ورود به حساب ثبت نام جدید فراموشی کلمه عبور
برای ورود به حساب کاربری خود، نام کاربری و کلمه عبورتان را در زیر وارد کرده و روی “ ورود به حساب” کلیک کنید.





اگر فرم ثبت نام برای شما نمایش داده نمیشود، اینجا را کلیک کنید.









اگر فرم بازیابی کلمه عبور برای شما نمایش داده نمیشود، اینجا را کلیک کنید.





صفحه 3 از 4 نخست 1234 آخرین
نمایش نتایج: از 21 به 30 از 32
  1. #21
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Lightbulb میسل ها و کاربرد آنها در دارورسانی(1)

    .
    میسل ها و کاربرد آنها در دارورسانی(1)

    میسل ها ابزاری هستند که از کشف آنها زمان بسیار درازی می گذرد. ولی امروزه این ساختارهای زیستی نقشی مهمی در سیستمهای دارورسانی نوین پیدا کرده اند. در این مقاله ما به تعریف میسل، دلایل تشکیل میسل، تعریف سورفاکتانت ها و پلیمرها که عناصر سازنده میسل ها می باشندو اهمیت CMC و عوامل موثر بر روی آن در تشکیل میسل می پردازیم. علاوه بر این، انواع میسلها به خصوص میسلهای پلیمری پرکاربرد، انواع روشهای دارورسانی با این میسلها، و در آخر انواع دارورسانی بوسیله میسلها شرح داده خواهد شد.




    - مقدمه

    امروزه علم پزشکی پیشرفتهای شگرفی کرده است تا بدانجا که هر روزه نامها و اصطلاحات نوینی را می شنویم که برای ما جدید و نامأنوس می باشد. از نام یک تکنیک درمانی جدید گرفته تا یک وسیله یا ابزار درمانی نوین. در این مقاله ما به تشریح یکی از این ابزار در سیستم های دارورسانی نوین می پردازیم بنام میسل. میسل ها ابزاری هستند که به علت اهمیتشان بعنوان حاملهای دارویی در دارورسانی نوین، آشنایی با ساختار و ویژگیها و همچنین کاربردهایشان امری ضروری می نماید. میسل چیست؟ چرا به این نام خوانده میشود؟ در کجا به کار میرود؟ علت اهمیت آنها چیست؟ به چند دسته تقسیم میشود؟ و ... سوالاتی است که در این مقاله ما بدان پاسخ خواهیم داد.

    2- تاریخچه

    توانایی محلوهای صابونی بعنوان پاک کننده (detergent) برای قرنها مشخص بود. اما فقط در اوایل قرن بیستم بود که اساس چنین محلولهایی بصورت علمی مطالعه گردید. کارهای ابتدایی در این حوزه بوسیلهJames William McBain در دانشگاه بریستول (University of Bristol) انجام گرفت. در اوایل سال 1913 وی وجود یونهای کلوئیدی را فرض نمود تا رسانش خوب الکترولیت محلولهای سدیم پالمیتات را توضیح دهد . این تحرک بالای یونها بطور خود به خود دسته هایی را که بعدها میسل نامیده شدند را تشکیل می داد. کلمه میسل از زیست شناسی قرض گرفته شد و بعدها بوسیله G.S. Hartley در کتاب کلاسیکش Paraffin Chain Salts: A Study in Micelle Formation معروف گشت [2].

    3- تعریف میسل و چگونگی تشکیل آن

    در ابتدا باید با مفهوم میسل آشنا شد. میسل تراکم مولکولهای سورفاکتانت انتشار یافته دریک مایع کلوئیدی است که این سورفاکتانتهای یونی یک جاذبه الکترواستاتیک به یونهایی دارند که آنها را در محلول احاطه کرده اند (که بعدها به عنوان یونهای متقابل شناخته شدند). فرایند تشکیل میسل بعنوان میسلاسیون شناخته می شود. شکل 1 نمایی شماتیک از اجتماع سورفاکتانتها به دور خود و تشکیل میسل (میسلاسیون) را نشان می دهد.




    شکل 1- نمایی شماتیک از میسلاسیون سورفاکتانتها [3, 4]


    در یک میسل معمولی در حلال آبی، ناحیه سر آبدوست عناصر سازنده آن در تماس با حلال اطراف و همزمان نیز ناحیه دم های منفرد آبگریز آن در مرکز میسل تشکیل توده می دهد. میسلها فقط هنگامی که غلظت سورفاکتانت بیشتر از غلظت بحرانی تشکیل میسل (CMC) و دمای سیستم بیشتر از دمای بحرانی میسل(critical micelle temperature) یا دمای کرافت (Krafft temperature) شود تشکیل میشوند که در ادامه بحث مفصل پیرامون آن توضیح داده خواهد شد. تشکیل میسل میتواند با قوانین ترمودینامیک تشریح کرد: میسلها میتوانند بخاطر توازن بین آنتروپی و آنتالپی بطور خود به خودی تشکیل شوند. در آب، اثر آبگریز (Hydrophobic effect) نیرویی برای تشکیل میسل وارد میکند با وجود این حقیقت که تجمع مولکولهای سورفاکتانت دور هم آنتروپی را کاهش میدهد. در غلظتهای خیلی پایین لیپید، فقط مونومرها در محلول حقیقی (true solution) وجود دارند. هنگامیکه غلظت لیپید افزایش می یابد به نقطه ای می رسد که سهم نامطلوب آنتروپی (unfavorable entropy contribution) مشتق شده از انتهای آبگریز مولکول غالب می شود. در این نقطه زنجیره های هیدروکربنی لیپیدها باید از تماس با آب دور شوند. بنابراین لیپیدها شروع به تشکیل میسل می کنند. بطور کلی در بالاتر از مقدار CMC، آنتروپی نهایی اجتماع مولکولهای سورفاکتانت کمتر از آنتروپی نهایی محبوس شدن مونومرهای سورفاکتانت بوسیله مولکولهای آب می باشد. سهم آنتالپی نیز مهم است، مانند تعامل الکترواستاتیک که بین بخشهای باردار سورفاکتانتها اتفاق می افتد [3]. در کل برای انجام شدن خود به خودی یک واکنش باید آنتالپی نهایی مثبت وآنتروپی منفی باشد. در بخش بعد با عبارت سورفاکتانت آشنا میشویم تا درک بهتری از این مولکولهای سازنده میسل ها بدست بیاوریم.

    4- سورفاکتانت

    مفهوم عبارت سوفاکتانت چیست؟ عبارت سورفکتانت ترکیبی از عبارت (( عوامل فعال سطحی )) میباشد [5]. معمولاً ترکیبات آلی هستند که دوگانه دوست (آمفی فیلیک) می باشند، بدین معنا که آنها هم دارای گروه آبگریز (دم آنها) و هم گروه آبدوست (سر آنها) هستند (شکل 1). بنابراین سورفاکتانتها هم دارای ترکیبات غیر قابل حل در آب (محلول در روغن) میباشند و هم ترکیبات محلول در آب هستند. خیلی از ویژگیهای قابل توجه فیزیکوشیمیایی سیستمهای سورفاکتانتی مایع، همچون کاربردهای ویژه بسیارشان را می توان مرتبط با همزمانی تمایل گروه های غیر قطبی در اجتناب تماس با آب و قسمتهای قطبی که گرایش شدیدی به هیدراته شدن دارند، دانست که یکی از نتیایج آن بسط توده به انواع مختلف توده های بزرگتر بنام میسل (که از کلمه لاتین micelleبمعنی ذره کوچک (small bit) ) ویا فاز کریستالی مایع است. گروه های آبگریز غیر محلول ممکن است به خارج از فاز آبی (بداخل هوا یا فاز روغنی) وارد شوند، در حالیکه سر گروه های محلول در آب (آبدوست) آنها در داخل فاز آبی باقی بمانند. تجمع این سورفاکتانتها و تشکیل میسل ، بشدت بصورت تعاونی و شبیه فاز انتشار می باشد. به غلظتی که در آن این میسل ها شروع به تشکیل شدن می کنند غلظت بحرانی تشکیل مسیل ( CMC = Critical Micellization Concentrations) گویند. وقتی میسل ها شروع به تشکیل شدن کردند دم آنها تشکیل یک هسته و سر یونی آنها یک پوسته بیرونی می سازد که تماس با آب را بهبود می بخشد (شکل 1 و 7 ) [6]. مشخص گردیده است که نه تنها حضور بخشهای آبدوست وآبگریز مشخص، بلکههمچنین ویژگیهای دیگر مانند عوامل مربوط به طرز استقرار فضایی اتمها، برای فرایند تراکم امری قطعی هستند. تجمع گسترده تعاونی تنها برای مواد دوگانه دوست با زنجیره آلکیلی طویل دیده شده است، در حالیکه ترکیباتی با گروه های غیر قطبی حجیم شبیه دی پالمیتوئیل لسیتین (dipalmitoyl lecithin) و آئروسل OT (Aerosol OT) ارتباطی به میسلی شدن در محلول آبی نشان ندادند.چنین ترکیباتی اغلب به دوگانه دوستهای متورم (swelling amphiphiles) ارجاع داده میشوند در مقابل با سورفاکتانتهای شاخص تشکیل دهنده میسل که به آنها غیر تورمی (nonswelling) می گویند. تمایز بارزی بین دو نوع گفته شده وجود ندارد، وشرایط ممکن است بطور قابل ملاحظه ای با دما تغییر کند. یکی دیگر از تقسیم بندیهای مفید مواد دوگانه دوست مربوط به گروهای قطبی میباشد، که به یونی (کاتیونی یا آنیونی) و غیر یونی (دوقطبی) تقسیم میشوند. حال که با مفهوم سورفاکتانت آشنا شدیم، در بخش بعدی با توجه به اهمیت مقدار CMC در تشکیل میسلها، به تشریح کامل آن و عوامل موثر بر آن میپردازیم.

    5- غلظت بحرانی تشکیل میسل (CMC)

    Critical Micelle Concentration (CMC):به علت اهمیت فاکتور CMC در تشکیل شدن میسلها توسط مولکولهای دوگانه دوست، ضروری است با این فاکتور و عوامل تاثیر گذار بر روی آن آشنا شد. در غلظتهای پایین خیلی از ویژگیهای فیزیکوشیمیایی مانند ضریب خود انتشاری (self-diffusion coefficients) ، فعالیت، کدورت، رسانایی، کشش سطحی و ویژگیهای طیفی NMR (رزونانس مغناطیسی هسته) نشان میدهد که هیچ تجمع قابل ملاحظه ای از سورفاکتانت وجود ندارد. بیشتر از CMC، تغییر این ویژگیها دلالت بر این است که بسط تجمع به توده های بزرگتر آغاز شده است. مفهوم CMC معنی دقیق مدل تفکیک فازی تشکیل میسل می باشد. در سورفاکتانتهایی که CMC پایین تری دارند تشکیل میسل به سرعت انجام میگیرد که این امر در مورد سورفاکتانتهای با CMC بالا مشاهده نمی شود. در این قسمت به علت اهمیت مقدار CMC در تشکیل میسل، به عوامل موثر بر آن میپردازیم .

    1-5- تغییرات CMC بوسیله ساختارهای شیمیایی
    1-1-5- طول زنجیره هیدروکربنی: برای سورفاکتانتهای تک زنجیره آلکیلی، فاکتور اولیه و مهم تعیین مقدار CMC، اندازه طول بخش آبگریز می باشد. وابسته بودن CMC به تعداد اتمهای کربن در زنجیره آلکیلی میتواند برای رده های مختلف مولکولهای دوگانه دوست بکار رود .

    2-1-5- وجود زنجیره های جانبی و همچنین پیوند های دوگانه: مشاهده شده که وجود زنجیره های جانبی و همچنین پیوند های دوگانه منجر به افزایش CMC در قیاس با ترکیبات N-آلکیل مشابه میشود. برای سدیم آلکیل سولفاتها CMC هنگامیکه گروه سولفات از انتهای زنجیره حرکت میکند افزایش می یابد.

    3-1-5- وجود حلقه بنزنی:اضافه کردن یک حلقه بنزنی منجر به کاهش CMC میشود.

    4-1-5- جانشینی گروه های قطبی: جانشینی گروه های قطبی در زنجیره آلکیلی با افزایش CMC همراه است. وجود گروه OH– باعث افزایش CMC میشود.

    5-1-5- زنجیره های فلوروکربنی:فلوریزاسیون (واکنش شیمیایی ورود فلور به داخل یک ترکیب شیمیایی [9]) جزئی یا کلی تاثیرات قابل توجهی بر روی CMC می گذارد. فلوریزاسیون کامل باعث کاهش CMC میشود. در مقابل، فلوریزاسیون جزئی CMC را افزایش میدهد. انحراف شدید از رفتار ایده آل در شکل 2 نشان داده شده است . بطور مشخص رفتار غیر ایده آل همچنین در مخلوط هیدروکربنها و سورفاکتانتهای فلوروکربنی نیز دیده میشود .


    شکل 2- CMC هیدروکربنها، فلوروکربن و سورفاکتانتهای بطور جزئی فلورینه شده مختلف بعنوان عمل نسبت فلورین به هیدروژن. خط افقی نسبت بین فلورین به فلورین + هیدروژن را نشان میدهد. در مقدار 0.5 این نسبت،بیشترین انحراف از رفتار ایده آل بدست آمده است. CMC های بدست آمده رابطه ی بین سورفاکتانتهای هیدروکربنی را نشان می دهد. خط راست، رفتار ایده آل را نشان میدهد [10].



    6-1-5- گروه های قطبی: با توجه به ماهیت گروه های قطبی، تاثیر اصلی از بار این گروه های قطبی نشأت می گیرد. چنانکه در یک زنجیره آلکیلی طویل سورفاکتانت غیر یونی، CMC بسیار پایین تری نسبت به همان زنجیره سورفاکتانتی ولی بصورت یونی دارد. سورفاکتانتهای دو قطبی (Zwitterionic surfactants) بطور معمول در بین این دو گروه قرار می گیرند. در سورفاکتانتهای یونی تفاوت نسبتاً کوچکی بین گروه های سر قطبی وجود دارد. برای غیر یونی ها، CMC ممکن است بطور مشخص بوسیله اندازه و ماهیت گروه های آبدوست مورد تاثیر قرار گیرد. برای سورفاکتانتهای یونی CMC با اضافه شدن گروه های یونی افزایش میابد. برای مثال CMC مولکول C10CH(COOK)2برابر 0.13 مولار در حالیکه برای مولکول C11COOK برابر 0.024 مولار میباشد.
    7.2.5. یونهای مقابل (Counterion):ظرفیت یون مقابل بر CMC تاثیر شدیدیمی گذارد در حالیکه باقی فاکتورها تاثیر کوچکی بر یون ساده غیر آلی میگذارد. CMC دودسیل سولفاتهای مختلف (dodecylsulfate) با یون مقابل دوظرفیتی (مانند +Ca2+, Mg2+,Pb2+,Zn2) در حدود 2 میلی مولار در حالیکه دودسیل سولفاتهای قلیایی، CMC در حدود 8 میلی مولار دارند.

    2-5- تغییرات CMC با پارامترهای تشدیدی
    1-2-5- دما: تغییرات دمایی تاثیر کمتری بر CMC در قیاس با اغلب پدیده های شیمیایی تعاونی دیگر دارد. با تغیر دما انواع متعددی از رفتار مشاهده می شود: CMC ممکن است با افزایش دما، افزایش یا کاهش بیابد یا به حداقل برسد. مثالهای از وابستگیهای دمایی در شکل 3 آورده شده است [12].



    شکل 3- تغییرات CMC با تغییرات دما برای (a) مولکول CH3(CH2)11SO4Na و برای (b) مولکول CH3(CH2)9(OCH2CH2)5OH در نمودار نشان داده شده است.


    2-2-5- فشار: وابستگی CMC به فشار حتی در فشارهای خیلی بالا ضعیف میباشد. به عنوان نمونه سدیم دودکانوات (sodium dodecanoate) در شکل 4 آمده است



    شکل 4- رابطه تغییرات CMC را با تغییرات فشار نشان میدهد

    3-2-5-الکترولیتهای ساده افزوده شده:تاثیر نمکهای غیر آلی بر روی CMC برای سیستمهای غیریونی کوچک است، در حالیکه برای سورفاکتانتهای یونی بزرگ می باشد.

    4-2-5- اضافه شده غیر الکترولیتها و دوگانه دوستها: همانطور که انتظار میرود تاثیر غیرالکترولیتهای اضافه شده با توجه به قرار گرفتن در میسل یا در دورن محلول میسلی کاملاً متفاوت میباشد.

    حال که با CMC آشنا شدیم در قسمت بعد به تشریح حلال پوشی سورفاکتانتها و میسلها تشکیل شده در حلالهای آبی می پردازیم.


    6- حلال پوشی

    مولکولهای منفرد سورفاکتانتی که در سیستم هستند ولی جزئی از میسل نیستند را مونومر می نامند. میسلهای لیپیدی یک اجتماع مولکولی را نشان می دهندکه در آن تک تک اجزاء بصورت ترمودینامیکی در حال تعادل با مونومرهای همان گونه در محیط اطراف آن هستند. در آب (صرف نظر از اینکه سورفاکتانها بعنوان مونومرها یا جزئی از میسل باشند) سر آبدوست مولکولهای سورفاکتانت همیشه در تماس با حلال می باشد. اما دم آب گریز مولکولهای سورفاکتانت در هنگامیکه جزئی از یک میسل باشند، تماس کمتری با مولکولهای آب دارند تا پایداری بیشتری بدست آید. این پایه ای برای تحریک پر انرژی برای تشکیل میسل می باشد. در مقابل مونومرهای سورفاکتانتی با مولکولهای آب احاطه می شوند که این مولکولهای آب که بوسیله پیوند هیدروژنی به هم متصل شده اند، ایجاد یک قفس بدور این مولکولهای سورفاکتانتی می کنند. این قفس آبی شبیه هیدارتهای کلاتره (clathrate hydrates) است. این هیدارتهای کلاتره کریستالهای جامد بر پایه آب هستند که بطور فیزیکی شبیه کریستالهای یخ می باشند. هیدارتهای کلاتره یا ترکیبات کلاتره در جایی بکار می رود که مولکول میزبان آب و مولکولهای میهمان بطور معمول گاز یا مایع باشد [14]. شکل 5 نمایی شماتیک از این هیدراتهای کلاتره نشان می دهد. این مولکولهای آب دور تا دور مولکول میهمان را گرفته و با اتصالات هیدروژنی که با هم دارند مانند نرده های یک قفس این مولکولهای میهمان را احاطه کرده و در درون خود محبوس می کنند. این مولکولهای میهمان می توانند مولکولهای کوچک غیر قطبی (بطور نمونه گاز)، یا مولکولهای قطبی با بخشهای بزرگ آبگریز باشند. مقدار حلالیت لیپیدها بوسیله سهم نامطلوب آنتروپی (unfavorable entropy contribution) مشخص میگردند .








    شکل 5- نمایی شماتیک از هیدراتهای کلاتره نشان میدهد. در این شکل، مولکولهای آب مانند یک قفس
    مولکولهای گاز را احاطه نموده اند


    بحث و نتیجه گیری

    امروزه محققان علوم نانو به دنبال ابزارهای دارورسان با خصوصیات مناسب برای ورود دارو به بدن می باشند. یکی از این ابزارهای مهم و نوین برای حمل دارو میسلها هستند که از تراکم مولکولهای سورفاکتانت انتشار یافته دریک مایع کلوئیدی تشکیل می شوند. در این مقاله پس از بیان تاریخچه به چگونگی تشکیل میسل، اجزاء، شرایط تشکیل و پایداری آن، پرداخته شد. یکی از فاکتورهای مهم در تشکیل میسل توسط مولکولهای دوگانه دوست تعیین غلظت بحرانی میسل یا CMC می باشد که فاکتور وشرایط تاثیرگذار برآن مورد بررسی قرار گرفت. CMC به وسیله ساختار شیمیایی و پارامترهای تشدیدی تحت تاثیرقرار میگیرد.


    - علیرضا ولی زاده خاکی (نویسنده اول) - دانشجوی کارشناسی ارشد - نانو فناوری پزشکی - دانشگاه علوم پزشکی و خدمات بهداشتی درمانی تبریز












    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  2. 4
  3. #22
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Posticon (3) میسل ها و کاربرد آنها در دارو رسانی(2)

    .
    میسل ها و کاربرد آنها در دارو رسانی(2)


    بنا بر اهمیت میسلها در ذخیره سازی و حمل دارو، در این مقاله در ابتدا به انواع میسلهای موجود پرداخته و به نحوه حمل دارو و تکنیکهای رایج برای حمل دارو توسط میسلها می پردازیم. در نهایت از بین انواع میسلها، به علت استفاده روز افزون از میسلهای پلیمری در سیستمهای دارورسانی نوین و خاصیت تنظیمی آنها و نیز راحتی سنتز این نوع از میسلها نسبت به سایر حاملهای میسلی، بر این نوع حاملهای میسلی تمرکز کرده و به تشریح خواص فیزیکوشیمیایی آنها خواهیم پرداخت.





    مقدمه

    تخمین زده می شود که در حدود ۴۰% از مولکولهای کوچک که کاندیدای استفاده در داروهای جدید هستند، آبگریز باشند. بهره برداری کامل از پتانسیل درمانی این داروها به انحلال پذیری آنها در فرمولاسیون غیر سمی، زیست سازگار و زیست تخریب پذیری متکی است که دارو را در حین حمل ونقل محافظت کرده وآن را در بافت هدف رها میکند.

    در دهه های اخیر تعداد حیرت انگیزی از نانوذرات و سیستمهایی با ابعاد بین ۱تا۱۰۰ نانومتر تهیه شدند. یکی از این سیستمها، میسلها می باشند. این نانوذرات شامل مولکولهای آلی، قادر به تغییر خواص فیزیکوشیمیایی ظاهری ترکیبات منفرد خود هستند. برای مثال داروهای کپسوله شده با برخی از میسلها با افزایش حلالیت در محیط آبی مواجه می شوند پس می توانند به طورهدفمند به بافت بیمار رفته و شاخص درمانی دارو را بهبود بخشند.

    پارامترهای سیستمهای دارورسان شامل سازگاری بین سیستم حمل (میسل) و دارو همچنین بین خواص سطح و اندازه میسل می باشد. بهینه کردن مطابقت بین دارو و محیط انحلال، می تواند به طور عمده ای بارگیری دارو، ممانعتهای دارویی و نتیجتا پایداری شیمیایی ترکیب را بهتر کند. علاوه براین خواص سطح میسل، پایداری آن را در حین ذخیره سازی دارو و در پی آن اجرای درون تن را تحت تاثیر قرار می دهد. تاکنون داروهای مختلفی با تکنیکهای گوناگون به طور موفقیت آمیز در میسلها بارگیری شده اند. به دلیل تنوع در انواع میسلها تکنیکهای بارگیری و نحوه حمل دارو، متفاوت خواهد بود.

    یکی از شاخص های دسته بندی میسلها، مولکولهای سازنده آنها می باشد که براین اساس میسلهای پلیمری به دلایل وجود هم بسپارهای خطی، دوقطعه ای و سه قطعه ای آبدوست وخواص منحصر به فردی که این اجزاء به آنها می بخشند، مورد توجه ویژه قرار گرفته و به عنوان ابزارهایی برای استفاده در گستره وسیعی از کاربری بیوپزشکی، دارو رسانی و مهندسی بافت، ظهور یافتند. میسلهای پلیمری در بردارنده یک هسته آبگریز هستند که می تواند محموله های دارویی را بارگیری و ذخیره کند و واجد پوسته ای آبدوست می باشند که می تواند هسته آبگریز را احاطه کرده و اجزاء را از برهمکنش با سیستم فاگوسیتوزکننده تک هسته ای منع کند.

