一种基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束及其制备方法和应用与流程

1.本发明属于生物医药，具体涉及一种基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束及其制备方法和应用。


背景技术：

2.光动力治疗(pdt)由于其较小的侵袭性和特定的时空选择性，成为各种癌症治疗的一种非侵入性的治疗方法。在传统的pdt中，光敏剂被外界光激活后产生活性氧(ros)，其直接或间接导致癌细胞死亡。然而，由于外部光照射在生物组织中的穿透深度有限，会导致pdt效率降低，对于深部肿瘤则效果更差。这一缺陷阻碍了pdt在临床应用中的广泛发展。
3.目前解决相关问题的方法主要集中在提升光源的穿透性，例如开发近红外光激发的光敏剂、光敏剂与上转换材料联用、使用x射线激发光敏剂；或直接设计和使用内光源，例如使用生物发光或化学发光激发光敏剂以及使用切伦科夫发光激发光敏剂。
4.核医学是临床上应用最广泛的诊断工具之一。放射性核素作为可视化示踪剂，能够无创、高灵敏和定量地在体内进行生物过程的示踪。其相关的正电子发射成像(pet)和单光子发射计算机断层成像(spect)在临床使用中均得到广泛的使用。另外，放射性核素的高速带电粒子在衰变过程中穿过介质时发出浅蓝色的可见光称为切伦科夫光。近年来，这种放射性核素的切伦科夫效应也受到越来越多的关注。切伦科夫光可以视为一种来自体内的光源，因此无论肿瘤有多深，肿瘤内的光敏剂都可以被激活产生ros。利用具备切伦科夫效应的放射性核素来标记光敏剂材料用于深层肿瘤的pdt应用不存在对任何酶催化反应或化学反应的依赖，具有较好的应用前景。近年来，一些研究小组使用切伦科夫激发光敏剂进行光动力治疗。samuel课题组利用具备切伦科夫效应的
18
f代脱氧葡萄糖(
18
f
‑
fdg)和tio2光敏材料通过两次注射的方法实现在肿瘤部位产生单线态氧，最终有效杀伤深部肿瘤细胞。cai课题组在介孔硅中修饰放射性核素
89
zr并包载小分子光敏剂二氢卟吩e6(ce6)，并将其注入肿瘤部位进行治疗。随后，cai的团队还利用外磁场吸引纳米颗粒在肿瘤部位的蓄积的策略设计出
89
zr标记的(zn
0.4
mn
0.6
)fe2o4磁性纳米颗粒并在表面修饰了卟啉类光敏剂，实现了磁靶向pdt效果。最近，im课题组开发了一种放射性标记的二乙烯三胺五乙酸螯合eu
3
(eu
‑
dtpa)负载光敏剂维多利亚蓝(vbbo)的脂质体材料。用
64
cu标记该脂质体后表现出的放射性发光高于游离
64
cu两倍的切伦科夫发光，并且能量装换效率是单纯切伦科夫能量转换效率的6倍。该材料还有很强的通透性和肿瘤滞留效应(肿瘤摄取率19.3％)，以及显著的pdt治疗效果。然而，目前的这些基于切伦科夫光引导的pdt策略均存在持续的光毒性问题，对正常组织也存在同样的毒副作用。总之，解决这些问题迫切需要新型响应型的纳米材料。


技术实现要素：

5.发明目的：针对现有技术存在的问题，本发明提供一种基于切伦科夫效应的酸响应光敏剂纳米胶束，主要解决了光动力治疗深层肿瘤的局限性，并降低其对正常组织的毒
副作用。本发明还提供所述基于切伦科夫效应的酸响应光敏剂纳米胶束的制备方法和应用。
6.技术方案：为了实现上述目的，本发明提供一种基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束，所述纳米胶束以焦脱镁叶绿酸a为光敏剂主体，所述光敏剂主体上修饰n,n
‑
二异丙基氨为酸响应敏感基团，
131
i标记酪氨酸为切伦科夫光供体基团，聚乙二醇为亲水基团，并通过n
‑
alpha
‑
芴甲氧羰基
‑
n
‑
epsilon
‑
叔丁氧羰基
‑
l
‑
赖氨酸作为上述功能基团的连接体。
7.本发明所述的基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束，所述纳米胶束其单体具体结构式如下：
[0008][0009]
其中，所述纳米胶束为两亲性纳米胶束，粒径可控制在100
‑
200nm。
[0010]
本发明所述的基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束的制备方法，包括如下步骤：
[0011]
(1)酸响应基团的修饰：取n
‑
alpha
‑
芴甲氧羰基
‑
n
‑
epsilon
‑
叔丁氧羰基
‑
l
‑
赖氨酸和2
‑
(7
‑
