宋 高 刘天琦 张雪雅 童再再,3 江国华,3*

1(浙江理工大学材料科学与工程学院高分子材料系，杭州 310018)

2(浙江理工大学智能生物材料研究所，杭州 310018)

3(浙江-毛里求斯生物医用材料与组织工程联合中心，杭州 310018)

引言

浅表肿瘤(superficial tumors),包括乳腺癌(breast cancer)、口腔上皮癌(oral epithelial carcinoma)、人骨肉瘤(human osteosarcoma)、黑色素瘤(melanoma)、鳞状细胞癌(basal cell carcinoma)和基底细胞癌(squamous cell carcinoma)等[1-2]。目前浅表肿瘤患病率呈逐年增长的趋势，严重威胁着人们的生命和健康。外科手术是此类浅表肿瘤疾病的主要治疗手段，但也存在皮肤缺损大、恢复时间长、复发率高等不足[3]。此外，化疗作为最经典的抗肿瘤治疗手段之一，由于患者反应持续时间和生存能力差等原因，通常导致在恶性肿瘤治疗中表现出不尽人意的疗效[4]。最近，出现的一些新兴治疗方法，如光热疗法(photothermotherapy, PTT)[5]、光动力疗法 (photodynamic therapy, PDT)[6]、基因疗法(gene therapy, GT)[7]及免疫疗法(immunotherapy，IT)[8]，具有治疗效果好、全身毒性低及副作用小等优点，在浅表肿瘤治疗方面表现出强劲的发展潜力。

目前，有研究报告表明，PPT、PDT、GT、IT及化学疗法(chemotherapy, CT)相互结合的多重协同疗法，可以在较低的药物剂量下，即可获得比传统的单一治疗更显著的抗肿瘤效果[9-11]。为达到综合治疗效果，治疗药物(如光热剂、光敏剂或化疗药物等)通常需要准确地进入肿瘤部位，但如何将治疗药物安全有效地输送至肿瘤部位仍是一个巨大挑战。全身给药(如静脉注射)，通常需要很高的给药剂量，以保证肿瘤部位的局部药物量，但这会破坏正常细胞而引起人体严重的副作用[12]。相比其他注射给药途径，局部瘤内注射给药更加有效。虽然这可以相对减少药物剂量，但是由于实体肿瘤间质中没有足够的空间容纳液体，可能导致药物泄漏到邻近的正常组织，从而对正常组织产生毒性，对肿瘤区域药物的有效性也造成损失[13]。相对于传统给药方式存在的诸多弊端，局部透皮给药安全且方便。透皮给药系统(transdermal delivery system, TDS)，能使目标药物透过皮肤角质层障碍进入真皮层，而后通过毛细血管参与进入人体的血液循环。因其独特的给药方式，使其能避免肝脏首过效应，防止胃肠道副作用，提高患者依从性等，近年来的发展尤为迅猛[14-15]]。但是，皮肤角质层往往对药物起一定的阻碍作用，致使药物传递效率大为降低，从而限制其进一步的应用[16-17]。

皮肤作为人体最大的身体器官，主要由表皮、真皮和皮下组织组成，如图1所示[18]。由于皮肤屏障功能的存在，阻碍了外界细菌进入体内及营养物质流失体外，但被动屏障作用也对透皮给药造成了一定困难。通过物理技术，可以促进药物透皮吸收，如微针透皮给药[19-20]、离子导入技术[21-22]、电穿孔技术[23-24]及超声导入技术[25-26]、磁场导入技术[27]、激光消融[28]等，均大大提高了药物的经皮透过率。其中，微针透皮给药，是一种集皮下注射与透皮给药双重释药特点的微创局部给药体系，具有更方便、灵活、安全等优势，已引起国际学者和医疗工作者的广泛关注，逐渐成为未来药物输送研究的重要方向。而浅表肿瘤恰好位于体表皮肤以及皮下组织，微针透皮给药体系能突破皮肤角质层的障碍，使药物较长时间集中于肿瘤组织，极大提高了药物的利用率，从而获得更持续的疗效。此外，相对于传统的给药方式，微针透皮给药在药物用量相对低的情况下，可获得更好的治疗效果，降低了药物的全身毒性而更加安全，这在浅表肿瘤治疗方面表现出得天独厚的优势。