    این مقاله بر مروری بر انواع مایسلها و بارگیری دارو در آنها متمرکز بوده و به طور اختصاصی به میسلهای پلیمری و مشخصات فیزیکوشیمیایی آنها می پردازد.



    7- انواع میسل

    در مورد دسته بندی میسلها باید گفت که دسته بندی آنها مختلف میباشد: برحسب مولکولهای سازنده، بر حسب نوع فاز، و یا شکل و اندازه میسلها. جدول 1 دسته بندی بر اساس این عوامل را نشان می دهد.



    جدول 1- دسته بندی میسلها را بر اساس عوامل مختلف را نشان می دهد [1]


    *PLGA یک نوع کوپلیمر ساخته شده از مونومرهای PLA و PGA می باشد که که خواص سمی بسیار کمی در محیطهای بیولوژیک دارد. از این رو در کاربردهای بالینی از این نوع کوپلیمر بسیار استفاده می شود.







    شکل6- نمایی شماتیک از انواع میسلهای تشکیل شده در فاز نرمال و فاز معکوس و همچنین انواع شکلهای میسلها [4, 5].



    8- بارگیری دارو در میسل ها

    در این قسمت به نحوه بارگیری دارو در درون میسلهای پلیمری می پردازیم. تکنیکهای مختلفی برای تهیه میسلهای با دارو بارگیری شده ارائه شده است. دیالیز حلالهای آلی یا محلولهای میسلی شوینده ها (detergents) برای این مقصود میتوانند بکار رود [6-11]. در این موارد داروی مورد نظر به محلول پلیمر اضافه میشود و میسلهای با دارو بارگیری شده به محض حذف حلال آلی یا شوینده تشکیل می شود (برای مثال بوسیله دیالیز). در روش دیگر دارو در یک حلال آلی بخار شدنی حل شده و به یک دیپرسیون میسلی تشکیل شده اضافه گردد و سپس حلال آلی بخار شود [12]. بطور مثال، تکنیک بسیار مرسوم و متداول برای تهیه میسلهای PEG-PE(Polyethylene glycol-phosphatidyl ethanolamine) با دارو بارگیری شده شامل انتشار ساده یک مخلوط دارو- میسل در یک بافر آبی می باشد. پروتوکل معمول برای تهیه میسلهای با دارو بارگیری شده شامل مراحل زیر می باشد:

    1- محلولهای PEG-PE و داروی مورد نظر را در حلال آلی بخار شدنی قابل حل، مخلوط کرده و حلالهای آلی بخار شده تا یک غشای (film) دارو -PEG-PEتشکیل گردد.

    2- غشای بدست آمده سپس در حضور یک بافر آبی هیدراته میشود و میسلها بوسیله تکان دادن شدید تشکیل می گردند [11].

    نحوه بارگیری دارو در درون میسلها بسیار شبیه فرایند بارگیری دارو در درون لیپوزومها میباشد. اکثر داروها آبگریز میباشند از این رو این داروها هنگامیکه در درون فاز آبی که مونومرهای تشکیل دهنده میسل نیز قرار دارند وارد می شوند، در هسته این میسلهای در حال تشکیل وارد شده و محبوس میشوند (البته در مورد فاز روغن در آب) و بالعکس در مورد داروهای آبدوست با استفاده از فاز آب در روغن این داروها در قسمت آبدوست میسلهای معکوس تجمع میکنند [13]. شکل 7 نمایی شماتیک از بارگیری دارو را در درون میسلهای معکوس نشان میدهد.






    شکل 7- نمایی شماتیک از بارگیری دارو در میسل معکوس.




    9- میسل های پلیمری و مشخصات فیزیکوشیمیایی آنها

    از بین انواع میسلها، به علت استفاده روز افزون از میسلهای پلیمری در سیستمهای دارورسانی نوین و به علت خواصیت تنظیمی و همچنین راحتی سنتز آن نسبت به سایر حاملهای میسلی، در این مقاله ما بیشتر بر روی این نوع از حاملهای میسلی تمرکز می کنیم و به تشریح خواص فیزیکوشیمیایی میسلهای پلیمری میپردازیم.
    بطور کلی مزایای حاملهای میسلی پلیمری نسبت به سایر حاملها عبارتند از [14]:
    • سایز کوچک در قیاس با لیپوزومها و میکروسفرهای پلیمری: میسل ها اندازه ای از 10 تا 100 نانومتر و در فاصله ای بین ماکرومولکولها (10 نانومتر) تا میکروذرات (100 نانومتر به بالا) دارند. این امر برای انتخاب مسیر تجویز دارو مهم می باشد. مانند رسانش پوستی لنفاوی دارو (percutaneous lymphatic delivery ) و نشت بداخل تومورهای جامد (extravasation into solid tumors) .
    • خواص سطحی: بلاکهای پلیمری انعطاف پذیر تشکیل دهنده پوسته آبدوست، برهمکنش میسلهای پلیمری با ماکروفاژها را کاهش می دهند. از این رو خواص محافظت سطحی به حامل دارویی می دهد. اندازه بلاک آبدوست مشخص کننده مدت زمان نیمه عمر ذرات در گردش خون میباشد.
    • برهمکنش ویژه با بافت هدف میتواند بدست آید: گروه های عاملی سلولهای هدف با سطح میسل در انتهای دیستال بلاک آبدوست جفت می شوند.
    • از نقطه نظر عملی، آماده سازی میسل همچون تهیه، بکاربردن و استریل بوسیله فیلتراسیون آسان میباشد که عمدتاً بخاطر اندازه کوچکشان است.
    میسلهای پلیمری بر پایه کوپلیمرهای بلاک با واحدهای آبدوست وآبگریز می باشند که در یک محیط آبی به سمت ساختاری با هسته آبگریز پایدار شده با پوسته آبدوست، خود مونتاژ (self-assemble) می شوند. این بلاکها می توانند به طرق مختلف دسته بندی شوند: نوع کوپلیمرهای A-B (کوپلیمرهای دی بلاک (diblock copolymer) )، کوپلیمرهای نوع A-B-A (کوپلیمرهای تری بلاک)، و کوپلیمرهای پیوندی (grafted copolymers) [15, 16]. کوپلیمرهای پیوندی شاخه ای، کوپلیمرهایی می باشند که شامل یک اسکلت آبدوست و یک تا چند زنجیره های جانبی یا بر عکس پلیمر آبگریز میباشند. در فاز مایع این بلاکها بطور معمول بداخل هسته غیر محلول در آب و پوسته محلول در آب منتشر می شوند [17]. وابسته به نسبت طول بلاکها، بلاکهای هسته میتوانند بطور خود به خودی تعدادی ساختار فوق مولکولی با مورفولوژی گوناگون تشکیل دهند. در موارد معمول این بلاکها بوسیله قرار گیری دمهای آبگریز در کنار یکدیگر و سرهای آبدوست کنار همدیگر تشکیل میسلهای کروی پوسته/هسته ای ( core/shell spherical form) میدهد [18]. شکل 8 نمایی شماتیک از این ساختار را نشان میدهد. البته با نسبتهای طولی بلاکهای مختلف، تجمع انواع گوناگون اشکال میسلها مانند میله ای، سه گوش و غیره با استفاده از میکروسکوپ TEM قابل مشاهده می شود [19].





    شکل8- نمایی شماتیک از تشکیل میسل های پلیمری. در این شکل میسل از تجمع کوپلیمرهای دی بلاک (مانند PLGA) که دارای یک بخش آبدوست (PGA) و یک بخش آبگریز (PLA) می باشد تشکیل می شود. بخش آبدوست، پوسته را تشکیل میدهد و بخش آبگریز تشکیل هسته میسل را می دهد [20].


    کوپلیمرهای دوگانه دوست معمولاً CMC بسیار پایینتر نسبت به سورفاکتانتهای با وزن مولکولی کم از خود نشان می دهند. CMC میسلهای پلیمری بطور معمول در محدوده 6-10 M تا 7-10 M (مولار) می باشد در حالیکه برای سورفاکتانتهای با وزن مولکولی کم در حدود 3-10 M تا 4-10 M می باشد [21]. اطلاعات اخیر بر روی CMC میسلهای پلیمری مدارکی دال بر پایداری استثنایی از چنین سیستمهایی فراهم آورده است که در آن مقدار CMC در حد میکرومولار و حتی در محدوده نانومولار بوده است [22, 23]. بخاطر CMC کم میسلهای پلیمری، در غلظتهای خیلی پایین میسلهای پلیمر پایدار باقی میمانند که باعث می شود آنها تقریباً غیر حساس به رقت (غلظت) باشند که این امر منجر به افزایش دوره گردش خون در قیاس با میسلهای سورفاکتانتی می شود [21].رزونانسهای ترمودینامیکی که منجر به ذرات پایدار می شوند به شدت تغییر منفی انرژی دارند که نتیجه ناسازگاری حلال بلاک هسته ای در رابطه با دافعه فضایی و الکترواستاتیکی زنجیره های پلیمری تشکیل دهنده پوسته محلول می باشد [18]. پلیمرهای میسلی بعنوان حاملهای دارویی اولین بار توسط Ringsdorf و همکارانش ایده پردازی شد [24]. در اصل تصور کلی طراحی اتصالات کوالانت پلیمرهای بسیار حل شونده در حلال با داروهایی بطور ناچیز حل شونده در حلال مانند مشتقات سیکلوفسفامید بود. زمانهای رهش In vitroمشتقات PEO- بلاک- PLL با درجات آبگریزی (hydrophobization) متفاوت بلاک PLL از چند دقیقه تا چند ساعت متغیر می باشد. مطالعات بیشتر نشان داد که داروهایی که حلالیت ناچیزی دارند همچنین میتوانند بطور غیرکوالانت در درون میسلهای پلیمری جای بگیرند. ظرفیت انحلال هسته آبگریز با افزایش وزن مولکولی پلیمر و دما افزایش میابد. مشخص شده است که ترکیبات آبگریز قطبیتر در قیاس با ترکیبات غیر قطبی، آسانتر به داخل هسته میسل وارد میشوند و قرار می گیرند [25, 26]. در حقیقت، سورفاکتانتهای مبتنی بر پلی یا الیگو اتیلن گلیکول هم اکنون بعنوان انحلال پذیر کردن داروهای با محلولیت بسیارکم و یا غیر محلول در تکنولوژی دارویی مورد استفاده قرار می گیرد. اخیراً موفقیت ترکیب غیر کووالان Adriamycin (نام تجاری داروی دوکسوروبیسین که جزء داروهای ضد سرطان میباشد)بداخل هسته میسلهای پلی اتیلن اکساید- کو- β- بنزیل- L- آسپارتات (poly(ethyleneoxide-co-b-benzyl L -aspartate) گزارش شده است [27].

    1-9- رهایش دارو از میسل های پلیمری

    داروها برای دارورسانی هدفدار باید به آرامی از میسلهای پلیمری آزاد شوند. رهش سریع دارو از میسلهای پلیمری (یعنی دوز آزادسازی) بطور بالقوه موجب رسوب داروهای آبگریز در سیستم عروقی می شود. همچنین زمان کافی برای میسلهای پلیمری وجود ندارد تا در جایگاه های هدف تجمع پیدا کنند. به عبارت دیگر رهش آهسته دارو از میسلهای پلیمری (یعنی اثر مخزنی) اجازه می دهد تا میسلهای پلیمری در جایگاه های هدف با کمترین حد از دست دادن دارو تجمع کنند و باعث انتشار موضعی دارو می شوند [28, 29]. بطور ایده آل ما باید بتوانیم رهش دارو را از میسلهای پلیمری کنترل کنیم. کوپلیمرهای بلاک حساس به pH، دما، نور و اولتراسونیک کنترل گسستگی میسلها و شروع رهش دارو را فراهم می آورد [17].

    2-9- دارورسانی هدفمند غیرفعال و فعال میسلهای پلیمری

    دارورسانی بر پایه میسلها در روشهای گوناگون پیشرفت کرده است. در این قسمت دو نوع کلی دارورسانی با استفاده از میسلها را شرح می دهیم.

    1-2-9- دارو رسانی غیر فعال و مکانیسم عمل آن

    برای دارو رسانی موفق، حاملهای دارویی نانویی باید از شناسایی و حذف شدن بوسیله سیستم اندوتلیال خون (Mononuclear Phagocyte System=MPS) فرار کنند. میسلهای پلیمری زمان گردش خون بالایی دارند که برای دارورسانی هدفمند غیر فعال (passive drug targeting) بسیار مناسب می باشند [30-32]. لیف غلیظ پلی اتیلن اکساید (poly(ethylene oxide) = PEO) باعث جلوگیری از جذب پروتئینها و اتصال سلولهایی می شود که شناسایی میسلها و برداشته شدن بوسیله MPS از خون را افزایش می دهند. منظور از لیف یعنی اینکه سطح میسلها پر از PEO باشد. شکل 9 لیف غلیظ PEO را در اطراف میسل نشان میدهد [33] . میسلهای PEO- β-Poly(aspartate)-DOX کونژوگه (جفت شده) بطور غیر فعال در تومورهای جامد موش در سطح های بالاتر از داروهای آزاد تجمع پیدا کرده اند که نتیجه برداشته شدن کم توسط MPS، زمان گردش خون بالا و نشت مویرگها در نزدیکی تومورهای جامد می باشد [30].




    شکل9- لیف غلیظ میسل که موجب عدم جذب پروتئینها و اتصال سلولهایی که موجب ارتقا شناسایی و برداشته شدن میسل بوسیله MPS از خون میشود را نشان میدهد [33].


    مکانیسم عمل: مدارک بسیاری وجود دارد که حاملهای دارویی با اندازه نانو بطور غیر فعال در محلهای پاتولوژیک تجمع می کنند [30, 31, 34-37]. مویرگها در محلهای آلودگی، التهاب و تومورهای جامد از عمل سد کردن ساقط می شوند و اجازه نشت حاملهای دارویی را می دهند. قطر منافذ مویرگها در این نقاط بسیار بیشتر از حد نرمال است.


    2-2-9- دارو رسانی فعال و مکانیسم عمل

    علاوه بر دارورسانی غیر فعال، میسلها می توانند بوسیله لیگاند برای دارورسانی فعال اصلاح شوند تا انتخاب پذیری برای سلولهای تومور و همچنین دارورسانی درون سلولی را افزایش دهند و از طرف دیگر سمیّت سیستمیک و اثرات جانبی مضر را در قیاس با میسلهای بی هدف (دارو رسانی غیرفعال) و شیمی درمانی سیستمیک، کاهش می دهند [38]. مدارکی دال بر دارورسانی هدفمند فعال (داروی haloperidol) به سلولهای مغز موش بوسیله میسلهای پلیمری وجود دارد [39]. آنتی بادیهای پلی کلونال موش با آنتی ژن فیبرهای اسیدی گلیا سلولهای گلیای مغز، به میسلهای PEO-β-poly-(propylene Oxide)-β-PEO متصل شده بودند. افزایش در فعالیت نورولپتیک (neuroleptic action) و سمیّت haloperidol برای میسلهای اصلاح شده با آنتی بادی وجود داشت.


    تحقیقات بر روی میسلهای اصلاح شده با لیگاندهای هدف یاب (Targeting Ligand)، نتایج برتری را در قیاس با میسلهای اصلاح نشده با لیگاند (بی هدف) نشان دادند. Kataoka و همکارانش میسلهای پلیمری حساس به pH بارگیری شده با دوکسوروبیسین تهیه کردند که با لیگاند فولات برای دارو رسانی فعال اصلاح شده بود. در مطالعات in vitroبا سلولهای سرطانی حلقی انسان (human pharyngeal cancer cells)، سمیّت میسلهای اصلاح شده با لیگاند 8 برابر میسلهای غیر اصلاح شده بود [40].


    مکانیسم عمل: هنگامی که لیگاندهای متصل به میسل به رسپتور مخصوص خودشان بر روی غشای میسل اتصال میی یابند، میسلها بوسیله اندوسیتوز به داخل سلول وارد می شوند [41]. با این روش غلظت دارویی درون سلولی بیشتری بدست می آید.

    بحث و نتیجه گیری

    میسل از تراکم مولکولهای سورفاکتانت انتشار یافته دریک مایع کلوئیدی ایجاد می شود و بین سورفاکتانتهای یونی و یونهایی احاطه کننده آنها جاذبه ای الکترواستاتیک شکل می گیرد. به فرایند تشکیل میسل، میسلاسیون گفته می شود. میسلها براساس مولکولهای سازنده، نوع فاز، شکل و اندازه آنها به انواع گوناگونی تقسیم بندی می شوند که یکی از مهمترین و پرکاربردترین آنها میسلهای پلیمری می باشند. برتری این نوع میسلها به دلیل سایز کوچک در قیاس با لیپوزومها و میکروسفرهای پلیمری، خواص سطحی و برهمکنش ویژه با بافت هدف، می باشد. سایر موارد از ویژگی های میسلهای پلیمری به تفصیل در این مقاله بحث شده و نمونه ای موفق از حمل داروی ضدسرطان با این میسلها نقل شده است. علاوه بر این، به میسلها به عنوان حاملهای دارویی نگاه ویژه ای شده و نحوه بارگیری دارو با آنها به طور مجزا بحث شده است.


    منبع: سیستم جامع آموزش نانو










    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  4. 3
  5. #23
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Arrow میسل ها و کاربرد آنها در دارورسانی(3)

    .
    میسل ها و کاربرد آنها در دارورسانی(3)

    در دهه گذشته نانوابزارهای مهندسی شده مثل میسلها، پیشرفتهای شگرفی در حوزه توسعه فرمولاسیونهای درمانی و دارورسانی داشته اند به طوری که می توانند هم برای تصویربرداری وهم درمان مورد استفاده قرارگیرند. در این مقاله به کاربری های گوناگون میسلها در حمل دارو، عوامل درمانی مخصوصا داروهای ضد سرطان، عوامل تصویربرداری و حمل ژن پرداخته می شود.



    مقدمه

    سورفاکتانتها نقش مهمی را در زمینه های مورد علاقه در علوم پایه و کاربردی ایفا می کنند. یکی از نقشهای مهم آنها تشکیل کلاسترهای در ابعاد کلوئیدی در محلول، به نام میسل، می باشد که به دلیل افزایش میزان انحلال پذیری آنها در آب، دارای اهمیت خاص در داروسازی هستند.

    میسلها به خصوص میسلهای پلیمری ابزارهای جذابی هستند که در آنها فرمولاسیونی می تواند طراحی شود که محموله های دارویی با عوامل تصویر برداری همراه شوند. میسلها به عنوان حاملهای دارویی مجموعه ای از منفعتها را فراهم می کنند،از جمله اینکه آنها می توانند مواد دارویی را به طور فیزیکی گیرانداخته و در غلظتی مطلوب به ناحیه مدنظر تحویل دهند. پایداری دارو نیز به این صورت و با مشارکت میسل، افزایش می یابد. اثرات جانبی نامطلوب مثل برهمکنش دارو با گونه های غیرفعال کننده، کاهش می یابد. همچنین میسلها به مقدار زیاد و قابل تکراری می توانند تهیه شوند. مهمترین ویژگی سیستمهای میسلی دارورسان، اندازه کوچک آنها و توزیع باریک ابعادشان می باشد. اما کاربرد میسلها در حمل عوامل تصویربرداری یکی از برجسته ترین مزایای این حاملها در تشخیص محل بافت سرطانی می باشد. از دیگر توانایی های برشمرده شده برای میسلهای پلیمری امکان حمل نوکلوئیک اسیدها می باشد. در اینجا برهمکنش بین میسل پلیمری کاتیونی و نوکلوئیک اسید های با بار منفی می تواند منجر به بارگیری DNA و RNA شود. لذا میسلها ابزارهای تشخیصی- دارورسانی چند منظوره در مطالعات بالینی محسوب می شوند. در ادامه مروری کوتاه بر نقش ها و ویژگی های متعدد میسلها خواهیم داشت.




    10- کاربردهای میسلها
    1-10- تصویر برداری

    یکی از کاربردهای میسلها، استفاده آنها به عنوان حامل برای رسانش عوامل تمایز دهنده برای مقاصد عکس برداری و تصویر برداری برای شناسایی سلولهای هدف می باشد. میسلهای اصلاح شده با لیگاند میتوانند رسپتورهای بیش از حد بیان شده سلولهای تومور را تشخیص دهند و بطور اختصاصی به آنها متصل شوند و با شلاته (chelation) یا ترکیب شدن جزء تصویربرداری میتوان میسلها را در in vivo برای مطالعات توزیع زیستی دنبال کرد [1]. تصویر برداری هسته ای، تصویر برداری رزونانس مغناطیسی (MRI)، و توموگرافی (فن تشخیص امراض از روی عکسبرداری با اشعه X) کامپیوتری اشعه X (CT) نقش مهمی در تشخیص سرطان و ارزیابی پاسخ درمانی بازی می کنند. از این رو تکامل سیستمهای رسانش، برای رسانش عوامل تمایز دهنده ضروری می باشد. تکامل حاملها بویژه برای MRI و CT مورد نیاز است که بخاطر حساسیت کمتر آنها در قیاس با تصویر برداری هسته ای می باشد. از این رو انواع میسلها برای بهبود کیفیت روشهای گفته شده ساخته و تکامل پیدا کرد:

    • میسلهای بارگیری شده با تابش کننده های گاما برای تصویر برداری هسته ای [2, 3] بکارگرفته شده اند.
    • میسلهای ترکیب شده با ذرات اکسید آهن یا استفاده از شلاته کننده ها برای ترکیب فلزات پارامغناطیس با بلاک آبدوست کوپلیمرهای بلاک تشکیل دهنده میسل برای تصویر برداری MRI[4-7] مورد استفاده قرار گرفته است.
    • بعلت غلظت نسبتاً زیاد عوامل تمایز دهنده مورد نیاز برای تصویر برداری CT، این روش برای تصویر برداری مولکولی زیاد مناسب نمی باشد. از این رو با افزایش زمان گردش خون عوامل تمایز دهنده بوسیله ترکیب با میسل این عیب CT نیز برطرف می شود [8].

    2-10- دارو رسانی داروهای ضد سرطان بوسیله حاملهای میسلی

    دسترسی زیستی داروهای ضد سرطان بعد تجویز خوراکی معمولاً بخاطر کاهش در جذب این داروها کم می شود [9]. بعلاوه تزریق داخل وریدی این داروها چالش برانگیز می باشد و نیازمند فرمولاسیونی با حلالهای آلی و سورفاکتانتهای کلاسیک است. حل شدن داروهای آبگریز در هسته میسلها می تواند بر این مشکلها فایق بیاید [1]. در حال حاضر خیلی از میسلهای پلیمری بار گذاری شده با دارو برای درمان ضد سرطانی در حال بررسی در مطالعات پیش بالینی هستند تا اثر دارو را پیشرفت دهند. پنج فرمولاسیون میسلی در آزمایشات بالینی آزمایش شده اند (جدول 2). شکل 10 نمایی شماتیک از میسلاسیون میسل پلیمری NK012 را نشان می دهد. در این شکل ترتیب قرار گرفتن داروی SN-38 در درون هسته آبگریز میسل نشان داده شده است.



