Новые подходы к использованию термочувствительных липосом и локальной гипертермии

УДК 577.31:577.352.2:612.57

E.V Tazina, N.A. Oborotova

NEW APPROACHES TO THE USE OF THERMOSENSITIVE LIPOSOMES IN COMBINATION WITH LOCAL HYPERTHERMIA

N.N. Blokhin Russian Cancer Research Center RAMS, Moscow

ABSTRACT

Thermosensitive liposomes are capable to capture drug and release it at a specific formulation-dependent gel to liquid-crystalline phase-transition temperature. New approaches to increase the circulation time of thermosensitive liposomes, potential modifying of liposomes by thermosensitive polymers and also potential use of thermosensitive liposomes combined with MR thermometry for controlled local drug release and increase of therapeutic efficiency of anticancer agents are considered in the review.

Key words: thermosensitive liposomes, hyperthermia, phase transition temperature, MR thermometry, gadolinium, thermosensitive polymers.

Е.В. Тазина, Н.А. Оборотова

НОВЫЕ ПОДХОДЫ К ИСПОЛЬЗОВАНИЮ ТЕРМОЧУВСТВИТЕЛЬНЫХ ЛИПОСОМ И ЛОКАЛЬНОЙ ГИПЕРТЕРМИИ

ГУ РОНЦ им. Н.Н. Блохина РАМН, Москва

РЕЗЮМЕ

Термочувствительные липосомы способны захватывать лекарственный препарат и высвобождать его при температуре фазового перехода липидов из геля в жидкокристаллическое состояние. В обзоре рассматриваются новые подходы к увеличению времени циркуляции термочувствительных липосом, возможности модификации липосом термочувствительными полимерами, а также возможности сочетанного использования термочувствительных липосом и магнитно-резонансной термометрии для контролируемого локального высвобождения препарата и повышения эффективности противоопухолевой терапии.

Ключевые слова: термолипосомы, гипертермия, температура фазового перехода, магнитно-резонансная термометрия, гадолиний, термочувствительные полимеры.

ВВЕДЕНИЕ

Универсальные свойства липосомальной лекарственной формы объясняют широкие возможности ее применения, особенно в химиотерапии рака. Однако включение в липосомы по-разному влияет на эффективность и безопасность лекарств. Липосомальные препараты, в настоящее время используемые в клинике [6; 74], обладают главным образом меньшими побочными эффектами по сравнению с традиционными препаратами [3]. В некоторых случаях причиной недостаточно высокой терапевтической активности является низкое высвобождение действующих веществ из липосом в опухоль [10]. Использование липосомальных препаратов в комбинации с различными эндогенными воздействиями (пониженное значение pH [22; 88; 89], наличие специфиче-

ских ферментов [80]) и экзогенными стимулами (свет [72], ультразвук [78], нагрев [62; 63]) позволяют увеличить селективность доставки и достичь высокой концентрации биологически активных соединений в опухоли.

Среди различных механизмов триггерного воздействия использование нагрева или гипертермии для высвобождения липосомального содержимого активно исследуется по нескольким причинам. Во-первых, гипертермия может увеличивать кровоток и проницаемость капилляров в опухоли. Кроме того, показано, что гипертермия увеличивает выход липосом из сосудов в ткани и их накопление в прогреваемой опухоли [27; 42; 43]. Таким образом, гипертермия может увеличивать доставку липосом в опухоль и усиливать экспозицию опухолевых клеток к препарату, высвобождаемому

из липосом. Во-вторых, гипертермия используется как адъювантная терапия к хирургическому лечению, лучевой терапии и химиотерапии. Показано, что гипертермия обладает прямым цитотоксическим действием по отношению к опухолевым клеткам [21; 41]. В-третьих, можно достичь супра-аддитивного цитотоксического эффекта, если использовать гипертермию в комбинации с несколькими химиотерапевтическими агентами, инкапсулированными в липосомы [29; 31; 86]. Термочувствительные липосомы высвобождают свое содержимое при температуре фазового перехода липидов из геля в жидкокристаллическое состояние (T ). При этой температуре проницаемость мембраны липосом увеличивается в несколько раз [44].

ТЕРМОЧУВСТВИТЕЛЬНЫЕ ЛИПОСОМЫ С ПРОЛОНГИРОВАННЫМ ВРЕМЕНЕМ ЦИРКУЛЯЦИИ

В традиционных исследованиях термолипосом инициированный температурой выход препарата происходил при 43

- 45 °С [27]. Только в нескольких работах были описаны составы термолипосом для температур ниже 43 °С (например,

39 - 40 °C) [62]. Так как во время лечения физиологически оправдана внутриопухолевая температура не выше 42 °C, необходимость в термолипосомах, высвобождающих содержимое при умеренной гипертермии (40 - 42°C), очевидна [8; 32; 55; 85].

Для увеличения времени циркуляции липосом в кровотоке в липидную мембрану часто вводят полиэтилен-гликоль (ПЭГ) [64]. Пэгилированный липосомальный доксорубицин (Доксил, Келикс) эффективен при лечении СПИД-ассоциированной саркомы Капоши, рака яичников и молочной железы. Однако, несмотря на устранение кардиотоксичности при применении этой лекарственной формы — был описан новый побочный эффект, подобный шелушению кожных складок (пальмарно-плантарная или ладонно-подошвенная эритродизестезия) [57; 58]. Ладонноподошвенная эритродизестезия, а также сообщения об острых реакциях гиперчувствительности после введения пэгилированных липосом [3] и о снижении времени их циркуляции после повторных инъекций [52; 53] — причины поиска новых моделей липосомальных форм.

Разработка термочувствительных длительно циркулирующих липосом для умеренной гипертермии (41 - 42 °C) явилась целью работы Lindner et al. (Klinikum Grosshadern Medical Center (KGMC), Ludwig-Maximilians-University, Мюнхен, Германия) [56]. Ранее было высказано предположение, что адсорбция белков сыворотки на поверхности липосом является ключевым моментом для их фагоцитоза в печени и селезенке. Поэтому подавление опсонизации липо-сом — важный фактор увеличения времени их циркуляции. Гидратированные группы на поверхности пэгилированных липосом стерически ингибируют электростатические и гидрофобные взаимодействия с белками сыворотки [51]. Для создания термолипосом Lindner et al. предложили использовать новый синтетический липид 1,2-дипальмитоил-sn-глицеро-3-фосфоглицероглицерин (DPPGOG), близкий к природному

1,2-дипальмитоил-sn-глицеро-3-фосфоглицерину (DPPG).