氮杂苯并三氮唑)
‑
n,n,n',n'
‑
四甲基脲六氟磷酸酯(hatu)溶于二氯甲烷中，室温氮气保护搅拌，随后加入n,n
‑
二异丙基乙二胺(dpa)和n,n
‑
二异丙基乙胺(dipea)，氮气保护条件下室温过夜反应反应完毕后洗涤，干燥后提纯得到化合物1；
[0012]
(2)光敏剂基团的修饰：取三氟乙酸和无水二氯甲烷将化合物1加入其中，室温搅拌得到化合物2，取焦脱镁叶绿酸a溶于无水二氯甲烷中，随后加入1
‑
乙基
‑
(3
‑
二甲基氨基丙基)碳酰二亚胺盐酸盐(edc.hcl)和n
‑
羟基琥珀酰亚胺(nhs)，氮气保护条件下避光室温搅拌，随后加入化合物2，过夜反应，洗涤干燥后提纯得化合物3；
[0013]
(3)修饰核素可标记基团：取哌啶和无水二氯甲烷将化合物3加入其中，室温搅拌得到化合物4，取n
‑
叔丁氧羰基
‑
l
‑
酪氨酸、nhs、edc.hcl溶于无水二氯甲烷中，室温搅拌后加入化合物4及diepa反应过夜洗涤干燥提纯得到化合物5，取三氟乙酸和无水二氯甲烷将化合物5加入其中，室温搅拌得到化合物6；
[0014]
(4)优化材料亲疏水性：取羧基聚乙二醇、edc.hcl和nhs溶于无水二氯甲烷中，氮气保护下室温搅拌，随后加入化合物6，室温避光搅拌过夜，即得sps；
[0015]
(5)纳米胶束的组装：将sps溶于氯仿中，配成母液，随后将母液缓慢加入到缓冲溶液中搅拌过夜，即自组装得sps nps纳米胶束；
[0016]
(6)放射性标记：取自组装的sps nps纳米胶束于缓冲溶液中并置于管壁附着iodogen试剂的ep管中，随后加入na
131
i溶液，室温涡旋，脱盐处理，超滤离心浓缩得最终的
131
i
‑
sps nps纳米胶束材料。
[0017]
其中，步骤(1)中反应完毕后，先后用饱和nahco3溶液和饱和食盐水洗涤，干燥后
用柱层析法提纯得到化合物1，可以显著提高产物的产率。实验中发现若不采用nahco3洗涤的话，产物就会特别杂。
[0018]
进一步地，步骤(4)中修饰peg链能显著提高分子的生物相容性。
[0019]
其中，步骤(5)中将sps溶于氯仿中，配成10
‑
30mg/ml的母液，控制母液与pbs缓冲溶液的体积比为1:5
‑
1:50。
[0020]
作为优选，其中，步骤(5)中将sps溶于氯仿中，配成15mg/ml的母液，控制母液与ph 7.4pbs缓冲溶液的体积比为1:15。
[0021]
步骤(5)中通过控制母液和缓冲溶液的比例，直接影响所制得胶束的粒径大小。
[0022]
其中，步骤(6)取自组装的sps nps纳米胶束于ph 7.4的pbs缓冲溶液中置于管壁上附着有iodogen的ep管中，随后加入na
131
i溶液，封闭ep管，室温涡旋。用pd
‑
10分离柱脱盐处理，随后用30000da的超滤离心管浓缩得最终的
131
i
‑
sps nps纳米胶束材料。
[0023]
其中，步骤(6)中na
131
i溶液的体积不超过总体积的20％，一般na
131
i溶液的体积需控制在100
‑
200μl以内，na
131
i溶液体积越小越容易促进其发生反应，从而提高标记效率。
[0024]
本发明所述的基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束在制备用于深层肿瘤的杀伤的切伦科夫自发光光敏剂材料中的应用。
[0025]
其中，所述纳米胶束在中性或弱碱性条件下胶束稳定存在光敏剂活性受到抑制，在酸性环境下胶束发生裂解使得单体散开，光敏剂活性得到恢复，通过光动力ros的产生杀伤肿瘤。
[0026]
本发明制备了一种基于切伦科夫光激发的酸响应型纳米胶束
131
i
‑
sps nps，具备酸敏感部分、光敏剂部分、放射性核素部分和改善亲水性部分，可以用于制备切伦科夫自发光光敏剂材料用于深层肿瘤的杀伤。本发明采用多次有序的酰胺偶联反应制备了一种基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束，其粒径大小可控制在100
‑
200nm。该胶束生物相容性好，能被动靶向到肿瘤部位。在正常组织中，由于聚集诱导淬灭效应，该胶束光敏剂部分的光动力性质被抑制，基本不具备光毒性；在肿瘤部位中该胶束响应分解，光动力性质恢复，通过光激发产生活性氧达到特异性杀伤肿瘤的目的。由于在标记
131
i放射性核素之后其自身具备核素切伦科夫自发光，因此可以避免光穿透能力有限的限制，实现深层肿瘤的光动力治疗。
[0027]
本发明机理如下所述：
[0028]
第一方面，由sps分子单体通过亲疏水作用自组装成两亲性纳米胶束，具有良好的水溶性，由于粒径可控制在100
‑
200nm，可被动靶向至肿瘤部位。
[0029]
第二方面，光敏剂焦脱镁叶绿素酸a部分由于疏水聚集作用，其光动力活性由于聚集诱导淬灭作用而受到明显抑制，不具备光敏特性。但在肿瘤酸性条件下以及被肿瘤内吞摄取进入溶酶体酸性条件下，ph敏感基团被质子化，亲疏水性平衡被破坏，纳米胶束散开，sps分子距离增大，聚集诱导淬灭作用消失，光敏剂恢复光动力活性。此时，标记在分子上的放射性核素发出的切伦科夫光可以进一步激活光敏剂部分，产生ros达到杀伤肿瘤的效果。
[0030]
本发明利用dpa结构可在酸性条件下质子化，其亲疏水性改变，引发胶束形态变化设计的响应型纳米胶束。除此之外，还利用切伦科夫共振能量转移的原理构建了整个自发光自激活的光敏剂材料。本发明针对传统光动力治疗中外源光穿透有限的局限性问题，选择具有切伦科夫效应的放射性核素作为内光源修饰到光敏剂材料上，从而完美避免了光穿
透深度有限这个问题，更适用于深层肿瘤的治疗应用；另一方面，为了提高光敏剂的选择杀伤性，降低其在正常组织中的毒副作用，设计了特异性响应的结构，赋予其响应开关，从而得到本发明基于切伦科夫效应的酸响应纳米胶束最终的结构。本发明利用切伦科夫发光代替传统的外源光，完美避开了光穿透深度有限的问题，从而可以解决深层肿瘤的光动力治疗问题；另一方面，添加了肿瘤微环境响应机制，使得该材料具备选择性杀伤的能力，最终降低其对正常组织的毒副作用。
[0031]
本发明在基于切伦科夫共振能量转移介导光动力治疗解决传统光动力治疗中外界光源穿透性有限的问题的基础上，还附加了肿瘤微环境响应性的功能，提高了光敏材料对肿瘤杀伤的特异性，降低了对正常组织的毒副作用。通过实验证明了其对babl/c小鼠4t1皮下瘤和新西兰兔肝脏vx2原位瘤具有明显的抑制杀伤作用。
[0032]
有益效果：与现有技术相比，本发明具有如下优点：
[0033]
1、sps制成纳米胶束以后，极大地提升了材料的生物相容性及肿瘤靶向作用。
[0034]
2、
131
i
‑
sps nps特异性响应肿瘤微环境，能够实现对肿瘤部位的选择性杀伤，降低对正常组织的毒副作用。
[0035]
3、
131
i
‑
sps nps具备切伦科夫发光的自发光特性，回避了传统光动力治疗中光穿透深度有限的问题，可以实现深层肿瘤的光动力治疗。
[0036]
4、
131
i
‑
sps nps可以直接用于spect显像，可以对其在体内进行显像示踪。
[0037]
5、制备的纳米胶束由于其优异的靶向性、特异性响应性和癌症治疗效果，可以作为一种新型无毒副作用可应用于深层肿瘤的光敏剂材料。
[0038]
6、本发明制备的材料在结构设计上巧妙地将切伦科夫效应介导的光动力治疗和酸响应功能有效地结合到了一起，实现了用低剂量的放射性核素实现深层肿瘤的光动力治疗，不需要外源光的照射，并且由于其响应性，也避免了对正常组织的毒副作用。
附图说明
[0039]
图1为化合物6的核磁共振谱图；
[0040]
图2为化合物6的质谱图；
[0041]
图3为sps的核磁共振谱图；
[0042]
图4为sps nps胶束在不同ph条件下的透射电镜图；
[0043]
图5为sps nps胶束的体外稳定性；
[0044]
图6为sps nps胶束在不同ph条件下的吸收光谱和荧光光谱；从左图吸收光谱可以得知ph的变化对其吸收性质不产生影响，从右图荧光光谱可以看出荧光强度随ph的降低而增强，证明该胶束在酸性条件下解组装导致荧光恢复；
[0045]
图7为sps nps胶束在不同ph条件下通过激光照射产生ros情况的考察；
[0046]
图8为
131
i
‑
sps nps胶束的放射稳定性；
[0047]
图9为
131
i
‑
sps nps胶束在不同ph条件下产生ros情况的考察；
[0048]
图10为
131
i
‑
sps nps胶束与na
131
i在不同ph条件下的切伦科夫发光成像情况；左图为切伦科夫发光成像，实验结果可以看出na
131
i溶液在<500nm的光区范围内表现出较强的发光强度，而在660
‑
700nm光区范围中，表现出较弱的发光强度，这完全符合cerenkov发光光谱的特点；在ph 7.4条件下，
131
i
‑
sps nps在<500nm的光区范围及660
‑
700nm光区范围内
均表现出较弱的发光强度，证明了
131
i
‑
sps nps具有良好的cret现象且由于acq效应，ppa部分的荧光信号也被淬灭。在ph 6.5条件下，
