依照美国法典第35章第119条，本申请要求于2015年10月7日提交的美国临时专利申请序列号62/238,178的优先权，该专利申请的全部内容以引用的方式并入本文中用于所有目的。
本发明涉及一种利用交变磁场感应的高热对所选择细胞进行治疗的可注射制剂，所述可注射制剂包含液体载体及两个或更多群的发热纳米粒子。可将所述可注射制剂导入血管循环中，可将其直接地导入待加热组织中，或者可将其容纳于用于在临近被加热组织处插入的微导管内。
背景技术：
增殖性疾病(例如癌症)意味着对保健系统的巨大负担。癌症(通常其特征是一群细胞不受控制的分裂)常常导致实体肿瘤或半实体肿瘤的形成、以及随后向一个或多个部位的转移。除了手术外，癌症治疗的常规方法包括：放射治疗，其作用是导致对恶性细胞的物理损伤从而使它们不能进行细胞分裂；和/或化学治疗，其通常包括改变dna的正常结构、功能或复制的细胞毒性化疗药物的全身给药。
然而，这些方法的一个问题是在放射治疗情况下的辐射和在化学治疗情况下化疗药物对于正常组织也是有毒的，并且经常引起危及生命的副作用。
可单独地或者结合放射治疗和/或化学治疗而应用于癌症治疗的一个非常有前途的治疗方法是热疗，如最近的临床试验所表明(m.h.faik,r.d.issel,“肿瘤学中的热疗”,int.j.hyperthermia17:1-18(2001)；p.wust,b.hildebrandt,g.sreenivasa,b.rau,j.gellermann,h.riess,r.felix。
p.schlag,“癌症联合治疗中的热疗”,thelancetoncology,3:487-497(2002)；a.jordan,t.rheinlander等人.“利用磁性流体的磁分离提高比吸收率(sar)”,journalofnanoparticleresearch5(5-6):597-600(2003)；a.jordan,w.schmidt等人,“热失活的新模型及其对人结肠癌细胞的克隆存活数据的应用”,radiationresearch154(5):600-607(2000)；a.jordan,rschlolz等人,“用于利用磁性流体热疗对人实体肿瘤进行治疗的新磁场治疗系统的介绍”,journalofmagnetismandmagneticmaterials225(1-2):118-126(2001)。
热疗可被定义为用于将受癌症影响的器官或组织的温度提高到41至46℃之间从而诱导癌细胞凋亡的治疗过程。
已知热疗当结合放射治疗使用时增强对肿瘤细胞的辐射损伤，并且当结合化学治疗使用时增强化疗疗效。
此外，已知甚至略微升高的温度可显著地增强放射治疗和化学治疗的效果。
这种各治疗方法的组合可以导致实现预定效果所需的化学治疗剂的剂量或放射强度的降低，因而导致毒性降低。
因此，采用热疗应当被认为是能够减小由放射治疗和化学治疗所导致的危及生命副作用的一个有利治疗方法。
在为实现所需温升而提出的各种技术中，可引述的是例如由p.wust,b.hildebrandt,g.sreenivasa,b.rau,j.gellermann,h.riess,r.felix,p.schlag详细报道的方法,“在癌症联合治疗中的热疗”,lancetoncology,3:487-497(2002)以及p.moroz,s.k.jones和brucen.gray,“热疗在晚期肝癌治疗中的状况”,j.surg.oncol.77:259-269(2001)。
然而，迄今为止用于诱导高热的这些各种技术仍然具有明显的局限性，其中最重要的是对被传递至肿瘤的热的控制不理想、对瘤内空间填充的控制不理想、和对热疗作用的精确定位的控制不理想。
因此，提供用以在被限定的肿瘤靶部位达到处于适度温度的受控制温度的热疗技术仍是一项处于开发阶段的技术挑战。
已有人提出了通过使用发热纳米粒子来引起局部和靶向高热的一些方法。
