Double intégrine αvβ 3 et liposome paramagnétique ciblant NRP-1 pour la détection précoce des tumeurs en imagerie par résonance magnétique

Introduction

L'imagerie par résonance magnétique (IRM) joue un rôle essentiel dans la détection précoce des tumeurs solides car elle offre une meilleure résolution spatiale que la tomodensitométrie (TDM) et la tomographie par émission de positons (TEP) [1]. De plus, l'application d'agents de contraste paramagnétiques tels que l'acide gadolinium-diéthylènetriamine pentaacétique (Gd-DTPA) améliore encore le rapport signal sur bruit (S/B) [2, 3]. Cependant, la faible spécificité de l'IRM dans le diagnostic précoce des tumeurs reste un problème.

Le liposome peut transporter une « cargaison » hydrophile dans le milieu aqueux avec des agents amphiphiles ou hydrophiles intégrés dans sa bicouche lipidique. Le liposome protège son contenu des interactions avec les composants du plasma, ce qui permet d'obtenir une demi-vie biologique prolongée de la « cargaison » hydrophile ; par conséquent, le liposome est plus fréquemment utilisé comme support d'agents de contraste en IRM [4,5,6]. De plus, en conjuguant des peptides, des anticorps, des aptamères ou de petites molécules à la bicouche lipidique [7,8,9], les propriétés de la surface des liposomes pourraient être modifiées pour améliorer leur activité dans la livraison « de fret » ou le ciblage vers des cellules et des tissus spécifiques [10 , 11]. Pour cibler les tumeurs, les peptides sont couramment utilisés pour se fixer à des protéines telles que l'integr3-intégrine, le récepteur du facteur de croissance endothélial vasculaire (VEGF-R) et la galectine-1 qui sont surexprimées à la fois dans les cellules endothéliales et dans une myriade de cellules tumorales [12,13 ,14]. En ciblant et en interférant ces protéines, on s'attendait à ce que le processus d'angiogenèse dans les tumeurs solides soit bloqué, puis inhibe la croissance des cellules tumorales et les métastases [15,16,17,18]. Ces protéines surexprimées sont également des candidats intéressants pour l'imagerie moléculaire afin d'identifier la localisation tumorale à un stade précoce [19,20,21].

Néanmoins, l'expression hétérogène de divers récepteurs pour l'angiogenèse tumorale pourrait interférer avec la capacité de ciblage des sondes à cible unique [22]. Pour résoudre le problème, le ciblage simultané de récepteurs doubles peut augmenter la population de cellules reconnues et fournir une affinité de liaison renforcée via des conjugaisons de deux ligands différents aux récepteurs sur la même surface cellulaire. Théoriquement, les porteurs à double cible pourraient efficacement administrer plus d'agents de contraste au site tumoral pour l'imagerie moléculaire [23,24,25,26].

Dans notre étude précédente, des liposomes paramagnétiques avec un lipopeptide conjugué Arg-Gly-Asp (RGD) pourraient efficacement administrer une quantité suffisante d'agents de contraste dans la tumeur [27]. Ainsi, nous avons émis l'hypothèse qu'en ciblant deux molécules simultanément dans l'angiogenèse tumorale, par exemple, l'integr3-intégrine et la neuropiline-1, pourraient améliorer le signal de l'imagerie par résonance magnétique basée sur les liposomes paramagnétiques de la tumeur. Deux ligands de haute affinité de RGD pour l'integr3-intégrine et Ala-Thr-Trp-Leu-Pro-Pro-Arg (ATWLPPR, A7R) pour la neuropiline-1 (NRP1, un co-récepteur VEGF-R) ont été fonctionnalisés sur le liposome par conjugaison avec l'acide 6-aminohexanoïque (C6)-acide palmitique (Pal). Ces liposomes encapsulés dans du Gd-DTPA à double cible ont été évalués par comparaison avec des liposomes Gd-DTPA purs, non ciblés et à cible unique en utilisant des tests in vitro et in vivo.

