ФАРМАЦЕВТИЧЕСКАЯ КОМПОЗИЦИЯ ДЛЯ ПРИГОТОВЛЕНИЯ ИНЪЕКЦИОННОГО РАСТВОРА ПРИ ИСПОЛЬЗОВАНИИ В ЛЕЧЕНИИ МАГНИТНОЙ ГИПЕРТЕРМИИ И СПОСОБ ЕЕ ПОЛУЧЕНИЯ
PHARMACEUTICAL COMPOSITION FOR PREPARING INJECTION SOLUTION WHEN USED IN TREATING MAGNETIC HYPERTHERMIA AND METHOD FOR PREPARING THEREOF

Область техники, к которой относится изобретение
Заявляемое изобретение относится к области химии и медицины, а именно, к новой фармацевтической композиции для приготовления раствора для инъекций, используемого при лечении онкологических заболеваний методом магнитной гипертермии и способу ее получения.
Уровень техники
Одним из перспективных направлений развития гипертермии является создание таргетных ферромагнитных препаратов [Motoyama J., Yamashita N., Morino T., Tanaka M., Kobayashi T. and Honda H. Hyperthermic treatment of DMBA-induced rat mammary cancer using magnetic nanoparticles. Biomagn Res Technol, 2008, 6, 2], содержащих магнитные наночастицы (МНЧ), с последующей обработкой опухоли переменным магнитным полем. Благодаря физическим явлениям частицы нагреваются, повышая температуру опухолевой ткани до 43-47°С.
Недостатками известных магнитных частиц является сложность получения наночастиц одного размера и состава, их низкая стабильность в растворе, необходимость наличия оболочки для повышения биосовместимости.
3
4
После ряда исследований [Gilchrist R.K., Medal R., Shorey W.D., Hanselman R.C., Parrott J.C., Taylor C.B.  Selective inductive heating of lymph nodes. Ann. Surg., 1957, 146, 596-606], которые впервые продемонстрировали использование наночастиц магнетита (FeO) для магнитной гипертермии, различные группы исследователей клинически протестировали их для лечения пациентов с опухолями головного мозга. Хорошо известно, что магнитная гипертермия с использованием ферритов делает перспективным терапевтический способ лечения злокачественной опухоли при возбуждении полем переменного тока [Lee J.H., Jang J.T., Choi J.S., Moon S.H., Noh S.H., Kim J.W., Kim J.G., Kim I.S., Park K.I., Cheon J. Nat Nanotechnol, 2011, 6(7), 418-422]. Удобство использования наночастиц оксида железа в этом отношении являются довольно высокими [Parsian M., Unsoy G., Mutlu P., Yalcin S., Tezcaner A., Gunduz U. Loading of gemcitabine on chitosan magnetic nanoparticles increases the anticancer efficacy of the drug. Eur J Pharmacol. 2016. 784, 121–128].
Также существуют недостатки в их использовании, которые заключаются в сложности синтеза наночастиц определенного состава, без примесей других оксидов железа и с узким распределением по размеру, что, в свою очередь, негативно влияет на магнитные свойства таких наночастиц.
Из публикации ЕР1883425  известны инъецируемые суперпарамагнитные наночастицы для лечения методом гипертермии, которые представляют собой наночастицы маггемита, магнетита или их смесь, имеющие средний диаметр не более 20 нм, иммобилизованые в гранулы диоксида кремния, которые предпочтительно имеют средний диаметр в диапазоне от 20 нм до 1 мкм. Данные частицы растворены в любом растворе осаждающегося полимера в смешивающемся с водой растворителе.
Основным недостатком таких частиц являются неоднозначные магнитные свойства смеси оксидов железа, а также невозможностью варьировать концентрацию раствора без влияния на стабильность суспензии наночастиц.
В публикации US 6514481B1 раскрыты так называемые "наноклиники", которые состоят из наночастиц оксида железа в оболочке из диоксида кремния и покрыты нацеливающим агентом. Известно, что применение постоянного магнитного поля разрушает клетки-мишени посредством индуцированного магнитом лизиса - в отличие от тепловыделения, получаемого в альтернативном магнитном поле.
В патенте US 6541039 (B1) предложены частицы оксида железа, заключенные по меньшей мере в две оболочки. Внешняя оболочка, имеющая нейтральные и/или анионные группы, обеспечивает соответствующее распределение в опухолевой ткани. Внутренняя оболочка содержит катионные группы, способствующие адсорбции/абсорбции клетками. Наночастицы вводят в виде суспензии («магнитная жидкость»).
Однако известные частицы в процессе использования не позволяют достигать контролируемой температуры при умеренных температурах в определенном объеме и повторять процедуру нагревания в определенном объеме без повторного введения композиции.
x
1-x
2
4
Согласно публикации РФ №2633918 для лечения злокачественных новообразований с помощью магнитной гипертермии с известны Zn-замещенные магнитные наночастицы на основе феррита марганца формулы ZnMnFeO (х=0-0,9), средний размер которых составляет менее 40 нм, температура Кюри составляет от 39 до 550°С, и коэрцитивная сила составляет от 5 до 250 Э. Наночастицы могут быть биосовместимым полимерным материалом, который представляет собой полиэтиленгликоль (ПЭГ), полипропилен, декстран, поливинилдифторид (ПВДФ), поливинилпирролидон (ПВП) или полиакриловую кислоту.
Данные покрытия обеспечивают высокую биосовместимость и увеличивают время циркуляции наночастиц в организме, но, согласно исследованиям, не повышают сроки хранения препаратов. Сроки эксплуатации таких магнитных жидкостей не превышают обычно двух месяцев, что приводит к необходимости постоянно синтезировать новые партии препарата в ограниченных количествах.
