подолати ці проблеми.

Література

1. Барсуков Л. И. (1998) Липосомы. Соросовский образовательный журнал, 10; 2 – 9.
2. Головенко М., Ларіонов В., 2008 – Головенко М., Ларіонов В. (2008) Адресна доставка наносистемами лікарських засобів до головного мозку. Вісник 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. Bioorganic & Medicinal Chemistry, 16: 2412–2418.
4. Bagalkot V., Zhang L., Levy-Nissenbaum E., Jon S. 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. Medicinal Research Reviews, 29(1): 196 – 212.
6. Bagalkot V., Zhang L., Levy-Nissenbaum E., Jon S. 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.
7. Batrakova E. V., Vinogradov S. E., Robinson S. M., Niehoff M. L. (2005) Polypeptide Point Modifications with Fatty Acid and Amphiphilic Block Copolymers for Enhanced Brain Delivery. Bioconjugate Chem.,16: 793-802.
8. Bareford L. M., Swaan P. W., (2007) Endocytic mechanisms for targeted drug delivery. Advanced Drug Delivery Reviews, 59: 748–758.
9. Beduneau A., Hindre F., Clavreul A., Leroux J.-C. et al (2008) Brain targeting using novel lipid nanovectors. Journal of Controlled Release, 126: 44–49.
10. Bharali D. J., Klejbor I., Stachowiak E. K., Dutta P., Roy I. et al. (2005) Organically modified silica nanoparticles: A nonviral vector for in vivo gene delivery and expression in the brain. PNAS., 102(32): 11539–11544.
11. Chen H., Kim S., He W., Wang H et al (2008) Fast Release of Lipophilic Agents from Circulating PEG-PDLLA Micelles Revealed by in vivoForster Resonance Energy Transfer Imaging. Langmuir, 24:5213-5217.
12. Cho K., Wang X., Nie S., Chen Z. et al (2008) Therapeutic Nanoparticles for Drug Delivery in Cancer. Clin. Cancer Res.,14(5): 1310 – 1316.
13. Cyrus T., Zhang H., Allen J. S., Williams T. A., Hu G. et al (2008) Intramural Delivery of Rapamycin With α_v β ₃Targeted Paramagnetic Nanoparticles Inhibits Stenosis After Balloon Injury. Arterioscler Thromb Vasc Biol, 28: 820-826.
14. Dang J. M., Leong Kam W. (2006) Natural polymers for gene delivery and tissue engineering. Advanced Drug Delivery Reviews, 58: 487– 499.
15. Deng Y., Wang Y., Holtz B., Li J., Traaseth N. et al (2008) Fluidic and Air-Stable Supported Lipid Bilayer and Cell-Mimicking Microarrays. J. Am. Chem. Soc., 130: 6267–6271.
16. Domalia T. A., Reyna L. A., Svenson S. (2007) Dendrimers as multi-purpose nanodevices for oncology drug delivery and diagnostic imaging. Biochemical Society Transactions, 35(1): 61 – 67.
17. Ebessen M., Jensen T. J. (2006) Nanomedicine: Techniques, Potentials, and Ethical Implications. Journal of Biomedicine and Biotechnology, 2006: 1–11.
18. Emerich D. F., Thanos C. G. (2006) The pinpoint promise of nanoparticle-based drug delivery and molecular diagnosis. Biomolecular Engineering, 23: 171–184.
19. Garg G., Saraf S., Saraf S. (2007) Cubosomes: An Overview. Biol. Pharm. Bull., 30(2): 350—353.
20. He G., Ma L. L., Venkatraman S. (2007) ABA and BAB type triblock copolymers of PEG and PLA: A comparative study of drug release properties and “stealth” particle characteristics. International Journal of Pharmaceutics, 334: 48–55.

Igarashi E. (2008) Factors affecting toxicity and efficacy of polymeric nanomedicines. Toxicology and Applied Pharmacology, 229: 121–134.