wo01-58458提出了一种通过将具有被金的金属导电壳层所包围的用稀土发射体或硫化金进行掺杂的氧化硅的分离的绝缘或半导电芯部的纳米壳型纳米粒子输送至所述细胞或组织，并且使所述纳米粒子，在当暴露于所述电磁辐射时所述纳米粒子发出热的条件下，暴露于电磁辐射，而引起在细胞或组织中的局部和靶向高热的方法。构成纳米粒子的芯和壳可通过使用可生物降解材料(如在体内被水解降解的多羟基酸聚合物)而连接，从而便于在一段时间后颗粒的去除。
wo03-055469公开了一种通过利用离子靶向将壳型纳米粒子引入肿瘤细胞中并且使所述纳米粒子，在其中当暴露于所述电磁辐射时所述纳米粒子发出热的条件下，暴露于电磁辐射，而引起局部和靶向高热的方法，所述壳型纳米粒子具有含有氧化铁的超顺磁性的芯及包围所述芯的至少两个壳(更具体地阳离子内壳和阴离子外壳)。
美国专利6,514,481提出了由在氧化硅壳中的氧化铁纳米粒子所组成且被靶向药物包围并且任选地含有示踪染料的所谓“纳米诊所(nanoclinics)”。恒定磁场的施加被认为通过磁诱导的溶胞而破坏靶细胞，这与在交变磁场中获得的发热相反。
a.jordan及同事们的美国专利6,541,039也提出了被包埋于至少两个壳中的氧化铁粒子。具有中性和/或阴离子基团的外壳允许这些粒子适当地分布进入肿瘤组织中。内壳具有阳离子基团从而有助于被细胞吸附/吸收。将纳米粒子以悬浮剂(“磁性流体”)的形式进行注射，随后暴露于交变磁场进行热疗。
然而，这些方法不允许在被限定靶区中的组织达到处于适度温度的受控制温度并且不允许在不进行含纳米粒子制剂的重复给药的情况下重复在被限定靶区中的加热过程。
jp10-328314公开了一种创伤性地被植入骨胳中用于进行热疗的成型材料植入物；所述成型材料植入物包含铝粉、能够在交变磁场中产生热的具有超过50nm的直径的磁体粉、和聚合的甲基丙烯酸酯单体。
美国专利7,918,883公开了一种磁加热的制品；该制品利用外部施加的高频磁场连同具有不同居里温度(tc1、tc2)的两个等级的磁敏感纳米材料来限制在施加交变磁场时该制品将被加热到的上限温度。居里温度(tc)或居里点是铁磁材料或亚铁磁材料在加热时变为顺磁性的温度；该效果是可逆的。在使纳米粒子经受交变磁场时，由于当纳米粒子温度达到它们各自居里温度时终止的磁滞损耗，而发生自限制的感应加热。
在一个公开的申请中，将自膨式镍钛合金支架加热以实现支架构型中的单向或者双向的形状记忆变化。在一个替代申请中，利用加热到第一居里温度而实现单向的形状记忆膨胀，并且当已布置该支架时利用进一步加热到第二居里温度而通过来自载体的热释放来输送治疗剂。在另一个替代申请中，可使用具有适当居里温度的材料，以获得足以通过将紧邻支架的细胞加热以诱导细胞凋亡而抑制再狭窄的局部温度；然而该支架不继续加热到超过居里温度(这可能会损伤血管壁)。在本申请中，可将支架定期地在原位置再加热，从而在不进行创伤性治疗的情况下抑制重新发生的再狭窄。
barati等人(“在一级居里相变附近的特别感应加热效应”,appl.physicsletters105,162412(2014))公开了一种具有lafe11.57si1.43h1.75的组成和319k(45.85℃)的tc的材料，该tc是在适合于癌细胞热疗的的范围(315至319k)内。barati还公开了可通过改变氢掺入的程度而在204k与350k之间调整居里温度。另外，barati公开了该家族的组成物在tc附近经历磁滞损耗的大幅增加，这已归因于相共存，其中铁磁相受到顺磁相基体中的磁场的诱导从而导致从在315k的10±0.6kj/m3到在317.7k的80±5.7kj/m3的增加的功率损耗。对它们的分析表明lafe11.57si1.43h1.75化合物的能量损失高度地依赖于温度，并且在紧接地低于tc的温度下使预期的功率损耗最大化接着是在tc下加热效应的立即减小。就在磁性流体中的转动弛豫过程而言，预期在紧接地低于tc的温度下感应加热效应有类似的增加。