Свободные гидроксильные группы DPPGOG обладают большей гидрофильностью, чем ПЭГ. За счет присоединения глицерина к фосфатидилглицерину через эфирную связь время циркуляции липосом значительно увеличивается.

Включение 10 моль% DPPGOG в состав термолипосом диаметром 50 нм, содержавших 1,2-дипальмитоил-sn-глицеро-3-фосфохолин (DPPC) и холестерин в соотношении 5 : 4, приводило к увеличению периода полувыведения везикул у крыс до t1/2 = 17,6 ч [71]. В исследовании Lindner et al. DPPGOG облегчал инициированное температурой высвобождение карбоксифлюоресцеина из термолипосом диаметром 175 нм и приводил к увеличению периода полу-выведения карбоксифлюоресцеина до t1/2 = 9,6 ч у хомячков и t1/2 = 5,0 ч у крыс.

Липосомы, содержащие отрицательно заряженные липиды, кроме фосфатидилинозитола [35], обычно быстро выводятся из кровотока, возможно, вследствие взаимодействия с определенными белками плазмы [40]. Текучесть липосомальной мембраны также играет важную роль в захвате липосом ретикулоэндотелиальной системой (РЭС). За счет повышения температуры фазового перехода липидов или включения в мембрану холестерина захват липосом РЭС снижается. Этот эффект максимален, когда липиды с высокими температурами фазового перехода, такие, как DPPC или ^-дистеароил^-глицеро-3-фосфохолин (DSPC), смешиваются в эквимолярных соотношениях с холестерином. Маленькие одноламеллярные везикулы (МОВ) диаметром ~ 80 нм, состоявшие только из DSPC, показывали у мышей t1/2 = 0,47 ч, а при добавлении пэгилированного дистеароилфосфатидилэтаноламина DSPE-PEG (9:1) период полувыведения увеличивался до t1/2 = 8,4 ч [15]. Большие одноламеллярные везикулы (БОВ) диаметром ~ 180 нм, состоявшие из DPPC/DSPC (9:1) и содержавшие доксорубицин, выводились из крови мышей <10 % от введенной дозы за 60 мин [77]. Добавление к этим липосомам 6 моль% монозиалоганглиозида или 3 моль% DSPE-PEG-1000-5000 увеличивало период их полувыведения только до ~ 3 ч [59].

Lindner et al. получали липосомы из DPPC (T = 41,5 °C), DSPC (Tm = 56,0 °C) и DPPGOG (Tm = 39,7 °C). Было показано, что DSPC с более высокой T действует как мембранный стабилизатор, причем с повышением содержания DSPC мембранная стабильность увеличивается. DSPC также может служить регулятором температуры высвобождения, которая меняется в пределах 40 - 43 °C при изменении содержания DSPC в липосомальной форме от 0 до 30 моль%. DPPGOG с более низкой Tm действует как мембранный дестабилизатор. С увеличением количества DPPGOG увеличивалось высвобождение карбоксифлюоресцеина, но термолипосомы с содержанием DPPGOG >50 моль% обладали низкой стабильностью при 38 - 40 °C. По сравнению с традиционными термочувствительными липосомами с высвобождением

40 % доксорубицина спустя 30 мин при 42 °C [27] система, содержащая DPPGOG, с высвобождением 80 % карбоксифлюоресцеина в течение 3 мин при 42 °C гораздо эффективнее. Ожидается, что новая DPPGOG-липосомальная система будет клинически полезной для доставки широкого диапазона химиотерапевтических агентов в солидные опухоли.

ТЕРМОЧУВСТВИТЕЛЬНЫЕ ЛИПОСОМЫ И МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНАЯ ТЕРМОМЕТРИЯ

Перспективным подходом в лечении глубоко расположенных злокачественных опухолей является гипертермия в комбинации с радио- и/или химиотерапией [23]. Нагревание участка опухоли до 40 - 44 °С предположительно оказывает следующее действие: прямой цитотоксический эффект, вызванный температурой [12]; увеличение кровоснабжения прогреваемого участка опухоли [79] и индукция белков теплового шока [25]. Уровень прогревания и распределение прогревания в опухоли - ключевые моменты в гипертерми-ческом воздействии. Поэтому для контролируемого эффективного гипертермического лечения необходимо измерение температуры в прогреваемом участке опухоли [20; 36; 54; 68]. Знание распределения температуры дает информацию о локализациях в опухоли, в которых достигнута терапевтическая температура, и позволяет определять места нежелательного теплового повреждения в здоровых тканях за пределами опухоли («горячие точки»).

Магнитно-резонансная визуализация, основанная на термозависимых параметрах и показывающая изменения в тканях, является неинвазивным трехмерным методом, предоставляющим возможность вести наблюдения за нагреванием во время гипертермии. Ядерный магнитный резонанс (ЯМР) — явление резонансного поглощения радиочастотной электромагнитной энергии веществом с ненулевыми магнитными моментами ядер, находящимися во внешнем постоянном магнитном поле. Ненулевым ядерным магнитным моментом обладают ядра 1Н, 13С, 15К, 19Т, 29Б1, 31Р и др. Поглощенную энергию система перераспределяет внутри себя (так называемая спин-спиновая, или поперечная релаксация; характеристическое время Т2) и отдает в окружающую среду (спин-решеточная, или продольная релаксация, время релаксации Т1). Времена Т1 и Т2 несут информацию о межъядерных расстояниях и временах корреляции различных молекулярных движений [2].

Как температураные изменения, так и изменения в тканях очень важны для качественной оценки гипертермического лечения. Для магнитно-резонансной термометрии исследованы и предложены различные термозависимые магнитнорезонансные параметры. К этим параметрам относятся коэффициент диффузии [20; 54], время продольной релаксации (Т1) [14; 65] и химический сдвиг протонной резонансной частоты [33]. Время продольной релаксации Т1 зависит не только от температуры, но и от изменений, происходящих в тканях. Изменения в тканях коррелируют с дозой тепла -функцией температуры и времени [69; 70]. Причинами значительных изменений в тканях, которые нежелательны при гипертермическом воздействии, являются лечение в течение длительного времени и температура >44 °С.