2
В публикации JP 2013256405 описаны магнитные наночастицы на основе феррита Ni-Zn имеющие оболочку, содержащую аморфный SiO, средний размер частиц составляет 10-20 нм. Указанные наночастицы имеют высокую стоимость изготовления и низкую температуру теплообразования, что ограничивает их применение в гипертермии [Bae ST, Chung KW. Method for preparing engineered Mg doped ferrite superparamagnetic nanoparticle exhibiting AC magnetic induction heating at high temperature and Mg doped ferrite superparamagnetic nanoparticles engineered by the method (2011)]. Кроме того, срок годности таких наночастиц не превышает нескольких месяцев из-за потери стабильности.
Раскрытие изобретения
Таким образом, существует необходимость в разработке композиций из магнитных наночастиц с улучшенной стабильностью во времени и магнитными свойствами. Чтобы реализовать магнитную гипертермию в качестве альтернативной автономной терапевтической процедуры для лечения рака, магнитные наночастицы с оптимальной производительностью в биологически безопасных пределах должны создаваться с использованием простых, воспроизводимых и масштабируемых методов.
Техническая проблема, на решение которой направлено заявляемое изобретение, заключается в преодолении недостатков, присущих аналогам технического решения, а именно в преодолении низкой стабильности раствора наночастиц после перерастворения фармацевтической субстанции или в течение длительного срока хранения, что в результате ведет к необходимости изготовления препаратов в малых партиях с небольшим сроком годности.
Технический результат, достигаемый при использовании заявляемого изобретения, заключается в обеспечении возможности перерастворения заявляемой фармацевтической композиции и повторного ее высушивания с сохранением ее стабильности и фармакологических свойств, увеличении срока хранения раствора, приготовленного из заявляемой фармацевтической композиции. Техническими преимуществами заявляемого изобретения также являются
- возможность приготовления инъекционного раствора с необходимой концентрацией действующего вещества за счет конечной формы средства в виде лиофилизата-сухого порошка;
- осмолярность раствора для инъекций не менее 300 мОсм/л, что соответствует осмолярности плазмы крови.
согласно техническому решению,
2
4
Техническая проблема решается тем, что заявляемая фармацевтическая композиция для приготовления инъекционного раствора при использовании в лечении магнитной гипертермии,  представляет собой лиофилизат раствора магнитных наночастиц кобальтового феррита (CоFеО) размером не более 20 нм, покрытых молекулами сорбита, при следующем соотношении компонентов, мас.%:
кобальтовый феррит
70-75
сорбит
25-30
Средний диаметр указанных магнитных наночастиц составляет 16 нм.
Техническая проблема решается также тем, что способ получения заявляемой фармацевтической композиции характеризуется последовательным выполнением следующих шагов:
3
2
2
а) готовят суспензию магнитных наночастиц феррита кобальта посредством добавления водных растворов хлорида железа (III) (FeCl) и гексагидрата дихлорида кобальта (CoCl⋅6HO) к кипящему раствору гидроксида натрия (NaOH) при постоянном перемешивании и дальнейшем охлаждении смеси до комнатной температуры;
b) наночастицы феррита кобальта в виде осадка в суспензии собирают при помощи постоянного магнита, после чего надосадочную жидкость декантируют;
с) готовят водный раствор наночастиц феррита кобальта с рН 2-3 посредством добавления к полученному осадку деионизированной воды.
d) стабилизируют поверхность наночастиц в растворе цитрат-ионами;
e) доводят pH раствора до 7.3-7.4, добавляя по каплям при непрерывном перемешивании и постоянном контроле уровня pH раствор гидроксида натрия;
f) полученный на шаге е) раствор наночастиц промывают с использованием центрифужных фильтров с размером пор не более 100 кДальтон.
g) к полученному водному раствору наночастиц феррита кобальта добавляют сорбит в количестве 50-60 мг на каждые 100 мл раствора феррита кобальта;
h) полученный раствор с осмолярностью не более 300 мОсм/л фильтруют с последующей лиофилизацией при остаточном давлении не менее 0,64 миллибар.
3
2
2
На шаге а) используют водный раствор хлорида железа (III) (FeCl) в концентрации 81 г/л, гексагидрат хлорида кобальта (II) (CoCl⋅6HO) в концентрации 860 г/л, раствор гидроксида натрия (NaOH) в концентрации 1 моль/л, при этом для приготовления суспензии компоненты берут в следующем соотношении, мас.%:
хлорида железа (III) (FeCl<sub>3</sub>)
25
дихлорида кобальта (CoCl<sub>2</sub>)
18
раствор гидроксида натрия (NaOH)
57
2
4
На шаге b) и с) выполняют промывку осадка деионизированной водой 2-3 раза. На шаге d) для образования цитрат-ионов на поверхности частиц к водному раствору феррита кобальта добавляют 0,01М раствор лимонной кислоты и 1М раствора гидроксида натрия, при этом на 40 мл раствора феррита кобальта берут 80 мл, и 1,3 мл указанных компонентов соответственно. Указанные магнитные наночастицы представляют собой Co-замещенные магнитные наночастицы на основе магнетита формулы CoFeO. После шага b) может быть проведено дополнительное окисление поверхности наночастиц, для чего
- к полученным наночастицам кобальтового феррита добавляют растворы азотной кислоты в концентрации 2 моль/л и наногидрата нитрата железа (III) концентрации 85 мг/мл в объеме по 30 мл каждый на 40 Мл раствора наночастиц и кипятят при постоянном перемешивании с последующим охлаждением смеси до комнатной температуры,
- после чего полученный в результате синтеза осадок наночастиц кобальтового феррита, собирают на дне колбы при помощи постоянного магнита, а образовавшуюся надосадочную жидкость декантируют с последующей промывкой полученного осадка азотной кислотой.