131
i
‑
sps nps在<500nm的光区范围出较弱的发光强度，在660
‑
700nm光区范围内表现出较强的发光强度，证实了在酸性条件下，由于
131
i
‑
sps nps解组装散开，acq效应消失，ppa部分能通过cret效应被cerenkov光激发，产生660
‑
700nm范围内的荧光，因此，通过cerenkov成像实验也证实了
131
i
‑
sps nps具备良好的酸响应效果，右图则为左图的量化图；
[0049]
图11为
131
i
‑
sps nps胶束在不同ph条件下及不同细胞中孵育dcfh
‑
da探针荧光成像图；
[0050]
图12为不同材料在不同条件下对不同细胞的毒性考察(左图为na
131
i溶液、sps nps和
131
i
‑
sps nps对4t1细胞的毒性考察；右图为
131
i
‑
sps nps对l02细胞和不同ph条件下4t1细胞的毒性考察)；
[0051]
图13为
131
i
‑
sps nps胶束对l02细胞和4t1细胞的活/死细胞染色实验；
[0052]
图14为不同时间点
131
i
‑
sps nps胶束在balb/c小鼠4t1皮下瘤模型当中的生物分布情况；
[0053]
图15为不同给药组对balb/c小鼠4t1皮下瘤模型的肿瘤抑制曲线；
[0054]
图16为不同给药组对balb/c小鼠4t1皮下瘤模型的体重变化情况；
[0055]
图17为不同给药组对balb/c小鼠4t1皮下瘤模型的生存期实验结果图；
[0056]
图18为尾静脉给药或pbs14天后小鼠各主要脏器的苏木精和曙红(h&e)染色；
[0057]
图19为不同时间点
131
i
‑
sps nps胶束在新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型当中的spect/ct显像图；
[0058]
图20为24h 131
i
‑
sps nps胶束在新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型当中的生物分布情况；
[0059]
图21为不同给药组在给药后第1天和第7天通过对耳缘静脉注射
18
f
‑
fdg对新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型进行pet/ct显像；
[0060]
图22为不同给药组在给药后第7天新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型中肿瘤相对于第1天时的变化情况对比；
[0061]
图23为耳缘静脉给药或pbs 7天后新西兰兔各主要脏器的苏木精和曙红(h&e)染色。
具体实施方式
[0062]
为了使本发明更加容易理解，下面结合具体实施例，进一步说明本发明，并不以任何方式限制本发明，这些实施例只用于说明本发明而不用于限制本发明的范围，在不背离本发明的技术解决方案的前提下，对本发明所做的本领域普通技术人员容易实现的任何改动或改变都将落入本发明的权利要求范围之内。
[0063]
下述实施例中所使用的材料、试剂等，如无特殊说明，均可从商业途径得到。实施例中未注明具体条件的实验方法，通常按照常规条件，或按照制造厂家建议的条件。
[0064]
实施例1
[0065]
sps的合成路线如图1所示，合成方法包括如下步骤：
[0066]
(1)酸响应基团的修饰：取468.6mg(1.0mmol)n
‑
alpha
‑
芴甲氧羰基
‑
n
‑
epsilon
‑
叔
丁氧羰基
‑
l
‑
赖氨酸(cas号：71989
‑
26
‑
9)和570.3mg(1.5mmol)2
‑
(7
‑
氮杂苯并三氮唑)
‑
n,n,n',n'
‑
四甲基脲六氟磷酸酯(hatu)溶于20ml干燥的二氯甲烷中，室温氮气保护搅拌1h。随后加入144.2mg(1.0mmol)n,n
‑
二异丙基乙二胺(dpa)和193.9mg(1.5mmol)n,n
‑
二异丙基乙胺(dipea)氮气保护条件下，室温过夜反应。用薄层层析法检测反应进度，待层析板上原料点消失，即为反应完毕。先后用饱和nahco3溶液和饱和食盐水洗涤三次，干燥后用柱层析法提纯(洗脱剂为二氯甲烷:甲醇＝7:1)，得到化合物1。
[0067]
(2)光敏剂基团的修饰：取5ml三氟乙酸和5ml无水二氯甲烷于圆底烧瓶中，将100mg化合物1加入其中，室温搅拌1h，旋蒸除去溶剂，得到化合物2。取60mg(0.112mmol)焦脱镁叶绿酸a溶于6ml无水二氯甲烷中，随后加入23.6mg(0.123mmol)1