图1 人皮肤层的示意[18]Fig.1 Schematic illustration of the human skin layer[18]

1 微针的类型

微针(microneedle, MN)是运用微加工工艺技术，以硅或二氧化硅、金属、聚合物等作为材料制作的微米级针状阵列，通常是由数十至数百空心或实心微针(针长50～900 μm)，组成1～2 cm2的透皮贴片；可以有效穿透皮肤角质层，并创造药物输送的途径，进而透皮传递药物[29]。1998年，Henry等[30]首次将微针用于透皮给药，提高了钙黄绿素的经皮透过率近1 000倍，在随后几十年中，微针作为具有重要发展前景的药物传递平台，已经吸引人们越来越多的关注。

已经开发的不同类型的微针，根据作用方式不同可分为实体微针(solid MN)[31-32]、包覆微针(coated MN)[33-36]、中空微针(hollow MN)[37-38]和可溶(熔)微针(dissolving (melted) MN)[39-42]等4种类型，其给药方式如图2所示[43]，性能分析如表1所示。其中，可

图2 微针透皮给药药物输送示意[43]。(a)实体微针;(b)包覆微针;(c)中空微针;(d)可溶(熔)微针Fig.2 Schematic diagram of transdermal drug delivery[43]. (a) Solid MN; (b) Coated MN; (c) Hollow MN; (d) Dissolving (melted) MN

表1 微针类型Tab.1 Microneedle category

溶(熔)微针因其制备简单、易操作、生物相容性好、药物释放可控、给药精准等优势，已经在多个应用领域取得进展，如治疗糖尿病[44-50]、肥胖[51]、高血压[52]及神经性疼痛[53]，避孕[54-55]，促进头发再生[56]，抗炎[57]，消除肿瘤[58-59]等，未来其应用也将越发广泛。此外，可溶(熔)微针类型根据微针针体结构特点，可分为一体式和可分离式两种，其针体结构的设计为优化治疗浅表肿瘤的微针提供了思路，可以提高其安全性及疗效。

1.1 一体式可溶(熔)微针

一体式可溶(熔)微针由微针针体与微针支撑基底组成。由于皮肤的高度可变性及弹性，导致只有一部分微针针体能够插入皮肤，而与微针基底相连接的针体一部分则停留在皮肤外面。嵌入皮肤的针体溶解(熔融)而释放所负载的药物，或者针体吸收皮肤组织间质液后溶胀而将所负载药物释放。

Lopez-Ramirez等[58]开发了一种自主且可降解的主动式微针输送平台，以聚乙烯吡咯烷酮(polyvinylpyrrolidone, PVP)为针体材料，利用微针贴片负载的镁微粒作为内置引擎，实现更深入、更快的皮内有效载荷递送，如图3(a)所示。在皮肤插入后，微针针体开始溶解，暴露嵌入的镁颗粒与周围的皮肤组织间质液发生即时反应，产生类似于爆炸的氢气气泡, 如图3(b)所示。微泡形成的独特涡旋流场，产生一个自主强大的泵状作用和局部施加的力量，从而使嵌入治疗的载荷动态且非常有效地运输和渗透。Zhang等[60]采用模板浇铸法，制备可溶性PVP一体式微针。Yu等[61]利用甲基丙烯酸酯化的透明质酸(hyaluronic acid, HA)作为微针的主体材料，在微针脱模后对微针进行紫外(ultraviolet, UV)交联，提高微针的机械强度，通过刺入皮肤、吸收皮肤组织间质液而释放药物。Kim等[62]开发了可溶性羧甲基纤维素(carboxymethyl cellulose, CMC)气泡微针，在气泡处填充粉末药物。

图3 增强药物递送的主动微针[58]。(a)主动微针示意；(b)微针头在PBS 与pH 6.0中的溶解和颗粒活化(间隔30 s)的显微镜图像Fig.3 Active microneedle for enhanced drug delivery[58]. (a) Active microneedle patch composition, and built-in Mg particle activation as pumps when in contact with bodily fluids, leading to an enhanced drug release; (b) Microscopy time-frame images taken from a single active microneedle tip clearly showing polymer dissolution in PBS pH 6.0 and particle activation (30 s intervals)