2
4
Заявленный технический результат достигается за счет использования в составе композиции наночастиц кобальтового феррита и их магнитных свойств. Особые преимущества МНЧ кобальтового феррита заключаются в том, что Co в состоянии +2 и Fe в состоянии +3 имеют высокую стабильность, и в таких материалах обычно не происходит воздушное окисление. Чтобы преодолеть некоторые из ограничений, были синтезированы нанокубы CoFeO и изучены их магнитные свойства и для перспективных методов лечения гипертермии и доставки лекарств [Manuchehrabadi N., Gao Z., Zhang, J. et al. Improved tissue cryopreservation using inductive heating of magnetic nanoparticles. Sci Transl Med, 2017, 9(379)]. Ферриты кобальта являются одними из наиболее перспективных материалов из-за их высокой способности намагничивания. Они обладают частично обратной структурой шпинелей, где обе катионные подрешетки заняты ионами марганца/кобальта и железа. Для создания идеального гипертермического агента важно модулировать структурные и магнитные свойства наночастиц. Одним из подходов к повышению стабильности и производительности наночастиц является использование поверхностного покрытия на магнитной наночастице.
Краткое описание чертежей
Заявляемое изобретение поясняется следующими чертежами и изображениями.
На фиг.1 представлено фото наночастиц феррита кобальта, полученных соосаждением солей при кипячении.
На фиг.2а-б представлена химическая схема синтеза заявляемой фармацевтической композиции.
На фиг. 3 представлены
(А) Раствор наночастиц после добавления деионизированной воды,
(Б) Озвучивание на ультразвуковой бане раствора наночастиц феррита кобальта в деионизированной воде.
На фиг.4 представлены
(А) Раствор наночастиц феррита кобальта после редиспергирования в деионизированной воде,
(Б) Осадок из наночастиц феррита кобальта, полученный после добавления 0.01М растовра лимонной кислоты,
(В) Добавление 1М раствора гидроксила натрия и повышение значения pH до 7.4.
На фиг.5 представлен центрифужный фильтр с наночастицами феррита кобальта после центрифугирования.
На фиг.6 представлено получение лиофилизата наночастиц феррита кобальта.
На фиг.7 представлен лиофилизат наночастиц в стерильном флаконе.
На фиг.8 представлена рентгенограмма кобальтового феррита.
На фиг.9 представлены результаты измерения гидродинамического размера наночастиц методом динамического светорассеяния (ДСР).
На фиг.10 представлено изображение наночастиц, полученное методом просвечивающей электронной микроскопии (слева) и методом атомно-сканирующей микроскопии (АСМ).
На фиг.11 представлен график зависимости интенсивности сигнала от гидродинамического размера наночастиц феррита кобальта от 1-го дня испытания.
На фиг.12 представлен график зависимости интенсивности сигнала от гидродинамического размера наночастиц феррита кобальта от 10-го дня испытания.
На фиг.13 представлен график зависимости интенсивности сигнала от гидродинамического размера наночастиц феррита кобальта от 20-го дня испытания.
На фиг.14 представлена гистограмма распределения наночастиц по высоте для образца от 1-го дня испытания.
На фиг.15 представлено изображение наночастиц, полученное методом атомно-сканирующей микроскопии (АСМ) от 1-го дня испытания.
На фиг.16 представлена гистограмма распределения наночастиц по высоте для образца от 10-го дня испытания.
На фиг.17 представлено изображение наночастиц, полученное методом атомно-сканирующей микроскопии (АСМ) от 10-го дня испытания.
На фиг.18 представлена гистограмма распределения наночастиц по высоте для образца от 20-го дня испытания.
На фиг.19 представлено изображение наночастиц, полученное методом атомно-сканирующей микроскопии (АСМ) от 20-го дня испытания.
На фиг.20 представлен результаты рентгеноструктурного анализа образца наночастиц.
На фиг. 21 представлено контрольное фото интратуморальной инъекции МНЧ на препарате опухоли.
На фиг. 22 представлены основные этапы сеанса гипертермии:
А - Интратуморальное введение частиц
Б - Мышь в держателе помещают в генератор переменного магнитного поля
В - Тепловизор, присоединенный к смартфону направлен на опухоль
Г - Измерение температуры опухоли в режиме реального времени.
На фиг.23 представлен график роста индивидуальных опухолей в группе 1 (контроль).
На фиг.24 представлен график роста индивидуальных опухолей в группе 2 (МНЧ без магнитного поля).
На фиг.25 представлен график роста индивидуальных опухолей в группе 3 (МНЧ+ переменное магнитное поле).
На фиг.26 представлен график роста индивидуальных опухолей в группе 4 (цисплатин).
На фиг.27 представлен график роста индивидуальных опухолей в группе 5 (МНЧ+ переменное магнитное поле+цисплатин).
На фиг.28 представлен график роста опухолей в исследуемых группах 1-5.
На фиг.29 представлен график выживаемости в исследуемых группах 1-5.
На фиг.20 представлен график роста опухолей в группе 4 и эффективно прогретых опухолей в группе 5.
На фиг.31 представлен график изменения массы тела в исследуемых группах 1-5.
На фиг.32 представлено репрезентативное фото опухолей у животных, получавших и не получавших лечение гипертермией (12-й день после начала терапии).
На фиг.33 представлен график роста индивидуальных опухолей CT-26 в группе 1 (контроль).
