聚合物微針?biāo)幬锝?jīng)皮遞送應(yīng)用研究進(jìn)展

根據(jù)聚合物微針經(jīng)皮給藥過程中微針的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)，將聚合物微針分為一體式微針和兩段式微針.

1.1.1 一體式微針

一體式微針一般采用一次性加工成型，微針與基底部分為同一種聚合物材料，利用聚合物在組織內(nèi)的溶脹性或生物降解性，釋放負(fù)載的藥物. 如圖1(a)所示，Yu等^[31]利用3-氨基苯硼酸(APBA)對(duì)海藻酸鈉(Alg)進(jìn)行改性并加入透明質(zhì)酸鈉(HA)，得到交聯(lián)網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)的水凝膠溶液. 將溶液澆鑄至聚二甲基硅氧烷(PDMS)模板空腔內(nèi)，干燥脫膜得到力學(xué)性能優(yōu)異的聚合物微針(Alg-APBA/HA MNs)，如圖1(b)所示，該微針高度約為650 μm，針尖間距約為600 μm. Zhang等^[32]在海藻酸鈉和麥芽糖溶液中引入Ca²⁺進(jìn)行交聯(lián)，形成交聯(lián)網(wǎng)狀水凝膠，再經(jīng)模板澆鑄法，制備得到一體式聚合物微針，如圖1(c)所示. 借助模板澆鑄法，微針呈四棱錐形，規(guī)整排列，如圖1(d)所示. 由于一體式微針的制備多采用一次性澆鑄成型，微針基底聚合物基質(zhì)中含有大量治療藥物，造成藥物浪費(fèi)，增加微針制備成本. Xie等^[33]采用兩步澆鑄法，如圖1(e)所示，首先澆鑄一層含抗降鈣素基因相關(guān)肽蛋白(CGRP8-37)的羧甲基纖維素(SCMC)溶液，再除去PDMS空腔部位多余的SCMC溶液，干燥過夜后，再澆鑄一層純SCMC溶液，得到一體式聚合物微針. 如圖1(e1)和(e2)所示，微針為圓錐狀，刺入皮膚組織后，SCMC微針可在5 min內(nèi)溶解. 以羅丹明B為模擬藥物，借助激光共聚焦顯微鏡進(jìn)行觀察，紅色熒光信號(hào)富集于SCMC微針針尖內(nèi)，而基底部位紅色熒光信號(hào)微弱，如圖1(e3)所.

  

Fig. 1  Integrated microneedle. (a) Preparation of Alg-APBA MNs. (b) Digital image of Alg-APBA/HA MNs (Reprinted with permission from Ref.?[31]; Copyright (2017) Elsevier). (c) Fabrication of Ca²⁺-Alg/HA MNs. (d) Bright-field image of Alg-Mal MNs (Reprinted with permission from Ref.?[32]; Copyright (2018) Elsevier). (e) SCMC MNs fabricated by two-step casting method: ((e1) and (e2)) Optical and SEM images of MNs and dissolved MNs; (e3) Confocal fluorescence microscopy image of MNs loaded with dextran-Rhodamine B, scale bar=1 mm (Reprinted with permission from Ref.?[33]; Copyright (2018) American Chemical Society).

1.1.2 兩段式微針

皮膚組織存在固有彈性，微針刺入皮膚組織時(shí)，難以實(shí)現(xiàn)完全刺入，降低藥物遞送效率. 為此，Chen等^[34]制備了一種可完全嵌入皮膚組織的殼聚糖-聚乳酸微針，如圖2(a)所示. 將殼聚糖微針牟定在聚乳酸(PLA)支撐層，微針呈現(xiàn)兩段式結(jié)構(gòu)，如圖2(b)和2(c)所示. 聚乳酸支撐層即為微針提供力學(xué)性能，又可實(shí)現(xiàn)微針的完全刺入并截留至皮膚組織中. 微針刺入皮膚組織后，殼聚糖微針與PLA支撐層相分離，留下殼聚糖微針. 組織學(xué)分析表明殼聚糖微針可完全嵌入皮膚組織中，刺入深度約600 μm，如圖2(d)和2(e)所示.

  

Fig. 2  Two-stage microneedle: (a) Schematic illustration of two-stage MNs. ((b) and (c)) Bright-field images of rhodamine B-dextran loaded MNs.; ((d) and (e)) Histological sections of the porcine skin (d) and the rat skin (e) pierced by MNs loaded with rhodamine 6G and rhodamine Bedextran, respectively. (Reprinted with permission from Ref.?[34]; Copyright (2013) Elsevier).

根據(jù)聚合物微針經(jīng)皮給藥過程中微針的功能特點(diǎn)，將聚合物微針分為可分離微針及仿生微針.

1.2.1 可分離微針

可分離聚合物微針在體內(nèi)應(yīng)用過程中，其基底與針體的分離時(shí)間長短取決于聚合物材料在皮膚內(nèi)的溶解速率. 僅依靠聚合物在組織液中的溶解，針尖與貼片層的快速分離較難實(shí)現(xiàn)，使用過程中易造成微針的脫落，導(dǎo)致藥物遞送不完全. 為實(shí)現(xiàn)微針基底與針體的快速分離，Li等^[35]對(duì)微針結(jié)構(gòu)進(jìn)行設(shè)計(jì)，在基底與針尖之間制造氣泡空腔. 采用兩步澆鑄法將混有左炔諾孕酮的聚乳酸-羥基乙酸共聚物和聚乳酸(PLGA/PLA)溶液澆鑄PDMS模具空腔處. 針體干燥后，將聚乙烯醇(PVA)和蔗糖配制成溶液作為微針基底材料，利用水溶性聚合物與疏水性聚合物之間的差浸潤性，在基底部分與針體連接處形成氣泡空腔. 對(duì)二次澆鑄過程中聚合物溶液體積的進(jìn)行調(diào)控，實(shí)現(xiàn)對(duì)氣泡空腔大小的調(diào)節(jié). 空腔體積為310 μm，該微針的應(yīng)力(≧0.15 N/needle)仍可穿透皮膚角質(zhì)層. 體外皮膚刺入實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該微針基底與針體的分離效率高于95%.

