docZastosowanie magnetycznych nanocząsteczek tlenku żelaza w
download 
Reklamacja Transkrypt
Zastosowanie magnetycznych nanocząsteczek tlenku żelaza w
&ARM0RZEGL.AUK COPYRIGHT'RUPADR!2+WIECIÊSKIEGO)33. :ASTOSOWANIEMAGNETYCZNYCHNANOCZSTECZEKTLENKUELAZA WDIAGNOSTYCEONKOLOGICZNEJ !PPLICATIONOFMAGNETICIRONOXIDENANOPARTICLES INONCOLOGICALDIAGNOSTICS -ARIUSZ0ANCZYK :AKAD$YDAKTYKII%FEKTÌW+SZTACENIA 7YDZIA.AUKIO:DROWIU 7ARSZAWSKI5NIWERSYTET-EDYCZNY Streszczenie Nanotechnologia jest stosunkowo nową interdyscyplinarną dziedziną nauki zajmującą się zarówno projektowaniem jak i inżynierią w skali nano (< 500 nanometrów [nm]). W najbliższym czasie technologia ta może przyczynić się do kolejnego przełomu w nowoczesnej terapii celowanej oraz diagnostyce molekularnej. Superparamagetyczny tlenek żelaza jest obecnie jednym z najważniejszego nanomateriałów do biomedycznych zastosowań. Nanocząsteczki mają relatywnie dużą powierzchnię co umożliwia ich skonjugowanie z różnymi ligandami (przeciwciała monoklonalne, peptydy) nacelowanymi na komórki nowotworowe. Ponadto nanocząsteczki tlenku żelaza mają unikalne właściwości paramagnetyczne, co czyni je doskonałym środkiem cieniującym do zastosowań w diagnostyce onkologicznej z wykorzystaniem technik magnetycznego rezonansu jądrowego. Zrozumienie podstaw tej ciągle rozwijającej się technologii oraz potencjalnych aplikacji klinicznych powinno być potrzebą wszystkich zajmujących się badaniem, diagnostyką oraz leczeniem onkologicznym. Summary Nanotechnology is relatively new interdisciplinary science dealing with designing and engineering in a nanoscale (< 500 nanoscopic meters [nm]). This technology, in near future, may contribute to the next breakthrough in modern targeted therapy and molecular diagnostics. Superparamagnetic iron oxide is currently one of the most important nanomaterials for biomedical applications. Nanoparticles have relatively large surface which allow their conjugation with numerous ligands (monoclonal antibodies, peptides) aimed at cancer cells. Moreover, the iron oxide nanoparticles have unique paramagnetic characteristics making them a perfect contrast agent for oncological diagnostics applications using nuclear magnetic resonance. Understanding the basis of this constantly developing technology and its potential clinical application should be a need of all people involved in research, diagnostics and treatment of cancer. Key words: nanotechnology, nanoparticles, imagining, nanocontrasts, iron oxide Słowa kluczowe: nanotechnologia, nanocząsteczki, obrazowanie, nanokontrasty, tlenek żelaza Wstęp Ostatnie kilka lat intensywnych badań prowadzonych w ramach nanotechnologii doprowadziło do opracowania nanomateriałów, które pozwoliły na zastosowanie w praktyce eksperymentalnej i klinicznej nanonarzędzi przeznaczonych do obrazowania subkomórkowego oraz molekularnej diagnostyki nowotworów [1-4]. Nanocząsteczki w onkologii są wykorzystywane zarówno w bardzo czułych metodach obrazowania charakteryzujących się wysoką specyficznością, ale także mogą być użyteczne jako nośniki dla cytostatyków dostarczających leki wybiórczo nacelowane na zmieniono nowotworowo komórki guza. Niestety, aktualna wiedza na temat odpowiednich bioznaczników charakterystycznych dla fenotypowo zmienionej tkanki nowotworo- wej pozwalających na specyficzne jej obrazowanie na tle tkanek zdrowych jest ograniczona. Taka sytuacja zmusza chemików, biologów, nanotechnologów oraz klinicystów do poszukiwania odpowiednich rozwiązań technicznych, umożliwiających tworzenie specjalnie zaprojektowanych bioaktywnych sond molekularnych, które pozwolą uzyskać wiarygodne dane z obrazowania użyteczne w diagnostyce onkologicznej. Jest co najmniej kilka przeszkód stojących na drodze do opracowania dobrych nanonarzędzi do diagnostyki nowotworów: (1) odpowiedni system dostarczenia nanosondy w okolice tkanki nowotworowej; (2) niska toksyczność i optymalna biodostępność; (3) stabilność nanokonstruktu w środowisku płynów ustrojowych; (4) dostatecznie duża efektywność wzbudzania sygnału niezbędnego do obrazowaniu w warunkach in vivo oraz (5) &ARM0RZEGL.AUK Tab. I. Dostępne kontrasty IO do zastosowań w MRI [na podstawie Magnetic Resonance - Technology Information Portal: http://www.mr-tip.com] Rodzaj ION USPIO Nazwa handlowa (producent) Sinerem® (Guerbet); ® Combidex (AMAG Pharmaceuticals) ClariscanTM (GE Healthcare) SPIO SupravistTM (Bayer Schering Pharma AG) EndoremTM (Guerbet); ® Feridex (AMAG Pharmaceuticals) Resovist® (Bayer Schering Pharma AG) Inne nazwy (producent) Charakterystyka Piśmiennictwo Ferumoxtran; AMI-227 (AMAG Pharmaceuticals) wielkość krystalitu: 4,3-4,9 nm; całkowita wielkość: około 50 nm [46] czynnik wewnątrznaczyniowy [82] nanokontrast przeznaczony do MRA, obecnie w III fazie badań klinicznych [83] Ferumoxide; AMI-25 (AMAG Pharmaceuticals) wielkość krystalitu: 4.3–4.8 nm; całkowita wielkość: około 200 nm [46] Ferrixan; Ferucarbotran; SHU-555A (Bayer Schering Pharma AG) zawiesina nanocząsteczek opłaszczonych karboksydekstranem; rdzeń zawiera kilka krystalitów, każdy o średnicy około 4,2 nm; całkowita wielkość: około 62 nm [84, 85] Ferumoxsil; AMI-121 (AMAG Pharmaceuticals) zawiesina nanocząsteczek SPIO opłaszczonych silikonem [86] Ferristene; OMP (GE Healthcare) krystality IO opłaszczone hydrofobowym polimerem; wielkość całkowita około 3 μm [87] Feruglose; PEG-FERRON (GE Healthcare) SHU-555C (Bayer Schering Pharma AG) Lumirem® (Guerbet); GastroMARK® (AMAG Pharmaceuticals) MPIO Abdoscan® (GE Healthcare) MRA - magnetic resonance angiography; OMP – oral magnetic particles kompatybilność z istniejącymi technologiami stosowanymi w obrazowaniu. Technika magnetycznego rezonansu (MRI, magnetic resonance imaging) dostarcza obrazów wysokiego kontrastu, umożliwia określenie morfologii tkanek oraz szczegółów anatomicznych całego ciała. Technika ta jest najważniejszym narzędziem do diagnozowania onkologicznego, a przy wysokiej czułości możliwe jest jej dostosowanie do potrzeb obrazowania na poziomie komórkowym i molekularnym [5, 6]. W celu uzyskania bardziej szczegółowego obrazu, w metodzie MRI, stosuje się specjalne kontrasty o właściwościach magnetycznych. Przyjętym standardem klinicznym w MRI jest użycie Gd-DTPA (gadolinium diethylenetriaminopentaacetic acid), który jest kontrastem dający silny efekt T1. Z drugiej strony Gd-DTPA ma niską efektywność kontrastową, krótki czas retencji w warunkach in vivo oraz brak jednoznacznie określonej toksyczności i biokompatybilności