1.2 可分离式可溶(熔)微针

可分离式可溶(熔)微针则由微针箭头与微针支撑基底组成。当微针插入皮肤后，由于外部环境的影响，导致微针箭头与微针基底分离，进而嵌入皮肤的载药微针箭头可以根据不同需求释放药物。

Li等[54]设计了气泡结构的微针，聚乳酸和聚乳酸-乙醇酸共聚物微针针体与基底贴之间形成气泡结构，允许微针有效地穿透皮肤，并在贴片使用5 s内在剪切下断开，如图4(a)所示。Li等[55]设计可快速分离泡腾微针，由可生物降解的聚乳酸-羟基乙酸共聚物(poly(lactic-co-glycolic acid)，PLGA)作针体，聚乙烯醇(polyvinyl alcohol, PVA) /蔗糖作为支撑基底，在两者之间设计了由含柠檬酸与碳酸氢钠的PVP连接层。当微针刺穿皮肤时，溶解在皮肤组织间质液中的碳酸氢钠与柠檬酸快速反应，产生二氧化碳气泡，从而实现1 min内与基底分离，如图4(b)所示。Lee等[56]通过光刻、反向拉伸技术制备混合电极微针，该微针系统由可溶性麦芽糖箭头与铝电极支撑基底组成；当微针插入皮肤后，麦芽糖箭头溶于组织液与电极基底分离，如图4(c)所示。Yu等[63]设计了近红外光触发的可分离的微针系统，该微针由疏水性聚己内酯(polycaprolactone, PCL)微针箭头与亲水性PVA/PVP支撑基体组成；当微针插入皮肤后，PVA/PVP基底溶解于皮肤组织间质液，而将载药的PCL箭头嵌留在皮肤内，如图4(d)所示。

图4 可分离微针。(a)气泡微针的显微图像，黑色箭头表示微针界面处的气泡结构[54]；(b)可分离泡腾微针的显微图像 [55]；(c)混合电极微针的显微图像(放大插图)[56]；(d)针尖装有罗丹明6G的可分离式微针的显微镜图像[63]Fig.4 Separable microneedles. (a) Representative bright-field microscopy images of an array of microneedles containing bubbles. The black arrows identify bubble structures at the interface of the microneedles and patch backing [54]；(b) Microscopic image of separable effervescent microneedle[55]；(c) A dissolving microneedle and an electrode were integrated into a monolithic HEM (inset shows an enlarged view)[56]；(d) Microscope camera photos of separable MNs with Rhodamine 6G loaded in the needle tips[63]

一体式微针具有制备简单的优点，但因为人皮肤的高度可变性和弹性，不可能全部成功插入皮肤中，导致所负载药物浪费。可分离式微针制备过程虽然相对复杂，但却极大提高了药物的利用率；而且还可减少皮肤刺激，降低患者依从性及不可避免的皮肤刺激，如红斑和水肿[64-65]。此外，可溶(熔)微针的结构设计仍是一个值得关注的课题，如何优化其结构，便于其顺利刺入皮肤，提高其负载药物的利用率是未来微针设计的趋势。另外，微针透皮给药所具有的优势，使其未来取代目前传统的注射给药方式成为可能。但是，在可溶(熔)微针的制备过程中，如何选择针体材料、溶剂及制备条件，确保负载于微针中的目标药物长时间保持其活性，是一个需要考虑重点[66-67]。此外，由于针体材料吸收空气中的湿度，可能影响可溶(熔)微针顺利刺穿皮肤，所负载的目标药物也可能由于外部环境影响而失活，所以可溶(熔)微针的储存及运输也是日后需要解决的问题。

2 微针治疗浅表肿瘤

微针作为一种新的透皮给药方式，能突破皮肤角质层的障碍。由于药物在克服皮肤屏障后可集中于皮下组织，因此微针用于治疗浅表肿瘤具有极大的优势，同时也可以结合当前新兴的诊疗技术，如化学疗法、光热疗法、光动力疗法、基因疗法及免疫疗法等[68-88]，如表2所示。由此可见，微针透皮给药未来将开创安全且有效治疗浅表肿瘤的新局面。

表2 微针结合各种疗法治疗浅表肿瘤Tab.2 Microneedle combined with various therapies for superficial tumor treatment