盡管氣泡微針可實(shí)現(xiàn)快速分離的目的，但受氣泡空腔的影響，其藥物負(fù)載率進(jìn)一步降低并且藥物釋放以被動(dòng)方式進(jìn)行，藥物遞送的深度及分布范圍受限. 鑒于此，Lopez-Ramirez等^[36]設(shè)計(jì)了一種主動(dòng)式微針?biāo)幬镞f送系統(tǒng)，將治療藥物和球狀Mg微粒分散于聚乙烯吡咯烷酮(PVP)聚合物溶液中并制備成微針，如圖3(a)所示. 當(dāng)微針刺入皮膚組織內(nèi)時(shí)，PVP在組織液中溶解，暴露出的Mg與組織液反應(yīng)產(chǎn)生H₂氣泡，如圖3(b)所示，在組織液中形成小漩渦場，產(chǎn)生局部作用力，加速PVP微針基質(zhì)溶解，促進(jìn)藥物滲透，實(shí)現(xiàn)主動(dòng)式微針?biāo)幬镞f送. 如圖3(c)所示，該微針的制備采用模板澆鑄法，首先澆鑄含Mg微粒的溶液，再澆鑄混有藥物的PVP溶液，經(jīng)干燥脫膜，得到快速分離微針. 在pH為6.0的PBS溶液中，該微針可在60 s內(nèi)完全溶解，如圖3(d)所示.

  

Fig. 3  Separable microneedle: (a) MNs loaded with Mg microparticles; (b) Application of Mg microparticles when in contact with bodily fluids; (c) Fabrication steps of the MNs patch; (d) Microscopy time-frame images taken from a single MNs tip clearly showing polymer dissolution in PBS (Reprinted with permission from Ref.?[36]; Copyright (2019) John Wiley and Sons).

水在低溫下可形成力學(xué)性能優(yōu)異的冰. Chang等^[37]設(shè)計(jì)了一種負(fù)載細(xì)胞的冷凍微針，將溶有蔗糖和二甲基亞砜(DMSO)的磷酸緩沖鹽溶液作為微針制備材料. 采用模板澆鑄法，將溶液澆鑄至PDMS模具空腔內(nèi)，再經(jīng)-20~-196 ℃的低溫梯度處理，得到冷凍微針. 該微針在手指上滯留時(shí)間達(dá)到60 s時(shí)，微針即可融化完全. 將微針刺入體內(nèi)后，快速溶解，實(shí)現(xiàn)藥物高效遞送.

1.2.2 仿生微針

傳統(tǒng)微針的制備方式主要采用模板法、光刻蝕法及3D打印等，以“自上而下”的方式將聚合物填充至模具空腔，干燥脫膜后，得到排列規(guī)整的微針貼片. 然而，在實(shí)際使用過程中，該類型微針與皮膚組織的黏附性差. 使用過程中易受外界因素的影響，易于脫落，降低微針的應(yīng)用價(jià)值. 針對(duì)此類問題，研究人員受自然界生物的啟發(fā)，開發(fā)了各種具有仿生特性的微針.

Bae等^[38]受毒蛇毒牙部位毒液輸送系統(tǒng)的啟發(fā)，設(shè)計(jì)了一種可在15 s內(nèi)快速輸送液體藥物(如疫苗)的微針. 微針類似于帶凹槽的毒牙，表面存在多重開放式凹槽，刺入皮膚后形成微通道，產(chǎn)生毛細(xì)管力. 計(jì)算機(jī)流體模擬實(shí)驗(yàn)表明，在毛細(xì)管力的作用下，可在數(shù)秒內(nèi)實(shí)現(xiàn)液體藥物的遞送. 章魚的觸須可牢固地吸附在獵物身體上，防止獵物逃脫. 針對(duì)微針在使用過程中易于脫落這一現(xiàn)象，Zhao等^[39]受章魚觸須的啟發(fā)，采用光刻蝕技術(shù)，使用具有良好生物相容性和降解性的甲基丙烯酸化明膠(GelMA)作為微針的制備材料，設(shè)計(jì)一種帶吸盤結(jié)構(gòu)的黏附型微針. 如圖4(a)所示，微針表面具有特殊的吸盤結(jié)構(gòu)，可牢固地吸附于腫瘤組織表面，與傳統(tǒng)微針相比較，該微針黏附組織后，其剝離強(qiáng)度和黏附性能優(yōu)異，如圖4(b)和4(c)所示. 類似地，Zhang等^[40]受螳螂鋸齒狀前腿的啟發(fā)，如圖4(d)所示，借助鐵磁流體技術(shù)并對(duì)外部磁場進(jìn)行調(diào)控，設(shè)計(jì)了一種大小不均并且角度各異的鋸齒狀微針. 在強(qiáng)磁場下，鐵磁流體分散成小圓錐形液滴，并形成主動(dòng)可調(diào)的、動(dòng)態(tài)的、磁定向的結(jié)構(gòu). 黏附性能測試表明，伴隨微針傾斜角度的增加，微針與豬皮的黏附能性能增強(qiáng)，同時(shí)微針的負(fù)載重量也進(jìn)一步提高. 與普通規(guī)整型微針相比較，鋸齒狀微針有更優(yōu)異的黏附性能，如圖4(e)和4(f)所示.

  

Fig. 4  Bioinspired microneedle: (a) Schematics of the bioinspired MNs and its application. (b and c) Representative curves of peeling strengths and repeating cycles for adhesive MNs and conventional MNs (Reprinted with permission from Ref.?[39]; Copyright (2021) Elsevier); (d) Schematic illustrations of bioinspired clamping MNs; (e) MNs holding onto the skin during rotation; (f) External weight addition process (Reprinted with permission from Ref.?[40]; Copyright (2019) Elsevier).