z wewnątrzkomórkowym środowiskiem. Nadal poszukuje się innych, alternatywnych rozwiązań, które polepszyłyby jakość uzyskanych obrazów MRI [7-9]. Takim nowym czynnikiem kontrastowym może być nanocząsteczkowy magnetyczny tlenek żelaza (ION, iron oxide nanoparticles), który stanowi nową generację nośników przeznaczonych do nowotworowo-specyficznego obrazowania metodą MRI. Magnetyczny ION jest dużo bardziej efektywny niż Gd-DTPA, ponieważ możliwa jest modyfikacja jego właściwości magnetycznych poprzez zmianę wielkości krystalitowego rdzenia i zastosowanie specjalnych powłok okrywających ION [10]. Ponadto magnetyczny ION charakteryzuje się długim czasem retencji we krwi, jest biodegradowalny oraz ma niską toksyczność [5, 11-14]. Niniejsza praca jest przeglądem badań z ostatnich kilku lat, przedstawiającym rozwój metod obrazowania nowotworów z użyciem kontrastów opartych o magnetyczne ION. Superparamagnetyczne czynniki kontrastowe do zastosowań w MRI Kontrasty oparte o superaparamagnetyczne czynniki takie jak IO, mają postać układów koloidalnych zbudowanych z cząstek o wymiarach w granicach 5 – 200 nm. Każda cząstka składa się natomiast z bardzo małych krystalitów zawierających po kilka tysięcy jonów. Superparamagnetyzm to zjawisko pojawiające się w niektórych materiałach magnetycznych, które składają się z krystalitów (1 – 10 nm) zwanych nanocząstkami. Pojedynczy krystalit nie ma w sobie podziału na odrębne domeny magnetyczne. W temperaturze poniżej temperatury Curie lub temperatury Néela energia termiczna nie jest wystarczająca do zerwania oddziaływań pomiędzy sąsiadującymi atomami, jednakże może być wystarczająca do zmiany orientacji namagnesowania całego krystalitu. Jeżeli energia termiczna będzie większa niż energia anizotropii magnetycznej, spowoduje to, że moment magnetyczny cząstki będzie mógł się przeorientować. Takie ciągłe fluktuacje sprawiają, że materiał zacznie zachowywać się podobnie jak paramagnetyk. Główną różnica polega jednak na tym, że w paramagnetyku przyłożone pole magnetyczne wpływa na momenty magnetyczne pojedynczych COPYRIGHT'RUPADR!2+WIECIÊSKIEGO)33. atomów, zaś w superparamagnetyku pole oddziałuje na momenty magnetyczne pochodzące od całych krystalitów. Ponadto moment magnetyczny dla takich superparamagnetycznych nanocząsteczek IO jest znacznie większy, niż dla chelatowanych cząsteczek zawierających jon gadolinu [15, 16]. Każda z cząstek zbudowana jest z rdzenia składającego się z kilku krystalitów i otoczony płaszczem ochronnym (patrz niżej). Wymiary krystalitów wpływają na właściwości takie jak relaksacja, a całkowita średnica cząstki odpowiada za cechy farmakokinetyczne kontrastu. Ze względu na wielkość cząstek można ION kontrasty podzielić na trzy rodzaje: (1) USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron oxide) o wymiarach poniżej 50 nm; (2) SPIO (superparamagnetic iron oxide) o wymiarach w granicach 50 nm – 1 μm oraz (3) MPIO (micron-sized particles of iron oxide) duże cząsteczki dochodzące do kilku mikrometrów. Wielkości cząstek USPIO i SPIO pozwalają na ich dożylne zastosowanie, natomiast wymiary MPIO ograniczają ich podane jedynie drogą doustną w celu wykonania obrazowania układu pokarmowego. Ponadto nanocząsteczki SPIO są używane jako negatywne kontrasty do obrazowania wątroby, ponieważ wykazują się one dużym powinowactwem do siateczki endoplazmatycznej (RES, reticuloendothelial system) komórek wątroby (Kupffer cells) i śledziony. Natomiast nanocząsteczki o wymiarach poniżej 300 nm charakteryzują się długim okresem półtrwania we krwi, co umożliwia ich zastosowanie w angiografii. Nadal poszukuje się również nowych zastosowań dla takich formulacji ION, jak MION (monocrystalline iron oxide particles) czy CLIO (crosslinked iron oxides) [17]. Obrazowanie rezonansem magnetycznym (MRI) opiera się na zjawisku jądrowego rezonansu magnetycznego, który jest z powodzeniem stosowany w spektroskopii jądrowego rezonansu magnetycznego (NMR) w laboratoriach fizycznych i chemicznych. W istocie MRI jest tomografią z zastosowaniem NMR dla jąder atomów wodoru zawartych w cząsteczkach wody. Woda znajduje się we wszystkich miękkich tkankach ludzkich, jednak w różnych proporcjach w stosunku do innych związków chemicznych. Przy użyciu specjalnej cewki, fale radiowe (RF, radio frequency) są wysyłane w kierunku badanego obiektu. Protony atomów wodoru pochłaniają energię fali RF i wpadają w rezonans. Zależnie od natężenia sygnału oraz czasu jego trwania protony atomów wodoru przechodzą na wyższy poziom energetyczny. Po wyłączeniu „zakłócenia”, protony wracają do stanu początkowego, wypromieniowując energię, którą wcześniej pozyskały, w postaci sygnału swobodnej relaksacji. Powoduje to dające się zarejestrować zmiany sygnału emisji rezonansowej pochodzących z atomów wodoru obecnych w cząsteczkach wody, zawartych w tkankach. Relaksacja to zanikanie sygnału jakie następuje po wyłączeniu oddziaływania energii fali RF i jest wynikiem powrotu protonów do stanu równowagi (tzw. relaksacja podłużna, stała czasowa T1) lub też wynika ze wzajemnego oddziaływania momentów magnetycznych sąsiednich protonów (tzw. relaksacja poprzeczna, stała czasowa T2). Relaksacja indukowana przez środki kontrastowe oparta o cząsteczki superparamegnetyczne [16] jest opisana przez teorię relaksacji sformułowaną przez Curie (classical outer-sphere relaxation theory) [18]. Teoria ta wyjaśnia jakie jest tempo relaksacji protonów wodoru znajdujących się w otoczeniu niesparowanych elektronów namagentyzowanych cząstek kontrastu [19]. Takie środki cieniujące charakteryzują się bardzo silnym wzmocnieniem T1, przy równoczesnej zmianie podatność okolic sąsiadujących z kontrastem na oddziaływanie pola magnetycznego, co ma wpływ na T2. W zależności od promienia cząstek, nankontrasty USPIO silniej wpływają na T1 (T1zależne środki, kontrasty pozytywne) w przeciwieństwie do SPIO, które są T2-zależne (kontrasty negatywne) [20-23]. Modyfikacje funkcjonalne ION Jest wiele różnych metod chemicznych, które mogą służyć do syntezy magnetycznych ION. Najczęściej stosowane to: metoda oparta o wytrącanie lub współwytrącanie oraz metoda syntezy odwróconej miceli [24, 25]. ION pozbawione odpowiedniego zewnętrznego płaszcza są niestabilne w środowisku wodnym i mają tendencję do agregacji i tworzenia osadu. Po padaniu in vivo, cząsteczki te często tworzą agregaty we krwi, które następnie ulegają sekwestracji przez makrofagi [26]. Dlatego też powierzchnia ION powinna być pokryta różnego typu polimerami, które