‑
乙基
‑
(3
‑
二甲基氨基丙基)碳酰二亚胺盐酸盐(edc.hcl)和14.2mg(0.123mmol)n
‑
羟基琥珀酰亚胺(nhs)，氮气保护条件下避光室温搅拌1h。随后加入84.1mg(0.17mmol)化合物2，室温避光氮气保护条件下过夜反应。饱和食盐水洗涤干燥后，用柱层析法提纯(洗脱剂为二氯甲烷:甲醇＝7:1)得化合物3。
[0068]
(3)修饰核素可标记基团：取2ml哌啶和8ml无水二氯甲烷于圆底烧瓶中，将100mg化合物3加入其中，室温搅拌16h，减压蒸馏除去溶剂，得到化合物4。取29.5mg(0.12mmol)n
‑
叔丁氧羰基
‑
l
‑
酪氨酸，13.9mg(0.12mmol)nhs,39.9mg(0.15mmol)edc.hcl溶于20ml无水二氯甲烷中，室温搅拌1h后加入78.9mg(0.10mmol)化合物4及19.4mg(0.15mmol)diepa，持续反应过夜。随后减压蒸馏除去溶剂后，产物溶于乙酸乙酯，用水洗涤3次，干燥后用柱层析法提纯(洗脱剂为二氯甲烷:甲醇＝5:1)，得到化合物5。
[0069]
(4)优化材料亲疏水性：取5ml三氟乙酸和5ml无水二氯甲烷于圆底烧瓶中，将100mg化合物5加入其中，室温搅拌2h，减压蒸馏除去溶剂，得到化合物6。取0.5mg(0.10mmol)羧基聚乙二醇(分子量为5000)，31.9mg(0.12mmol)edc.hcl和13.9mg(0.12mmol)nhs溶于10ml无水二氯甲烷中，氮气保护下室温搅拌2h。随后加入161.67mg(0.17mmol)化合物6，室温避光搅拌过夜，溶剂旋蒸，即得sps固体。
[0070]
sps合成路线如下所示，
[0071][0072]
化合物6的核磁共振谱图和质谱图如图1和2所示。
[0073]
其中，利用质谱仪确定化合物6[m h

]值为952.63，与理论值[m h

]为952.57相符合，证明结果正确。
[0074]
化合物6的核磁数据：
[0075]1h nmr(400mhz,meod)δ9.29
‑
9.17(t,2h),9.00
‑
8.98(d,1h),8.01
‑
7.93(m,1h),7.61
‑
7.60(s,1h),7.13
‑
7.10(d,2h),6.76
‑
6.74(d,2h),6.31
‑
6.27(m,1h),5.35
‑
5.28(m,1h),5.14
‑
5.12(m,2h),4.67(s,1h),4.36
‑
4.33(s,1h),4.29
‑
4.25(m,1h),4.12
‑
4.09(t,1h),4.00(s,1h),3.64
‑
3.55(m,2h),3.47
‑
3.44(t,6h),3.41
‑
3.36(d,3h),3.21
‑
3.17(m,2h),3.08
‑
3.05(t,2h),2.97
‑
2.96(d,2h),2.92
‑
2.90(d,2h),2.75
‑
2.72(s,1h),2.62
‑
2.55(m,1h),2.35
‑
2.31(m,1h),2.23
‑
2.18(s,2h),1.96
‑
1.94(d,3h),1.80
‑
1.72(m,2h),1.71
‑
1.65(m,2h),1.53
‑
1.40(m,8h),1.28
‑
1.22(m,12h),1.15
‑
1.11(s,3h),0.96
‑
0.87(m,4h)
[0076]
sps的核磁共振谱图如图3所示：
[0077]
sps的核磁数据：1h nmr(400mhz,dmso
‑
d6)δ8.91(s,1h),7.46
‑
7.43(t,2h),7.32
‑
7.29(t,2h),7.00
‑
6.95(m,1h),6.67
‑
6.63(m,1h),6.42(s,1h),6.39(s,1h),6.24(s,1h),6.22(s,1h),5.33
‑
5.32(d,2h),5.22(s,1h),5.16(s,1h),4.61
‑
4.56(m,2h),4.35
‑
4.32(d,2h),3.63(s,4h),3.24(d,2h),2.60(s,9h),2.42(s,1h),2.37(s,1h),2.20
‑
2.17(t,3h)2.02
‑
1.99(m,4h),1.79(s,1h),1.78(s,1h),1.66
‑
1.63(t,3h),1.50
‑
1.48(m,2h),0.87
‑
0.84(t,18h).
