Figura 4. Țintirea activă vs. Țintirea pasivă (adaptată după Farokhzad și Langer, 2009) [604601]

Figura 4. Țintirea activă vs. Țintirea pasivă (adaptată după Farokhzad și Langer, 2009)

2.3.1. Țintirea pasivă

O strategie care permite acumularea selectivă a nanomedicamentelor în țesuturile
tumoarele este reprezentată de țintirea pasivă, țintire ce se bazează pe caracteristicile
patofiziologice ale vaselor tumorale ( Cho și colab., 2008 ).
În vederea furnizării oxi genului și substanțelor nutritive pentru dezvoltarea masei
tumorale, sunt cruciale formarea de noi vase de sânge sau reorientarea celor existente în
apropierea masei tumorale, astfel sporind creșterea celulele canceroase ( Carmeliet și Jain, 2000 ).
Efectul îmbunătățit al permeabilității și retenției se datorează unui dezechilibru produs de
reglatorii angiogeni(factorii de creștere și MMP ), determinând ca vasele de sânge să fie
dezorganizate și dilatate cu un număr mare de pori rezultați în urma joncțiunilor mărite dintre
celulele endoteliale și care compromite drenajul limfatic . Mai mult decât atât migrarea
macromoleculelor cu diametrul de până la 400 nm în micromediul tumoral este favorizată prin
efectul EPR (Sinha și colab., 2006).
Atât micromediul tumoral, care este diferit de cel al celulelor sănătoase cât și EPR
facilitează țintirea pasivă. Utilizarea lipozomilor acoperiți cu un polimer sintetic pentru a proteja
medicamentele de distrugerea imună, în terapia cancerului reprezintă o strategie bună care se
încadrează în țintirea pasivă (Kubik și colab., 2005).
Datorită necesității unei cantități suplimentare de energie pentru dezvoltarea celulelor
tumorale, este stimulat procesul de glicoliză, în urma căruia rezultă un pH acid în micromediul
tumoral, în aces t sens au fost dezvoltați lipozomi care să fie stabili la un pH fiziologic de 7.4, dar
care să se degradeze la pH acid pentru a elibera medicamentul în situsul țintă (Kubik și colab.,
2005) .

2.3.2. Țintirea activă

Depășirea limitărilor intrinseci a specificității țintirii pasive este realizată prin atașarea
liganzilor de afinitate, cum ar fi molecule mici, aptameri, anticorpi și peptide la suprafața
conjugatelor polimer -medicament ( Allen T.M. și colab., 2002 ).

Datorită faptului că acești liganzi de a finitate prezintă capacitatea de a se lega numai la receptorii
specifici exprimați pe suprafața celulei tumorale, nanotransportorii recunosc și se leagă de
celulele țintă prin interacțiuni ligand -receptor (Cho și colab., 2008) .
Creșterea specificității țin tirii tumorale se realizează numai dacă receptorii de pe
suprafața celulelor îndeplinesc următoarelor criterii:
 să fie puternic exprimați numai pe suprafața celulelor tumorale;
 să nu fie exprimați pe suprafața celulelor normale;
 să se exprime omogen pe sup rafața tuturor celulelor tumorale;
 să nu fie eliminați în circulația sanguină.
Facilitarea eliberării medicamentelor în interiorul celulelor survine în urma internalizării
nanotransportorilor funcționalizați cu liganzi prin endocitoza mediată de receptor, continuată de
incluziunea membranei plasmatice în jurul complexului ligand -receptor pentru a forma un
endozom, acesta fiind transferat la organitele specifice, astfel eliberarea fiind realizată datorită
pH-ului acid sau enzimelor (Cho și colab., 2008).

2.3.3 . Nanoformul ări cu curcumină și doxorubicină pentru țintirea pasivă a
cancerului

Chiar dacă DOX și CURC se numără printre cei mai eficienți agenți anticancerigeni,
acțiunii lor le sunt asociate efecte secundare sistemice, precum nefrotoxicitatea, greața și emeza
(Wang și colab., 2013).