Matériaux et méthodes

Produits chimiques

La phosphatidylcholine d'œuf (C40H82NO9P, PC d'œuf, PM 775 Da) et la N-(carbonyl-méthoxypolyéthylène glycol-2000)-1,2-distéaroyl-sn-glycéro-3-phosphoéthanolamine (mPEG2000-DSPE, PM 2788 Da) ont été obtenues auprès d'Avanti Les lipides polaires (albâtre, AL, USA) et le cholestérol (C27H46O, PM 386 Da) ont été obtenus auprès de Bio Basic (Ontario, Canada). L'injection de sel de diméglumine d'acide gadopentétique (Gd-DPTA, Magnevist) a été achetée auprès de Bayer Schering Pharma (Berlin, Allemagne). Les peptides et conjugués ont été synthétisés par Yishengyuan (Shanghai, Chine).

Peptides et conjugués

Trois peptides incluent le peptide P1 à double cible (GARYCRGD CFDATWLPPR , PM 2435 Da), peptide P2 à cible unique (GARYCRGD CFDG, PM 1670 Da), et le peptide P3 à cible unique (ATWLPPR, PM 1191  Da). Les peptides ont été conjugués à l'acide 6-aminohexanoïque (C6)-acide palmitique (Pal), et les peptides de ciblage de Pal-C6-P1, Pal-C6-P2 et Pal-C6-P3 ont tous été synthétisés à l'aide de fluorénylméthoxy carbonyle (FMOC) chimie de synthèse en phase solide. La pureté du peptide a été confirmée comme étant> 90 % par HPLC.

Préparation des liposomes

Les liposomes ont été préparés en utilisant la méthode d'hydratation en couche mince. La composition des liposomes était PC d'œuf/cholestérol/mPEG2000-DSPE à un rapport molaire de 1,85/1/0,15. Trois composants ont été mélangés et dissous dans du chloroforme, le solvant a été évaporé à 37 °C et un film mince s'est formé au fond du ballon rond. Le film mince a été séché pendant une nuit à température ambiante. Pour la préparation des liposomes ciblés, les peptides ont été dissous dans du diméthylsulfoxyde (DMSO) puis dilués dans du chloroforme (concentration finale en DMSO de 1 %). Le liposome de P1-Gd-LP, P2-Gd-LP, P3-Gd-LP et P2/P3-Gd-LP a ajouté Pal-C6-P1 à un rapport peptide/lipide total de 4,5 μg/μmol, Pal-C6 -P2 à un rapport peptide/lipide total de 3 μg/μmol, Pal-C6-P3 à un rapport peptide/lipide total de 2,5 μg/μmol, Pal-C6-P2 et Pal-C6-P3 à 3 et 2,5 μg/μmol rapports peptide/lipides totaux, respectivement. Lors de la préparation du liposome paramagnétique, le film mince a été hydraté avec une solution aqueuse de Gd-DTPA, puis la suspension a été extrudée dix fois de manière séquentielle à travers des membranes en polycarbonate de 0,4 μm, 0,2 μm, 0,1 μm par une mini-extrudeuse (Avanti Polar Lipids, USA). Le Gd-DTPA non encapsulé a été éliminé par centrifugation à 10 000 ×g à - 4 °C (Avanti J-E, Beckman Coulter, CA, USA) à travers des tubes à centrifugation d'ultrafiltration de 100 000 MWCO, Amicon Ultra-15 (Millipore, MA, USA). La suspension finale comprenant des liposomes non ciblés (Gd-LP), des liposomes à double cible (P1-Gd-LP), des liposomes à cible unique (P2-Gd-LP ou P3-Gd-LP) et mixtes à cible unique les liposomes (P2/P3-Gd-LP) ont été conservés à 4 °C sous azote.

Caractérisation des liposomes

La distribution de taille des liposomes préparés a été déterminée en utilisant un analyseur de taille de particules submicronique (Zetaplus, Brookhaven Instruments, USA). La morphologie des liposomes a été observée au microscope électronique à transmission (TEM, JEM-1230, JEOL, Tokyo, Japon) dans la coloration de l'acétate d'uranyle. La concentration de gadolinium a été déterminée par spectromètre d'émission optique à plasma à couplage inductif (ICP-OES, Optima 7000DV, PerkinElmer, USA).

