5.1. Залізо

Дослідники у багатьох країнах світу вивчають наночастинки заліза (НЗ) і наночастинки оксиду заліза (НОЗ) через їх унікальні суперпарамагнітні властивості і можливість до біодеградації в організмі, а також відносну поширеність і дешевизну даного біометалу [Cabuil V., 2008; Huber D.L., 2008; Saebo K.B., 2004].

Завдяки властивостям НОЗ, ці наночастинки застосовуються у багатьох біомедичних напрямках, таких як контрастне посилення при магнітно-резонансній томографії, магнітно-рідинна гіпертермія, доставка лікарських засобів, клітинна сепарація, відновлення тканин, детоксикація біологічних рідин тощо [Laurent S. et al., 2008; Tartaj P., 2004].

Деякі препарати на основі НОЗ затверджені для застосування в медицині або ще проходять випробування, тому у даному огляді основна увага приділяється їх клініко-фармакологічним властивостям та деяким терапевтичним і діагностичним застосуванням in vivo.

Загальна характеристика наночастинок заліза і оксиду заліза. Залізо – невід’ємний елемент живого організму, який входить до складу багатьох залізовмісних білків і ферментів, таких як цитохроми, пероксидази, оксидази, каталаза, гемоглобін, міоглобін тощо. Нестача цього мікроелемента в організмі людини проявляється дисеритропоетичною залізодефіцитною анемією (ЗДА), трофічними порушеннями [Уайт А. и соавт., 1981; Эйхгорн Г., 1978]. Чим більше макроскопічне залізо подрібнене, тим більшою стає площа його поверхні і тим більше воно схильне до окиснення з утворенням оксидів заліза. Як наслідок, у ролі НЗ у біомедичних застосуваннях часто виступають його оксиди, тобто НОЗ [Cabuil V., 2008; Huber D.L., 2008; Willard M.A. et al., 2004]. Як наночастики заліза, так і його оксидів належать до магнітних наночастинок. Але при розробці біомедичних застосувань завдяки здатності до біодеградації вони викликають більший інтерес порівняно з іншими магнітними наночастинками, наприклад такими як наночастинки Co, FeCo тощо [Hütten A. et al., 2004; Saebo K. B., 2004; Willard M.A. et al., 2004].

І це не випадково, тому що НОЗ не є чимось новим у природі. Підтвердження цьому – їх виявлення у багатьох організмах [Walker M.M. et al., 1997]. НОЗ в організмах поштових голубів і нерок (Oncorhynchus nerka, риба із сімейства лососевих) пов’язані із нервовою системою і допомагають цим тваринам орієнтуватися у магнітному полі Землі [Tian L. et al., 2007; Walker M.M. et al., 1997]. Наночастинки заліза також синтезуються деякими бактеріями [Arakaki A. et al., 2008; Bharde A. et al., 2005].

НОЗ складаються із серцевини і зовнішнього покриття. Серцевина представлена оксидом заліза (ІІ,ІІІ) магнетитом (Fe₃O₄ або Fe₂O₃·FeO) та/чи оксидом заліза (ІІІ) маґгемітом (γFe₂O₃). Серцевина складається із аморфної і кристалічної частин, причому кристалів оксиду заліза може бути один чи декілька. Покриття забезпечують стабільність НОЗ у розчині і їх біосумісність. Маґгеміт – феримагнітна кубічна форма оксиду заліза (ІІІ), яка відрізняється від зворотної шпінельної будови магнетиту наявністю вакансій у катіонній підґратці. Магнетит у складі НОЗ може перетворюватися на маґгеміт під дією кисню чи окиснюючих речовин. Це призводить до зміни кольору речовини з чорно-коричневого на червоно-коричневий через окиснення Fe²⁺. Варто відзначити, що незважаючи на певні розбіжності у будові, ці оксиди заліза володіють подібними магнітними властивостями, однак маґгеміт має дещо нижче магнітне насичення [Chourpa I., et al. 2005; Willard M.A. et al., 2004].

Фізико-хімічні властивості НЗ і НОЗ. Нанозалізо має деякі властивості, які відрізняють цей біометал від макроскопічного заліза. По-перше, НЗ мають підвищену хімічну реактивність, яка може бути корисною у каталітичних застосуваннях. Причому вона сильно залежить від кількості атомів заліза у кластері [Сергеев Г.Б., 2007; Huber D.L., 2008]. По-друге, як НЗ, так і НОЗ за певних розмірів володіють суперпарамагнітними властивостями. Залізо за фізичною природою належить до феромагнетиків, тобто його атоми мають нескомпенсовані власні магнітні моменти, які завдяки внутрішнім взаємодіям можуть набувати певної впорядкованої просторової орієнтації. Внаслідок цього феромагнетики проявляють спонтанну намагніченість навіть за відсутності зовнішнього магнітного поля. Якщо феромагнетик повністю розмагнітити (приклавши коерцитивну силу) виявляється, що він неоднорідний і «розпадається» на велику кількість магнітних доменів Вейса. Домени – частини об’єму феромагнетика, в яких магнітні моменти атомів орієнтовані однаково і тому домени намагнічені до насичення. При цьому сумарні магнітні моменти всіх доменів у розмагніченому феромагнетику орієнтуються так, що взаємокомпенсують один одного. У феромагнетиках із нанометровими розмірами (~14 нм) «розпадання» на домени стає термодинамічно невигідним, що призводить до формування однодоменних суперпарамагнітніх кристалів. Термін «суперпарамагнітний» вказує на сильну парамагнітну природу таких кристалів, тобто здатність до орієнтування зовнішнім магнітним полем. Але на відміну від парамагнетиків, вони мають значно більшу додатну магнітну сприйнятливість (χ >> 0), тобто властивість намагнічуватися і посилювати магнітний потік поля, в якому вони знаходяться. Хоча оксиди заліза магнетит і маґгеміт належать до феримагнетиків, вони також мають магнітовпорядкований стан, а тому майже не відрізняються за магнітними властивостями від феромагнетиків (заліза) і за певних розмірів їх нанокристалам також притаманний суперпарамагнетизм. Тому наночастинки магнетиту і маґгеміту (тобто НОЗ), серцевина яких складаються з одного чи декількох таких нанокристалів, ще називаються суперпарамагнітними наночастинками оксиду заліза (СПНОЗ, superparamagnetic iron oxide nanoparticles, SPIONs). Отже, термін «СПНОЗ» підкреслює головну фізичну властивість дрібних НОЗ із однодоменною магнітною природою. Однак більші НЗ чи НОЗ втрачають суперпарамагнетизм і стають феромагнетиками чи феромагнетиками відповідно, їх петлі гістерезису розширюються [Толочко О.В. и соавт., 2005; Jun Y.-W. et al., 2008; Willard M.A. et al., 2004].

Завдяки своїм магнітним властивостям СПНОЗ застосовують у якості контрастних агентів (КА) для магнітно-резонансної томографії (МРТ). Коли СПНОЗ розташовані у зовнішньому постійному магнітному полі, їх магнітні моменти орієнтуються відповідно напрямку магнітного поля і посилюють його магнітний потік. СПНОЗ створюють істотні локальні зміни у магнітному полі завдяки дуже великим магнітним моментам, що спонукає оточуючі протони (ядра водню у складі молекул, на які настроєні магнітно-резонансні томографи) швидко дефазувати, що викликає помітні зміни сигналу при МРТ. Таким чином, можливість посилення сигналу прихована не в самих СПНОЗ (як наприклад при контрастних рентгенологічних обстеженнях з BaSO₄), а в їх впливі на повздовжню (спін-решітчасту, Т1) та поперечну (спін-спінову, Т2) релаксації оточуючих ядер на значно більших відстанях ніж розмір самих частинок. Причому СПНОЗ здатні значно скорочувати час спін-спінової релаксації, а тому посилювати Т2-зважене зображення на МРТ. Тому їх ще називають «Т2-контрастними агентами» з негативним контрастним ефектом, тому що створюють темні ділянки на дисплеї чи МР-томограмах. Але нове покоління СПНОЗ із розмірами менше 10 нм також дуже добре посилюють Т1-зважене зображення. Після зникнення магнітного поля броунівський рух порушує орієнтування СПНОЗ. Броунівські сили також перешкоджають агрегації СПНОЗ через магнітне притягання у розчині [Geraldes C.F.G.C., Laurent S., 2009; Jun Y.-W. et al., 2008; Modo M.M.J.J., Bulte J.W.M., 2007].

Синтез наночастинок оксиду заліза. Найбільш поширеним методом отримання НОЗ є синтез за допомогою методу копреципітації (співосадження) солей заліза (ІІ, ІІІ) у лужному середовищі [Massart R., 1981; Massart R., 1982]. Потім новостворені НОЗ покривають мономерними чи полімерними покриттями-стабілізаторами, наприклад карбоксилатами [Shan Z. et al., 2007] чи ПЕГ [Kohler N. et. al., 2004]. Як альтернатива, їх можна приєднати до наночастинок під час процесу осадження [Lutz J.-F. et al., 2006]. Велике різномаїття факторів, таких як концентрація і природа лугу, концентрація залізних (Fe³⁺) і залізистих (Fe²⁺) йонів, співвідношення Fe(III)/Fe(II), режим нагрівання, ефективність перемішування, співвідношення декстран/залізо та інші, можна регулювати для синтезу НОЗ з певними розміром серцевини, загальним гідродинамічним розміром (ГДР, включає серцевину, її покриття і гідратний шар) та магнітними властивостями [Chia C.H. et al., 2008; Jolivet J.P. et al., 1992; Sipos P., 2006].

НОЗ можна синтезувати й іншими методами. Можливе отримання їх у зворотних міцелах-нанореакторах [Yang H.-H. et al., 2004]. Сонохімічний синтез полягає у швидкому спадінні порожнин, утворених звуком, внаслідок чого нагріті протягом наносекунд солі заліза (ІІ) перетворюються на НОЗ [Abu Mukh-Qasem R., Gedanken A., 2005; Suslick K.S. et al. 1996]. При лазерному піролізі лазер нагріває газову суміш пентакарбонілу заліза і повітря, призводячи до утворення малих наночастинок [Bomati-Miguel O. et al., 2005]. У Міжнародному центрі електронно-променевих технологій Інституту електрозварювання ім. Є.О. Патона під керівництвом Б.О. Мовчана здійснюється синтез НОЗ шляхом електронно-променевого випаровування у вакуумі. При цьому макроскопічний об’єкт-попередник (металевий злиток) атомізується шляхом нагрівання потужним електронним променем. В подальшому створений паровий потік Fe₃O₄ конденсує на підкладці з утворенням НОЗ. Шляхом варіації температури підкладки можна регулювати середній розмір отриманих наночастинок (Мовчан Б.А., 2008). Більш детально методи отримання НОЗ описані у інших роботах [Laurent S. et al., 2008, Willard M.A. et al., 2004].

Покриття на поверхні НОЗ виконують важливі функцій: забезпечують стабільність і розчинність, зменшують токсичність, імуногенність і їх фагоцитоз, а також забезпечують приєднання лігандів, лікарських засобів, захоплення клітинами-мішенями. Стабільність НОЗ від агрегації у біологічних середовищах та під дією магнітного поля визначається як рівновага між силами притягання (магнітні біполярні сили притягання та сили Ван-дер-Ваальса) і відштовхування (електростатичного і стеричного) наночастинок. Застосовують різноманітні мономерні (карбоксилати, фосфати), неорганічні (кремнезем, золото, гадоліній) та полімерні (декстран, поліетиленгліколь, полівініловий спирт тощо) покриття [Laurent S. et al., 2008].

Кремнезем (діоксид кремнію) у ролі стабілізатора виступає завдяки двом механізмам. По-перше, шляхом екранування магнітної дипольної взаємодії. А по-друге, SiO₂ викликає електростатичне відштовхування частинок і запобігає їх агрегації. Останнє пояснюється тим, що ізоелектрична точка SiO₂ визначається при рН 2 – 3, тому таке покриття дає від’ємний електричний заряд при водневому показнику крові [Sun Y. et al., 2005]. Наявність поверхневих гідроксильних груп у значній кількості забезпечує гідрофільність і ковалентне приєднання специфічних лігандів на магнітних частинках. Внутрішня пористість діоксиду кремнію може бути використана для розміщення спеціального лікарського засобу [Arruebo M. et al., 2007]. Як приклад, АМІ-121, який застосовується для контрастування шлунково-кишкового тракту при МРТ, стабілізований оболонкою з кремнезему [Hahn P.F. et al., 1990].

Покриття НОЗ відіграють значну роль у перешкоджанні захопленню наночастинок фагоцитами ретикуло-ендотеліальної системи (РЕС). Час захоплення наночастинок (а відповідно і час напіввиведення [ЧНВ] з плазми крові) залежить від поверхневої функціоналізації і гідрофільності наночастинок, а також їх розмірів і відповідно варіює від кількох хвилин [Weissleder R. et al., 1989] до годин [Landry R. et al., 2005]. Різні білки, в т.ч. антитіла, зв’язуються з поверхнями чужорідних тіл, прискорюючи їх захоплення. Для уникнення опсонізації у якості біосумісного покриття застосовують декстран – полісахаридний полімер, який складається із розгалужених одиниць α-D-глюкопіранозилу. Декстран часто служить в якості полімерного покриття через його високу біосумісність [Gamarra L.F. et al., 2005; Lee K.M. et al., 2002]. Методом копреципітації з покриттям декстраном in situ синтезовані НОЗ Ferumoxtran-10 і ferumoxides. Подібний процес застосовується для ferucarbotran і ferumoxytol з in situ покриттям карбоксидекстраном і карбоксиметилдекстраном відповідно. НОЗ покриті карбоксидекстраном такого чи навіть меншого розміру поглинаються макрофагами у більшому ступені ніж ті, які покриті декстраном [Matuszewski L. et al., 2005]. Тому ferucarbotran застосовують саме для візуалізації при МРТ органів РЕС – печінки і селезінки, де багато фагоцитів. Тобто покриття підбирається під певну мету. Застосування інших наведених препаратів також знаходяться у сфері візуалізації за допомогою МРТ, а також гематології і розглядатимуться нижче.

