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癌症仍然是威脅公共健康的最重要疾病。目前，許多類型的研究都集中在創新治療模式上，以克服傳統化療、放療和手術的弊端，從而提高癌症患者的生活質量。與光動力療法（PDT）類似，聲動力療法（SDT）是利用超聲（US）激發聲敏劑在腫瘤部位產生活性氧（ROS），從而達到治療目的。但不同的是，超聲穿透能力更強，可以實現對更深層次腫瘤的治療。因此，SDT因其無創性和實用性正在成為一種創新的抗癌治療模式。

日前，中國科學院長春應用化學研究所陳學思院士、田華雨研究員利用新的納米級COF製備策略開發了一種共價有機框架（COF）聲敏劑。該策略使用基於亞胺交換反應的分子蝕刻將體COF蝕刻成納米顆粒，並且對基於亞胺鍵的COF具有普遍適用性。其中，規則的COF結構可以防止卟啉分子聚集引起的聲動力性能損失，提高卟啉單元的化學穩定性。此外，Fe3+與COF的配位使納米顆粒具有化學動力學治療（CDT）性能和穀胱甘肽（GSH）消耗能力。因此，增強型SDT與α-PD-L1抗體的結合取得了良好的抗腫瘤效果。該創新的納米COF聲敏劑製備策略為臨床抗腫瘤治療提供了新途徑。該工作以「Etching Bulk COFs into Nanoparticles of Uniform and Controllable Size by the Molecular Exchange Etching Method for Sonodynamic and Immune Combination Antitumor Therapy」發表在《Advanced Materials》。
圖1. PgP@Fe-COF NPs的製備與應用
PgP@Fe-COF NPs的製備及表徵
研究者首先利用傳統的溶劑熱法製備了具有卟啉分子的P-COF材料，該材料呈塊狀。然後將散裝P-COF材料置於不同的溶劑中並用超聲波處理30 min（圖2）。但是通過該工藝難以將塊狀P-COF分散成納米級P-COF（圖2a）。令人驚訝的是，當苯胺在超聲處理的同時添加到不同的溶劑體系中時，塊狀P-COF可以在30 min內輕鬆分散成微米或納米級顆粒（圖2b）。在添加0.2、0.1、0.05和0.025當量的苯胺後，可以製備大約11 nm、22 nm、65 nm和100 nm的 P-COF NPs（圖2c）。接下來，研究者使用0.025當量苯胺蝕刻的P-COF NPs來配位Fe3+以製備Fe-COF NPs。在約1000 cm-1處的對稱Fe-N拉伸證明了Fe3+與卟啉的配位（圖2d）。氮吸附等溫線證明在蝕刻和Fe3+配位後，P-COF NPs和Fe-COF NPs仍然具有較大的BET（圖2e）。為了增加在生理環境中的穩定性，P-COF NPs和Fe-COF NPs通過靜電相互作用塗覆PLG-g-mPEG共聚物，其中PLG-g-mPEG@P-COF NPs（縮寫為PgP@P-COF NPs）和PLG-g-mPEG@Fe-COF NPs（縮寫為PgP@Fe-COF NPs）的粒徑約為160 nm（圖2f）。
圖2. COF納米粒子的製備與表徵
PpIX、PgP@P-COF NPs和PgP@Fe-COF NPs在沒有US處理的情況下沒有顯示出ROS的產生能力。經超聲處理後，上述三種材料均能顯著降低DPBF的吸收強度，證明它們均具有聲動力學性能。然後，研究者分別測試了PpIX、PgP@P-COF NPs和PgP@Fe-COF NPs在US下的穩定性（圖3b-d）。結果表明，照射4 min後，PpIX的峰值吸光度明顯下降，而PgP@P-COF NPs和PgP@Fe-COF NPs的吸光度變化可以忽略不計，說明COF NPs具有極高的US穩定性（圖3e）。同時，PgP@Fe-COF NPs和H2O2單獨存在時都沒有明顯的吸光度，而PgP@Fe-COF NPs和H2O2同時存在時，在652nm處有明顯的吸光度。相比之下，PgP@P-COF NPs不具有Fenton-like性質（圖3f）。這些結果表明PgP@Fe-COF NPs可用於CDT，產生的•OH可進一步增加ROS水平。此外，在PgP@Fe-COF NPs存在下，隨着時間的增加，GSH水平明顯下降。而PgP@P-COF NPs沒有表現出明顯的穀胱甘肽消耗能力（圖3h）。
圖3. PgP@Fe-COF NPs的聲學、US穩定性、化學動力學和穀胱甘肽消耗性能
PgP@Fe-COF NPs的體外增強SDT
研究者首先評估了PgP@Fe-COF NPs消耗細胞內GSH的能力。與對照組和 PgP@P-COF NPs組相比，用PgP@Fe-COF NPs處理的4T1細胞顯示出顯著的細胞內GSH消耗。GSH的消耗會增加氧化應激水平並削弱細胞中的還原性腫瘤微環境（TME）（圖4a）。這種特性可以增強ROS誘導的癌細胞的殺傷力。當 PgP@Fe-COF NPs的濃度為200 μg mL-1時，在沒有H2O2和US 照射的情況下，對4T1細胞的細胞毒性可以忽略不計（圖4b-c）。然而，在US照射下，隨着PgP@Fe-COF NPs濃度的增加，細胞活力降低。這些結果表明，結合SDT、CDT 和GSH消耗的PgP@Fe-COF NPs（IC50: 37.35 μg mL-1）將在細胞中取得更好的治療效果。為了進一步評估不同處理後的體外ROS產生，研究者使用2', 7'-二氯二氫熒光素二乙酸酯（DCFH-DA）來測量ROS產生（圖4d）。正如預期的那樣，PgP@Fe-COF NPs/H2O2/US組在細胞內顯示出最強的ROS探針特異性熒光信號。此外，通過活/死染色進一步觀察不同處理後的細胞毒性，PgP@Fe-COF NPs/ H2O2/US表現出最有效的腫瘤細胞殺傷作用（圖4e）。
圖4.PgP@Fe-COF NPs的體外增強SDT
PgP@Fe-COF NPs的體內增強SDT
在上述優異的體外增強SDT結果的鼓勵下，研究者對PgP@Fe-COF NPs的體內抗癌作用進行了研究。其中，PgP@Fe-COF NPs/US組小鼠腫瘤生長明顯減慢，治療效果明顯優於PgP@Fe-COF NPs組和PgP@P-COF NPs/US組，表明增強SDT與GSH耗竭增強CDT相比具有顯著的治療效果（圖5a-b）。研究者進一步發現PgP@Fe-COF NPs在體內US照射下可以產生更多的ROS（圖5f）。上述結果表明，在結合CDT和GSH耗竭後，PgP@Fe-COF NPs可以實現增強的SDT，從而有效治療癌症。