比吸收率(sar)是在这些过程中单位质量吸收功率的速率的一个有用比较测量值，并且当应用于人体对射频(rf)电磁场的吸收时通常具有瓦每千克(w/kg)的单位。sar作为频率(khz)和磁场强度(h)的函数而变化。lafe11.57si1.43h1.75的sar已被报告为在279khz和8.8ka/m下的522w/g，同时更常规的材料(如feo)已被报告为在这些条件下显示15(铁磁性)至89w/g(超顺磁性)的sar。类似地，在0<x≤2.27的范围内，预期lafe11.57si1.43hx具有高sar值。
虽然lafe11.57si1.43hx材料的高sar和适当的tc使得它们作为用于所选择细胞的磁场感应热疗的制剂而具有吸引力，但与所观察的sar增强相关的狭窄温度范围(～3℃)、以及需要使芯组织温度升高达约4至8℃，那么理想的是要求较长暴露时间、较高磁场、和/或较高频率的组合。
技术实现要素：
在一些方面，本发明涉及一种用于所选择细胞的交变磁场感应热疗的可注射制剂；该可注射制剂包含液体载体及两个或更多群的纳米粒子，其中各群的纳米粒子具有在37至47℃范围内的平均居里温度，并且其中两个或更多群的各群的纳米粒子的平均居里温度与剩余每个群的纳米粒子的平均居里温度相差达至少2℃。
另外或可替代地，本发明涉及一种可注射制剂，其中两个或更多群的纳米粒子具有对应于fe11.57si1.43hx的组成，其中0<x≤2.27。
这些可注射制剂包含：第一群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在37至40℃范围内的平均居里温度；和第二群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在比第一群纳米粒子的平均居里温度高2℃的温度与比第一群纳米粒子的平均居里温度高3℃的温度之间的平均居里温度。
在一些方面，可注射制剂还可包含第三群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在比第二群纳米粒子的平均居里温度高2℃的温度与比第二群纳米粒子的平均居里温度高3℃的温度之间的平均居里温度。
另外，可注射制剂还可包含：第四群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在比第三群纳米粒子的平均居里温度高2℃的温度与比第三群纳米粒子的平均居里温度高3℃的温度之间的平均居里温度；第五群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在比第四群纳米粒子的平均居里温度高2℃的温度与比第四群纳米粒子的平均居里温度高3℃的温度之间的平均居里温度；并且在一些方面还可包含第六群的纳米粒子，这些纳米粒子具有在比第五群纳米粒子的平均居里温度高2℃的温度与比第五群纳米粒子的平均居里温度高3℃的温度之间的平均居里温度。
另外，可注射制剂的液体载体可选自由水、生理盐水、二甲基亚砜、乙醇、乙酸的水溶液、吡咯烷酮类、甘油、和丙二醇所组成的组群。
在另一个方面，可注射制剂的液体载体还可包含在原位发生聚合的组分。另外或可替代地，可注射制剂的液体载体还可包含在原位发生交联的组分和/或发生沉淀的聚合物组分。
在一些方面，两个或更多群的至少一个群的纳米粒子可包含连接的治疗剂，该治疗剂可包括抗肿瘤药。
在一些方面，用于所选择细胞的磁场感应热疗的可注射制剂可包含液体载体及两个或更多群的纳米粒子，其中各群的纳米粒子具有在37至47℃范围内的平均居里温度，并且其中两个或更多群的各群的纳米粒子的平均居里温度与每个剩余群的纳米粒子平均居里温度相差至少2℃，使得每个群的纳米粒子具有在该群的纳米粒子的其平均居里温度的3℃内的增强比吸收率的区域。