Nanoformul ări cu curcumină
Deși are proprietăți anticancerigene, aplicarea terapeutică a Curcuminei este împiedicată
de eliminarea sistemică rapidă, de absorbția scăzută, de solubilitatea acesteia scăzută și de
biodisponibilitatea redusă (Ahmad și colab., 2015). Datorită hidrofobicității sa le puternice,
CURC este imposibil să fie administrată intravenos, de aceea încapsularea acesteia în
nanotransportori îi conferă maleabilitatea necesară pentru a putea fi administrată intravenos, fără
să-i fie atenuate proprietățile antitumorale (Li și cola b., 2005). Amestecarea, dizolvarea, sau

complexarea CURC cu diferite tipuri de fosfolipide îi conferă o capacitate de absorbție
prelungită ( Yallapu și colab., 2012 ).
O modalitate simplă de distrugere a factorului restrictiv al CURC este aceea de a -i creșt e
solubilitatea în apă, de a -i îmbunătății biodisponibilitatea, de a o proteja de degradarea la pH
alcalin și de metabolismul puternic și de a -i potența capacitatea de țintire a celulelor canceroase (
Ahmad și colab., 2015).
Așa cum s -a prezentat anterior, biodisponibilitatea CURC față de terapia cancerului poate
fi îmbunătățită semnificativ prin încapsularea acesteia în nanotransportori. Conform literaturii de
specialitate, s -au proiectat diferite tipuri de transportori terapeutici, cum ar fi nanosuspensii ,
nanoemulsii, conjugate polimerice, micelii polimerice , nanoparticule lipidice solide (SLNP),
lipozomi, nanoparticule polimerice, tocmai pentru obținerea acestei facilitări ( Lee și colab.,
2014).
Studiul de cercetare realizat de Li și colab. pe celulele de carcinom pancreatic a subliniat
faptul că CURC încapsulată în lipozomi suprimă legarea lui NF -kB și scade exprimarea
produselor genice reglate de NF -kB, incluzând COX -2 și IL-8, acestea fiind implicate în
creșterea/ invazia tumorală ( Li și colab., 2005).
În urma unei analize famacologice s -a demonstrat că CURC are proprietăți tarapeutice
naturale foarte bune pentru cancerul de colon, fiind foarte bine tolerată de organism, având o
toxicitate nesemnificativă chiar și în cazul unor doze mari administrate or al (Mohanty și colab.,
2012 ).
Pentru o biodisponibilitate semnificativ mai mare a CURC , o abordare care prezintă
efecte antitumorale atât in vitro cât și in vivo împotriva cancerului colorectal și acțiune
antiangiogenă, cel puț in similare sau chiar mai bun e decât cele ale oxaliplatinei, o reprezintă
încapsularea CURC în lipozomi. În studiul pe xenogrefele murine subcutanate de Colo 205 și de
Lovo efectele supresive ale CURC lipozomele asupra tumorii au fost egale cu sau mai mari decât
cele ale oxaliplatinei (Li și colab., 2007).
Un studiu in vitro , realizat pe liniile celulare de cancer de colon uman HCT116 și HCT15
care exprimă fenotipul MDR, a arătat că formularea lipozomală a CURC prezintă efecte mai
puternice împotriva acestor linii celulare decât CURC individuală ( Pandelidou și colab., 2011).

Un efect sinergetic între CURC lipozomală și oxaliplatină în inhibarea dezvoltării
cancerului colorectal uman a fost demonstrat de transportorul lipozomal ce conținea amestecul
dintre cele două medicamente ( Li și colab., 2007).
O altă abordare de încapsulare sunt micelele CURC /MPEG -PCL care eliberează lent
CURC in vitro , iar in vivo dimensiunea mică și învelișul hidrofil PEG conferă micelelor
CURC /MPEG -PCL un timp de circulație prelungit după administrarea sistemică și o eliberare
lentă a CURC , ceea ce contribuie la îmbunătățirea t 1/2 și AUC acesteia. In vitro , atât CURC liberă
cât și micelele CURC /MPEG -PCL prezintă o citotoxici tate clară în celul ele C26 , iar in vivo s-a
constatat că aplicarea sistemică a micelelor Cur/MPEG -PCL inhibă creșterea carcinomului de
colon C26 subcutanat (Gou și colab., 2011).

