Materiale inteligente utilizate în medicină [622217]

Materiale inteligente utilizate în medicină
Sisteme de administrare a medicamentelor bazate pe nanoparticule pentru terapia cancerului

Alexandra -Monica Popa
Universitatea Politehnica din
Timișoara , Master EB
Timișoara. România
I. SUMAR
Sistemul de administrare a medicamentelor bazat pe
nanoparticule (DDS) este considerat promițător pentru
tratamentul cancerului. În comparație cu DDS tradițional, DDS
pe bază de nanoparticule arată o eficiență îmbunătățită pr in:
1. creșterea timpului de înjumătățire a medicamentelor și
proteinelor vulnerabile,
2. îmbunătățirea solubilității medicamentelor hidrofobe și
3. permițând eliberarea controlată și orientată a
medicamentelor pe site -ul bolnav. Această revizuire se
concentrează în principal pe DDS pe bază de
nanoparticule fabricat din chitosan, silice și poli (acid
lactic -co-glicolic).
II. INTRODUCTION (HEADING 1)
Sistemul de administrare a medicamentelor (DDS) a fost
utilizat clinic și pre -clinic pentru a furniza substa nțe
terapeutice pentru tratamentul bolii [1]. DDS convențional
este administrat fie prin aport oral, fie prin injecție. În ciuda a
numeroase avantaje ale DDS convenționale, cum ar fi ușurința
de administrare și acceptată pe scară largă de pacienți, aceasta
are limitele și dezavantajele sale majore:
o Eficiență limitată: Multe medicamente au o rată de
absorbție variabilă atunci când sunt luate pe cale orală,
de asemenea mediul cu pH scăzut, combinat cu
enzimele digestive poate descompune unele dintre
medicamen te înainte de a intra în circulația sângelui.
o Lipsa selectivității: pentru medicamentele care trebuie
să vizeze anumite organe, administrarea orală de
droguri nu este ideală datorită slabei biodistribuții.
Consumul de medicamente în organele de detoxifiere,
cum ar fi ficatul sau rinichii, ar putea fi ridicat și poate
induce toxicitate pentru aceste organe.
Sistemele controlate de administrare a medicamentelor pot
depăși multe dintre dezavantajele cu care se confruntă
sistemele convenționale de ad ministrare a medicamentelor.
De exemplu, agenții chimioterapeutici folosiți în tratamentul
cancerului sunt distribuți în mod non -specific, dăunând atât
celulelor sănătoase, cât și celulelor canceroase, ceea ce duce
la o eficacitate scăzută și toxicități ri dicate [2]. DDS -urile
controlate ar fi purtătorii excelenți pentru agenții
chimioterapeutici, ghidând agenții chimioterapeutici către
locul tumorii crescând astfel concentrația de medicament în
celulele canceroase și evitând toxicitatea în celulele normale
[3,4]. Mai mult, DDS -urile controlate protejează
medicamentele împotriva degradării și clearance -ului, utile
pentru administrarea de proteine și agenți terapeutici noi, cum
ar fi terapia genică și interferența ARN. Progresul
nanotehnologiei a făcut din na noparticule un candidat: [anonimizat] 10 –1000 nm. Când sunt
utilizate ca DDS, nanoparticulele pot îmbunătăți eficacitatea
medicamentului prin creșterea timpului de înjumătățire a medicamentului, îmbunătățind solubilitatea pentru un anumit
medicament hidrofob și eliberând medicamentul într -un mod
controlat sau susținut. Nanoparticulele stimulative pot ajuta,
de asemenea, la sc ăderea toxicității și la controlul
biodistribuției medicamentelor.
Această revizuire se va concentra pe trei tipuri diferite de
nanoparticule DDS care reprezintă trei origini diferite de
materiale pentru fabricarea nanoparticulelor:
o nanoparticule chitosan , un grup de nanoparticule
fabricate din material polimeric natural;
o nanoparticule de siliciu , din materiale anorganice;
o nanoparticule de poliactidă -acid co -glicolic (PLGA),
obținute din material polimeric sintetic.