傳統(tǒng)的癌癥治療方式有手術(shù)治療、化療和輻射療法等，但這類治療手段復(fù)雜，并往往伴隨著一定的毒副作用. Chen等^[41]將光熱治療(PTT)與微針經(jīng)皮給藥技術(shù)進(jìn)行結(jié)合，實(shí)現(xiàn)化療與光熱治療協(xié)同殺傷腫瘤，如圖5(a)所示. 將化療藥物(DOX)和光敏劑(LaB₆)負(fù)載于微針內(nèi)，將熱熔性的聚己內(nèi)酯(PCL)作為微針的制備材料. 在近紅外光(NIR)照射下，LaB₆吸收光能轉(zhuǎn)換成熱，升溫至50 ℃，刺入皮膚組織的PCL微針轉(zhuǎn)為熔融態(tài)，釋放DOX，對(duì)腫瘤病變部位進(jìn)行PTT和CDT協(xié)同治療.

  

Fig. 5  Antitumor: (a) Schematics of combination of chemotherapy and photothermal therapy (Reprinted with permission from Ref.?[41]; Copyright (2015) American Chemical Society); (b) Schematic illustration of Cu-PDA-loaded MNs for photothermal (PTT) and chemodynamic (CDT) synergistic therapy against skin melanoma; (c) In vivo antitumor effect of Cu-PDA-loaded the MNs, changes of Tumor volume (Reprinted with permission from Ref.?[42]; Copyright (2021) Elsevier); (d) Schematic of the MNs-assisted delivery of aPD-1 for the skin cancer treatment; (e) In vivo bioluminescence imaging of the tumors; (f) Quantified tumor signals according to bioluminescence imaging and Survival curves for the mice (Reprinted with permission from Ref.?[43]; Copyright (2016) American Chemical Society).

Song等^[42]制備了Cu²⁺參雜的聚多巴胺納米粒子(Cu-PDA NPs)，其光熱轉(zhuǎn)化效率可高達(dá)50.13%，可用于腫瘤的光熱治療(PTT). 同時(shí)Cu²⁺可與體內(nèi)H₂O₂發(fā)生類Fenton反應(yīng)產(chǎn)生·OH，可用于腫瘤的化學(xué)動(dòng)力治療(CDT). 通過兩步倒模法將Cu-PDA NPs負(fù)載于聚合物微針內(nèi)用于經(jīng)皮給藥，如圖5(b)所示. 在NIR照射下，負(fù)載0.1 wt% Cu-PDA NPs的微針可有效抑制小鼠體內(nèi)的腫瘤生長，腫瘤組織抑制效果明顯，如圖5(c)所示.

Wang等^[43]采用微針經(jīng)皮給藥技術(shù)，將aPD-1抗體和葡萄糖氧化酶(GOx)包覆于具有pH響應(yīng)性的右旋糖酐納米粒子內(nèi)，并負(fù)載于微針內(nèi)，對(duì)黑色素瘤進(jìn)行免疫治療，如圖5(d)所示. 微針可無痛地刺入富含免疫細(xì)胞的上表皮部位，并遞送左旋糖苷納米粒子，GOx氧化葡萄糖產(chǎn)生的酸性環(huán)境可進(jìn)一步促進(jìn)右旋糖酐納米粒子的分解，實(shí)現(xiàn)aPD-1抗體的持續(xù)釋放. 與注射aPD-1抗體實(shí)驗(yàn)組相比較，微針遞送aPD-1抗體能產(chǎn)生更強(qiáng)的免疫應(yīng)答反應(yīng)，可有效抑制黑色素瘤的增殖，提高小鼠存活率，如圖5(e)和5(f)所示.

疫苗是種可刺激人體免疫系統(tǒng)對(duì)病毒進(jìn)行預(yù)防的生物試劑. 與皮下注射疫苗相比，微針以無痛微創(chuàng)的方式穿透皮膚角質(zhì)層，將疫苗快速遞送至皮膚表皮層內(nèi). Kim等^[44]將特異性配體(R848)、親水性卵清蛋白(OVA)及兩親性三嵌段共聚物(Pluronic F127)負(fù)載于微針內(nèi)，如圖6(a)所示. 微針吸收組織液后溶解，三嵌段共聚物在組織液中將R848和OVA包覆，形成大小為30~70 nm的納米膠束. R848具有免疫調(diào)節(jié)作用，可作為天然免疫激活過程中的重要受體(Toll-like receptor 7 and 8)的特異配體，而TLR7/8刺激免疫細(xì)胞分泌細(xì)胞因子(IFN-γ)，增強(qiáng)體內(nèi)免疫應(yīng)答. 如圖6(b)和6(c)所示，與負(fù)載OVA的微針治療組相比，微針負(fù)載R848和OVA治療后，體內(nèi)抗體水平和IFN-γ分泌量顯著增加. 對(duì)比于皮下注射OVA/R848治療組，微針治療組體內(nèi)抗體含量增加較明顯，在72 h內(nèi)的炎癥因子-白介素6 (IL-6)的含量低于注射組，如圖6(d)和6(e)所示.

  

Fig. 6  Enhanced cancer vaccination by microneedle: (a) Schematic illustration of MNs delivery immunomodulators and tumor antigens; (b) OVA-specific IgG levels after immunization; (c) Formation of OVA-specific CD8⁺ T cells; (d) Comparison of the levels of anti-OVA antibody and IFN-γ⁺ CD8⁺ T cells after the administration of OVA and R848 via either the MNs or subcutaneous route; (e) Systemic induction of IL-6 after administration of OVA and R848 via either the MNs or subcutaneous route (Reprinted with permission from Ref.?[44]; Copyright (2018) American Chemical Society).