Для тривалого уникнення захоплення фагоцитами РЕС застосовують також поліетиленгліколь (ПЕГ) – лінійний нейтральний поліефір, який забезпечує «приховуючий» ефект від фагоцитозу. Тому наночастинки з таким покриттям дуже важко розпізнаються РЕС [Lutz J.-F. et al., 2006]. Як приклад, Feruglose (Clariscan) – СПНОЗ для контрастування кровоносного русла при МРТ, який має покриття з ПЕГ, а тому не дієвий для візуалізації органів РЕС через знижений фагоцитоз макрофагами [Bachmann R. et al., 2002]. ПЕГ також забезпечує низьку токсичність та імуногенність, визначає високу стабільність і розчинність наночастинок, здатний приєднувати ліганди [Kohler N. et al., 2004; Laurent S. et al., 2008].

Покриття впливають на токсикологічні властивості препаратів на основі НОЗ. На теперішній час дослідження показали, що наночастинки з полімерним покриттям в цілому мають мінімальний вплив на життєздатність і функції клітин [Arbab A.S et al., 2003]. Покриті декстраном НОЗ не впливають на життєдіяльність клітин, тоді як покриті гепарином виявляються токсичними [Villanueva A. et al., 2009]. Також дослідження показали, що властивості поверхневого покриття НОЗ можуть впливати на захоплення їх клітинами-мішенями, наприклад злоякісними клітинами. При цьому позитивно заряджене покриття з декстрану призводить до кращого накопичення наночастинок у клітинах HeLa порівняно із негативно зарядженим [Villanueva A. et al., 2009]. Таким чином, покриття у значній мірі впливають на фармакологічні властивості НОЗ.

Класифікація наночастинок оксиду заліза. Розміри НОЗ (СПНОЗ) впливають на їх фізичні і біологічні, а тому і фармакологічні властивості: більші частинки краще захоплюються макрофагами РЕС [Goya G.F. et al., 2008; Matuszewski L. et al., 2005], що показано наприклад при порівнянні фагоцитозу ferumoxides і ferumoxtran-10 [Raynal I. et al., 2004], проте менші, як правило, довше циркулюють у кровоносному руслі, добре проникають через капілярну стінку [Allkemper T. et al., 2002; Weissleder R. et al., 1990]. Тому за розміром, а саме ГДР, СПНОЗ розподіляють на три типи: надмалі суперпарамагнітні наночастинки оксиду заліза (ultrasmall superparamagnetic iron oxide nanoparticles, USPIO) з діаметром 10 – 50 нм, малі або стандартні суперпарамагнітні наночастинки оксиду заліза (small/standart superparamagnetic iron oxide nanoparticles, SSPIO) з діаметром 60 – 150 нм, пероральні (великі) частинки оксиду заліза (micron-sized particles of iron oxide, MPIO) з діаметром у кілька мікрометрів (300 нм – 3,5 мкм). USPIO має підкатегорії: монокристалічні наночастинки оксиду заліза (monocrystalline iron oxide nanoparticles, MION) з діаметром 10 – 30 нм і їх різновид – монокристалічні наночастинки заліза з перехрестно-з’єднаним покриттям з декстрану (MION with cross-linked dextran coating, CLIO). MION так названі для того, щоб підкреслити монокристалічну природу їх серцевини [Geraldes C.F.G.C., Laurent S., 2009; Laurent S. et al., 2008].

Все більше препаратів на основі НОЗ (переважно СПНОЗ) підтверджуються для застосування у медицині, зокрема у галузі візуалізації в якості КА при МРТ і в гематології для лікування ЗДА. Зараз у якості КА для діагностики уражень печінки і селезінки застосовуються такі препарати SSPIO: ferumoxides або АМІ-25 (Endorem™, Guerbet або Feridex®, AMAG Pharmaceuticals), який складається із кристалів магнетиту 4,3 – 4,8 нм, покритих декстраном, і має ГДР частинок приблизно 120 – 180 нм [Arbab A.S. et al., 2002; Weissleder R. et al., 1989] і Ferucarbotran або SHU555A (Resovist®, Bayer Schering Pharma AG), серцевина якого складається з кількох кристалів магнетиту і маґгеміту розміром ~4,2 нм кожен, покритих карбоксидекстраном, і має ГДР ~62 нм [Reimer P. et al., 1998; Reimer P. et al., 2000].

До препаратів на основі USPIO належать: ferumoxtran-10 або AMI-227 (комерційні назви Sinerem®, Guerbet та Combidex®, AMAG Pharmaceuticals), який представлений кристалами з діаметром 4,3 – 4,9 нм, покритими декстраном із ГДР до 50 нм [Anzai Y. et al., 2003; Mack M.G. et al., 2002; Saleh A. et al., 2004], SHU555C (Supravist™, Bayer Schering Pharma AG), покритий карбоксидекстраном і має ГДР 21 нм [Geraldes C.F.G.C., Laurent S., 2009], Feruglose або NC100150 (Clariscan®, GE Healthcare), покритий ПЕГ і має ГДР ~15–20 нм [Bachmann R. et al., 2002].

До пероральних КА (MPIO), які покращують візуалізацію шлунково-кишкового тракту при МРТ належать: ferumoxsil або AMI-121 (Lurinem®, Guerbet, або GastroMARK®, AMAG Pharmaceuticals), покритий кремнеземом і має ГДР ~300 нм [Hahn P.F. et al., 1990] і ferristene (Abdoscan®, GE Healthcare), зроблений з монодисперсних полімерних частинок з діаметром 3 мкм, покритих нанокристалами оксиду заліза [Geraldes C.F.G.C., Laurent S., 2009; Rinck P.A. et al., 1991].

Фармакологічні властивості оксиду заліза. З Класифікації. Наночастинки заліза сприяють пришвидшенню регенерації та стимуляції на 10-15% відновлення печінки після її часткового видалення [Frank J.A.; Hirsch L.R.].

На фармакологічні властивості НОЗ, такі як їх спосіб введення, розподіл (в т.ч. таргетинг, тобто націлювання на структуру-мішень, зокрема певну клітину), метаболізм, виведення, токсикологічні показники, побічні дії, впливають багато чинників. Серед яких основні: доза, ГДР та поверхневе покриття НОЗ, наявність чи відсутність лігандів для таргетингу, магнітні властивості (у випадках їх спрямування до мішені магнітним полем).

НОЗ вводяться в організм парентеральним (внутрішньовенним) або ентеральним (пероральним чи ректальним) шляхами. Перше стосується усіх USPIO та SSPIO, причому введення може бути як болюсним (наприклад SHU555A), так і інфузійним (наприклад АМІ-25) [Karabulut N., Elmas N., 2006]. Ентеральним шляхом з метою контрастного МР-дослідження вводяться MPIO. Причому незначна частина заліза при цьому всмоктується в залежності від насичення організму цим металом [Hahn P.F. et al., 1990].

Розподіл SSPIO та USPIO в організмі має певні відмінності. Після внутрішньовенного введення SSPIO, основна їх частина, зважаючи на великий ГДР (>50 нм), досить швидко затримується у печінці і селезінці. Це підтверджують дослідження R. Weissleder та співавторів (1989). Показано на прикладі міченого ізотопом ⁵⁹Fe АМІ-25 дуже швидке накопичення цих SSPIO у печінці і селезінці, причому через 1 годину у цих органах зосередилося до 90% введеної дози. І зовсім незначну кількість препарату було виявлено у інших органах, зокрема нирках, легенях і мозку [Weissleder R. et al., 1989]. ЧНВ з плазми крові SSPIO на рівні 6–8 хвилин [Bomati-Miguel O. et al., 2005; Reimer P. et al., 1998]. Така тривалість ЧНВ обумовлена швидким захопленням SSPIO фагоцитами РЕС. Це підтверджено серією гістологічних досліджень печінки, які показали накопичення заліза у клітинах Купфера на всьому протязі печінкових часточок протягом перших годин після введення АМІ-25 [Weissleder R. et al., 1989].

На відміну від SSPIO, USPIO мають достатньо малі розміри (<50 нм). Через це, а також завдяки біосумісним покриттям, вони повільніше виводяться нирками та/чи затримуються у печінці і мають значно довший ЧНВ з плазми крові, який триває приблизно протягом години чи навіть більше [Landry R. et al., 2005; Saleh A. et al., 2004; Weissleder R. et al., 1990]. Це вказує на зменшену опсонізацію і захоплення цих наночастинок фагоцитами РЕС [Raynal I. et al., 2004]. Більше того, USPIO краще ніж SSPIO проникають через капілярну стінку, що було продемонстровано на культурі ендотеліальних клітин. Електронномікроскопічні дослідження показали, що цей процес відбувається завдяки везикулярному транспорту і через інтерендотеліальні з’єднання [Weissleder R. et al., 1990]. P.L. Apopa і співавтори (2009) встановили, що НЗ індукують підвищення ендотеліальної проникності шляхом ремоделювання мікротрубочок під дією оксидантного стресу [Apopa P.L. et al., 2009]. На мічених за допомогою ізотопу ⁵⁹Fe USPIO показано, що, окрім типового для НОЗ накопичення у печінці (6,3% введеної дози на 1 г тканини) і селезінці (7,1%/г), значна частина наночастинок депонується у лімфатичних вузлах (3,6%/г) і кістковому мозку (2,9%/г). Отже, малі розміри і подовжений ЧНВ з плазми крові забезпечують проникнення USPIO через капілярну стінку і визначають більш розповсюджений тканинний розподіл [Weissleder R. et al., 1990]. Вищенаведене дозволяє застосовувати USPIO в якості КА для візуалізації лімфатичних вузлів, кісткового мозку, кровоносного русла (blood pool agents), а також переносників для активного таргетингу, в тому числі за допомогою магнітного поля (дивись нижче).

НОЗ, як і іншим наночастинкам, притаманне пасивне накопичення у ділянці злоякісної пухлини (пасивний таргетинг). Це обумовлено захопленням макрофагами і так званим ефектом підвищеної проникності і накопичення (enhanced permeability and retention effect), який є проявом недосконалості судинної системи злоякісних пухлин, які швидко ростуть [Maeda H., 2001; Moore A. et al., 2000; Zimmer C. et al., 1995].

На розподіл НОЗ також впливає наявність на їх поверхні специфічних лігандів для активного таргетингу. За такої умови частинки будуть накопичуватися переважно у тканинах-мішенях [Moore A. et al., 2004]. У випадках магнітного таргетингу розподіл НОЗ коригується просторовими характеристиками зовнішнього магнітного поля [Lubbe A.S. et al., 1996].

Отже можна підсумувати, що на розподіл НОЗ в організмі впливають розмір наночастинок (а саме ГДР), їх зовнішнє покриття, ЧНВ з плазми крові, а також наявність лігандів для таргетингу та/чи зовнішнього спрямовуючого магнітного поля.

Метаболізм НОЗ в організмі. Значною перевагою НОЗ (в т.ч. як SSPIO, так і USPIO) є їх здатність до біодеградації в організмі, що було показано гістологічними і радіологічними дослідженнями. На прикладі міченого за допомогою ⁵⁹Fe AMI-25 показано, що час напіврозпаду цього препарату у печінці і селезінці становить 3 і 4 дні відповідно, що свідчить про вивільнення із наночастинок і утилізацію заліза в цих органах. При гістологічних дослідженнях печінки також було виявлено подібне: залізовміщуючі клітини (переважно клітини Купфера) поступово зникали, причому в першу чергу із центрлобулярних ділянок. І вже на 16 день у паренхімі печінки не спостерігалося підвищеної кількості заліза. При цьому яких-небудь гепатоцелюлярних патологічних змін виявлено не було [Weissleder R. et al., 1989]. У іншому дослідженні із застосуванням AMI-227 і SHU555A час напіврозпаду у печінці визначений на рівні 8 – 10 днів [Saebo K.B., 2004]. Отже, вищезазначене беззаперечно вказує на біодеградацію НОЗ в організмі.

Більше того, на прикладі ⁵⁹Fe-AMI-25 показано, що утилізоване залізо із НОЗ включається у гемоглобін еритроцитів. Наявність ⁵⁹Fe у гемоглобіні досягала піку на 5 – 40 добу (20% введеної дози), а потім зменшувалася. Дослідження на щурах із ЗДА аліментарного походження показали, що як у випадку призначення 30 мг Fe/кг заліза декстрану (Імферону), так і АМІ-25, рівень гематокриту зростав до нормального рівня за 7 днів [Weissleder R. et al., 1989].

На біодеградацію НОЗ впливають їх покриття. Як приклад, час напіврозпаду NC100150 у печінці із покриттям з ПЕГ становить 29 днів. На прикладі SHU555A продемонстровано, що зразки із однаковими покриттями (у даному разі карбоксидекстраном), але різними розмірами частинок (12 і 69 нм), мають однакові показники часу напіврозпаду (10 днів), тобто швидкості біодеградації. Покриття, які обмежують доступ води до металічної серцевини, значно подовжують час біодеградації [Saebo K.B., 2004].

Залізо, утилізоване із НОЗ, виводяться з організму поступово. На прикладі міченого ⁵⁹Fe-АМІ-25 було показано, що кліренс всього тіла від ⁵⁹Fe складає 20% введеної дози на 14 день і 35% введеної дози на 28 день [Weissleder R. et al., 1989].

Фармакодинаміка наночастинок оксиду заліза та їх біомедичне застосування. Фармакодинаміка НОЗ зумовлена магнітними властивостями та наявністю у їх складі заліза. Тому НОЗ мають протианемічну дію при ЗДА шляхом поповнення загального пулу заліза в організмі, властивість впливати на час релаксації Т1 і Т2 оточуючих протонів, що покращує візуалізацію певних структур при МРТ, гіпертермічну дію, тобто властивість поглинати енергію зовнішнього перемінного магнітного поля і перетворювати її на тепло. Остання застосовується при лікуванні злоякісних пухлин [Jun Y.-W. et al., 2008; Landeghem F.K.H. et al., 2009; Provenzano R. et al., 2009].