III. NANOPAARTICULE DE CHI TOSAN
Chitosanul este un polimer natural de carbohidrați obținut
din deacetilarea chitinei, care este principalul compus din coji
de crab, homar și creveți. Datorită prețului scăzut,
biocompatibilității bune, toxicității scăzute și degradabilității
în organism de către chi tinaze, chitosanul este considerat
potrivit pentru aplicații farmaceutice. Fabricarea
nanoparticulelor din chitosan se realizează adesea în condiții
blânde, deoarece chitosanul este solubil în soluții apoase acide
la temperatura camerei, nu este necesar so lvenți organici
toxici sau căldură. O categorie largă de medicamente poate fi
încorporată în DDS de chitosan, incluzând molecule mici,
proteine și polinucleotide [5].
A. Metode de fabricație pentru nanoparticule de chitosan
1) Metoda de gelotare ionotropă
Chitos anul are grupuri amine încărcate pozitiv și poate
trece printr -o tranziție sol -gel atunci când interacționează cu
polianion încărcat negativ pentru a forma nanopa rticule în
condiții adecvate [6 ]. Un polianion ales în mod obișnuit este
tripolifosfatul (TPP) . Calvo și colab. a făcut concentrații
diferite de chitosan în soluții apoase de acid acetic și TPP în
apă purificată cu aceleași concentrații ca soluțiile de chitosan
(0,05% în greutate, 0,1% în greutate, 0,5% în greutate și 1%
în greutate). Cea mai bună condiție pentru fabricarea
nanoparticulelor de chitosan a fost găsită prin amestecarea a
diverse volume de TPP cu soluțiile de chitosan. În continuare,
nanoparticulele chitosan / PEO și chitosan / PEO -PPO au fost
fabricate prin adăugarea soluției apoase TP P la soluția de
chitosan conținând PEO și PEO -PPO sub agitare constantă.
Dimensiunea minimă a particulelor din nanoparticulele de
chitosan formate a fost de 260 nm cu un raport de chitosan /
TPP de 5/1.
2) Metoda de difuzie a solventului de emulsificare
Metod a de difuzie a solventului de emulsionare a fost
descoperită pentru prima dată pentru fabricarea
nanoparticulelor poli D, L -lactidă / glicoli dei (PLGA) [7 ] și a
fost adaptată pentru a face nanoparticule de chitosan de către
El-Shabouri [8 ]. Medicamentul Cy -A și lecitina au fost mai

întâi dizolvați în clorură de metilen și apoi adăugați la
acetonă. Soluția amestecată a fost adăugată într -o soluție
apoasă de chitosan cu agitare magnetică și omogenizare la
presiune înaltă timp de 5 minute. Su spensia a suferit o
evaporare la presiune scăzută, filtrare, centrifugă,
resuspension în apă și re -centrifugare pentru a atinge o
dimensiune a particulei de aproximativ 150 nm
3) Metoda complexului de polielectroliți (PEC)
Chitosanul poate forma de asemenea n anoparticule cu
ADN prin metoda complexului de polielectroliți (PEC).
ADN -ul și chitosanul cationic se pot autoasambla pentru a
face nanoparticule atunci când neutralizarea sarcinii între ele
duce la o scădere a hidrofilicit ății [8]. Erbacher și colab. [9 ]
au introdus complexe de chitosan / ADN pentru administrarea
genelor. Complexele au fost formate prin amestecarea
diferitelor echivalente de polimer cu fosfat de ADN. Reacția
a fost finalizată în 15 min de la incubare la temperatura
camerei cu agitare cons tantă. Răspândirea dinamică a luminii
(DLS) a arătat că dimensiunile particulelor variază între 80 –
500 nm pentru raportul ADN / chitosan între 0,5 -10. Cu toate
acestea, când potențialul zeta a fost aproape de zero,
dimensiunea particulelor a fost în jur de 1-5 μm. Microscopia
electronică de transmisie (TEM) a arătat că complexele aveau
o dimensiune de aproximativ 50 –100 nm și aveau formă de
gogoașă și tijă.
B. Aplicații ale nanoparticulelor de chitosan în
administrarea de medicamente
Nanoparticulele chitosanul ui au fost studiate pe scară
largă pentru aplicarea lor în terapiile de cancer.
Nanoparticulele chitosanului pot viza tumori asupra anumitor
organe prin țintirea pasivă (cunoscută și sub denumirea de
efectul de permeabilitate și retenție îmbunătățită (EPR) ,
țintirea activă și țintirea fizică prin țintirea sensibilă la stimuli.