    جدول 2- میسلهای پلیمری در آزمایشات بالینی [10]





    شکل10- نمایی شماتیک از میسل پلیمری NK012 (مرجع [23])


    3-10- ژن درمانی بوسیله حاملهای میسلی

    پیشرفتهای اخیر در درک مکانیسم های زیستی محرک فرایندهای حیات در سطح مولکولی به تکامل درمانهای نوین بر پایه نوکلئیک اسید مانند DNA پلاسمید و siRNA بعنوان داروهای جدید منجر شده است [24]. کاربرد بالینی آنها مشکلاتی به همراه دارند، مانند ناپایداری تحت شرایط فیزیولوژیک همچون راندمان کم برداشته شدن سلولی (cellular uptake) که بخاطر وزن مولکولی زیاد و ماهیت بار منفی شان می باشد. هنگامیکه DNA یا RNA بطور مستقیم به داخل جریان خون تزریق می شوند به سرعت حذف میشوند که اکثراً بخاطر حمله DNase و RNase می باشد. از این رو جا دادن DNA و RNA به داخل یک حامل نانویی برای استفاده کاربردیشان ضروری است. برای ژن رسانی به هسته، رسانش داخل سلولی نیز علاوه بر تجمع در بافتهای هدف نیز مورد نیاز است. بخاطر این الزام مشکل و سخت، وکتورهای ویروسی (viral vectors) مانند رتروویروسها (retroviruses )، آدنوویروسها (adenoviruses)، و وکتورهای مرتبط با آدنو (adeno-associated vectors) بطور معمول برای ژن رسانی در آزمایشات بالینی (برای ژن درمانی)، مورد استفاده قرار گرفته اند. اما مشکلات مرتبط با واکنشهای ایمنی مانند احتمال نوترکیبی با ژن های دورن سلولی که منجر به اثرات آنکوژنیک(oncogene effects) می شد [25]، از استفاده آنها در درمان بالینی جلوگیری کرد. از نقطه نظر تهیه نیز، تهیه کردن وکتورهای ویروسی در مقیاس زیاد مناسب نمی باشد بنابراین وکتورها محدود به آزمایشات بالینی می باشند. به عبارت دیگر وکتورهای غیر ویروسی متشکل از پلیمرها و لیپیدها جایگزین برتری از لحاظ ایمنی، تهیه حجم زیاد و قیمت نسبت به وکتورهای ویروسی هستند. به این منظور سیستم میسلهای پلیمری نوید بخش فرمولاسیون صحیح برای نوکلوئیک اسید رسانی می باشند که بخاطر مشخصات پیشرفته و تنظیم پذیر آنهاست. یک میسل پلیمری شامل نوکلوئیک اسید بوسیله کمپلکس چند یونی (polyioncomplexation) بین بار منفی DNA و RNA و کوپلیمر بلاک دارای بخشی با بار مثبت و بخشی آبدوست تشکیل شده است [24, 26-28]. ترکیب DNA پلاسمید (pDNA) با PEG-پلی کاتیونه مانند PEG-پلی لیزین بطور خود به خود اتفاق می افتد و منجر به میسل کمپلکس چند یونی (میسل PIC یا میسل polyplex) با اندازه در حدود 100 نانومتر میشود [28-30]. میسل polyplex زتا پتانسیل در حد طبیعی نشان میدهد که بخاطر پوسته PEG حتی در حضور مقادیر اضافی پلی کاتیونهای-PEG می باشد. بنابراین تعامل غیر اختصاصی با پروتئین ها و سلولهای در قسمتهای خون انتظار می رود که متوقف شود. سرانجام خاصیت گردش خون طولانی و همچنین تجمع تومور بوسیله تاثیر EPR ( افزایش نفوذ پذیری و نگهداری enhanced permeability and retention)مورد انتظار میباشد. میسلهای کمپلکس چند یونی pDNA در واقع معرفی موثر ژن در سلولهای کشت شده را نشان میدهندو همچنین بیان ژن را در کبد به دنبال تزریق درون رگی ورید دم موش نشان می دهند. با بسته بندی کردن DNA در داخل میسلهای پلیمری گردش خون طولانی بدست می آید که در آن pDNA در خون برای 3 ساعت باقی می ماند در حالیکه این pDNA بدون استفاده از میسلهای پلیمری در کمتر از چند دقیقه در خون به سرعت تجزیه می شوند. این نتایج نشان می دهد که میسلهای پلیمری حاملهای ژن رسانی بسیار خوبی در دارورسانی نوین می باشند [31].

    بحث و نتیجه گیری

    میسل ها ابزاری هستند که به علت اهمیتشان بعنوان حاملهای دارویی در دارورسانی نوین، آشنایی با ساختار و ویژگیها و همچنین کاربردهایشان امری ضروری می نماید. میسل تراکم مولکولهای سورفاکتانت انتشار یافته دریک مایع کلوئیدی است. فرایند تشکیل میسل بعنوان میسلاسیون شناخته می شود. در یک میسل معمولی در حلال آبی، ناحیه سر آبدوست عناصر سازنده آن در تماس با حلال اطراف و همزمان نیز ناحیه دم های منفرد آبگریز آن در مرکز میسل تشکیل توده میدهد. به غلظتی که در آن این میسل ها شروع به تشکیل شدن می کنند غلظت بحرانی تشکیل مسیل ( CMC = Critical Micellization Concentrations) گویند و میسلها فقط هنگامی که غلظت سورفاکتانت بیشتر از غلظت بحرانی تشکیل میسل (CMC) و دمای سیستم بیشتر از دمای بحرانی میسل یا دمای کرافت (Krafft temperature) شود تشکیل می شوند. عوامل موثر بر CMC عبارتند از: طول زنجیره هیدروکربنی، وجود زنجیره های جانبی و همچنین پیوند های دوگانه، وجود حلقه بنزنی، جانشینی گروه های قطبی، زنجیره های فلوروکربنی، گروه های قطبی، یونهای مقابل (Counterion)، دما، فشار(بصورت ناچیز)، الکترولیتهای ساده افزوده شده، اضافه شده غیر الکترولیتها و دوگانه دوستها. در مورد دسته بندی میسلها باید گفت که دسته بندی آنها مختلف میباشد: برحسب مولکولهای سازنده، بر حسب نوع فاز، و یا شکل و اندازه میسلها. از بین انواع میسلها، به علت خواصیت تنظیمی و همچنین راحتی سنتز میسلهای پلیمری نسبت به سایر حاملهای میسلی در سیستمهای دارورسانی نوین، این نوع از میسلها استفاده روز افزونی دارند. بطور کلی مزایای حاملهای میسلی پلیمری نسبت به سایر حاملها عبارتند از : 1- سایز کوچک در قیاس با لیپوزومها و میکروسفرهای پلیمری 2- کاهش برهمکنش میسلهای پلیمری با ماکروفاژها 3- برهمکنش ویژه با بافت هدف 4- تهیه، بکاربردن و استریل بوسیله فیلتراسیون آسان .

    میسلهای پلیمری بر پایه کوپلیمرهای بلاک با واحدهای آبدوست وآبگریز می باشند که در یک محیط آبی به سمت ساختاری با هسته آبگریز پایدار شده با پوسته آبدوست، خود مونتاژ (self-assemble) می شوند. CMC میسلهای کوپلیمرهای دوگانه دوست بطور معمول در محدوده 10-6 M تا 10-7 M می باشد در حالیکه برای سورفاکتانتهای با وزن مولکولی کم در حدود 10-3 M تا 10-4 M می باشد که این امر منجر به افزایش دوره گردش خون در قیاس با میسلهای سورفاکتانتی می شود. بطور ایده آل ما باید بتوانیم رهش دارو را از میسلهای پلیمری کنترل کنیم. کوپلیمرهای بلاک حساس به pH، دما، نور و اولتراسونیک کنترل گسستگی میسلها و شروع رهش دارو را فراهم می آورد. دارورسانی بر پایه میسلها در روشهای گوناگون پیشرفت کرده است که دو گونه کلی آن دارو رسانی فعال و غیر فعال می باشد.
    دو مورد از کاربردهای میسلها، استفاده آنها به عنوان حامل برای 1- رسانش عوامل تمایز دهنده برای مقاصد عکس برداری و تصویر برداری برای شناسایی سلولهای هدف و 2- دارورسانی می باشد. در حال حاضر خیلی از میسلهای پلیمری بار گذاری شده با دارو برای درمان ضد سرطانی در حال بررسی در مطالعات پیش بالینی هستند تا اثر دارو را پیشرفت دهند. استفاده از وکتورهای متشکل از پلیمرها و لیپیدها جایگزین برتری از لحاظ ایمنی، تهیه حجم زیاد و قیمت نسبت به وکتورهای ویروسی هستند. نتایج نشان می دهد که میسلهای پلیمری حاملهای ژن رسانی بسیار خوبی در دارو رسانی نوین می باشند.



    منبع: سیستم جامع آموزش نانو

    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  6. 4
  7. #24
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Arrow نانوذرات و دارورسانی به چشم

    .

    نانوذرات و دارورسانی به چشم


    داروهایی که برای درمان بیماری های چشم به کار می روند اغلب مدت زمان ماندگاری و تماس کمی در چشم دارند. داروهای چشمی باید به گونه ای فرموله شوند که موجب تحریک و تاری دید بیمار نگردند. از طرفی داروهای رایج موجود در بازار با وجود داشتن ویژگی های مثبت مانند عدم التهاب زایی و عدم تحریک چشم، ماندگاری کمی دارند و همین امر موجب می شود که بیمار مجبور به استفاده ی مکرر از دارو در طول روز شود. این مشکلات محققان را به سمت استفاده از نانوذرات سوق داد تا با بهینه سازی فرمولاسیون های نانوذرات لیپیدی و پلیمری، علاوه بر ماندگاری بیشتر دارو در چشم امکان استفاده از داروهای نوین (مانند داروهای چربی دوست که قبلا به سختی وارد فرمولاسیون های چشمی می شدند) را نیز فراهم آورند.




    -چشم و مشکلات دارورسانی به آن


    داروهایی که برای استعمال چشمی استفاده می شوند غالبا برای اثرگذاری بر سطح چشم و یا قسمت جلویی (anterior) آن کاربرد دارند [1]. با توجه به فیزیولوژی و آناتومی چشم (شکل 1)، درصد کمی از داروی تجویزی قابلیت جذب دارد زیرا توسط مکانیسم های محافظتی نظیر اشک ریزی، پلک زدن رفلکسی و جریان اشک از چشم بیرون رانده می-شود.خود اشک به دلیل داشتن لایه ی موکوزی، میکروارگانیسم ها، مواد زائد و حتی داروها را از سطح چشم پاک می کند. به علاوه قسمتی از داروی تجویز شده به پروتئین موجود در اشک متصل شده و در نتیجه غیرفعال می گردد [3و2].
    در حال حاضر برای استعمال موضعی بیشتر از فرم های محلول مایی و سوسپانسیون ها استفاده می شود زیرا استفاده و نگهداری آنها راحت تر است و نیز بعد از استعمال باعث اختلال در دید نمی شوند. اما این فرمولاسیون ها به سرعت با لایه ی اشکی رقیق می شوند و از آنجا به مجرای اشکی-بینی رفته و از چشم پاک می گردند. در نتیجه ماندگاری کوتاهی در چشم دارند [5و4].


    شکل 1- قسمت¬های مهم چشم انسان [1]

    قرنیه ی چشم می تواند به عنوان پوششی محکم در برابر داروها از نفوذ آنها جلوگیری نماید.قرنیه از سه لایه تشکیل شده است (شکل 2):
    1- پوشش خارجی(outer epithelium) که چربی دوست است و از 6-5 لایه ی سلولی تشکیل شده است.
    2- stroma که 90 درصد ضخامت قرنیه را شامل شده و آب دوست است.
    3- پوشش داخلی (inner epithelium)که از یک لایه سلول تشکیل شده است [4و1].


    شکل2- ساختار قرنیه و لایه های مختلف آن[4]

    چون قرنیه هم خاصیت چربی دوستی و هم آب دوستی دارد در نتیجه داروهایی که از نظر این دو خاصیت بهینه شده اند و Log P(Partition coefficient(ضریب توزیع) یا همان Log P نسبت غلظت یک ماده در فاز آلی (معمولا اکتانول) نسبت به فاز آبی است که هر چه ترکیب چربی دوست تر،عدد ضریب توزیع بزرگتر) حدود 2 دارند، قابلیت جذب پیدا می کنند [1].
    زمان تماس دارو با چشم نیز حدود 5 دقیقه است و همین امر باعث می¬شود که فقط حدود 5 درصد داروی تجویزی وارد چشم گردد.
    برای جبران مدت زمان کوتاه تماس دارو با سلول های چشم می توان از تجویز مکرر استفاده نمود که این امر خود موجب افزایش احتمال اثر سمی دارو در چشم می شود.
    حفره ی چشم انسان می تواند حدود 20 میکرولیتر مایع را در خود نگه دارد اما اکثر دوزهای تجویزی حدود 50 میکرولیتر است. در نتیجه مقدار زیادی از دارویی که تصور می شود برای بیمار تجویز شده است عملا نتوانسته وارد محل اصلی خود شود تا سایر مراحل جذب را طی کند [3].
    بعلاوه یکی از معضلات، درمان بیماری های قسمت خلفی(posterior) چشم است که می-توان آن را با تزریق داخل چشمی برطرف نمود اما این عمل برای داروهایی با نیمه عمر کوتاه (مثل داروهای ضد باکتری و ضد ویروس) امکان پذیر نیست زیرا تزریق مکرر احتمال خونریزی چشم را افزایش می دهد [1].
    حدود 40% از داروهایی که برای درمان بیماری های چشم در حال مطالعه هستند داروهایی کم-محلول در آب و چربی دوست می باشند. در نتیجه امکان استفاده از آنها در فرمولاسیون های رایج که پایه ی آبی دارند، وجود ندارد [1].
    از این رو نانوذرات زیست سازگار و زیست تخریب پذیر برای تجویز داخل چشم انتخاب شدند تا هم مدت ماندگاری قابل قبول و قدرت اتصال به موکوس چشم را داشته باشند و هم توانایی ایجاد فرم مایی برای سهولت استعمال دارو توسط بیمار ایجاد شود. به همین علت حامل های کلوییدی و پلیمری به عنوان جایگزینی برای داروهای معمول انتخاب شدند.

    2- نانوذرات پلیمری

    نانوذرات ایجاد شده توسط پلیمرها برای دارورسانی به چشم می توانند به دو صورت نانوسفرها (nanospheres) و نانوکپسول ها(nanocapsules) باشند (شکل 3). نانوکپسول ها ساختارهایی کیسه مانند (vesicular) هستند که دارو در آنها در حفره ای که توسط پلیمر احاطه شده است قرار می گیرد. در مقابل نانوسفرها سیستم های ماتریکسی هستند که دارو و پلیمر در آن به صورت همگن و یکدست وجود دارد [3].



    شکل 3- الف) ساختار شماتیک نانوکپسول و ب) ساختار شماتیک نانوسفر [1]

    پلیمرهای انتخاب شده بسته به میزان چربی دوستی داروها متفاوت هستند. این پلیمرها باید توانایی ایجاد ذرات کوچک (حدود 100 تا 200 نانومتر) را داشته باشند.از هر دو گروه پلیمرهای طبیعی و سنتزی می توان برای ساخت استفاده نمود.

    2-1- پلیمرهای طبیعی

    پلیمرهای طبیعی مثل پروتئین ها و پلی ساکاریدها به دلیل داشتن ویژگی تخریب پذیری و سازگاری تاکنون مورد مطالع ی فراوان قرار گرفته اند.فرآیند تخریب توسط گرم کردن یا سرد کردن آغاز می گردد و در ادامه فرآیندهای شیمیایی اتصال باعث ایجاد ماتریکس های متراکم تر از نانوذرات پروتئینی می شود. روش دیگر برای تهیه ی این ذرات بر اساس حلالیت زدایی از درشت مولکول ها و در نتیجه ایجاد رسوب است. سپس یک ماده ی اتصال دهنده (مثل گلوتارآلدهید) به محصول افزوده می شود تا نانوذرات پروتئینی تشکیل شوند. به دلیل حضور گروه های باردار، نانوذرات پروتئینی می توانند به عنوان ماتریکسی عمل نمایندکه دارو یا با آنها احاطه می گردد و یا بر سطح آنها اتصال شیمیایی می یابد [2].جدول زیر برخی انواع پلیمرهای طبیعی بکار برده شده به صورت نانوذرات، نوع داروی مورد آزمایش و نتایج حاصل در خرگوش را نشان می دهد:


    جدول 1- پلیمرهای طبیعی بکار برده شده در ساخت نانوذرات برای دارورسانی به چشم در خرگوش [2]








    2-2- پلیمرهای سنتزی و ویژگی های آنها

    از پلیمرهای سنتزی زیست سازگار و زیست تخریب پذیر نیز در مطالعات استفاده شده و نتایج مناسب و قابل تعمیمی به دست آمده است. مثلا آکریلات ها به دلیل مخاط چسب بودن مورد استفاده قرار گرفته اند که منجر به آهسته سازی آزاد شدن دارو و در نتیجه نیاز کمتر به تجویز مکرر آن می شوند. این پلیمر از مسیرهای خارج سلولی عبور کرده و موجب دارورسانی به سلول های چشم می گردد [2].
    اودراژیت های RS100 (یعنی eudragit ) وRL100 که در pH فیزیولوژیک بدن نامحلول هستند و توانایی متورم شدن دارندنیز برای تهیه ی نانوذرات مورد استفاده قرار گرفته اند. این پلیمرها گروه-های آمونیوم نوع چهارم دارند و در محیط آبی بار مثبت ایجاد می کنند در نتیجه، برای انتقال داروهایی مثل ایبوپروفن که دارای گروه کربوکسیل است و توانایی ایجاد برهمکنش الکترواستاتیک با پلیمر را دارد، استفاده می شوند [3].
    در جدول زیر برخی از پلیمرهای سنتزی استفاده شده در پژوهش های مرتبط با دارورسانی به چشم نشان داده شده است:


    جدول 2- پلیمرهای سنتزی مورد استفاده در تهیه ی نانوذرات پلیمری [1]







    دو پلیمر دیگر که بیشتر برای بررسی آزادسازی داروهای قابل تزریق به داخل چشم و نه کاربرد موضعی، مورد استفاده قرار گرفته اند، پلی لاکتیک اسید (PLA) و پلی لاکتیک گلیکولیک اسید(PLGA) هستند. این دو پلیمر زیستتخریب پذیر و زیست سازگار می باشند و قابلیت اتصال به پلی اتیلن گلیکول (polyethylene glycol, PEG) را برای بهبود خصوصیات سطحی خود دارند. وزن مولکولی این پلیمرها در تحقیقات مختلف بین 3 تا 109 کیلودالتون (KD) گزارش شده است. برای ساخت این نانوذرات قابل تزریق نیز از روش های متداول ساخت نانوذرات مانند تبخیر حلال (solvent evaporation) و یا خشک کردن افشانه ای (spray drying) استفاده می شود. هر چه اندازه ی نانوذرات حاصل از این پلیمرها کوچک تر باشد، جذب آنها بهتر صورت می پذیرد [3].


    جدول 3- ارزیابی اثرات داروهای تزریقی استفاده شده به همراه دو پلیمر PLA و PLGA در حیوانات آزمایشگاهی [2]






    2-3- نانوذرات پلیمری با سطح اصلاح شده(Surface modified nanoparticles)

    تاکنون تحقیقاتی درباره ی اثر حضور پلیمرهای اصلاح کننده ی سطح مثل پلی اتیلن گلیکول(PEG)بر دارورسانی به چشم انجام گرفته است. به طور مثال برای افزایش ماندگاری آکریلات در قسمت قدامی چشم (قبل از قرنیه)، پلی اتیلن گلیکول به آکریلات متصل شده که نتایج نشانگر افزایش ماندگاری دارو بوده است. با اتصال PEG به پلی کاپرولاکتون، عبور پلیمرهای حاوی دارو از قرنیه بهبود می یابد اما اتصال آن به کیتوزان باعث ماندگاری بیشتر دارو بر لایه های سطحی چشم می گردد. بنابراین در مورد اثر حضور PEG در دارورسانی به نواحی مختلف چشم نتایج متفاوتی وجود دارد که نیاز به پژوهش های بیشتر را نشان می دهد [2و1].

    برای ساخت نانوذرات از پلیمرهای سنتزی اغلب از روش پلیمره کردن امولسیون
    (emulsion polymerization) استفاده می شود. در این روش مونومر کم محلول در فاز خارجی امولسیون وارد می شود. سپس مونومر بعدی که با کمک امولسیون کننده پایدار شده است به آن افزوده می گردد و سایر فرآیندها مانند ساخت نانوامولسیون با کمک تبخیر حلال انجام می شود [3].

    دو دارویی که تاکنون با کمک فناوری نانو با موفقیت وارد بازار دارویی شده اند، داروهای Pioplex® و Glaupex® هستند که حاوی داروی پیلوکارپین بوده و به ترتیب از پلیمرهای پلی متیل متاآکریلات-آکریلیک اسید و پلی آکریل سیانوآکریلات ساخته شده اند [1].

    3- فرمولاسیونسل-ژل (Sol-gel)

    با کمک برخی از پلیمرها می توان سیستم هایی را برای تولید ژل در ناحیه ی چشم ایجاد کرد. مثلا پلیمر سلولز استات فتالات هنگامی که در مایع اشکی که دارایpHحدود 4/7-2/7 است قرار می¬گیرد، به سرعتبه ژل تبدیل می شود (in situ gelation) و مدت ماندگاری دارو در چشم را افزایش می دهد. البته قابل ذکر است که این روش باعث تاری دید می گردد [3].

    4- لیپیدها

    بجای پلیمرها می توان از لیپیدها برای ساخت نانوذرات استفاده نمود. نانوذرات لیپیدی جامد (solid lipid nanoparticles, SLNs) حاوی لیپید در مرکز و یک سورفاکتانت(surfactant) دوگانه دوست در قسمت خارج هستند. از جمله مزایایSLNها می توان موارد زیر را برشمرد: قابلیت صنعتی شدن علاوه بر قابلیت سنتز در مقیاس آزمایشگاهی، سهولت تنظیم آزادسازی دارو، عدم استفاده از حلال های آلی در تهیه¬ی آنها، توانایی تنظیم نسبت های لیپید/سورفاکتانت و در نتیجه تفاوت در مقادیر بارگیری و آزادسازی داروها.
    برای ساخت نانوذرات لیپیدی جامد از امولسیون¬سازی استفاده می شود که هم به صورت امولسیون یگانه (single emulsion) و هم به صورت امولسیون چندگانه (multiple emulsion) است (شکل 4). حضور لیپید در این ساختارها به انحلال بهتر داروهای چربی-دوست که اکثرا به دلیل انحلال کم موجب بروز اشکال در فرمولاسیون می شوند، کمک می-نماید [1].
    نکته ای که گاه مورد سوال قرار می گیرد آن است که حضور چربی در این فرمولاسیون ها موجب تاری دید بیمار بعد از استعمال دارو نمی شود؟
    پاسخ آن است که با توجه به بهینه سازی اندازه و فرمولاسیون دارویی، تمامی اشکال لیپیدی ضریب شکست برابری با اشکال دارویی مایی بدون لیپید دارند و بعد از مصرف اختلالی در بینایی بیمار ایجاد نمی نمایند [1].
    همان طور که اشاره شد، در ساخت نانوذرات لیپیدی جامد از سورفکتانت ها استفاده می شود که شامل دو نوع کاتیونی و آنیونی هستند و باعث ایجاد بار مثبت یا منفی بر سطح نانوذرات می گردند (شکل 4).از آنجا که قرنیه دارای بار منفی است در نتیجه ایجاد بار مثبت بر روی نانوذرات باعث افزایش جذب دارو از طریق تداخلات الکترواستاتیک می شود. از طرفی بار منفی سطح نانوذرات نیز باعث افزایش ماندگاری آنها در قسمت هایی مثل صلبیه و قسمت های پیشین قرنیه می گردد [1].