在这些方面，各群的纳米粒子的增强比吸收率的区域可与另一群纳米粒子的增强比吸收率的至少一个区域发生重叠，并且增强比吸收率的聚集区域可连续地跨越5至10℃的温度范围。
另外或可替代地，增强比吸收率的聚集区域可连续地跨越37至47℃的温度范围。可替代地，增强比吸收率的聚集区域可连续地跨越37至41℃的温度范围。
在一些方面，可注射制剂可包含两个或更多群的纳米粒子，这些纳米粒子具有对应于lafe11.57si1.43hx的组成，其中0<x≤2.27。
在某些方面，可注射制剂的液体载体可选自由水、生理盐水、二甲基亚砜、乙醇、乙酸的水溶液、吡咯烷酮类、甘油、和丙二醇所组成的组群。另外或可替代地，液体载体还可包含在原位发生聚合的组分、在原位发生交联的组分、和/或发生沉淀的聚合物组分。
在某些方面，两个或更多群的至少一个群的纳米粒子可包含连接的治疗剂，该治疗剂可以是抗肿瘤药。
在另一个方面，本发明涉及一种加热所选择细胞以便磁性诱导高热的方法；该方法包括将两个或更多群的纳米粒子定位在接近被加热的所选择细胞的位置，其中各群的纳米粒子具有在37至47℃范围内的平均居里温度并且其中两个或更多群的各群纳米粒子的平均居里温度与每个剩余群的纳米粒子的平均居里温度相差达至少2℃，以及使两个或更多群的纳米粒子经历交变磁场，由此导致当两个或更多群的纳米粒子局部地产生热，于是所选择细胞经历高热。在一些方面，交变磁场导致在所选择细胞内不大于2w/kg的比吸收率。
在某些其他方面，通过两个或更多群的至少一个群的纳米粒子的局部加热而释放出可以是抗肿瘤药的治疗剂。
在一些方面，定位步骤是通过将至少两群的纳米粒子直接注射入被加热所选择细胞的附近而完成；同时可替代地或另外地，定位步骤是通过将至少两群的纳米粒子容纳于微导管内并将所容纳的至少两群的纳米粒子定位在待加热所选择细胞的附近而完成，并且/或者定位步骤可通过将至少两群的纳米粒子注射在被加热的身体内并随后通过施加磁场而使至少两群的纳米粒子集中于待加热的所选择细胞附近而完成。
附图说明
图1示出了已由baratti等人所报告的lafe11.57si1.43h1.75的增强感应加热效应的狭窄范围的温度(“在一级居里相变附近的特别感应加热效应”,appliedphysicsletters105162412(2014)；279khz和8.8ka/m)。
图2某种程度地示意性地图示说明了本发明的一个方面。
图3某种程度地示意性地图示说明了本发明的一个替代方面。
图4某种程度地示意性地图示说明了本发明的另一个方面。
图5图示说明了各纳米粒子群的模拟加热曲线。
图6图示说明了纳米粒子的可注射分散液。
图7示意性地图示说明了包含连接的治疗剂的本发明纳米粒子。
具体实施方式
以下的描述应参照附图进行阅读，其中在全部若干视图中用类似的附图标记来标示类似的元件。各附图(不必按比例绘制)并非意图限制请求保护的本发明的范围。详细描述和附图说明了请求保护的本发明的示例性实施方式。
尽管公开了属于各种组分、特征和/或规格的一些合适的尺寸、范围和/或值，但本领域技术人员在本公开的启发下将会理解期望的尺寸、范围和/或值可偏离明确公开的尺寸、范围和/或值，除非上下文明确地指出预定的极限。
本文中的所有数字假设可由用语“约”加以修饰。利用端点对数值范围的陈述包括在该范围内所包含的所有数字(例如，1至5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4、和5)。
在本说明书和所附权利要求中所使用的单数形式“一个”、“一种”、和“所述”可包括复数所指对象，除非上下文清楚地另有说明。在本说明书和所附权利要求中所使用的用语“或者”通常是以包括“和/或”的其含义而使用，除非上下文清楚地另有说明。