Mesure de la relaxivité T1

Les images pondérées en T1 de la suspension liposomale ont été obtenues à l'aide d'un analyseur de résonance magnétique nucléaire de 3,0 Tesla (Philips, GE, USA). Les solutions pures de Gd-DTPA, Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP et P3-Gd-LP ont été diluées respectivement avec une solution saline tamponnée au phosphate (PBS) à une concentration de gadolinium de 1 × 10 ^{− 3} mM à 1 × 10 mM Gd/L. Pour mesurer la relaxation longitudinale T1 (s), une séquence d'écho de spin de récupération d'inversion (STIR) a été utilisée avec dix temps d'inversion (TI) différents allant de 200 à 9 000 ms, et les autres paramètres de balayage étaient les suivants :temps de répétition (TR) 10000 ms, temps d'écho (TE) 7,6 ms, champ de vision (FOV) 2 × 2 cm ² , la taille de la matrice 320 × 320 et une épaisseur de tranche de 5,0 mm. La relaxation T1 (s ⁻¹ mM ⁻¹ ) peut être obtenu par la formule suivante :r1 = (R1obs-R1m)/C. R1obs et R1m étaient les taux de relaxation R1 (s ⁻¹ ) des préparations et de la matrice correspondante, et C était la concentration en gadolinium (mM).

Lignées cellulaires et culture

Les cellules A549 (cellule d'adénocarcinome humain) et les HUVEC (cellules endothéliales de la veine ombilicale humaine), exprimant toutes deux la famille des récepteurs de l'intégrine 3 et les récepteurs de la neuropiline-1, ont été fournies par le Cancer Institute de la Tongji University School of Medicine (Shanghai, Chine). Les cellules ont été cultivées dans des milieux modifiés Eagle de Dulbecco (DMEM, Invitrogen, États-Unis) additionnés de 10 % de sérum bovin néonatal et de 100 U mL ^-1 pénicilline et 100 μg mL ⁻¹ streptomycine à 37 °C, 5% CO2. Les cellules ont été cultivées dans des plaques à 6 puits jusqu'à 80-90% de confluence dans les tests.

Acceptation cellulaire et liaison concurrentielle

Cinq liposomes paramagnétiques comprenant Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP, P3-Gd-LP et P2/P3-Gd-LP avec une concentration de gadolinium de 10 mM ont été administrés aux cellules HUVEC et A549 à 37 ° C pendant 4 h. Après deux rinçages au PBS, l'acide nitrique a été ajouté, puis les cellules du milieu ont été nitrées à 65 °C pendant la nuit. Dans le test de liaison compétitive, les peptides libres correspondants ont été simultanément incubés avec des liposomes conjugués et des cellules. Les concentrations finales de gadolinium ont été déterminées par ICP-OES.

Capacité IRM de détection in vivo

Toutes les procédures animales sont conformes au Guide pour le soin et l'utilisation des animaux de laboratoire. Les souris nude BalB/C femelles âgées de 4 semaines (SLAC, Shanghai, Chine) ont reçu une injection sous-cutanée de cellules A549 (1 × 10 ^-4 cellules par souris) sur le flanc droit. Lorsque la taille de la tumeur atteint 50–100 mm ³ , les souris porteuses de tumeurs ont été réparties au hasard en cinq groupes (chaque n = 5). Pour l'imagerie par résonance magnétique, les souris ont été anesthésiées avec une injection péritonéale d'uréthane à 10 % (m/v) et scannées dans un analyseur de résonance magnétique nucléaire de 1,5 Tesla (Philips, GE, USA). Tout d'abord, des images pondérées en T2 ont été acquises pour localiser la tumeur en utilisant la procédure suivante :TR = 7,3 ms, TE = 2,7 ms, FOV = 12,0 × 12,0 cm ² , épaisseur de coupe = 2 mm, taille de matrice = 256 × 128. Avant injection intraveineuse d'agents de contraste, des images pondérées en T1 ont été acquises pour un balayage simple par la séquence spin-écho :TR = 420 ms, TE = 14,8 ms, FOV = 12,0 × 12.0 cm ² , épaisseur de coupe = 2.0 mm, matrice = 256 × 128, puis six coupes consécutives ont été observées. Après l'injection d'agents de contraste paramagnétiques, des images pondérées en T1 ont été acquises à des moments de 0,5, 1, 2, 4 et 6 h. Les régions d'intérêt (ROI) de la tumeur et des muscles des membres postérieurs dans les images IRM ont été délimitées, et l'intensité moyenne du signal (SI) dans les ROI avant et après l'injection de contraste a été utilisée pour estimer le SER comme décrit dans notre étude précédente [27 ].