    شکل 4- ساختارهای لیپیدی برای دارورسانی به چشم [1]

    تاکنون داروهای بسیاری به صورت بارگیری در لیپیدها مورد بررسی قرار گرفته اند (جدول 4).


    جدول 4- نانوذرات لیپیدی ساخته شده برای دارورسانی به چشم [1]




    5- بیماری های چشمی

    در این قسمت به طور خلاصه بیماری های چشم را شرح می دهیم:
    • گلوکوما (آب سیاه)(Glaucoma)
    از دست دادن بینایی به دلیل آسیب عصب بینایی که خود می تواند به علت افزایش فشار داخل چشم باشد. در مرحله ی اول درمان از داروهایی مثل اپی نفرین و تیمولول و در مرحله ی بعد از پیلوکارپین استفاده می شود [1].

    • سندروم چشم خشک (Dry eye syndrome)
    کاهش حجم ترشح اشک چشم که اغلب با تجویز اشک مصنوعی درمان می شود. یک نمونه از درمان های جدید این بیماری توسط نانوذرات، کاربرد داروی سیکلوسپورین در تهیه ی نانوذرات حاصل از امولسیون با بار منفی است [1].
    • التهاب چشم
    این بیماری به دلیل عوامل خارجی مثل ضربه و اجسام خارجی یا به دلیل عوامل داخلی مثل پاسخ های التهابی رخ می دهد. گل مژه (blepharitis) و conjunctivitis از جمله بیماری-های التهابی چشم هستند. برای درمان آنها می توان از کورتون ها یا ضدالتهاب های غیراستروئیدی مثل دیکلوفناک استفاده نمود. اگر عفونت عامل التهاب باشد از ترکیباتی مثل اوفلوکساسین استفاده می شود [1].
    • عفونت های چشم
    عفونت ها می توانند به دلیل عوامل باکتریایی یا ویروسی باشند. این عوامل علاوه بر عفونی نمودن چشم باعث عوارضی مانند تغییر فشار داخل چشم نیز می گردند.
    همان گونه که ذکر شد نمونه های تحقیقاتی و تجاری از نانوذرات حاوی داروهای نام برده برای درمان بیماری ها وجود دارد اما هنوز تلاش های بیشتری برای بهبود دارورسانی به چشم نیاز است [1].

    بحث و نتیجه گیری

    نانوذرات می توانند یکی از روش های امیدبخش برای انتقال دارو به چشم باشند. با توجه به خصوصیات فیزیکوشیمیایی خود دارو و مواد مورد استفاده در ساخت نانوذرات، ویژگی های مختلفی را می توان در فرمولاسیون نهایی مشاهده کرد. ذرات کوچکتر و فرمولاسیون های دارویی به شکل محلول بهتر توسط بیمار تحمل می شوند.
    نتایج مطالعات درون تن(in vivo) برای ارزیابی عملکرد نانوذرات در انتقال دارو به چشم که ابتدا در حیوانات آزمایشمی شود نشان می دهد که نانوذرات قابلیت زیست چسبی برای افزایش ماندگاری دارو و افزایش احتمال جذب دارو را دارند. استفاده از پلیمرهای زیستتخریب پذیر هم یک روش بسیار مناسب برای انتقال دارو به نواحی خلفی و درمان بیماری های مزمن چشم است. با بهینه سازی سطح نانوذرات می توان فراهمی زیستی و ماندگاری داروها را در چشم بهبودبخشید.



    • - الهه ناز پرهیزگار (نویسنده اول) - دکتری تخصصی - داروسازی - دانشگاه علوم پزشکی و خدمات بهداشتی درمانی استان فارس (شیراز) دانشکده داروسازی
    • - گلناز پرهیزگار (نویسنده دوم) - دکتری تخصصی - شیمی - دانشگاه اصفهان
    • - اسماعیل میرزایی* (نویسنده مسئول) - دکتری تخصصی - نانو فناوری پزشکی - دانشگاه علوم پزشکی و خدمات بهداشتی درمانی تهران دانشکده فناوری های نوین پزشکی














    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  8. 1
  9. #25
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Posticon (3) نانومواد به عنوان انتقالدهندههای ژنی غیرویروسی (1)

    .
    نانومواد به عنوان انتقال دهنده های ژنی غیرویروسی (1)

    ژن درمانی امید ها را برای درمان گستره زیادی از بیماری ها مانند سرطان زنده نگه می دارد و نانوذرات در این بین به عنوان حامل های امید بخش برای انتقال موثر و ایمن ژن ها به سلول ها یا بافت های ویژه شناخته می شوند. این موضوع می تواند راهکار های درمانی جایگزین را برای رویکرد های معمول که از ویروس ها به عنوان حامل های ژن استفاده می کنند فراهم کند. در این مقاله ژن رسانی معمول و مشکلات آن، کاربرد انواع نانوذرات مانند نانوذرات پلیمری، لیپوزوم ها، ذرات لیپیدی جامد، در انتقال هدفمند ژن به طور مختصر مرور خواهد شد.





    1- مقدمه ای بر رسانش ژن:

    ژن درمانی به عنوان روش بالقوهای برای درمان ناهنجاریهای ژنتیکی و سایر بدخیمیها در سالهای اخیر توجه بسیاری را به خود جلب کرده است. در ژن درمانی پلاسمید DNA (پلاسمیدها معمولاً به شکل یک مولکول DNA دورشتهای حلقوی هستند (هرچند انواع خطی پلاسمید نیز وجود دارد) که همانند سازی آنها بطورمستقل از هسته انجام میگیرد.) برای بیان پروتئین درمانی خاص و یا الیگونوکلوتیدهایی برای برای خاموش کردن ژن ایجادکننده بیماری (Antisense Therapy )بکار میروند. تزریق مستقیم DNA خالص (Naked DNA ) امکان پذیر است ولی سلولهای کمی DNA را برداشت کرده و احتمال کمی وجود دارد که منجر به تولید پروتئین شود. اهمیت اصلی پلاسمید DNA خالص برای توسعه و تولید واکسن است که مقدار کمی از پروتئین میتواند منجر به ایجاد پاسخ ایمنی دلخواه شود. در اغلب موارد استفاده از DNA خالص برای انتقال مواد ژنتیکی در شرایط درون تن (In Vivo )مناسب نیست و این امر به علت تخریب DNA به وسیلهی نوکلئازهای سرم است.بنابراین معمولا یک سیستم حامل توصیه میشود که بایستی زیستسازگار (Biocompatible) و غیر ایمنیزا (Non Imonogenic ) باشد، از DNA در مقابل عوامل سیستم رتیکواندوتلیال (RES= Reticuloendothelial system) حفاظت کند و برای سلول یا بافت هدف ویژه باشد.





    شکل 1-شکل شماتیک موانع بیولوژیکی که بایستی حامل انتقال ژن برآنها غلبه کند.


    انتظار میرود که فرآیند ورود حامل نانویی به سلول آندوسیتوز باشد، بنابراین سیستم حامل بایستی توانایی فرار آندوزمی و رسانش DNA به هسته را داشته باشد.همانطوریکه در شکل 1 دیده میشود یک سیستم خوب بایستی حاوی انواع اجزا ساختمانی برای رفتار های ویژه باشد.

    کاربردهایی بالینی ژنداروها به علت ناپایداری آنها در مایعات بدن و برداشت کم بافتی آنها که در نتیجهی وزن مولکولی بالای آنها و باردار بودن اسید های نوکلئیک است، رشد چشمگیری نداشته است. بنابراین طراحی یک سیستم رسانش مناسب که بتواند DNA یا رشتهی اولیگونوکلوتیدی را به هدف مورد نظر برساند ضروری است.دو روش کلی برای نایل شدن به این هدف وجود دارد: 1. استفاده از حامل های ویروسی و 2. حامل های غیر ویروسی. علیرغم کارایی بالای حامل های ویروسی برای انتقال DNA به گسترهی وسیعی از سلولها،ایجاد مشکلات عمده از جمله خطر ایجاد پاسخ ایمنی به حامل ویروسی و نیز امکان اختلاط اتفاقی حامل ویروسی با ویروس دست نخوردهی اصلی (Wild Type Viruses) وجود دارد. بنابراین نیاز به یک حامل مطمئنتر برای رسانش DNA وجود دارد. این حامل بایستی دانسیتهی بار سطحی و هیدروفوبیسیتهی لازم برای بر همکنش با اجزای لیپیدی سلول و نیز DNA را داشته باشد.

    به سبب بار ذاتی منفی DNA(که به علت وجود گروههای ساختاری فسفات است) معمولا از موادی با بار مثبت به عنوان حامل برای رسانش DNA استفاده میشود تا با استفاده از برهمکنش الکترواستاتیک بتوان حامل را به DNA متصل کرد(شکل2). پلیمرهای کاتیونی و فسفولیپیدهای کاتیونی دو نوع اصلی حاملهای رسانش ژن غیر ویروسی حال حاضرند که مورد بررسی قرار میگیرند. به علت بار سطحی مثبت، هر دو نوع با DNA منفی به صورت الکترواستاتیک واکنش داده و ترکیب میشوند.




    شکل 2- شکل شماتیک فرایند برهمکنش حامل پلیمری با بار مثبت با DNA منفی با اندازه 200 نانومتر

    علیرغم ساخت راحت ترکیبات لیپیدی، انتقال ژن پایین و سمیت اکثر آنها، باعث محدودیت استفاده از آنها میشود. ترکیبات پلیمری کاتیونی اغلب پایدار تر از ترکیبات لیپیدی کاتیونیاند، ولی به طور کلی در مقایسه با حاملهای ویروسی، انتقال ژن کمتری دارند. این حاملها با DNA ترکیبی پلی الکترولیت می سازند و آن را از تخریب نوکلئازی حفاظت میکنند. این حاملهای پلیمری تطبیقپذیری و تغییرپذیری ساختاری مناسبی دارند که امکان متصل کردن اجزائ خاص برای هدفمند کردن حامل در بیان ژن از طریق گیرندههای خاص را فراهم می کنند. مطالعاتی بر روی سایر نانوساختارها برای انتقال DNA صورت گرفته است که در مقاله بعدی مورد بررسی قرار میگیرند.

    انتقال موفق DNA به وسیله مشکلات زیر محدود میشود.
    الف: هدفمند کردن سیستم رسانش برای سلولهای خاص،ب: انتقال از غشاء سلول،ج: برداشت توسط سلول و تخریب در آندوزم ها و د: انتقال داخل سلولی پلاسمید DNA تا هسته

    2- نانوذرات برای انتقال ژن و دارو

    در سال 1970،Speiser و همکارانش برای اولین بار، ذرات کلوئیدی با قطر کمتر از یک میکرومتر را که حاوی ترکیبات ماکرومولوکولی بودند ساختند. از آن زمان به بعد کارهای بسیار زیادی در زمینه استفاده از نانوذرات برای دارورسانی و ژن رسانی صورت گرفته است. در ابتدا بیشتر نانوذرات به عنوان حامل واکسن و داروهای ضد سرطان طراحی شدند. البته استفاده از این حاملها برای امکان بکارگیری داروها و واکسنها به صورت خوراکی و چشمی در حال حاضر در دست بررسی است.
    دارو ها و یا سایر مولکولهای فعال بیولوژیکی در داخل نانوذرات بدام انداخته و یا کپسوله می شوند و یا اینکه به صورت شیمیایی به نانوذرات متصل و یا به سطح ذرات جذب میشوند. انتخاب روش مناسب برای آمادهسازی داروی حمل شده توسط نانوذره بستگی به خواص دارو و نانوذره دارد. دو نوع مختلف سیستم با ساختار داخلی متفاوت امکانپذیر است.
    1. سیستمهایی از نوع ماتریسی که از در هم پیچیده شدن اولیگومرها و یا واحد های پلیمری تشکیل میشوند که به نانواسفر یا نانوذره معروفاند.
    2. سیستمهای از نوع ذخیرهای که حاوی هستهی پوشیده شده با دیوارهی پلیمری هسنتدو به عنوان نانوکپسول تعریف میشوند.
    سیستمهای کلوییدی مختلف برای دارورسانی و یا ژن رسانی در شکل 3 نشان داده شده است.






    شکل 3-ساختارهای مختلف نانوذرات مورداستفاده درکاربردهای دارویی انتقال ژن



    3- نانوذرات غیرویروسی در حال بررسی و گسترش


    1-3- کیتوزان
    کیتین فراوانترین آمینوپلیساکارید طبیعی استو در دیوارهی سلولی قارچها و اسکلت خارجی سختپوستانی مثل خرچنگ ها و میگوها و نیز در حشرات دیده میشود. تخمین زده میشود که تولید سالیانهی آن به اندازهی سلولز باشد. کیتین بسیار مورد توجه است البته نه به خاطر اینکه منبعی در دسترس است بلکه به علت پتانسیل بسیار بالایی که در کاربرد های مختلف دارد. کیتوزان، آمینو پلیساکاریدی است که از داستیلاسیون کیتین در شرایط قلیایی بدست میآید و بسیار شبیه سلولز است(شکل 4).کیتوزان یک پلیمر زیست سازگار غیر سمی است که کاربردهای بسیاری در دارورسانی و اخیرا در ژن رسانی دارد.








    شکل4-شباهتهای ساختاری بین سلولز،کیتین،وکیتوزان


    MacLaughlinو همکارانش از کیتوزان و الیگومرهای دپلیمریزه شدهی کیتوزان برای رسانش پلاسمید در شرایطدرون تن استفاده کرده است.برای ساخت حاملهای حاوی پلاسمید، اولیگومرهای کیتوزان و یا پلیمر آن در داخل اسید استیک سونیکه میشوندومحلول حاصل را با فیلتراسیون استریل کرده تا نانوذرات با اندازه بزرگتر از 200 نانومتر پاک شوند. محلول حاصل به مدت 5-3 دقیقه به شدت به هم زده می شود و سپس برای 30 دقیقه در دمای اتاق رها میشود تا ترکیب ذره با پلاسمید به خوبی صورت گیرد. انتقال ژن در شرایط برون تن با سلولهای Cos-1 صورت گرفت و مطالعات درونتن نیز بر روی بافت رودهای انجام شد. میزان بالایی از بیان ژن در فرمولاسیون کیتوزان-پلاسمید نسبت به DNA خالص در قسمت فوقانی رودهی کوچک مشاهده شد. در این مطالعه پارامترهای تاثیر گذار بر اندازهی ذرهای و پایداری سیستم حامل، وزن مولکولی کیتوزان ، غلظت پلاسمید و نسبت بار تعیین شد. نشان داده شد که ترکیب پلاسمید و کیتوزان با وزن مولکولی بالا در مقابل نمک و چالشهای ناشی از برهمکنش با سرم پایدارتر است.در مطالعه دیگری، جزئیات کیتوزان به عنوان یک حامل انتقال ژن، در مطالعات برونتن و درونتن به وسیلهی Leong و همکارانش بررسی شد. در یکی از مطالعات این گروه، آنها پارامترهای موثر بر اندازه ذره و خصوصیات فیزیکوشیمیایی نانوذرات را بررسی کردند و حفاظت DNA توسط کیتوزان را اثبات کردند. آنها همچنین نانوذرات کیتوزان پگیله شده (پوشانده شدن نانوذرات توسط پلیمر پلیاتیلن گلیکول )(شکل 5) را به منظور بهبود پایداری نگه داری و نیز بهبود بازده فرمولاسیون بررسی کردند. توزیع بافتی نانوذرات کیتوزان حاوی DNA و نانوذرات کیتوزان حاوی DNAپگیله شده بررسی و مشاهده گردید که پاکسازی نانوذرات پگیله شده در 15 دقیقه اول بسیار کند تر بود. بایستی ذکر شود که کارایی انتقال ژن به نوع سلول نیز بستگی دارد. Sato و گروهش متوجه شدند که کارایی انتقال ژن در کیتوزان به وزن مولکولی،pH محیط کشت، سرم و استوکیومتری سیستم طراحی شده بستگی دارد.


    2-3- لیپوزمها


    Felgner و همکارانش اولین کسانی بودند که لیپید کاتیونیDOTMA= Dioleyltrimethylammoniumchloride را با لیپید خنثیDOPE= Dioleoylphosphatidyl-ethanolamine ترکیب و از آن به عنوان حامل انتقال DNA استفاده کردند. از آن به بعد انواع مختلفی از ترکیبات لیپیدی به عنوان حامل انتقال ژن بکار گرفته شدند. به سبب طبیعت دوگانه دوست(Amphiphilic ) ، این لیپید ها به راحتی در آب تشکیل میسل میدهند و به علت بار مثبت به سرعت و با کارایی بالا با DNA برهمکنش میدهند. لیپوزمهای کاتیونی از تبخیر حلال آلی از مخلوطحاوی لیپید کاتیونی و سپس آبپوشی فیلم لیپیدی حاصل در محیط آبی تحت شرایط همزدن شدید تهیه میشوند که منجر به ساخت وزیکول های چند دیواره (MLVs= Multi layer vesicles) میشود. وزیکولهای تک دیواره نیز از سونیکه کردن و یا استخراج(Extraction ) وزیکولهای چند دیواره بدست میآیند. اضافه کردن DNA به لیپوزوم کاتیونی باعث تغییرات شگرفی در لیپوزوم و DNA میشود. این امر باعث تغییر ساختار اولیه لیپوزوم و ایجاد ساختاری تطبیق یافته میشود. نتایج برخی از محققان نشان میدهد که تغییر مشخصات سطحی لیپوزوم ها باعث بهبود توزیع زیستی و نیز رسانش هدفمند DNA با لیپوزوم میشود. ساختار بعضی از لیپیدهای کاتیونی مورد استفاده در رسانش DNA در شکل 5 نشان داده شده است.

    به نظر میرسد یک سیستم به تنهایی نتواند کارایی خوبی در انتقال DNA به هسته داشته باشد،از این روOku و همکارانش روش ژن رسانی جدیدی را گزارش کردند که نام سیستم لیپوزومی پلیکاتیونی (PCL= polycation liposome system)را بر آن نهادند. آنها با اضافه کردن پلی کاتیون پلی اتیلن ایمین (polycation liposome system (PCL)) با لیپوزوم،PCL را ساخته اند. PCL حاصل نیازی به فسفاتیدیل اتانل آمین و یا کلسترول به عنوان اجزا یک لیپوزوم معمول ندارد. این محققان، تاثیر وزن مولکولی PEI را نیز در ژن رسانی در این روش بررسی کردند.نتایج آنها نشان داد که PEI با وزن مولکولی پایین از PEI با وزن مولکولی بالا در ژن رسانی برون تن، موثرتر است. محققان دیگر کارایی این روش را در ژن رسانی درون تن اثبات کردند.




    شکل 5- برخی از لیپید های کاتیونی مورد استفاده در ژن رسانی


    Huang و همکارانش با ترکیب لیپید های کاتیونی با پلی لیزین (poly-L-lysine =PLL) حامل مناسبی را برای ژن رسانی توسعه دادهاند.Szoka پروتکلی را برای بررسی توزیع بافتی و کارایی ژن رسانی از طریق ترکیبات لیپیدی فلورسانس در مقاطع بافت ریه معرفی کرده اند.Baraldo و همکارانش از لیپوزوم های بر پایهی اسفنگوزین ساخت یک حامل ژن رسانی عضلانی را گزارش کردند.

    3-3- ذرات چربی جامد (SLN= Solid Lipid Nanoparticles)

    Müller و همکارانش از نانوذرات چربی جامد به عنوان حامل انتقال ژن استفاده کرده اند. آنها پی بردهند که SLN علاوه بر انتقال دارو میتواند حامل مناسبی برای انتقال DNA پلاسمیدی نیز باشد.
    این گروه از طریق تکنیک هموژناسیون داغ (hot homogenization technique)نانوذرات چربی جامد به شدت کاتیونی با پتانسیل زتای بیشتر از 40+ و اندازهی 100 نانومتر را تولید کردند. آنها پی بردند که نانوذرات چربی جامد بعد از اتصال با DNA پلاسمیدی با یکدیگر ترکیب شده و تولید ذرات بزرگتری را میکنند که اندازهای در حدود 300 تا 800 نانومتر دارند(شکل 6) . کارایی انتقال ژن این حامل در شرایط برون تن در ردهی سلولی Cos-1 نشان داده شده است.





    شکل 6 - نانوذرات چربی جامد به همراه DNA پلاسمیدی (نیمه فوقانی) که از ترکیب چندین ذره ی کوچک تر درست شده اند. یک ذره ی کوچک در پایین تصویر دیده می شود.


    بحث و نتیجه گیری

    به دلیل بروز مشکلاتی که بر سر راه ورود یا پس از ورود DNAی تنها به بدن ایجاد شد، تفکرات بشری به سمت استفاده از حاملهایی رفت که علاوه بر هدفمند بودن، زیست سازگار و غیر ایمنی زا بوده و از DNA در مقابل سیستم رتیکواندوتلیال محافظت کنند و توانایی فرار آندوزمی و رسانش DNA به هسته را نیز داشته باشند. لذا استفاده از حاملهای ویروسی وغیرویروسی، مورد بررسی قرارگرفت که با توجه به مشکلات موجود برای استفاده از حاملهای ویروسی انواع غیر ویروسی در اولویت بررسی قرارگرفتند. در ابتدا ذرات کلوئیدی در ابعاد ماکرو و سپس این ذرات به صورت حاملهای به شکل نانواسفر و نانوکپسول تهیه شدند.انواع حاملهای غیرویروسی تحت بررسی که در این مقاله به آنها اشاره شد، شامل کیتوزان، لیپوزومها و نانوذرات چربی جامد می باشند. هر یک از نانوحاملها توسط گروه های تخصصی مختلفی مطالعه شده و در مطالعات برونتن و درونتن به صورت خالص یا اصلاح سطح شده منجر به نتایج امیدوارکننده ای شدند.

    منبع: سیستم جامع اموزش نانو

    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  10. 1
  11. #26
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Lightbulb نانومواد به عنوان انتقال دهنده های ژنی غیرویروسی(2)

    .
    نانومواد به عنوان انتقال دهنده های ژنی غیرویروسی(2)



    بیان مواد ژنتیکی نظیر DNA, RNA به سلولها وبافتها امیدهای قابل توجهی را برای اهداف درمانی و تشخیصی ایجاد کرده است. اما وارد کردن نوکلوئیک اسیدها به درون سلول، با چالشهایی نیز مواجه میشود. این چالشها برای حاملهای غیرویروسی به عنوان شیوه ی حمل ژن و دارو، به نسبت انواع حاملهای ویروسی یا حمل آزاد،کمتر بوده و لذا به صورت کم خطرترو مناسبتر مورد توجه قرارگرفته اند. در ادامه بحث نانوحاملهای غیرویروسی در حال گسترش، به مواردی چند از این نانوحاملها مثل پلی لیزین، پلی اتیلن آمین، پلی لاکتیک کوگلیکولیک اسید، سیلیکا، همبسپارهای دستهاى، نقاط کوانتومی، نانوذرات طلا و نانوتیوبهای کربنی خواهیم پرداخت. ما در این مقاله به دنبال ارائه راهکارهایی برای بهبود برداشت سلولی سیستمهای حامل غیرویروسی و بیان چشماندازهای استفاده از این حاملها هستیم.