2.1 微针促渗治疗

Naguib等[68]利用微针滚轴，在皮肤角质层创建微孔道，并涂上含5-氟尿嘧啶(5-Fluorouracil, 5-FU)的乳膏，用于治疗黑色素瘤。结果表明，微针可以促进5-FU通过皮肤的通量提高4.5倍。此外，相对于未经微针预处理的对照组，微针治疗效果显著提高。然而，在肿瘤治疗中，单一化疗药物的普遍使用表现出更多的局限性，如没有药物释放的持久性、耐药性和其他不良副作用等。Ahmed等[69]利用微针滚轴，在皮肤角质层创建微孔道，并涂上负载盐酸阿霉素(doxorubicin, DOX)和塞来昔布(celecoxib, CEL)的脂质体/凝胶，协同治疗黑色素瘤，如图5所示。结果表明，与被动给药相比，经微针预处理后，脂质体/凝胶中的DOX对皮肤的渗透增加了约2倍。此外，较单药脂质体，负载DOX/ CEL脂质体/凝胶协同给药的抗肿瘤效果明显增强。

图5 通过微针技术将DOX/CEL共载脂质体送入黑色素瘤异种移植小鼠模型[69]Fig.5 Schematic illustration of DOX/CEL co-loaded liposomes delivered into melanoma xenograft mice model through microneedles technique[69]

Tham等[70]通过硅烷共聚和水解，将光敏剂酞菁(phthalocyanine, Pc)官能化，得到Pc键合的介孔有机硅，然后负载靶向黑色素瘤细胞的丝裂原活化蛋白激酶(mitogen activated protein kinase, MAPK)的抗癌药物达布拉非尼(dabrafenib)和曲美替尼(trametinib)，通过微针促进药物渗透至深层皮肤组织，进而达到PDT与CT协同治疗黑色素瘤的目的，如图6所示。利用锥形不锈钢微针贴片刺穿皮肤，在皮肤中形成微孔通道，将药物涂覆在微针处理后的皮肤位置，使靶向药物方便渗透进皮肤，进而进入肿瘤部位；同时，肿瘤部位的光敏剂在近红外(near infrared, NIR)光照射下，将肿瘤细胞内源性分子氧转化为细胞毒性的单线态氧(1O2)，其作为一种毒性强的活性氧(reactive oxygen species, ROS)，可诱导肿瘤细胞凋亡或坏死。虽然微针促渗技术可以让药物透过皮肤角质层进入肿瘤部位，但无法对肿瘤提供精准给药。此外，与介孔硅键合后的Pc量子产率和光稳定性大大提高，而且癌细胞对光敏剂无耐药性，即可重复治疗。但是，由于肿瘤微环境乏氧，导致其在激光照射下所产生杀伤肿瘤细胞的1O2有限。此外，上述所用的化疗药物虽然可以靶向肿瘤细胞，但由于肿瘤乏氧的微环境，且PDT还消耗一部分氧，导致肿瘤的耐药性相对增强，这可能使上述协同治疗的效果有所下降。

图6 PcNP@Drug的合成，在患病皮肤中的渗透以及PcNP@Drug的细胞作用机制[70]Fig.6 Synthesis of PcNP@Drug and its penetration into diseased skin and cellular mechanism for the action of PcNP@Drug [70]

微针促渗治疗浅表肿瘤，主要是利用固体微针刺穿皮肤表层角质层并在皮肤内形成微孔道，以便于药物能够突破皮肤障碍渗透入皮肤组织，达到药物输送的目的。但是，用于促渗的微针在使用前需消毒处理并多次刺入皮肤，使用较繁琐，此外微生物可由微针产生的微孔道进入皮肤真皮引发感染[89-90]，最重要的是微针促渗无法提供精准给药。

2.2 微针化学治疗

Lu等[71]利用微立体光刻技术，将抗皮肤癌药物达卡巴嗪混于针体材料聚富马酸丙二醇酯(polypropylene fumarate, PPF)中，3D打印出微针阵列。其中，微针针体材料中加入富马酸二乙酯(diethyl fumarate, DEF)，进而紫外光引发剂诱PPF/DEF碳-碳双键交联，从而增强微针的机械强度，以使其顺利刺入皮肤。达卡巴嗪持续释放时间可以长达5周，表明基于PPF载有药物的微针是治疗皮肤癌的一种潜在有效方法。Uddin等[72]利用立体光刻3D打印技术制造生物相容性光敏聚合物树脂微针，并利用喷墨点胶法在微针表面均匀喷涂由聚合物包覆的化疗药物顺铂(cisplatin, CPT)，用于治疗鳞状细胞癌。其中，亲水性聚乙烯基己内酰胺聚乙酸乙烯酯-聚乙二醇聚合物用于包覆疏水性药物顺铂，有助于快速将CPT递送至表皮。用Balb/c裸鼠进行了体内评估，表明微针表面涂层中的CPT有足够的渗透性，且具有高抗癌活性并能消退肿瘤。