Boopathy等^[45]將疫苗負(fù)載于絲素蛋白(SF)基質(zhì)內(nèi)，并利用甲醇蒸汽對(duì)SF進(jìn)行熱處理，使其發(fā)生β-折疊轉(zhuǎn)變. 采用模板法，制備得到SF微針，實(shí)現(xiàn)無痛微遞送疫苗. 經(jīng)甲醇蒸汽處理后，SF部分鏈段向β-折疊態(tài)轉(zhuǎn)變，進(jìn)而改變SF在體內(nèi)的溶解或降解速率，實(shí)現(xiàn)疫苗在皮膚組織中持續(xù)釋放的目的.

根據(jù)聚合物微針在糖尿病治療給藥過程中藥物遞送方式的差異，分為快速釋放藥物型、緩慢釋放藥物型和環(huán)境刺激響應(yīng)藥物釋放型.

2.3.1 快速釋放型

快速釋放藥物型的微針，多使用可生物降解的聚合物材料作為微針材料. 載藥微針在體內(nèi)快速降解或溶脹，達(dá)到藥物在皮膚組織中快速釋放的目的. 通過設(shè)計(jì)微針的幾何結(jié)構(gòu)、改性微針的制備材料及利用體內(nèi)微環(huán)境等方式，促進(jìn)藥物的瞬時(shí)釋放并提高藥物利用率. 如圖7(a)所示，Chen等^[46]采用微模板法制備針尖包含胰島素的淀粉/明膠復(fù)合微針，將其插入豬皮組織內(nèi)進(jìn)行體外藥物釋放實(shí)驗(yàn). 如圖7(b)和(b1)所示，微針刺入皮膚組織后，微針完全溶解. 此外，體外藥物釋放實(shí)驗(yàn)表明，如圖7(c)所示，微針內(nèi)的胰島素可在5 min釋放完全. 同時(shí)，體內(nèi)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)表明，該微針的相對(duì)藥物利用度和相對(duì)生物利用度分別為92.2%和92.3%. Liu等^[47]將藥物(艾散那肽)負(fù)載于透明質(zhì)酸微針針尖調(diào)控II型糖尿病小鼠血糖. 微針刺入皮膚組織后，可在30 s內(nèi)快速釋放，并在5 min內(nèi)完全釋放艾塞那肽.

  

Fig. 7  Rapid drugs delivery by microneedle: (a) Schematic illustration of delivery insulin using starch/gelatin MNs; ((b) and (b1)) Bright field micrographs of MNs (b) before and (b1) after skin insertion for 5 min; (c) In vitro drug release profiles of insulin-loaded MNs (Reprinted with permission from Ref.?[46]; Copyright (2013) Elsevier).

2.3.2 緩慢釋放型

持續(xù)藥物釋放的目的是在特定的治療時(shí)期，使藥物以適當(dāng)?shù)臄U(kuò)散速率進(jìn)入皮膚組織內(nèi)并維持藥物濃度，以降低毒副作用，同時(shí)維持對(duì)疾病的治療. 最為簡單的方式是通過調(diào)控聚合物基質(zhì)在組織液中的溶脹或溶解速率，實(shí)現(xiàn)藥物的緩慢釋放. Jin等^[48]利用聚乙烯醇在溫度改變過程中可形成微晶區(qū)域的特點(diǎn)，對(duì)聚乙烯醇微針進(jìn)行冷凍-解凍處理，制備負(fù)載胰島素的聚合物微針. 經(jīng)反復(fù)低溫處理后，聚乙烯醇分子鏈形成微晶區(qū)，形成物理交聯(lián)結(jié)構(gòu)，微針刺入皮膚組織后，組織液向聚乙烯醇微針內(nèi)的滲透速率降低，發(fā)生緩慢溶脹. 微晶區(qū)的存在既可增強(qiáng)微針的機(jī)械強(qiáng)度又可實(shí)現(xiàn)胰島素的緩慢釋放. 體內(nèi)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，在1 h時(shí)，血液中胰島素的濃度達(dá)到峰值，3 h后胰島素緩慢釋放. 胰島素的相對(duì)生物利用度為20%，與傳統(tǒng)胰島素注射筆的療效相接近. 由于胰島素的半衰期短，易失活，糖尿病患者需要頻繁地注射胰島素以維持血糖處于正常狀態(tài).

Guo等^[49]通過對(duì)制備微針的聚合物材料組分進(jìn)行調(diào)控設(shè)計(jì)，如圖8(a)和8(b)所示，將明膠微針、交聯(lián)明膠微針，以及負(fù)載HA微粒的交聯(lián)明膠微針組合為一體，制備得到集成式微針貼片(IMP)并負(fù)載胰島素. 3種微針貼片的體外胰島素釋放速率，如圖8(c)和8(d)所示，釋放速率存在明顯差異. 明膠微針刺入皮膚組織后快速溶解，釋放負(fù)載的胰島素. 明膠經(jīng)交聯(lián)后，微針在組織液中緩慢溶脹，減緩胰島素的釋放. 為進(jìn)一步減緩胰島素的釋放，研究人員利用HA的緩慢溶解的特性，將胰島素包覆于HA微粒內(nèi)并將其負(fù)載于交聯(lián)明膠微針內(nèi)，微針內(nèi)胰島素的釋放速率大大降低. IMP刺入皮膚組織后，明膠微針最先溶解，釋放胰島素調(diào)控血糖. 隨后，交聯(lián)明膠微針吸收組織液后緩慢溶脹，實(shí)現(xiàn)胰島素二次釋放，對(duì)血糖水平作進(jìn)一步調(diào)控. 最后，包覆胰島素的HA微粒經(jīng)交聯(lián)明膠溶脹后遞送至皮下組織內(nèi)，緩慢溶脹降解，釋放胰島素，對(duì)血糖進(jìn)行第3次調(diào)控. 糖尿病動(dòng)物模型實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，IMP可對(duì)老鼠餐后血糖波動(dòng)進(jìn)行調(diào)控. 同時(shí)，可長時(shí)間維持血糖處于正常水平范圍內(nèi)，如圖8(e)和8(f)所示，無需頻繁遞送胰島素.