Nanoformul ări cu doxorubicină
În vederea controlării citotoxicității D OX și evitării distribuirii ei în ț esutul cardiac s-au
abordat diferite sisteme de nanotransportori care să contribuie facil în administrarea acesteia
(Augustin și colab., 2016).
Chiar dacă învelișul nuclear prezintă pori care permit difuzia moleculelor mici , de la și
dinspre citosol, chimioterapeuticele trebuie să fie nucleotropice pentru o acumulare
predominantă în nucleu și nu în citosol (Tonini și colab., 1999).
Efluxul D OX dependet de energia din celulele tumorale, eflux mediat de P -gp, MRP1,
Topo II și GST -π reprezintă cauza rezistenței la medicamente a celulelor canceroase manifestată
vis-a-vis de mecanismul de acțiune a DOX asupra acestora ( Li și colab., 2007).
Administrarea unei doze mari de DOX neîncapsulat poate conduce la evitarea MDR, însă
aduce cu sine o manifestare toxică acută(mielosupresie și toxicitate gastro -intestinală), dar și o
cardiotoxicitate cumulativă . Pe de altă parte, nanosferele încărcate cu DOX evită MDR
manifestat de celulele tumorale și furnizează o concentrație mare de DOX la citosol ul celular și
în nucleu ( Cuvier și colab., 1992).
Pentru terapia cancerului de sân secundar chemorezistent (Lee și colab., 201 3), dar și
pentru a reduce cardiotoxicitatea prin acumularea preferențială a medicamentului în situsul
tumorii la șoarecii cu carcinom hepatocelular H22 (Yuan și colab., 2013), s -a utilizat ca
transportor albumina serică umană.

Pentru înlesnirea trecerii DOX prin membrana nucleară în comparație cu medicamentul
neîncapsulat, s -a dezvoltat un sistem de nanoparticule pe bază de chitosan. Astfel, acțiunea DOX
prin intermediul acestui sistem a manifestat o citotoxicitate de 300 de ori mai mare împotriva
celulelor canceroase umane și o eficacitate in vivo crescută considerabil împotriva
osteosarcomului (Friedhuber și colab., 2014).
Pentru tratamentul cancerului de colon o soluție veritabilă o reprezintă încapsularea DOX
în nanovectorii obținuți prin reasamblarea lipidelor derivate din ghimbir, aceștia prezentând un
profil de eliberare a medicamentului dependent de pH. Prin încapsularea DOX în GDNV , s-au
observat efecte îmbunătățite in vivo asupra tumorilor de colon C26, și anume inhibarea
proliferării tumorii, în comparație cu medicamentul administrat neîncapsulat ( Zhang și colab.,
2016).
Conform studiului realizat de N owicka și colab., nanoparticulele magnetice nu au redus
capacitatea DOX de a intercala ADN dublu catenar, câmpul magnetic garantând furnizarea
eficientă a acesteia, eliberarea ei având loc la o valoare a pH -ului apropiată de cea a celulelor
tumorale, și a nume 5.8 (Nowicka și colab., 2009).
Potrivit rezultatelor obținute de Augustin și colab., în urma studilui realizat pe celulele
HT29, sistemul compus din nanoparticule magnetice de oxid de fier care încapsulează DOX
(DOX -NP) adsoarbe proteinele din mediul de cultură al celulelor, astfel conferind o citotoxicitate
mai mare acesteia în comparație cu DOX neîncapsulat. Pe de altă parte, complexul DOX -NP a
penetrat celulele canceroase prin endocitoză, cu ajutorul mecanismului numit „Trojan horse”,
astfel inducân d efecte celulare similare cu cele ale DOX în monoterapie cum ar fi inhibarea
ciclului celular în faza G2/M urmată de apoptoză ș i necroză î ntârziat ă (Augustin și colab., 2016).
Citotoxicitatea DOX mai poate fi îmbunătățită cu ajutorul unui tip de micele MPEG -PCL
în formă de stea (SSMPEG -PCL), dezvoltat astfel încât încapsularea DOX să se realizeze prin
auto-asamblare indusă de pH. Realizându -se un test al absorbției celulare al acestui medicament
prin citometrie de flux, s -a observat că celule C26 prezin tă un grad mai mare de absorbiție a
DOX atunci când este încapsulată în micelele SSMPEG -PCL decât în cazul în care aceste celule
au fost tratate cu DOX neîncapsulată. Concomitent, rezultatele studiului in vivo pe șoarecii
BALB/c cu aceeași abordare de DOX încapsulată în SSMPEG -PCL rezumă faptul că aplicarea
sistemică a acestei terapii a avut efecte mai accentuate de inhibare a creșterii carcinomului de
colon C26 comparativ cu terapia cu DOX neîncapsulat (Gao și colab., 2013).