IV. NANOPARTICULE DE SILI CIU
Xerogelurile de siliciu nu au fost utilizate pe scară largă ca
materiale anorganice pentru administrarea de medicamente.
Este biocompatibil, extre m de poros și ușor de modificat
functionalizar ea. În 1992, Kresge și colab a raportat pentru
prima dată fabricarea nanoparticulelor de silice mezoporoasă
(MSN), în comparație cu xerogelurile de silice, MSNs are
multe avantaje în utilizarea sa ca sisteme de administrare a
medicamentelor:
o atunci când materialele au dimensiuni nano, acestea au
o suprafață mai mare (adesea depășește 1000 m2 / g) și
volum de pori, ceea ce îl face superior pentru adsorbție
și încărcare a medicamentelor în pori;
o cinetica de încărc are și eliberare a nanoparticulelor
poate fi ajustată prin modificarea dimensiunii
nanoparticulelor;
o modificarea suprafeței MSN -urilor este ușor de
realizat, ceea ce îmbunătățește capacitatea de țintire a
nanoparticulelor, ceea ce duce la o creștere a
eficacității administrării de medicamente și la o
scădere a toxicității sistemice;
o atunci când sunt combinate cu materiale magnetice sau
luminescente compuși, MSN -uri pot fi utilizate ca
sisteme de administrare a medicamentelor și sonde de
bioimagistică [25,2 6]. A. Fabricarea MSN -urilor
MCM -41 cu mezopore hexagonale este unul dintre cele
mai cunoscute tipuri de MSN. Mărimea particulelor MCM -41
poate fi de aproximativ 50 nm. După cum a rap ortat Meng și
colaboratorii [10] , s-au sintetizat MSN -uri cu miez de silice
mezoporos de 50 nm. O soluție de bromură de F127 pluronic,
n-Cetiltrimetilamoniu (CTAB) și apă s -au încălzit la 80 ° C
timp de 0,5 ore. ortosilicat de tetraetil (TEOS) a fost apoi
amestecat cu N – (2-Aminoetil) – 3-aminopropiltrimetoxisilan
(NAPTS) cu un ra port de volum de 5: 1 și apoi adăugat în
soluția mixtă F127 și CTAB. Douăzeci de minute mai târziu,
s-a adăugat trihidroxisilpropil metilfosfonat. După filtrare
printr -un filtru de 220 nm, soluția a fost amestecată cu metanol
și NH4NO3 pentru a îndepărta C TAB la 70 C timp de 30 min.
MSN -urile sintetizate au fost apoi centrifugate și spălate cu
metanol.
Testele TEM au arătat că MSN -urile sintetizate au
dimensiuni de particule în jur de 50 nm, după acoperirea cu
PEG, dimensiunea hidrodinamică a MSN este în ju r de 70 nm.
Această sinteză folosește sare alchilamoniu (de obicei CTAB)
ca șablon cu cristale lichide, care se poate autoasambla în
micelele atunci când concentrația sa este peste concentrația
critică de micelă (CMC) și poate forma mesofaze cu cristale
lichide atunci când concent rația sa este chiar mai mare [11 ].
Precursorii silicei se pot concentra apoi pentru a forma
mesofaze de silice amorfă datorită interacțiunilor
electrostatice și legăturii de hidrogen.
B. Aplicații ale nanoparticulelor de siliciu în ad ministrarea
medicamentului
MSN -urile au fost studiate ca un purtător promițător
pentru furnizarea de gene. În comparație cu alte sisteme de
administrare a medicamentelor, MSN -urile au o structură
mezoporă care asigură o distribuție omogenă a
medicamentului prin sistemul matricial, dimensiunea porilor
MSN -urilor poate fi, de asemenea, adaptată pentru a se
potrivi diferitelor dimensiuni moleculare ale medicamentelor
(schema 1) [11]. În comparație cu chitosanul și alți polimeri,
MSN -urile au, de asemenea, o ca pacitate mai mare de
încărcare a medicamentului. Atunci când sunt utilizate în
eliberarea genelor, moleculele genice sunt ascunse profund în
mezopore și, astfel, pot evita degradarea nucleazelor înainte
de a ajunge în zona vizată.