Для магнитно-резонансной термометрии и локального высвобождения препарата предложено использовать термочувствительные липосомы с инкапсулированным гадолинием или ионами марганца. Это связано с тем, что парамагнитный гадолиний или ионы марганца высвобождаются при температуре фазового перехода липидов из геля в жидкокристаллическое состояние и действуют как со-

кращающие ^-контрастирующие агенты [24; 81]. Недавно была разработана новая форма длительно циркулирующих термочувствительных липосом с инкапсулированным га-додиамидом. Температура фазового перехода полученных термолипосом составляет 42 °C, что совместимо с температурой, необходимой для лечения опухолей при комбинированном применении химиотерапии и гипертермии [56]. В своей работе Wang et al. (University Hospital Grosshadern, Ludwig-Maximilians-University, Мюнхен, Германия) [83] изучали температурную зависимость времени релаксации T1 новых термолипосом с инкапсулированным гадодиамидом в интервале температур 30 - 50 °C. Термолипосомы получали из DPPC/DSPC/DPPGOG в молярном соотношении 5 : 2 : 3. При нагревании от 30 °C до 37 °C инкапсулированный гадодиамид не высвобождался из термолипосом, и наблюдалась типичная линейная температурная зависимость T1. Постепенное высвобождение гадодиамида из термоли-посом происходило в пределах 37 - 50 °C, поскольку температура фазового перехода липидов составляет около 42 °C, и приводило к значительному уменьшению T1. В процессе охлаждения от 50 °C до 30 °C снова наблюдалась линейная зависимость T1 от температуры, так как к этому моменту гадодиамид полностью вышел из термолипосом. Таким образом, показано, что температура фазового перехода около 42 °C важна для выхода препарата и проявления им цитоста-тического действия.

Термочувствительные липосомы с инкапсулированными ионами марганца (II) в комбинации с гипертермией можно использовать для неинвазивной термометрии, активной загрузки доксорубицином, а также для прямого нацеливания препарата на опухоль. Hossann et al. (University Hospital Grosshadern, Ludwig-Maximilians-University, Мюнхен, Германия) [34] получали термолипосомы из DPPC/DSPC/ DPPGOG в молярном соотношении 5 : 2 : 3 и загружали их либо хлоридом натрия, либо сульфатом марганца (II), либо гадолиний-диэтилентриаминпентауксусной кислотой (GdДТПУК). Инкапсулирование доксорубицина проводили по методу pH-градиента. Ионы марганца высвобождались при температуре фазового перехода липидов (42 °C). Во время снятия характеристик термолипосом с помощью ЯМР наблюдалось сигмоидное уменьшение времени релаксации T1 при нагревании и характерное запаздывание кривой при охлаждении. Сигмоидное увеличение T1 во время охлаждения указывало на реинкапсулирование марганца. Данное явление не наблюдалось при инкапсулировании в термолипосомы контрастирующего агента гадодиамида. Термолипосомы с инкапсулированным марганцем (II) имели тенденцию к образованию осадка в отличие от термолипо-сом с хлоридом натрия. В экспериментах по загрузке тер-молипосом доксорубицином формировались агрегаты. При увеличении концентрации DPPGOG линейно увеличивалась концентрация марганца. Hossann et al. предположили, что возможная причина этих явлений — образование комплекса между ионами марганца (II) и отрицательно заряженной головной группой липида DPPGOG.

Сфокусированный ультразвук (ФУЗ) под управлением магнитно-резонансной термометрии делает возможным контролируемое местное нагревание тканей. В работе Zwart et al. (CNRS/Victor Segalen University, Nycomed

Imaging AS, Осло, Норвегия) [92] было показано локальное высвобождение гадолиния из термочувствительных липосом при использовании ФУЗ-магнитно-резонансной визуализации. Гадолиний-диэтилентриаминпентауксусная кислота-бис(метиламид) (GdДТПУК-БМA) инкапсулировали в липосомы, состоявшие из DPPC и DPPG. После 1-го ФУЗ-нагревания (максимальная температура 32 °C) не наблюдалось каких-либо изменений сигнала, указывавших на высвобождение гадолиния в области фокуса УЗ, т.е. липосо-мы не разрушались ультразвуковыми волнами. Нагревание до 42 °C вызывало локальное высвобождение гадолиния в области фокуса УЗ. При этом здесь отмечалось существенное увеличение сигнала, означавшее местное уменьшение времени релаксации T1 вследствие выхода гадолиния из липосом. Проведенные опыты предполагают, что ФУЗ-нагревание выше температуры тела дает возможность контролировать местное высвобождение препарата из термочувствительных липосом.

Salomir et al. (RMSB-University Bordeaux, Bergonie Institute, Франция) [67] продемонстрировали возможность местного высвобождения контрастирующего агента (GdДТПУК-БМA) из термочувствительных липосом при воздействии управляемой магнитным резонансом гипертермии in vivo на почечной модели кроликов. В отсутствие термочувствительных липосом не происходило непосредственных изменений сигнала в почке, вызванных температурой, тогда как при введении термолипосом с гадолинием, полученных из DSPC и 1,2-дистеароил-sn-глицеро-3-фосфоглицерина (DSPG) в весовом соотношении 95 : 5, в почке четко наблюдалось увеличение сигнала.

ТЕРМОЧУВСТВИТЕЛЬНЫЕ ПОЛИМЕРЫ И ТЕРМОЛИПОСОМЫ

Существуют несколько физических методов изменения целостности липосомальной мембраны для достижения локального триггерного высвобождения препаратов. Эти методы включают:

• фотолиз липидных компонентов [7; 28; 66; 75];

• фотоиндуцированную полимеризацию [13];

• ферментативное расщепление мембранных липидов

[37; 87];

• pH-лабильность [19; 60; 61; 73; 89; 91];

• термозависимый фазовый переход липосомального бислоя [11; 76; 90];

• термочувствительные магнитолипосомы [82].

Главной проблемой методов стимуляции выхода липо-

сомального содержимого, включающих фазовый переход из геля в жидкое состояние, является значительное высвобождение инкапсулированных соединений при физиологической температуре и низкая эффективность высвобождения этих соединений в пределах 39 - 42 °C — оптимального терапевтического температурного интервала [26].

Anyarambhatla и Needham (Duke University, США) [9] предложили состав термочувствительных липосом, содержавших 1-пальмитоил-2-гидрокси-sn-глицеро-3-

фосфохолин (MPPC), DPPC и DSPE-PEG-2000. При нагревании термолипосом до 41 °C в течение 30 мин больше 80 % включенного в них карбоксифлюоресцеина высвобождалось в присутствии 50 % бычьей сыворотки. Основное количе-

ство красителя высвобождалось в течение первых 5 мин нагревания. Такой тип липосом можно использовать для быстрого высвобождения препарата в опухоли [41].

