肿瘤靶向MOF材料UIO-66-N3的合成与表征外文翻译资料

 2021-12-19 09:12

英语原文共 13 页

摘要：纳米金属有机骨架材料是一种具有广泛应用前景的生物医用材料。由于NMOF的化学多功能性、巨大的多孔性和可调降解性，它们已被用作传输成像和/或治疗货物的载体。然而，大多数nmofs的相对较低稳定性限制了其在体内的实际应用。在这里，我们报告了一种具有放射性的uio-66 nmof（89zr-uio-66）的生产和特征，其中加入了发射正电子的同位素锆-89 io-66，进一步实现了功能化与芘衍生聚乙二醇（py-pga-peg）结合并与一个肽配体（f3）结合到核苷上，用于三阴性乳腺肿瘤的靶向治疗。阿霉素（DOX）以较高的载药量（1 mg DOX/mg UIO-66）加载到UIO-66上，作为本研究的治疗载体和荧光观察仪。功能化89ZR-UIO-66在不同的生物介质中表现出较强的放射化学和材料稳定性。根据细胞靶向和体内正电子发射断层扫描（PET）成像的结果，我们可以得出89ZR-UIO-66/PY-PGA-PEG-F3可以作为一种可引导肿瘤的选择性载物纳米平台。此外，毒性评估证实，适当聚乙二醇化的uio-66不会对受试者产生急性或慢性毒性。这种固有放射性的NMOF选择性靶向肿瘤血管和肿瘤细胞，在肿瘤治疗中有着广泛的应用。

金属有机骨架（MOF，又称多孔配位聚合物）是一类新兴的多功能材料，它是由金属离子或有机连接体（通过配位键）桥接而成的簇状结构, 与其他常规纳米材料相比，纳米级MOF（NMOF）具有多种优点：结构和组分可调性好（允许生产不同形状、尺寸和化学性质的NMOF）, 有许多研究涉及使用NMOF材料作为体内癌症治疗剂。例如，一种基于铪-氯的NMOF被报道具有良好的结肠癌光动力疗法（PDT）的疗效。12最近，基于4-羧基苯基（4-羧基苯基）卟啉的NMOF被聚乙二醇化，并成功用于小鼠乳腺癌模型的PDT和放射治疗组合。13nmofs可用于不同癌症类型的组合治疗。各种治疗组合，如小干扰RNA（sirna）/化疗药物、14种双重化疗药物（如吉西他滨和奥沙利铂）、15种或化疗药物/pdt，16种已尝试用于体内肿瘤治疗，获得了令人鼓舞的数据。另一方面，尽管收集了令人信服的证据来证明nmofs可以很容易地用于多种成像技术，如计算机断层扫描（CT）、17磁共振成像（MRI）、18#39;19或光学成像，但迄今为止，使用nmofs作为体内肿瘤成像进行了20项非常有限的研究。

与其他成像技术相比，正电子发射断层扫描（PET）成像具有较高的检测灵敏度（低至皮摩尔范围）、更深的信号穿透（特别是与光学成像技术相比）和更好的定量能力，24因此在临床前和临床场景中得到了更广泛的应用。在这里，我们的目标是开发一个适用于生物相容性的NMOF平台。

在PET成像和肿瘤靶向方面，为将来的PET引导货物运送癌症做准备。从现有的nmofs库中，选择了含有uio-66 nmof（1,4-苯二甲酸酯（bdc）和苯甲酸（ba）作为桥接连接体）的锆作为模板材料，因为它们以其最佳的表面积而闻名，以及一个独立于连接体、异常稳定的连接体。25#39;26此外，由于现有的Zr6O4（OH）4连接团簇、27个PET同位素Zr89（89Zr，=78.4h）28可以无缝连接。

在合成过程中并入UIO-66结构（方案1）。利用芘衍生聚乙二醇（PEG）29进行表面工程，不仅可以提高UIO-66在生物介质中的稳定性和分散性，还可以为肿瘤靶向整合提供进一步的功能化位点。

分子。同时，高孔结构的uio-66能够很好地适应亲水性和疏水性药物，它们的持续（长达30天），pH依赖性药物释放曲线已经被揭示。

本研究选择F3肽（kdepqrrsarlsakpappkpekpakka-pakk）作为肿瘤靶向配体，因为它在肿瘤血管中表现出与肿瘤细胞和活化内皮细胞的有效结合。32以前的一项研究表明，F3肽选择性地结合肿瘤（和活化内皮）细胞表面上的核仁蛋白，并与细胞表面的核仁蛋白结合。随后被转运到细胞核和细胞质中。33细胞表面核苷表达的升高是各种癌症细胞，特别是乳腺癌细胞的一个重要标志。34将半胱氨酸残基并入F3肽的C端，以促进其与uio-66 nmof的结合（通过与芘的硫醇-马来酰亚胺反应）。