圖5.PgP@Fe-COF NPs的體內增強SDT
增強型SDT聯合免疫檢查點阻斷治療
受上述結果的啟發，增強型SDT和PD-L1檢查點阻斷的組合用於進一步評估抗癌免疫治療效果。單獨的α-PD-L1抗體不能抑制腫瘤生長。值得注意的是，PgP@Fe-COF NPs/US/α-PD-L1抗體組的治療效果優於PgP@Fe-COF NPs/US組，增強型SDT和α-PD-L1抗體的聯合使用顯著抑制了腫瘤的生長（圖6b-d）。此外，與抑制腫瘤生長的結果一致，增強型SDT和α-PD-L1抗體的組合可以有效延長小鼠的存活時間，並在40天後達到100%的存活率（圖6e）。

圖6. 增強型SDT聯合免疫檢查點阻斷治療
防止re-challenged腫瘤和保護小鼠的癌症轉移
受到免疫記憶結果的鼓舞，研究者在治療後進行了re-challenged腫瘤實驗（圖7a）。如圖7b-d 所示，與對照組相比，增強型SDT加α-PD-L1抗體組中re-challenged腫瘤的生長明顯較慢。此外，還進行了肺轉移實驗以檢查增強型SDT與α-PD-L1抗體的組合是否可以預防腫瘤轉移（圖7e）。如圖7f-g所示，對照組H&E染色肺切片可見大量肺轉移部位，而增強SDT聯合α-PD-L1抗體組僅可見少數結節。這些結果表明，增強SDT與α-PD-L1抗體相結合的策略可以預防再次攻擊的腫瘤並保護小鼠免受癌症轉移。
圖7.增強SDT和免疫檢查點阻斷治療的結合，以防止re-challenged腫瘤和保護小鼠的癌症轉移
小結：研究者利用新的納米級COF製備策略開發了一種共價有機框架（COF）聲敏劑。所得到的納米級聲敏劑（PgP@Fe-COF NPs）具有增強的聲動力學性能。此外，聲敏劑還具有基於芬頓反應的化學動力學治療（CDT）性能和穀胱甘肽（GSH）消耗增強的腫瘤殺傷能力。研究者還將PgP@Fe-COF NPs與抗PD-L1 抗體結合使用，以實現高效的腫瘤免疫治療。在4T1小鼠模型中，聯合療法有效地抑制了腫瘤的生長、復發和轉移。
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