Imagini TEM ale MSN -urilor preparate prin EISA și metode bazate pe soluții

MSN monodispersat poate fi adaptat pentru a avea o dimensiune mare a porilor
(> 15 nm) pentru o capacitate crescută de încărcare a ADN -ului plasmidic și o
mai bună protecție împotriva nucleazelor
Așa cum s -a arătat anterior, PEI a fost atașat la MSN prin
interacțiune electrostatică pentru a crește încărcarea miRNA,
iar acidul hialuronic (HA) a fost conjugat covalent pe
suprafața MSN pentru a permite direcționarea selectivă a
receptorilor CD44 pe c elulele canceroase ale colonului.
Mărimea particulelor de Oxmi -HMSN a fost de aproximativ
138 nm, cu o distribuție restrânsă (PDI ¼ 0,165), potrivită
pentru livrarea pasivă la locul cancerului prin efectul EPR.
Studiul de eliberare in vitro a arătat o elib erare mai rapidă a
medicamentului din OXL -MSN în comparație cu eliberarea
din OXmi -HMSN, posibil din cauza ansamblului de polimeri
PEI de pe suprafața Oxmi -HMSN împiedică difuzarea
medicamentului în mediul de eliberare.
În tratamentul tumorii, multe medicamente utilizate sunt
toxice pentru alte organe sau țesuturi. Prin urmare, este foarte
important să se asigure „eliberarea prematură zero”, ceea ce
înseamnă că distribuția medicamentelor în site -urile care nu
vizează este aproape de zero.
V. NANOPARTICUL E POLIACTIDE -CO-GLICOLICE (PLGA )
Acidul poliactidă -co-glicolic (PLGA) este un copolimer al
acidului polilactic (PLA) și al acidului poliglicolic (PGA)
sintetizat prin polimerizarea cu inel de deschidere a lactidei
(LA) și a glicolidei (GA). Ca biomateriale , PLGA are multe
avantaje pentru a fi utilizat ca sisteme de administrare a
medicamentelor. În primul rând, a fost deja aprobat de
Administrația SUA pentru Alimente și Medicamente (FDA)
și Agenția Europeană de Medicină (EMA) pentru utilizarea sa
în corpul uman. În al doilea rând, ca polimer sintetic, are
puritate mai mare, greutate moleculară adaptabilă și
reproductibilitate mai mare decât mulți polimeri naturali. În al
treilea rând, PLGA este biodegradabil, atunci când suferă
clivaj hidrolitic în organism, va fi degradat în acid lactic și acid
glicolic și va fi metabolizat prin ciclul Krebs și transformat în
CO2 și apă [12]. În al patrulea rând, în comparație cu PLA și
PGA, copolimerul este mai stabil față de hidroliză și poate fi
utilizat pentru eliberarea continuă a medicamentului până la
zile, săptămâni sau luni.
A. Fabricarea nanoparticulelor PLGA
1) Metoda de evaporare a emulsiei
Metoda de evaporare a emulsiei este una dintre cele mai
frecvente tehnici pentru fabricarea nanoparticulelor PLGA
[13]. În funcție de solubilitatea medicamentului în apă, se pot
aplica două metode diferite de emulsie. O singură emulsie
(ulei în apă, o / w) este potrivită pentru încapsularea
medicamentelor hidrofobe, în timp ce emulsia dublă (apă -în-
ulei-în-apă, greutate / greutate / a pă) este potrivită pentru
încapsularea medicamentelor hidrofile . În metoda cu o
singură emulsie, polimerul PLGA și medicamentul hidrofob
sunt mai întâi dizolvați într -un solvent organic, apoi emulsia
este formată prin adăugarea de apă și un agent tensioac tiv în
faza organică. Metoda de evaporare a emulsiei este potrivită pentru
fabricarea nanoparticulelor PLGA, dar nu pentru fabricarea pe
scară largă. În principal din cauza aportului ridicat de energie
necesar pentru omogenizarea și sonicarea de mare vitez ă.
Nanoparticulele obținute din evaporarea emulsiei duble au, de
asemenea, mai multe dezavantaje, cum ar fi dimensiunea mai
mare a particulelor și eficiența redusă a încărcării
medicamentelor.

Fabricarea nanoparticulelor prin metoda de evaporare a emulsi ei.