Analyse statistique

Les données ont été exprimées en moyenne  ± SD, et les comparaisons multiples entre les moyennes ont été analysées avec une ANOVA unidirectionnelle par le logiciel SPSS 22.0. P bilatéral une valeur inférieure à 0,05 a été considérée comme significative.

Résultats

Caractérisation des liposomes

Tous les agents chargés de liposomes avec des peptides non ciblés, ciblés et doubles ont été présentés sous une forme ronde ou ovale de taille similaire entourant une structure lipoïde claire sous MET. Ces nanoparticules avaient un diamètre inférieur à 100 nm et le potentiel zêta variait de - 15 mv à - 60 mv mesuré par un potentiomètre zêta. Les tailles moyennes de Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP et P3-Gd-LP étaient respectivement de 87,75 ± 0,87 nm, 103,50 ± 1,21 nm, 89,91 ± 1,46 nm et 89,90 ± 1,18 nm.

Relaxivité T1 du liposome à double cible

Le Gd-DTPA pur possédait la valeur de relaxivité la plus élevée dans cinq groupes, mais n'était pas différent des quatre autres types de liposomes (P> 0,05) (Fig. 1), indiquant que l'ajout de compositions lipidiques et peptidiques a eu peu d'effets sur la relaxivité du Gd-DTPA encapsulé. Ainsi, il a suggéré que les liposomes non ciblés, à cible unique et à double cible encapsulés avec du Gd-DTPA pourraient avoir une capacité suffisante pour l'imagerie moléculaire.

Relaxivité T1 (s ⁻¹ mM ⁻¹ ) de solution pure de Gd-DTPA, Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP et P3-Gd-LP mesurée à différentes concentrations de gadolinium (mM). Les données représentent la moyenne ± écart type (n = 3), (P> 0,05)

Acceptation cellulaire et liaison concurrentielle

La concentration de gadolinium dans le groupe des liposomes à double cible était plus élevée que les autres formules dans l'étude d'absorption cellulaire. Par rapport aux liposomes non ciblés, la concentration en gadolinium du groupe à double cible a augmenté de 50 % (Fig. 2a). Il y avait jusqu'à 20 % d'augmentation de la concentration en gadolinium des groupes de liposomes à cible unique. De plus, la concentration en gadolinium des liposomes mixtes à cible unique (P2/P3-Gd-LP) était significativement inférieure à celle du liposome à double cible.

un Expériences d'absorption cellulaire de Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP, P3-Gd-LP et P2/P3-Gd-LP dans des cellules A549 et des HUVEC. b -d Étude de compétition cellulaire de P1-Gd-LP, P2-Gd-LP et P3-Gd-LP, avec respectivement P1, P2 et P3 pour inhiber les récepteurs dans les groupes de compétition. *P < 0,05, vs les autres groupes

Les concentrations de gadolinium dans les groupes de liposomes ciblés étaient significativement diminuées dans la liaison compétitive avec les ligands P1, P2 ou P3 à l'integr3-intégrine et/ou aux récepteurs de la neuropiline-1. L'absorption cellulaire dans les groupes compétitifs était proche de celle du liposome non ciblé (Fig. 2b-d et Tableau 1). Ces données ont indiqué que le liposome à double cible avait la meilleure capacité de ciblage tumoral parmi ces groupes, grâce à la liaison de RGD/ανβ3-intégrine et A7R/NRP1.