应注意的是在本说明书中对“一个方面”、“一些方面”、“其他方面”等的引述表示所描述的方面可包括特定的特征、结构或特性，但每个方面可以不必包括该特定的特征、结构或特性。此外，这种短语不必指代相同的方面。此外，当结合一个方面来描述一个特定的特征、结构或特性时，将在本领域技术人员知识范围内的是无论是否有明确说明可结合其他方面来实现这种特征、结构或特性，除非清楚地说明相反的情况。
在本说明书和所附权利要求中，应当理解的是对群的居里温度的引述应当被理解成包括在一群纳米粒子内的变化，因而如果修饰语被省略则意图是指该群的平均居里温度。
图1图示说明了由barati等人所报告的一群lafe11.57si1.43hx纳米粒子在279khz和8.8ka/m下作为温度函数的静态磁滞损耗中的变化(“在一级居里相变附近的特别感应加热效应”,appl.physicsletters105,162412(2014))，该图示出了已观察到增强的感应加热效应的狭窄温度范围和在测试样品的tc下磁滞损耗加热的突然停止。
虽然lafe11.57si1.43hx材料的高比吸收率(sar)和适当的tc使得它们作为用于所选择细胞的磁场感应热疗的制剂具有吸引力，但与所观察到的sar增强相关的狭窄温度范围(～3℃)以及需要使组织温度升高到超过相邻的，经常为芯，体温约4至8℃的温度，则要求有在对受试者进行治疗中将会需要较长暴露时间、较高磁场、和/或较高频率的组合；然而可通过使用两个或更多群的可注射纳米粒子来克服这个困难，这些群就它们的tc而言有所不同，因而低于这些tc的、与所观察的比吸收率(sar)增强相关的狭窄温度范围发生重叠，并且至少集在一起跨越在芯体温度(标称为37℃)与期望热疗温度(通常为41至45℃或者41至47℃)之间的温度范围。
与可导致引起热消融和随后组织坏死的局部过热的、使用非侵入式探针的更常规热疗技术相反，由本发明人所开发的热疗用可植入制剂被预期可提供快速且自我限制的局部加热并且具有在5℃至10℃范围内的典型温升。在一些方面，温升的有效范围可以是甚至更大。
各自具有不同平均居里点温度和增强比吸收率(sar)的多个纳米粒子群在紧接地低于群的平均居里点温度的热区的使用被预期可在相对较低的磁场强度下导致快速加热，因而具有略高于待加热的所选择细胞的周围温度的平均居里温度的第一群纳米粒子呈现的增强比吸收率(sar)，当被交变磁场激发时，将所选择的细胞和其余群的纳米粒子加热到第一群纳米粒子的居里温度，并当达到该居里温度时第一群纳米粒子的感应加热将停止。
通过选择第二群纳米粒子的平均居里温度使得紧接地(immediately)低于第二群的平均居里温度的增强比吸收率(sar)区与第一群纳米粒子的平均居里温度f发生重叠，能够随着第一群纳米粒子由于已达到其居里温度因而对进一步的激发变得敏感而开始激发第二群的增强比吸收率(sar)区。必要时，该选择步骤可扩展到包含第三、第四、第五、第六或更多群的纳米粒子以便达到期望的治疗温度。通过使用一系列群的纳米粒子，当使被加热组织的温度升高时每个群是在其增强的sar区内，预期可减少达到有效热疗温度的总时间，因为在高至期望治疗温度的所有温度下发热将被增强，但加热过程受到随温度升高将要被激活的最后群的纳米粒子的居里温度的自我限制，因此可有效地防止过热。
例如，如果第一群纳米粒子的增强sar的区域具有～3℃的温度范围(例如本文中所描述lafe11.57si1.43hx材料的温度范围)，并且待加热的所选择细胞具有37℃的初始温度，则预计具有40℃居里温度的第一群纳米粒子能被适当的交变磁场高效地加热到40℃的温度，由此使所选择细胞的温度升高并且将任何其余群的纳米粒子加热到该温度。当具有43℃居里温度的第二群的纳米粒子也在40℃下与所选择细胞共存时，预计第二群的纳米粒子能被适当的交变磁场高效地加热到43℃的温度，由此使所选择细胞和任何其余群的纳米粒子的温度升高到该温度。当具有45℃居里温度的第三群纳米粒子也在43℃下与所选择细胞同在时，预计第三群纳米粒子能被适当的交变磁场高效地加热到45℃的温度由此使所选择细胞和任何其余群的纳米粒子的温度升高到该温度，由此诱导被加热的所选择细胞内的凋亡。在图2中某种程度地示意性地示出了三群纳米粒子(各群具有紧接地在各自的tc以下的增强的sar效应)的这种连续重叠，其中三群的纳米粒子可用于，当连续的群被施加具有适当频率和磁场强度的交变磁场加热时，使组织环境的温度从初始温度ti升高到最终温度tf。