eliminują lub znacznie zmniejszają efekt agregacji w warunkach fizjologicznych in vivo. W praktyce można zastosować opłaszczenie in situ w trakcie lub bezpośrednio po syntezie ION [27-29]. Ponadto możliwe jest kapsułkowanie magnetycznych ION w liposomach lub też utworzenie magnetoliposomów [30]. Polimerowe amfifilowe surfaktanty takie jak poloksamery, polokasaminy i glikol polietylenowy (PEG, poly(ethylene glycol)) są zwykle używane do utworzenia otoczek powierzchniowych ION w celu zmniejszenia lub całkowitego wyeliminowania opsonizacji ION. Wśród wymienionych polimerów amfifilowych najczęściej stosowanym do tworzenia otoczek powierzchniowych jest PEG, który nadaje ION takich pożądanych cech jak: wysoką rozpuszczalność i stabilność w wodnym środowisku, biokompatybilność oraz długi czas retencji we krwi. Bardzo istotną cechą PEG jest możliwość modyfikacji jego grup funkcyjnych pozwalająca na skonjugowanie z ION różnego rodzaju ligandów lub cząsteczek czynnych farmakologicznie [25, 31-36]. Oczywiście takie opłaszczone ION mają ograniczoną liczbę miejsc wiązania dla ligandów, ponieważ jest ona limitowana liczbą wolnych grup funkcyjnych zlokalizowanych w warstwie powierzchniowej ION [33]. Laconte i współpracownicy oraz Yang i współpracownicy wykazali, że masa molekularna PEG znacząco wpływa na stopień biodystrybucji opłaszczonych ION w warunkach in vivo [37, 38]. Dlatego też ważne jest dobranie odpowiedniej grubości warstwy płaszcza PEG podczas projektowania ION przeznaczonych do konstrukcji sond używanych do nowotworospecyficznego obrazowania in vivo. Poza PEG również inne materiały mogą być używane do tworzenia otoczek ION, należą do nich: poly(TMSMA-rPEGMA) (TMSMA, 3-(trimethoxysilyl)propyl methacrylate, PEGMA, poly(ethylene glycol) methyl ether methacrylate) [26], warstwy kwasu hialuronowego (HA, hyaluronic acid) [39], modyfikowane dendrymery 3 generacji (3G) klasy poli(amido-aminowe) (PAMAM, poly(amido amine)) [40]. Ostatnio utworzono również nową klasę superparamegnetycznych cząsteczek, które mają jednolitą wielkość &ARM0RZEGL.AUK sięgającą 5 – 30 nm. Takie nanocząsteczki mogą zostać opłaszczone trójblokowymi amfifilowymi polimerami, które dostarczają grup funkcyjnych do skonjugowania z odpowiednimi ligandami, takimi jak przeciwciała lub krótkie peptydy, które mają duże powinowactwo do biomolekuł specyficznych dla tkanki nowotworowej [41]. Pomimo intensywnych badań nad rozwojem zastosowań ION do kontrastowania metodą MRI, kilka przeszkód nadal nie zostało pokonanych. Głównym wyzwaniem jest opracowanie materiałów powierzchniowych do tworzenia otoczek, które będą nie tylko stabilizować nanocząsteczki w warunkach in vivo, ale przede wszystkim będą dostarczać odpowiednich grup funkcyjnych do kontrolowanej biokonjugacji ligandów tworzących sondę. Zbyt słabe związanie materiału tworzącego płaszcz nanocząsteczki, może przyczyniać się do oderwania powłoki i utworzenia agregatów podczas przechowywania kontrastu lub w warunkach użycia in vivo. Ponadto tak uszkodzony kontrast przestaje być użyteczny w specyficznym obrazowaniu opartym o reakcję ligand ↔ target. Innym istotnym problemem są właściwości magnetyczne ION, które wpływają na efektywność obrazów uzyskanych w MRI. Właściwości te zależą w znacznym stopniu od morfologii, struktury krystalitu, wielkości oraz jednolitości mieszaniny ION. Aktualnie, najwięcej badań związanych z użyciem ION do celów molekularnego obrazowania, poświęconych jest metodą kontroli wielkości i morfologii nanocząsteczek. Cechy te są krytyczne dla właściwości magnetycznych kontrastów co bezpośrednio wpływa na jakość uzyskanych obrazów MRI, a w konsekwencji na użyteczność kliniczną tej metody. Dla potrzeb takich zastosowań najlepsze są ION o wymiarach w granicach od 5 do 150 nm, wysokiej masie magnetycznej oraz możliwości utworzenia stabilnych konstruktów skoniungowanych z wysoce specyficznymi ligandami dla biomolekuł nowotworowych [17, 42]. Zarejestrowane nanokontrasty IO stosowane w obrazowaniu in vivo Wśród różnych rodzajów używanych kontrastów in vivo można wyróżnić dwie podstawowe grupy: niespecyficzne oraz organo-specyficzne środki cieniujące. Pierwsze spośród nich to takie, które nie mają jakiegoś szczególnego powinowactwa do określonych struktur komórkowych lub tkanek, charakteryzują się niską masą cząsteczkową, szybkim klirensem nerkowym, szybko osiągają jednakowe stężenie w kompartmencie śródnaczyniowym i pozanaczyniowym. Środki takie są stosowane w obrazowaniu przestrzeni pozakomórkowych (ECF, extracellular fluid agents). Do pierwszej grupy kontrastów zalicza się również czynniki o większej masie cząsteczkowej, które osiągają duże stężenie śródnaczyniowe, wolno ulegają wydalaniu przez nerki i/lub wątrobę, mają one zastosowanie w technikach obrazowania naczyń (MRA, magnetic resonance angiography). Organo-specyficzne kontrasty wykazują się dużym powinowactwem do określonych typów komórek, przy czym zdolność do specyficznej dystrybucji tkankowej może mieć charakter bierny lub czynny (kontrasty celowane). Organo-specyficzne bierne środki cieniujące mają zastosowanie w obrazowaniu wątroby, śledziony, węzłów chłonnych, szpiku kostnego oraz mózgu. Natomiast kontrasty celowane, ulegające czynnej biodystrybucji, są tak skonstruowane, aby specyficznie rozpoznawać pewne stany patologiczne, takie jak procesy zapalne i miażdżycowe czy apoptozę, ale także fenotypowo zmienione komórki np. powstające w wyniku transformacji nowotworowej. W wielu przypadkach molekularne cele, na które skierowane są takie kontrasty zlokalizowane są wewnątrzkomórkowo. Nanocząsteczki SPIO używane są w obrazowaniu in vivo jako kontrasty charakteryzujące się w zależności od stężenia, silnym wzmocnieniem T1 lub T2 [43]. Ze względu na znaczne rozmiary cząsteczek kontrastu, bardzo wolno przenika on przez barierę naczyniową, długi czas pozostając w znacznym stężeniu w kompartmencie śródnaczyniowym. Ponadto w przeciwieństwie do środków opartych o chelatowany Gd3+, kontrasty ION są wychwytywane poprzez system RES wątroby, śledziony i węzłów chłonnych i włączone w ogólnoustrojowy obieg żelaza (ferrytyna, hemosyderyna, hemoglobina), co sprawia że eliminacja z organizmu nie jest prostym procesem opartym o filtrację nerkową. Nanokontrasty SPIO po podaniu dożylnym nie akumulują się w hepatocytach ani komórkach metastazowych, ale ulegają sekwestracji przez fagocytujące komórki Kupffera wątroby i śledziony, które stanowią jedynie 2-3% całej populacji komórek tych narządów. Ponieważ nanocząsteczki SPIO wykazują się bardzo silnym efektem T2, więc nawet niewielka ich koncentracja pozwala na obrazowanie wątroby z użyciem takich kontrastów. Obecnie jest dostępnych kilka zarejestrowanych kontrastów SPIO stosowanych w obrazowaniu wątroby i śledziony: AMI-25 (Feridex®, AMAG Pharmaceuticals lub EndoremTM, Guerbet) oraz Resovist® (Bayer Schering Pharma AG) (Tabela I) [44]. Komórki zmienione nowotworowo są pozbawione RES lub mają obniżoną aktywność tego systemu, co skutkuje zróżnicowaną koncentracją kontrastu. Resovist® nie akumuluje się w komórkach metastazowych, ale może się gromadzić w komórkach rakowych HCC (hepatocellular carcinoma) i FNH (focal nodular hyperplasia). Feridex® nie ulega sekwestracji przez większość typów komórek nowotworowych. Ponieważ większość tkanek, takich jak przerzuty, guzy pierwotne, cysty czy gruczolaki charakteryzuje się słabszym powinowactwem do kontrastów SPIO, to możliwe jest ich zobrazowanie, dzięki dużej intensywności świecenia na tle zdrowej tkanki, widocznej jako ciemny obszar [45] Nanocząsteczki o mniejszych średnicach jak USPIO, ferumoxtran-10 (Sinerem®, Guerbet; Combidex®, ferumoxtran, Advanced Magnetics), SHU-555C (SupravistTM, Bayer Schering Pharma AG) i VSOP-C184 (Ferropharm GmbH), wykazują się mniejszym efektem relaksacji niż SPIO, ale za to mają korzystniejszy stosunek wartości T1/ T2 co czyni je doskonałymi środkami cieniującymi dla technik MRA (Tabela I) [46-48]. USPIO nie akumulują się tak szybko w układzie RES, jak duże cząsteczki innych kontrastów, co skutkuje ich długim okresem biologicznego półtrwania [49]. Niewielkie wymiary cząsteczek USPIO (mniej niż 10 nm) pozwalają na ich swobodne gromadzenie się w układzie limfatycznym, a przede wszystkim w węzłach chłonnych. Szczególnie dużym powinowactwem do USPIO wykazuje się układ fagocytów jednojądrowych (MPS, mononuclear phagocyte system) układu limfatycznego. Prawi- COPYRIGHT'RUPADR!2+WIECIÊSKIEGO)33. dłowe utkanie tkankowe węzłów chłonnych, widoczne jest w obrazowania z użyciem kontrastu USPIO jako ciemny obszar, podczas gdy obecność przerzutów (mają mniejsze powinowactwo do kontrastu) można stwierdzić po jasnych plamach. Jeden z komercyjnie dostępnych nanokontrastów opartych o technologię USPIO stosowanym w obrazowaniu węzłów chłonnych jest Sinerem® (Guerbet) [50]. Wśród innych możliwych zastosowań takich kontrastów można wymienić: (1) określanie statusu angiogenezy w sąsiedztwie guzów nowotworowych, (2) lokalizacja i stan płytek miażdżycowych oraz (3) obrazowanie zmian w szpiku kostnym. Cząsteczki IO o wymiarach przekraczających 1 μm (MPIO) jak na przykład Abdoscan® (GE Healthcare) zbudowany z opłaszczonych krystalitów IO o całkowitej wielkości 3 μm oraz Lumirem® (Guerbet) znany również, jako GastroMARK® (AMAG Pharmaceuticals) zawiesina SPIO opłaszonych silikonem, są stosowane jako doustne środki cieniujące w obrazowaniu przewodu pokarmowego (Tabela I) [51]. Kontrasty te wypełniając żołądek i jelito cienkie powodują zaciemnienie tych obszarów umożliwiając obrazowanie struktur przyległych w tym trzustki, jelita grubego i przewodów żółciowych (cholangiografia MR). Tworzenie kontrastów celowanych ION przeznaczonych do MRI Pomimo że liczne wyniki badań wskazują na możliwość zastosowanie ION w diagnostyce i terapii nowotworów [17, 52], to główną przeszkodą ograniczającą szerokie zastosowanie tych nanoobiektów w praktyce klinicznej jest brak satysfakcjonującej specyficzności kontrastów, tak aby stopień koncentracji osiągany w okolicach rozrostu nowotworowego, pozwalał na uzyskanie silnego sygnału niezbędnego w czułych metodach obrazowania. Jednym z możliwych rozwiązań powyższego problemu jest skonstruowanie specjalnych nacelowanych sond zbudowanych z ION i sprzęgniętych z nim ligandów dla których target zlokalizowany jest na komórkach nowotworowych [53]. Rozwój nowotworu jest procesem wieloetapowym u podłoża, którego leżą różnego rodzaju zmiany strukturalne i funkcjonalne genomu komórek ulegających transformacji. Podczas trwania procesu kancerogenezy zachodzą zmiany, które z czasem doprowadzają do uzyskania przez komórki stransformowane cech, które odróżniają je od tych jakie posiadają komórki tkanek zdrowych. Obecność specyficznych dla komórek nowotworowych guza receptorów powierzchniowych może zostać wykorzystane jako potencjalne cele dla sond z wbudowanym ligandem sprzęgniętym z ION. Przy projektowaniu i budowaniu nacelowanych sond kontrastowych zawierających ION wykorzystuje się różnego rodzaju ligandy, takie jak przeciwciała, peptydy czy małe cząsteczki. Dla takich ligandów celem są biomolekuły zlokalizowane na komórkach zmienionych nowotworowo. W ostatnich kilku latach intensywnie badano w eksperymentach prowadzonych w warunkach in vitro i in vivo różnego rodzaju konstrukty z ION, używając do tego celu hodowli nowotworowych linii komórkowych, zwierzęcych modeli różnych postaci nowotworów oraz zwierząt z wszczepiennym guzem (Tabela II). Najintensywniej badanym modelem kontrastu ION jest sonda oparta o ligand jakim jest przeciwciało monoklonalne, który charakteryzuje się wysoką specyficznością w stosunku do targetu jakim jest pojedynczy epitop danego antygenu [12, 54-63]. Jednym z takich testowanych eksperymentalnie kontrastów były MEIO (magnetism-engineered iron oxide) skoniungowane z herceptyną (również komercyjnie dostępne humanizowane przeciwciało monoklonalne, Trastuzumab). Jest to dobrze scharakteryzowane przeciwciało skierowane przeciwko receptorom Her-2/neu, których nadekspresję obserwuj się na komórkach raka piersi. Receptory te stały się również targetem dla celowanej terapii tego nowotworu. Ponieważ reakcja antygen-przeciwciało jest bardzo specyficzna, to również dla wysoko czułego obrazowania MRI stała się ona doskonałym rozwiązaniem. Jak pokazał Lee i współpracownicy możliwe jest wykonanie takiej detekcji z użyciem sprzęgniętych sond w warunkach in vivo, małego guza o wielkości 50 mg [62]. Jednakże mimo tak obiecujących wyników, nierozwiązanym problemem pozostaje wielkość użytych przeciwciał, które nie pozwalają na uzyskanie satysfakcjonującego stopnia skunjugowania z powierzchnią ION. Ponadto rozmiary takich sond uniemożliwiają skuteczną ich penetrację przez barierę włośniczkową, a tym samy utrudnione jest uzyskanie wysokiego stopnia koncentracji w okolicach guza nowotworowego. Jedną z możliwych strategii przełamania powyższych ograniczeń jest użycie pojedynczych łańcuchów przeciwciał lub peptydów o niskiej masie cząsteczkowej. Kilka