2) Metoda de sărare
Pentru a face nanoparticule PLGA din metoda de sărare,
PLGA trebuie mai întâi dizolvată într -un solvent organic
miscibil în apă, cum ar fi acetona. Apoi, soluția de polimer
este adăugată într -o fază apoasă care conține emulgator și
concentrație mare de săruri (cum ar fi clorura de calciu) sub
agitare de mare viteză. Formarea nanoparticulelor PLGA este
indusă prin diluarea concentrației de sare, deoarece crește
viteza de difuzie a fazei organice în faza apoasă. Solventul
organic și să rurile sunt îndepărtate prin centrifugare sau
filtrare în flux încrucișat.

Fabricarea nanoparticulelor prin metoda de evaporare a emulsiei.
3) Metoda nanoprecipitării
Metoda nanoprecipitării este, de asemenea, cunoscută sub
numele de difuzia solventului sau metoda de deplasare a
solventului [14]. În această metodă cu un singur pas,
polimerul PLGA este dizolvat într -un solvent polar miscibil
în apă și cum este acetona sau THF, soluția este apoi adăugată
prin picurare într -o soluție apoasă cu stabilizator sub agitare
rapidă constantă. Nanoparticulele se precipită pe măsură ce
solventul organic se difuzează rapid în faza apoasă. Solventul
rămas poate fi îndepărtat prin suflare cu azot sau aer sau prin
evaporare la presiune redusă.

Fabricarea nanoparticulelor p rin metoda de evaporare a emulsiei.
B. Aplicații ale nanoparticulelor PLGA în tratamentul
cancerului
Datorită livrării insuficiente observate de nanodrog în
tumori în timpul livrării pasive folosind efecte EPR,
majoritatea aplicațiilor nanoparticulelor PLGA utilizează
strategia de țintire activă pentru administrarea agenților
chimioterapeutici în tratamentul cancerului. Liganzii de
direcționare sunt adesea acoperiți sau altoiți pe suprafața
nanoparticulelor PLGA. Liganzii aleși furnizează o legătură
specifică la receptorii care sunt adesea supraexpresați de
celulele canceroase sau de celulele endoteliale tumorale.
Acidul hialuronic (HA) este un polizaharid natural și a o
direcție adecvată de direcționare pentru DDS nanoparticule
PLGA în tratamentul cancerului, deoarece se leagă de
receptorii CD44, care sunt supraexprimați pe unele tipuri de
tumori. Mai mult, în comparație cu alți liganzi care vizează,
HA are multe avantaje, este non -toxică, biocompatibilă și
biodegradabilă și non -imunogenă. Cerqueira și colab.
dezvoltat nanoparticule PLGA proiectate cu HA la suprafață
pentru livrarea țintită de paclitaxel (PTX) pentru tratarea
cancerului de sân triplu negativ. Nanoparticulele PLGA au
fost fabricate printr -o singură metodă de emulsie, cetrimida a
fost adăugată la faza apoasă pentru a face nanoparticule
PLGA încărcate pozitiv.
O altă abordare pentru țintirea activă este utilizarea stimulilor
exteriori, cum ar fi un câmp magnetic pentru a ghida
nanoparticulele spre locul tumorii. Alegerea medicamentului
chimio pentr u tratamentul gliomului a fost foarte limitată
datorită restricției barierei sânge -creier (BBB). Autorii au
dezvoltat DP nanoparticule duble funcționale (MNP / T7 –
PLGA NPs) pentru a aborda această situație provocatoare
pentru tratamentul gliomului. Peptida T7 de legare a
receptorului de transferină umană a fost selectată pentru a
furniza direcționarea activă mediată de ligand, iar
nanoparticulele magnetice (MNP) au fost prinse în NP -urile
PLGA printr -o metodă de evaporare a solventului cu o
singură emulsie pentru a furniza țintirea ghidată de
magnetice.
VI. OBSTACOLE ALE NANOPAR TICULELOR DE UZ CLIN IC
În ciuda multor avantaje ale nanoparticulelor ca sisteme
de administrare a medicamentelor, doar câteva medicamente
cu nanoparticule sunt disponibile acum pe piață pentru
tratamentul cancerului. Există în continuare multe limitări și
dezavantaje ale DD nanoparticulelor.
A. Toxicitate și biodistribuție
Nanoparticulele au multe proprietăți unice, care sunt diferite
de materiale vrac. Prin urmare, profilul toxicologic al
nanoparticulelor nu este același cu materialele în vrac [15].