Deși are o acțiune covârșitoar e chimioterapeutică, DOX prezintă efecte secundare severe
printre care se numără trombocitopenie, leucopenie, toxicității gastrointestinale și anemie ( Zhang
și colab., 2016 ).

Nanoformulări cu curcumină și doxorubicină
Pentru a evita astfel de efecte secundare sistemice, Wang și colab. au dezvoltat un sistem
de eficientizare a acțiunii anticancerigene a DOX și CURC , asupra celulelor KHOS din linii
celulare OS umane și in vivo pe xenogrefe de celule KHOS murine, prin co -încapsularea lor în
LPN, astfel proliferarea tumorală fiind puternic întârziată. Atât in vitro cât și in vivo , în situația
osteosarcomului, acțiunea antiangiogenă a CURC în sinergie cu efectul apoptotic al DOX ,
facilizate de sistemul de co -încapsulare bazat pe LPN au demonstrat o eficiență net superioară
comparativ cu tentativele de administrare a celor două medicamente neîncapsulate ( Wang și
colab., 2016 ).
Pe de altă parte, co -încapsularea DOX și CURC în micelele mPEG -PCL( M-CURC –
DOX ) a dus la un progres remarcabil atât în activitățile citotoxice cât și în efectele apoptotice,
comparativ cu încapsularea individuală în micele a acestor medicamente la concentrații
echivalente, acest progres fiind atribuit în special absorbției celulare îmbunătățite a DOX , prin
intermediul CURC . Aceste rezultate au fost observate atât in vitro pe celulele L929 cât si in vivo
pe modelul subcutanat de tumoră mamară 4T1 (Sun și colab., 2014). In vitro , pe celulele L929
atât CURC cât și DOX au fost eliberate din micelele M-CURC -DOX într-un mod controlat și
susținut. Această caracteristică este favorabilă și pentru M-CURC -DOX și în cazul administrării
in vivo deoarece cei doi agenți terapeutici ar fi mai puțin solubilizați în timpul circulației înainte
de a ajunge în tumoră, elibe rarea efectivă având loc în țesuturile tumorale (Sun și colab., 2014).
Conform studiului de cercetare realizat de Wang și colab., co -încapsularea DOX și a
CURC în lipozomi cu timp de circulație prelungit ( LCL -CURC -DOX ) in vitro, pe linii celulare
A549 (cancer pulmonar) a conferit un efect antitumoral mai accentuat DOX , în comparație cu alte
preparate bazate pe DOX (Wang și colab., 2011).
Un profil de eliberare susținut și o eficacitate mare a încapsulării sunt trăsăturile
definitorii pentru nanoparticul ele încărcate cu DOX și CURC (NP-CURC -DOX ), sistem de
nanotransportori utilizat în terapia cancerului ( Zhao și colab., 2015).