Kono et al. (Osaka Prefecture University, Япония) [45; 47] и Kono [48] изучали липосомы, содержавшие многочисленные сополимеры N-изопропилакриламида (NIPAM) как одного, так и совместно с акрилоилпирролидином, имеющим характерную нижнюю критическую температуру смешения (НКТС) около 38 °C. Фазовое расслоение в растворах таких полимеров при повышении температуры обусловлено переходом макромолекул из конформации набухшей глобулы в конформацию компактного клубка. Этот переход сопровождается резким уменьшением размеров макромолекулы, а применительно к сшитым полимерным системам — резким уменьшением их объема [1]. Молекулы NIPAM смешивали с необразующими бислой фосфатидилэтаноламинами (PE). Если температура поднималась выше температуры фазового перехода сополимера, расслаивание полимеров и липида инициировало вытекание липосомального содержимого. Добавление 550 Da PEG-PE препятствовало высвобождению содержимого ниже, но не выше НКТС. Высвобождение почти 100 % кальцеина происходило при 42 °C. Сыворотка значительно снижала эффективность высвобождения.

Недавно было показано, что модификация поверхности липосом с помощью сополимеров эфира (2-этокси)эток-сиэтилвинила и эфира октадецилвинила придает им такие свойства, как термозависимое высвобождение содержимого и гидрофобность-гидрофильность поверхности [46]. Kono et al. исследовали возможность использования сополимер-модифицированных липосом в качестве системы доставки антинеопластического препарата адриамицина в опухоль. Фазовый переход сополимера со средней молекулярной массой 15000 в присутствии фосфатидилхолина яичного желтка (EPC) происходил при 40 °C. Сополимер-модифицированные EPC-липосомы высвобождали небольшое количество адри-амицина при температуре ниже 40 °C, тогда как основное количество препарата высвобождалось выше этой температуры, указывая на то, что дегидратированные цепи сополимера дестабилизировали липосомальную мембрану. Аналогичным образом модификация поверхности липосом, содержавших ПЭГ, сополимером придавала им способность к термозависимому высвобождению препарата. Сополимер-модифицированные липосомы высвобождали адриамицин в присутствии сыворотки или даже в клетках, если они захватывались ими. Также изучалась доставка адриамицина в опухоль у мышей. Загруженные адриамицином липосомы, модифицированные сополимером и ПЭГ, вводили мышам в хвостовую вену. Через 12 ч после этого опухоль прогревали в течение 10 мин при 45 °C. Рост опухоли заметно снижался при воздействии адриамицин-загруженных термочувствительных липосом и нагревания. Если опухоль не нагревалась после введения адриамицин-загруженных термолипосом, заметного подавления ее роста не наблюдалось. Таким образом, липосомы, модифицированные сополимером и ПЭГ, могут использоваться в качестве системы доставки лекарственных препаратов в опухоль.

Kim et al. (Korea Advanced Institute of Science and Technology, Южная Корея) [38] сообщали о синтезе поли-NIPAM сополимеров с разным содержанием акриловой кис-

лоты. Фазовый переход сополимера происходил при 30 °C, 33 °C, 37 °C и 43 °C. Большие количества акриловой кислоты увеличивали температуру фазового перехода сополимеров. Обнаружили, что они стимулируют высвобождение красителей из липосом при НКТС. Высвобождение красителей также происходило ниже НКТС, что, вероятно, являлось следствием фазового перехода липидов димиристоилфосфа-тидилхолина (DMPC) и DPPC.

Kim J.C. и Kim J.D. (Korea Advanced Institute of Science and Technology, Южная Корея) [39] получали мультиламеллярные везикулы из EPC методами обращения фаз или гидратации липидной пленки, а липосомы — из диолеоилфосфатидилэ-таноламина (DOPE) методом удаления детергента. Зависимое от температуры высвобождение кальцеина из липосом изучали в присутствии сополимера N-изопропилакриламида и октадециламина (поли(NIPAM-co-ODA)) или сополимера N-изопропилакриламида, акриловой кислоты и октадециламина (поли(NIPAM-co-AA-co-ODA)). При нагревании от 17 °C до 40 °C везикул, полученных методом обращения фаз, высвобождение кальцеина увеличивалось до тех пор, пока соотношение полимера и липида не достигло значения 0,1 (степень высвобождения при этом составила 55 %). Характер высвобождения как у везикул, полученных методом гидратации липидной пленки, так и у везикул, полученных методом обращения фаз, был одинаковый, но степень высвобождения в 1-м случае была гораздо меньше, чем во 2-м. Из DOPE-липосом в тех же условиях высвобождалось >80 % препарата, вероятно, потому что DOPE-липосомы дезинтегрировались в недвухслойную структуру. С другой стороны, из везикул, полученных методом обращения фаз и методом гидратации липидной пленки, содержавших поли(NIPAM-co-ODA) или поли(NIPAM-co-AA-co-ODA), температура фазового перехода которых составляет соответственно ~ 29 °C и 37 °C, существенный выход препарата наблюдался вблизи температуры фазового перехода каждого из полимеров. Однако в случае DOPE-липосом заметное количество каль-цеина высвобождалось ниже температуры фазового перехода. Поэтому везикулы, полученные методом обращения фаз и методом гидратации липидной пленки, предпочтительнее, чем DOPE-липосомы.

Han et al. (Korea Research Institute of Chemical Technology, Южная Корея) [30] изучали термочувствительные липосомы, содержащие поли(Ы-изопропилакриламид-со-акриламид) (PNIPAM-AAM) и ПЭГ (PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ). Из PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ в сыворотке in vitro высвобождалось больше доксорубицина по сравнению с ПЭГ-липосомами или PNIPAM-AAM-модифицированными липосомами. Включение в состав PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ как PNIPAM-AAM, так и ПЭГ повышало стабильность липосом в сыворотке за счет угнетения адсорбции белков. Терапевтическую эффективность PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ с инкапсулированным доксорубицином в комбинации с гипертермией оценивали in vivo на меланоме B16F10 мышей. PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ угнетали опухолевый рост в гораздо большей степени, чем ПЭГ-липосомы или PNIPAM-AAM-модифицированные термолипосомы. Кроме того, противоопухолевая активность PNIPAM-AAM-ПЭГ-ТЛ заметно увеличивалась в комбинации с гипертермией.

Полоксамеры — полиэтилен оксид-полипропилен оксид-полиэтилен оксид (EO-PO-EO) блок-сополимерные

поверхностно-активные вещества. Термозависимый характер критической концентрации мицеллообразования (ККМ) полоксамеров был всесторонне изучен Alexandridis et al. (Massachusetts Institute of Technology, США) [4; 5]. У по-локсамера F127 ККМ уменьшается в 4 раза с увеличением температуры от 31 °C до 35,5 °C. Предполагается, что это происходит в результате дегидратации PO-блока сополимеров при более высоких температурах. Причина инкапсулирования полоксамеров в липосомы - удерживание молекул, неактивных при физиологической температуре и способных разрушать липосомальную мембрану при нагревании. При повышении температуры ККМ полоксамеров значительно снижается, способствуя их взаимодействию с бислоем изнутри липосом [16; 17; 49; 50]. Когда полоксамеры встраиваются в бислой, мембрана липосом разрушается, и захваченные внутрь молекулы веществ выходят наружу.