尽管化学疗法能快速把肿瘤细胞杀死，但是所用到的化疗药物的非特异性分布和迅速被清除会使化疗效果严重下降，并可能会引发全身性不良副作用，如阿霉素可引发心脏毒性的副作用，可能导致充血性心力衰竭和死亡[91]。尽管3D打印微针的使用显示了抗肿瘤药物体内经皮传递的潜力，但确保目标药物活性往往受到可3D打印微针材料及制备条件(如温度、溶剂等)的限制；虽然3D打印微针技术可以满足小批量快速制备微针，但还无法应用于商业化量产；此外，对于3D打印设备，精准度要求比较高。

2.3 微针光动力疗法

Zhu等[73]制备了负载光敏剂5-氨基乙酰丙酸(5-aminolevulinic acid, 5-ALA)的透明质酸的可溶性微针，用于光动力治疗乳腺肿瘤。这种微针不仅可以帮助负载的5-ALA有效穿透角质层，使药物快速到达肿瘤部位，而且在NIR光激发下，可将肿瘤细胞内源性分子氧转化为细胞毒性的1O2，诱导肿瘤细胞凋亡或坏死。此外，还可以为5-ALA提供酸性和无氧环境，通过席夫碱键和形成惰性吡嗪衍生物来减少5-ALA分子的二聚化，从而保持其化学结构和生物活性。结果表明，微针透皮给药治疗肿瘤比皮肤渗透给药效果更好。Zhao等[74]也报道了相似的研究结果，制备了负载光敏剂5-ALA的透明质酸可溶性微针，用于光动力治疗口腔上皮肿瘤。结果表明，相对于尾静脉注射组(含5-ALA 1.65 mg)肿瘤抑制率为66%，而微针组(含5-ALA 0.61 mg)肿瘤抑制率却高达97%。

2.4 微针基因疗法

Lee等[56]设计了一种由电极与可溶性微针针头组成的混合电微针，用于黑色素瘤的基因治疗。其中，包覆p2CMVmIL-12基因的麦芽糖微针针头刺穿皮肤角质层，进而溶解将封装的DNA释放到皮肤的间隙中；通过电极施加电场脉冲，瞬时增加肿瘤细胞膜的通透性，即通过电穿孔将外源性的DNA引入肿瘤细胞内，进而实现通过皮肤渗透和释放细胞内转染基因的目的，如图7所示。结果表明，该微针体系有助于p2CMVmIL-12转移及黑色素瘤的消退。Li等[75]设计了皮肤微环境响应微针贴片基因快速释放治疗口腔上皮肿瘤，首先利用模板，采用高温熔融法，制备了聚己内酯微针，然后通过逐层自组装，在微针表面涂覆pH响应型聚电解质多层膜(polyelectrolyte multilayer, PEM)，其中PEM由电荷可逆聚合物二甲基马来酸酐改性的聚赖氨酸(polylysine-dimethyl maleic anhydride, PLL-DMA)和聚乙烯亚胺(polyethyleneimine, PEI)组成的过渡层与p53表达质粒(p53 DNA)/ PEI基因负载层两部分组成，如图8所示。当该微针体系刺入皮肤时，由于皮肤弱酸性环境，带负电荷的PLL-DMA会转变为带正电荷的PLL，进而导致过渡层迅速坍塌，促进最外层p53 DNA的快速释放。结果表明，该pH响应的基因微针是一种安全有效地抑制皮下肿瘤生长的基因给药系统，相对于尾静脉注射组肿瘤抑制率为30.5%，而该pH响应微针组肿瘤抑制率却高达90.1%。

图7 混合电极微针用于原位皮肤基因转移[56]Fig.7 Schematic representation of in-situ cutaneous gene transfer by the hybrid electro-microneedle[56]