Avantajul co -încapsulării DOX și CURC în nanotransportori(nanoparticulele lipozomale,
PLGA, micelii MPEG -PCL și nanoparticulele chitosan) a fost subliniat în mai multe studii cu
privire la tratarea celulelor canceroase. În aceste studii, în urma tratamentului cu un astfel de
sistem nanotranspo rtor, s -au raportat efecte apoptotice crescute și anularea MDR ( Misra și
Sahoo, 2011), ( Wang și colab., 2013 ).
Conlucrarea eficientă a CURC cu DOX a fost sesizată în studiul realizat de Qian și
colab., care au raportat o creștere a apoptozei induse, în tra tarea celulelor HepG2(celule hepatice
umane) ( Qian și colab., 2011).
Conform unui alt studiu realizat de Misra și Sahoo, coformularea DOX și CURC în
nanoparticulele poli -(D, L -lactid -co-glicolidă) poate suprima dezvoltarea MDR în celulele
leucemiei cronic e mieloide umane (Misra și Sahoo, 2011).

2.3.4. Lipozomi cu timp de circulație prelungit – avantejele utilizării în terapia
anticanceroasă

Lipozomii reprezintă vezicule sferice obținute artificial dintr -un miez apos prins de unul
sau mai multe bistraturi lipidice, dezvoltate din fosfolipide amfifilice (Figura 5. ). Structura
sferică a acestor vezicule se datorează presiunii osmotice, iar dimensiunea lor poate varia de la
50 nm până la câțiva micrometrii ( Immordino și colab., 2006 ).

Figura 5. Structura lipozomului (modificată conform Immordino și colab., 2006 )

Pe baza lamilarității acestora, lipozomii pot fi clasificați ca lipozomi unilamelari,
oligolamelari și multilamelari, iar în funcție de proporțiile lor aceștia pot fi de dimensiune mică,
intermediară sau mare (Amarnath și Sharma, 1997) . Bistraturile fosfolipidice pot fi realizate din
fosfatidilserine, fosfatidilcoline sau fosfatidiletanolamine, acestea prezentând regiuni nepolare
care sunt orientate spre interiorul bistratului, departe de miezul apos și de mediul apos exterior
veziculei, și regiuni polare care sunt orientate spre zona marginală a bistratului. Capul fosfat al
acestor fosfolipide are un caracter hidrofil și se distribuie în regiunea polară a bistratului, iar
lanțul dublu hidr ocarbonat(saturat sau nesaturat, format din 12 -24 atomi de carbon) prezintă un
caracter hidrofob, fiind distribuit în regiunea nepolară a bistratului fosfolipidic (Chen și colab.,
2013).
Datorită biocompatibilității generale, a biodegradabilității, având c apacitatea de a izola și
încapsula atât medicamente hidrofile cât și hidrofobe, lipozomii prezintă un grad mare de interes
în elaborarea strategiilor pentru terapia cancerului. De aceea ei sunt utilizați ca nanotransportori
pentru o livrare facilă, cu pier deri reduse de concentrație și cu un grad ridicat de evitare a
toxicității colaterale, a agenților chimioterapeutici(cu efecte apoptotite, antiangiogene,
antiinflamatorii, etc.) ( Torchilin și colab., 2005 ).
În utilizarea acestor nanotransportori pentru ter apia cancerului, agenții chimioterapeutici
pot fi încapsulați atât pasiv, adică în procesul de formare al lipozomilor, cât și activ ulterior
realiză rii acestui proces.
Administrați intravenos, lipozomii sunt capturați direct de către sistemul fagocitar,
urmând apoi a fi eliminați din circulația sanguină (Scherphof, 1985). Stabilitatea lipozomilor și
evitarea legării proteinelor serice astfel încât să se depășească bariera imunitară sunt direct
controlate de proprietățile fizico -chimice ale lipozomilor cum ar fi hidrofobicitatea, capacitatea
netă de încărcare, mărimea, împachetarea bistraturilor lipidice și fluiditatea (Chonn și colab.,
1992).
Referitor la dimensiunile și sarcinile lipozomilor, s -a constatat că lipozomii mari sunt
eliminați mai repede din ci rculația sanguină, în timp ce lipozomii mici prezintă o stabilitate
superioară, iar cei încărcați negativ prezintă un timp de înjumătățire mai scurt decât cei neutri, în