Chandaroy et al. (Roswell Park Cancer Institute, США) [18] использовали термочувствительные свойства полоксамера F127 для термоиндуцированного высвобождения липосо-мального содержимого. Полоксамер F127 инкапсулировали в липосомы вместе с карбоксифлюоресцеином или с меченным FITC альбумином бычьей сыворотки (BSA-FITC, 66 кДа). Липосомы получали из диолеоилфосфатидилхолина (DOPC) и холестерина в соотношении 1 : 1. При концентрации F127 0,04 % карбоксифлюоресцеин начинал выходить из липосом при температуре выше 30 °C, плато с высвобождением красителя около 90 % появлялось при 38 °C. При концентрации F127 0,08 % высвобождение из липосом BSA-FITC составляло 20 % при 38 °C и достигало 90 % при 42 °C. Липосомы, включавшие 3 % PE-PEG-2000, показывали тот же температурный профиль высвобождения, что и липосо-мы без ПЭГ-липидов.

Wells et al. (Roswell Park Cancer Institute, США) [84] изучали термочувствительные липосомы, содержавшие поло-ксамер F127, на культивируемых клетках Colon-26 (CT-26) и опухоли CT-26 у мышей. Липосомы получали из 67 моль% DOPC, 32 моль% холестерина и 1 моль% 1-пальмитоил-2-олеоил-фосфатидилэтаноламина (POPE), конъюгированного с PEG-5000. В качестве флюоресцентного маркера применялся йодоацетамид желтый. Он высвобождался из моноламеллярных липосом при температуре около 33 °C и достигал плато с высвобождением 90 % вещества при температуре выше 42 °C. Липосомы, подвергнутые воздействию температуры, добавляли к клеткам CT-26, чтобы оценить связывание вышедшего йодоацетамида с клеточной поверхностью. Температурная зависимость клеточного связывания йодоацетамида соответствовала кривой высвобождения. Опухоль CT-26 прививали мышам Balb/c в обе задние лапы, термочувствительные и обычные липосомы вводили мышам в хвостовую вену. У каждой мыши одну из лап с опухолью выдерживали при 31,5 °C, а другую нагревали до 42 °C во время инъекции и в течение 30 мин после инъекции. Высвобождение в опухоли йодоацетамида определяли по интенсивности флюоресценции. В опухолях у мышей, которым вводили термочувствительные липосомы с последующим нагреванием, флюоресценция была в 2,5 раза выше, чем в опухолях у остальных групп мышей. Таким образом, полоксамер-содержащие термочувствительные ли-посомы можно использовать в качестве системы доставки препаратов in vivo.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Целенаправленное концентрирование химиотерапевтических агентов в опухоли с помощью липосомальных лекарственных форм увеличивает терапевтическую эффективность и ограничивает их токсическое действие на нормальные ткани. Для стимуляции высвобождения препаратов из липосомального контейнера используют ряд физических методов, изменяющих целостность липидной мембраны, в частности, гипертермию.

Во избежание захвата липосомальных препаратов РЭС разрабатываются длительно циркулирующие в кровотоке носители. С этой целью в липидную мембрану включают ПЭГ. Гидратированные группы на поверхности пэгилированных липосом ингибируют электростатические и гидрофобные взаимодействия с белками сыворотки. Кроме ПЭГ-производных изучаются композиции с синтетическими липидами, позволяющими как обеспечить термочувствительность мембраны, так и значительно увеличить период полувыведения включенных лекарств.

Уровень прогревания опухоли является ключевым моментом в сочетанном применении гипертермии с термочувствительными липосомальными препаратами. Контролировать терапевтическую температуру в опухолевой ткани можно неинвазивным методом, например, магнитно-резонансной визуализацией. Сфокусированный ультразвук (ФУЗ) под управлением магнитно-резонансной термометрии делает возможным контролируемое местное нагревание тканей.

Целостность липосомальной мембраны может изменяться за счет термочувствительных липидов, которые при воздействии локальной гипертермии переходят из геля в жидкокристаллическое состояние, образуя поры, позволяющие вытекать включенному лекарству. Кроме того, разрабатываются составы, содержащие сополимеры, например, N-изопропилакриламида и акрилоилпирролидина с нижней критической температурой смешения около 38 °C. При прогревании опухоли выше этой температуры (42 °C) происходит расслаивание полимера и липидов мембраны, инициирующее вытекание липосомального содержимого. Используя термочувствительность полоксамеров, их включают внутрь водной фазы липосом. В случае нагрева молекулы этих поверхностноактивных соединений разрушают липосомальную мембрану, высвобождая внутреннее содержимое.

В настоящее время одна из композиций липидов выбрана для получения термолипосомальной лекарственной формы доксорубицина в виде препарата «ThermoDox» (Duke University, Celsion, США), который проходит 1-ю стадию клинических испытаний при лечении рака печени и местнораспространенного рака молочной железы.

ЛИТЕРАТУРА

1. Тагер А.А. Физикохимия полимеров. - М.: Химия, 1978. - 544 с.

2. Химическая энциклопедия под ред. Н.С. Зефирова.

- Т. 5. - М.: Большая Российская энцикл., 1999. - С. 516-517.

3. Alberts D.S., Garcia D.J. Safety aspects of pegylated liposomal doxorubicin in patients with cancer // Drugs. -1997. - 54. - P. 30-35.

4. Alexandridis P., Holzwarth J.F., Hatton TA. A correlation for the estimation of critical micellization concentrations

and temperatures of polyols in aqueous solutions // J. Am. Oil Chem. Soc. - 1995. - 72. - P. 823-826.

5. Alexandridis P., Holzwarth J.F., Hatton T.A. Micellization of poly(ethylene oxide)-poly (propylene oxide)-poly-(ethylene oxide) triblock co-polymers in aqueous solutions - thermodynamics of copolymer association // Macromolecules. - 1994. - 27. - P. 2414-2425.

6. Allen T.M., CullisPR. Drug delivery systems: entering the mainstream // Science. - 2004. - 303. - P. 1818-1822.

7. Anderson V.C., Thompson D.H. Triggered release of hydrophilic agents from plasmalogen liposomes using visible light or acid // Biochim. Biophys. Acta. - 1992. -1109(1). - P. 33-42.