На фиг.34 представлен график роста индивидуальных опухолей CT-26 в группе 2 (сорбит).
На фиг.35 представлен график роста индивидуальных опухолей CT-26 в группе 3 (МНЧ без поля).
На фиг.36 представлен график роста индивидуальных опухолей CT-26 в группе 4 (МНЧ+поле).
На фиг.37 представлен график изменения объема опухолей в среднем в каждой из групп.
Осуществление изобретения
Способ получения заявляемой фармацевтической композиции описан ниже с использованием примера конкретной реализации, обеспечивающего получение 1,5 г заявляемого лиофилизата фармацевтической композиции (фиг.1). Реализация способа возможна для любых технологически приемлемых объемов, при пропорциональном увеличении количества всех компонентов синтеза. В лабораторных условия максимально за один цикл была получена фармацевтическая композиция в количестве 15 г при десятикратной загрузке компонентов (фиг.2а, 2б).
Для получения заявляемой фармацевтической композиции были использованы следующие реагенты и материалы:
3
2
2
3
3
2
3
6
8
7
6
14
6
3
хлорид железа (III) безводный (FeCl, 97%), гексагидрат хлорида кобальта (II) (CoCl×6HO, 97%), нонагидрат нитрата железа (III) (Fe(NO)×9HO, ≥98.0%), соляная кислота (HCl, 36%), азотная кислота (HNO; ≥65.0%), гидроксид натрия (NaOH, ≥98.0%) и лимонная кислота (CHO, 99%) были приобретены в компании Sigma-Aldrich, Cорбит (CHO, ≥98.0%) был приобретен в компании Sigma-Aldrich. Деионизированная вода была получена при помощи системы очистки воды Millipore Milli-Q Academic System. Все реагенты использовались далее без какой-либо дополнительной очистки. Вся лабораторная стеклянная посуда, использовавшаяся для проведения реакций, была отмыта горячей царской водкой (HCl (36%) / HNO (65%) = 3/1) и затем деионизированной водой.
1. Приготовление растворов солей
В стеклянный стакан объемом 50 мл загружают 3.24 г хлорида железа (III) и добавляют 40 мл деионизированной воды при непрерывном перемешивании на магнитной мешалке после чего раствор нагревают то температуры 50°С.
Аналогично, в стеклянный стакан объемом 10 мл загружают 4.30 г гексагидрата хлорида кобальта (II) и добавляют раствор 1 мл соляной кислоты в 4 мл деионизированной воды при непрерывном перемешивании на магнитной мешалке, после чего нагревают до температуры 50°С. После этого полученные растворы солей смешивают.
2. Приготовление суспензии, содержащей наночастицы феррита кобальта
Затем в трехгорлую колбу объемом 1 л помещают 8,12 г гидроксида натрия и добавляют 203 мл деионизированной воды при непрерывном перемешивании на магнитной мешалке для приготовления 1М раствора гидроксида натрия. Полученный раствор нагревают до кипения, и затем к нему прикапывают приготовленный раствор солей. В результате цвет раствора меняется на темно-коричневый, а затем на черный, что свидетельствует о протекании реакции и образовании наночастиц феррита кобальта.
3. Декантирование
Полученные после синтеза наночастицы феррита кобальта собирают на дне колбы при помощи постоянного магнита, надосадочную жидкость декантируют. Оставшийся осадок промывают деионизированной водой (3×250 мл). Далее, полученный осадок растворяют в 30 мл 2М раствора азотной кислоты и затем добавляют 30 мл 0,35М раствора нонагидрата нитрата железа (III). Полученный раствор нагревают до 100°С и перемешивают в течение 1 ч. После окончания реакции, раствор охлаждают до комнатной температуру путем удаления источника нагрева и наночастицы собирают на дне колбы при помощи постоянного магнита. Надосадочную жидкость декантируют, а образовавшийся осадок промывают 2М раствором азотной кислоты (2×300 мл). После промывки наночастицы редиспергируют в 40 мл деионизированной воды (фиг.3, 4А).
1. Стабилизация наночастиц
Для придания стабильности наночастицам в физиологическом условиях (pH=7.4) их поверхность покрывают цитрат-ионами. Для этого к 40 мл водного раствора наночастиц добавляют 40 мл 0.01М раствора лимонной кислоты, что приводит к их выпадению (фиг.4Б). Затем добавляют по каплям 1,3 мл 1М раствора гидроксида натрия, повышая значение pH раствора с 2.3 до 7.4, что приводит к покрытию наночастиц цитрат-ионами и стабилизации (фиг.4В). Полученный раствор наночастиц разливают по центрифужным фильтрам (6 штук) на 100 кДа, уравновешивают на весах и центрифугируют в течение 20 мин при 6000 об/мин (фиг. 5). Нижний бледный слой сливают. К оставшемуся на фильтрах осадку добавляют 20 мл раствора для промывки наночастиц, уравновешивают на весах и снова центрифугируют 20 мин при 6000 об/мин. Описанную выше процедуру повторяют дважды. Образовавшийся осадок редиспергируют в 10 мл деионизированной воды и полученный раствор собирают пипеткой в пластиковую пробирку на 15 мл, после чего озвучивают на ультразвуковой бане в течение 5 мин. Концентрацию наночастиц феррита кобальта определяют при помощи метода атомно-эмиссионной спектроскопии путем измерения интенсивности линии испускания исследуемого вещества и калибровочных стандартов с известной концентрацией железа и кобальта.
2. Покрытие сорбитом
Образец разбавляют раствором сорбита (300 мОсм/л) таким образом, чтобы значения концентрации укладывались в диапазон 5-50 мкг/мл. Концентрация железа в исследуемом образце составила 48,6 мкг/мл.