takich rozwiązań zostało przetestowanych w badaniach eksperymentalnych (Tabela II) [23, 64-71]. Peptydy dla których targetem są receptory powierzchniowe komórek nowotworowych mogą zostać wchłonięte (internalizacja) do przestrzeni wewnątrzkomórkowej poprzez endocytozę. Uzyskane w ten sposób wysokie stężenie skonjugowanych ION dostarcza silnego sygnału do detekcji MRI, dlatego też takie peptydy są idealnym ligandem dla nanocząsteczkowych sond używanych jako kontrasty w obrazowaniu. Chlorotoksyna jest 36 aminokwasowym peptydem, który ma specyficzne powinowactwo do MMP-2 (matrix metalloproteinase) zlokalizowanego na powierzchni komórek. Proteinaza MMP-2 ulega wysokiej nadekspresji w glejaku i innych podobnych rozrostach nowotworowych, przyczynia się do degradacji macierzy zewnątrzkomórkowej prowadząc do wzrostu inwazyjności [72]. Sun i współpracownicy pokazali w eksperymencie z użyciem ION opłaszczonych bifunkcjonalnym PEG i sprzęgniętych kowalencyjnie z chlorotoksyną, że po dwugodzinnej inkubacji, internalizowane sondy osiągają 10-krotnie większe stężenie wewnątrz komórek glejaka w porównaniu z ION niesprzęgniętymi z żadnym ligandem. W badaniach in vivo prowadzonych na mysim modelu, stwierdzono ponadto większy kontrast w obrazowaniu techniką MRI w przypadkach z użyciem nacelowanych ION, niż dla „gołych” kontrastów [73]. Dużym wyzwaniem diagnostyki onkologicznej jest wczesne wykrywanie nowotworów. Antygen uMUC-1 (underglycosylated mucin-1 antigen) jest markerem wczesnych zmian nowotworowych, jest on prezentowany na powierzchni komórek niemal wszystkich nabłonkowych gruczolakoraków (adenocarcinoma). uMUC-1 ma kilka istotnych cech, które czynią go doskonałym targetem dla &ARM0RZEGL.AUK Tab. II. Testowane in vivo i in vitro ION z przeznaczeniem do celowanej diagnostyki onkologicznej [na podstawie Molecular Imaging and Contrast Agent Database http://www.ncbi.nlm.nih.gov/bookshelf/br.fcgi?book=micad] Nanocząsteczki SPIO Ligand przeciwciało anty-CEA przeciwciało monoklonalne L6 transferyna CLIO antygen uMUC-1 peptyd EPPT1 Ferumoxides (SPIO) antygen komórek raka okrężnicy przeciwciało monoklonalne A7 rak okrężnicy (mysz) [59] nanokrystality tlenku żelaza (Fe3O4) receptor Her-2/neu herceptyna NIH3T6.7 (model mysi wszczepienny) [58] CLIO receptor dla bombezyny peptydy bombezyny (bombesin peptides) PDAC (mysz) [66] SPIO kapsułkowany z czynnikiem fotodynamicznym powierzchniowe antygeny naczyń guza peptyd F3 glejak (szczur) [67] SPIO receptor LHRH LHRH linie komórkowe oraz wszczepienny guz piersi (mysz) [76] USPIO antygen powierzchniowy CD20 przeciwciało monoklonalne antyCD20 chłoniak Burkitta (mysz) [61] MION USPIO Nowotwór rak okrężnicy (mysz) guz wewnątrzczaszkowy LX-1 (szczur) rak piersi (szczur) linie komórkowe raka piersi, jelita grubego, trzustki i płuc oraz model mysi różnych nowotworów Piśmiennictwo [56] Cel biologiczny CEA antygen powierzchniowy receptor dla trasferyny [55] [88] [64, 65] peptyd CREKA wszczepienny guz piersi (mysz) [68] USPIO surowicze białka krzepnięcia integryna αvβ3 peptyd RGD [69] MEIO receptor Her-2/neu herceptyna rak naskórkowy (mysz) NIH3T6.7 (model mysi wszczepienny) siRNA (siSurvivin) gruczolakorak jelita grubego (mysz) [89] kwas foliowy linia komórkowa ludzkiego nabłonkowego nowotworu wargi [63] mysi model z nadekspresją receptora Her-2/neu [90] SPIO CLIO PEG-SPIO gen Birc5 kodujący surwiwinę receptor dla kwasu foliowego Dekstran-IO receptor Her-2/neu PEG-IO CLIO MMP-2 hepsyna (hepsin) integryna plektyna-1 (plectin-1) CLIO SPIO receptor EGFR Trastuzumab (humanizowane przeciwciało monoklonalne) chlorotoksyna peptyd IPLVVPL glejak (szczur) rak prostaty (mysz) [35] [34, 73] [23] peptyd PTP PDAC (mysz) [70] fragment przeciwciała anty-EGFR wszczepienne guzy trzustki i nerek (mysz) [71] SPIO – superparamagnetic iron oxide; MION – monocrystalline iron oxide nanoparticles; USPIO – ultrasmall superparamagnetic iron oxide; CLIO – cross-linked iron oxide; MEIO - magnetism-engineered iron oxide; PEG-IO – poly(ethylene glycol)-magnetic iron oxide; PEG-SPIO – poly(ethylene glycol)-superparamagnetic iron oxide; CEA – canceroembrionic antigen; uMUC-1 – underglycosylated mucin-1; PDAC – pancreatic ductal adenocarcinoma; LHRH – liberyna uwalniająca hormon luteinizujący; MMP-2 – membrane-bound matrixmetallo proteinase-2; EGFR – epidermal growth factor receptor. wczesnej diagnostyki obrazowej: (1) ulega nadekspresji w ponad 50% przypadków raka, a poziom jego ekspresji utrzymuje się podczas rozrostu guza; (2) w komórkach rakowych jest białkiem niskoglikozylowanym w przeciwieństwie do tkanek zdrowych gdzie ulega wysokiej glikozylacji, umożliwia to rozróżnienie tych dwóch rodzajów fenotypu w obrazowaniu; (3) jest antygenem powierzchniowym co czyni go dostępnym dla nacelowanych sond kontrastowych. Moor i współpracownicy skonstruowali sondę zbudowaną z rdzenia SPIO opłaszczonego dekstranem (CLIO, crosslinked iron oxide) i skonjugowanego z peptydem EPPT1 specyficznie rozpoznającym uMUC-1. Tak przygotowany kontrast został użyty in vivo w obrazowaniu techniką MRI i NIRF (near-infrared fluorescence), dodatkowo do tego celu użyto wyznakowania sondy fluorescencyjnym czynnikiem Cy5.5. Tak przygotowany kontrast daje wysokiej jakości sygnał dostarczający obrazu o szczegółowej lokalizacji i stanie guza oraz tkanek go otaczających co czyni go idealnym do zastosowania we wczesnej diagnostyce onkologicznej [64]. Około 37% pacjentek z rakiem piersi ma przerzuty odległe do kości i zajęte węzły chłonne co przyczynia się do niskiego odsetka (27%) 5-letnich przeżyć w tej grupie chorych [74]. Możliwość wczesnej detekcji przerzutów za pomocą specjalnie nacelowanych ION mogłoby znacznie poprawić przeżywalność pacjentów z zaawansowaną postacią nowotworu. Ponieważ około 52% komórek raka piersi wykazuje ekspresję receptorów dla LH-RH (liberyna uwalniająca hor- COPYRIGHT'RUPADR!2+WIECIÊSKIEGO)33. mon luteinizujący, luteinizing hormone-releasing hormone) [75] to jest to doskonały target dla kontrastów opartych o ION. Nanocząsteczki SPIO skonjugowane z dekapeptydem rozpoznającym specyficznie receptory LH-RH, które są zlokalizowane zarówno na komórkach guzów pierwotnych oraz metastazowych, ulegają w wyniku internalizacji na drodze endocytozy, wewnątrzkomórkowej akumulacji. W badaniach in vitro, po inkubacji stwierdza się 12-krotnie większe stężenie sprzęgniętych nanocząsteczek SPIO w komórkach docelowych w porównaniu z „gołym” nanocząsteczkami. Natomiast w badaniach in vivo, 7,5-krotnie