8. Anscher M.S., Samulski T.V., Dodge R. et al. Combined external beam irradiation and external regional hyperthermia for locally advanced adenocarcinoma of the prostate // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. - 1997. - 37. - P. 1059-1065.

9. Anyarambhatla G.R., Needham D. Enhancement of the phase transition permeability of DPPC liposomes by incorporation of MPPC, a new temperature-sensitive liposome for use with mild hyperthermia // J. Liposome Res.

- 1999. - 9. - P. 491-506.

10. Bandak S., Goren D., Horowitz A. et al. Pharmacological studies of cisplatin encapsulated in long-circulating liposomes in mouse tumor models // Anticancer Drugs. -1999. - 10. - P. 911-920.

11. Bassett J.B., Anderson R.U., Tacker J.R. Use of temperature-sensitive liposomes in the selective delivery of methotrexate and cis-platinum analogues to murine bladder tumor // J. Urol. - 1986. - 135. - P. 612-615.

12. Bauer K., Henle K. Arrhenius analysis of heat survival curves from normal and thermotolerant CHO cells // Radiat. Res. - 1979. - 78(2). - P. 251-263.

13. Bisby R.H., Mead C., Morgan C.G. Photosensitive liposomes as “cages” for laser-triggered solute delivery, the effect of bilayer cholesterol on kinetics of solute release // FEBS Lett. - 1999. - 463. - P. 165-168.

14. Bloembergen N., Purcell E.M., Pound R.V Relaxation effects in nuclear magnetic resonance absorption // Phys. Rev. - 1948. - 73. - P. 679-721.

15. Blume G, Cevc G. Liposomes for the sustained drug release in vivo // Biochim. Biophys. Acta. - 1990. - 1029.

- P. 91-97.

16. Castile J.D., Taylor K.M.G., Buckton G. A high sensitivity differential scanning calorimetry study of the interaction between poloxamers and dimyristoylphosphatidylcholine and dipalmitoylphosphatidylcholine liposomes // Int. J. Pharm. - 1999. - 182. - P. 101-110.

17. Castile J.D., Taylor K.M.G., Buckton G. The influence of incubation temperature and surfactant concentration on the interaction between dimyristoylphosphatidylcholine liposomes and poloxamer surfactants // Int. J. Pharm. -2001. - 221. - P. 197-209.

18. Chandaroy P., Sen A., Hui S.W. Temperature-controlled content release from liposomes encapsulating Pluronic F127 // J. Control. Release. - 2001. - 76. - P. 27-37.

19. Connor J., Huang L. Efficient cytoplasmic delivery of a fluorescent dye by pH-sensitive immunoliposomes // J. Cell Biol. - 1985. - 101. - P. 582-589.

20. Delannoy J., Chen C., Turner R. et al. Noninvasive temperature imaging using diffusion MRI // Magn. Reson. Med. - 1991. - 19(2). - P. 333-339.

21. Dewhirst M.W., Prosnitz L., Thrall D. et al. Hyperthermic treatment of malignant diseases: current status and a view toward the future // Semin. Oncol. - 1997. - 24. - P. 616-625.

22. Drummond D.C., Zignani M., Leroux J. Current status of pH-sensitive liposomes in drug delivery // Prog. Lipid Res. - 2000. - 39. - P. 409-460.

23. Falk M., Issels R. Hyperthermia in oncology // Int. J. Hyperthermia. - 2001. - 17(1). - P. 1-18.

24. Fossheim S.L., Il’yasov K.A., Hennig J., Bjornerud A. Thermosensitive paramagnetic liposomes for temperature control during MR imaging-guided hyperthermia: in vitro feasibility studies // Acad. Radiol. - 2000. - 7. - P. 1107-1115.

25. Fuller K., Issels R., Slosman D. et al. Cancer and the heat shock response // Eur. J. Cancer. - 1994. - 30A(12). - P. 1884-1891.

26. Gaber M.H., Hong K., Huang S.K., Papahadjopoulos D. Thermosensitive sterically stabilized liposomes: formulation and in vitro studies on mechanism of doxorubicin release by bovine serum and human plasma // Pharm. Res. - 1995. - 12. - P. 1407-1416.

27. Gaber M.H., Wu N.Z., Hong K. et al. Thermosensitive liposomes: extravasation and release of contents in tumor microvascular networks // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. - 1996. - 36. - P. 1177-1187.

28. Grossweiner L.I., Patel A.S., Grossweiner J.B. Type I and type II mechanisms in the photosensitized lysis of phosphatidylcholine liposomes by hematoporphyrin // Photochem. Photobiol. - 1982. - 36. - P. 159-167.

29. Hahn G.M., Braun J., Har-Kedar I. Thermochemotherapy: synergism between hyperthermia (42-43 degrees) and adriamycin (of bleomycin) in mammalian cell inactivation // Proc. Natl. Acad. Sci. USA. - 1975. - 72. - P. 937-940.

30. Han H.D., Choi M.S., Hwang T. et al. Hyperthermia-induced antitumor activity of thermosensitive polymer modifi ed temperature-sensitive liposomes // J. Pharm. Sci. - 2006. - 95(9). - P. 1909-1917.

31. Herman T.S. Temperature dependence of adriamycin, cis-diamminedichloroplatinum, bleomycin, and 1,3-bis(2-chloroethyl)-1-nitrosourea cytotoxicity in vitro // Cancer Res. - 1983. - 43. - P. 517-520.

32. Hildebrandt B., Wust P., Ahlers O. et al. The cellular and molecular basis of hyperthermia // Crit. Rev. Oncol. Hematol. - 2002. - 43. - P. 33-56.

33. Hindman J.C. Proton resonance shift of water in the gas and liquid states // J. Chem. Phys. - 1966. - 44. - P. 4582-4592.

34. Hossann M., Reinl H.M., Wang T. Complex formation of Mn (II) and DPPGOG in Longcirculating Thermosensitive Liposomes for Noninvasive Thermometry // 23rd Annual Meeting of the European Society for Hyperthermic Oncology, Berlin. - 2006. - P. 26-27.

35. Kao Y.J., Loo T.L. Pharmacological disposition of negatively charged phospholipid vesicles in rats // J. Pharm. Sci. - 1980. - 69. - P. 1338-1340.

36. Kato H., Koyama T., Nikawa Y., Saito M. Research and development of hyperthermia machines for present and future clinical needs // Int. J. Hyperthermia. - 1998. -14(1). - P. 1-11.