НОЗ у лікуванні ЗДА. На здатності вивільнених із НОЗ йонів заліза включатися у гемоглобін еритроцитів заснований новий препарат для лікуванні хворих на ЗДА. Ferumoxytol (Feraheme™, AMAG Pharmaceuticals) – це ін’єкційний препарат для лікування ЗДА у дорослих хворих із хронічною нирковою недостатністю (ХНН); це USPIO з нестехіометричного магнетиту, покриті карбоксиметилдекстраном і мають ГДР 17–31 нм. Вуглеводне покриття ізолює біоактивне залізо препарату від плазми крові поки ферумокситол не буде захоплений макрофагами РЕС селезінки, печінки і кісткового мозку [Provenzano R. et al., 2009; Spinowitz B.S. et al., 2008]. Його перевагою над іншими препаратами заліза є менша кратність введення (двічі по 510 мг заліза з інтервалом 3 – 8 днів, замість 5 – 10 введень), а також відсутність втрат препарату під час гемодіалізу у хворих із ХНН [Danielson B.G., 2004; Landry R. et al., 2005].

Ферумокситол також застосовується як КА для МРА, наприклад, у діагностиці невдало встановлених стентів при аневризмі аорти, тромбозу глибоких вен нижніх кінцівок [Ersoy H. et al., 2004; Li W. et al., 2007].

СПНОЗ – контрастні агенти для МРТ. SSPIO, такі як АМІ-25 і SHU555A, як наведено вище, порівняно швидко захоплюються макрофагами і переважно накопичуються у печінці і селезінці, тому є підходящими для покращення візуалізації цих органів на МРТ [Karabulut N., Elmas N., 2006]. На основі відсутності у злоякісних пухлинах печінки клітин Купфера заснована візуалізація за допомогою SSPIO як первинних, так і метастатичних новоутворень [Arbab A.S. et al., 2002; Reimer P. et al., 2000]. Засоби на основі SSPIO також здатні контрастувати і фокальні пухлини селезінки [Weissleder R. et al., 1988].

Завдяки вищенаведеним особливостям, зокрема подовженому ЧНВ з плазми крові, USPIO можуть застосовуватися у МРА [Allkemper T. et al., 2002; Harisinghani M.G. et al., 1997], а також візуалізації кісткового мозку [Daldrup-Link H.E. et al., 2003]. Так як частинки USPIO накопичуються у лімфатичних вузлах, вони можуть використовуватися для їх контрастування, в тому числі для виявлення метастазів [Mack M.G. et al., 2002]. При цьому наночастинки залишають кровоносне русло і лімфатичними судинами досягають лімфатичних вузлів, повторюючи просування емболів із злоякісних клітин [Anzai Y. et al., 2003; Harisinghani M.G. et al., 2003]. А спостереження того, що USPIO ефективно захоплюються макрофагами та іншими фагоцитуючими клітинами, призвело до оцінки їх у якості КА для діагностики запальних і дегенеративних розладів, асоційованих із високою макрофагальною активністю, наприклад у випадках ішемічного інсульту [Saleh A. et al., 2004], атеросклерозу, в т.ч. ще до звуження просвіту судини [Kooi M.E. et al., 2003; Ruehm S.G. et al., 2002].

Перераховані вище методики належать до пасивного таргетингу, так як НОЗ спрямовуються до своїх „мішеней” завдяки певним фізіологічним процесам, наприклад циркуляції крові чи лімфи, фагоцитозу тощо. Але активне націлювання є більш бажаним, так як дає не лише фізіологічну інформацію, а й бачення специфічних молекулярних механізмів. Для цих методик підходящими є саме USPIO та їх підкатегорії, тому що в них подовжені ЧНВ з плазми крові, що забезпечує час для «пошуку» структури-мішені. Велика кількість ранніх маркерів раку і серцево-судинних захворювань оцінюються як цілі для НОЗ зі специфічними лігандами. Наприклад, надглікозильований муциновий антиген uMUC-1, пухлинний антиген притаманний багатьом аденокарциномам, є мішенню для пептиду EPPT1 на поверхні CLIO [Moore A. et al., 2004]; металопротеїназа-2 матриксу, інтегрована до мембрани ендопептидаза, яка надлишково експресується у гліомах та інших пухлинах мозку нейроектодерального походження, є мішенню для USPIO з пептидом хлоротоксином [Veiseh O. et al., 2005]. За допомогою USPIO із специфічними антитілами можна також візуалізувати ангіогенез у пухлині [Zhang C. et al., 2007]. Активний таргетинг НОЗ також застосовується в кардіології для ранньої діагностики атеросклерозу, тромбозу та інфаркт міокарду [Jaffer F.A., Weissleder R., 2004; Weissleder R. et al., 1992]. Раннє виявлення атеросклерозу здійснене за допомогою НОЗ, націлених на ендотеліальні клітини, які експресують VCAM-1 (судинна адгезивна молекула-1) [Kelly K.A. et al., 2005]. E-селектин, прозапальний маркер ендотеліальних клітин, який задіяний при атеросклерозі, таргетований USPIO з приєднаними специфічними антитілами [Reynolds P.R. et al., 2006].

Застосування НОЗ в онкології. Окрім наведеної вище МР-діагностики онкологічних захворювань за допомогою НОЗ, ці частинки також застосовуються для лікування злоякісних пухлин. Більшість хіміотерапевтичних засобів відносно неспецифічні і можуть ушкоджувати здорові тканини, спричинюючи побічні ефекти, що може призвести до відміни їх застосування у кожному окремому випадку [Alexiou C. et al., 2000]. Застосування біосумісних магнітних рідин (тобто НОЗ у розчині) як систем для доставки лікарських засобів до патологічної ділянки (locus morbi) в організмі за допомогою магнітного поля називається «магнітний таргетинг (доставка) лікарських засобів» [Галанов А.И. и соавт., 2008]. Зокрема продемонстрована магнітна доставка епідоксорубіцину, мітоксантрону [Alexiou C. et al., 2000; Lubbe A.S. et al., 1996].

Магнітну гіпертермію (магніто-рідинну гіпертермію, МРГ, magnetic fluid hyperthermia) можна визначити як підвищення температури, викликане дистанційно за допомогою зовнішнього магнітного поля, яке впливає на магнітні наночастинки у націленій ділянці. Ця методика ґрунтується на здатності суспензії НОЗ поглинати енергію перемінного магнітного поля із певною частотою і перетворювати її на тепло. Головною перевагою над загальноприйнятими методами є націленість руйнівного впливу з мінімальним впливом на оточуючі тканин [Goya G.F. et al., 2008]. Як приклад, F.K.H. Landeghem і співавтори (2009) даний метод лікування злоякісних новоутворень застосували на пацієнтах з гліобластомою [Landeghem F.K.H. et al., 2009]. На сьогодні клінічні дослідження МРГ запроваджені у Німеччині MagForce Nanotechnologies AC (www.magforce.de).

Доцільно відмітити, що на подібному принципі засноване гіпертермічне лікування новоутворень із застосуванням наноскорин золота (gold nanoshells). Але у якості зовнішнього джерела енергії у цьому разі виступає не перемінне магнітне поле, а електромагнітне випромінювання близької інфрачервоної області [Чекман І.С. та співавт., 2009].

Токсикологічні властивості і побічні реакції наночастинок оксиду заліза. За даними R. Weissleder та співавторів (1989) гостра токсичність АМІ-25 не спостерігається при дозах до 3000 мкмоль Fe/кг і LD50 перевищує цю дозу. При цьому підрахований індекс безпеки (співвідношення гострої летальної дози до ефективної дози) був більший за 1:150. Підгострий і хронічний токсичні ефекти надлишку заліза проявляються гемохроматозом, якщо загальна кількість заліза в організмі перевищує 15 г. Цироз і гепатоцелюлярний рак можуть розвинутися якщо концентрація заліза у печінці перевищує 4000 мкг/г (в нормі 200 мкг/г). Кількість заліза у дозі АМІ-25 яка пропонується для діагностичної візуалізації є значно меншою порівняно із запасами заліза у печінці в нормі, тому значного впливу на загальну концентрацію заліза у печінці не спостерігається [Weissleder R. et al., 1989]. Вплив препаратів НОЗ на репродуктивну систему не виявлений. Канцерогенез НОЗ поки не вивчений.

НОЗ для лікування ЗДА та у якості КА при МРТ визначаються як низькотоксичні для людини за винятком випадків явного передозування [Landry R. et al., 2005; Weissleder R. et al., 1989].

M.-T. Zhu та співавтори (2008) досліджували інгаляційний вплив НОЗ із розмірами 22 і 280 нм у дозах 0,8 і 20 мг/кг на щурів. Отримані результати вказували на запальну реакцію у легенях з індукцією активних форм кисню у клітинах, а також порушення у згортальній системі крові [Zhu M.-T. et al., 2008].

З вищенаведеного видно, що потрібне подальше вивчення токсикологічної характеристики НОЗ.

Побічні ефекти після застосування НОЗ, як правило, незначні і короткочасні. Наприклад, після введення ферумокситолу можуть спостерігатися нудота, запаморочення, гіпотензія, периферичні набряки [Singh A. et al., 2008]. При застосовуванні на пацієнтах препарату на основі покритих декстраном НОЗ (ferumoxtran 10) найбільш типовими побічними реакціями є головний біль, біль у спині, вазодилатація і кропив’янка, які минають за добу [Anzai Y. et al., 2003]. Після застосування перорального КА АМІ-121 може відчуватися специфічний присмак у роті, нудота, короткочасна водяниста діарея, зміна рівнів печінкових ферментів не спостерігається. Але можливе транзиторне підвищення рівня сироваткового заліза, що вказує на його абсорбцію [Hahn P.F. et al., 1990].

Заключення. Наночастинкам заліза притаманні якісно нові властивості: суперпарамагнетизм і підвищена реакційна здатність. У зв’язку із чим суперпарамагнітні наночастинки оксиду заліза застосовують в якості контрастних агентів для магнітно-резонансної томографії, а також у магнітно-рідинній гіпертермії і магнітній доставці лікарських засобів. Так як вони зазнають біодеградації з вивільненням іонів заліза, ці наночастинки застосовують у лікуванні залізодефіцитної анемії. Фармакологічні властивості наночастинок оксиду заліза обумовлені їх розміром, зовнішнім покриттям, наявністю лігандів для таргетингу та/чи зовнішнього магнітного поля з певною просторовою конфігурацією. Хоча шляхи метаболізму наночастинок заліза відомі, їх токсичність потребує подальшого вивчення.

ЛІТЕРАТУРА Нанозалізо Ост. вар.

1. Волков С.В., Ковальчук С.П., Генко В.М., Решетняк О.В. (2008) Нанохімія. Наносистеми. Наноматеріали. Наукова думка, Київ, 422 с.

2. Галанов А.И., Юрмазова Т.А., Савельев Г.Г. и др. (2008) Разработка магнитоуправляемой системы для доставки химиопрепаратов на основе наноразмерных частиц железа. Сибирский онкологический журнал, 27: 50–57.

3. Мовчан Б.А. (2008) Электронно-лучевая гибридная нанотехнология осаждения неорганических материалов в вакууме // Актуальные проблемы современного материаловедения. Изд. Академпериодика, Киев, 1: 227–247.

4. Москаленко В.Ф., Лісовий В.М., Чекман І.С. та ін. (2009) Наномедицина, нанофармакологія, нанофармація. Науковий вісник Національного медичного університету ім. О.О. Богомольця, (2): 17–31.

5. Сергеев Г.Б. (2007) Нанохимия. 2-е изд., испр. и доп. Изд-во МГУ, Москва, 336 с.

6. Толочко О.В., Ли Д.-В., Чой Ч.-Дж. и др. (2005) Структура и магнитные свойства наночастиц на основе железа в оксидной оболочке. Письма в ЖТФ, 31(18): 30–36.

7. Уайт А., Хендлер Ф., Смит Э., Хилл Р., Леман И. (1981) Основы биохимии: В 3-х томах. Т. 3. (Пер. с англ.). Мир, Москва, 726 с.

8. Чекман І.С. (2008) Нанофармакологія: експериментально-клінічний аспект. Лікарська справа. Врачебное дело, 1097(3–4): 104–109.

9. Чекман І.С., Дорошенко А.М., Загородний М.І. (2009) Металічні наноскорини – експериментально-клінічні основи. Укр. мед. часопис, 70(2): 99–103.

10. Эйхгорн Г. (1978) Неорганическая биохимия. В 2-х томах. Т. 1. (Пер. с англ.). Мир, Москва, 712 с.

11. Abu Mukh-Qasem R., Gedanken A. (2005) Sonochemical synthesis of stable hydrosol of Fe₃O₄ nanoparticles. J. Colloid Interface Sci., 284(2): 489–494.

12. Alexiou C., Arnold W., Klein R.J. et al. (2000) Locoregional cancer treatment with magnetic drug targeting. Cancer Res., 60(23): 6641–6648.

13. Allkemper T., Bremer C., Matuszewski L. et al. (2002) Contrast-enhanced blood-pool MR angiography with optimized iron oxides: effect of size and dose on vascular contrast enhancement in rabbits. Radiology, 223(2): 432–438.

14. Anzai Y., Piccoli C.W., Outwater E.K. et al. (2003) Evaluation of neck and body metastases to nodes with ferumoxtran 10-enhanced MR imaging: phase III safety and efficacy study. Radiology, 228(3): 777–788.

15. Apopa P.L., Qian Y., Shao R. et al. (2009) Iron oxide nanoparticles induce human microvascular endothelial cell permeability through reactive oxygen species production and microtubule remodeling. Particle and Fibre Toxicology, 6:1.

16. Arakaki A., Nakazawa H., Nemoto M. et al. (2008) Formation of magnetite by bacteria and its application. J. R. Soc. Interface, 5(26): 977–999.

17. Arbab A.S., Ichikawa T., Sou H. et al. (2002) Ferumoxides-enhanced double-echo T2-weighted MR imaging in differentiating metastases from nonsolid benign lesions of the liver. Radiology, 225(1): 151–158.

18. Arbab A.S., Bashaw L.A., Miller B.R. et al. (2003) Characterization of biophysical and metabolic properties of cells labeled with superparamagnetic iron oxide nanoparticles and transfection agent for cellular MR imaging. Radiology, 229(3): 838–846.

19. Arruebo M., Fernández-Pacheco R., Ibarra M.R. et al. (2007) Magnetic nanoparticles for drug delivery. Nanotoday, 2(3): 22–32.