本领域技术人员将会理解的是，前面的描述是代表性的而并非意图是限制性的。例如，可以理解的是，必要时第一群的纳米粒子可具有39.5℃的居里温度；第二群的纳米粒子可具有42℃的居里温度；第三群的纳米粒子可具有44.5℃的居里温度；第四群的纳米粒子可具有47℃的居里温度。如果增强sar区的温度范围不同于3℃，则可将各群纳米粒子的其他组合选择成跨越期望的温升。通常，一般认为理想的是使用最小数量的纳米粒子群以便跨越给定的期望温升，从而使实现期望的最终温度所需纳米粒子的总质量最小化。
如果例如利用此方法被加热组织的初始温度不同于37℃或者较高的最终温度是所需的，则可使用更多的纳米粒子群，因而12℃的温升是可以期望的，该结果可通过使用六群纳米粒子而实现，各群导致使该组织的温升达大约2℃。图3粗略示意性地图示说明了六群纳米粒子的该连续重叠(各群在紧接地低于各个群的tc的温度下显示增强的sar效应)，其中六群的纳米粒子(100a至100f)可用于，当连续群被所施加的具有适当频率和磁场强度的交变磁场加热时，使组织环境的温度从初始温度ti升高到最终温度tf。
除了或代替如在上面所给出实施例使用的不同数量的群，一般认为通过改变各群纳米粒子的质量比可有效地实现不同的加热曲线。作为一个例子，由两个较小的群200a和200b实现初始温升以获得超过初始或芯组织温度的温度，但预计若低于该温度则会导致明显的凋亡，接着是较大的群200c，预计该群更快速地使组织温度升高到最终温度，这将引起期望的凋亡，如在图4中某种程度地示意性地示出。应当理解的是，可采用不同粒子群的其他组合以实现不同的加热曲线。
在一些方面，可通过如下方式获得类似的效果：采用各群纳米粒子的tc的非均匀间距，使得利用增强sar进行激发的纳米粒子的数量随温度而变化。
图5示出了对预计温升的数值模拟的比较，其中将单个超顺磁性纳米粒子群(1)加热；其中已利用公开的数据使增强sar纳米粒子群加热模型化(2)；其中已使具有46℃居里温度的一群lafe11.57si1.43hx纳米粒子的sar模型化(3)；并且其中已使具有40、43和46℃的tc的三个组合群的lafe11.57si1.43hx纳米粒子的sar模型化(4)。
所描述纳米粒子群的定位可利用在本领域中为已知的方法而实现，例如可将纳米粒子20分散于液体载体10中(如图6中所示)以便通过直接注射、通过将可靶向粒子注射入体循环、或者通过导入位于与待加热组织相邻位置的微导管中而进行传输。在一些方面，可将载体10选择成一旦被注射入该组织中则发生沉淀、凝胶化、聚合、和/或交联。
在一些方面，至少一部分的颗粒20a可包含连接的治疗剂25，如在图7中所示，在一些方面该治疗剂可以是抗肿瘤药。在这些方面，载体10可包含增强抗肿瘤药的活性的化合物。
尽管上述的说明性实施例与可用于将组织加热的lafe11.57si1.43hx纳米粒子有关，但具有增强sar区的的其他纳米粒子的多个群和/或待加热的其他材料也是可想到的。
在不背离本发明范围和原理的前提下，本发明的各种修改和变更对于本领域技术人员而言将变得显而易见，并且应当理解的是本发明不应不适当地局限于在上文中所陈述的说明性实施方式。所有出版物和专利以参考的方式以某种程度并入本文中，如同各单独的出版物或专利特别地且单独地意图以参考的方式并入本文中。