Определение гидродинамического диаметра наночастиц феррита кобальта осуществляют при помощи метода динамического светорассеяния (фиг.9). Концентрация дисперсной фазы наночастиц в измерительной кювете при проведении измерения составляет 40 мкг/мл. При подготовке проб проводят фильтрацию образца через фильтр с диаметром пор 0,22 мкм, чтобы отделить небольшие агрегаты, пыль и макрочастицы. Далее проводят 3 измерения гидродинамического диаметра наночастиц феррита кобальта. Как видно из приведенных графиков (фиг.10,11), среднее значение гидродинамического диаметра составляет 45 нм.
1. Лиофилизация
Полученный раствор лиофилизируют, для этого производят фильтрацию раствора наночастиц через шприцевой фильтр с размером пор 0.22 мкм, после чего замораживают при температуре -20°С.
Флакон с замороженным раствором помещают в колбу на 1 л, закрепленную на лиофильной установке (фиг. 6). Лиофилизацию проводят при остаточном давлении 0.64 мбар в течение 2 часов.
2. Проведение исследований состава и морфологии полученных наночастиц
2
4
Для проведения исследований наночастиц методом рентгенофазового анализа, 100 мг лиофилизата (фиг.7) помещают в специальную кювету и проводят регистрацию дифрактограмм в режиме θ/2θ с постоянным временем в точке с использованием CoKα-излучения (фиг.8). Положения 3-х наиболее интенсивных пиков дифракции СoFeO соответствуют следующим дифракционным углам:
Таким образом, полученные методом рентгенофазового анализа данные подтверждают тот факт, что полученные наночастицы содержат в своем составе чистый феррит кобальта.
Для определения морфологии наночастиц используют атомно-силовую микроскопию, в которой определяют линейные размеры частиц. Концентрация наночастиц в исследуемом образце при проведении измерения составляет 40 мкг/мл. На фиг. 15, 17,19 представлены микрофотографии, полученные методом атомно-силовой микроскопии и соответствующие гистограммы распределения наночастиц по размерам (фиг. 14,16,18). Средний размер наночастиц составил 16 нм.
Терапевтическую активность контролируемой гипертермии c использованием заявляемой фармацевтической композиции проводили на двух моделях опухолей:
мышиной модели рака молочной железы 4T1 - высокоагрессивной модели, характеризующейся резистентностью к химиотерапии и высоким уровнем метастазирования;
мышиной модели рака прямой кишки мыши CT-26, широко используемой иммуногенной опухоли, для которой не характерны спонтанные метастазы.
Были выбраны следующие параметры для проведения терапии:
1. Параметры переменного магнитного поля в диапазоне от 220 кГц-10 мТл до 260 кГц-24мТл.
2. Концентрация препарата – 90 мг/мл.
3. Объем интратуморальной инъекции – 50 мкл.
4. Длительности сеанса гипертермии – 30 мин.
5. Количества сеансов гипертермии – трехкратная гипертермия с интервалом в 24 ч для режимов 260 кГц-24мТл/390 кГц-16 мТл; однократная гипертермия для режима 220 кГц-10 мТл.
Кроме того, была произведено сравнение температуры, детектируемой тепловизором с внешней стороны опухоли (через кожу), и изнутри. Для этого животному, находящемуся под наркозом, производили разрез кожи вдоль позвоночника для выделения кожной складки с опухолью. Далее измеряли температуру внешней и внутренней поверхности опухоли. Оказалось, что показатели тепловизора в том и другом случае существенно не отличаются. Таким образом, было установлено, что детекция температуры с внешней стороны опухоли не искажается теплоизоляционными свойствами кожи, и температура, детектируемая с внешней поверхности опухоли, адекватно отражает температуру внутри опухоли. Кроме того, в этой серии экспериментов была отработана методика внутриопухолевой инъекции, обеспечивающая инфильтрацию опухоли магнитными наночастицами. Так, на фиг. 21 видно, что МНЧ находятся внутри и вокруг опухолевых тканей.
Оценка специфической противоопухолевой активности контролируемой гипертермии на модели рака молочной железы мыши 4T1
В первом эксперименте проводили терапию опухолей 4Т1 в условиях умеренной гипертермии (режим 220 кГц-10 мТл) (фиг.22).
За день до начала терапии 50 животных были распределены по 5 группам:
Группа 1. Контрольная группа - мыши, не получающие терапию (no treatment, n=10).
Группа 2. Группа, получающая магнитные наночастицы без воздействия переменного магнитного поля (NP only, n=10).
Группа 3. Группа, получающая магнитные наночастицы кобальтового феррита с сорбитом с последующей экспозицией в переменном магнитном поле (NP+AFM; n=10).
Группа 4. Группа, получающая терапию цисплатином (cis; n=10).
Группа 5. Группа, получающая магнитные наночастицы с последующей экспозицией в переменном магнитном поле в сочетании с химиотерапией цисплатином (NP+AFM+cis; n=10).
Группа 3 представляла собой основную экспериментальную группу.
Известно, что гипертермия способна оказывать как прямое повреждающее воздействие на опухоль, так и опосредованное - когда используется в комбинации с химио- и лучевой терапией. Предположительно, улучшение кровотока в области локального нагрева способствует более эффективному накоплению химиопрепарата (Sohail et al., 2017). Для изучения эффективности магнитной гипертермии в комбинированной терапии в дизайн эксперимента были введены две дополнительные группы: группа 4 получала только цисплатин (контроль химиотерапии), а группа 5 - химиотерапию в сочетании с цисплатином.
Вводили 50 мкл наночастиц с концентрацией 90 мг/мл (Co+Fe).