  

Fig. 8  Sustained drug release by microneedle: (a) Fabrication process of the integrated MNS; (b) Illustration and morphology of the MNs; (c) Schematic illustration of the fabricated MNs, and real-time release of sulforhodamine B (red color) onto the porcine cadaver skin; (d) In vitro release profiles of insulin from the fabricated MNs; (e) Blood glucose levels in diabetic rats after treatment with regular insulin-loaded MNs fabricated from different materials; (f) Effects of various application methods of insulin on blood glucose levels (Reprinted with permission from Ref.?[49]; Copyright (2020) American Association for the Advancement of Science).

2.3.3 環(huán)境刺激響應(yīng)釋放型

環(huán)境刺激響應(yīng)釋放主要包括體內(nèi)環(huán)境刺激響應(yīng)(如pH^[50]、低氧環(huán)境^[51]、血糖濃度^[52]等)和體外環(huán)境刺激響應(yīng)(近紅外光^[53]、熱^[54]、ROS^[55]等)，利用環(huán)境刺激響應(yīng)特性可實(shí)現(xiàn)負(fù)載藥物的定量可控釋放. 葡萄糖可被葡萄糖氧化酶(GOx)氧化生成葡萄糖酸，并消耗O₂生成H₂O₂，降低局部微環(huán)境中O₂濃度. 為實(shí)現(xiàn)對(duì)血糖進(jìn)行精準(zhǔn)調(diào)控. Gu等^[56]利用GOx分解葡萄糖產(chǎn)生的缺氧微環(huán)境，設(shè)計(jì)了一種血糖響應(yīng)釋放胰島素的HA微針. 利用疏水性2-硝基咪唑?qū)A進(jìn)行修飾改性，得到兩親性HA，通過自組裝將胰島素和GOx進(jìn)行包覆，形成聚合物囊泡. 高血糖時(shí)，GOx氧化葡萄糖并消耗O₂產(chǎn)生低氧微環(huán)境，使2-硝基咪唑由疏水性轉(zhuǎn)變?yōu)橛H水性，組織液中聚合物囊泡瓦解，實(shí)現(xiàn)胰島素響應(yīng)釋放. 體外研究表明，該微針給藥體系可在高血糖時(shí)快速釋放胰島素. 類似地，Gu等^[57]將細(xì)胞療法與微針技術(shù)相結(jié)合，將分泌胰島素的胰腺β細(xì)胞負(fù)載于交聯(lián)HA微針的基底，高血糖狀態(tài)下，體內(nèi)葡萄糖分子經(jīng)HA微針滲透至基底部位，產(chǎn)生高血糖信號(hào)刺激胰腺β細(xì)胞分泌產(chǎn)生胰島素，如圖9(a)所示. 然而，滲透至微針基底的血糖有限，導(dǎo)致胰腺β細(xì)胞分泌的胰島素不足. 為此，研究人員將GOx、α-直鏈淀粉(AM)和葡糖淀粉酶(GA)包覆于低氧微環(huán)境響應(yīng)的HA囊泡中并負(fù)載于HA微針內(nèi). 在高血糖狀態(tài)時(shí)，GOx氧化葡萄糖產(chǎn)生低氧微環(huán)境，HA囊泡瓦解并釋放AM和GA，AM經(jīng)水解生成二糖和三糖，再經(jīng)GA酶解產(chǎn)生大量的葡萄糖分子，使得滲透至微針基底部位的葡萄糖濃度顯著增加，促使胰腺β細(xì)胞分泌大量胰島素. 如圖9(b)和9(c)所示，體內(nèi)實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該微針經(jīng)皮給藥體系可快速對(duì)高血糖作出響應(yīng)并釋放胰島素，血糖降低的時(shí)效可達(dá)10 h.

  

Fig. 9  Environment responsive microneedle: (a) Schematic of the glucose-responsive MNs; (b) In vivo studies of the MNs for diabetic mice; (c) Blood glucose change of diabetic mice treated with additional MNs (Reprinted with permission from Ref.[57]; Copyright (2016) John Wiley and Sons); (d) Schematic of the H₂O₂-responsive MNs; (e) The insulin release profiles against different concentrations of H₂O₂ (Reprinted with permission from Ref.?[58]; Copyright (2017) The Royal Society of Chemistry); (f) Schematics of NIR-responsive MNs;. (g) NIR triggered release of metformin from MNs (Reprinted with permission from Ref.[59]; Copyright (2017) The Royal Society of Chemistry).

Xu等^[58]利用GOx氧化葡萄糖產(chǎn)生的H₂O₂的特點(diǎn)，制備了一種H₂O₂響應(yīng)釋放胰島素的微針，如圖9(d)所示. 利用4-(羥甲基)苯硼酸頻哪醇酯修飾介孔二氧化硅(MSNs)，借助α-環(huán)糊精與苯硼酸酯官能團(tuán)之間的主客體作用，將GOx和胰島素包覆于MSNs內(nèi). 采用模板澆鑄法，將GOx和胰島素的MSNs負(fù)載于PVP微針內(nèi). MSNs在H₂O₂環(huán)境中，其表面的苯硼酸酯分解，喪失主客體作用，胰島素從MSNs中釋放. 如圖9(e)所示，隨著H₂O₂濃度增加，胰島素釋放速率越快. 盡管該微針給藥體系可實(shí)現(xiàn)按需藥物遞送，但體內(nèi)微環(huán)境復(fù)雜，響應(yīng)釋放過程易受微環(huán)境的影響. 此外，蛋白質(zhì)在自然環(huán)境下易失活，負(fù)載GOx的微針儲(chǔ)存困難. 光熱劑可吸收NIR并轉(zhuǎn)化為熱量.