20. Bachmann R., Conrad R., Kreft B. et al. (2002) Evaluation of a new ultrasmall superparamagnetic iron oxide contrast agent Clariscan, (NC100150) for MRI of renal perfusion: experimental study in an animal model. J. Magn. Reson. Imag., 16(2): 190–195.

21. Bharde A., Wani A., Shouche Y. et al. (2005) Bacterial aerobic synthesis of nanocrystalline magnetite. J. Am. Chem. Soc., 127(26): 9326–9327.

22. Bomati-Miguel O., Morales M.P., Tartaj P. et al. (2005) Fe-based nanoparticulate metallic alloys as contrast agents for magnetic resonance imaging. Biomaterials, 26(28): 5695–5703.

23. Cabuil V. (2008) Magnetic nanoparticles. In: J.A. Schwarz, C.I. Contescu, K. Putyera (Eds.) Dekker encyclopedia of nanoscience and nanotechnology, Vol. 3, CRC Press, Taylor and Francis Group, Boca Raton, FL, pp. 1985–2000.

24. Chia C.H., Zakaria S., Farahiyan R. et al. (2008) Size-controlled synthesis and characterization of Fe₃O₄ nanoparticles by chemical coprecipitation method. Sains Malaysiana, 37(4): 389–394.

25. Chourpa I., Douziech-Eyrolles L., Ngaboni-Okassa L. et al. (2005) Molecular composition of iron oxide nanoparticles, precursors for magnetic drug targeting, as characterized by confocal Raman microspectroscopy. Analyst, 130: 1395–1403.

26. Daldrup-Link H.E., Rudelius M., Oostendorp R.A.J. et al. (2003) Targeting of hematopoietic progenitor cells with MR contrast agents. Radiology, 228(3): 760–767.

27. Danielson B.G. (2004) Structure, chemistry, and pharmacokinetics of intravenous iron agents. J. Am. Soc. Nephrol., 15(2): S93–S98.

28. Ersoy H., Jacobs P., Kent C.K. et al. (2004) Blood pool MR angiography of aortic stent-graft endoleak. AJR, 182(5): 1181–1186.

29. Feraheme [Package insert] (2009) AMAG Pharma, Inc., Lexington, MA.

30. Gamarra L.F., Brito G.E.S., Pontuschka W.M., et al. (2005) Biocompatible superparamagnetic iron oxide nanoparticles used for contrast agents: a structural and magnetic study. Journal of Magnetism and Magnetic Materials, 289: 439–441.

31. Geraldes C.F.G.C., Laurent S. (2009) Classification and basic properties of contrast agents for magnetic resonance imaging. Contrast Media Mol. Imaging, 4(1): 1–23.

32. Goya G.F., Grazú V., Ibarra M.R. (2008) Magnetic nanoparticles for cancer therapy. Current Nanoscience, 4(1): 1–16.

33. Goya G.F., Marcos-Campos I., Fernández-Pacheco R. et al. (2008) Dendritic cell uptake of iron-based magnetic nanoparticles. Cell Biology International, 32(8): 1001–1005.

34. Hahn P.F., Stark D.D., Lewis J.M. et al. (1990) First clinical trial of a new superparamagnetic iron oxide for use as an oral gastrointestinal contrast agent in MR imaging. Radiology, 175(3): 695–700.

35. Harisinghani M.G., Saini S., Weissleder R. et al. (1997) Differentiation of liver hemangiomas from metastases and hepatocellular carcinoma at MR imaging enhanced with blood-pool contrast agent code-7227. Radiology, 202(3): 687–691.

36. Harisinghani M.G., Barentsz J., Hahn P.F. et al. (2003) Noninvasive detection of clinically occult lymph-node metastases in prostate cancer. N. Engl. J. Med., 348(25): 2491–2499.

37. Huber D.L. (2008) Iron nanoparticles. In: J.A. Schwarz, C.I. Contescu, K. Putyera (Eds.) Dekker encyclopedia of nanoscience and nanotechnology, Vol. 3, CRC Press, Taylor and Francis Group, Boca Raton, FL, pp. 1681–1687.

38. Hütten A., Sudfeld D., Ennena I. et al. (2004) New magnetic nanoparticles for biotechnology. Journal of Biotechnology, 112: 47–63.

39. Jaffer F.A., Weissleder R. (2004) Seeing within molecular imaging of the cardiovascular system. Circ. Res., 94(4): 433–445.

40. Jolivet J.P., Belleville P., Tronic E. et al. (1992) Influence of Fe (II) on the formation of the spinel iron oxide in alkaline medium. Clays and Clay Minerals, 40(5): 531–539.

41. Jun Y.-W., Seo J.-W., Cheon J. (2008) Nanoscaling laws of magnetic nanoparticles and their applicabilities in biomedical sciences. Accounts of Chemical Research, 41(2): 179–189.

42. Karabulut N., Elmas N. (2006) Contrast agents used in MR imaging of the liver. Diagn. Interv. Radiol., 12(1): 22–30.

43. Kelly K.A., Allport J.R., Tsourkas A. et al. (2005) Detection of vascular adhesion molecule-1 expression using a novel multimodal nanoparticle. Circ. Res., 96(3): 327–336.

44. Kohler N., Fryxell G.E., Zhang M. (2004) A bifunctional poly(ethylene glycol) silane immobilized on metallic oxide-based nanoparticles for conjugation with cell targeting agents. J. Am. Chem. Soc., 126(23): 7206–7211.

45. Kooi M.E., Cappendijk V.C., Cleutjens K.B. et al. (2003) Accumulation of ultrasmall superparamagnetic particles of iron oxide in human atherosclerotic plaques can be detected by in vivo magnetic resonance imaging. Circulation, 107: 2453–2458.

46. Landeghem F.K.H., Maier-Hauff K., Jordan A. et al. (2009) Post-mortem studies in glioblastoma patients treated with thermotherapy using magnetic nanoparticles. Biomaterials, 30(1): 52–57.

47. Landry R., Jacobs P.M., Davis R. et al. (2005) Pharmacokinetic study of ferumoxytol: A new iron replacement therapy in normal subjects and hemodialysis patients. Am. J. Nephrol., 25(4): 400–410.

48. Laurent S., Forge D., Port M. et al. (2008) Magnetic iron oxide nanoparticles: synthesis, stabilization, vectorization, physicochemical characterizations, and biological applications. Chemical Reviews, 108(6): 2064–2110.

49. Lee K.M., Kim S.-G., Kim W.-S. et al. (2002) Properties of iron oxide particles prepared in the presence of dextran. Korean J. Chem. Eng., 19(3): 480–485.

50. Li W., Salanitri J., Tutton S. et al. (2007) Lower extremity deep venous thrombosis: evaluation with ferumoxytol-enhanced MR imaging and dual-contrast mechanism – preliminary experience. Radiology, 242(3): 873 – 881.

51. Lubbe A.S., Bergemann C., Riess H. et al. (1996) Clinical experiences with magnetic drug targeting: A phase I study with 4'- epidoxorubicin in 14 patients with advanced solid tumors. Cancer Res., 56(20): 4686–4693.

52. Lutz J.-F., Stiller S., Hoth A. et al. (2006) One-pot synthesis of PEGylated ultrasmall iron-oxide nanoparticles and their in vivo evaluation as magnetic resonance imaging contrast agents. Biomacromolecules, 7(11): 3132–3138.

53. Mack M.G., Balzer J.O., Straub R. et al. (2002) Superparamagnetic iron oxide-enhanced MR imaging of head and neck lymph nodes. Radiology, 222(1): 239–244.

54. Maeda H. (2001) The enhanced permeability and retention (EPR) effect in tumor vasculature: the key role of tumor-selective macromolecular drug targeting. Adv. Enzyme Regul., 41(1): 189–207.

55. Massart R. (1981) Preparation of aqueous magnetic liquids in alkaline and acidic media. IEEE Trans. Magn., 17(2): 1247–1248.

56. Massart R. (1982) Magnetic fluids and process for obtaining them, US Patent 4329241, in US.

57. Matuszewski L., Persigehl T., Wall A. et al. (2005) Cell tagging with clinically approved iron oxides: feasibility and effect of lipofection, particle size, and surface coating on labeling efficiency. Radiology, 235(1): 155–161.

58. Modo M.M.J.J., Bulte J.W.M. (Eds.) (2007) Molecular and cellular MR imaging. CRC Press, Taylor & Francis Group, Boca Raton, FL, 440 p.

59. Molday R.S. (1984) Magnetic iron-dextran microspheres. US Patent 4452773 in US.

60. Moore A., Marecos E., Bogdanov A. et al. (2000) Tumoral distribution of long-circulating dextran-coated iron oxide nanoparticles in a rodent model. Radiology, 214(2): 568–574.

61. Moore A., Medarova Z., Potthast A. et al. (2004) In vivo targeting of underglycosylated MUC-1 tumor antigen using a multimodal imaging probe. Cancer Res., 64(5): 1821–1827.

62. Provenzano R., Schiller B., Rao M. et al. (2009) Ferumoxytol as an intravenous iron replacement therapy in hemodialysis patients. Clin. J. Am. Soc. Nephrol., 4(2): 386–393.

63. Raynal I., Prigent P., Peyramaure S. et al. (2004) Macrophage endocytosis of superparamagnetic iron oxide nanoparticles: Mechanisms and comparison of ferumoxides and ferumoxtran-10. Invest. Radiol., 39(1): 56–63.

64. Reimer P., Müller M., Marx C. et al. (1998) T1 effects of a bolus-injectable superparamagnetic iron oxide, SH U 555 A: Dependence on field strength and plasma concentration-preliminary clinical experience with dynamic T1-weighted MR imaging. Radiology, 209(3): 831–836.

65. Reimer P., Jähnke N., Fiebich M. et al. (2000) Hepatic lesion detection and characterization: Value of nonenhanced MR imaging, superparamagnetic iron oxide-enhanced MR imaging, and spiral CT-ROC analysis. Radiology, 217(1): 152–158.

66. Reynolds P.R., Larkman D.J., Haskard D.O. et al. (2006) Detection of vascular expression of E-selectin in vivo with MR imaging. Radiology, 241(2): 469–476.

67. Rinck P.A., Smevik O., Nilsen G. et al. (1991) Oral magnetic particles in MR imaging of the abdomen and pelvis. Radiology, 178(3): 775–779.

68. Ruehm S.G., Corot C., Vogt P. et al. (2002) Ultrasmall superparamagnetic iron oxide-enhanced MR imaging of atherosclerotic plaque in hyperlipidemic rabbits. Acad. Radiol., 9(1): S143–S144.

69. Saebo K.B. (2004) Degradation, metabolism and relaxation properties of iron oxide particles for magnetic resonance imaging. Comprehensive summaries of Uppsala Dissertations form the Faculty of Medicine, Uppsala University, Sweden, 92 p.

70. Saleh A., Schroeter M., Jonkmanns C. et al. (2004). In vivo MRI of brain inflammation in human ischaemic stroke. Brain, 127(7): 1670–1677.

71. Shan Z., Yang W.-S., Zhang X. et al. (2007) Preparation and characterization of carboxyl-group functionalized superparamagnetic nanoparticles and the potential for bio-applications. J. Braz. Chem. Soc., 18(7): 1329–1335.

72. Singh A., Patel T., Hertel J. et al. (2008) Safety of ferumoxytol in patients with anemia and CKD. Am. J. Kidney Dis., 52(5): 907–915.

73. Sipos P. (2006) Manufacturing of size controlled magnetite nanoparticles potentially suitable for the preparation of aqueous magnetic fluids. Romanian Reports in Physics, 58(3): 269–272.

74. Spinowitz B.S., Kausz A.T., Baptista J. et al. (2008) Ferumoxytol for treating iron deficiency anemia in CKD. J. Am. Soc. Nephrol., 19(8): 1599–1605.

75. Sun Y., Duan L., Guo Z. et al. (2005) An improved way to prepare superparamagnetic magnetite-silica core-shell nanoparticles for possible biological application. Journal of Magnetism and Magnetic Materials, 285(1-2): 65–70.

76. Suslick K.S., Fang M., Hyeon T. (1996) Sonochemical synthesis of iron colloids. J. Am. Chem. Soc., 118(47): 11960–11961.

77. Tartaj P. (2004) Nanomagnets for biomedical applications. In: H.S. Nalwa (Ed.) Encyclopedia of Nanoscience and Nanotechnology, Vol. 6, American Scientific Publishers, Valencia, CA, pp. 823–842.

78. Tian L., Xiao B., Lin W. et al. (2007) Testing for the presence of magnetite in the upper-beak skin of homing pigeons. BioMetals, 20(2): 197–203.

79. Veiseh O., Sun C., Gunn J. et al. (2005) Optical and MRI multifunctional nanoprobe for targeting gliomas. Nano Lett., 5(6): 1003–1008.

80. Villanueva A., Canete M., Roca A.G. et al. (2009) The influence of surface functionalization on the enhanced internalization of magnetic nanoparticles in cancer cells. Nanotechnology, 20(11): 115103.

81. Walker M.M., Diebel C.E., Haugh C.V. et al. (1997) Structure and function of the vertebrate magnetic sense. Nature, 390: 371–376.

82. Weissleder R., Hahn P.F., Stark D.D. et al. (1988) Superparamagnetic iron oxide: Enhanced detection of focal splenic tumors with MR imaging. Radiology, 169(2): 399–403.

83. Weissleder R., Stark D.D., Engelstad B.L. et al. (1989) Superparamagnetic iron oxide: Pharmacokinetics and toxicity. AJR, 152(1): 167–173.

84. Weissleder R., Elizondo G., Wittenberg J. et al. (1990) Ultrasmall superparamagnetic iron oxide: Characterization of a new class of contrast agents for MR imaging. Radiology, 175(2): 489–493.

85. Weissleder R., Lee A.S., Khaw B.A. et al. (1992) Antimyosin-labeled monocrystalline iron oxide allows detection of myocardial infarct: MR antibody imaging. Radiology, 182(2): 381–385.

86. Willard M.A., Kurihara L.K., Carpenter E.E. et al. (2004) Chemically prepared magnetic nanoparticles. In: H.S. Nalwa (Ed.) Encyclopedia of Nanoscience and Nanotechnology, Vol. 1, American Scientific Publishers, Valencia, CA, pp. 815–848.