stężenie w komórkach guza pierwotnego i 11-krotne w guzach przerzutowych do wątroby. Tak obiecujące wyniki badań in vivo pozwalają sądzić, że takie konstrukty SPIO będą dobrym narzędziem do wysoko czułego obrazowania techniką MRI metastazowych stadiów raka piersi [76]. Angiogeneza jest jednym z kluczowych mechanizmów związanych z szerzeniem się rozrostu nowotworowego. Integryna αvβ3 jest markerem angiogenezy, a jej ekspresja koreluje ze stopniem zaawansowania nowotworu. Ponieważ ta biomolekuła zlokalizowana jest w nabłonku naczyń krwionośnych otaczających guz, więc target ten jest bezpośrednio dostępny dla ligandów znajdujących się we krwi, co czyni go idealnym dla celowanej diagnostyki obrazowej. Zhang i współpracownicy użyli ION opłaszczonych APTMS (3-aminopropyltrimethoxysilane), który posiada aminowe grupy funkcyjne. Za pomocą tego polimeru można utworzyć pojedynczą warstwę otaczającą ION, do której wiązaniem kowalencyjnym przyłącza się ligandy peptydowe w rodzaju RGD (Arg-Gly-Asp). RGD sprzęgnięte z nanocząsteczkami USPIO opłaszczonymi APTMS, wykazuje powinowactwo do integryny αvβ3. Badania in vivo na myszach o zróżnicowanym stopniu zaawansowania nowotworu, wykazały pozytywny wynik obrazowania techniką MRI, a intensywność świecenia zależała od poziomu αvβ3 w naczyniach krwionośnych okalających guz [69]. Aby zwiększyć czułość obrazowania w warunkach in vivo konieczne jest nie tylko uzyskanie odpowiedniego stopnia kumulacji kontrastu w komórkach nowotworowych ale przede wszystkim w całej masie guza. Większość obecnie używanych targetów do celowanej diagnostyki takich jak Her-2/neu, integryna αvβ3, czy uMUC-1 ulegają ekspresji jedynie w pewnej subpopulacji komórek rakowych lub konkretnym typie nowotworu. Simberg i współpracownicy syntezowali specjalny peptyd CREKA (Cys-Arg-Glu-LysAla), który skonjugowany z ION, pozwala utworzyć specyficzną dla architektury zrębu danego guza siatkę, która jest widoczna w obrazowaniu. Ponadto nanokontrasty CREKASPIO akumulują się w naczyniach krwionośnych okalających guz, inicjując przy tym procesy zakrzepowe. Powyższe cechy przyczyniają się do uznania tych nanokontrastów za bardzo obiecujące, ponieważ charakteryzuje je: (1) wysoka specyficzność dla różnych typów guzów litych; (2) wzmocnienie sygnału, co zwiększa czułość MRI; (3) embolizacja w wyniku fizycznego zablokowanie naczyń doprowadzających do guza poprzez utworzenie zatorów zakrzepowych [68]. Niskocząsteczkowy kwas foliowy (FA) dla którego receptory ulegają często nadekspresji w wielu typach nowotworów, również był badany jako potencjalny ligand do celowanego obrazowania. Zalety jakie wiążą się z użycie FA w obrazowaniu to: (1) duża stała wiązania ligand-receptor; (2) niski koszt i stosunkowo prosty proces skonjugowania FA z ION; (3) dobra rozpuszczalność zarówno w wodnym jak i organicznym środowisku; (4) brak immunogenności [77]. Sun i współpracownicy zsyntezowali ION otoczony heterobifunkcjonalnym polimerem PEG 600 do którego następnie wiązaniami amidowymi przyłączyli cząsteczki FA. W badaniach in vitro z użyciem takich nanokontrastów przeprowadzonych na liniach komórkowych HeLa (komórki ludzkiego nowotworu karku) wykazano 12-krotnie większy poziom akumulacji sprzęgniętych ION w komórkach, w porównaniu z grupą kontrolną [78]. Ponadto w badaniach in vitro i in vivo wykazano, że takie nanokonstrukty SPIOPEG-FA mogą być użyteczne w celowanym obrazowaniu naskórkowego raka nosogardzieli (nasopharyngeal epidermoid carcinoma) [63, 79]. Pinkernelle i współpracownicy wykazali w badaniach in vitro z użycie ION prowadzonych na hodowli linii komórkowej ludzkiego raka okrężnicy, że niezbędnym minimalnym stężeniem żelaza potrzebnym do detekcji nanokontrastu metodą MRI było 4–5 μg/106 komórek [80]. Przy zastosowaniu celowanych ION próg wykrywalności zależy bezpośrednio od stopnia koncentracji targetu w komórkach docelowych. Na przykład ekspresja receptorów dla kwasu foliowego notowana w komórkach glejaka wynosi tylko 104, dla porównania ekspresja EGFR (epidermal growth factor receptors) obserwowana w linii komórkowej A431 ludzkiego raka płaskonabłonkowego to 3 x 106 [81]. Ponadto takie czynniki jak: stężenie zewnątrzkomórkowe ION, wielkość nanocząsteczki, rodzaj zewnętrznego płaszcza ION oraz czas inkubacji wpływają na dokładność detekcji MRI. W przypadku detekcji w warunkach in vivo pojawiają się kolejne ograniczenia wymagające nowych rozwiązań technicznych. Poniżej zostaną przedstawione najważniejsze problemy wymagające podjęcia badań eksperymentalnych nad kontrastami opartymi o technologię ION. (1) Konieczne jest każdorazowe opracowanie optymalnej liczby ligandów jakie muszą przypadać na pojedynczą nanocząsteczkę. Idealny stosunek liczby ligandów/jedną nanocząsteczkę zależy od: (a) gęstości targetów prezentowanych na komórkach docelowych; (b) siły wiązania ligand-target; (c) masy cząsteczkowej i wielkości liganda. (2) Należy przeprowadzić szczegółowe badania wewnątrzkomórkowej dystrybucji ION sprzęgniętych z ligandem: (a) jakie są losy nanokontrastu internalizowanego na drodze endocytozy; (b) czy endosom ulega degradacji pod wpływem lizosomów; (c) czy nanokontrast jest uwalniany do cytoplazmy komórki lub lokuje się w okolicach jądra komórkowego. (3) Ponieważ rozpiętość używanych dawek w eksperymentach z udziałem modeli zwierzęcych jest bardzo szeroka, od 1 do 250 mg Fe/ kg, utrudnia to właściwe porównanie wyników obrazowania uzyskanych przez różne zespoły badawcze. (4) Nadal nie udało się określić w badaniach ilościowych in vivo niezbędnych dawek nanokontrastów potrzebnych do uzyskania pożądanej jakości obrazów. Ponieważ możliwe jest łączenie techniki MRI z innymi metodami wykorzystującymi technologie znakowania takie jak radio- czy NIR-znaczniki, to uzyskany w ten sposób multimodalny obraz umożliwi śledzenie biodystrybucji oraz ilościową ocenę rozkładu znakowanych ION w organizmie żywym. &ARM0RZEGL.AUK Podsumowanie Mimo że intensywne badania ostatnich lat dostarczyły przekonujących dowodów na możliwość stosowania różnego typu ION w celowanej diagnostyce onkologicznej, to nadal konieczne jest przeprowadzenie wielu prób przedklinicznych i klinicznych z zastosowaniem nanokontrasowych sond. Aplikacje do praktyki klinicznej wymagają nowych rozwiązań, które pozwolą pokonać istniejące ograniczenia w stosowaniu celowanych ION. Różnego typu bariery biologiczne uniemożliwiają uzyskanie dostatecznego stężenia kontrastu w sąsiedztwie rozrostu nowotworowego, zmienna ekspresja biomolekuł