Yu等^[59]設(shè)計(jì)了一種NIR響應(yīng)釋放鹽酸二甲雙胍的聚合物微針，如圖9(f)所示，采用熱熔性的PCL作為微針針尖材料，PVA/PVP作為基底材料，普魯士藍(lán)(PB)作為光敏劑. 將混有鹽酸二甲雙胍和PB的PCL溶液澆鑄至模具空腔內(nèi)，干燥脫模得到微針. PCL的熔點(diǎn)約為50 ℃，PB吸收NIR產(chǎn)生熱，PCL逐漸由固態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)槿廴趹B(tài)，釋放鹽酸二甲雙胍. 藥物釋放實(shí)驗(yàn)表明， NIR每間隔2 min照射微針時(shí)，藥物釋放率約為21.7%~24.1%，如圖9(g)所示.

皮膚組織液中含有大量的生物指示劑，如蛋白質(zhì)^[60]、外泌體^[61]及核酸^[62]等生物標(biāo)識(shí)物，對(duì)組織液進(jìn)行提取分析，可及時(shí)有效地預(yù)防和診斷疾病. Chang等^[63]利用甲基丙烯酸化透明質(zhì)酸(MeHA)的超溶脹性對(duì)組織液進(jìn)行提取，如圖10(a)所示. 將MeHA作為微針的制備材料，采用模板澆鑄法并經(jīng)紫外光固化交聯(lián)制備得MeHA微針. 如圖10(b)所示，紫外光固化交聯(lián)時(shí)間越長，MeHA刺入瓊脂糖后的溶脹率越高. MeHA微針可在1 min內(nèi)吸收1.4 mg組織液.

  

Fig. 10  Interstitial fluid extracting and detecting: (a) Schematic of the rapid extraction of ISF by crosslinked MeHA-MNs; (b) Schematic of the skin model made of agarose hydrogel and its usage in testing the swelling ratio of MNs (Reprinted with permission from Ref.?[63]; Copyright (2017) John Wiley and Sons); (c) Schematic illustration of the fabrication and application of the encoded MNs; (d) Barcodes with different structural colors in negative molds and optical images of MNs, scale bar = 30 μm (Reprinted with permission from Ref.?[65]; Copyright (2019) John Wiley and Sons).

微針提取組織液存在效率低下的問題. 為此，Zheng等^[64]在MeHA微針內(nèi)引入麥芽糖，作為滲透促進(jìn)劑，進(jìn)一步提高微針的組織液提取效率. 微針刺入皮膚組織后，麥芽糖溶解產(chǎn)生滲透壓，促進(jìn)組織液向MeHA微針基質(zhì)內(nèi)擴(kuò)散. 與純MeHA微針相比較，添加滲透劑的MeHA微針可在3 min內(nèi)提取7.90 μL豬皮組織液和3.82 μL小鼠皮膚組織液，而純MeHA微針可分別提取3.82和2.10 μL.

組織液中生物標(biāo)記物檢測識(shí)別困難，Zhang等^[65]設(shè)計(jì)了一款可用于實(shí)時(shí)檢測識(shí)別生物標(biāo)記物的編碼微針. 如圖10(c)所示，將經(jīng)抗體修飾后的光子晶體(PhC)負(fù)載于聚合物微針內(nèi)，通過識(shí)別PhC反射的顏色和熒光強(qiáng)度，對(duì)生物標(biāo)記物進(jìn)行定性定量分析. 如圖10(d)所示，PhC均勻排列于微針針尖，通過包載不同結(jié)構(gòu)的PhC,該編碼微針可同時(shí)實(shí)現(xiàn)對(duì)3種不同類型的炎癥因子(TNF-α、IL-1β及IL-6)進(jìn)行實(shí)時(shí)檢測識(shí)別. 電離子滲透可誘導(dǎo)中性分子帶電流動(dòng)并產(chǎn)生電滲流，在藥物遞送領(lǐng)域應(yīng)用廣泛. 電離子滲透可協(xié)助藥物遞送至真皮層，同時(shí)促使組織液中小分子穿透皮膚層. Yang等^[66]借助離子滲透技術(shù)(IP)，通過對(duì)微針的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，制備了一種可穿戴式微針，用于提取組織液中游離的人類皰疹病毒核酸(EBV CfDNA). 離子滲透過程中EBV CfDNA富集在陽極區(qū)域，極大地提高核酸提取效率，最大提取效率達(dá)到95.4%.

便攜式可穿戴生物傳感設(shè)備在疾病診療中具有重要意義，其可實(shí)現(xiàn)對(duì)汗液、組織液及血液中的生物標(biāo)識(shí)物進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測、精確診療和治療反饋，可極大地改善生理狀態(tài)的實(shí)時(shí)監(jiān)測水平. 研究人員為實(shí)現(xiàn)便攜式無創(chuàng)監(jiān)測，研究開發(fā)了多種可持續(xù)監(jiān)測生物標(biāo)識(shí)物(如血糖濃度)的生物傳感器. 然而，難以精確地實(shí)現(xiàn)對(duì)汗液或血液中生物標(biāo)識(shí)物的收集與測量. 對(duì)于糖尿病，患者需要頻繁地進(jìn)行血液采集測量和注射胰島素，嚴(yán)重影響患者的日常生活.