将f3附着于uio-66（最终的结合物命名为uio-66/py-pga-peg-f3）后，进行体外分析（例如流式细胞仪、共聚焦荧光显微镜），以验证uio-66/py-pga-peg-f3对细胞核仁蛋白的靶向特异性。随后，对携带原位mda-mb-231肿瘤的小鼠进行体内PET成像、器官分布和组织学研究，以确定uio-66/py-pga-peg-f3的肿瘤靶向能力。将dox-orubicin（dox）加载到uio-66结合物上，作为抗癌模型药物和荧光团，以确定这些纳米结合物的位置。此外，还进行了一项原理性的体内给药研究，以验证静脉注射dox-loaded uio-66结合物后dox靶向给药效率的提高。通过适当的官能化从PY-PGA-PEG，这些UIO-66缀合物没有对BALB/c小鼠施加急性或慢性毒性，经组织学染色和血清生化分析证实。从这些实验数据推断，具有放射性的uio-66结合物显示出巨大的潜力，可用于未来的图像引导治疗和靶向癌症治疗。

结果和讨论

根据透射电子显微镜（TEM）测量（图1a和s1）和扫描电子显微镜（SEM）图像（图s2），合成的uio-66 nmofs由单个尺寸为50-90nm的八面体形状纳米晶体组成。27粉末X射线衍射（pxrd）分析证实成功获取了uio-66型nmof（图1e）。经聚（y-谷氨酸）-芘（30%）-聚（乙二醇）-马来酰亚胺（py-pga-peg-mal）和F3肽表面修饰后，uio-66聚合体（水溶液中最稳定的形式）的尺寸略有增加，从约220 nm（uio-66）到约250 nm（uio-66/py-pga-peg-f3）（图1a和s1）。成功的表面工程在动态光散射（DLS）和Z电位测量中得到进一步验证，如图1b和表s1所示。与合成的UIO-66相比，PY-PGA-PEG-MAL包衣后（Z电位：从37.6plusmn;0.5 mV到-5.18plusmn;0.05 mV）和F3肽附着后（Z电位：从-5.18plusmn;0.05 mV到-0.9plusmn;0.4 mV）的表面电荷有显著变化。

此外，还记录了uio-66/py-pga-peg-f3的FT-IR和1H NMR光谱以评估聚乙二醇化水平（图S3和S4）。来自uio-66（在〜1370 cm-1处）36和py-pga-peg的特征红外吸收峰（c-c和c-o拉伸的两个主要峰分别在〜1200 cm-1和〜1050 cm-1处）证实了与uio-66成功的py-pga-peg结合（图S3），与1H核磁共振结果一致（图S4）。根据uio-66/py-pga-peg-f3（图S5）的热重分析（TGA）结果计算，每mg uio-66中含有〜1.3 mg py-pga-peg-f3。UIO-66/PY-PGA-PEG-F3偶联物可在生理介质（水、盐水、DulbCur^ S修饰的EGO培养基[DMEM]和胎牛血清[FBS]）中很好地分散，不可观察到聚集长达2周，而在UIO－66在生理盐水中分布2天内可见大量沉淀物（图S6～S8），WHI。CH进一步证实了聚乙二醇化的成功。发现uio-66/py-pga-peg-f3的水动力直径为255plusmn;10纳米（图1b）。

在UIO-66结构中加入89ZR，89ZR-UIO-66的比活度可达〜13.9mbq/mg，衰变校正放射化学产额为85.7plusmn;6.2%（n=3）。在PET成像过程中，对89ZR-UIO-66/PY-PGA-PEG在PET中的可检测性进行了体模研究。图1C显示了一个96孔板的PET图像，其中包含各种浓度的89ZR-UIO-66/PY PGA-PEG（0-20 yg/ml，每孔100mu;l）。UIO-66浓度与计算的放射性浓度之间的良好线性关系证实，从PET获得的量化数据真实地反映了89ZR-UIO-66/PY-P的量。GA-PEG共轭物。

稳定性评价:测定了UIO-66放射性同位素的稳定性和UIO-66／PY-PGA-PEG-F3的结构完整性。在全小鼠血清（图1d）孵育120小时后，89Zr的99.99%以上保持在89Zr—UIO-66/pY-PGA-PEG-F3上。同时，在DLS测量（图7）的基础上，在胎牛血清（FBS）孵育后，没有发现UIO-66／PY-PGA-PEG-F3的显著形态学改变。由于PET成像定位了放射性标记（此处为89ZR），而不是uio-66共轭物，因此良好的稳定性是来自PET的信号准确反映uio-66共轭物分布情况的前提。

为了充分制备用于体内应用的纳米材料，适当的功能化对于优化其在受试者体内的性能至关重要。我们选择Py-PGA-PEG作为uio-66的包衣/功能化剂，因为它可以与uio-66内的桥接有机分子（如bdc和ba）建立强大的N-N相互作用。尽管有报道称某些配体与nmof结构内的金属离子协调，但37,38我们认为这可能不是py的情况。