    مقدمه

    ژن درمانی دارای پتانسیل برای درمان کردن بیماری های انسانی است که از ژنهای معیوب ایجاد می شوند. تعدادی از این بیماری ها شامل فیبروز کیسه ای،degeneration macular ، بیماری پارکینسون و انواع سرطان های مختلف می شود. همچنین ژن درمانی برای بیان ژنهای مختلف و یا برای خاموشکردن آنها در بافتهای حیوانی از قبیل سیستم عصبی مرکزی، ریه، کبد و غیره بکارگرفته شده است. توسعه موثر ژن درمانی به انتقال کارامد ژنهای درمانی به سلول، برای جابه جا کردن یا ساکت کردن موارد معیوب تولید کننده بیماری در انسان، مربوط میشود. معمولا ناقلهای ویروسی مثل ادنو ویروسها و رتروویروسها به دلیل کارایی بالایی که در تحویل ژن دارند، در ژن درمانی مورد استفاده قرار می گیرند. اما بروز برخی مشکلات منجر به بازبینی دراستفاده از ناقلهای ویروسی در تستهای کلینیکی برای انسان شده است. اخیرا ذرات غیر ویروسی در ژن درمانی مورد توجه گسترده قرار گرفته اند. این توجه به این خاطر است که آنها می توانند بر انواع سمیت ناشی از تحویل ویروسی فائق آیند. برخی از ناقل های غیر ویروسی رایج که اجازه عبور ماده ژنتیکی از بین سدهای سلولی را می دهند در این مقاله مطرح شده اند.




    4-3- پلی لیزین و پلی اتیلن آمین

    پلی ال لیزین (شکل 7) یکی از اولین پلیمرهای مورد استفاده در ژن رسانی است.زیست تخریبپذیری بالا و البته سمیت بالایی نیز دارد که کاربرد درون تن آن را محدود میکند. مطالعات اولیه بیان میکنند که اگر از پلیلیزین با وزن مولکولی مناسب و نسبت بار مناسب استفاده شود میتوان نانوذرات 100 نانومتری ساخت که به مقدار کم توسط سلول برداست میشوند. علت این امر کمبود گروه آمین در سطح ذره (بار مثبت کم) بیان شده است. البته با استفاده از گروه های هدفگیری سلولی و نیز عوامل لیز آندوزومی از قبیل Chloroquine میتوان این نقص برداشت انتقال ژن کم را برطرف کرد. در تلاش برای بهبود کارایی انتقال ژن و کاهش سمیت،Lee و همکارانش حاملی را با استفاده از اتصال پلی اتیلن گلیکول (PEG= Poly Ethylene Glycol) به پلی لیزین و نیز Fusogenetic peptide سنتز کردند. در این روش ابتدا PEG به پلی لیزین متصل شده و سپس با DNA برهمکنش میدهد و در ادامه با پپتید فوزوژنیک متصل میشود. ذرهی حاصل دارای بار مثبت بوده و در نتیجه ذرات حاصل پایداری خوبی دارند و البته استفاده از PEG و پپتید باعث کاهش سمیت و افزایش بهبود انتقال ژن میشود.
    پلی اتیلن ایمین (PEI) (شکل 7) نخستین حامل انتقال ژن کشف شده است و بنابراین تاکنون مطالعات بسیاری بر روی آن صورت گرفته است. البته سمیت پلی اتیلن ایمین بزرگترین نقص این حامل میباشد. مقالهای Kircheis و همکارانش در ارتباط با طراحی و سنتز PEI اصلاح شده برای ژن رسانی بسیار جامع است و بر اصلاح سطحی PEI ، غلظتDNA، اندازهی ذره، برداشت سلولی ذره ، فرار آندوزومی، ژنرسانی درون تن و بسیاری دیگر از جنبههای مرتبط تمرکز دارد .





    شکل 7- ساختار پلی اتیلنایمین(a) و پلی لیزین(b)


    Sagara و Kimاستفاده استفاده از ترکیب گالاکتوز، پلی اتیلن گلیکول و پلی اتیلن ایمین (Glc-PEG-PEI)را برای ژن رسانی به سلولهای هپاتوسیت گزارش کردند و انتقال بهتر این سیستم را نسبت به حامل مشابه PEI نشان دادند. آنها این سیستم را سیستمی مناسب برای ژن رسانی کبدی معرفی میکنند. Rudolph و همکارانش استفاده از PEI پوشانده شده با PEG برای انتقال DNA به ریه از طریق استفاده از نبولایزر (nebulizer) و یا تزریق تراکئال(intratracheal ) را گزارش کرداند.نویسنده گزارش کرده که استفاده از وزن مولکولی بالای PEG باعث کاهش کارایی انتقال ژن میشود و این امر میتواند به علت ممعانعت فضایی PEG برای برهمکنش حامل با ذره باشد.


    5-3- پلی لاکتیک کوگلیکولیک اسید (PLGA= Poly(lactide-co-glycolide

    برای کاربردهای دارورسانی و ژن رسانی پلیمر های گوناگونی بکار گرفته شدهاند اما (PLA=poly(lactic acid و PLGA تنها پلیمرهای تایید شده توسط FDA هستند که بسیار مورد توجهاند. روش تبخیر حلال امولسیون ( emulsion-solvent evaporation) به عنوان یکی از رایج ترین روشهای سنتز ذرات PLA و PLGA مد نظر است و در این روش پلی وینیل الکل(PVA) به عنوان پایدارکننده (Stabilizer) معمول بکار میرود. با این تکنیک هم ذرات بزرگ و هم ذرات کوچک بدست میآیند و در صورتی که از غشاهای دیالیز 100 نانومتری استفاده کنیم، ذرات ریز با اندازه میانگین 2± 70 نانومتر را جدا می شوند و ذرات عبور نکردهی بزرگتر دارای میانگین اندازهی میانگین 9± 202 نانومتر هستند.ذرات کوچکتر 27 برابر ذرات بزرگتر در انتقال ژن به سلولهای Cos-7و 4 برابر در سلولهای HEK-293 کارا هستند. بار سطحی،برداشت سلولی و آزادسازی DNA هر دو گروه تقریبا برابر است.

    دیگران مطالعاتی بر روی نقش باقیماندهی PVA بر روی برداشت سلولی و نیز بر روی نانوذرات PLGA داشته اند. حذف PVA در حین فرآیند آمادهسازی بسیار سخت است، بنابراین مقداری از PVA با ذرات باقی خواهد ماند که این PVA باقی مانده به مقدارPVA اولیه، نوع حلال آلی مورد استفاده در امولسیون وچندین عامل دیگر بستگی دارد. PVA بر روی اندازه ذره، پتانسیل زتا، شاخص پلی دیسپرسیتی Poly dispersity factor (PDI) و آبگریزی سطح نانوذره تاثیر میگذارد. ذرات با PVA باقیماندهی زیاد با اینکه اندازهی کوچکتری دارند ولی برداشت سلولی کمی نیز دارند که این امر میتواند ناشی از کاهش هیدروفوبیسیتهی بیشتر سطح نانوذرات باشد.

    6-3- سیلیکا

    استفاده از نانوذرات سیلیکا برای کاربردهای ژن رسانی زیاد مورد توجه قرار نگرفته است. در یک سری از مطالعات نشان داده شده که ذرات سیلیکا با بار مثبت سطحی توانایی برهمکنش با DNA پلاسمیدی و بکارگیری در انتقال ژن به صورت برون تن را دارند. این ذرات از طریق تغییر سطح سیلیکای موجود در بازار تهیه شده اند. در مقایسه با ذرات PEI سمیت خاصی برای این ذرات در غلظتهای موردنیاز دیده نمیشود.


    7-3- همبسپارهای دستهاى (Block Copolymers)

    همبسپار دستهاى ترکیبی از بخش کاتیونی و بخش آبگریز اند که به صورت خودسامان با DNA پلی آنیون واکنش میدهند و مایسل هایی را میسازند. Kataoka و همکارانش پیشروهای این حیطه از تحقیق اند. آنها جنبه های گوناگون ساخت این همبسپارهای دستهای کاتیونی، خواص فیزیکوشیمیایی و جنبههای بیولوژیکی از قبیل برداشت سلولی و فرار آندوزمی را بررسی کردهاند.

    8-3- نقاط کوانتومی

    Burgess و همکارانش نشان دادند که DNA پلاسمیدی را میتوان به صورت کوالان به نقاط کوانتومی متصل کرد. آنها نقاط کوانتومی را با TOPO=triocytylphosphine oxide و TOP=triocytylphosphine کپسوله کرده و سپس با استفاده از اتصالدهنده (linker) ملامید که حاوی پیوند دیسولفیدی است، نقاط کوانتومی را به DNA پلاسمیدی متصل کردند. این سیستم سمیت بسیار کم و رسانش بالای DNA به هستهی سلول را نشان داد. Bhatia و همکارانش نیز با استفاده از عامل فرار آندوزومی (endosome escape agent) (لیپوفکتامین) siRNA را به نقاط کوانتومی متصل کردند و توانستند ژن EGFP(Enhanced green fluorescent protein) را تا 29 درصد خاموش کنند.

    9-3- نانوذرات طلا

    استفاده ازDNA پوشیده شده بر روی نانوذرات فلزی (برای انتقال ژن) در ابتدا به وسیلهی دستگاههای شتابدهندهی ذرهای (particle accelerationdevices) (تفنگ ژنی) صورت گرفت. در مطالعات اولیه،DNA بروی نانوذرات تنگستن رسوب داده شد و این نانوذرات بروی ذرات بزرگ پلیپروپیلن قرار گرفتند. از فشار انفجاری دستگاه برای هل دادن ذرات استفاده میشود و ذرات بزرگ در انتهای لولهی دستگاه بر روی دیسک پلی کربناتی گیر میکنند در حالیکه نانوذرات تنگستن از دیسک عبور کرده و به سلولها وارد میشوند. مدتی بعد از دستگاههایی با فشار گاز هلیم که ایجاد یک شوک موجی میکردند برای انتقال نانوذرات طلا به داخل بافتها استفاده میشد. این دستگاهها باعث انتقال 4 برابری ژن لوسیفراز در پوست موش در مقایسه با دستگاههای سری قبل میشدند، اما شوک ایجاد شده توسط فشار گاز هلیم میتوانست باعث صدمهی سلولی شود. بنابراین در مدلهای بعدی از فشار گاز هلیم برای پرتاب گلولهای استفاده میشد، فشار حاصل از پرتاب گلوله باعث متوقف شدن گلوله بر روی دیسکی که در انتهای لولهی دستگاه قرار داشت میشد ولی مانند نمونههای قبلی که از فشار گاز هلیم استفاده نمیکرند ذرات DNA به آن طرف دیسک پرتاب میشدند که باعث کمترین آسیب ممکن به سلولها میشد.
    علاوهبر این، تفنگهای تخلیه قوس الکتریکی (arc-discharge guns ) نیز به عنوان شتابدهندهی ذرهای استفاده شدهاند. در این سیستمها ذرات طلا پوشیده شده بر روی یک فیلم میلار(Mylar film ) (لایه پلی استری) وجود دارند. قوس الکتریکی ایجاد شده توسط دو الکترود باعث شتاب دادن فیلم بر روی یک پرده میشود. فیلم بر روی پرده متوقف میشود ولی ذرات طلا از پرده عبور کرده و به سلولها میرسند. با این روش حجم ذرات انتقال دادهشده توسط دستگاه را میتوان با تغییر ولتاژ، دانسیته ذرات طلا –DNA و یا اندازهی ذرات تغییر داد. بمباران ذرهای از روشهای اولیه انتقال DNA میباشدکه میتوان از آن برای کاربردهای ایمنیسازی استفاده کرد.

    اخیرا محققان به فکر تغییر سطح نانوذرات طلا برای انتقال آندوسیتوزی آنها به سلول هستند. Rotello و همکارانش با واکنش آلکانوتیولها با نانوذرات طلای 2 نانومتری خوشههای پوشیدهشدهی تک لایهای (MMPCs = mixed monolayerprotected gold clusters) را سنتز کردند(شکل8). خوشههای با بار مثبت بیشترین قابلیت انتقال ژن را داشتند(68%).این گروه نشان دادند که قابلیت انتقال ژن با طول زنجیرهی آلکیلی نسبت مستقیم دارد. Klibanov و همکارانش نانوذرات طلای کانژوکه شده باPEIرا سنتز کردند. ذرات سنتز شده قابلیت انتقال ژن 15 تا 6 برابری را نسبت به ذرات PEI را داشتند، البته سمیت این ذرات نیز بیشتر از ذرات PEI بود.
    Rosi و همکارانش اولیگونوکلتیدهای آنتیسنس با گروههای تیولی را به نانوذرات 13 نانومتری طلا متصل کردند و نتایج خوبی برای خاموشی ژن EGFP گرفتند. به منظور بهبود انتقال بهتر اولیگونوکلئتیدها با نانوذرات، تلاشهایی برای ساخت ترکیباتی از نانوذرات و DNA با اتصالات ناپایدار، شده است که این اتصالات در سیتوپلاسم سلولی شکسته میشوند و رشتهی اولیگونوکلتیدی از نانوذره جدا میشود. به این منظور در یکی از روشها با افزایش غلظت گلوتاتیون داخل سلولی امکان آزاد سازی رشتهی اولیگونوکلوتیدی که با اتصال تیولی به ذره متصل شده است فراهم میآید.





    شکل 8- نانوذرات فلزی طلا متصل شده به گروههای تیولی مختلف


    10-3- نانوتیوبهای کربنی

    استفاده از نانوتیوبهای کربنی برای ژن درمانی مربوط به سالهای اخیر است. این ساختارهای کربنی به شدت نامحلولاند و تکنیکهای عاملدار کردن (techniques Functionalization)کووالان و غیرکووالان جهت افزایش حلالیت این ساختارها گسترش یافته است. عاملدار کردن کووالان شامل دو روش است. اکسیداسیون نانوتیوبهای کربنی در شرایط اسیدی باعث تولید انتهاهای اسیدی میشود. عامل دار کردن غیر کووالان به طور معمول دربرگیرنده برهمکنشهای هیدروفوبیک و یا پای-پای بین نانوتیوب کربنی و سورفاکتانت، اسیدآمینه و یا رشته نوکلوتیدی است(شکل 9).

    Bianco و همکارانش از نانوتیوبهای کربنی که به صورت کووالان به گروههای عاملی کاتیونی متصل شده اند برای اتصال DNA استفاده کردهاند. برداشت سلولی این ترکیبات حاوی DNA در ردهی سلولی Hella از طریق آندوسیتوز بود.نتایج میکروسکوپی نشان داده است که اتصال DNA به نانوتیوبهای کربنی چنددیواره بسیار قویتر از اتصال DNA به نانوتیوبهای تکدیواره است.








    شکل 9- نمای شماتیک عاملدار کردن نانوتیوبهای کربنی با زنجیرههای فسفولیپید - PEG که متاقبا به siRNA متصل شدهاند.


    مطالعات زیادی برای انتقال siRNA به سلول و خاموش کردن یک ژن خاص با استفاده از نانوتیوبهای کربنی صورت گرفته است. Dai و همکارانش از نانوتیوبهای عامل دار شده با فسفولیپید-PEG برای واکنش با siRNA دارای انتهای تیول استفاده کردند. آمین انتهایی زنجیرهی متصل به نانوذره به گروه سولفور متصل به DNA واکنش میدهد. این ساختارها توانایی رسانش siRNA و خاموش کردن ژن بسیار خوبی را نشان دادهاند. تستهای درون تن که با نانوتیوبهای کربنی صورت گرفته نیز چشمانداز روشنی را برای این روش بیان میکند.

    4- راهکارهایی برای بهبود برداشت سلولی سیستمهای حامل غیرویروسی

    ژن رسانی غیرویروسی برای بیان ژنهای مختلف و یا برای خاموشکردن آنها در بافتهای حیوانی از قبیل سیستم عصبی مرکزی،ریه، کبدو غیره بکار گرفته شده است. میزان رسانش ژن با این حامل ها در مقایسه با حاملهای ویروسی اغلب ناکافی است و بقای ژن نیز در شرایط درون تن اغلب ضعیف است. پیشرفتهای بیشتر در فنآوری ژن رسانی غیرویروسی میتواند کاربردهای آنرا گسترش دهد و جانشین مطمئنی را برای حاملهای ویروسی فراهم آورد. برای درمانهای درون تن بسیار مهم است که حامل را برای یک سلول مشخص هدفمند کنیم تا از تاثیرات بر سایر بافتها و سلولهای غیر هدف جلوگیری کنیم. هدفمند کردن اغلب به صورت فعال (Active tageting )برای یک سری از سلولها صورت میگیرد. ولی در بعضی از موارد وابسته به شرایط فیزیولوژیک هدفمند کردن حامل به صورت غیر فعال (Pasive targeting) نیز صورت میگیرد.برای مثال وجود منفذهای نامنظم در بافت اندوتلیال رگهای توموری (Irregular endothelial fenestration ) امکان ورود نانوذرات با اندازه و یا ترکیب خاص را قراهم میآورند(EPR effect ). برای ایجاد هدفگیری فعال در شرایط درون تن، حامل بایستی برهمکنشهای غیراختصاصی را از طریق پوشانده شدن با پوشش پلیمری مانند PEG به حداقل برساند و دارای عوامل هدفگیری مختص سلولهای خاص باشد. لیگاندهای مختلفی برای این کار استفاده میشود که بسته به ساختار و نوع سلول هدف میتواند شامل فولات، ترانسفرین، EGF(Epithelial growth factor) ، FGF(Fibroblast growth factor) ،وآفیبادی، نانوبادی، آنتی بادیهای مختلف باشند.

    5- چشمانداز حاملهای غیرویروسی

    امروزه تحقیقات ژن رسانی در جستجوی حاملهای بهتری است که با ویژگیهای بیمار و نوع بیماری همخوانی داشته باشند. بنابراین احتمال طراحی حاملهای خاص برای بیماریهای گوناگون در آینده زیاد است. برای اکثر بیماریهای ژنتیکی نیاز به حاملهایی است که بتوانند ژنهایی با اندازهی متوسط و بزرگ را انتقال دهند. تزریق ژن تنها مشکل پیش رو در ژن رسانی نیست در بعضی از موارد حامل بایستی شرایطی را فراهم آورد که ژن در بافت هدف فعال شود. بنابراین حامل بایستی دارای دستگاهِ تنظیمی باشد که اجازهی روشن و خاموش کردن ژن و تغییرات سطح پروتئین درمانی را را برای پزشک فراهم آورد. از جملهی این ابزار ها میتوان به پروموتورهایی با اندازهی بزرگ و شکل پیچیده اشاره کرد که البته قرارگیری این پروموتورها در وکتور یک مشکل اساسی است. بسیار واضح است که در آینده پلیمرها نقش اساسی در پیشبرد حاملهای ژنرسانی دارند با انتخاب وزن مولکولی مناسب، آنها را میتوان برای کاربردهای خاص بهینه کرد. با اتصال عوامل هدفگیری بافت و یا سلولهای خاص ویا سایر تغییرات میتوان خواص زیستی و فیزیکو شیمیایی آنها را بهبود داد. بعد از آگاهی کامل از ساختار حامل مناسب، صنعتی سازی ساخت حامل معمولا آسان است البته کاملا روشن است که انجام تمامی این موارد تنها برای حاملهای غیرویروسی امکانپذیر است.

    نتیجه گیری

    آنچه در این مقاله به آن اشاره شد، انواع حاملهای غیر ویروسی، ازحاملهایی نظیر پلیمرهای کاتیونی مثل پلی لیزین، پلی اتیلن آمین و PLGA گرفته تا نانوذرانی از سیلیکا،همبسپارهای دسته ای، نقاط کوانتومی، نانوذرات طلا و نانولوله های کربنی هستند. در اکثر موارد اشاره شده، به معرفی ساختار حامل و دلایل استفاده از آن، همچنین به موارد عملی بارگیری، اصلاح سطح و بررسی های درون تن و برون تن برخی، اشاره شد. راهکارهایی که برای بهبود برداشت سلولی این حاملها مطرح شد شامل بهره بردن از هدفمند کردن به شکل فعال وغیر فعال، می باشد. چشم اندازهای استفاده از حاملهای ویروسی اخرین مبحثی است که به آن پرداخته شده است. در اینجا ایده الهای مد نظر در ژن درمانی مطرح شده و دستیابی به نوعی از حاملهایی که با ویژگیهای بیمار و نوع بیماری قابل تطابق هستند، جزء آرمانهای این رشته، مطرح میشود. در این خصوص زمزمه های طراحی حاملهای خاص برای بیماریهای مختلف به گوش می رسد.


    منبع: سیستم جامع آموزش نانو

    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  12. 1
  13. #27
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Post نانو سرامیک های مورد استفاده در دارورسانی

    .
    نانو سرامیک های مورد استفاده در دارورسانی

    نانوسیستم های سنتز شده از مواد آلی و معدنی توجه زیادی را به منظور کاربردهای بیوپزشکی به خود جلب کرده اند. این کاربردها می تواند در زمینه های بیوسنسورها، ساخت سیستم های تصویربرداری، سنتز حامل های دارویی و تحویل هدفمند دارو باشد. از جمله نانوسیستم های مورد استفاده می توان به نانوسرامیک هایی اشاره داشت که به موازات مایسل ها، لیپوزوم ها، دندریمرها و سیستم های پلیمری، می تواند به عنوان حاملهای دارویی قلمداد شوند.




    - مقدمه

    بعد از گذشت یک دهه تحقیق و پیشرفت، نانوتکنولوژی توانست شیوة سنتی استفاده از سرامیک در دارورسانی را تغییر دهد. هر چند که دارورسانی تحت سلطه پلیمرها قرار داشته است، اما اکنون استفاده از سرامیک هااست، که امیدهای زیادی را در دارورسانی ایجادکرده است. نانوتکنولوژی علم استفاده از مواد و سیستم هایی است که وقتی به ابعادنانو (100nm>) می رسند، ساختار و اجزای آنها خواص تغییر یافته جدید و گسترده ای از خود نشان میدهند. امروزه دارورسانی یکی از پدیده های سریع و پیشرفته برای نانوسرامیک ها است که مورد توجه بسیاری قرارگرفته است. خصوصیات فوق العاده نانوسرامیک ها (شامل اندازه، منافذ ساختاری، سطوح بسیار فعال، خواص بی نظیر شیمیایی وفیزیکی وآسان بودن اصلاحات) نشان می دهدکه در مقایسه باگونه های پلیمری، نانوسرامیک ها وسیله ای عالی برای انتقال و آزادسازی کنترل شده و طولانی مدت دارو هستند. نانوسرامیک های پیشرفته مورد استفاده در سیستم های دارورسانی، این امید را می دهند که قادر به حل بسیاری از مسائل چالش برانگیز پزشکی هستند.

    ٢- دسته بندی نانو سرامیک ها

    ٢- ١- نانو ذرات سرامیکی

    نانو ذرات سرامیکی حامل های دارویی ویژه ای هستند که حائز منافع مختلفی برای استفاده در سیستم دارورسانی بوده و امروزه سامانه سرامیکی تحویل دارو قلمداد می شوند. این حامل ها درست مثل همتاهای پلیمری خود، دارو را در مسیرهایی با حجم محدود ( مثل رگهای خونی، ناحیه گوارشی و عرض غشاهای زیستی) انتقال داده و به شیوهایی با کمترین تهاجم، تحویل میدهند. همچنین حامل های نانوسرامیکی نسبت سطح به حجم بالایی دارند که بارگیری مقدار زیاد دارو و رهاسازی طولانی مدت دارو را امکان پذیر می کند. همچنین، این مواد آسان ساخته شده و ارزان تولید می شوند.