Analyse d'image MR

Des liposomes conventionnels et des liposomes contenant des agents de contraste au gadolinium encapsulés ont été injectés à des souris porteuses de tumeurs pour évaluer l'effet sur l'amélioration du signal de la tumeur en IRM (Fig. 3). En termes de SER, les effets d'imagerie du Gd-DTPA pur et des groupes de liposomes non ciblés étaient similaires (Fig. 4). Le SER a culminé 1 h après l'injection et a chuté brusquement dans les 6 h suivantes, tandis que les liposomes à cible unique et à double cible ont indiqué des schémas d'amélioration différents avec les deux groupes ci-dessus. Le SER a culminé à 1 h, mais il est descendu lentement de 2 à 6 heures. Parmi eux, les liposomes à double cible ont atteint la valeur SER la plus élevée avec des statistiques significatives à tous les moments. Il était environ trois fois plus élevé que le Gd-DTPA pur et les liposomes non ciblés et était 1,5 fois supérieur aux liposomes à cible unique 2 h après l'injection. Le SER a été abaissé progressivement et n'a diminué que de 40 % de la valeur maximale en 6 h.

Images RM de souris porteuses de tumeurs avant et après injection de différents agents de contraste à différents moments. un Gd-DTPA pur. b Gd-LP. c P1-Gd-LP. d P2-Gd-LP. e P3-Gd-LP

Détermination du SER à différents moments avec une injection de Gd-DTPA, Gd-LP, P1-Gd-LP, P2-Gd-LP et P3-Gd-LP purs. N = 3, et *P < 0,05 P1-Gd-LP vs les quatre autres groupes

Discussion

Les petites particules de liposomes, en particulier celles d'un diamètre inférieur à 100 nm, ont tendance à prolonger la demi-vie biologique grâce à une perméabilité accrue dans la tumeur solide et, par conséquent, à s'accumuler dans le tissu tumoral local [4]. Nous avons construit avec succès des liposomes modifiés par des peptides non, simples et doubles avec des diamètres de l'ordre des nanoparticules et avons démontré que ces liposomes pouvaient encapsuler efficacement l'agent de contraste IRM paramagnétique Gd-DTPA. La relaxivité T1 de diverses formulations de liposomes était inférieure à celle du Gd-DTPA pur, mais sans différence statistiquement significative (P> 0,05). Une raison possible pourrait être que la bicouche lipidique encapsule efficacement les ions gadolinium et empêche leur échange avec l'eau [28]. De plus, la modification peptidique à la surface du liposome n'altère pas l'intégrité du liposome [29]. Une autre raison pourrait être la dureté du liposome attribuable à ses composants de cholestérol et de phospholipides saturés qui ont de faibles coefficients de perméabilité à l'eau [30]. En ce sens, les composants des liposomes n'avaient qu'une légère influence sur la capacité d'imagerie des agents de contraste Gd-DTPA.

L'angiogenèse, la formation de néovaisseaux à partir de vaisseaux sanguins existants, est un événement clé dans de nombreux progrès pathologiques, en particulier dans l'invasion de la croissance et les métastases de la tumeur [15, 16]. Un grand nombre de molécules sont impliquées dans la progression de l'angiogenèse tumorale, par exemple, le VEGF et d'autres facteurs de vascularisation des tumeurs solides, qui impliquent une interaction avec des récepteurs membranaires. [17, 31]. L'un de ces récepteurs est la neuropiline-1 (NRP1), un co-récepteur du VEGFR-2, améliorant la liaison et l'activité biologique du VEGF165, qui a une large distribution tissulaire qui comprend des cellules dérivées de tumeurs et des cellules endothéliales [32]. Ala-Thr-Trp-Leu-Pro-Pro-Arg (ATWLPPR), un heptapeptide, s'est avéré se lier spécifiquement à NRP1 et utilisé avec succès pour détecter les tumeurs NRP-1 positives [12, 17]. Cependant, l'affinité relativement faible de l'A7R monomère indique une amélioration supplémentaire pour donner une imagerie réussie [33]. Les intégrines, l'un des récepteurs d'adhésion cellulaire, jouent également un rôle essentiel dans l'angiogenèse et les métastases tumorales, en particulier l'intégrine αvβ3, qui est fortement exprimée sur les cellules tumorales et les cellules endothéliales vasculaires activées [34]. La séquence d'acides aminés Arg-Gly-Asp (RGD), qui se lie spécifiquement à integrinαvβ3 a été largement utilisée pour l'imagerie non invasive des tumeurs [7, 21, 27, 35].