图8 通过逐层组装pH响应过渡层和基因负载层修饰的微针[75]Fig.8 The scheme of microneedle patch modified with pH-responsive transition layers and gene-loaded layers by layer-by-layer assembly[75]

2.5 微针免疫疗法

Wang等[76]设计了免疫治疗黑色素瘤的微针贴片，该微针由生物相容性好的透明质酸和包覆抗体PD-1(PD-1 antibody, aPD1)、葡萄糖氧化酶(glucose oxidase, GOx)及过氧化氢酶(catalase, CAT)的具有pH响应性的葡聚糖纳米颗粒(nanoparticles, NPs)组成，GOx可将体内的血糖转化为葡萄糖酸(C6H12O7)和过氧化氢(H2O2)，而过量H2O2则通过CAT生成O2促进葡萄糖(C6H12O6)氧化。酸性环境的产生促进了NPs的自解，从而导致aPD1的大量释放，如图9所示。结果表明，相比没有pH响应性的微针和肿瘤内注射相同剂量aPD1，所设计的pH响应微针具有更强的免疫诱导反应。

图9 微针贴剂辅助递送aPD1用于皮肤癌治疗76]Fig.9 The MN patch-assisted delivery of aPD1 for the skin cancer treatment76]

Kim等[77]首先将细胞毒性T细胞表位肽SIINFEKL(serine-isoleucine-isoleucine-asparagine- phenylalanine-glutamic acid-lysine-leucine)与透明质酸耦合形成透明质酸-抗原肽缀合物(HA-SIINFEKL)，并以此为针体材料，利用模板法制备可溶性微针，用于免疫治疗黑色素瘤。SIINFEKL可诱导抗原特异性CD8+T细胞反应，随后抑制了携带抗原的肿瘤生长，如图10所示。然而，裸抗原肽由于肿瘤介导的免疫抑制和有限的T细胞募集，导致免疫原性不足，而HA介导免疫则克服了目前肽疫苗的局限性，微针透皮给药则可进一步提高给药效率。研究表明，该微针系统明显抑制了小鼠黑素瘤肿瘤的生长速度。

图10 使用微针贴剂透皮免疫，可递送多价透明质酸-抗原肽偶联物微针，用于癌症免疫治疗[77]Fig.10 Schematic illustration for the transdermal immunization using a microneedle patch delivering multivalent hyaluronate (HA)-antigenic peptide (SIINFEKL) conjugates for cancer immunotherapy[77]

Ye等[78]采用了黑色素介导的微针免疫治疗黑色素瘤策略，将含有黑色素B16F10全肿瘤裂解液装载到微针中，使裂解液在插入皮肤后持续释放。结合近红外光照射，斑块中的介导黑色素产生热量，进一步促进树突状细胞对肿瘤抗原的摄取，并增强T细胞的活性，进而增强抗肿瘤免疫反应。结果表明，该微针疫苗可延缓远处肿瘤的生长，并改善、延长活体存活时间。

2.6 微针协同治疗

目前，单一疗法存在固有局限性，而多种疗法协同治疗肿瘤的效果表现更好。微针作为一种新兴透皮给药方式，在药物输送至浅表肿瘤部位的过程中起着至关重要的作用。与此同时，多功能纳米药物的设计仍是治疗肿瘤的关键，赋予纳米药物多重疗效是未来纳米药物设计的趋势。此外，根据纳米药物的特性，选择与之相符的微针针体材料也需考虑。

2.6.1微针化学-光热协同疗法

Chen等[79]开发了NIR光触发的两段式可分离微针给药系统，用于光热和化疗协同治疗皮肤肿瘤，该系统由负载光热剂六硼化镧(lanthanum hexaboride, LaB6)和抗癌药物盐酸阿霉素的聚己内酯针头和可溶性聚乙烯醇/聚乙烯吡咯烷酮支撑基地组成，如图11所示。

图11 近红外光可激活微针用于化学疗法-光热疗法协同治疗[79]Fig.11 Schematic illustrations of combination of chemotherapy and photothermal therapy using near-infrared (NIR) light-activatable microneedles (MNs) [79]