Через 5 минут после инъекции наночастиц мышь в специальном держателе помещали в генератор переменного магнитного поля и осуществляли сеанс контролируемой гипертермии со следующими параметрами: 220 кГц – 10 мТл, продолжительность сеанса – 30 мин.
Внутривенное введение цисплатина проводили на основании данных литературы. Была выбрана доза 5 мг/кг, двукратно с интервалом в 4 дня.
Оценку эффективности разогрева опухолевых тканей проводили при помощи тепловизора Seek Thermal и/или ИК-термометром. Для повышения эффективности детекции зону вокруг опухоли перед экспериментом выбривали повторно. Температуру опухоли и прилегающих тканей измеряли до помещения животных в генератор магнитного поля, через 10 мин и 30 мин в поле. Наряду с абсолютными показателями температуры, оценивали следующие параметры:
1. Максимальную разницу температур в опухоли в течение 30 минут гипертермии (Δ max опух)
2. Максимальную разницу температур в прилегающих тканях в течение 30 минут гипертермии (Δ max кожа)
3. Максимальную разницу температур между опухолью и прилегающими тканями в течение 30 минут гипертермии (Δ max опух-кожа).
В таблицах 1 и 2 представлены данные, полученные при помощи тепловизора в группе 2 и 5, соответственно. Из приведенных данных видно, что температура тела животных под наркозом ниже, чем в норме (в среднем 31°С), что связано с нарушением терморегуляции. Также видно, что несмотря на разогрев прилегающих к опухоли участков кожи, гипертермия носит локальный характер с максимумом в области интратуморальной инъекции частиц. Для оценки разницы температур в опухоли и нормальных тканях необходимо измерять температуру на участке кожи, отстоящем от очага нагрева, что было затруднительно в связи с теплоизолирующими свойствами шерсти. На основании данных тепловизора были выделены группы с различной эффективностью разогрева опухолей:
1. Неэффективная гипертермия (T опух≤37°ΔC)
°
2. Субоптимальная гипертермия (37C<T опух≤40°C)
3. Эффективная гипертермия (Т опух>40°C).
Таблица 1 – Данные измерения температуры опухолей и окружающих тканей в группе 2 (NP+AFM).
Шифр животного
0 мин
10 мин
30 мин
Δ max опух
Δ max кожа
Δ max опух-кожа
Т опух
Т кожа
Т опух
Т кожа
Т опух
Т кожа
18-2
31
34
ND
ND
31
29.5
-3
-4,5
1.5
19-2
31
31
34
31
31
28.5
3
0
3
20-2
31
31
36
31
33
30
5
0
5
21-2
30
30
33
29
34
31
4
1
4
22-2
30
32
36
33.5
37
34.5
7
2,5
2.5
23-2
31
31
33
29.5
33
30.5
2
-0,5
3.5
24-2
31
31
36
32.5
ND
ND
5
1,5
3.5
25-2
31
33
38
32
41
36
10
3
5
26-2
31
29
40
35
38
34
9
6
5
27-2
30
27
37
34
40
34
10
7
6
Таблица 2 – Данные измерения температуры опухолей и окружающих тканей в группе 5 (NP+AFM+cis).
Шифр животного
0 мин
10 мин
30 мин
Δ max опух
Δ max кожа
Δ max опух-кожа
Т опух
Т кожа
Т опух
Т кожа
Т опух
Т кожа
18-1
31
31
41
35
40
36
9
5
4
18-5
31
32
39
33,5
42
36
11
5
6
19-5
31
32
41
36
42
37
11
5
5
20-5
32
31,5
45
35
45
37
13
5,5
10
21-5
30
32
41
34
41
36
11
4
7
23-5
30
31,5
37
33
41
37
11
5,5
4
24-5
31
31
41
36
-
-
10
5
5
25-5
30
31
38
35
38
36
8
5
3
26-5
31
31,5
37
34
38
35
7
3,5
5
27-5
31
30,5
38
34
39
36
8
5,5
4
В дальнейшем для анализа выживаемости и роста опухолей в группах 2 и 5 были выделены подгруппы с эффективным разогревом опухолей (HT>40C): n=3 в группе 2, n=7 в группе 5.
2
Животное выводили из эксперимента при достижении площади измеряемой поверхности опухоли более 100 мм.  Данные о динамике роста индивидуальных опухолей в группах 1-5 приведены на фиг. 23-28, где размер опухоли был рассчитан по формуле S=A×B.
Выраженный терапевтический эффект наблюдался в группе, получавшей комбинированную терапию (NP+AFM, Таблица 3; Начиная с 23-го дня после имплантации наблюдалось торможение опухолевого роста по сравнению с контролем (p<0.005, ttest) (фиг.29).
Таблица 3 – Статистический анализ различий выживаемости в группах 1 и 5.
Параметры
Группа 1
Группа 5
Медиана выживаемости, дни
26
37.5
Log-rank (Mantel-Cox) Test
p=0.0001
Gehan-Breslow-Wilcoxon Test
p=0,0005
Если посмотреть на график роста опухолей в первые несколько дней после начала терапии 20 можно увидеть резкое увеличение размеров опухоли в этой группе, также как в группах 2-3 (no treatment, NP only, NP+AFM). Связано это с тем, что внутритуморальное введение 50-100 мкл частиц создает дополнительный объем ткани. Кроме того, свой вклад вносит воспалительный инфильтрат, возникающий после обкалывания опухоли. Несмотря на первоначальное увеличение размеров опухоли в группе комбинированной терапии наблюдается уменьшение опухолей, начиная с 12-16 дня (4-8 дней после начала терапии). К 26-му дню размеры опухолей в этой группе ниже, чем при монотерапии цисплатином (p=0.09). При анализе выживаемости выявлен тренд (р=0,057) к улучшенной выживаемости в этой группе мышей по сравнению с группой, получавшей монотерапию цисплатином (Таблица 4).