[0078]
实施例2
[0079]
sps nps纳米胶束的组装与ph值响应。
[0080]
方法：将sps溶于氯仿中，配成15mg/ml的母液。随后，将母液缓慢加入到ph 7.4的pbs缓冲溶液中，控制母液与缓冲溶液的体积比为1:15，敞口剧烈搅拌过夜，即自组装得
pbs和50μl含10％fbs的pbs中混匀。分别在不同的时间点(0、0.5、4、8、12、24h)取出5μl，使用超滤离心管(mwco＝30kda)将游离的
131
i分离，使用伽马计数器对取样的放射性总活度和离心后上层胶束的活度进行检测。离心后上层胶束的放射性活度与离心前取样的放射性活度之比即为放射稳定性。
[0100]
结果：见图8，
131
i
‑
sps nps胶束体外放射稳定性良好。
[0101]
实施例8
[0102]
131
i
‑
sps nps胶束在不同ph条件下产生ros情况的考察。
[0103]
方法：用单线态氧荧光探针(sosg)来检测体外实验ros的产生情况。在避光条件下，向不同放射性活度(50,100,200,400μci)的
131
i
‑
sps nps胶束溶液(采用实施例3的方法通过加入不同放射活度的na
131
i溶液，加入体积一致制备，用放射性活度仪测量放射性活度)分别加入终浓度5μm的sosg探针，并调节不同ph值(7.4,6.5,5.4)。用488nm的光激发，在不同ph条件下测其在525nm处的荧光强度。
[0104]
结果：见图9，在ph 7.4条件下
131
i
‑
sps nps胶束基本不产生ros；在ph 6.5和5.4条件下
131
i
‑
sps nps胶束能明显产生ros，且随放射性活度的增大而增加，证明其可在酸性ph条件下激活其光动力活性。
[0105]
实施例9
[0106]
131
i
‑
sps nps胶束体外切伦科夫发光成像。
[0107]
方法：将不同ph(7.4,6.5)条件下的
131
i
‑
sps nps(100μci，1.0mg)(采用实施例3的方法通过加入不同放射量的na
131
i溶液，加入体积一致制备，用放射性活度仪测量放射性活度，并调节不同ph值(7.4,6.5))，与na
131
i溶液(100μci)，置于黑色96孔板中，然后通过ivis成像系统用不同的滤光片(<500nm,660
‑
700nm)捕获发光图像。设置参数：曝光时间2min；binning值：4。
[0108]
结果：见图10，在<500nm光区范围内，na
131
i的光信号强度明显高于不同ph条件下的
131
i
‑
sps nps；在660
‑
700nm光区范围内，ph 6.5条件下的
131
i
‑
sps nps的光信号强度明显高于ph 7.4条件下的
131
i
‑
sps nps和na
131
i，说明na
131
i作相比，在不同的ph条件下，中性条件
131
i
‑
sps nps没效果，只有在酸性条件才有效果。证明了其切伦科夫共振能量转移现象以及胶束的酸响应性能。其中，切伦科夫共振能量转移作用，实现了光敏剂对切伦科夫光源的良好应用，使得其在不需要外界光源的条件下被激活产生ros；胶束酸响应性能的具备，使得整个材料对肿瘤和正常组织部分的响应情况造成了明显地区分。
[0109]
实施例10
[0110]
131
i
‑
sps nps胶束在不同细胞条件下产生ros情况考察。
[0111]
方法：选用对数生长期的l02细胞和不同ph(7.4,6.5)培养基条件下的4t1细胞。分别在37℃条件下，孵育20μci 131
i
‑
sps nps 4h(采用实施例3的方法通过加入不同放射量的na
131
i溶液，加入体积一致制备，用放射性活度仪测量放射性活度)，用ph 7.4的pbs清洗细胞后，将含10μm dcfh
‑
da的新鲜dmem培养基加入到培养皿中，37℃孵育30min后，再次用pbs清洗，放置在荧光显微镜下观察。
[0112]
结果：见图11，l02细胞组与其他4t1细胞组相比，绿色荧光强度明显较弱，表明该胶束孵育正常细胞产生ros较少；而在不同ph条件下的4t1细胞中，酸性越强，绿色荧光强度越高，表明该胶束能对酸性肿瘤细胞产生大量ros，进而杀伤肿瘤细胞。
[0113]
实施例11
[0114]
体外细胞毒性试验。
[0115]
方法：用mtt法测定不同nps(na
131
i、sps nps、
131
i
‑
sps nps)在避光条件下的细胞毒性。4t1和l02细胞接种于96孔板中，培养过夜。当细胞生长至80％时加入不同组别药物:4t1细胞在ph 7.4培养基条件下孵育0.6、1.2、2.5、5、10、20、40、80μci na
131