Lee等^[67]將微針經(jīng)皮給藥和生物電子傳感技術(shù)相結(jié)合，開發(fā)了一種穿戴式柔性傳感設(shè)備，可監(jiān)測汗液中少量的葡萄糖，并及時(shí)定量遞送降糖藥物(如二甲雙胍或氯磺丙脲). 如圖11(a)所示，研究人員在基底鋪設(shè)一層多孔親水性汗液汲取薄膜. 同時(shí)，研究人員將濕度、葡萄糖、pH和溫度傳感器集成至聚酰亞胺(PI)薄膜層. 此外，研究人員將二甲雙胍包埋于熱熔性的相變微球(PCN1和PCN2)，并將其負(fù)載于HA微針內(nèi)，最后在微針表層涂敷一層相變材料(PCMs)以防微針在組織液中溶解，如圖11(b)所示. 最終將微針與柔性傳感設(shè)備集成為一體，在毛細(xì)管力作用下，汗液流至傳感器，對(duì)汗液中葡萄糖含量進(jìn)行檢測分析. 高血糖狀態(tài)下，加熱器產(chǎn)生熱量刺激相變材料發(fā)生相變，釋放二甲雙胍. 該傳感設(shè)備僅需1 μL汗液，便可對(duì)汗液中的葡萄糖進(jìn)行檢測分析. 實(shí)現(xiàn)對(duì)糖尿病患者及時(shí)治療(point-of-care therapy). 盡管該設(shè)備可主動(dòng)對(duì)高血糖患者進(jìn)行血糖測量和藥物遞送，但難以長期穩(wěn)定地發(fā)揮作用. 同時(shí)，為實(shí)現(xiàn)精確定量遞送降糖藥物，需要對(duì)血液中葡萄糖量與汗液中葡萄糖量兩者之間的關(guān)系進(jìn)行深入研究.

  

Fig. 11  Biosensor: (a) Wearable/disposable sweat monitoring device; (b) Schematic of the drug-loaded MNs and SEM image of MNs (Reprinted with permission from Ref.?[67]; Copyright (2017) American Association for the Advancement of Science); (c) Illustration of the IWCS for diabetes monitoring and treatment; (d) The concept of IWCS worn on human arm; (e) Schematic of IMNs device for insulin delivery; (f) Quantification of insulin released from the IMNs device; (g) Diabetic rats treated with IMNs device, non-iontophoretic MNs device, and subcutaneous injection of insulin, while the non-treated diabetic and healthy rats were used as controls, the green region indicated the normoglycemia (Reprinted with permission from Ref.?[68]; Copyright (2021) John Wiley and Sons).

鑒于此，Li等^[68]將電離子滲透技術(shù)，多孔微針及柔性集成電路模塊相結(jié)合，開發(fā)了一體式可穿戴閉環(huán)傳感設(shè)備(IWCS)，可對(duì)糖尿病患者體內(nèi)血糖波動(dòng)進(jìn)行精確檢測與治療，如圖11(c)和11(d)所示. 借助反離子滲透和電化學(xué)檢測技術(shù)，完成對(duì)組織液中血糖提取和檢測，經(jīng)柔性電路模塊對(duì)葡萄糖信號(hào)處理后，借助藍(lán)牙將信號(hào)傳輸至智能手機(jī)端進(jìn)行信息反饋. 高血糖狀態(tài)下，多孔微針穿透皮膚角質(zhì)層后形成微小通道，在離子滲透作用下，快速遞送胰島素，如圖11(e)所示. 借助電離子滲透技術(shù)，胰島素的釋放量隨時(shí)間不斷增加，如圖11(f)所示. 體內(nèi)實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，電離子滲透與微針經(jīng)皮給藥的協(xié)同作用下，糖尿病小鼠體內(nèi)血糖水平可長時(shí)間處于正常血糖范圍，如圖11(g)所示.

隨著研究人員對(duì)微針經(jīng)皮給藥體系的研究不斷深入，使得微針在促進(jìn)毛發(fā)再生、遞送抑制脂肪組織藥物、傷口組織再生修復(fù)、遞送避孕藥和緩解偏頭痛等生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域也得到了廣泛的研究.

伴隨年齡增長、疾病及口服藥物等，脫發(fā)變得日益普遍. 目前，主要采用毛囊移植的方式對(duì)脫發(fā)進(jìn)行治療，但其成本高，存在術(shù)后感染風(fēng)險(xiǎn). 微針經(jīng)皮給藥技術(shù)在促進(jìn)毛發(fā)再生領(lǐng)域具有巨大的應(yīng)用潛力. 通常，人類毛發(fā)的生長周期受毛囊干細(xì)胞(HFSCs)的調(diào)節(jié)，其生長周期經(jīng)歷休眠期、生長期及退化期. 而HFSC可被內(nèi)源性細(xì)胞信號(hào)分子調(diào)節(jié)激活，促使毛囊從休眠期轉(zhuǎn)向生長期，調(diào)節(jié)毛發(fā)再生. 結(jié)合微針無痛微創(chuàng)和高效經(jīng)皮給藥的特點(diǎn). 如圖12(a)所示，Yang等^[69]以源自毛發(fā)的角蛋白作為制備微針的材料，同時(shí)負(fù)載外泌體(exosomes)和UK5099，用于促進(jìn)毛發(fā)再生. Exosomes含有蛋白質(zhì)、核酸和脂質(zhì)等物質(zhì)，可參與并介導(dǎo)細(xì)胞生長活動(dòng)及組織再生過程. 此外，UK5099可調(diào)節(jié)HFSCs糖代謝過程，激活HFSCs，促進(jìn)毛發(fā)再生. 角蛋白分子間含有豐富的二硫鍵，易形成水凝膠結(jié)構(gòu)，賦予微針優(yōu)異的力學(xué)性能. 通過脫毛C57BL/6J小鼠實(shí)驗(yàn)表明，僅經(jīng)兩輪微針遞送exosomes和UK5099治療6天后，顯著促進(jìn)了脫毛小鼠毛發(fā)再生，如圖12(b)所示.