87. Yang H.-H., Zhang S.-Q., Chen X.-L., et al. (2004) Magnetite-containing spherical silica nanoparticles for biocatalysis and bioseparations. Analytical Chemistry, 76(5): 1316-1321.

88. Zhang C., Jugold M., Woenne E.C. et al. (2007) Specific targeting of tumor

angiogenesis by RGD-conjugated ultrasmall superparamagnetic iron oxide particles using a clinical 1.5-T magnetic resonance scanner. Cancer Res., 67(4): 1555–1562.

89. Zhu M.-T., Feng W.-Y., Wanga B. et al. (2008) Comparative study of pulmonary responses to nano- and submicron-sized ferric oxide in rats. Toxicology, 247(2-3): 102–111.

90. Zimmer C., Weissleder R., Poss K. et al. (1995) MR imaging of phagocytosis in experimental gliomas. Radiology, 197(2): 533–538.

2. Золото

Наноструктуроване золото останнім часом привертає пильну увагу дослідників. Це пов’язано із унікальними властивостями, які цей метал проявляє на рівні наночастинок. Такі властивості не характерні для макроскопічного золота, і в основному пов’язані із великою кількістю поверхнево розташованих атомів, що зумовлено великим співвідношенням площі поверхні до об’єму наночастинок. До цих властивостей відносять: поверхневий плазмоновий резонанс, гігантське (підсилене поверхнево) раманівське розсіювання, висока каталітична та хімічна активність. Серед різних напрямків застосування наноструктурованого золота особливе місце займає медицина. Зокрема, виконано багато наукових досліджень присвячених методам діагностики, лікування, фармакологічним та цитологічним розробкам за допомогою нанозолота. Перш ніж перейти до цих методик, необхідно зупинитись на властивостях та типах наночастинок, які застосовуються у медицині.

Основні властивості наноструктурованого золота. Як відомо наночастинки володіють дещо іншими властивостями у порівнянні з макроскопічними об’єктами з тієї ж самої речовини. Не виключенням є й наночастинки золота (НЧЗ) та нанопокриття із золота (НПЗ). Одна із основних властивостей нанозолота, яка застосовується для медичних цілей – поверхневий плазмоновий резонанс. Це явище пов’язане із взаємодією вільних електронів атомів наночастинки, які знаходяться на її поверхні з електромагнітними хвилями. При цьому, в залежності від частоти хвилі падаючого світла та коливань цих електронів, воно може відбиватися чи поглинатися. Наночастинки здатні відбивати світло з інтенсивністю, що на порядки перевищує інтенсивність випромінювання багатьох відомих барвників, які використовуються у діагностичних цілях, при цьому на відміну від останніх, не спостерігається ефекту знебарвлення [Sönnichsen G. et al., 2005]. Це зумовлює інтенсивність та колір забарвлення колоїдних розчинів наночастинок золота (червоне, блакитне, фіолетове). В той же час НЧЗ сильно поглинають хвилі з певною довжиною з подальшим перетворенням енергії світла у теплову. Довжина хвилі, при якій спостерігають поверхневий плазмоновий резонанс, значно залежить від форми, розмірів та хімічної природи наночастинок [Jain P. K. et al., 2006] Явище поверхневого плазмонового резонансу лежить в основі нової методики діагностики та лікування злоякісних пухлин [Huang X., 2008].

Гігантське (поверхнево підсилене) раманівське розсіювання – ще одна специфічна властивість нанометалів. Воно властиве для молекул, сорбованих на поверхнях металічних наночастинок. Це означає, що у раманівському спектрі тої чи іншої сполуки виявляється сильне підсилення сигналу в певних діапазонах довжин хвиль. Підсилення може сягати 10¹⁴ – 10¹⁵, а отже стає можливим виявляти дуже незначні кількості речовини аж до окремих молекул. Механізм раманівського розсіювання остаточно нез’ясований, вважається, що цей феномен пов’язаний із нерівностями на поверхні металічних наночастинок, їх агрегацією, розташуванням молекули визначуваної речовини. Отже, гігантське раманівське розсіювання може, і на даний час вже використовується у надточних методах визначення біологічно активних речовин в організмі людини.

Інша важлива властивість наночастинок і нанопокриттів золота на відміну від макроскопічних об’єктів – їх хімічна активність. Відомо, що золото нанорівня має високу спорідненість до тіолових (-SH) груп. Це відкриває широкі можливості для поєднання НЧЗ із різноманітними молекулами (в тому числі і макромолекулами) шляхом хімічної взаємодії з поверхнями наночастинок. Цей прийом отримав назву кон’югації, а у випадку приєднання біологічно активних сполук – біокон’югації. НЧЗ можуть переносити специфічні розпізнавальні молекули (антитіла та антигени, ДНК, ферменти, біотин або стрептавідин тощо) і використовуватись у імунологічних та біохімічних дослідженнях, а також у лікуванні. Іноді, коли молекула не має тіолової групи, цю групу приєднують шляхом хімічного синтезу або генно-інженерними методами. У деяких випадках біомолекули приєднуються до поверхні НЧЗ не ковалентно, а шляхом електростатичних, гідрофільних та гідрофобних взаємодій [Huang X., 2008].

Колоїдним розчинам НЧЗ властива агрегативна нестійкість, особливо у присутності іонів (Na⁺, К⁺ тощо). Для зменшення нестійкості загальноприйнятим є метод функціоналізації – покриття поверхні наночастинки хімічними речовинами з метою покращення її властивостей. Для функціоналізації використовують поверхнево активні речовини (натрію додецилсульфат, цетилтриметиламонію бромід, тетраметиламонію бромід), полімери – поліетиленгліколь, полістиренсульфонат, а також полі-L глютамінова кислота [Shim J-Y. et al., 2007]. Функціоналізовані НЧЗ зберігають агрегативну стійкість протягом кількох місяців [Huang X. et al., 2008].

Висока каталітична активність – ще одна властивість золота, яка проявляється на нанорівні. Вона пов’язана із наявністю великої кількості поверхневих атомів золота, які взаємодіють із субстратом. Запропоновано деякі методики, які використовують каталітичну активність НЧЗ. Золото у поєднанні із оксидом церію каталізує реакцію окиснення чадного газу у вуглекислий [Chen J. еt al., 2007]. Не менш важливими є й електрохімічні властивості НЧЗ, які використовуються у низці методик у ролі елементів нанобіосенсорів.

Особливої уваги в контексті медичного застосування слід звернути на токсичність нанозолота. У ряді робіт вказується, що НЧЗ мають низьку цитотоксичність [Son S. J. еt al., 2007] та високу біосумісність. Незважаючи на це,

бракує досліджень щодо токсичності нанозолота in vivo, що має бути необхідним етапом перед клінічними випробуваннями препаратів на основі НЧЗ.

Наночастинки, які використовують у біомедичних дослідженнях. Як правило використовують такі типи наночастинок: нанострижні (nanorods), наносфери (nanospheres), наноскоринки (nanoshells).

Нанострижні – це одновимірні наночастинки прямокутної форми із заокругленими кінцями та співвідношенням ширина/діаметр менш ніж 10 [Chen J. еt al., 2007]. Для нанострижнів характерна найвища енергія плазмонового поля серед усіх інших НЧЗ, що й визначає їх застосування [Son S. J. еt al., 2007]. У зв’язку із цим слід відмітити оптичні властивості нанострижнів. Вони мають два діапазони поглинання світлових хвиль: перший в області ближнього ІЧ-світла (800 нм), який зумовлений поздовжніми коливаннями електронів плазмонового поля; другий, в області, 520 нм зумовлений поперечними коливаннями, для якого відмічена порівняно менша інтенсивність. Поглинання ближнього ІЧ-світла залежить від співвідношення довжина/ширина, що відкриває можливості оптичного „налагодження” нанострижнів під ту чи іншу довжину хвилі випромінюваного світла [Oyelere A. K. et al., 2007]. Найбільш ефективними для медичних цілей є нанострижні з довжиною 17-70 нм [Huang X. et al., 2008].

Золоті „наноскоринки” – це новий тип оптично настроюваних наночастинок, що складаються з діелектричної серцевини, оточеної тонкою коркою із металічного срібла чи золота [Son S. J. et al., 2007]. Їм, як і нанострижням властивий поверхневий плазмоновий резонанс. Ці наноматеріали можуть використовувати у лікуванні, як контрастні агенти. Оптимальний діаметр для медичних досліджень становить 50-100 нм із товщиною шару золота або срібла 4-8 нм.

Наносфери, як і «наноскоринки» мають округлу форму, найбільш ефективний діаметр для них – 30 – 40нм [Huang X. et al., 2008].

У медичних цілях можна використовувати й інші наночастинки – нанотрубки, наночастинки нерегулярної форми, а також нанопокриття. Останні застосовують у виробництві нанобіосенсорів та деяких фармакологічних дослідженнях.

Нанозолто у діагностиці. Інтенсивні дослідження в області наномедицини сформували цілий окремий напрямок – нанодіагностику. Нанодіагностика – це застосування матеріалів, приладів або систем для клінічної діагностики, що мають нанорозміри. Згідно досліджень (Baptista P. et al., 2008; Service R. F., 2008) діагностика, заснована на НЧЗ, може бути поділена на три підходи:

1. Застосування властивості золотих наночастинок змінювати колір при агрегації. Найбільш досліджений приклад: функціоналізовані однонитковими ДНК наночастинки здатні до специфічної гібридазіції з комплементарними мішенями для визначення специфічних послідовностей.

2. Використання наночастинок у ролі „серцевини”, вкритої специфічними функціональними групами або біомолекулами для забезпечення високоселективних „міток” для діагнозу.

3. Використання наночастинок із золота у електрохімічних методах, пов'язаних із осадженням металу для підсилення сигналу.

Перший підхід включає хімічне приєднання специфічних олігонуклеотидних послідовностей (як правило, тіол-модифікованих) до НЧЗ, комплементарних до фрагментів тих, які необхідно виявити у досліджуваному матеріалі. Зважаючи на значне співвідношення площі поверхні НЧЗ до об’єму, дані структури можуть нести велику кількість таких послідовностей, підсилюючи чутливість методу. Хоча щільна функціоналізація молекулами ДНК пов’язана із низкою труднощів, [Lee J. S. et al., 2009] вдалося досягти певного успіху, використовуючи наночастинки довжиною всього 2 нм. Гібридизація з комплементарними послідовностями призводить до агрегації наночастинок, і як наслідок, зміни оптичних властивостей колоїдного розчину, що їх містить. Це супроводжується зміною забарвлення, що може бути помічена неозброєним оком, а також зареєстрована спектрофотометрично. При незначних концентраціях визначуваної ДНК (порядку 1*10^-15 моль), можливе застосування „срібного підсилення” [Thaxton C. S. et al., 2006; Hou S-Y. et al., 2007]. Це означає, що НЧЗ, зв’язані із визначуваною послідовністю і очищені від незв’язаних, покриваються срібною плівкою шляхом відновлення іонів срібла у присутності гідрохінону, чи інших відновників. Після нашарування такого покриття оптичний сигнал від наночастинок значно підсилюється.

Окрім цього, можливе визначення не однієї, а одразу кількох необхідних ДНК-послідовностей у матеріалі, чого неможливо досягнути традиційними методами. Ще одна перевага даного підходу – можливість визначення необхідних послідовностей в присутності інших, «непотрібних» із високою специфічністю.

Методика, заснована на агрегації НЧЗ має ще одну перевагу: інтервал температури плавлення (тобто температури, при якій комплементарні зв’язки розриваються) гібридизованих ДНК стає дуже невеликим. Розрив комплементарних зв’язків відбувається стрибкоподібно, змінюються й оптичні властивості розчину (зміна кольору, довжини хвилі, при якій спостерігається максимальне оптичне поглинання). При цьому сама температура плавлення сильно залежить від комплементарності, можливо виявити неспівпадання одного або кількох нуклеотидів.

Простота, висока специфічність та чутливість роблять метод, заснований на НЧЗ, кон’югованих з ДНК, дуже перспективним у використанні в клінічній практиці. Завдяки виявленню специфічних маркерів хвороб (вірусних захворювань, злоякісних новоутворень, тощо) без використання складних методик і дорого обладнання стає можливим діагностування патологій на ранній стадії, і як наслідок, проведення ефективнішого лікування [Ding Y. et al., 2007].

Даний підхід може бути використаний для детекції інших специфічних маркерів, які не є нуклеїновими кислотами. Одним із них є розроблений [Lee J. S. et al., 2008] метод визначення амінокислоти цистеїну, який як відомо, є маркером деяких патологій. Для цього використовували золоті наночастинки діаметром порядку 20 нм, функціоналізовані комплементарними однонитковими ДНК з відомими послідовністями. До розчину з такими ДНК додавали сіль двовалентної ртуті, яка зв'язувалася з тиміном, утворюючи тимінові димери між двома комплементарними ланцюгами, спричинюючи агрегацію наночастинок. У присутності цистеїну, який зв’язував іони ртуті, тимінові димери зникали. При цьому спостерігали зміну кольору (фіолетовий – червоний), який можна було зареєструвати як неозброєним оком, так і на спектрофотометрі. Відомо, що комплекси ДНК із ртуттю стабільніші, ніж гібридизовані молекули без неї і тому мають вищу температуру плавлення. Дана властивість і була використана при аналізі. Цей метод є чутливішим, ніж всі інші й дозволяє виявляти концентрації цистеїну до 100 нМоль/л. Селективність була перевірена з іншими амінокислотами і виявлено, що навіть сірковмісний метіонін не здатен зв’язувати двовалентну ртуть.

Ще одна методика, заснована на агрегації НЧЗ – виявлення іншої амінокислоти – гомоцистеїну [Lim I.-I. et al., 2007]. Відомо, що присутність гомоцистеїну у концентраціях вище 15 мкмоль/л є маркером таких патологій як хвороба Альцгеймера, остеопороз, серцево-судинних захворювань. Для кількісного виявлення гомоцистеїну у таких невеликих концентраціях використали колоїдні розчини сферичних НЧЗ (середня довжина – 11,4 нм). Метод заснований на тому, що НЧЗ мають високу спорідненість до сульфгідрильних груп і тому реагують із гомоцистеїном. При цьому вони об’єднуються у кластери за рахунок утворення водневих зв’язків між молекулами гомоцистеїну. Як наслідок змінюється оптичне поглинання розчину та його колір (червоний – блакитний). Як і в попередньому випадку ці зміни можуть бути зареєстровані.