i，0.03、0.06、0.12、0.25、0.5、1、2、4mg/ml sps nps，0.6、1.2、2.5、5、10、20、40、80μci 131
i
‑
sps nps；ph 6.5培养基条件下0.6、1.2、2.5、5、10、20、40、80μci 131
i
‑
sps nps，0.25、0.5、1、2、4mg/ml sps nps；l02细胞孵育0.6、1.2、2.5、5、10、20、40、80μci 131
i
‑
sps nps(见图12)，37℃条件下培养24h后，pbs洗涤，孵育mtt 2h，吸取洗涤后，每孔加150μldmso，酶标仪震荡摇匀，测量490nm处吸光度od值，将复孔的平均od值作为目标样品的od值，计算细胞存活率：
[0116]
细胞存活率＝样品od/空白对照组od
×
100％
[0117]
结果：见图12a，na
131
i、sps nps在避光条件下几乎没有细胞毒性，但
131
i
‑
sps nps则对4t1肿瘤细胞具有明显的毒性。图12b，
131
i
‑
sps nps对l02细胞的毒性明显不如其对4t1细胞的毒性，且毒性随酸性增强而升高，可通过控制剂量的方式避免和降低对正常细胞的细胞毒性。
[0118]
实施例12
[0119]
活/死细胞染色实验。
[0120]
方法：使用钙黄绿素/碘化丙啶(calcein am/pi)双染试剂盒，考察
131
i
‑
sps对l02细胞和4t1细胞的杀伤情况。取对数生长期的l02细胞和4t1细胞于96孔板中在37℃培养箱中培养贴壁，随后分别孵育20μci 131
i
‑
sps nps 24h(采用实施例3的方法通过加入不同放射量的na
131
i溶液，加入体积一致制备，用放射性活度仪测量放射性活度)，吸走旧培基，用pbs清洗细胞3次后，用1ml含4μm calcein am和4.5μm pi的反应缓冲液37℃孵育20min，再次用pbs清洗，放置在荧光显微镜下观察。
[0121]
结果：基于calcein am/pi双染试剂盒原理，活细胞会被染成绿色荧光，死细胞会被染成红色荧光对细胞情况进行观察。见图13，l02细胞可观察到明显的绿色荧光，鲜有红色荧光；4t1细胞可观察到明显的红色荧光，很少绿色荧光。表明
131
i
‑
sps nps在相同孵育时间内对肿瘤细胞的杀伤力明显高于对正常细胞的杀伤力。
[0122]
实施例13
[0123]
131
i
‑
sps nps尾静脉给药后在balb/c小鼠4t1皮下瘤模型中的生物分布情况。
[0124]
方法：首先构建balb/c小鼠4t1皮下瘤模型。将小鼠右后腿部脱毛，再取处于对数生长期且状态良好的4t1肿瘤细胞悬液(1
×
106个，100μl)皮下注射到小鼠脱毛后的皮下，5
‑
7天后小鼠肿瘤长至50mm3左右，荷瘤小鼠模型已基本建好，可以准备进行后续实验。
[0125]
给所构建的4组babl/c小鼠模型尾静脉给药200μl 100μci
131
i
‑
sps nps后，分别在1、6、18、24h时解剖小鼠，分别取其主要脏器(心、肝、脾、肺、肾、脑、肠)和瘤块，称重质量为m，并用伽马计数器检测其放射性活度a，计算其每克组织的放射性摄取率，从而得到其生物分布情况。
[0126]
放射性摄取率x
id/g
＝[(a
组织
/a
注射
]/m
组织
×
100％
[0127]
结果见图14，1、6、18、24h各脏器和肿瘤部位的摄取情况表明，在18h时有明显的肿瘤聚集情况，证明该材料具备肿瘤靶向性。
[0128]
实施例14
[0129]
balb/c小鼠4t1皮下瘤模型体内抗肿瘤效果。
[0130]
方法：如实施例13方法构建小鼠模型。将4t1皮下荷瘤babl/c小鼠体内抗肿瘤治疗进行如下分组处理：pbs组(ph 7.4)、sps nps组、na
131
i组、对照组
131
i
‑
off
‑
ps nps组(对照组按实施例1的制备方法，不同之处在于：将n,n
‑
二异丙基乙二胺dpa替换成2
‑
[2
‑
(2
‑
氨基乙氧基)乙氧基]乙醇)和
131
i
‑
sps nps组。各组小鼠进行单次静脉注射给药200μl，200μci。通过用游标卡尺测量肿瘤大小、体重称量、观察生存状态来对比不同治疗组的体内肿瘤抑制效果、体重变化和生存期结果。其中，肿瘤大小测量方法为：用游标卡尺测量肿瘤最长长度为a(单位mm)，测量与a垂直方向的肿瘤长度为b(单位mm)，肿瘤大小测量计算公式如下：
[0131]
v
肿瘤
＝a
×
b
×
b/2
[0132]
结果：见图15，可以看到
131
i
‑
sps nps组有显著的抑瘤效果；见图16，各组给药处理后对小鼠体重影响不大；见图17，
131
i
‑