PGA-PEG从结构上看，Py-pga-peg（-f3）不是与uio-66内金属离子（zr）协调的强路易斯碱，特别是当pga主链上的大多数羧基已经与peg上的胺基反应时。py-pga-peg（-f3）上丰富的芘环使N-N的堆积更加合理。我们必须指出的一点是，一些Py-PGA-Peg（-f3）可以进入并占据uio-66的孔（至少部分），而不是仅仅作为“刷子”作用于外表面，因为它具有分子柔性。这可以从加载到uio-66上的大量py-pga-peg（-f3）得出（TGA分析中的1.3 mg-peg/mg uio-66）。为了使聚乙二醇化过程更具可控性，一种可能的解决方案是用共价改性方法代替N-N相互作用。

PXRD分析显示，在PY-PGA-PEG PEG化后，UIO-66的结构完整性在不同pH处理（5和7.4）、血清处理或货物（DOX）负荷下保持不变（图1E）。尽管uio-66 nmofs已经被用作药物载体27、31和成像造影剂，但39由于没有涉及体内给药，因此这些研究中没有对这种nmoff进行功能化。我们的研究结果从不同角度证实，uio-66/py-pga-peg结合物在各种生物介质中保持足够的稳定性，这鼓励我们继续研究它们在活动物中的分布情况。

DOX加载和释放。根据氮吸附-解吸等温线（图S9）测定，uio-66 nmof的比表面积相对较高，为988.625 m2/g，这证实了它适合装载各种货物。通过py-pga-peg-f3（图S9），功能化后的表面积减小到438.978 m2/g。根据对DOX 488nm处的吸光度测量，可载入UIO-66的DOX量计算为1 mg DOX/mg UIO-66。在37°C下，在5.0、6.8和7.4的模拟生理条件下，对dox@uio-66/py-pga-peg-f3的dox释放曲线进行测试。如图2c所示，中等pH对uio-66结合物的dox释放率产生影响。在pH7.4时，2周后可释放27.73%的DOX（0.27mg DOX/mg UIO-66），说明在生理条件下，UIO-66结构内的加载DOX相对稳定。

当暴露于模拟肿瘤细胞外pH值的6.8时，DOX的释放率在同一时间范围内提高到32.65%（0.33 mg DOX/mg UIO-66）。当培养基的pH值进一步降低到5.0时（类似于在4.5到6.5.40之间的细胞内室），2周后释放的DOX量增加到约37.06%（0.37 mg DOX/mg UIO-66）。这些数字证实了dox@uio-66/py-pga-peg-f3的dox释放是持续的和依赖于ph的，这与最近的一份报告一致。

这里的一个关键问题是dox在uio-66共轭物上的加载位置。DOX的分子量为15.3x 11.9a，19，似乎很难与uio-66（~11a八面体，~8a四面体）的微孔相匹配。27然而，本研究仍获得了较高的DOX载量（1mg DOX/mg uio-66）。DOX加载成功也可以通过DOX@uio-66/py-pga-peg-f3的表面积显著减少来确认（17.4975 m2/g，图S9）。在UIO-66中，DOX和有机连接体（例如，BDC）之间的N-N相互作用可以部分地促进这种良好的加载效率。赵等。结果表明，在核壳fe3o4@uio.66纳米平台中，DOX的负载能力比uio-66外壳的厚度大22。他们的观察表明，DOX不仅停留在uio-66的外表面上。一种可能是DOX可以经历一些分子变形进入uio-66孔，但需要进一步的实验证据来证明这一点，这将是我们未来的研究目标之一。

同时，我们必须承认，尽管uio-66/py-pga-peg-f3可以部分阻止DOX的过早释放。

在血液中（pH7.4），当癌细胞到达肿瘤细胞外区后，作为一种连续的药物释放源，杀死癌细胞，货物释放速度/效率有待进一步提高。同时，在培养后30分钟内释放~19%的载药DOX（所有ph组）。这种最初的“突发性”释放，可能是由于DOX从UIO-66的外表面泄漏（更容易受到环境变化的影响），可能对药物输送平台不利。为了解决这一难题，可能需要一个更具保护性的“封顶”系统（例如，使用脂质或其他刺激反应性聚合物）来进一步防止DOX过早释放，如在其他多孔纳米材料或其他类型的NMOF中所用。

体外肿瘤细胞靶向。两个细胞系用于体外评价uio-66结合物：mda-mb-231三联阴性乳腺癌细胞（核仁 ）和L929成纤维细胞（核仁-）。Western blot用于确认这两个细胞中核仁蛋白的表达谱（图S10）。在这里，加载到uio-66/py pga-peg-f3或uio-66/py pga-peg上的dox用作荧光团，以指示这些纳米结合物的位置（图1d）。如流式细胞术和共聚焦显微镜检查所示，mda-mb-231细胞中dox@uio-66/py-pga-peg-f3的荧光强度明显强于dox@uio-66/py-pga-peg的荧光强度，而uio-66两个结合物的荧光主要分布在细胞质中（图2a，b

资料编号：[4429]

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