Au cours de la dernière décennie, le ciblage simultané de plusieurs récepteurs est de plus en plus étudié dans le domaine de l'imagerie [23, 25, 26, 36]. Les systèmes d'administration TF LP ou RGD LP, αvβ3, et la galectine-1 avec des liposomes paramagnétiques Anx/RGD ont été utilisés pour l'imagerie tumorale [37, 38]. L'effet synergique des motifs à double cible peut agir de plusieurs manières. Premièrement, la disponibilité des sites de liaison était un élément clé de la conjugaison avec les ligands peptidiques. Le ciblage simultané de deux récepteurs pourrait augmenter les sites de liaison sur les mêmes cellules. Deuxièmement, les peptides à double ciblage pourraient se lier à deux récepteurs différents pour augmenter la probabilité d'administration d'agents dans la région intéressée. De plus, lien avec deux familles de récepteurs différentes ouvrant la possibilité de se lier à des cellules tumorales hétérogènes.

Dans notre étude précédente, de nouveaux liposomes piégés dans du paclitaxel à double cible ont été construits avec succès en liant une séquence contenant RGD et un motif ATWLPPR avec un conjugué avec un espaceur lys-gly-gly (KGG) et un ancrage d'acide palmitique (Pal), puis conjugués à la surface des liposomes [39]. Il a révélé que par rapport à deux peptides à cible unique, le peptide à double cible avait l'activité de liaison la plus élevée. Ces liposomes à double cible ont également conservé une meilleure propriété de liaison que les formulations à cible unique.

Dans la présente étude, au lieu de médicaments thérapeutiques, nous avons encapsulé un agent de contraste IRM Gd-DTPA dans des liposomes pour l'imagerie moléculaire. L'absorption cellulaire des liposomes paramagnétiques cibles était élevée et les liposomes à double cible ont indiqué une affinité de liaison plus élevée que les liposomes à cible unique et, de plus, les liposomes mixtes à cible unique. Actuellement, il existe deux stratégies couramment utilisées pour le double ciblage, l'une est un mélange de deux ligands simples [25, 38] et l'autre est la combinaison de deux ligands dans une molécule [39, 40]. Par rapport à l'utilisation d'un mélange de peptides individuels, nous avons émis l'hypothèse que l'application d'une conjugaison couplée à deux cibles pourrait greffer un plus grand nombre de peptides par surface de liposome. Dans le test de liaison compétitive, il a fourni une preuve critique que le ciblage efficace du liposome vers les cellules tumorales était médié par la liaison spécifique de ligands et de récepteurs de l'integr3-intégrine et de la neuropiline-1. Ces données ont confirmé une fois de plus que les liposomes à double cible combinés RGD-ATWLPPR facilitaient l'administration et l'accumulation du médicament dans la tumeur.

Dans l'expérience d'imagerie par résonance magnétique, le Gd-DTPA pur et les liposomes non ciblés ont été métabolisés rapidement en raison de leur petite molécule, de leur solubilité dans l'eau et de leurs effets améliorés de perméabilité et de rétention (effets EPR) [41, 42]. En revanche, une période de circulation prolongée et une accumulation progressive dans le tissu tumoral de liposomes à double cible ont démontré la capacité de se lier spécifiquement aux récepteurs sur les cellules tumorales. Particulièrement , les liposomes à double cible étaient plus efficaces que les liposomes à cible unique. Les liposomes à double cible étaient susceptibles d'exercer un effet synergique et la spécificité de délivrer du Gd-DTPA au site tumoral.