1. Kaneshiro T. D. L., 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. Molecular pharmaceutics, 4(5): 759–768.
2. Kitchens K. M., Foraker A. B., Kolhatkar R. B., Swaan P. W. et al (2007) Endocytosis and Interaction of Poly (Amidoamine) Dendrimer with Caco-2 Cells. Pharmaceutical Research, 24(11): 2138 – 2145.
3. Kogure K., Akita H., Yamada Y., Harashima H. (2008) Multifunctional envelope-type nano device (MEND) as a non-viral gene delivery system. Advanced Drug Delivery Reviews, 60: 559–571.
4. 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. Journal of Controlled Release, 121: 19–27.
5. Kraft M. P. (2001) Fluorocarbons and fluorinated amphiphiles in drug delivery and biomedical research. Advanced Drug Delivery Reviews, 47: 209–228.
6. Kumar R., Chen M-H., Parmar V. S., Samuelson L. A. 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.
7. Lim S. B., Ruminstein I., Onyuksel H. (2008) Freeze drying of peptide drugs self-associated with long-circulating, biocompatible and biodegradable sterically stabilized phospholipid nanomicelles. International Journal of Pharmaceutics, 356: 345–350.
8. 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: 2527–2537.
9. 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. International Journal of Pharmaceutics, 351: 201–208.
10. 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. Advanced Drug Delivery Reviews, 59: 207–233.
11. Mahmoudi M., Simchi A., Immani M., Milani A. S. 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: 14470–14481
12. 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. Advanced Drug Delivery Reviews, 59: 207–233.
13. Oh K. T., Bronich T. K., Bromberg L., Hatton T. A. et al (2006) Block ionomer complexes as prospective nanocontainers for drug delivery. Journal of Controlled Release, 115: 9–17.
14. 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: 2858 – 2866.
15. Patnatik S., Sharma A. K., Garg B. S., Gandhi R. P. (2007) Photoregulation of drug release in azo-dextran nanogels. International Journal of Pharmaceutics, 342: 184–193.
16. Rensen P. C. N. de Vrueh R. L. A., Kuiper J., Bijsterboch M. K. et al (2001) Recombinant lipoproteins: lipoprotein-like lipid particles for drug targeting. Advanced Drug Delivery Reviews, 47: 251–276.
17. Rubinstein I., Onyuksel H. (2007) Biocompatible, biodegradable and sterically stabilized phospholipid nanomicelles improve cryopreservation of oral keratinocytes: A preliminary investigation. International Journal of Pharmaceutics, 338: 333–335.
18. Rubinstein I., Soos I., Onyuksel H. (2008) Intracellular delivery of VIP-grafted sterically stabilized phospholipid mixed nanomicelles in human breast cancer cells. Chemico-Biological Interactions, 171: 190–194.
19. Sahoo S. K., Dilnawaz F., Krishnakumar S. (2008) Nanotechnology in ocular drug delivery. Drug Discovery Today, 13(3-4): 144 – 151.
20. Shah J. C., Sadhale Y., Chilukuri D. M. (2001) Cubic phase gels as drug delivery systems. Advanced Drug Delivery Reviews, 47: 229–250.
21. Tan B. H., Tam K. C. (2008) Review on the dynamics and micro-structure of pH-responsive nano-colloidal systems. Advances in Colloid and Interface Science, 136: 25–44
22. Vinogradov S. (2004) The Second Annual Symposium on Nanomedicine and DrugDelivery: exploring recent developments and assessing major advances. 19-20 August, 2004, Polytechnic University, Brooklyn, NY, USA. Expert Opin Drug Deliv., 1(1): 181–184.
23. Torchilin V. P. (2006) Multifunctional nanocarriers. Adv DrugDeliv Rev., 58(14): 1532-55.
24. Torchilin V. O. (2008) Tat peptide-mediated intracellular delivery of pharmaceutical nanocarriers. Advanced Drug Delivery Reviews. 60: 548–558.
25. Trikeriotis M., Ghanotakis D. F. (2007) Intercalation of hydrophilic and hydrophobic antibiotics in layered double hydroxides. International Journal of Pharmaceutics, 332: 176–184.
26. Wang C. (2008) Hybrid baculovirus_adeno-associated virus vectors for prolonged transgene expression in human neural cells. Journal of NeuroVirology, 14(6): 563 – 568.
27. Vinogradov S. V., Zemann A. D., Batrakova E. V., KAbanov A. V. (2005) Polyplex Nanogel formulations for drug delivery of cytotoxic nucleoside analogs. Journal of Controlled Release, 107: 143–157.
28. Vinogradov S.V., Kohli E., Zeman A. D. (2006) Comparison of Nanogel Drug Carriers and their Formulations with Nucleoside 5’-Triphosphates. Pharmaceutical Research, 23(5): 920 – 930.
29. Yamamoto M., Tabata Y. (2006) Tissue engineering by modulated gene delivery. Advanced Drug Delivery Reviews, 58: 535– 554.
30. Yang D., O’Brien D. F., Marder S. R. (2002) Polymerized Bicontinuous Cubic Nanoparticles (Cubosomes) from a Reactive Monoacylglycerol. J. Am. Chem. Soc., 124: 13388 – 13389.
31. Yi X., Batrakova E., Banks W., Vinogradov S. et al (2008) Protein Conjugation with Amphiphilic Block Copolymers for Enhanced Cellular Delivery. Bioconjugate Chem., 19: 1071–1077.
32. Zhang X., Godbey W. T. (2006) Viral vectors for gene delivery in tissue engineering. Advanced Drug Delivery Reviews, 58: 515– 534.