    پیشرفت ها در نانوتکنولوژی موجب تولید ذرات بسیار کوچک با خلوص بالا و با نسبت سطح به حجم بسیار بالا، شده است و امکان ساخت را با کنترل زیاد بر اندازه ذرات، مورفولوژی و منافذ، ایجاد می کند. نانو ذرات حامل داروها، اندوسیتوز داروها را توسط سلول های هدف افزایش می دهند و به منظور افزایش جذب، نفوذ عمیق تر به مویرگ ها و غشاء ها را تسهیل می کنند. برای مثال نانوذراتی با ابعاد 70-10 نانومتر می توانند به مویرگ ها نفوذ کنند و نانوذراتی به اندازه 200-70 نانومتر، طولانی ترین گردش را در مقایسه با سایر اندازه ها خواهند داشت. نسبت بالای سطح به حجم نانوذرات و فعالیت سطحی بالای آنها کارایی نانوذرات را در پایداری و بارگیری دارو افزایش می دهد.

    ٢- ١- ١- برتری نانوذرات سرامیکی بر پلیمرها در دارورسانی

    تقریبا همه منافع عنوان شده برای نانوذرات، برای پلیمرها هم صدق میکند. بنابراین چگونه نانوذرات سرامیکی در تحویل دارو بر پلیمرها برتری می یابند؟
    نانوذرات سرامیکی در مقایسه با پلیمرها یا نانو ذرات فلزی واجد چندین خصلت بی نظیر هستند.
    • مدت زمان زیست تخریبپذیری نانوذرات سرامیکی، معمولا طولانی است. خصلتی که در سرعت نفوذپذیری و کنترل آزادسازی دارو حیاتی به نظر می رسد. تخریبپذیری آهسته و یا حتی تخریب ناپذیری ماتریکس های سرامیکی، می تواند داروها را برای مدت زمانی طولانی بعد از اجرا نگه دارد و در این حالت آزادسازی طولانی مدت دارو به شیب غلظتی بستگی خواهد داشت.
    • برخلاف پلیمرها، نانو ذرات سرامیکی در آب متورم نمی شوند یا از نظر منافذ تغییر نمیکنند و وقتی که تغیراتی در pH یا دما حادث می شود، بسیار پایدار باقی می مانند. برای مثال، مسئله ای که معمولا در سیستم های تحویل داروی هیدروژلی رخ می دهد آزادسازی انفجاری داروها است که با وجود نسبت های کوچک تورم در سرامیک ها از آن جلوگیری می شود.
    • نانو ذرات سرامیکی ساخته شده می توانند به عنوان تشکیل دهنده بافت های هدف (مثل انواع مختلف فسفات کلسیم در استخوان)، شیمی، ساختار کریستالی و اندازه یکسانی داشته باشند.

    ٢- ١- ٢- رهاسازی کنترل شدة دارو


    مدلهای دارورسانی می تواند به مدل پیوسته ویا ناپیوسته (on-off)، تقسیم شوند. در هر مدل برای کنترل دارورسانی از نانوتکنولوژی استفاده می شود. برای نمونه، محققان پزشکی در مواردی مثل درمان بیماری دیابت یا فرونشاندن التهاب بعد از عمل، مدل دارورسانی پیوسته اما با تاخیر زمانی همراه با رهاسازی پایدار را به رهاسازی اولیه انفجاری دارو ترجیح می دهند. برعکس برای تحویل ناپیوسته، مثل تحویل زمانمند دارو به سلول های سرطانی یا ناحیه پاتوژن، اغلب آزادسازی انفجاری دارو مطلوب تر به نظر می رسد.
    در مرحله بعد محققان هدف گیری دارو را به سمت نواحی خاص مثل پاتوژن ها، بافت ها یا سلول های خاص می برند. هدف گیری، چون کارایی دارو را افزایش داده و اثرات جانبی مثل سمیت را کاهش می دهد، بسیار مطلوب و البته چالش برانگیز است، هرچند که نانو ذرات سرامیکی به دلیل خصوصیات منحصر به فرد، پتانسیل قابل توجهی در مواجه شدن با چالش ها دارند. چند نمونه اخیر از سرامیک های نانوفازی که به عنوان سامانه دارورسان جدید مورد استفاده قرار گرفته اند در جدول ١ خلاصه شده است.




    جدول ١- نانو ذرات سرامیکی با کاربردهای تحویل دارو




    ٢- ١- ٣- فسفات کلسیم ها

    فسفات کلسیم نمونه ای از نانوسرامیک هایی است که به خاطر زیست سازگاری، جذب و فعالیت زیستی مناسب، به طورگسترده مورد مطالعه قرارگرفته است. فسفات کلسیم به عنوان حامل جدید تحویل آنتی بیوتیک ( جنتامایسین سولفات، تتراسایکلین)،عاملهای ضدالتهابی(مثل سالیسیلیک اسید)، داروهای ضد درد و ضد سرطان (مثل مرکاپتوپوریل)، فاکتور رشد و ژن، مورد استفاده قرارگرفته اند. مشتقات نانویی فسفات کلسیم به طور موفقیت آمیزی در محدوده زمان، رهاسازی پایدار و پیوسته ای را انجام می دهند. بررسی ها نشان می دهد که سرعت آزادسازی دارو می تواند با اندازه دانه بندی نانوذرات فسفات کلسیم، مساحت سطح و نسبت کلسیم به فسفات متناسب باشد. محققان، نانوذرات فسفات کلسیمی را طراحی و ساخته اند که به صورت on-off داروها را به طور برنامه ریزی شده و توسط نیروهای بیرونی مثل ارتعاشات فراصوتی با مقدار توان معین، تحویل می دهد.

    ٢- ١- ٤- نانو ساختارهای سرامیکی میان تهی

    همه نانوساختارهای میان تهی ساخته شده از مواد سرامیکی، به طور کلی واجد یک چیز هستند و آن قابلیت بی نهایت زیاد در بارگیری دارو به همراه آزاد سازی تاخیری آن، نسبت به نانوسفیرهای حجیم است. برای مثال مطالعات نشان می دهد که نانوسفیرهای سلیکای میان تهی این قابلیت را دارند که در مقایسه با نانوسفیرهای سلیکای جامد، هشت برابر بیشترگونه های دارویی را در خود محبوس کنند. همچنین نانوسفیرهای سلیکای میان تهی دارای پروفایل رهاسازی تاخیری چندین مرحله ای هستند که شامل رهاسازی انفجاری اولیه برای ٢٠ دقیقه، رهاسازی پایدار طولانی مدت بیش از ١٠ ساعت و رهاسازی نهایی سریع برای ٢ ساعت دیگر می شود.
    شکل 1 انواع نانوذرات سرامیکی میان تهی را نشان می دهد:



    شکل 1- (a): نانوکره های سیلیکا با حفرات خالی، (b): نانولوله های متخلخل میان تهی مغناطیسی،(c) : نانوکره های آلومینای میان تهی و (d): نانوکره های کربنات میان تهی



    ٢- ١- ٥- وظایف چندگانه نانوذرات سرامیکی

    دارورسانی هدفمند، با تغییر بیوشیمیایی حامل های دارویی که به طوراختصاصی به سلول های هدف متصل می شوند یا با استفاده از ابزارهای بیرونی که موجب حرکت حامل دارو به سمت نواحی آسیب دیده می شوند، مورد بررسی قرار می گیرد. اخیرا دو عنوان نوظهور برای استفاده از نانوذرات سرامیکی در دارورسانی، مورد توجه قرار گرفته اند. یکی فوتودینامیک درمانی (photodynamic therapy, PDT) و دیگری نانولایه های هیدروکسید مضاعف (layered double hydroxides, LDHs) شده است. PDT روشی برای معالجه بیماری های مختلف نظیر بیماریهای غده ای، قلبی، پوستی و چشمی محسوب می شود. PDT عامل جذب مواد حساس به نور (سیلیکا) توسط بافت های تشخیصی ( بافت های سرطانی) بعد از پرتوزایی نوری است.
    LDH ها به دسته ای از مواد سرامیکی با لایه های آنیونی مربوط می شوند که از لایه های باردار شده هیدروکسید فلزی و مجموعه تنظیم کننده آنیونی تشکیل شده اند. کاتیون های فلزی در LDH شامل +Mg2+ ، Zn2+، Ni2+، Cu2+، Al3 و +Fe3 بوده و آنیون های درون لایه ای می تواند CO32-، NO3 و SO42 باشند. LDH ها زیست جذب پذیر هستند و قابلیت بالایی در تبادل یون، رشد زیاد و انحلال پذیری وابسته به pH، دارند. این خصوصیات LDH را به منظور تحویل دارو و ژن، پرآتیه نشان می دهد. LDH، از طریق افزودن محلول باز قوی به محلول حاوی کاتیون های فلزی، ساخته می شوند و اندازه آنها به راحتی توسط pH، دما و زمان واکنش، قابل کنترل است.
    داروی ضدسرطان متوترکسات متصل به LDH در شرایط آزمایشگاهی اثر ضدسرطانی خیلی بیشتری در مقایسه با دوکسوربیوسین که به طور بالینی استفاده می شود، دارد. اعتقاد بر این است که این اتفاق به دلیل جذب سلولی زیاد دارو از طریق اندوسیتوزهای وابسته به کلاترین و آزاد سازی کنترل شده درون سلول است. بررسی های اخیرنشان می دهدکه ممکن است LDH های در ابعاد 200-100 نانومتر، دارورسانی بهترو سمیت کمتری داشته باشند.

    ٢-٢- نانو داربست های سرامیکی برای دارورسانی و احیای بافت ها

    داربست های سرامیکی، مشابه همتاهای نانو ذره خود، پتانسیل زیادی در دارورسانی کنترل شده دارند. در ابتدا این داربست ها به عنوان ساختارهای حفاظتی برای کنترل و هدایت رفتارهای سلولی توسط محیط، تقلید و طراحی شدند. نمونه آن، داربست های فسفات کلسیم هستند که ساختار و ترکیب شیمیایی استخوان طبیعی را تقلید می کند. داربست های فسفات کلسیم نه تنها استحکام ساختاری اولیه را برای سلول های استخوانی فراهم می کنند بلکه باعث تکثیر و تمایز می شوند و می توانند در تجمع نهایی بافت جدید، کمک کنند. این گونه داربست ها محیط درون بدن سلول ها را کامل تر از نانوذرات، شبیه سازی می کنند. بنابراین توسعه نانوداربست های با خصلت زیست تقلیدی، نیازی ضروری به نظر می رسد. استخوان در ابعاد نانو، ترکیبی از فیبرهای کلاژن و کریستال های فسفات کلسیم است که هر دو جزء، نانوهستند.
    منافع ساختاری نانوداربست های سرامیکی، شامل منافذ زیاد، نسبت حجم به سطح بالا، مساحت سطح زیاد، پایداری ساختاری بالا و زمان زوال طولانی، می باشد. این ویژگی ها آنها را به سیستمی نیرومند برای ذخیره سازی و رهاسازی دارو در محل برای اهداف ضدعفونی و ضدالتهابی، تبدیل می کند. بنابراین بیشتر نانو داربست های سرامیکی سیستمهای دارویی چندکاره (تحویل دارو، هدایت رشد سلولی یا تولید بافت و محافظت مکانیکی) محسوب می شوند. از این رو محافظت های مکانیکی ایجاد شده توسط داربست های سرامیکی، نسبت به داربست های پلیمری فراتر از حد انتظار است. جدول ٢ نانوداربست های سرامیکی برای دارورسانی، را خلاصه می کند.

    ٢-٢- ١- نانولوله تیتانیا


    محققان نانولوله های تیتانیا و داربست های پایه فسفات کلسیم را برای تحویل دارو و فاکتور رشد مورد بررسی قرار داده اند. ساختارهای نانولوله تیتانیا با عرض دهها نانومتر و طول لوله ای با چند صد نانومتر، رشد استخوان را بیشتر از انواع تیتانیم های متداول، افزایش می دهند. نوعی از نانو لوله تیتانیومی میتواند آنتی بیوتیک ها و فاکتور رشد را بعد از ایمپلنت شدن، آزاد کند.
    اخیرا محققان نمونه ای از موارد استفاده نانو لوله تیتانیا را به عنوان سامانه تحویل دارو تشریح کرده اند که طی آن آنتی بیوتیک پنی سیلین روی نانو ساختارها بارگیری می شود (شکل۲). این سیستم های تحویلی، آزادسازی تاخیری آنتی بیوتیک در طی سه هفته را نشان می دهند که این عمل با یک انفجار کوچک اولیه، و بعد از جذب فیزیکی نانو لوله تیتانیا آزاد سازی کامل دارو در ١٥٠ دقیقه انجام می شود. همچنین این سیستم زیست سازگار، به همراه استئوبلاست یا سلول های تشکیل دهنده استخوان تست شده و نشان می دهدکه این ماده پتانسیل بالایی برای محافظت از رشد استخوان دارد. در بررسی دیگر، نانو لوله تیتانیا با اتصال گروه های آمین یا متیل تغییر می یابد. ایمپلت های اورتوپدی که از این سیستم استفاده می کنند، بازده بارگیری دارو را افزایش داده و رهاسازی طولانی مدت دارو را موجب می شوند. تحقیقی دیگر نشان می دهد که به موازات آنتی بیوتیک ها، فاکتورهای رشد هم به طور موفقیت آمیزی می توانند برای بهبود چسبندگی استئوبلاست، به ساختارهای نانولوله ای تیتانیا ضمیمه شوند.



    جدول ٢- نانوداربست های سرامیکی برای تحویل دارو






    شکل ۲- نانولوله های تیتانیم (چپ)، پروفایل رهاسازی پنی سیلین/ استرپتومایسین هم رسوب شده در محلول بافر فسفات(راست).


    ٣- بحث و نتیجه گیری

    روزانه تحقیقات زیادی بر نانومواد سرامیکی اعم از نانوذرات و نانو داربست ها انجام می شود. هرچند چالش هایی که نانوفازهای سرامیکی با آن مواجه اند جدی است و سمیت نانو مواد یک نگرانی رو به افزایش است، اما خواص برجسته نانوفازهای سرامیکی و پیشرفت های پیوسته در فهم متابولیسم و شیوه های حذف آنها از بدن، راه های امیدوار کننده ای را برای تشخیص، فهم و درمان بسیاری از بیماری ها، پیشنهاد می کند.


    منبع: سیستم جامع آموزش نانو



    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  14. 3
  15. #28
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Posticon (3) نانوذرات مزومتخلخل سیلیکا : ابزارهای رهاسازی کنترل شده دارو

    .
    نانوذرات مزومتخلخل سیلیکا : ابزارهای رهاسازی کنترل شده دارو


    در این مقاله به معرفی ساختارهای نرم انتقال دارو و معایب آنها و در مقابل به معرفی سلیکا وکاربردهای آن به عنوان حامل های ویژه انتقال دارو و نانوذرات سیلیکای مزومتخلخل(silica nanoparticle (MSN) mesoporous)، می پردازیم. در ادامه به مواردی همچون منافع استفاده و مقایسه MSN با موارد مشابه، مورفولوژی MSN ، نحوه جذب و روشهای عامل دار کردن آنها اشاره کرده و در نهایت به بیان مفهوم"درپوش" و دارورسانی هدفمند می پردازیم.





    ١- مقدمه:


    در دهه های اخیر، پیشرفت های مهم در ساخت دارو برای انوعی از بیماری ها، موجب پیشرفت در فهم خواص فیزیکوشیمیایی مولکول های دارو و پیشرفت درتشخیص مکانیسم های جذب سلولی که به استراتژی های درمانی وسیع و موثری منجر می شود، شده است. اما در بعضی موارد همچون شیمی درمانی برای بیماری سرطان، در ابتدا شیوه های درمانی رایج بر استفاده از داروهای سمی سنتی که اثرات جانبی نامطلوب و اثرات مطلوب محدودی داشتند، متکی بود. بسیاری از این مشکلات ناشی از عدم وجود هدف مشخص در داروهای ضد توموری رایج است به طوری که دارو در سیستم گردش خون وارد شده و همه سلول های سالم و بیمار را درگیر میکند. برای غلبه بر این مشکل، سیستم دارورسانی هدفمند طراحی شده است که قابلیت حمل دوزهای موثری از دارو به سلول های بافت هدف رادار است. موفقیت این دستاورد به توانایی در ساخت حامل های زیست سازگار بستگی دارد که اجازه بارگیری زیاد مولکول های دارو بدون رهاسازی زود هنگام محموله بارگیری شده قبل از رسیدن به مقصد، را می دهد. چند ویژگی موادی که می توانند به عنوان سیستم های انتقال دارو به کار روند:
    ١- مواد حامل بایستی زیست سازگار باشند.
    ٢- توانایی بارگیری زیاد و کپسوله کردن مولکول های دارویی مد نظر راداشته باشند.
    ٣- رها سازی قبل از موقع نداشته باشند و امکان ترشح و نشت مولکول های دارویی از آنها وجود نداشته باشد.
    ٤- توانایی هدایت به سمت نوع خاصی ازسلول ها، بافت یا ناحیه ای مشخص را داشته باشند.
    ٥- مولکولهای دارو را کنترل شده و با سرعتی مناسب آزادکنند تا به غلظت موضعی موثر برسند.
    در نگاه اول یافتن ماده ای که قابلیت بالایی در جذب دارو داشته و قادر به آزادسازی آن در هنگام رسیدن به ناحیه، بافت یا سلول مورد نظرباشد، غیر ممکن به نظر می رسد. برای بررسی، تعداد ٢٢ موقعیت و تعدادی ماده زیست تخریب پذیر همچون نانوذرات پلیمری، دندریمرها و لیپوزوم ها، به عنوان سیستم های تحویل داروی هوشمند که داروها را در محیط آبی به صورت کنترل شده و بر اثر تخریب ساختار حامل ازطریق عوامل مختلف شیمیایی مثل pH و موقعیت های فیزیولوژی، آزاد می کنند، انتخاب شدند. در حالی که تعدادی از سیستم های انتقال دارو موجود، از این دستاورد تبعیت می کنند، امکان صفر بودن آزادسازی پیش از موعد داروها در اینچنین مواد نرم و ناپایداری سخت است. در بسیاری از حالات ماتریکس دارویی گیر افتاده به محض قرار گرفتن سیستم در آب، از حامل های زیست تخریب پذیر به بیرون نشت می کنند.
    مسئله رها سازی قبل از موقع نه تنها کاربرد سیستم های انتقال داروی زیست تخریب پذیر را برای درمان موثر سرطان محدود می کند، بلکه چالشی بزرگ برای تحویل پروتئین ها و داروهای پایه نوکلوئیدی از طریق دهان به ناحیه انتخابی، محسوب می شود. در صورتی که حامل ها نتوانند حفاظت موثری داشته باشند محموله های گرانبهای دارویی یا تغذیه ای، آنزیم ها، DNA و RNA، در محیط به شدت اسیدی معده تخریب خواهند شد. پس عدم ترشح دارو یا تخریب حامل دارو تا زمان رسیدن به مقصد و آزادسازی مطمئن دارو با غلظت موضعی زیاد در بافت هدف، بسیار حیاتی است.
    با توجه به اهمیت موضوع، تحقیقات اخیر بر توسعه سیستم های تحویل دارویی پایدار به لحاظ ساختاری متمرکز شد که بدون مشکل آزادسازی زود هنگام قادر به تحویل مقادیر نسبتا زیاد دارو به بافت های هدف یا حتی اندامکهای درون سلولی، هستند. از میان تعداد زیادی از مواد پایدار به لحاظ ساختاری که برای دارورسانی در نظر گرفته شده اند، ماده سیلیکا با ساختار و خصوصیات سطحی مشخص، به عنوان ترکیب زیست سازگار شناخته شده است. سیلیکا نانوذره ای معدنی است که اغلب در موارد بیولوژیکی استفاده می شود. برای کنترل فرایند آزادسازی، سیلیکا قادر به ذخیره و آزادسازی تدریجی داروهایی مثل آنتی بیوتیک ها است. به علاوه سیلیکا برای افزایش زیست سازگاری برخی از سیستم های تحویل دارو مثل نانوذرات مغناطیسی، بیوپلیمرها و مایسل ها مورد استفاده قرار می گیرد.

    ٢- نانو ذرات مزو متخلخل

    مزوپورهای سلیکا به عنوان موادی طبیعی یا ساخته شده واجد بافتی متخلخل یکنواخت در ابعادی در حدود10-2 نانومتر هستند و آرایشهای آنها هگزاگنال، لایه ای و ساختار داربستی است. شکل 1 نشاندهنده شماتیک مکانیسم مدل مایع- کریستال، است. آرایش هگزاگنالی مایسلهای استوانه ای، در محلول شکل می گیرد و سیلیکاتها ما بین فضای استوانه ها را اشغال می کنند و به این ترتیب ساختار مزومتخلخل به دست می آید.






    شکل ۱ - مکانسیم سنتز سلیکای مزومتخلخل




    ٢-١- کنترل مورفولوژی

    سیلیکاهای مزومتخلخل، موادی جامد شامل ساختارهای متخلخل لانه زنبوری با صدها کانال خالی (مزومتخلخل) هستند که قابلیت جذب و کپسوله کردن مقادیر نسبتا زیاد مولکول های زیست فعال را دارند. خواص برجسته سیلیکا های مزومتخلخل شامل مساحت سطح زیاد (900m2/g<)، حجم بالای روزنه ( 0.9cm/g<)، اندازه تنظیم شده روزنه ها با توزیع محدود (2 تا 10 نانومتر) و پایداری خوب شیمیایی و گرمایی است که آنها را برای اهداف آزادسازی کنترل شده مناسب کرده است.
    از زمان کشف مواد سیلیکای مزومتخلخل در سال ١٩٩٢، از آنها به عنوان کاتالیست، جداساز و حسگر استفاده شده است. علارغم پیشرفت های موجود در استفاده از این مواد، تا دهه ٢٠٠٠ گزارشی راجع به کاربرد این مواد برای آزادسازی کنترل شده و کاربردهای تحویلی، منتشر نشد. یکی از دلایل احتمالی این موضوع نداشتن کنترل بر مورفولوژی بود. روش های سنتی ساخت سیلیکای مزومتخلخل، ذرات و تکه های نامرتب با اشکال و ابعاد مختلف ایجاد می کرد. کنترل خواص انتقال جرم در سطوح نانو اهمیتی اساسی در تحویل دارو و آزادسازی کنترل شده در سیستم های بیولوژیکی دارد، که طبیعت نامرتب سیلیکای مزومتخلخل، چالشی بزرگ برای آن محسوب می شود.

    ٢-٢- نانوکره های سیلیکای مزومتخلخل (MSN):


    سیلیکاهای مزومتخلخل از نظر اندازه ذرات می توانند میکرو یا نانو باشند. میکروکره های سیلیکای مزو متخلخل برای بسیاری از اهداف غیر بیولوژیکی مناسب اند، اما برای کاربردهای بسیار مهم بیوتکنولوژی و بیوپزشکی مناسب نیستند. برای مثال میکرو کره ها عامل مناسبی برای انتقال ژن یا حاملی مناسب برای تحویل درون سلولی دارو نیستند، چون سلول های پستانداران نمی توانند به طور موثر ذرات بزرگ را از طریق اندوسیتوز احاطه کنند. از سوی دیگر میکرو کره ها دارای ابعاد مناسب جهت بلعیده شدن توسط ماکروفاژها هستند و بنابراین در درون بدن با پاسخ های ایمنی شدیدی مواجه می شوند. برای حل این مشکلات، نانو ذرات سیلیکایی مزو متخخل MSN طراحی شدند.
    در ادامه به خواص برجسته MSN با کاربری تحویل با آزادسازی کنترل شده، اشاره خواهد شد.