Таблица 4 – Статистический анализ различий выживаемости в группах 4 и 5.
Параметры
Группа 4
Группа 5
Медиана выживаемости, дни
32.5
37.5
Log-rank (Mantel-Cox) Test
p=0.057
Gehan-Breslow-Wilcoxon Test
p=0,084
Стоит отметить, что при анализе подгруппы (из группы 5) с эффективными показателями нагрева указанный выше тренд обретает статистическую значимость (фиг. 30). Так, начиная с 26-го дня после имплантации опухолей средний размер эффективно прогретых опухолей в группе 5 достоверно ниже, чем в группе 4 (p<0.02).
Терапевтический эффект в этой группе может быть связан с потенцированием химиотерапевтического эффекта гипертермией. Известно, что расширение сосудов и повышение оксигенации опухоли способствует более эффективному проникновению цисплатина в опухоль (Sohail et al., 2017). Также это может быть связано с прямым воздействием гипертермии, которая, как обсуждалось выше, в данной группе достигала более высоких температур внутри опухоли. Наконец, более выраженный терапевтический эффект может быть следствием суммирования цитотоксического действия химиотерапевтического и термального воздействия на опухолевые ткани.
На фиг.31 отражены данные об изменении веса животных в среднем в пяти изучаемых группах. Цисплатин, как в монотерапии, так и в сочетании с гипертермией, вызывает резкую потерю в весе в первые 10 дней после начала терапии (p<0.001), после чего животные восстанавливают потерянный вес.
Таким образом, гипертермия не приводила к дополнительному усугублению побочных эффектов, хорошо описанных для цисплатина, при этом повышая эффективность торможения опухолевого роста.
Невысокая эффективность гипертермии как монотерапии опухолей может быть связана:
1. с низкой эффективностью разогрева опухолей при выбранных параметрах переменного магнитного поля;
2. с агрессивностью выбранной опухолевой модели.
Оценка специфической противоопухолевой активности контролируемой гипертермии на модели колокарциномы мыши СТ-26
Учитывая полученные результаты, второй эксперимент проводили на модели мышиной колокарциномы CT-26, с использованием маскимально допустимых параметров переменного магнитного поля – 260кГц-24 мТл и 390 кГц – 16 мТл. Также в отличие от первого эксперимента использовали 3 сеанса гипертермии для достижения терапевтического эффекта.
За день до начала терапии животные были распределены по 4 группам:
Группа 1. Контрольная группа - мыши, не получающие терапию (n=10).
Группа 2. Группа, получающая внутриопухолевую инъекцию сорбита (n=9).
Группа 3. Группа, получающая внутриопухолевую инъекцию магнитных наночастиц в составе заявляемой композиции без воздействия переменного магнитного поля (n=10)
Группа 4. Группа, получающая магнитные наночастицы в составе заявляемой композиции с последующей экспозицией в переменном магнитном поле (NP+AFM; n=15).
Вводили 50 мкл наночастиц с концентрацией 90 мг/мл (Co+Fe; группы 3 и 4) или 50 мкл сорбита (группа 2). Через 5 минут (день 0) после инъекции наночастиц, а также, через 24 ч (день 1) и 48 ч (день 2) осуществляли сеанс контролируемой гипертермии в течение 30 мин. Параметры переменного магнитного поля варьировали (260 кГц – 24 мТл, 390 кГц – 16 мТл, 390 кГц– 13 мТл, 390 кГц– 14 мТл, 390 кГц– 15 мТл) для поддержания температуры в опухоли в диапазоне 43-50°С.
Как и в предыдущем эксперименте, исходная температура тела животных под наркозом была ниже, чем в норме (в среднем 30°С) и на участке кожи, контралатеральном опухоли сохранялась на этом уровне на всем протяжении сеанса гипертермии. Использование высокоэнергетических режимов разогрева опухоли позволяло быстро (в среднем в течение 60 с) разогреть опухоль до температуры 50°С и поддерживать температуру в диапазоне 43-50°С на всем протяжении гипертермии. При этом режим 260 кГц-24 мТл использовали для разогрева, а чередование режимов  390 кГц-16 мТл, 390 кГц – 13 мТл, 260 кГц-24 мТл (в зависимости от индивидуальных особенностей разогрева опухоли) – для поддержания температуры. Важно, что целевые значения нагрева при использовании указанных режимов были достигнуты для всех животных, что значительно отличается от эффективности нагрева при использовании умеренной гипертермии. Более того второй (Таблица 5) и третий (Таблица 6) сеансы гипертермии оказались также эффективны в плане разогрева опухолевых тканей. Анализ литературных данных указывает на то, что 2- и 3-кратное проведение гипертермии способствует повышению терапевтического эффекта, однако каждый последующий сеанс демонстрирует меньший разогрев опухоли (Kolosnjaj-Tabi et al., 2014; Espinosa et al., 2016). В нашем случае повторные сеансы гипертермии практически не отличались по температуре нагрева опухолей от первого сеанса.
Таблица 5 – Данные измерения температуры опухолей и окружающих тканей в группе 4 во время второго сеанса гипертермии.