Як зазначалося вище, НЧЗ можуть бути кон’юговані із різноманітними специфічними розпізнавальними молекулами. Найчастіше ними є антитіла (деякі автори такі наночастинки називають „імунозолото”). Запропоновано цілу низку методик імуноаналізу із застосуванням таких кон’югатів. Слід відзначити дослідження [Huang X. et al., 2007], де використали золоті наностерижні із співвідношенням довжина/ширина 3,9 та максимумом поглинання в області ближнього ІЧ-світла у діагностиці епітеліальної карциноми. Для покращення стійкості і підвищення біосумісності нанострижні були оброблені полістиренсульфонатом, після чого нековалентно з’єднані із специфічними антитілами до рецепторів епітеліального фактору росту. Як відомо велика кількість таких рецепторів притаманна раковим клітинам епітеліальної карциноми. Зважаючи на оптичні властивості НЧЗ, були отримані чіткі зображення ракових клітин за допомогою темнопольної мікроскопії, а також досліджено раманівський спектр таких кон’югатів. Дослідники виявили, що НЧЗ рівномірно вкривають поверхню ракових клітин, спричиняючи появу сильних сигналів у раманівському спектрі на відміну від нормальних клітин. Для підсилення раманівського розсіювання автори застосували поверхнево-активну речовину – цетилтриметиламонію бромід.

Інша методика діагностики злоякісних пухлин запропонована [Durr N. J. et al., 2007]. Даний метод базується на властивості НЧЗ змінювати колір до двох-фотонної люмінесценції під дією Ті-сапфірового лазеру. За допомогою даного методу були отримані чіткі тривимірні зображення ракових клітин, що знаходились на глибині до 75 мкм, у розчині колагену, який імітував тканинне оточення. Окреме дослідження двох-фотонної люмінесценції нанозолота проведене Bloemendal D. (2006). Дослідники [Peng Z. et al., 2007] розробили методику імуноаналізу людських антитіл, засновану на здатності НЧЗ гасити флюоресценцію деяких речовин. Отримавши стабільний колоїдний розчин із наночастинками довжиною 15 нм за допомогою бичачого сироваткового альбуміну, до нього додали баранячі анти-IgG до антитіл людини. Вони нековалентно приєднувались до НЧЗ шляхом адсорбції та гідрофобних взаємодій. Після цього виготовили стандартні розчини визначуваного агенту – IgG людини. У спеціальних камерах з полістирену з адсорбованими на дні антитілами баранячих анти-IgG проводили аналіз. При додаванні всіх компонентів утворювався своєрідний „сандвіч”, на поверхні якого знаходились баранячі анти-IgG, сорбовані на нанозолоті. Отримані розчини із імунокомплексами розбавляли та піддавали дії УЗ-хвиль, іонів та різного pH з метою дисоціації НЧЗ та антитіл. Після цього додавали флуоресцеїн – сильний нуклеофіл, який формував стабільні комплекси із НЧЗ, які гасили його флуоресцентний сигнал при дії світла з певною довжиною хвилі. Отже, чим більша концентрація НЧЗ, тим більше гасився сигнал, таким чином, автори встановили залежність між концентрацією визначуваного антитіла та сигналом. Інтенсивність сигналу обернено пропорційно залежить від логарифму концентрації визначуваних антитіл. Границя визначення імуноаналізу становить 4,7 нг/мл і є нижчою за такі для традиційних імунологічних досліджень.

При застосуванні НЧЗ у діагностиці важливими є не тільки оптичні сигнали. Цікаве дослідження провели [Eghtedari M. et al., 2007]. Автори пропонують оптоакустичний метод у діагностиці раку. В основі методу лежить здатність НЧЗ під впливом ближнього ІЧ-світла виділяти тепло. Воно в свою чергу може передаватися оточуючим тканинам і перетворюватись у звукові хвилі, які можуть бути зареєстровані УЗ-приймачем. Таким чином дослідники поєднали високу селективність біокон’югатів нанострижнів золота і антитіл та високу роздільну здатність УЗ-дослідження. Визначені оптимальні параметри нанострижнів для дослідження – ширина 15 нм та довжина 50 нм. Експерименти проводили на спеціальних лініях мишей. Вводили колоїдні розчини в пікомолярних концентраціях нанострижнів у фосфатному буфері шляхом підшкірних ін’єкцій. Для зменшення токсичності зазвичай використовуваний при стабілізації цетилтриметиламонію бромід замінений на менш токсичні поліетиленгліколь і полінатрій-4-стиренсульфонат. При опроміненні александритовим лазером, налаштованим на довжину хвилі, яка відповідає плазмоновому резонансу нанострижнів, реєстрували УЗ-сигнали. Вдалось отримати чіткі зображення локалізації наночастинок у тілі миші. Автори зазначають, що на відміну від методів, де реєструють оптичні сигнали, цей може бути застосований у діагностиці пухлин, розташованих глибоко в тілі. Окрім цього, він має перевагу перед традиційними методами (магнітно-резонансна томографія), тому що концентрації НЧЗ необхідні для отримання зображень, у 75 разів менші за концентрації контрастних речовин, які використовують у магнітно-резонансній томографії.

Окрім антитіл у ролі специфічних розпізнавальних біомолекул також використовують так звані аптамери. Аптамер – це олігонуклеотид (ДНК або РНК), який, подібно до антитіл, може специфічно зв’язуватись із молекулою-мішенню (білок, поліпептид або окремий вірус чи клітина); їх ще називають „біоштрих-кодами” (bio barcode). У роботі [He P. et al., 2007] використали аптамер-кон’юговані НЧЗ у надчутливому методі виявлення тромбіну. Метод полягає у тому, що плазму або розчин тромбіну на мікропластинці змішували із кон’югатами. При цьому на поверхні пластинки знаходились іммобілізовані моно- або поліклональні антитіла до тромбіну. Таким чином тромбін потрапляв у так званий „сандвіч” між іммобілізованим антитілами та специфічними до нього аптамер-кон’югованими НЧЗ. Ці аптамери містять велику кількість аденіну, що й було використано для підсилення сигналу. Після очищення вищезгаданих комплексів від надлишку реагентів, їх обробили нуклеазами, внаслідок чого вивільнилась велика кількість вільного аденіну, що потім виявлявся електрохімічними методами. Завдяки тому, що НЧЗ можуть нести на собі значну кількість аптамерів, метод є дуже чутливим і дозволяє визначати тромбін у концентраціях порядку нг/мл. Перевагами такого аналізу також є його простота і селективність (жоден інший компонент крові не впливав на визначення, в тому числі й протромбін).

Ще один метод із застосуванням „біоштрих-кодів” розроблено [Sioss J. A. et al., 2007]. Для цього шляхом темплатного синтезу створили нанонитки, які складались із сегментів золота та срібла, та вкрили їх нанопокриттям із силіцію, щоб уникнути окиснення. За допомогою сполуки під назвою sulfo-SMCC до таких нанотрубок приєднали тіол-модифіковану ДНК, специфічну до фрагментів послідовностей вірусів гепатиту В, С та ВІЛ. Визначали інтенсивність флуоресценції за рахунок приєднаної до послідовностей оптичної мітки. Виявлена висока специфічність: ДНК-асоційовані нанотрубки погано гібридизували з послідовностями, які містили незначні неспівпадання (точкові мутації).

Золото нанорозмірів застосовують також для підсилення сигналу як вже існуючих біосенсорів так і при створенні нових. Зокрема, автори [Ding Y. et al., 2007] повідомляють про створення гібридних гідроксиапатит-золотих наночастинок для удосконалення вже створеного імуносенсору з кристалу кварцу. Його робота заснована на п’єзоефекті і цей пристрій має виключну чутливість, необхідну для проведення імунологічних досліджень. Однак застосування його на практиці обмежене через відсутність оптимальної поверхні для приєднання максимальної кількості антитіл. Такою поверхнею стали гібридні наночастинки гідроксиапатиту та золота, функціоналізовані антитілами, специфічними до альфа-фетопротеїну, відомого як маркер гепатокарциноми. Гібридні частинки були хімічно приєднані до поверхні імуносенсору. Про наявність визначуваного білку судили за зміною частоти електричного струму внаслідок змін провідності на поверхні, що пов’язано із утворенням імунокомплексів. Чутливість наносенсору виявилась високою (до десятків нг/мл, що є прийнятним результатом) і порівняною з традиційним методом хемілюмінісцентного імуноаналізу. Важливою також є відторюваність сигналу, яка забезпечується процедурою регенерації – промиванням у розчинах сильних лугів та кислот.

Нанозолото використовують для удосконалення й інших електрохімічних методів. Так, створено новий метод точної детекції ДНК-послідовностей, заснований на електрохімічних вимірюваннях [Fu X.-H., 2008]. Для цього тіоловану однониткову ДНК-послідовність приєднали до поверхні золотого електроду. Після цього додали розчин, що містив комлементарну однониткову ДНК, ДНК з трьома неспівпаданнями та некомплементарну ДНК, які були приєднані до срібних наночастинок. Після гібридизації до них додавали буферний розчин із пероксидазою хріну. Вона, в свою чергу також сорбувалась на срібних наночастинках. Електрохімічні вимірювання засновані на активності пероксидази, чим вона більше, тим сильніше падала напруга. Отже, за допомогою цього методу можна виявити комплементарні послідовності ДНК, а також точкові неспівпадання у них. Для підсилення сигналу у імунофлуоресцентному аналізі [Matveeva E. et al., 2007] використали острівцеві наноплівки із срібла (отримані відновленням срібла нітрату реактивом Толленса) та модифіковані срібні плівки з нанопокриттям із золота товщиною у 48 нм. Вважається, що підсилення сигналу спричинене локальним плазмоновим полем на поверхні наноплівок, яке підсилює збудження флюорофора і викликає сильнішу флуоресценцію. Дослідження проводили з кролячими антитілами та антитілами до них із приєднаною міткою, а також сорбованими на поверхні скла антитілами до міоглобіну, самим міоглобіном та вільними антитілами до нього (утворювались структури типу „сандвіч”). В обох випадках срібна плівка значно підсилювала сигнал у порівнянні з невкритим склом, однак ще більше підсилення спостерігали з плівкою, модифікованою нанопокриттям золота (підсилення сигналу у 50 разів порівняно з контролем і у 8 разів порівняно із срібною плівкою). Дана методика дозволяє визначати антигени і антитіла у концентраціях в сотні нг/мл.

Цікаве дослідження проведене Tripathi A. і спіавт. Створено новий біосенсор для визначення глюкози у крові. Для цього запропонована методика, заснована на вимірюванні імпедансу у електрохімічному елементі, що являв собою нанопокриття золота, осадженого на порах полікарбонатної мембрани (темплатний синтез), та властивостях білку кишкової палички - глюкозо/галактозо рецептору. Шляхом генної інженерії створено модифікований варіант білку, який містить залишки цистеїну, через сульфгідрильні групи яких білок приєднали до нанопор золота. При зв'язуванні субстрату білок змінював свою конформацію, "згортаючись", зменшуючи тим самим площу вкритого ним поля (збільшувався ефективний діаметр нанопор), а це збільшувало провідність і зменшувало значення одного з компонентів імпедансу. Сама мембрана з нанопорами була під’єднана до двох золотих електродів і результати вимірювань реєструвались. Виведенні формули для обчислення компоненту імпедансу, який залежить від концентрації глюкози. Слід відзначити, що для досліджень застосовували концентрації у десятки мкмоль/л, і це свідчить про чутливість методу.

У іншій роботі [Wang X. еt al., 2008] доповідається про cтворення нових наносенсорів на основі мультисегментних нанониток, які складаються із золота (середина нанонитки) та кадмію телуриду (кінці нанонитки). До них приєднали тіол-модифіковану однониткову ДНК з відомою послідовністю. Нанонитки синтезували шляхом темплатного синтезу (на алюмінієвій анодизованій мембрані). Достовірно встановлено, що при гібридизації з комплментарними ДНК у розчині електропровідність підвищується, а нанонитки поводять себе як польові транзистори. Такі наночастинки у подальшому можуть бути використані для надточного виявлення й інших біомолекул.

Weizmann Y. І. співав. (2008) вдалося здійснити синтез ієрархічної структури, що складалась із замкнених кільцевих однониткових ДНК. Структура нагадувала драбину, де „сходинки” були місцями комплементарного з'єднання двох кільцевих молекул. До таких структур автори приєднували різні мітки: комплементарні до бокових ділянок („рейок драбини”) молекули ДНК з флуоресцентною міткою, тромбін, мічений тетраметилродаміном, а також кон'югували їх з НЧЗ. Ці ієрархічні структури, як відзначають автори, потенційно можуть використовуватись як біосенсори. Наноциліндри з срібла та золота були використанні [Barbillion G. Et al., 2008] для отримання наносенсорів, за допомогою яких виявляли стрептавідин (за рахунок стрепавідин-біотиновиої взаємодії). Сигналом наносенсорів був зсув довжини хвилі відбитого світла за рахунок ефекту Рамана. Встановлена залежність між цим зсувом та зміною концентрації стрептавідину. Відзначена висока чутливість отриманих наносенсорів (7 пікомоль для золотих та 600 фікомоль для срібних) та афінність до субстрату. Дані наносенсори у найближчій перспективі можуть стати корисними у виявленні й інших біомолекул, вказується у роботі.