37. Kibat P.G., Igari Y., Wheatley M.A. et al. Enzymatically activated microencapsulated liposomes can provide pulsatile drug release // FASEB J. - 1990. - 4. - P. 2533-2539.

38. Kim J.-C., Bae S.K., Kim J.-D. Temperature sensitivity of liposomal lipid bilayers mixed with poly (N-isopropylacrylamide-co-acrylic acid) // J. Biochem.

- 1997. - 121. - P. 15-19.

39. Kim J.-C., Kim J.-D. Release property of temperature-sensitive liposome containing poly(N-isopropylacrylam-ide) // Colloids surf., B. Biointerfaces. - 2002. - 24(1).

- P. 45-52.

40. Kirby C., Clarke J., Gregoriadis G. Cholesterol content of small unilamellar liposomes controls phospholipid loss to high density lipoproteins in the presence of serum // FEBS Lett. - 1980. - 111. - P. 324-328.

41. Kong G., Anyarambhatla G., Petros W.P. et al. Efficacy of liposomes and hyperthermia in a human tumor xenograft model: importance of triggered drug release // Cancer Res. - 2000. - 60. - P. 6950-6957.

42. Kong G., Braun R.D., Dewhirst M.W. Characterization of the effect of hyperthermia on nanoparticle extravasation from tumor vasculature // Cancer Res. - 2001. - 61. - P. 3027-3032.

43. Kong G., Braun R.D., Dewhirst M.W. Hyperthermia enables tumorspecifi c nanoparticle delivery: effect of particle size // Cancer Res. - 2000. - 60. - P. 4440-4445.

44. Kong G., Dewhirst M.W. Hyperthermia and liposomes // Int. J. Hypertherm. - 1999. - 15. - P. 345-370.

45. Kono K. Thermosensitive polymer-modified liposomes // Adv. Drug Del. Rev. - 2001. - 53. - P. 301-319.

46. Kono K., Hayashi H., Takagishi T. Temperature-sensitive liposomes: liposomes bearing poly-N-isopropylacrylam-ide // J. Control. Release. - 1994. - 30. - P. 69-75.

47. Kono K., Murakami T., Yoshida T. et al. Temperature Sensitization of Liposomes by Use of Thermosensitive Block Copolymers Synthesized by Living Cationic Polymerization: Effect of Copolymer Chain Length // Bioconjugate Chem. - 2005. - 16(6). - P. 1367-1374.

48. Kono K., Nakai R., Morimoto K., Takagishi T. Thermosensitive polymer-modified liposomes that release contents around physiological temperature // Biochim. Biophys. Acta. - 1999. - 1416. - P. 239-250.

49. Kostarelos K., Luckham P.P., Tadros T.F. Addition of (tri-) block copolymers to phospholipid vesicles: a study of the molecular morphology and structure using hydrophobic dye molecules as bilayer probes // J. Colloid. Interface Sci. - 1997. - 191. - P. 341-348.

50. Kostarelos K., Luckham P.P., Tadros T.F. Addition of block copolymers to liposomes prepared using soybean lecithin, effects on formation, stability and the specific localization of the incorporated surfactants investigated // J. Liposome Res. - 1995. - 5. - P. 117-130.

51. Lasic D.D., Martin F.J., Gabizon A. et al. Sterically stabilized liposomes: a hypothesis on the molecular origin of the extended circulation times // Biochim. Biophys. Acta. - 1991. - 1070. - P. 187-192.

52. Laverman P., Boerman O.C., Oyen W.J.G. et al. In vivo applications of PEG liposomes: unexpected observations // Crit. Rev. Ther. Drug Carrier Syst. - 2001. - 18. - P. 551-566.

53. Laverman P., Carstens M.G., Boerman O.C. et al. Factors affecting the accelerated blood clearance of polyethylene glycol-liposomes upon repeated injection // J. Pharmacol. Exp. Ther. - 2001. - 298. - P. 607-612.

54. Le Bihan D., Delannoy J., Levin R. Temperature mapping with MR imaging of molecular diffusion: application to hyperthermia // Radiology. - 1989. - 171(3). - P. 853-857.

55. Leopold K.A., Oleson J.R., Clarke-Pearson D. et al. Intraperitoneal cisplatin and regional hyperthermia for ovarian carcinoma // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. -1993. - 27. - P. 1245-1251.

56. Lindner L.H., Eichhorn M.E., Eibl H. et al. Novel Temperature-Sensitive Liposomes with Prolonged Circulation Time // Clinical Cancer Research. - 2004. -10. - P. 2168-2178.

57. Lopez A.M., Wallace L., Dorr R.T. et al. Topical DMSO treatment for pegylated liposomal doxorubicin-induced palmar-plantar erythrodysesthesia // Cancer Chemother. Pharmacol. - 1999. - 44. - P. 303-306.

58. Lyass O., Uziely B., Ben-Yosef R. et al. Correlation of toxicity with pharmacokinetics of pegylated liposomal doxorubicin (Doxil) in metastatic breast carcinoma // Cancer.

- 2000. - 89. - P. 1037-1047.

59. Maruyama K., Unezaki S., Takahashi N., Iwatsuru M. Enhanced delivery of doxorubicin to tumor by long-circulating thermosensitive liposomes and local hyperthermia // Biochim. Biophys. Acta. - 1993. - 1149. - P. 209-216.

60. Meyer O., Papahadjopoulos D., Leroux J.C. Copolymers of N-isopropylacrylamide can trigger pH sensitivity to stable liposomes // FEBS Lett. - 1998. - 421. - P. 6164.

61. Mills J.K., Eichenbaum G., Needham D. Effect of bilayer cholesterol and surface grafted poly(ethylene glycol) on pH-induced release of contents from liposomes by poly(2-ethylacrylic acid) // J. Liposome Res. - 1999. -9. - P. 275-290.

62. Needham D., Anyarambhatla G., Kong G., Dewhirst M.W. A new temperature-sensitive liposome for use with mild hyperthermia: characterization and testing in a human tumor xenograft model // Cancer Res. - 2000. - 60.

- P. 1197-1201.

63. Needham D., Dewhirst M.W. The development and testing of a new temperature-sensitive drug delivery system for the treatment of solid tumors // Adv. Drug Deliv. Rev.

- 2001. - 53. - P. 285-305.

64. Needham D., McIntosh T.J., Lasic D.D. Repulsive interactions and mechanical stability of polymer-grafted lipid membranes // Biochim. Biophys. Acta. - 1992. - 1108.

- P. 40-48.

65. Parker D., Smith V., Sheldon P. et al. Temperature distribution measurements in two-dimensional NMR imaging // Med. Phys. - 1983. - 10(3). - P. 321-325.