Шифр клетки
Номер животного
опухоль
Здоровая кожа
Δ max опух
Δ max кожа
Δ max опух-кожа
нач
макс
нач
конеч
v-46
2
29
50
32,7
31,5
21
1,2
22,2
v-46
3
30
46
29,2
28,9
16
0,3
16,3
v-46
4
32
51
31,7
29,3
19
2,4
21,4
v-46
5
30
50
35,1
33,4
20
1,7
21,7
v-47
2
29
55
32
31
26
1
27
v-48
2
29
51
31,6
30,2
22
1,4
23,4
v-48
4
32
52
31
29,1
20
1,9
21,9
v-49
2
30
50
32
30,1
20
1,9
21,9
v-49
4
29
50
37,6
35,9
21
1,7
22,7
v-49
5
28
50
33,2
31,7
22
1,5
23,5
v-50
1
32
50
29,6
28,8
18
0,8
18,8
v-50
3
29
51
30,5
29,2
22
1,3
23,3
v-50
5
31
50
32,8
30,6
19
2,2
21,2
v-51
3
29
50
31,5
30,1
21
1,4
22,4
v-51
4
29
50
31,7
31
21
0,7
21,7
Таблица 6 – Данные измерения температуры опухолей и окружающих тканей в группе 4 во время третьего сеанса гипертермии.
Шифр клетки
Номер животного
опухоль
Здоровая кожа
Δ max опух
Δ max кожа
Δ max опух-кожа опух
нач
макс
нач
конеч
v-46
2
27
50
32
30,7
23
1,3
24,3
v-46
3
28,5
48,5
28,5
27,9
20
0,6
20,6
v-46
4
30
50
32,9
27
20
5,9
25,9
v-46
5
28
50
32
30,5
22
1,5
23,5
v-47
2
29
50
30,3
28,1
21
2,2
23,2
v-48
2
29
50
32
28,9
21
3,1
24,1
v-48
4
29
50
32,7
30,9
21
1,8
22,8
v-49
2
29
50
30
28,9
21
1,1
22,1
v-49
4
30
50
30,6
27,9
20
2,7
22,7
v-49
5
28
50
29
27,5
22
1,5
23,5
v-50
1
29
32
31
29,2
3
1,8
4,8
v-50
3
29
50
31
29,4
21
1,6
22,6
v-50
5
29
36
30
29,3
7
0,7
7,7
v-51
3
29
38
29
27,8
9
1,2
10,2
v-51
4
29
50
31
28,7
21
2,3
23,3
2
2
Животное выводили из эксперимента при достижении площади измеряемой поверхности опухоли более 100 мм. Данные о динамике роста индивидуальных опухолей в группах 1-4 приведены на фиг. 33 – 36, где объем опухоли был рассчитан по формуле V=A/2×B, где А – наименьший из двух ортогональных размеров. Пересчет на объем опухоли представляется рациональным в силу того, что после гипертермии часто наблюдали уплощение опухоли, что не находит своего отражения при расчете площади поверхности, но означает уменьшение опухолевой массы. Так, фиг. 32 наглядно иллюстрирует сокращение объема опухоли после гипертермии по сравнению с контролем (МНЧ без поля), при том что измеряемая площадь сокращается незначительно.
3
3
3
3
Из представленных графиков 33-37 видно, что объем опухолей в группе животных, получавших лечение гипертермией через 2 недели после терапии значительно меньше, чем в каждой из контрольных групп (152 мм против 508 мм в группе 1 (р=0,018); 396 мм в группе 2 (p=0.056); 460 ммв группе 3 (p=0.0017).
Проводилось исследование стабильности заявляемого лиофилизата наночастиц методом динамического светорассеивания.
Универсальным и общепринятым методом анализа наногибридных материалов, терапевтических агентов и полимерных стабилизаторов является метод динамического светорассеяния (ДСР).
Гидродинамический диаметр полученных наночастиц, измеренный по методу ДСР, составляет 45-50 нм, что свидетельствует об отсутствии агрегатов и стабильности наночастиц (фиг. 11-13).Исходя из полученных результатов, можно сказать, что образец лиофилизата наночастиц имеет высокую стабильность в водном растворе, что подтверждается данными динамического светорассеяния. Средний размер остается в пределах 45±5 нм, а индекс полидисперсности Pdi, который не превышает 0,35, и отсутствие агрегатов свидетельствуют о монодисперсности наночастиц в растворе и их высокой агрегативной устойчивости.
Проводилось также исследование стабильности лиофилизата наночастиц методом атомно-силовой микроскопии (фиг. 14).1 мкл лиофилизата наночастиц разбавленного в 100 раз водой было нанесено на свежесколотую слюду до полного высыхания.  Исходя из данных, полученных методом атомно-силовой микроскопии, можно сказать о том, что наночастицы имеют средний размер 15±5 нм и узкое распределение по размерам (фиг. 14-19), что согласуется с данными, полученными методом просвечивающей электронной микроскопии, и подтверждает факт монодисперсности частиц. Кроме того, частицы равномерно распределены по подложке, и не образуют агрегатов.
Исследование стабильности опытных образцов лиофилизата наночастиц методом «ускоренного старения» в течение 20 дней при температуре +60°С свидетельствует о том, что никаких существенных изменений в структуре и физико-химических свойствах данных образцов не наблюдается. Фазовый состав образцов не претерпевает никаких изменений (100% фаза феррита кобальта), кроме того, гидродинамический диаметр наночастиц остается в пределах 45±5 нм, что свидетельствует о высокой стабильности наночастиц в водных растворах. Метод атомно-силовой микроскопии показывает, что не наблюдается никаких изменений в размере наночастиц феррита кобальта.
Таким образом, в результате проведенных исследований получен вывод о сохранении стабильности и фармакологических свойств заявляемой композиции при перерастворении, а также увеличении срока хранения раствора, приготовленного из заявляемой фармацевтической композиции.