  

Fig. 12  Applications of microneedle in the other field: (a) Schematic of hair loss therapy through MNs; (b) Mice treated with exosomes and UK5099-loadedHMNs (G2), UK5099-loaded HMNs (G3), exosomes-loaded HMNs (G4), topical UK5099 (G5), subcutaneous injection of exosomes (G6), and topical minoxidil (G7). The mice without any treatment were set as a control (G1) (Reprinted with permission from Ref.[69]; Copyright (2019) American Chemical Society); (c) Schematic of MNs loaded with capsaicin for anti-obesity; (d) The body weight with time curve of obese mice treated with MP-M, MP-Cap, MP-M (Cap), and InJ-M (Cap) (Reprinted with permission from Ref.[71]; Copyright (2021) John Wiley and Sons); (e) Schematic of MNs loaded with cell for wound regeneration therapy (Reprinted with permission from Ref.[73]; Copyright (2020) John Wiley and Sons); (f) Schematic illustration of MNs used for contraception; (g and g1) Representative bright-field (g) and microscopy images of an effervescent MNs patch (g1) (Reprinted with permission from Ref.[74]; Copyright (2019) American Association for the Advancement of Science).

肥胖癥嚴(yán)重危害人類的身體健康，并給人體帶來一系列健康問題，如誘發(fā)II型糖尿病、心血管疾病和癌癥等惡性疾病. 目前應(yīng)對(duì)肥胖癥的方法，主要通過飲食、運(yùn)動(dòng)及藥物治療等方式進(jìn)行調(diào)控，但效率低，而手術(shù)方式給患者帶來潛在的安全風(fēng)險(xiǎn). 人體組織中存在褐色脂肪組織(BAT)和白色脂肪組織(WAT)，BAT以產(chǎn)生熱量的方式消耗能量，而WAT則將能量以甘油三酯的形式儲(chǔ)存于體內(nèi)，導(dǎo)致體重的增加，進(jìn)而產(chǎn)生肥胖的癥狀. 因此，將WAT轉(zhuǎn)變?yōu)锽AT，促進(jìn)能量的消耗，是抑制并治療肥胖癥的重要研究思路.

Zhang等^[70]借助微針經(jīng)皮給藥技術(shù)，將褐變劑(羅格列酮或CL316243：促進(jìn)WAT向BAT轉(zhuǎn)變的試劑)包覆于右旋糖酐納米粒子內(nèi)，利用微針將其遞送至肥胖小鼠的皮下脂肪組織中.辣椒中的辣椒素(Cap)對(duì)肥胖癥具有良好的抑制效果，具有潛在的減肥功效. 然而，Cap親水性差，口服Cap會(huì)對(duì)口腔和腸胃道造成強(qiáng)烈刺激，生物利用度低.

Bao等^[71]將Cap負(fù)載于具有良好生物相容性和降解性的α-乳清蛋白(α-lac)納米膠束內(nèi)，借助微針經(jīng)皮給藥技術(shù)，將包覆Cap的α-lac納米膠束快速遞送至脂肪組織，如圖12(c)所示. 體內(nèi)實(shí)驗(yàn)表明，經(jīng)過微針經(jīng)皮給藥治療后，肥胖小鼠體內(nèi)能量消耗加劇，并且其脂肪組織的形成受到明顯抑制，如圖12(d)所示.

O₂在傷口組織再生修復(fù)的過程中起著重要的作用. 對(duì)于缺氧型糖尿病傷口，其自修復(fù)過程緩慢，傷口修復(fù)周期漫長. Zhang等^[72]將負(fù)載O₂的血紅蛋白細(xì)胞和黑磷量子點(diǎn)(BP QDs，光敏劑)儲(chǔ)存于微針內(nèi)用于糖尿病傷口修復(fù). NIR照射下，BP產(chǎn)生局部熱量，可降低O₂與血紅蛋白結(jié)合能力，實(shí)現(xiàn)O₂的可控釋放，促進(jìn)糖尿病傷口愈合.

組織中含有大量的間充質(zhì)干細(xì)胞(MSCs)，具有免疫調(diào)節(jié)功能和易培養(yǎng)的優(yōu)勢，在治療組織創(chuàng)傷領(lǐng)域應(yīng)用廣泛. Lee等^[73]設(shè)計(jì)了一款可分離式核殼結(jié)構(gòu)的聚合物微針.如圖12(e)所示，首先，通過兩步成型法制備聚乳酸-羥基乙酸共聚物(PLGA)微針殼層，再將負(fù)載MSCs的甲基丙烯酸化明膠(GelMA)溶液填充至PLGA殼內(nèi)，24 h內(nèi)細(xì)胞的存活率仍保持90%以上. 外層PLGA殼可對(duì)GelMA基質(zhì)中的MSCs起到保護(hù)作用，并為微針提供優(yōu)異的機(jī)械強(qiáng)度. 微針刺入皮膚后快速分離，無外部材料殘存在傷口部位. 動(dòng)物模型實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，經(jīng)該微針治療后的小鼠，傷口愈合及表皮再生速率加快.

每年意外懷孕人數(shù)高居不下，缺乏有效的避孕措施. 為實(shí)現(xiàn)高效且安全地避孕，Li等^[74]借助微針經(jīng)皮給藥技術(shù)，制備了一種長效避孕微針貼片. 以PLGA作為微針基材，成功經(jīng)皮遞送左炔諾孕酮(LNG)至皮下組織，實(shí)現(xiàn)有效、快捷及安全避孕. 如圖12(f)所示，研究人員將碳酸氫鈉和檸檬酸混合至PVP聚合物溶液中，銜接在微針與基底之間. 如圖12(g)和12(g1)所示，以羅丹明染料為模型藥物，羅丹明染料均勻分布于PLGA針尖部位. 微針刺入皮膚組織后，碳酸氫鈉與檸檬酸在組織液中發(fā)生反應(yīng)生成CO₂氣泡，促使PLGA針尖部位與基底快速分離，微針在體內(nèi)釋放LNG的時(shí)間長達(dá)1個(gè)月.