sps nps能显著延长小鼠生存期。说明了该材料具备良好的肿瘤杀伤效果，且毒副作用较低。而对照组不具备明显的肿瘤抑制效果。与对照组相比，其中dpa可以在酸性条件下被质子化，从而由疏水结构变为亲水结构，打破了原来的亲疏水平衡，最终导致胶束解离散开；而对照组
131
i
‑
off
‑
ps nps中2
‑
[2
‑
(2
‑
氨基乙氧基)乙氧基]乙醇无法在酸性条件下被质子化，不具备酸响应解离的性质，始终保持球形胶束状态，不具备响应性，属于光动力活性被持续淬灭的材料，因此对肿瘤不具备明显的杀伤作用；na
131
i对照组不具备光动力治疗的特性，虽然具备一定的放疗效果，但由于肿瘤摄取能力较低，因此也不表现出良好的抑瘤效果；sps nps对照组虽然可以在酸性条件下响应解离，但由于没有光源刺激，因此无法产生光动力效果，也对肿瘤不具备杀伤性。
[0133]
实施例15
[0134]
体内生物安全性评价。
[0135]
方法：为验证本发明所构建的纳米胶束具有良好的生物安全性，将实施例13中的
131
i
‑
sps nps治疗组小鼠解剖取主要脏器(心、肝、脾、肺、肾)进行切片和h&e染色并与注射pbs的对照组进行对比。
[0136]
结果：见图18，
131
i
‑
sps nps对小鼠主要脏器无损伤。
[0137]
实施例16
[0138]
体内胶束示踪。
[0139]
方法：将200μci 131
i
‑
sps nps通过耳缘静脉注射的方式注射到新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型中，分别在1、4、8、24h时，对其进行spect/ct显像，观察其显像效果。
[0140]
结果：见图19，8h后
131
i
‑
sps nps在肿瘤部位开始有明显的聚集。说明该材料具备肿瘤靶向性。
[0141]
实施例17
[0142]
131
i
‑
sps nps耳缘静脉给药后在新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型中的生物分布情况。
[0143]
方法：给新西兰兔静脉给药(300μci/kg)后，在24h时解剖，取其主要脏器和瘤块，称重质量为m，并用伽马计数器检测其放射性活度a，计算其每克组织的放射性摄取率，从而得到其生物分布情况。
[0144]
放射性摄取率x
id/g
＝[(a
组织
/a
注射
]/m
组织
×
100％
[0145]
结果：见图20，其在肿瘤部位具有明显富集。说明该材料具备肿瘤靶向性。
[0146]
实施例18
[0147]
新西兰兔vx2原位肝部肿瘤模型体内抗肿瘤效果。
[0148]
方法：vx2荷瘤新西兰兔体内抗肿瘤治疗进行如下分组处理：pbs组、sps nps组、
131
i
‑
off
‑
ps nps组和
131
i
‑
sps nps组。各组新西兰兔进行单次静脉注射给药(300μci/kg)。分别在第1天和第7天注射
18
f
‑
fdg(500μci/kg)进行pet/ct显像，评估肿瘤大小并对比不同治疗组的体内肿瘤抑制效果。
[0149]
结果：见图21和22，
131
i
‑
sps nps治疗组肿瘤变小而其他对照组肿瘤明显增大，体现了
131
i
‑
sps nps具备对深层肿瘤的抑瘤效果；而内脏部分的原位肿瘤，传统的外源光照是照射不到或不彻底的，因此体现了
131
i
‑
sps nps的优势。
[0150]
实施例19
[0151]
新西兰兔生物安全性评价。
[0152]
方法：为验证本发明所构建的纳米胶束具有良好的生物安全性，将实施例18中的
131
i
‑
sps nps治疗组新西兰兔解剖取主要脏器(心、肝、脾、肺、肾)进行切片和h&e染色并与注射pbs的对照组进行对比。
[0153]
结果：见图23，
131
i
‑
sps nps对新西兰兔主要脏器无损伤，进一步说明在深层肿瘤治疗中基本无毒副作用。
[0154]
综上，本发明利用了切伦科夫共振能量转移，即借助放射性核素的切伦科夫发光激发光敏剂，实现不需要外界光源照射条件的情况下实施光动力治疗。实施例8，在避光条件下产生ros并用sosg检测出来，有效证明了这一点。此外，本发明用dpa结构功能化整个纳米胶束，使其具备酸响应特性，最终成功实现了肿瘤选择性治疗。实施例2，6，8，9，10，11，12，14，18均说明了这一点。
[0155]
实施例20
[0156]
实施例20采用实施例2相同的方法，不同之处在于：将sps溶于氯仿中，配成10mg/ml的母液，控制母液与ph 7.0的pbs缓冲溶液的体积比为1:5。
[0157]
实施例21
[0158]
实施例21采用实施例2相同的方法，不同之处在于：将sps溶于氯仿中，配成30mg/ml的母液，控制母液与ph 7.4的pbs缓冲溶液的体积比为1:50。