    • اندازه مناسب و تنظیم شده ذره: اندازه ذره MSN بین۳۰۰-۵۰ نانومتر قابل تنظیم است که بدون هیچ گونه سمیتی موجب اندوسیتوز آسان توسط سلول های زنده گیاهی و جانوری می شود.
    • اسکلت سخت و پایدار: در مقایسه با سایر حامل های پلیمری دارویی، MSN خیلی بیشتر به گرما، pH، استرس های مکانیکی و تخریب های ناشی ازهیدرولیز مقاوم است.
    • اندازه تنظیم شده و یک شکل منافذ: توزیع اندازه منافذ MSN بسیار باریک بوده و ابعاد منفذ بین6-2 نانومتر قابل تنظیم است. این ویژگی موجب دقت بیشتر در بارگیری مولکول های مختلف دارویی می شود.
    • مساحت سطح بالا و حجم حفره بزرگ: همانطور که قبلا گفته شد مساحت کل سطح (900m2/g<) و حجم منافذ ( 0.9cm/g<)، بسیار بزرگ بوده و بارگیری گسترده مولکول های دارویی را موجب می شود.
    • سطوح دو بعدی: MSN ها واجد سطحی درونی (منافذ استوانه ای) و سطح بیرونی(سطح بیرونی ذرات) هستند. این ویژگی موجب عامل دار شدن انتخابی سطوح درونی و یا سطوح بیرونیMSN می شود.
    • ساختار بی نظیر منافذ: بسیاری از مواد که در دارورسانی استفاده می شوند، مثل دندریمرها با ساختار شاخه ای متخلخل و لیپوزوم ها با حفره ای بزرگ داری ساختارهای متخلخلی هستند که از درون به هم متصل اند. پوششی کامل برای جلوگیری از ترشح دارو به بیرون لازم است چون مولکولهای کپسوله شده در منافذ می توانند از طریق مجموعه منافذی که از داخل به هم متصل اند و احتمالا برخی از آنها پوشیده نشده اند، ترشح شوند. در مقابل MSN با منافذی شش وجهی لانه زنبوری و استوانه ای مانند که از یک سمت کره به سمت دیگر آن امتداد دارند، می باشد (شکل۲). بین کانال های منافذ مجزا، هیچ گونه تماس داخلی وجود ندارد. این ویژگی از انتشار مواد به بیرون حتی در حالاتی که پوشش گذاری به صورت کامل انجام نگرفته، جلوگیری می کند. یعنی اینکه منافذ مجزای استوانه ای شکل هر یک به طور مستقل به عنوان انباری برای کپسوله کردن و آزادسازی دارو محسوب می شوند.


    شکل ۲- تصاویر TEM نشاندهنده جهتگیری درMSN (a): جهت های موازی با محور بلند مزوکانال(b): جهت های عمود بر محور بلند مزوکانال



    ٣- جذب درون سلولی MSN

    ٣-١- زیست سازگاری MSN


    زیست سازگاری MSN با سطح عامل دار شده یا بدون آن با روش های مختلف مورد آزمایش قرار گرفته است. مطالعات بر قابلیت بقا و تکثیر سلول های پستانداران مختلف نشان می دهد که این خواص با درونی شدن MSN در غلظت های زیرμg/ml ١٠٠ در105 سلول و حتی بعد از ٧ سیکل سلولی، تحت تاثیر قرار نمیگیرند.

    استحکام غشاهای سلولی بعد از جذب MSN حفظ می شود. آنالیزهای میکروسکوپی بعد از جذب MSNها، نشان دهنده مورفولوژی نرمال سلولی هستند، فعالیت های میتوکندری در سطح نرمال باقی می ماند و سرعت رشد سلول هایی که در معرض MSN قرارگرفته اند مشابه با سلول هایی است که فاقد MSN هستند.

    ٣-٢- مکانیسم جذب سلولی

    تکنیکهای متعدد اسپکتروسکوپی مثل فلوسیتومتری، میکروسکوپ الکترونی عبوری ومیکروسکوپ فلوئورسانس کنفوکال، برای مشخص کردن جذب سلولی MSN مورد استفاده قرار گرفته است.
    بررسی ها بر روی سیلیکا نشان می دهد که حتی اگر هیچ گیرنده ای بر سطح سلول وجود نداشته باشد هم، جذبMSN از طریق مسیر اندوسیتوز پوشیده از کلاترین و از طریق پینوسیتوز اتفاق می افتد. همچنین با تزئین سطح خارجیMSN با عوامل مختلف، می توان جذب و فرار MSN از محفظه اندوزومی را کنترل کرد. MSN های یونی با بار سطحی زیاد می توانند از تله های اندوزومی فرارکنند که این پدیده به خاطر فشار اسمزی تولید شده توسط یونهای با دانسیته زیادی است که سطح به شدت باردارشده MSN را احاطه کرده اند.

    ٤- مفهوم درپوش


    هر سیستم دارورسان می بایست شامل مجموعه ای از خواص مطلوب باشد تا موفق به رهاسازی دارو با غلظت مناسب در هدف مورد نظر و در محدوده زمانی مشخص شود. بنابراین MSN های درپوش دار ابداع شدند. این سیستم ها از انواعی از گونه های شیمیایی (مثل نانوذرات، مولکول های آلی یا تجمعات سوپرمولکولی)، به عنوان درپوشی برای تنظیم کپسوله کردن و رهاسازی دارو، بهره می برند (شکل3). این نوع سیستم انتقال دارو با قابلیت رهاسازی بدون ترشح دارو، برای مواردی که مواد بارگیری شده سمی هستند، مثل داروهای ضد سرطان، حائز اهمیت است.
    نمونه ای از کاربرد نانوذرات به عنوان درپوش: اخیرا سیستم دارورسان که با احیا کنترل می شود توسعه یافته و اساس آن MSN با درپوشهایی از cadmium sulfide nanoparticles (CdS) است. در این سیستم، CdS به طریق شیمیایی وبا رابط های دی سولفیدی به MSN متصل شده است. به طور آزمایشی، وانکومایسین و ATP به عنوان میهمان انتخاب شدند. قدرت پوششی CdSبا معلق کردن MSN پوشانده شده با CdSدر بافرسالین فسفات تست شد. بعد از گذشت ١٢ساعت از تعلیق در محلول آبی، هیچ گونه نشتی از مولکولهای میهمان از این سیستم مشاهده نشد. در مطالعه آزمایشگاهی دیگر قدرت رهاسازی سیستم CdS–MSN با استفاده از غلظت های مختلف از مواد کاهنده ارزیابی شد. بعد از افزودن عامل کاهنده دی سولفید، سیستم MSN ، ٥٤٪ ازمحموله وانکومایسن و تنها ٢٨٪ از ATP را آزادکرد. این اختلاف در میزان رهاسازی به برهمکنش های مختلف الکتروستاتیک بین MSN عاملدار شده با رابط (که در محیط خنثی دارای بار مثبت است) و مولکولهای وانکومایسین (که در محیط خنثی کاتیونی است) و ATP (که در محیط خنثی آنیونی است) مربوط میشود.

    ٥- رهاسازی کنترل شده دارو

    برای به کاربردن سیستم CdS–MSN برای رهاسازی مولکولهای فعال بیولوژیکی به سلول های زنده، رهاسازی کنترل شده داروها مثل وانکومایسین و ناقل های عصب (ATP) به سلولهای زنده مورد بررسی قرارگرفت. از رهاسازی کنترل شده ATP از CdS–MSN استفاده شد تا به طور مصنوعی یک فرایند بیولوژیکی مورد بررسی قرارگیرد. نمونه آن بهبود در افزایش کلسیم درون سلولی در آستروسیت ها است که درآن ATP نشان دهنده گیرنده ای واسطه ای در این افزایش است. لذا ATP بارگیری شده در سیستم CdS–MSN به همراه ماده ای فلئورسنت به محیط کشت آستروسیت اضافه و سپس ماده ای درپوش زدا به نام مرکاپتواتانول افزوده شد. بعد از اضافه کردن درپوش زدا افزایش قابل توجهی در میزان یون کلسیم در آستروسیت مشاهده شد.
    والت-رگی و همکارانش با استفاده از استراتژی های مختلف در رهاسازی کنترل شده دارو، موفق به رهاسازی داروهای ایبوپروفن، اریترومایسین و آلندرونات شدند. اخیرا تامانوئی و همکارانش موفق به رهاسازی camptothecin (CPT), از MSN شدند وبا استفاده از میکروسکوپ فلئورسانس کونفکال رها سازی CPT درون رده های مختلف سلول های سرطانی را تاییدکردند. علاوه بر این آنها توانستند ممانعت از رشد و مرگ سلولها را پس از تحویل CPT به سلولهای سرطانی مشاهده کنند. تحویل درون سلولی پپتیدها و پروتئین ها نیز برای اهداف درمانی استفاده میشود. از MSN با منفذهای گسترش یافته برای تحویل پروتئین غشائی غیرقابل نفوذ (سیتوکورومC) به سلولهای سرطانی هلا استفاده شد و دیده شد که نه تنها داروهای کوچک بلکه ماکرومولکولها نیز میتوانند با سیستم های پایه MSN تحویل داده شوند. از طرف دیگر، ژن درمانی هم در پزشکی به دلیل فراهم کردن فرصت های بزرگ برای درمان بیماریها، التهاب ها وسرطان مورد توجه بسیار قرار گرفته است. یکی از نقطه ضعف های این تکنیک عدم وجود سیستم سالم و موثر برای تحویل ژنهای درمانی به بافت یا اندامی خاص است. استفاده از سیستم G2-PAMAM –MSN می تواند ناقلDNA پلاسمید را در مقابل آسیب های آنزیمی حفظ کند.



    شکل۳- MSN حامل مولکولهای میهمان و درپوش( کنترل کننده های ورود و خروج)(الف) و شمای تعدادی MSNs با عاملهای سطحی (درپوش)، برای رهایش کنترل شده درون سلولی مولکولهای حمل شده و تحویل درون سلولی آنها(ب).



    ٦- بحث و نتیجه گیری

    در این مقاله برخی از یافته ها در رابطه با استفاده از نانوذرات سلیکای مزومتخلخل به عنوان عاملی برای تحویل دارو با رهاسازی کنترل شده درون سلولی مطرح شد. مکانیسم انتقال داروتوسط MSN های ساده و عامل دار شده و همچنین پیشرفت های بعدی در این زمینه مثل به کارگیری درپوش مطرح شد. ساختارهای مزومتخلخل به دلیل افزایش ظرفیت بارگیری، کپسوله کردن مناسب و عدم ترشح دارو به بیرون تا رسیدن به هدف، داشتن ظرفیت بالا برای ایجاد تغییرات بر سطح آنها مثل عامل دار کردن و یا به کار بردن تکنولوژی جدید استفاده از درپوش بر سطح آن، امیدواری هایی را در زمینه های تحویل داروی موثر و هدفمند ایجاد میکند.


    منبع: سیستم جامع آموزش نانو

    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  16. 2
  17. #29
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    Arrow نانوذرات و دارورسانی به ریه

    .
    نانوذرات و دارورسانی به ریه


    بیماری‏های ریه در بین شایع ترین و کشنده ترین بیماری‏هایی هستند که با آنها روبرو می‏شویم. سیستم تنفسی به محیط خارج راه دارد در نتیجه باید علیه عوامل عفونی خارجی محافظت شود. ذرات با عبور از راه‏های هوایی به سمت پایین بامخاط تنفسی، مژک ها و شاخه ‏های ریه روبرو می‏شوند که ذرات بزرگتر از 5 میکرومتر را در خود نگه می‏دارند و اجازه‏ ی عبور به سمت پایین تر و حبابچه ها را، که محل اصلی تبادل مواد با خون است، به آنها نمی دهند. به‏ علاوه ریه سرشار از ماکروفاژ است که هر جسم خارجی وارد شده به ریه را خنثی می‏کند.
    به همین دلیل استفاده از نانوذرات می ‏تواند یک مزیت محسوب شود چون با کاهش اندازه‏ ی ذرات میزان دسترسی ماکروفاژها به آنها کمتر می‏ شود. ضمناً مدت زمان اقامت ذرات در بدن نیز افزایش می یابد. از این رو حرکت به سوی استفاده از فناوری نانو برای دارورسانی به ریه در حال پیشرفت است.






    1- مقدمه

    ابتدایی ترین عملکرد ریه تبادل گاز بین خون و محیط خارجی و نگهداری pH هموستاتیک است. در فرآیند تنفس، ریه‏ ها در تماس با مواد مختلفی با اندازه‏ های گوناگون از باکتری‏ها گرفته تا دود و آلاینده ‏های موجود در هوا قرار می‏گیرند [1]. این ذرات درقسمت‏های مختلف هوایی مانند حلق، نای، نایژه و نایژک‏ها و حبابچه‏ های تنفسی به دام می‏افتند (شکل 1).تقریبا 300 میلیون حبابچه در ریه‏ ها وجود دارد که سطحی حدود 100 مترمربع ایجاد می‏کنند. ضخامت دیواره ‏ی این حبابچه ‏ها حدود 0.1 میکرومتر است. در نتیجه ریه محلی مناسب برای تبادل ترکیبات می‏باشد [1]. ذرات بزرگ‏تر از 5 میکرومتر در دهان و راه‏های بالاتر تنفسی به دام می‏ افتند. اگر اندازه ‏ی ذرات بین 1 تا 5 میکرومتر باشد،آنها می‏توانند به راه‏های انتهایی تنفسی و حبابچه ها برسند. اما ذرات کوچکتر از 1 میکرومتر اغلب معلق مانده و با بازدم از بدن خارج می‏شوند.




    شکل 1- راه های هوایی در انسان [2]


    ریه هدفی جالب برای دارورسانی است زیرا برای دارورسانی به آن روش ‏های غیرتهاجمی وجود دارد. به ‏علاوه ریه فراهمی زیستی بالا و سطح تماس زیادی برای جذب ترکیبات ایجاد می‏ کند [3]. سیستم‏های نانو برای دارورسانی به ریه مزایای زیر را دارند:

    • با کاهش اندازه نسبت سطح به حجم ذرات افزایش می‏یابد در نتیجه سطح تبادل مواد با ریه بیشتر می‏شود.
    • با کاهش اندازه‏ ی ذرات سرعت انحلال آنها بیشتر می‏شودکه خود باعث افزایش سرعت انتقال آنها در محیط اطراف می گردد.
    • امکان توزیع دوز نسبتا یکسان به تمام حبابچه های ریه فراهم می شود.
    • نانوذرات آزادسازی کنترل شده از دارو دارند.
    • برای انتقال مولکول‏های بزرگ (مثل پروتئین‏ها) مناسب هستند.
    • احتمال ورود دارو به سلول‏ها با توجه به اندازه ‏ی ذرات افزایش می‏یابد [4و1].

    2- انواع تجهیزات استنشاقی

    ابزارهای نوین استنشاقی به سه گروه نبولایزر(nebulizer)، افشانه های تنفسی با دوز معین (Metered dose inhalers=MDIs)و افشانه های تنفسی با پودر جامد (Dry powder inhalers) (DPIs) تقسیم می‏شوند (شکل 2) [4و1]. حامل‏های نانو به شکل پراکندگی کلوییدی در نبولایزر یا به شکل جامد در MDI و DPI وجود دارند. در نبولایزر هوا با سرعت بالا و فشار به محلول یا سوسپانسیون ذخیره شده در محفظه برخورد کرده و آنرا به ذرات ریز تبدیل می‏ کند. در MDI، پودر در تماس با یک پیش برنده یا همان پروپلانت(propellant) قرار می‏ گیرد. با کمک فشار ایجاد شده بر دستگاه، پیشران دارو را با فشار و به صورت پودر ریز از دستگاه خارج می‏ کند. در این نوع دستگاه‏ها در هربار مصرف مقدار معینی از دارو خارج می ‏شود و باید بین زمان خروج دارو از دستگاه و زمان تنفس فرد هماهنگی وجود داشته باشد تا دارو مستقیم وارد ریه شود. در DPI بسته به قدرت تنفس فرد پودر از دستگاه خارج می‏ شود و هرچه قدرت تنفس بیشتر باشد پودر داخل دستگاه نیز راحت تر و بیشتر خارج می‏ گردد. مزیتی که این دستگاه نسبت به MDI دارد عدم حضور پیشران وعدم نیاز به هماهنگی بین زمان تنفس و استفاده از دستگاه است [1].




    شکل 2- الف) نبولایزر، ب) DPI و ج)MDI و [2]


    به دلیل تداخلات بین ذرات در پراکندگی‏ های مایی کلوییدی در نبولایزرها، احتمال کلوخه شدن وجود دارد. به ‏علاوه در این نوع از فرمولاسیون ها احتمال تخریب شیمیایی مانند هیدرولیز نیز بیشتر است. به همین دلیل استفاده از پودر خشک رایج ‏تر می‏باشد.

    همانگونه که قبلا ذکر شد، احتمال خروج ذرات با ابعاد نانو از طریق بازدم زیاد است در نتیجه بهتر است که برای تهیه ‏ی فرمولاسیون ‏های نهایی استنشاقی، پودرهایی در مقیاس میکرومترکه در داخل آنها داروهای دارای ابعاد نانو محصور شده اند، تولید شوند [4].

    3- داروهای قابل استفاده برای استنشاق

    داروهای متعددی برای دارورسانی موضعی یا سیستمی از راه ریه وجود دارند که شامل مولکول‏های کوچک و بزرگ هستند. مولکول‏های کوچک بیشتر برای دارورسانی موضعی و برای درمان بیماری‏ های مزمن مانند آسم یا ( chronic obstructive pulmonary disease =COPD) استفاده می‏ شوند اما مولکول‏های بزرگ مثل پروتئین‏ها و پپتیدها هم برای دارورسانی موضعی به ریه و هم برای هدف ‏درمانی بیماری‏هایی نظیر دیابت و ترومبوز مورد استفاده قرار می‏ گیرند [4].

    4- حامل‏های نانو برای دارورسانی به ریه

    4-1- نانوذرات پلیمری

    هدف از استفاده از پلیمرها در دارورسانی، حمل مولکول دارویی، محافظت آن از تخریب و کنترل رهاسازی دارو است. چنین پلیمرهایی ترکیباتی زیست ‏سازگار و زیست تخریب‏ پذیر هستند که در جدول زیر به برخی از آنها اشاره شده است. زیست‏ سازگاری و سمیت پلیمرها در طول زمان باید به دقت مورد آزمایش‏های دورن‏تن(in vivo) و برون‏تن(in vitro) قرار گیرد تا در هنگام استنشاق مشکلی برای بیمار ایجاد نشود [4].


    جدول 1- پلیمرهای بکار رفته در ساخت نانوذرات و نوع داروی بارگیری شده برای دارورسانی به ریه [3]




    4-2- لیپوزوم ها

    این ساختارها برای دارورسانی به ریه بسیار مورد توجه هستند زیرا می توان آنها را از ترکیبات طبیعی خود ریه مثل سورفاکتانت ریه تهیه نمود. اولین داروی لیپوزومی وارد بازار شده که از سورفاکتانت های ریوی تهیه شده است، Alveofact نام دارد. اغلب فرمولاسیون های لیپوزومی در حالت مایی و با کمک نبولایزرها استفاده می‏ شوند. هرچند همان‏طور که قبلا نیز ذکر شد، در مورد پایداری این فرمولاسیون ها مشکلاتی وجود دارد. به همین دلیل استفاده از فرم خشک شده ‏ی لیپوزوم ها رو به افزایش است[4و1].

    4-3- نانوذرات لیپیدی جامد

    مزیت این ساختارها که از لیپید، سورفاکتانت و آب تشکیل می‏شوند، کنترل آزادسازی دارو، آزادسازی طولانی مدت و تخریب سریعتر در فاز درون تن نسبت به نانوذرات پلیمری است. به‏ علاوه این ساختارها سازگاری بیشتری را نسبت به برخی پلیمرها در داخل ریه نشان می دهند. در تحقیقی از این ساختارها برای انتقال انسولین استفاده شده که نتیجه ‏ی آن انتقال موفق انسولین به داخل بدن از راه ریه بوده است [4].

    4-4- درختسان‏ها

    درختسان ‏ها، پلیمرهایی هستند که ساختار شاخه دار دارند. این ساختارها بیشتر برای انتقال ژن به داخل سلول استفاده می‏ شوند که برای این کار نیاز به قرارگیری لیگاندهای خاص بر سطح درختسان برای اتصال به گیرنده‏ های سلولی است.
    در یک مطالعه، از مولکول هپارین به عنوان یک درشت ‏مولکول برای درمان بیماری‏های آمبولی ریوی با کمک درختسان‏ ها استفاده شده است. نتایج این کار به صورت افزایش نیمه عمر و جذب دارو در مقایسه با حالتی که از درختسان استفاده نشود، گزارش شده است [4].
    در جدول زیر انواع داروهای مورد استفاده در درمان بیماری‏ها و نوع سیستم نانوذره ه‏ایی که برای بارگیری دارو مورد استفاده قرار گرفته، نشان داده شده است:





    جدول 2- نمونه هایی از داروهای بکار رفته در انواع ساختارهای نانو برای دارورسانی ریوی [4]





    5- تولید نانوذرات استنشاقی

    فناوری‏های ساخت نانوذرات برای استنشاق مختلف هستند اما در کل در تمام آنها نانوذرات در داخل میکروذرات محصور می شوند تا به اندازه‏ی مناسب برای استنشاق برسند. این پوشش های افزایش دهنده ی اندازه اغلب از جنس مانیتول یا لاکتوز هستند که با کمک تکنیک اسپری شدن اطراف نانوذرات قرار می گیرند.


    5-1-خشک کردن افشانه ای (Spray-drying)

    خشک کردن افشانه ای فرآیندی است که در آن ذرات قابل استنشاق به صورت جامد ایجاد می‏ شوند. در این فرآیند، محلول در دمای اتاق توسط نازل و با کمک گاز نازل به ذرات ریز تبدیل می شود. سپس این ذرات ریز شده توسط گاز گرم خشک می‏ گردند و ذرات جامد را باقی می‏ گذارند. مراحل انجام کار به صورت شماتیک در شکل 3 نشان داده شده است. این روش برای ترکیبات حساس به حرارت مثل پروتئین‏ها و پپتیدها مناسب است چرا که در آن انرژی زیادی که باعث تخریب ساختار گردد، مورد نیاز نیست [4]. در ادامه‏ برای ایجاد اندازه‏ی مناسب میکرو برای ورود به ریه، نانوذرات را توسط مانیتول یا لاکتوز و مجددا با روش خشک کردن افشانه ای به اندازه‏ ی مناسب می‏رسانند به این صورت که نانوذرات ایجاد شده را همراه با محلول مانیتول یا لاکتوز وارد دستگاه نموده و در نهایت نانوذراتی که توسط یک پوشش به اندازه ‏ی میکرو رسیده‏اند به صورت جامد استخراج می‏ شوند. اندازه‏ ی این ذرات به حدود 2 میکرومتر می رسد که برای رسیدن به حبابچه ‏ها مناسب می‏ باشد.