Ces dernières années, un grand nombre de nanoparticules à double cible ont été conçues et synthétisées avec succès pour l'imagerie tumorale en raison de leur affinité et spécificité de liaison améliorées. Par exemple, Wu et al. ont également utilisé des motifs RGD et ATWLPPR pour concevoir un double peptide hétérodimère ciblé αvβ3 et NRP-1 pour la détection des gliomes malins par imagerie par tomographie par émission de positons (TEP) [43]. Dans leur étude, le peptide c (RGDyK) a été connecté à ATWLPPR via un lieur glutamate, puis marqué au fluor-18 (F-18) pour l'imagerie des radionucléides. L'essai de liaison au récepteur in vitro a démontré une absorption cellulaire améliorée et une affinité de liaison de la sonde à double cible. De plus, l'absorption tumorale in vivo du dual-RGD-ATWLPPR marqué au F-18 était significativement plus élevée que celle de la molécule à cible unique, et ce peptide hétérodimère avait également les ratios tumeur/organe les plus élevés. Par rapport à leur sonde peptidique radiomarquée, nos liposomes paramagnétiques non radioactifs à double cible pourraient délivrer des agents de contraste plus efficacement sur le site tumoral en raison d'une plus grande capacité de charge. Dans une autre étude, Zhang et al. construit avec succès 68Ga-BBN (Bombesin)-RGD, un traceur TEP hétérodimérique ciblant à la fois le GRPR (récepteur peptidique de libération de gastrine) et l'intégrine αvβ3, et les données cliniques ont indiqué l'innocuité et l'efficacité du radiotraceur TEP à double ciblage dans le diagnostic et la stadification du cancer de la prostate [44]. Cependant, ce radiotraceur TEP à double cible ne pouvait être utilisé que pour l'imagerie non invasive du cancer de la prostate, car le GRPR était un biomarqueur important du cancer de la prostate. Contrairement à la sonde peptidique BBN-RGD, le peptide RGD-ATWLPPR pourrait se lier à la plupart des tumeurs avec la surexpression de VEGFR et/ou d'intégrine dans la néovascularisation des tumeurs solides. Par conséquent, ce liposome paramagnétique ciblant la double integr3-intégrine-NRP1 devrait être utilisé pour la détection précoce de diverses tumeurs.

Conclusions

Dans notre étude, des liposomes paramagnétiques à double cible ont été préparés en conjuguant deux ligands pour les récepteurs 3-intégrine et neuropiline-1 sur la surface et en chargeant un agent de contraste IRM Gd-DTPA au cœur des liposomes. Cette modification n'a pas interféré de manière significative avec la propriété du Gd-DTPA. Le liposome à double cible a facilité l'absorption cellulaire spécifique in vitro, indiquant que l'affinité et la liaison du ligand à double cible semblaient augmenter de manière synergique. De plus, l'imagerie in vivo a montré que les liposomes modifiés par des peptides doubles pouvaient rester en circulation pendant une plus grande partie et une période plus longue que leurs homologues non ciblés ou à cible unique, puis présenter une sélectivité et une spécificité supérieures. En résumé, nous avons construit avec succès un nouveau liposome paramagnétique ciblant l'angiogenèse avec un peptide hétérodimère à double cible qui pourrait se lier efficacement au tissu tumoral, et nous nous attendons à ce que ces liposomes paramagnétiques à double cible aient le potentiel d'améliorer l'effet de l'agent de contraste IRM. pour une imagerie spécifique de la tumeur à un stade précoce.

Abréviations

ATWLPPR :

Ala-Thr-Trp-Leu-Pro-Pro-Arg

BBN :

Bombésine

C6 :

Acide 6-aminohexanoïque

CT :

Tomodensitométrie

DMEM :

Média Eagle modifié de Dulbecco

DMSO :

Diméthylsulfoxyde

FMOC :

Fluorénylméthoxy carbonyle

FOV :

Champ de vision

Gd-DTPA :

Acide gadolinium-diéthylènetriamine pentaacétique

HPLC :

Chromatographie liquide haute performance

HUVEC :

Cellule endothéliale de veine ombilicale humaine

ICP-OES :

Spectromètre d'émission optique à plasma à couplage inductif

mPEG2000-DSPE :

N-(carbonyl-méthoxypolyéthylène glycol-2000)-1,2-distéaroyl-sn-glycéro-3-phosphoéthanolamine

IRM :

Imagerie par résonance magnétique

NRP1 :

Neuropiline-1

Petit :

Acide palmitique

PBS :

Solution saline tamponnée au phosphate

PC :

Phosphatidylcholine

PET :

Tomographie par émission de positons

RGD :

Arg-Gly-Asp

ROI :

Régions d'intérêt

S/N :

Signal sur bruit

SER :

Rapport d'amélioration du signal

SI :

Intensité du signal

REMETTEZ :

Inversion récupération spin-écho

TE :

Temps d'écho

TEM :

Microscope électronique à transmission

TR :

Temps de répétition

VEGF-R :

Récepteur du facteur de croissance endothélial vasculaire