Procedura noastră actuală și testele pentru evaluarea
toxicității medicamentelor s -ar putea să nu se aplice
nanoparticulelor. Biodistribuirea nanoparticulelor este, de asemenea, o preocupare. Cer cetătorii au raportat că
nanoparticulele cu un diametru de 50 –100 nm au o acumulare
mai mare în ficat, splină și plămâni, ceea ce duce la
acumularea nespecifică a nanoparticulelor. Acest lucru ar
putea fi toxic pentru aceste organe dacă medicamentul
transp ortat în nanoparticule este dăunător pentru celulele
normale. O înțelegere completă a comportamentului biologic
al nanoparticulelor lipsește încă [15].
B. Control slab asupra încărcării și eliberării de
medicamente
Pentru multe nanoparticule polimerice, o rat ă mică de
încărcare a medicamentului este una dintre capcanele majore.
Eliberarea inițială a exploziei este, de asemenea, o mare
preocupare nanoparticule ca sisteme de administrare a
medicamentelor. Se întâmplă adesea în primele minute când
nanoparticulele iau contact cu mediul extern [73]. Acest
fenomen se întâmplă pe nanoparticule fabricate din diferite
materiale. Ca urmare a eliberarii prin explozie, care este
atribuită în principal adsorbției medicamentelor legate la
suprafață, este posibil ca medicamen tele să nu poată ajunge
pe locul vizat, ceea ce duce la pierderea eficienței
medicamentelor.
C. Bariere fiziologice
Un alt obstacol pentru DDS -urile din nanoparticule în
tratamentul cancerului este barierele fiziologice dintre
nanoparticule și celulele tumora le. După administrarea
sistemică, nanoparticulele trec prin peretele microvessel,
matricea extracelulară și membrana plasmatică a celulelor
pentru eliberarea medicamentului; fiecare dintre cele trei
bariere împiedică administrarea nanoparticulelor într -un mod
specific prin perturbări în transportul transvascular,
interstițial ș i, respectiv, transmembranar [16 ]. Deși efectul
EPR este adesea prezent în tumori, există și regiuni cu
microvesseli cu permeabilitate redusă sau fără, ceea ce duce
la eterogenitate î n distribuția nanoparticulelor [75]. Odată ce
nanoparticulele ajung în spațiul interstițial, acestea întâmpină
dificultăți de transport din cauza forței de conducere a
transportului convectiv scăzut în tumorile solide. Datorită
acestor obstacole, nanoparti culele administrate sistemic se
găsesc deseori doar în regiunile perivasculare și p eriferice în
tumorile solide [16 ].

VII. VIITORUL NANOPARTICUL ELOR CA SISTEME DE
ADMINISTRARE A MEDIC AMENTELOR
Nanoparticulele au multe avantaje în comparație cu
strategiile trad iționale de administrare a medicamentelor. Cu
toate acestea, pentru aplicarea mai largă a nanoparticulelor pe
piața farmaceutică, sunt necesare mai multe studii in vivo și
studii clinice pentru a înțelege toxicitatea și comportamentul
biologic pe termen lu ng al nanoparticulelor.
Recent, tot mai multe studii se concentrează pe
modificarea de suprafață a nanoparticulelor pentru a crește
timpul de retenție al nanoparticulelor. Polietilen glicolul a fost
o alegere populară pentru modificarea suprafeței
nanopar ticulelor. Când este grefat pe suprafața
nanoparticulelor [17], formarea unui strat hidratant pe
nanoparticule poate ajuta la creșterea vieții de circulație după
injecția intravasculară. O altă abordare biomimetică de sus în
jos, nanoparticulele acoperite cu membrană celulară, a fost, de
asemenea, intens cercetată . Membranele celulare izolate

păstrează încă proteinele de membrană originale și structura
de straturi lipidice, astfel pot îndeplini funcția membranelor
celulare naturale. Nanoparticulele camuflat e cu membrana
celulară ar putea avea avantajele reacției imunitare reprimate
și a unei biodistribuții îmbunătățite asupra nanoparticulelor
goale.