stanowiących targety dla nacelowanych ION utrudniają uniwersalne zastosowanie nanokontrastowych sond molekularnych, brak dostatecznej dystrybucji kontrastu w całej masie guza oraz trudności w uzyskaniu obrazowania przerzutów odległych zlokalizowanych w różnych miejscach organizmu. Badania eksperymentalne nad nanokontrastami opartymi o technologię ION wskazują, że obecnie zarejestrowane preparaty są tylko niewielką częścią wciąż niewykorzystanego potencjału jaki tkwi w możliwości klinicznego zastosowania nanonarzędzi w diagnostyce onkologicznej. Najbliższe lata powinny przynieść odpowiedź na pytanie, na ile obrazowanie technikami MRI z wykorzystaniem nanokontrastów ION może zwiększyć skuteczność wczesnego wykrywania zmian nowotworowych oraz pomóc w zwiększeniu efektywności terapii celowanej będącej domeną współczesnej onkologii klinicznej. Piśmiennictwo 1. Jain KK. Role of nanobiotechnology in developing personalized medicine for cancer. Technol Cancer Res Treat 2005; 4: 645-50. 2. Nie S et al. Nanotechnology applications in cancer. Annu Rev Biomed Eng 2007; 9: 257-88. 3. Sengupta S, Sasisekharan R. Exploiting nanotechnology to target cancer. Br J Cancer 2007; 96: 1315-9. 4. Wang MD et al. Nanotechnology for targeted cancer therapy. Expert Rev Anticancer Ther 2007; 7: 833-7. 5. Bradbury M, Hricak H. Molecular MR imaging in oncology. Magn Reson Imaging Clin N Am 2005; 13: 225-40. 6. Ito H. Oncology imaging: current status and new approaches. Int J Clin Oncol 2006; 11: 256-7. 7. Bird CR et al. Gd-DTPA-enhanced MR imaging in pediatric patients after brain tumor resection. Radiology 1988; 169: 123-6. 8. Bulte JW, Kraitchman DL. Iron oxide MR contrast agents for molecular and cellular imaging. NMR Biomed 2004; 17: 484-99. 9. Kim D, Hong KS, Song J. The present status of cell tracking methods in animal models using magnetic resonance imaging technology. Mol Cells 2007; 23: 132-7. 10. Rogers WJ, Basu P. Factors regulating macrophage endocytosis of nanoparticles: implications for targeted magnetic resonance plaque imaging. Atherosclerosis 2005; 178: 67-73. 11. Harisinghani MG et al. Noninvasive detection of clinically occult lymph-node metastases in prostate cancer. N Engl J Med 2003; 348: 2491-9. 12. Funovics MA et al. MR imaging of the her2/neu and 9.2.27 tumor antigens using immunospecific contrast agents. Magn Reson Imaging 2004; 22: 843-50. 13. Jain TK et al. Iron oxide nanoparticles for sustained delivery of anticancer agents. Mol Pharm 2005; 2: 194205.Montet X et al. Nanoparticle imaging of integrins on tumor cells. Neoplasia 2006; 8:214-22. 14. Muller RN et al. Relaxation by metal-containing nanosystems. Adv Inorg Chem 2005; 57: 239-92. 15. Laurent S et al. Magnetic iron oxide nanoparticles: synthesis, stabilization, vectorization, physico-chemical characterizations and biological applications. Chem Rev 2008; 108: 2064-110. 16. Thorek DL et al. Superparamagnetic iron oxide nanoparticle probes for molecular imaging. Ann Biomed Eng 2006; 34: 23-38. 17. Gueron M. Nuclear relaxation in macromolecules by paramagnetic ions: a novel mechanism. J Magn Reson 1975; 19: 58-66. 18. Gillis P, Koenig SH. Transverse relaxation of solvent protons induced by magnetized spheres: application to ferritin, erythrocytes and magnetite. Magn Reson Med 1987; 5: 323-45. 19. Koenig SH, Kellar KE. Theory of 1/T1 and 1/T2 NMRD profiles of solutions of magnetic nanoparticles. Magn Reson Med 1995; 34: 227-33. 20. Roch A, Muller RN, Gillis P. Theory of proton relaxation induced by superparamagnetic particles. J Chem Phys 1999; 110: 5403-11. 21. Vogl TJ et al. Superparamagnetic iron oxide enhanced versus gadolinium-enhanced MR imaging for differential diagnosis of focal liver lesions. Radiology 1996; 198: 881-7. 22. Kelly KA et al. Detection of early prostate cancer using a hepsin-targeted imaging agent. Cancer Res 2008; 68: 2286–91. 23. Shen T et al. Monocrystalline iron oxide nanocompounds (MION): physicochemical properties. Magn Reson Med 1993; 29: 599-604. 24. Nitin N et al. Functionalization and peptide based delivery of magnetic nanoparticles as an intracellular MRI contrast agent. J Biol Inorg Chem 2004; 9: 706-12. 25. Lee H et al. Antibiofouling polymer-coated superparamagnetic iron oxide nanoparticles as potential magnetic resonance contrast agents for in vivo cancer imaging. J Am Chem Soc 2006; 128: 7383-9. 26. Berry CC et al. Cell response to dextran-derivatised iron oxide nanoparticles post internalisation. Biomaterials 2004; 25: 5405-13. 27. Jodin L et al. Influence of the catalyst type on the growth of carbon nanotubes via methane chemical vapor deposition. J Phys Chem B 2006; 110: 7328-33. 28. Horak D et al. D-mannose-modified iron oxide nanoparticles for stem cell labeling. Bioconjug Chem 2007; 18: 635-44. 29. De Cuyper M, Joniau M. Magnetoliposomes. Formation and structural characterization. Eur Biophys J 1988; 15: 311-9. 30. Kohler N, Fryxell GE, Zhang M. A bifunctional poly(ethylene glycol) silane immobilized on metallic oxidebased nanoparticles for conjugation with cell targeting agents. J Am Chem Soc 2004; 126: 7206-11. COPYRIGHT'RUPADR!2+WIECIÊSKIEGO)33. 31. Mikhaylova M et al. Superparamagnetism of magnetite nanoparticles: dependence on surface modification. Langmuir 2004; 20:2472-7. 32. Gupta AK, Gupta M. Synthesis and surface engineering of iron oxide nanoparticles for biomedical applications. Biomaterials 2005; 26: 3995-4021. 33. Veiseh O. et al. Optical and MRI multifunctional nanoprobe for targeting gliomas. Nano Lett 2005; 5: 1003-8. 34. Lee H et al. Thermally cross-linked superparamagnetic iron oxide nanoparticles: synthesis and application as a dual imaging probe for cancer in vivo. J Am Chem Soc 2007; 129: 12739-45. 35. Kumagai M et al. Iron hydroxide nanoparticles coated with poly(ethylene glycol)-poly(aspartic acid) block copolymer as novel magnetic resonance contrast agents for in vivo cancer imaging. Colloids Surf B Biointerfaces 2007; 56: 174-81. 36. LaConte LE et al. Coating thickness of magnetic iron oxide nanoparticles affects R2 relaxivity. J Magn Reson Imaging 2007; 26: 1634-41. 37. Yang L et al. Receptor-targeted nanoparticles for in vivo imaging of breast cancer. Clin Cancer Res 2009; 15: 4722-32. 38. Kumar A et al. Development of hyaluronic acid-Fe2O3 hybrid magnetic nanoparticles for targeted delivery of peptides. Nanomedicine 2007; 3: 132-7. 39. Shi X et al. Synthesis, characterization, and intracellular uptake of carboxyl-terminated poly(amidoamine) dendrimer-stabilized iron oxide nanoparticles. Phys Chem Chem Phys 2007; 9: 5712-20. 