当微针插入肿瘤部位后，可溶性支撑基底吸收皮肤间质液迅速溶解，而针尖部分嵌留在皮肤组织内，导致微针针尖部分与支撑基底分离。这样不仅防止了皮肤长时间接触贴片可能引发皮肤刺激带来的不舒适感，而且避免了微针插入不完全导致的药物浪费。通过NIR光照射，由于LaB6的光热转化作用，嵌入皮肤的相变针头消融，皮肤肿瘤区域温度升高至50℃左右，不仅热消融皮肤肿瘤细胞，而且加快DOX的释放，进一步杀死肿瘤细胞。

Dong等[80]开发了由透明质酸制备的可溶性微针负载光热剂金纳米笼(gold nanocage, AuNC)及化疗药物阿霉素协同治疗浅性皮肤癌， 如图12所示。该微针给药系统可有效穿透皮肤、溶解在皮肤中，并在肿瘤部位释放药物。在NIR光照射下，AuNC将光能转化为物理热能，引起不可逆的细胞损伤和随后的癌细胞消融，同时DOX对肿瘤起到抑制生长的作用，进而达到协同治疗肿瘤的目的。Hao等[81]也报道了类似的研究工作，值得注意的是其将光热转换剂金纳米棒聚乙二醇(PEGylated gold nanorod，GNR-PEG)化，提高了光热剂生物相容性。

图12 负载药物/Au NC的可溶解透明质酸微针系统用于化学疗法-光热疗法协同治疗黑素瘤[80]Fig.12 Schematic illustration showing drug/Au NC loaded dissolving HA MN system for the combination of chemotherapy and photothermal therapy of treating melanoma[80]

虽然微针透皮给药治疗皮肤癌获得很好的抑制效果，但是LaB6、AuNC光热剂生物相容性差，尽管可以PEG化或采用介孔硅负载等方式提高其生物相容性，但依旧存在不易在体内降解的弊端。Hao等[82]用单甲氧基聚乙二醇-聚己内酯包覆化疗药物5-氟尿嘧啶和光热剂吲哚菁绿(indocyanine green, ICG)，加载到透明质酸微针中，用于光热和化疗协同治疗黑色素瘤及鳞状细胞癌。Pei等[83]通过合成介孔有机硅装载化疗药物盐酸阿霉素和近红外染料吲哚菁绿，由聚乙烯吡咯烷酮制备的可溶性微针所负载，用于光热和化疗协同治疗人骨肉瘤。Peng等[84]使用两相α-生育酚琥珀酸酯功能化的聚乳酸-羟基乙酸共聚物(α-tocopheryl succinate functionalized poly (lactic-co-glycolic acid) nanoparticles，PTNPs)，作为微针针体材料，负载化疗药物紫杉醇(paclitaxel, PTX)和光热剂吲哚菁绿，用于光热和化疗协同治疗黑色素瘤。诸如ICG、普鲁士蓝(prussian blue, PB)等红外染料，作为最新一代光热剂，因其具有在体内易降解、安全性高等优点，未来应用前景更好。此外，对于PTT治疗浅表肿瘤，最重要的是如何精准控制光热剂的用量：在NIR光辐射下，肿瘤部位温度过低，治疗效果不明显；温度过高，则可能会造成肿瘤溃烂坏死，不利于下一步治疗。

2.6.2微针光动力-免疫协同疗法

Chen等[85]首先合成微针针体材料丙烯酸酯改性的透明质酸(acrylate modified HA, MeHA)，采用微模板法并通过紫外固化得到可溶性微针。另外，合成缩醛化葡聚糖(acetal modified dextran， Ac-DEX)，包裹光敏剂酞菁锌(Zinc Phthalocyanine, ZnPc)和免疫检查点抑制剂(anti-CTLA4 antibody, aCTLA4)，并负载于微针中进行光动力-免疫协同治疗乳腺肿瘤, 如图13所示。当微针系统穿透富含肿瘤细胞的表皮时，其会迅速溶解并释放出ZnPc。此外，肿瘤酸性微环境可加速Ac-DEX降解，进一步触发ZnPc和抗体释放。结果表明，该PDT可以诱导肿瘤区域的局部免疫反应，此微针设计策略开辟了高效、安全地PDT-IT协同治疗肿瘤的新途径。

图13 微针辅助共递送系统策略以及微针光动力-免疫协同疗法可能机制[85]Fig.13 Scheme of the MN-assisted co-delivery system and possible mechanism of antitumor immune responses induced by MN-assisted PDT in combination with immune checkpoint blockade[85]