66. Pidgeon C., Hunt C.A. Light sensitive liposomes // Photochem. Photobiol. - 1983. - 37. - P. 491-494.

67. Salomir R., Palussiere J., Fossheim S. et al. In vivo Feasibility of Local Drug Delivery using Thermosensitive Liposomes and MR-Guided Local Hyperthermia // Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. - 2003. - 11. - P. 82.

68. Samulski T., MacFall J., Zhang Y. et al. Non-invasive thermometry using magnetic resonance diffusion imaging: potential for application in hyperthermic oncology // Int. J. Hyperthermia. - 1992. - 8(6). - P. 819-829.

69. Sapareto S., Dewey W. Thermal dose determination in cancer therapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. - 1984.

- 10(6). - P. 787-800.

70. Sapozink M., Gibbs F., Sandhu T. Practical thermal dosimetry // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. - 1985. -11(3). - P. 555-560.

71. Schagon O. Liposomen als potentielle Arzneistofftrager: Variation der biopharmazeutischen Eigenschaften durch

1.2-Dipalmitoyl-snglycero-3-phospho-oligo-glycerine. Braunschweig: Technische Universitat; 1996.

72. Shum P., Kim J.M., Thompson D.H. Phototriggering of liposomal drug delivery systems // Adv. Drug Deliv. Rev.

- 2001. - 53. - P. 273-284.

73. Straubinger R.M., Duzgunes N., Papahadjopoulos D. pH-sensitive liposomes mediate cytoplasmic delivery of encapsulated macromolecules // FEBS Lett. - 1985. -179. - P. 148-154.

74. Tardi P.G., Ickenstein L.M., Bally M.B., Mayer L.D. The development of liposomes for enhanced delivery of chemotherapeutics to tumors. In: M. Page (Ed.), Cancer Drug Discovery and Development: Tumor Targeting in Cancer Therapy. - Humana Press Inc., Totowa, NJ, 2002.

- P. 119-135.

75. Thompson D.H., Gerasimov O.V., Wheeler J.J. et al. Triggerable plasmalogen liposomes, improvement of system efficiency // Biochim. Biophys. Acta. - 1996. -1279. - P. 25-34.

76. Tomita T., Watanabe M., Takahashi T. et al. Temperature-sensitive release of adriamycin, an amphiphilic antitumor agent, from dipalmitoylphosphatidylcholine-cholesterol liposomes // Biochim. Biophys. Acta. - 1989. - 978. - P. 185-190.

77. Unezaki S., Maruyama K., Takahashi N. et al. Enhanced delivery and antitumor activity of doxorubicin using long-circulating thermosensitive liposomes containing amphipathic polyethylene glycol in combination with local hyperthermia // Pharm. Res. - 1994. - 11. - P. 11801185.

78. Unger E.C., McCreery T.P., Sweitzer R.H. et al. Acoustically active lipospheres containing paclitaxel: a new therapeutic ultrasound contrast agent // Invest. Radiol. - 1998. - 33. - P. 886-892.

79. Vaupel P. Biological Basis of Oncologic Thermotherapy. In: Gautherie M, ed., Pathophysiological mechanisms of hyperthermia in cancer therapy. - Berlin: Springer, 1990.

- P. 74-134.

80. Vermehren C., Kiebler T., Hylander I. et al. Increase in phospholipase A2 activity towards lipopolymer-contain-ing liposomes // Biochim. Biophys. Acta. - 1998. - 1373.

- P. 27-36.

81. Viglianti B.L., Abraham S.A., Michelich C.R. et al. In vivo monitoring of tissue pharmacokinetics of liposome / drug

using MRI: illustration of targeted delivery // Magn. Reson. Med. - 2004. - 51. - P. 1153-1162.

82. Viroonchatapan E., Sato H., Ueno M. et al. Microdialysis assessment of 5-fluorouracil release from thermosensitive magnetoliposomes induced by an electric field in tumor-bearing mice // J. Drug Target. - 1998. - 5. - P. 379-390.

83. Wang T., Hossann M., Reinl H.M. et al. Temperature Dependence of T1 Relaxation Time of New Long-Circulating Thermosensitive Liposomes with Encapsulated Gadodiamide // 23rd Annual Meeting of the European Society for Hyperthermic Oncology, Berlin. - 2006. - P. 10-11.

84. Wells J., Sen A., Wen Hui S. Localized delivery to CT-26 tumors in mice using thermosensitive liposomes // International Journal of Pharmaceutics. - 2003. - 261.

- P. 105-114.

85. Wendtner C.M., Abdel-Rahman S., Krych M. et al. Response to neoadjuvant chemotherapy combined with regional hyperthermia predicts long-term survival for adult patients with retroperitoneal and visceral high-risk soft tissue sarcomas // J. Clin. Oncol. - 2002. - 20. - P. 3156-3164.

86. Wiedemann G.J., Robins H.I., Katschinski D.M. et al. Systemic hyperthermia and ICE chemotherapy for sarcoma patients: rationale and clinical status // Anticancer Res. - 1997. - 17. - P. 2899-2902.

87. Wymer N.J., Gerasimov O.V., Thompson D.H. Cascade liposomal triggering: light induced Ca2+ release from diplasmenylcholine liposomes triggers PLA2-catalyzed hydrolysis and contents leakage from DPPC liposomes // Bioconj. Chem. - 1998. - 9. - P. 305-308.

88. Yatvin M.B., Kreutz W., HorwitzB., Shinitzky M. Induced drug release from lipid vesicles in serum by pH-change // Biophys. Struct. Mech. - 1980. - 6. - P. 233-234.

89. Yatvin M.B., Kreutz W., Horwitz B.A., Shinitzky M. pH sensitive liposomes: possible clinical implications // Science. - 1980. - 210. - P. 1253-1255.

90. Yatvin M.B., Weinstein J.N., Dennis W.H., Blumenthal R. Design of liposomes for enhanced local release of drugs by hyperthermia // Science. - 1978. - 202. - P. 1290-1293.

91. Zignani M., Drummond D.C., Meyer O. et al. In vitro characterization of a novel polymeric-based pH-sensi-tive liposome system // Biochim. Biophys. Acta. - 2000.

- 1463. - P. 383-394.

92. Zwart J.A., Salomir R., Vimeux F. et al. On The Feasibility Of Local Drug Delivery Using Thermo-Sensitive Liposomes and MR-Guided Focused Ultrasound // Proc. Intl. Sot. Mag. Reson. Med. - 2000. - 8. - P. 43.

Поступила 19.09.2008.