    شکل3- خشک کردن افشانه ای [4]



    5-2-خشک کردن افشانه ای-انجمادی (Spray-freeze-drying =SFD)

    در این فرآیند خشک کردن افشانه ای و خشک کردن از طریق یخ زدن باهم انجام می‏ شود. محلول مورد نظر وارد محیطی که از نیتروژن مایع پر شده است می‏ گردد و همزمان که حلال خود را بر اثر تصعید از دست می دهد، به پودر جامد تبدیل می ‏شود. با این تکنیک پودر جامد ریز و نرم (fine powder)بدست می آید [4].

    5-3- فناوری مایع فوق بحرانی(Supercritical fluid technology, SCF)


    قاعده ‏ی اصلی این فرآیند کریستالی شدن کنترل شده‏ ی دارو در مایع فوق بحرانی (مانند دی اکسید کربن)می ‏باشد.

    این فرآیند بر دو نوع است:
    (supercritical antisolvent precipitation=SAS) و ( supercritical fluid extraction of emulsions=SFEE) (شکل 4). در SAS مکانیسم اصلی، رسوب سریع در هنگام تماس مایع با دی ‏اکسید کربن است اما در SFEE ابتدا حلال آلی از امولسیون روغن در آب یا امولسیون چندگانه توسط دی‏اکسید کربن جدا می‏شود و سپس ذرات به صورت جامد درمی آیند. از آنجا که اغلب داروها در CO2 نامحلولند، در نتیجه فرآیندSAS روش بهتری برای ایجاد پودر دارویی قابل استنشاق است [4و1].

    5-4- تکنیک امولسیون دوگانه/ تبخیر حلال(Double emulsion/solvent evaporation technique)


    در این فرآیند امولسیون روغن در آب تهیه و در ادامه فاز آلی آن با تبخیر خارج می گردد [4]. این فرآیند بیشتر برای تهیه‏ی نانوذرات از پلیمرها استفاده می‏شود [1]. فاز آلی که حاوی دارو، پلیمر و حلال آلی است به فاز مایی افزوده شده و در فاز مایی پراکنده می شود. سپس با تبخیر آن نانوذرات حاوی پلیمر ایجاد می ‏گردند. در نهایت با قرارگیری نانوذرات در محلولی از مانیتول و لاکتوز و خشک کردن افشانه ای آنها می توان میکروذراتی با مرکزیت نانوذرات پلیمری برای دارورسانی به ریه ایجاد نمود [4].




    شکل4-تکنیک های سیال فوق بحرانی الف)SAS، ب)SFEE و [4]


    5-5- رسوب با کمک ضدحلال (Antisolvent precipitation)

    ذرات جامد دارو با توزیع اندازه ی کوچک می‏ توانند توسط این روش ایجاد شوند. دارو که در یک حلال آلی قابل امتزاج با آب حل شده است با استفاده از حلالی که غیرقابل امتزاج با آب است، رسوب می‏ کند. ذرات نهایی ایجاد شده نرم و یک دست خواهند بود [4].

    6- سمیت نانوذرات استنشاقی

    نانوذرات می‏توانند از محل استنشاق به سمت سایر بافت ها و اعضا حرکت کنند و باعث پاسخ ناخواسته در آنها شوند. این پاسخ ها می‏تواند از یک التهاب ساده تا ترومبوز عروق باشد. به طور مثال در یک تحقیق از یک سورفاکتانت غیرزیستی در ساخت نانوذرات استفاده شد. بعد از عکسبرداری از سلول های ریه مشخص گردید که این سورفاکتانت در حبابچه ‏های ریه به صورت یک لایه فیلم باقی مانده است که این امر مانع عملکرد طبیعی حبابچه در انتقال اکسیژن می ‏شود.
    در تحقیقی دیگر نشان داده شد که حدود 1% از نانوذرات کوچکتر از 35 نانومتر توانسته اند خود را به عروق کرونر قلب برسانند.
    گاه اندازه ‏ی کوچک نانوذرات خود می تواند به عنوان یک عیب محسوب شود. ماندگاری برخی نانوذرات در ریه حتی تا 700 روز نیز گزارش شده است. این ذرات توانسته اند از سیستم های پاک‏ کننده مانند ماکروفاژها فرار کرده و در بدن باقی بمانند[4].

    با این وجود، نتایج کلی بدست آمده از تحقیقات نشان می ‏دهد که اگر در فرمولاسیون نانوذرات به زیست سازگاری و زیست تخریب پذیری توجه شود، خطری جدی برای فرد ایجاد نمی‏ گردد و در حقیقت فناوری نانو می‏ تواند به عنوان یک راه درمانی مناسب برای بهبود دارورسانی به ریه بدون ایجاد آسیبی جدی استفاده شود[4و3و1].

    بحث و نتیجه‏ گیری

    انتقال ریوی نانوذرات روشی غیرتهاجمی است که می ‏تواند برای هدف‏ درمانی به سلول‏های ریوی استفاده شود. با فرموله کردن دارو به صورت نانوذرات علاوه بر پایداری، امکان استفاده ‏ی آسان‏تر از دارو نیز برای بیمار فراهم می‏ شود. با استنشاق مستقیم دارو به داخل دستگاه تنفس از مصرف بیشتر دارو و عوارض جانبی ناشی از انتقال دارو به سایر بافت‏ها جلوگیری بعمل می‏ آید. ویژگی مهم استفاده از این تکنیک انتقال داروهایی نظیر انسولین و پروتئین‏ها به داخل بدن از راه استنشاق است که خود می‏ تواند نویدبخش حرکت به سوی درمان بیماری‏هایی مانند دیابت با کمک روش‏های جایگزین تزریق انسولین به بیمار باشد. تنها مشکل دارورسانی با فناوری نانو به ریه سرنوشت این ذرات و پاک شدن سریع آنها از دستگاه تنفس است که می‏ توان این مشکل را از راه محصور کردن نانوذرات در پوشش‏های قابل تخریب و بزرگتر شدن سطح ذرات تا حد مطلوب برای باقی ماندن در ریه برطرف نمود. سرطان‏ های ریه و سل هنوز هم از معضلات پزشکی در جهان محسوب می ‏شوند. با استفاده از فناوری نانو امید است که راه‏ های دارورسانی به این بافت بهبود یافته و گامی بزرگ در جهت درمان بیماری‏ های مرتبط برداشته شود.


    منبع: سیستم جامع آموزش نانو




    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  18. 3
  19. #30
    آسمون
    ناظـم سایـت
    تاریخ عضویت
    2012/11/06
    محل سکونت
    زیر چتر آسمون...
    سن
    27
    نوشته ها
    1,608
    3,143
    2,397

    دارو رسانی به سرطان بر مبنای علم نانو (1) -ویژگی های بافت تومور و هدف گیری آن

    .

    دارو رسانی به سرطان بر مبنای علم نانو (1) -ویژگی های بافت تومور و هدف گیری آن

    سرطان در نتیجه جهش در سلول های بدن ایجاد می شود. سلول های جهش یافته با سرعت بالاتری نسبت به سلول های سالم تکثیر شده و مواد مغذی و اکسیژن را از دسترس این سلول های خارج میکنند.انواعیاز روشها مثل جراحی، شیمی درمانی و پرتودرمانی و یا ترکیبی از آنها، برای مهار این بیماری استفاده میشود.دوره های درمانی سخت وطاقت فرسا از یکسو و ازبین رفتن سلولهای سالم و بیماراز سوی دیگر، شیوه های رایج درمانی را پر هزینه و با مضراتی هنگفت کرده است. در این مقاله به مبحث دارورسانی به بافت تومور پرداخته می شود، شیوه ای که موثرتر از روش های سنتی دارورسانی می نمایند.




    1- مقدمه



    1-1- سیستم های نوین دارو رسانی برای درمان سرطان
    در حال حاضر، درمان سرطان شامل روش های تهاجمی از قبیل استفاده از کاتر برای انجام شیمی درمانی، شیمی درمانی اولیه برای کوچک کردن توده های سرطانی موجود، جراحی برای خارج کردن تومور در صورت امکان و پرتودرمانی است. هدف از شیمی درمانی و پرتودرمانی از بین بردن سلول های سرطانی است که به دلیل رشد و تقسیم بسیار سریعتری که نسبت به سلول های سالم بدن دارند، حساسیت بیشتری به داروهای شیمی درمانی و پرتوها نشان میدهند. تحقیقات موجود در زمینه شیمی درمانی به دنبال تهیه حامل های دارویی با مسیرهای ورود دارویی متفاوت، یافتن هدف های درمانی جدید از قبیل رگهای خونی تغذیه کننده بافت توموری و توسعه اشکال دارویی هدفمند و اختصاصی هستند. کارایی یک روش درمانی به طور مستقیم به توانایی آن در کشتن سلول های سرطانی بستگی دارد به گونه ای که سلول های سالم بدن تحت تاثیر قرار نگیرند[1].



    2- دارو رسانی هدفمند

    دارو رسانی هدفمند شامل نمونه سازی فعال و غیر فعال می باشد. در هدفمند سازی فعال عامل درمانی یا حامل به بافت یا سلول مشخصی متصل میشودولی در هدفمند سازی غیر فعال عامل دارویی به همراه حامل به صورت غیر فعال به سلول وبافت هدف میرسد.می توان نانوذرات را طوری طراحی کرد که از سد های بیولوژیکی که داروهای سنتی توانایی عبور ندارند، به راحتی عبور کنند[2].مطالعات نشان داده است که نانوذرات پس از اینکه اتصالهای محکم توسط اثر هایپراسموتیک مانیتول باز شدند، از سد خونی مغزی عبور میکنند. بنابراین میتوان با این روش داروهای آهستهرهش را برای درمان بیماریهای سختی مانند تومور مغزی دارورسانی کرد[3].

    1-2- هدف گیری غیر فعال

    نانوسیستم ها قادربه استفادهاز ویژگی های ساختاری بافت تومور، برای هدفگیری غیرفعال هسنند. هنگامیکه حجم تومور به 2mm3 یا بیشتر می رسد، دچار محدودیت نفوذپذیری می گردد. این محدودیت، بر روی قابلیت جذب غذا، مواد زائد و اکسیژن رسانی به سلول ها، اثر می گذارد. بافت توموری به منظور غلبه بر این مشکل، فرایند رگ زایی را شروع می کند. از ویژگی های این پدیده، می توان به ناهنجاری در غشای پایه، فقدان پریست های پوشش دهنده اندوتلیال و در نتیجه شکل گیری رگ های نشت کننده حاوی منافذ و پنجره های به اندازه بین 100 تا 1200 نانومتر اشاره کرد. اندازه منافذ با توجه به نوع تومور متفاوت است. به علاوه به دلیل فقدان سیستم لنفاتیک کارامد در بافت توموری، فشار میان بافتی در مرکز تومورها بیشتر از محیط اطراف است. این افزایش فشار داخلی، موجب ایجاد جریان رو به بیرون سیال میان بافتی می گردد و در نتیجه انتشار دارو به مرکز تومور را کاهش می دهد. مشخص شده است که بافت توموری قادر است پرتئین های پلاسما را به دام بیاندازد و از محصولات حاصل از تجزیه آنها جهت رشد خود استفاده کند.

    1-1-2-هدفگیری غیرفعال با استفاده از شبکه مویرگی نشت پذیر تومور

    بسیاری از نانوسامانه های دارورسان از "ویژگی افزایش نفوذپذیری و نگهداری"(EPR)( Enhanced PermeationRetention)بافت توموری بهره میبرند. این ویژگی بر پایه دو خصوصیت بافت توموری است:الف) اندوتلیال مویرگ دربافت بدخیم، نامنظم تر از بافت های سالم است ونفوذپذیری بالاتری به ماکرومولکولها دارد. این امر امکان خروج نانوحامل های دارویی از رگها را در اندوتلیال تومور فراهم می کند. ب)عدم وجود تخلیه لنفاوی در بستر تومور منجر به گیر افتادن دارو در این ناحیه می شود. در نتیجه با اتصال داروی شیمی درمانی به پلیمر یا حامل مناسب می توان تجمع دارودر بافت هدف را به میزان 10-100 برابر نسبت به داروی آزاد افزایش داد.




    شکل١- هدفگیری غیرفعال با استفاده از شبکه مویرگی نشت پذیر تومور


    2-1-2- هدف گیری غیرفعال با استفاده از محیط بافت تومور

    1-2-1-2- هدف گیری آنزیمی

    نوع دیگری از هدفگیری غیرفعال مبتنی بر ویژگی های محیط بافت توموری است. دارو به فرم غیرفعال به بیمار تزریق می شود و سپس در شرایط خاص و معینی به فرم فعال خود تبدیل می شود.به عنوان مثال فرم غیر فعال وغیر سمی داروی ضد سرطان" اتر لیپید فسفولیپید کولین"توسط فوسفولیپاز A2 که در محیط تومور به فراوانی یافت می شود به فرم فعال و سمی اتر لیپید فوسفولیپید کولین تبدیل می شود. حال اگر با استفاده از فرم غیرفعال فوسفولیپید، لیپوزوم حاوی داروی ضدسرطان ساخته شود، لیپوزومها همزمان با ورود به محیط تومور و در معرض قرار گرفتن با فوسفولیپاز A2 علاوه بر تخریب و رهایش دارو، واحد های ساختمانی لیپوزوم نیز به فرم فعال تبدیل می شوند و در نتیجه به صورت دو گانه اقدام به کشتن سلول های تومور می کنند(شکل٢).






    شکل٢- فوسفولیپازA2 یا (sPLA2) که در محل تومور به فراوانی یافت میشودتوانایی تبدیل ساختار شیمیایی پیش داروی غیرفعال به فرم فعال را دارد. این آنزیم پس از ورود لیپوزومها به محل تومور باعث تخریب لیپوزوم و رهایش دارو از آن نیز میشوند.





    2-2-1-2- هدف گیری بر مبنای اسیدیته محیط
    رشد و تکثیر بیش از اندازه سلول های سرطانی این نیاز را در آنها ایحاد می کند که علاوه بر روشهای طبیعی کسب انرژی، که توانایی پاسخ گویی به نیازهای متابولیک و کسب اکسیژن و انرژی آنها را ندارد، از روش های دیگری مانند گلیکولیز استفاده کنند و این خود باعث ایجاد یک محیط اسیدی خفیف در محیط تومور می شود. دانشمندان با طراحی و ساخت نانوذرات پلیمری حاوی دارو که در محیط اسیدی تغییر آرایش پیدا میکنند، از این خاصیت تومورها استفاده میکنند. دو مشکلی که در این روش وجود دارد: الف) باتوجه به فاصلة محیط اسیدی از تومور، دارو قبل از رسیدن به تومور رها شده و به بافتهای اطراف تومور آسیب میزند. ب) با توجه به اینکه اسیدیته تومور چندان پایینتر از محیط طبیعی بدن نیست(حدود 6.5)، طراحی نانوذره ای که در محیط طبیعی بدن دارو را آزاد نکرده و در محیط تومور آزاد کند بسیار سخت و مشکل خواهد بود.

    3-2-1-2- هدفگیری بر مبنای تغییرات دمایی
    با توجه به فعالیت بسیار زیاد، در محیط تومور دما تا اندازه ای از محیط طبیعی بدن بالاتر است، بنابراین می توان با طراحی نانوذرات دارویی حساس به دما از این خاصیت به بهترین نحو استفاده نمود.

    2-2-هدفگیری فعال

    هدف گیری فعال با اتصال مولکولهای هدف گیرنده به سامانه های دارورسانی این امکان را فراهم می کند که بتوان دارو را بصورت کاملا اختصاصی به بافت توموری، درون سلول های سرطانی، اندامک های درون سلولی ویا مولکولهای اختصاصی در سلول های سرطانی منتقل کرد. این روش حامل های دارویی را به سمت کربوهیدراتهای سطحی، گیرنده ها و آنتیژن های اختصاصی بافت هدف هدایت می کند و به خصوص در درمان تومورهای اولیه که هنوز متاستاز نکرده اند، مورد توجه است[4].

    1-2-2-هدف گیری علیه کربوهیدرات
    مثالی از هدف گیری فعال، سیستم کربوهیدرات- لکتین است. کربوهیدرات های سطح سلولی، برهمکنش های سلولهای توموری با سلول های سالم بدن و نیز با ماتریکس خارج سلولی، را تحت تاثیر قرار میدهند. این برهمکنش ها به واسطه پروتئین هایی به نام لکتین صورت میگیرد که دارای قابلیت اتصال به کربوهیدراتها هستد. برخی از لکتین ها قادرند الگوی کربوهیدراتی متفاوت سلول های سرطانی را به عنوان الگویی "بیگانه" شناسایی کنند و از این طریق سبب بروز پاسخ های ایمنی ذاتی و اکتسابی شوند. تحقیقات نشان داده اند که لکتین نقش مهمی در بقای سلول های توموری، اتصالشان به اندوتلیوم و به ماتریکس خارج سلولی و نیز رگزایی توموری ایفا میکند. این برهمکنش ها می تواند برای تهیه سیستم دارورسانی هدفگیری شده، با اتصال به لیگاند های کربوهیدراتی (هدف گیری لکتینی مستقیم) و یا با اتصال به لکتین ها (هدفگیری لکتینی معکوس) به کار گرفته شود.

    2-2-2- هدف گیری علیه آنتیژن و گیرنده
    بیان بالای آنتی ژن ها و گیرندهها در سلولهای سرطانی، روشی برای ورود سامانه های دارویی از طریق آندوسیتوز است. داروی متصل به حاملهای پلیمری از طریق برهمکنشهای گیرنده-لیگاند وارد سلول میشود. جدا شدن دارو از پلیمرممکن است در فضای خارج سلولی، در سطح سلول و از همه مهمتر در لیزوزوم و به وسیله آنزیم های لیزوزومی صورت گیرد..

    1-2-2-2- آنتیبادیهای مونوکلونال
    آنتیبادیهای مونوکلونال اولین وکارآمدترین گروه مولکولهای هدف گیرنده هستند که قابلیت اتصال به آنتیژنهای اختصاصی تومور را دارند. توسعه آنتیبادیهای ضدسرطان در گرو شناسایی آنتیژنهای مناسب است. یک آنتیژن مناسب، در سطح همه سلولهای سرطانی بیان میشود، اما در سطح سلولهای سالم وجود ندارد.برای درمان لنفومای B،Rituximab در سال ١٩٩٧ مورد تایید FDA (سازمان جهانی غذاودارو) قرار گرفت. آنتیبادی دیگری که در درمان سرطان سینه استفاده میشود trastuzumab است. این آنتیبادی به گیرندهHer2 متصل میشود و بیان بالایی در، حدود ٢٠-٣٠ درصد از زنان مبتلا به سرطان سینه نشان میدهد.تحقیقات نانوتکنولوژی پزشکی در سال های اخیر بر اتصال این آنتیبادیها به سطح نانوسامانههای دارویی متمرکزشده تا عوامل شیمیدرمانی با کمک آنتیبادیها، به طور اختصاصی به سلولهای سرطانی هدایت شوند. به عنوان مثال Rituximab وtrustuzumabبه نانوذرات پلیلاکتیک متصل شدهاند. این هدف گذاری ورود نانوذرات به درون سلول را به میزان ٦ برابر افزایش میدهد[٥و٦].

    2-2-2-2- آپتامرها
    گروه جدیدی از مولکولهای هدف گیرنده آپتامرها هستند. آپتامرها الیگونوکلوئیدهای RNA یا DNA هستند که در نتیجه برهمکنشهای درون مولکولی، شکل فضایی خاصی به خود میگیرند که به آنها توانایی اتصال به لیگاندها را میبخشد. آپتامرها میتوانند به گونهای تهیه شوند که همانند آنتیبادی ها به طوراختصاصی وباتمایل بالا به آنتیژنهای هدف متصل شوند.برتری آپتامرها به عنوان مولکولهای هدفگیرنده نسبت به آنتیبادیها:اولا آپتامرها، لیگاندهای بسیار متنوعی مثل یونها، متابولیت های سلولی، ویتامین ها، ویروسها و داروهای مختلف مانند آسپرین و... را شناسایی میکنند. آپتامرها حتی میتوانند آنانتیومرهای فضایی مولکولهای مختلفیمثل کافئین و تئوفیلین را تشخیص دهند. دوما، آپتامرهای با تمایل بالا به یک مولکول هدف میتوانند در محیط آزمایشگاه با استفاده از روشی به نام تکامل سیستم لیگاندها با غنیسازی نمایی تهیه شوند[٧].

    3-2-2-2-الیگوپپتیدها
    استفاده از پپتیدها به عنوان مولکولهای هدف گیرنده در سالهای اخیر مورد توجه قرارگرفته است. مزیت پپتیدها به آنتیبادیها عبارت است از : اندازه کوچک؛ ایمنیزایی پایینتر؛ پایداری بالاتر و تولید آسانتر.از جمله این پپتید ها میتوان به تریپپتید آرژنین – گلایسین – آسپارتیکاسیداشاره کرد[٨].

    4-2-2-2- فولات
    فولیکاسید (فولات) یکی از مهمترین و پرکاربردترین مولکولهای هدفگیرنده می باشد. گیرنده فولات در انواع زیادی از سرطانها از جمله سرطان سینه، رحم، ریه، مغز و روده بزرگ به میزان بالا بیان میشود. فولات به طور اختصاصی به گیرندهفولات متصل میشود. این مولکول هدفگیرنده به انواع مختلفی از دارورسانها از جمله لیپوزومها، نانوذرات پلیمری و دندریمرها متصل شده است. اما به این دلیل که اینگیرنده در سلولهای اپیتلیال نرمال روده، ریه، کلیه، جفت و شبکه های مشیمیه نیز وجود دارد، این سیستم ها نیازبه تحقیق بیشتری دارند[٩].

    5-2-2-2- سایر مولکولهای هدفگیرنده نوظهور


    از دیگر انواع مولکولهای هدفگیرنده میتوان به افیبادیها، نانوبادیهاو اویمرها نام برد.

    3- بحث و نتیجه گیری

    در سالهای اخیر، نانوسیستم های دارو رسانی مورد توجه قرارگرفته اند.هدف از توسعه این سیستم ها که عموما متشکل از دارو، حامل، لیگاندهای هدفیابی و اصلاح سطح کنندهمی باشند، رهایش کنترل شده دارو، حفظ غلظت دارو در محدوده درمانی برای مدت زمان مناسب و انتقال اختصاصی دارو به بافت هدف است. از جمله این سیستم های نانوپزشکی می توان به لیپوزوم ها، میسل ها، نانوذرات، کونژوگه های آنتی بادی و کونژوگه های پلیمری اشاره کرد که هم اکنون در فاز کلینیکی هستند و یا وارد بازار شده اند[٢]. در این مقاله به طور خلاصه به ماهیت بافت تومور وشیوه های فعال و غیرفعال دارورسانی به بافت تومور اشاره شد.


    منبع: سیستم اموزش نانو
    .
    [Only Registered and Activated Users Can See Links. Click Here To Register...]











  20. 2
صفحه 3 از 4 نخست 1234 آخرین
نمایش نتایج: از 21 به 30 از 32

اطلاعات موضوع

کاربرانی که در حال مشاهده این موضوع هستند

در حال حاضر 1 کاربر در حال مشاهده این موضوع است. (0 کاربران و 1 مهمان ها)

کلمات کلیدی این موضوع

مجوز های ارسال و ویرایش

  • شما نمیتوانید موضوع جدیدی ارسال کنید
  • شما امکان ارسال پاسخ را ندارید
  • شما نمیتوانید فایل پیوست کنید.
  • شما نمیتوانید پست های خود را ویرایش کنید
  •