2.6.3微针光热-基因协同疗法

Xu等[86]采用两步法模板法制备了透明质酸可溶性微针，并负载光热剂新吲哚菁绿IR-820及p53抑癌基因 (p53 tumor suppressor gene, p53 DNA)、光热-基因协同治疗上表皮口腔癌，如图14所示。结果表明，该微针系统可迅速溶解(5 min内)于组织液中，进而释放IR820和p53 DNA于皮下肿瘤部位，提供了一种有前景的PTT-GT协同治疗皮下肿瘤的策略。

图14 负载p53 DNA/IR820 微针用于微针光热-基因协同疗法协同治疗皮下肿瘤[86]Fig.14 Illustration of p53 DNA/IR820 MN patch and the synergetic combination of gene therapy and PTT to treat a subcutaneous tumor[86]

2.6.4微针免疫协同疗法

Ye等[87]用1-甲基-DL-色氨酸(1-methyl-DL-tryptophan, 1-MT)修饰透明质酸得到两亲结构分子，通过自组装将免疫检查点抑制剂(aPD1)封包而构建纳米粒子，并由HA制备的可溶性微针负载透皮给药协同治疗黑色素瘤，如图15所示。肿瘤部位过度表达的透明质酸酶(hyaluronidase, HAase)会消化HA，进而释放 aPD1和1-MT。aPD1阻断程序性死亡受体1(programmed cell death protein 1, PD-1)和程序性死亡受体-配体1(programmed death-ligand 1，PD-L1)之间的相互作用，从而恢复T细胞对肿瘤细胞的杀伤作用。此外， 1-MT作用于免疫调节酶吲哚胺2，3-双加氧酶和色氨酸-2，3-双加氧酶(indoleamine 2,3-dioxygenase and tryptophan-2, 3-dioxygenase, IDO / TDO)，阻断其将色氨酸(tryptophan, Try)迅速转化为犬尿氨酸(kynurenine, Kyn)，从而提高了T细胞杀伤肿瘤细胞的能力，达到协同治疗肿瘤的效果。Yang等[88]也做过类似的研究工作，不同之处在于开发了一种由带电壳和能够形成氢键的亲水核壳微针系统。免疫检查点抑制剂aPD-L1通过强静电相互作用，吸附在微针外壳，而1-MT存于微针内核，如图16所示。微针局部透皮给药，避免了检查点抑制剂的全身暴露而导致的脱靶效应，也提高了生物利用率。尽管免疫治疗在一部分临床试验中取得很好的疗效，但是其也可能带来一些副作用，存在一些风险。

图15 微针递送给药增强皮肤肿瘤部位的免疫反应[87]Fig.15 Schematic illustration of the therapeutics delivery using microneedles and the enhanced immune responses at the skin tumor site [87]

图16 负载aPD-L1和1-MT的微针免疫协同治疗黑色素瘤[88]Fig.16 Schematic illustration of CSMN-assisted co-delivery of aPD-L1 and 1-MT for melanoma immunotherapy[88]

3 展望

综上所述，微针透皮给药操作简易、微创无痛、精准安全，在治疗浅表肿瘤方面取得较好的疗效。作为一种潜在的透皮给药策略，微针可以与新兴技术相结合，如光热疗法、光动力疗法、基因疗法、免疫疗法、化学动力疗法(chemodynamic therapy, CDT)[92-94]、离子干扰疗法(ion interference therapy, IIT)[95]等，在肿瘤治疗方面有着巨大前景。由于药物在克服皮肤屏障后集中于浅层肿瘤组织，所以目前大多数研究集中于治疗浅表肿瘤，然而微针肿瘤疫苗未来将可能成为对抗系统性远端癌症最有效的手段[96]。

目前，微针临床应用取得一些进展，但如何大规模批量、低成本地制造可溶(熔)微针仍是一个难题与挑战。此外，微针刺穿皮肤可能因皮肤感染引发炎症[97]，所以对于微针针体材料的选择及微针的制造过程中如何消毒，其安全性能应该尽早做系统性评估。同时，可溶性微针由于吸潮会引发其机械性能大大下降而不能刺入皮肤，所以如何长期有效储存也是亟待解决的问题。