timp ce lipozomii electropozitivi sunt toxici și astfel sunt eliminați rapid din circu lație (Senior,
1982).
În vederea îmbunătățirii fluidității bistratului fosfolipidic s -a demonstrat că încorporarea
colesterolului reduce transferul de fosfolipide în HDL(lipoproteină de densitate mare), datorită
creșteri împachetării fosfolipidelor în bist ratul lipidic ( Damen, 2005 ).
Încorporarea colesterolului în bistratul lipidic al lipozomilor conferă într -adevăr o
îmbunătățire a fluidității bistratului, însă chiar și așa nu se poate depăși pe deplin absorbția
crescută de către MPS, iar pentru acest lucru s -au dezvoltat strategii de acoperire a suprafeței
lipozomilor cu molecule inerte. O abordare în acest sens prezintă tentativa de a imita mebrana
eritrocitelor, preparându -se lipozomii prin modificarea suprafeței lor cu gangliozide și derivați de
acid sialic(de exemplu, monosialotetrahexosilgangliozid(GM1)), iar creșterea hidrofilității
suprafeței fiind realizată prin utilizarea de polimeri hidrofilici (Allen T.M. și colab., 1989).
Stabilizarea sterică a lipozomilor și conferirea unui timp de circulaț ie preluingit acestora
pot fi realizate prin utilizarea unui polimer hidrofil sau a unui glicolipid(de exemplu, PEG sau
GM1), utilizare care manifestă un comportament ce tinde să excludă macromoleculele incidente
în circulația sanguină. Acest comporatment este datorat faptului că glicolipidul posedă un lanț
flexibil care ocupă stratul perilipozomal și astfel se evită interacțiunile MPS cu lipozomii,
putându -se realiza țintirea pasivă (Drummond și colab., 1999).
Datorită discotinuității căptușelii endotelial e ale vasculaturii tumorale, este facilitată
extravazarea lipozomilor în spațiul interstițial și acumularea lor din cauza unui drenaj limfatic
deficitar al tumorii, astfel manifestându -se ca un sistem de eliberare susținută a agentului
terapeutic cu un efe ct de permeabilitate și retenție îmbunătațită (Maeda și colab., 2001).
În altă ordine de idei, PEG, un polimer diol liniar, solubil în mediul apos și organic, lipsit
de toxicitate și cu o biocompatibilitate mărită, imunogenicitate și antigenicitate foarte scăzute și
cu o bună cinetică a excreției, poate fi ancorat la suprafața lipozomală prin intermediul unei
lipide reticulate (Allen C. și colab., 2002).
Durata parcursului lipozomilor în circuitul sanguin spre situsul țintă depinde în mod
direct de cantitat ea de PEG grefat, dar și de lungimea și masa moleculară a acestuia (Allen T.M.
și colab., 1991). Ulterior acumulării lipozomilor pegilați la situsul țintă datorită efectului de
permeabilitate și retenție îmbunătațită sub acțiunea condițiilor patologice(pH scăzut în
micromediul tumoral), învelișul PEG se detașează (Zalipsky și colab., 1999).

În consecință, augumentarea lipozomilor cu PEG conferă o absorbție susținută ulterior
administrării intravenoase, combate bariera MPS, reduce clearance -ul renal și confe ră un timp de
circulație prelungit acestora ( Harris și colab., 2001 ).