Dezvoltarea nanoparticulelor multifuncționale este de
asemenea un domeniu de cercetare înflorit (Fig. 3). Aces t
câmp este condus de nevoile medicale în creștere. În timpul
tratamentului împotriva cancerului, nanoparticulele sunt
necesare nu numai pentru a furniza medicamente, ci și pentru
a asigura diagnosticul și monitorizarea medicamentelor. Un
exemplu ar putea fi furnizarea de medicamente ghidate de
imagine, care încorporează imagistica prin rezonanță
magnetică (RMN) cu nanoparticule cu eliberare de
medicamente pentru a monitoriza biodistribuția, circulația și
comportamentul de țintire a nanoparticulelor.

Diag rama schematică pentru viitoarele nanoparticule multifuncționale
REFERINȚE
[1] K.K. Jain, Drug Delivery System, 2014.
[2] K. Cho, X. Wang, S. Nie, Z. Chen, D.M. Shin, Therapeutic
nanoparticles for drug delivery in cancer, Clin. Canc. Res. 14 (5)
(2008) 1310 –1316 . [3] H. Maeda, The enhanced permeability and retention (EPR) effect in
tumor vasculature: the key role of tumor -selective macromolecular
drug targeting, Adv. Enzym. Regul. 41 (2001) 189 –207.
[4] T.M. Allen, P.R. Cullis, Liposomal drug delivery systems: from
concept to clinical applications, Adv. Drug Deliv. Rev. 65 (1) (2013)
36–48.
[5] J. Shi, A.R. Votruba, O.C. Farokhzad, R. Langer, Nanotechnology in
drug delivery and tissue engineering: from discovery to applications,
Nano Lett. 10 (9) (2010) 3223 –3230 .
[6] R. Bodmeier, H.G. Chen, O. Paeratakul, A novel approach to the oral
delivery of micro – or nanoparticles, Pharmaceut. Res. 6 (5) (1989) 413 –
417.
[7] D , L -lactide I glycolide copolymer by a novel spontaneous
emulsi fication solvent diffusion method 25 (5) (1993) 89 –98.
[8] M.H. El-Shabouri, Positively charged nanoparticles for improving the
oralbioavailability of cyclosporin -A, Int. J. Pharm. 249 (1 –2) (2002)
101–108.
[9] P. Erbacher, S. Zou, T. Bettinger, A.M. Steffan, J.S. Remy, Chitosan –
based vector/ DNA complexes for gene deliver y: biophysical
characteristics and transfection ability, Pharmaceut. Res. 15 (9) (1998)
1332–1339 .
[10] C.T. Kresge, M.E. Leonowicz, W.J. Roth, J.C. Vartuli, J.S. Beck,
Ordered mesoporous molecular sieves synthesized by a liquid -crystal
template mechanism, Natu re 359 (6397) (1992) 710 –712.
[11] M.H. Kim, et al., Facile synthesis of monodispersed mesoporous silica
nanoparticles with ultralarge pores and their application in gene
delivery, ACS Nano 5 (5) (2011) 3568 –3576
[12] F.S.T. Mirakabad, et al., PLGA -based nanoparticl es as cancer drug
delivery systems,Asian pac J Cancer Prev 6 (2) (2013) 3 –12.
[13] F. Danhier, E. Ansorena, J.M. Silva, R. Coco, A. Le Breton, V. Pr_eat,
PLGA -based nanoparticles: an overview of biomedical applications, J.
Contr. Release 161 (2)(2012) 505 –522.Y . Dang, J. Guan Smart
Materials in Medicine 1 (2020) 10 –1918
[14] P. Lai, W. Daear, R. L€obenberg, E.J. Prenner, Overview of the
preparation of organic polymeric nanoparticles for drug delivery based
on gelatine, chitosan, poly(d,llactide -co-glycolic acid) and
polyalkylcyanoacrylate, Colloids Surf. B Biointerfaces 118 (2014)
154–163.
[15] W.H. De Jong, P.J. a Borm, Drug delivery and
nanoparticles:applications and hazards, Int. J. Nanomed. 3 (2) (2008)
133–149.
[16] Y. Wang, F. Yuan, Delivery of viral vectors to tumor cells:
extracellular transport, systemic distribution, and strategies for
improvement, Ann. Biomed. Eng. 34 (1)(2006) 114 –127.
[17] J. Milton Harris, R.B. Chess, Effect of pegylation on pharmaceuticals,
Nat. Rev. Drug Discov. 2 (3) (2003) 214 –221.