Корисними НЧЗ можуть стати і в нанолітографії, тобто виробництві стрктур нанорозмірів, у яких хоча б один вимір становить не більше 100 нм. При цьому застосовують атомний силовий мікроскоп, наконечник якого виконує роль своєрідного «пензля», наносячи на підложку відповідну хімічну речовину. Дослідження [Basnar B. et al., 2007] показує можливості ферментів як активаторів «наношаблонів» у нанолітографії. Зокрема, для цього застосували тирозиназу. Цей фермент окиснює тирамін у диоксифенілаланін з двома гідроксигрупами у орто-положенні. На силіцієвій поверхні, функціоналізованій C18, були хімічно приєднані молекули тираміну у необхідних місцях, щоб шар молекул сформував «шаблон» необхідної форми (це робилось методом нанолітографії із застосуванням атомного силового мікроскопу). Потім наносили розчин із тирозиназою, яка окиснювала тирамін. Для візуалізації використали НЧЗ діаметром 9 нм, функціоналізовані бороновою кислотою (m-aminophenyl boronic acid). Кислота здатна хімічно взаємодіяти з ДОФА, тому ЗНЧ приєднувались у місцях знаходженя ДОФА. Метод виявляє нові можливості для конструювання нанобіосенсорів. Johnsson M. і спіавт (2007) створили наносенсори на основі "підтримуючих ліпідних бішарів" (Supported lipid bilayers, SLB's). Наносенсор складався із тонкої слюдяної плівки з інкапсульованими в неї „нанодірками” – наночастинками золота або срібла. На поверхню плівки наносили ліпідний бішар шляхом розриву ліпідних везикул. Досліджували інтенсивність локалізованого плазмонового резонансу отриманих сенсорів. Виявилось, що у фізіологічних умовах кращі властивості проявив сенсор з „нанодірками” золота. Ліпідний бішар, що вкриває плівку може містити специфічні біомолекули для розпізнавання необхідних речовин, в тому числі, як зазначають автори, ліків. Дослідники вивчали взаємодію біотин-функціоналізованих ліпідних бішарів з авідином та стрептавідином, зважаючи на їх високу спорідненість до біотину.

Перспективними є також роботи по створенню та дослідженню наносенсорів [Nordgren N. et al., 2008; Medalsy I. еt al., 2008, Habrioux A. et al., 2007; Willner I. еt al., 2007] та удосконаленню мас-спектрометричного виявлення білків, так званого МАЛДІ – матрично-активованої лазерної десорбції/іонізації [Castellana E. T. et al, 2007]. В основу МАЛДІ покладена дія лазерного випромінювання на матрицю з аналізованою речовиною з подальшою їх іонізацією.

Нанозолото у фармакотерапії захворювань. В основі методики лікування із застосуванням НЧЗ лежить явище поверхневого плазмонового резонансу. Як вже зазначалося вище, наночастинки здатні поглинати світло з певною довжиною хвилі і перетворювати його енергію у локалізоване тепло. При цьому виділяється велика кількість теплоти, спостерігається деструкція, утворення бульбашок [Norman R. S. Et al., 2008]. Якщо НЧЗ поєднати із специфічними до клітинних структур антитілами, то під дією джерела світла (лазер) клітини-мішені будуть руйнуватись. Золоті наночастинки, коньюговані з моноклональними антитілами до анти-епідермального ростового фактору специфічно та рівномірно сполучаються із поверхнею ракових клітин із афінністю на 600% вищою, ніж для неракових клітин [Jain K. K., 2007]. Фототермальна терапія застосовується в основному для лікування поверхневих злоякісних новоутворень (наприклад, епітеліальної карциноми). Визначними у цьому відношенні є роботи [El-Sayed I. H. et al, 2006; Huang X. et al., 2001, 2006]. Для того, щоб світло, проходячи крізь біологічні тканини, не поглиналось і не шкодило здоровим клітинам, довжина його хвилі має бути оптимально налаштована. Форма та розміри НЧЗ також мають бути „підігнані” під даний параметр, тобто їх плазмоновий резонанс має відповідати довжині випромінюваного світла. Дослідженнями встановлено, що для біологічних тканин найкраще застосовувати ближнє ІЧ-світло в області 800 нм, оскільки воно погано поглинається ними. Huang X. і співав. (2008) встановлені оптимальні параметри нанострижнів, наносфер та „наноскоринок” і методи їх функціоналізації, а Jain P. K. і співав. (2006) проведені розрахунки ефективності поглинання та відбивання, а також резонансних хвиль для найчастіше використовуваних наночастинок: золотих наносфер, кремній-золотих "нанокорок" та золотих нанострижнів. Як джерело ближнього ІЧ-світла використовують Ті-сапфіровий лазер, й не менш важливим аспектом є визначення порогової енергії для руйнування ракових клітин. У дослідженні [Huang X. et al., 2006] вказується її величина – 10 Вт/м². Важливо, щоб порогова енергія була якомога нижчою для максимального зниження ймовірності шкідливого впливу на здорові клітини. Ще один важливий напрямок застосування фототермальної терапії – лікування інфекційних захворювань, спричинених мультирезистентними штамами мікрорганізмів. Так, кон’юговані зі специфічними антитілами золоті нанострижні використовували у дослідженні бактерицидного впливу по відношенню до синьогнійної палички Pseudomonas aeruginosa [Norman R. S. et al., 2008].

Нанозолото у фармакологічних дослідженнях. НЧЗ та НПЗ активно застосовується у дослідженнях лікарських засобів (ЛЗ). Зокрема проблемі біосумісності аморфних ЛЗ у порівнянні з кристалічними присвячена робота Wu T. і співав. (2007). Вважається, що аморфні ЛЗ мають кращу біодоступність, ніж кристалічні, і можуть бути використані для доставки ліків з обмеженою розчинністю, зокрема, індометацину. Однак аморфні речовини схильні до поверхневої кристалізації, що спричинена наявністю на поверхні тонкої текучої плівки товщиною порядку 10 нм. Для її стабілізації аморфний індометацин вкрили нанозолотом товщиною 10 нм. Це, на думку авторів, має підвищити біодоступність медикаментів.

Окрім виявлення специфічних біомаркерів хвороб, нанозолото застосовують у визначенні ЛЗ в біологічних об’єктах. Так, Ferapontova E. E. et al. (2008) створили біосенсор для виявлення молекул теофіліну у сироватці. Він складається з молекули РНК – аптамеру, до якої приєднаний фероцен ("мітка") з одного кінця, а іншим кінцем РНК приєднана тіоловими зв'язками до золотого електроду. РНК-аптамер здатна високоспецифічно зв'язувати молекулу теофіліну, „відрізняючи” її від інших схожих метилксантинів. При зв'язуванні з теофіліном РНК міняє свою конфомацію, внаслідок чого кінець з фероценом стає ближчим до поверхні електроду, змінюючи при цьому провідність. Відзначені висока чутливість та селективність біосенору. Придатна для визначення таких речовин як дигоксин та солі ртуті запропонований метод аналізу [Hou S-Y.et al., 2007].

Нанозолото у цитологічних та цитогенетичних дослідженнях. За допомогою НЧЗ отримують чіткі зображення клітинних структур та досліджують їх функції. Oyelere A. K. і співав. (2007) кон’югували нанострижні золота з так званим NLS-пептидом (nuclear localization signal peptide), здатного специфічно зв’язуватися із ядерними структурами. Були отримані зображення ядер здорових та ракових клітин (плоскоклітинний рак), відмічені відмінності у раманівському спектрі НЧЗ у них. Автори вважають, що такі дослідження допоможуть у діагностиці ракових захворювань. Заслуговує уваги дослідження [Guigas G.et al., 2007]. Автори вивчали еластичні властивості цитоплазми та нуклеоплазми за допомогою сферичних НЧЗ, мічених флуоресцентним декстрином і введених безпосоередньо у клітину. Як відомо, дифузія речовин у цито- та нуклеоплазмі утруднена через просторові перешкоди, спричинені наявністю розчинених у них високомолекулярних сполук (білки, вуглеводи, нуклеїнові кислоти). За допомогою флуоресцентної спектроскопії визначали рух НЧЗ і виявили, що просторові перешкоди у цитоплазмі сильніші, ніж у нуклеоплазмі, й у здорових клітин вони менші ніж у ракових. Такі дослідження є важливими й для розуміння кінетики лікарських засобів на рівні клітини. Інша важлива робота проведена [Kneipp J. Et al., 2007] і присвячена визначенню pH на субклітинному рівні. Для реалізації своєї мети дослідники створили біосенсор на основі пара-аміномеркаптобензойної кислоти, приєднаної до наноагрегатів золота. За допомогою вимірювань, заснованих на гігантському раманівському розсіянні та візуалізації даних, створили pH-карту клітини, на якій різними кольорами зображенні зони із різним рН. Це також може стати в нагоді у дослідженнях закономірностей розповсюдження ЛЗ у клітині. Досягнення нанотехнологій роблять можливими операції на окремих клітинах. За допомогою атомного силового мікроскопу із наконечником, складеним із карбонових нанотрубок товщиною 20 нм із нанопокриттям золота на них, такі операції стають можливими [Vakarelski I. et al., 2007]. Товщина нанотрубок дозволяє без пошкоджень клітинної мембрани проникати усередину клітини. Нанопокриття із золота не тільки збільшує міцність, а й дозволяє приєднання різноманітних біологічно активних речовин, в тому числі й ЛЗ, та їх контрольоване введення в клітину. Квантові точки (НЧЗ невеликого розміру) використовують для отримання чітких тривимірних зображень компонентів клітини у цитологічних та цитогенетичних дослідженнях [Jain K. K., 2007; Ho Q. A, 2007]. Нова методика оптичної мікроскопії запропонована [Hoppener C., Novotny L., 2008]. Вона отримала назву „ближньопольова оптична мікроскопія, заснована на використанні антени” (antenna-based near-field optical microscopy). Ключовим моментом у цій методиці, як випливає з назви є застосування „антени”, на кінчику якої знаходилась наносфера із золота, що слугувала розсіювачем лазерних променів, випромінюваних з-під зразку. Наносфера при цьому не тільки значно збільшувала детальність зображення, а й зменшувала ефект знебарвлення флуоресцентних міток, використовуваних для аналізу. Як зразки використовували ліпідні бішари еритроцитів, звільнені від спектрин-актинового каркасу. Вивчали локалізацію та щільність розміщення специфічних цитоплазматичних кальцієвих АТФ-аз. Дослідження саме кальціевих АТФ-аз важливе для розуміння процесів, що проходять у мембрані еритроцитів при певних хворобах, пов'язаних із траснпортом кальцію (артеріальна гіпертензія, хвороби серця, хвороба Альцгеймера, серповидноклітинна анемія), та їх діагностиці. За допомогою НЧЗ розміром 3,9 нм Hu M. і співав. (2008) покращили зображення 20S протеасоми мікобактерії туберкульозу. Вони вказують, що НЧЗ, функціоналізовані Ni-NTA приєднувались до специфічних ділянок, які містили гістидин і спричиняли вишикування протеасом у двовимірні масиви. Дана техніка дозволяє отримувати якісні зображення білків і може бути застосована і для інших білків. Giljohann D. A. et al., 2007; Patel P. C.et al. (2007) створили новий агент для трансфекції клітин – НЧЗ, функціоналізовані анти смисловими олігонуклеотидами. Відзначені висока здатність до проникнення у клітину, яку пояснюють попереднім зв’язуванням із певними білками.

Методи синтезу НЧЗ та НПЗ. НЧЗ для біомедичних цілей синтезують, як правило „вологим” (у розчині) способом. В основі цієї методики лежить реакція відновлення тетрахлораурат-іону, який утворюється при розчиненні золота у суміші концентрованих нітратної та хлористоводневої кислоти. У ролі відновників виступають натрію цитрат (так званий синтез за Туркевичем), натрію борогідрид у присутності ПАР (наприклад, цетилтриметиламонію бромід) або полімерів – полівінілацетату [Pardin˜as-Blanco I. et al, 2008], полівінілпіролідону. Внаслідок реакції відновлення утворюються наночастинки золота, ріст яких контролюється ПАР [Smith D. K. et al., 2008]. До того ж застосування ПАР дозволяє на виході отримати готові стабільні колоїдні розчини з функціоналізованими НЧЗ. Таким чином отримують нанострижні та наносфери золота. Поширеним також є синтез „на затравці”. У ролі „затравки” виступають наночастинки срібла (порядку 1-4 нм у довжину) які сприяють утворенню НЧЗ із розчину тетрахлораурату при відновленні такими речовинами як аскорбінова кислота і карбонат калію [Lu L. еt al., 2008]. Для пришвидшення та полегшення синтезу НЧЗ [Guo R.et al., 2007] використали полімер хітозан з адсорбованими на ньому молекулами ЕДТА (етилендиамінтетраоцтової кислоти) у спиртовому розчині. Відомо, що ЕДТА є хелатоутворювачем та відновником, що й було використано при відновленні тетрахлораурату з уворенням НЧЗ. Для синтезу нанотрубок та нанопокриттів золота широко використовують вище згадуваний темплатний синтез на полікарбонатній чи алюмінієвій анодизованій мембрані з витравленими „доріжками”, заснований на електрохімічному осадженні золота.

Для отримання НЧЗ необхідної форми дуже важливо контролювати параметри синтезу: концентрацію тетрахлораурату, відновника, ПАР, температуру та час реакції. Слід відмітити дослідження [Zhang L. Et al., 2007], які пропонують застосувати у якості стабілізуючого агенту при синтезі НЧЗ апоферитин селезінки коня. Це білок, який складається з 24 звивистих пучків, що збираються у 12-нм структуру з порожниною діаметром 8 нм. В цій порожнині здатні накопичуватись іони заліза (ІІІ), які утворюються з заліза (ІІ) у реакції окиснення оксигеном, каталізовані самим апоферитином. До того ж апоферитин виступає як „шаблон” і пасивуючий агент у синтезі НЧЗ.

Основні проблеми впровадження нанозолота та нанопокрить із золота у медичну практику. Незважаючи на перспективність досліджень НЧЗ та НПЗ у біомедичних цілях, їх впровадження у практичне застосування пов’язане із низкою труднощів. В першу чергу відмічають проблему відтворюваності НЧЗ [Thaxton C. S. еt al., 2006], адже для промислового виробництва необхідно, щоб ці наноматеріали були однорідними, їх параметри не відрізнялись після кожного циклу синтезу. До того ж необхідно підвести виробництво НЧЗ під вимоги GMP. У лабораторних умовах НЧЗ отримують із застосуванням комерційних реактивів різної чистоти, і це також сильно впливає на параметри отриманих наноматеріалів [Smith D. K. et al., 2008]. Біосумісність та токсичність накладають свої обмеження на методи хімічного синтезу. Зокрема, часто застосовуваний цетилтриметиламонію бромід є токсичним і тому має бути замінений на інший ПАР або полімер (наприклад, натрій додецилсульфат чи полівінілпіролідон), якщо отримані наночастинки будуть вводитись в організм. Одним із найменш вивчених питань є токсикологічний аспект впровадження наночастинок золота у медичну практику. Бракує досліджень in vivo, не встановлений остаточно механізм проникнення НЧЗ всередину клітини та їх кумуляції в організмі [Чекман І.С. і співав., 2008; Banerji S. K. еt al., 2007].