40. Gao X et al. In vivo cancer targeting and imaging with semiconductor quantum dots. Nat Biotechnol 2004; 22: 969-76. 41. Wang YX, Hussain SM, Krestin GP. Superparamagnetic iron oxide contrast agents: physicochemical characteristics and applications in MR imaging. Eur Radiol 2001; 11: 2319-31. 42. Weissleder R et al. Ultrasmall superparamagnetic iron oxide: characterization of a new class of contrast agents for MR imaging. Radiology 1990; 175: 489-93. 43. Reimer P et al. Clinical results with Resovist: a phase 2 clinical trial. Radiology 1995; 195: 489-96. 44. Hamm B et al. Focal liver lesions: characterization with nonenhanced and dynamic contrast material-enhanced MR imaging. Radiology 1994; 190: 417-23. 45. Jung CW, Jacobs P. Physical and chemical properties of superparamagnetic iron oxide MR contrast agents: ferumoxides, ferumoxtran, ferumoxsil. Magn Reson Imag 1995; 13: 661-74. 46. Weinmann HJ et al. Comparative studies on the efficacy of MRI contrast agents in MRA. Acad Radiol 2002; Suppl. 1: S135–6. 47. Taupitz M et al. New generation of monomer-stabilized very small superparamagnetic iron oxide particles (VSOP) as contrast medium for mr angiography: preclinical results in rats and rabbits. J Magn Reson Imag 2000; 12: 905-11. 48. Mornet S et al. Magnetic nanoparticle design for medical diagnosis and therapy. J Mater Chem 2004; 14: 2164-75. 49. Mack MG et al. Superparamagnetic iron oxide-enhanced MR imaging of head and neck lymph nodes. Radiology 2002; 222: 239-44. 50. Lonnemark M et al. Superparamagnetic particles as an MRI contrast agent for the gastrointestinal tract. Acta Radiol 1988; 29: 599-602. 51. Corot C et al. Recent advances in iron oxide nanocrystal technology for medical imaging. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58: 1471-504. 52. Rhyner MN et al. Quantum dots and multifunctional nanoparticles: new contrast agents for tumor imaging. Nanomed 2006; 1: 209-17. 53. Cerdan S et al. Monoclonal antibody coated magnetite particles as contrast agents in magnetic resonance imaging of tumors. Magn Reson Med 1989; 12: 151-63. 54. Remsen LG et al. MR of carcinoma-specific monoclonal antibody conjugated to monocrystalline iron oxide nanoparticles: the potential for noninvasive diagnosis. AJNR Am J Neuroradiol 1996; 17: 411-8. 55. Tiefenauer LX et al. In vivo evaluation of magnetite nanoparticles for use as a tumor contrast agent in MRI. Magn Reson Imaging 1996; 14: 391-402. 56. Artemov D et al. MR molecular imaging of the Her-2/ neu receptor in breast cancer cells using targeted iron oxide nanoparticles. Magn Reson Med 2003; 49: 403-8. 57. Huh YM et al. In vivo magnetic resonance detection of cancer by using multifunctional magnetic nanocrystals. J Am Chem Soc 2005; 127: 12387-91. 58. TomaAet al. Monoclonal antibodyA7-superparamagnetic iron oxide as contrast agent of MR imaging of rectal carcinoma. Br J Cancer 2005; 93: 131-6. 59. Serda RE et al. Targeting and cellular trafficking of magnetic nanoparticles for prostate cancer imaging. Mol Imaging 2007; 6: 277-88. 60. Baio G et al. Magnetic resonance imaging at 1.5 T with immunospecific contrast agent in vitro and in vivo in a xenotransplant model. Magma 2006; 19: 313-20. 61. Lee JH et al. Artificially engineered magnetic nanoparticles for ultra-sensitive molecular imaging. Nat Med 2007; 13: 95-9. 62. Chen TJ et al. Targeted folic acid-PEG nanoparticles for noninvasive imaging of folate receptor by MRI. J Biomed Mater Res A 2008; 87: 165-75. 63. Moore A et al. In vivo targeting of underglycosylated MUC-1 tumor antigen using a multimodal imaging probe. Cancer Res 2004; 4: 1821-7. 64. Medarova Z et al. In vivo imaging of tumor response to therapy using a dual-modality imaging strategy. Int J Cancer 2006; 118: 2796-802. 65. Montet X, Weissleder R, Josephson L. Imaging pancreatic cancer with a Peptide-nanoparticle conjugate targeted to normal pancreas. Bioconjug Chem 2006; 17: 905-11. 66. Reddy GR et al. Vascular targeted nanoparticles for imaging and treatment of brain tumors. Clin Cancer Res 2006; 12: 6677-86. 67. Simberg D et al. Biomimetic amplification of nanoparticle homing to tumors. Proc Natl Acad Sci U S A 2007; 104: 932-6. &ARM0RZEGL.AUK 68. Zhang C et al. Specific targeting of tumor angiogenesis by RGD-conjugated ultrasmall superparamagnetic iron oxide particles using a clinical 1.5-T magnetic resonance scanner. Cancer Res 2007; 67: 1555-62. 69. Kelly KA et al. Targeted nanoparticles for imaging incipient pancreatic ductal adenocarcinoma. PLoS Med 2008; 5: e85. 70. Yang L et al. Single Chain Epidermal Growth Factor Receptor Antibody Conjugated Nanoparticles for in vivo Tumor Targeting and Imaging. Small 2008; 5: 235-43. 71. Veiseh M et al. Tumor paint: a chlorotoxin: Cy5.5 bioconjugate for intraoperative visualization of cancer foci. Cancer Res 2007; 67: 6882-8. 72. Sun C et al. In vivo MRI detection of gliomas by chlorotoxin-conjugated superparamagnetic nanoprobes. Small 2008; 4: 372-9. 73. Jemal A et al. Cancer statistics, 2008. CA Cancer J Clin 2008; 58: 71-96. 74. Chatzistamou L et al. Effective treatment of metastatic MDA-MB-435 human estrogen-independent breast carcinomas with a targeted cytotoxic analogue of luteinizing hormone-releasing hormone AN-207. Clin Cancer Res 2000; 6: 4158-65. Adres do korespondencji: dr n. farm. Mariusz Panczyk Zakład Dydaktyki i Efektów Kształcenia Wydział Nauki o Zdrowiu Warszawski Uniwersytet Medyczny ul. Żwirki i Wigury 61 02-091 Warszawa tel. 22 57 20 490, fax. 22 57 20 491 e-mail: [email protected] 75. Leuschner C et al. LHRH-conjugated magnetic iron oxide nanoparticles for detection of breast cancer metastases. Breast Cancer Res Treat 2006; 99: 163-76. 76. Low PS, Henne, WA, Doorneweerd DD. Discovery and development of folic-acid-based receptor targeting for imaging and therapy of cancer and inflammatory diseases. Acc Chem Res 2008; 41: 120-9. 77. Sun C, Sze R, Zhang M. Folic acid-PEG conjugated superparamagnetic nanoparticles for targeted cellular uptake and detection by MRI. J Biomed Mater Res A 2006; 78: 550-7. 78. Chen H et al. Characterization of pH- and temperature sensitive hydrogel nanoparticles for controlled drug release. PDA J Pharm Sci Technol 2007; 61: 303-13. 79. Pinkernelle J et al. Imaging of single human carcinoma cells in vitro using a clinical whole-body magnetic resonance scanner at 3.0 T. Magn Reson Med 2005; 53: 1187-92.