Заключення. Таким чином наночастинки і нанопокриття золота відкривають широкі перспективи впровадження у медичну практику препаратів цього металу у медичну практику. Їх успішно використовують для діагностики специфічних біомаркерів хвороб, виявленню лікарських засобів, у цитологічних та цитогенетичних дослідженнях. Особливо слід відзначити можливості нанозолота у терапії ракових та інфекційних захворювань. Для біомедичних цілей в основному застосовують нанострижні, наносфери та наноскоринки золота. Ці наночастинки володіють унікальними оптичними, хімічними та фармакологічними властивостями. Однак, існують й певні труднощі при впровадженні їх у практичну діяльність, які пов’язані із проблемою відтворюваності, біологічними та токсикологічними аспектами. Незважаючи на це, у майбутньому можна сподіватись, що ці проблеми будуть вирішені, оскільки дані наноматеріали відкривають нові можливості у медицині, недосяжні традиційними методами.

Нанозолото та нанопокриття із золота (остан. вар.)

1. Чекман І.С., Каплинський С.П., Небесна Т.Ю. Терентьєв А.О. (2008) Фармакологічний, токсикологічний і клінічний аспекти наномедицини. Фармакологія та лікарська токсикологія., 4 (5): 3 – 9.

2. Banerji S. K., Hayes M. A. (2007) Examination of Nonendocytotic Bulk Transport of Nanoparticles Across Phospholipid Membranes. Langmuir, 23: 3305 – 3313.

3. Baptista P., Pereira E., Eaton P. Et al. (2008) Gold nanoparticles for the development of clinical diagnosis methods. Anal. Bioanal. Chem. 391: 943 – 950.

4. Barbillion G., Bijeon J.- L., Boillard J.–S. (2008) Detection in near-field domain of biomolecules adsorbed on a single metallic nanoparticle. Journal of Microscopy, 229(2): P. 270 – 274.

5. Basnar B., Xu J., Li D. Et al. (2007) Encoded and Enzyme-Activated Nanolithography of Gold and Magnetic Nanoparticles on Silicon. Langmuir, 23(5): 2293-2296.

6. Bloemendal D. (2006) Local Field Spectroscopy by Two Photon Luminescence Microscopy. Optical Techniques Applied Physics, University of Twente,. – P. 4 – 9.

7. Castellana E. T., Russel D. H. (2007) Tailoring Nanoparticle Surface Chemistry to Enhance Laser Desorption Ionization of Peptides and Proteins. Nano lett, 7(10): 3023 – 3025.

8. Chen J., Wiley B. J., Xia Y. (2007) One-Dimensional Nanostructures of Metals: Large-Scale Synthesis and Some Potential Applications. Langmuir, 23: 4120-4129.

9. Ding Y., Liu J., Wang H. Et al. (2007) A piezoelectric immunosensor for the detection of α-fetoprotein using an interface of gold/hydroxyapatite hybrid nanomaterial. Biomaterials, 28: 2147 – 2154.

10. Durr N. J., Larson T., Smith K. S. et al. (2007) Two-Photon Luminescence Imaging of Cancer Cells Using Molecularly Targeted Gold Nanorods. Nano lett, 7(4): 941 – 945.

11. Eghtedari M., Oraevsky A., Copland J. Et al. (2007) High Sensitivity of In Vivo Detection of Gold Nanorods Using a Laser Optoacoustic Imaging System. Nano lett, 7(7): 1914 – 1918.

12. El-Sayed I. H., Huang X., El-Sayed M. A. (2006) Selective laser photothermal therapy of epithelial carcinoma using anti-EGFR antibody conjugated gold nanoparticles. Cancer letters, 239: 129 – 135.

13. Ferapontova E. E., Olsen E. M., Gothelf K. M. (2008) An RNA Aptamer-Based Electrochemical Biosensor for Detection of Theophylline in Serum. J. Am. Chem. Soc. 130(13): 4256 – 4258.

14. Fu X.-H. (2008) Electrochemical measurement of DNA hybridization using nanosilver as label and horseradish peroxidase as enhancer. Bioprocess. Biosyst. Eng, 31: 69 – 73.

15. Giljohann D. A., Seferos D. S., Patel P. C. Et al. (2007) Oligonucleotide Loading Determines Cellular Uptake of DNA-Modified Gold Nanoparticles. Nano lett. 7(12): 3818 – 3821.

16. Guigas G., Kalla C., Weiss M. Et al. (2007) Probing the Nanoscale Viscoelasticity of Intracellular Fluids in Living Cells. Biophysical Journal, 93(1): 316 – 323.

17. Guo R., Zhang L., Zhu Z. Et al. (2007) Direct Facile Approach to the Fabrication of Chitosan-Gold Hybrid Nanospheres. Langmuir. 24(7): 3459 – 3464.

18. Habrioux A., Sibert E., Servat K. Et al. (2007) Activity of Platinum-Gold Alloys for Glucose Electrooxidation in Biofuel Cell. J. Phys. Chem., 111: 10329 – 10333.

19. He P., Shen L., Cao Y. et al. (2007) Ultrasensitive Electrochemical Detection of Proteins by Amplification of Aptamer-Nanoparticle Bio Bar Codes. Anal. Chem., 79(21): 8024 – 8029.

20. Ho Q. A. (2007) perspective on bioconjugated nanoparticles and quantum dots. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces, 59: 1 – 10.

21. Hoppener C., Novotny L. (2008) Antenna-Based Optical Imaging of Single Ca2+ Transmembrane Proteins in Liquids. Nano Lett, 8(2): 642 – 646.

22. Hou S-Y., Chen H-K., Chen H-C. et al. (2007) Development of Zeptomole and Attomolar Detection Sensitivity of Biotin-Peptide Using a Dot-Blot GoldNanoparticle Immunoassay. Anal. Chem.79: 980 – 985.

23. Hu M., Quian L., Briňas R. Et al. (2008) Gold nanoparticle–protein arrays improve resolution for cryo-electron microscopy. Journal of structural biology, 161: 83 – 91.

24. Huang X., El-Sayed I. H., Wei Q. Et al. (2001) Cancer Cell Imaging and Photothermal Therapy in the Near-Infrared Region by Using Gold Nanorods. J. Phys. Chem. B, 128(6): 2115 – 2120.

25. Huang X., El-Sayed I. H., Wan Q. et al. (2006) Cancer Cell Imaging and Photothermal Therapy in the Near-Infrared Region by Using Gold Nanorods. J. Am. Chem. Soc, 128(6): 2115 – 2120.

26. Huang X., El-Sayed I. H., Quian W. Et al. (2007) Cancer Cells Assemble and Align Gold Nanorods Conjugated to Antibodies to Produce Highly Enhanced, Sharp, and Polarized Surface Raman Spectra: A Potential Cancer Diagnostic Marker. Nano lett, 7(6): 1591 – 1597.

27. Huang X., Jain P. K., El-Sayed I. H. et al. (2008) Plasmonic photothermal therapy (PPTT) using gold nanoparticles. Lasers. Med. Sci, 23: 217-228.

28. Jain K. K. (2007) Applications of Nanobiotechnology in Clinical Diagnostics. Clin. Chem, 53(11): 2002 – 2009.

29. Jain P. K., Lee K. S., El-Sayed I. H. Et al. (2006) Calculated Absorption and Scattering Properties of Gold Nanoparticles of Different Size, Shape, and Composition: Applications in Biological Imaging and Biomedicine. J. Phys. Chem. B, 110(14): 7238-7248.

30. Johnsson M., Johnsson P., Dahlin A. B., et al. (2007) Supported Lipid Bilayer Formation and Lipid-Membrane-Mediated Biorecognition Reactions Studied with a New Nanoplasmonic Sensor Template. Nano lett, 7(11): 3462 – 3468.

31. Kneipp J., Kneipp. H., Wittig B. (2007) One- and Two-Photon Excited Optical pH Probing for Cells Using Surface-Enhanced Raman and Hyper-Raman Nanosensors. Nano lett, 7(9): 2819 – 2823.

32. Lee J. S., Ulmann P. A., Han M. S. Et al. (2008) A DNA-Gold Nanoparticle-Based Colorimetric Competition Assay for the Detection of Cysteine. Nano Lett, 8(2): 529 – 533.

33. Lee J. S., Seferos D. S., Gilijohan D. A. Et al. (2009) Thermodynamically Controlled Separation of Polyvalent 2-nm Gold Nanoparticle-Oligonucleotide Conjugates. J. Am. Chem. Soc., 30(16): 5430 – 5431.

34. Lim I.-I. S., Ip W., Grew E. et al. (2007) Homocysteine-Mediated Reactivity and Assembly of Gold Nanoparticles. Langmuir, 23(2): 826 – 833.

35. Lu L., Kelong A., Ozaki Y. (2008) Environmentally Friendly Synthesis of Highly Monodisperse Biocompatible Gold Nanoparticles with Urchin-like Shape. Langmuir, 24(3): 1058 – 1063.

36. Matveeva E., Gryczynski I., Barnett A. Et al. (2007) Metal particle-enhanced fluorescent immunoassays on metal mirrors. Anal. Biochem, 363: 239 – 245.

37. Medalsy I., Dgany O., Sowwann M. (2008) SP1 Protein-Based Nanostructures and Arrays. Nano lett, 8(2): 473 – 477.

38. Norman R. S., Stone J. W., Gole A. et al (2008) Targeted Photothermal Lysis of the Pathogenic Bacteria, Pseudomonas aeruginosa, with Gold Nanorods. Nano lett, 8(1): 302 – 306.

39. Nordgren N., Eklof J., Zhou Q., Burner H. Et al. (2008) Top-Down Grafting of Xyloglucan to Gold Monitored by QCM-D and AFM: Enzymatic Activity and Interactions with Cellulose. Biomacromolecules, 9(3): 942 – 948.

40. Oyelere A. K., Chen P. C., Huang X. (2007) Peptide-Conjugated Gold Nanorods for Nuclear Targeting. Bioconjugate Chem, 18(5): 1490 – 1497.

41. Pardin˜as-Blanco I., Hoppe C. E., Pin˜eiro-Redondo et al. (2008) Formation of Gold Branched Plates in Diluted Solutions of Poly(vinylpyrrolidone) and Their Use for the Fabrication of Near-Infrared-Absorbing Films and Coatings. Langmuir, 24(3): 983 – 990.

42. Pellegrino T., Sperling N. A., Alivisatos A. P. et al., (2007) Gel Electrophoresis of Gold-DNA Nanoconjugates. J. Biomed. Biotech. –P. 1 – 9.

43. Peng Z., Chen Z., Jiang J. Et al. (2007) A novel immunoassay based on the dissociation of immunocomplex and fluorescence quenching by gold nanoparticles. Analytica chimica acta, 583: 40 – 44.

44. Royston E., Ghosh A., Kofinas P. Et al. (2008) Self-Assembly of Virus-Structured High Surface Area Nanomaterials and Their Application as Battery Electrodes. Langmuir, 24(3): 906 – 912.

45. Service R. F. (2008) DNA Assembles Materials From the Ground Up. Science, 139: 558 – 559.

46. Shim J-Y., Gupta V. K. (2007) Reversible aggregation of gold nanoparticles induced by pH dependent conformational transitions of a self-assembled polypeptide. J. Coll. Interf. Sci, 316: 977 – 983.

47. Sioss J. A., Stoermer R. L., Sha M. Y. et al. (2007) Silica-Coated, Au/Ag Striped Nanowires for Bioanalysis. Langmuir, 23: 11334 – 11341.

48. Smith D. K., Korgel B. A. (2008) The Importance of the CTAB Surfactant on the Colloidal Seed-Mediated Synthesis of Gold Nanorods. Langmuir 24(3): 644 – 649.

49. Son S. J., Bai X., Lee S. B. (2007) Inorganic hollow nanoparticles and nanotubes in nanomedicine. Part 2: Imaging, diagnostic, and therapeutic applications. Drug Discovery Today, 12(15/16): 657 – 653.

50. Sönnichsen G., Alivisatos P. A. (2005) Gold Nanorods as Novel Nonbleaching Plasmon-Based Orientation Sensors for Polarized Single-Particle Microscopy. Nano lett, 5(2): 301 – 304.

51. Thaxton C. S., Georganopoulou D. G., Mirkin C. A. (2006) Gold nanoparticle probes for the detection of nucleic acid targets. Clin. Chim. Act. 363: 120 – 126.

52. Tripathi A., Wang J., Luck L. A. Et al. (2007) Nanobiosensor Design Utilizing a Periplasmic E. coli Receptor Protein Immobilized within Au/Polycarbonate Nanopores. Anal. Chem, 79: 1266 – 1270.

53. Vakarelski I., Brown S. C., Higashitani K. Et al. (2007) Penetration of Living Cell Membranes with Fortified Carbon Nanotube Tips. Langmuir, 23(22): 10893 – 10896.

54. Wang X., Ozkan G. (2008) Multisegment Nanowire Sensors for the Detection of DNA Molecules. Nano lett, 8(2): 398 – 404

55. Weizmann Y., Braunschweig A. B., Wilner O. I. Et al. (2008) A polycatenated DNA scaffold for the one-step assembly of hierarchical nanostructures. PNAS, 105(14): 5289–5294.

56. Willner I., Basnar B., Willner B. (2007) Nanoparticle–enzyme hybrid systems for nanobiotechnology. FEBS Journal, 274: 302 – 309.

57. Wu T., Sun T., Li N. et al. (2007) Inhibiting Surface Crystallization of Amorphous Indomethacin by Nanocoating. Langmuir, 23(9): 5148-5153.

58. Zhang L., Swift J., Butts A. (2007) Structure and activity of apoferritin-stabilized gold nanoparticles. J. Inorg. Biochem, 101: 1719 – 1729.