制造生物相容的微型游泳者的方法、微型游泳者以及使用这种微型游泳者的方法

技术领域

本发明涉及一种制造生物相容的微型游泳者的方法。本发明还涉及这种微型游泳者和使用这种微型游泳者的方法。

背景技术

由外部磁场提供动力的微型游泳者由于其无线致动、主动运动和精确定位能力而在医学应用中具有显著的潜力。它们的小尺寸和无缆控制可以允许深的组织穿透，因此可以革新微创手术和治疗。迄今为止，使用外部动力源致动的合成磁性微型游泳者已经在不同的平台中用于有针对性的货物递送、物体/细胞操纵和组织工程应用。特别地，由于用于微尺度致动的磁梯度拉动期间的磁转矩的效率，螺旋磁性微型游泳者最近已经获得关注。

在低雷诺数状态下利用外部旋转磁场操作的螺旋微型游泳者先前使用并入在螺旋弯曲的铜丝的头部处的小磁体以毫米级设计。然后，利用包括自滚动和掠射角沉积的不同制造技术来制造微米级的螺旋磁性游泳者。之后，双光子直接激光写入(TDLW)技术的进步实现了更复杂的聚合物微结构的三维(3D)制造，使用通用化学部分使其局部3D图案化变得容易，并且提供了将生物相容的超顺磁性氧化铁纳米颗粒(SPION)嵌入到微型游泳者中的可能性。迄今为止，不同的光敏材料已经与TDLW技术一起使用来制造螺旋微型游泳者。最初，使用用载药脂质体功能化的螺旋微型游泳者来进行体外单细胞药物递送。

尽管在该领域中最近有所发展，但是螺旋磁性微型游泳者仍然需要被加强以具有生理相关的生物降解和受控的局部货物释放能力，这对于它们的潜在医学应用是必要的。

在已知的时间段内通过形成无毒降解产物而使体内所施用的微型游泳者生物降解是医学应用的关键方面。最近，证明了由各种比例的PEG-DA/PE-TA和SPION组成的螺旋微型游泳者通过基于氢氧化钠的水解反应来降解。然而，将1M NaOH溶液用于微型游泳者的降解可能是有问题的，因此新的天然的、生理相关的降解机制到微型游泳者的整合对于未来的医学应用是必不可少的。

另外，通过有效的微型游泳者在疾病部位控制释放浓缩治疗剂可以提高总体治疗效率。螺旋微型游泳者使用旋转磁场克服了治疗剂到作用部位的主动递送问题。

然而，治疗剂的受控释放仍然是应该在基于微型游泳者的药物递送系统中解决的一个问题。远程触发的系统对于促进治疗剂在期望的时间释放到期望的部位一直是有吸引力的。

发明内容

因此，本发明的目的是使得可获得一种可生物降解的微型游泳者，该微型游泳者不是且不形成任何有毒的降解产物，使得微型游泳者可以容易地用于广泛的医学应用中。本发明的另外目的是使得可获得一种微型游泳者，借助于该微型游泳者，货物材料的受控主动释放是可能的，以确保货物材料的按需、精确且有效的递送。本发明的又一目的是使得可获得一种微型游泳者，该微型游泳者可以被引导至期望目标区域而不会对目标区域周围的组织造成过度的伤害。

该目的通过根据权利要求1的制造生物相容的微型游泳者的方法来实现。本发明的另外的益处和有利的实施例将从从属权利要求、从说明书且从附图变得明显。

这种方法可以包括以下步骤：

-提供可光交联的生物聚合物溶液；

-将磁性颗粒和光引发剂添加到可光交联的生物聚合物溶液以形成可3D打印溶液；

-施加具有可变焦点的激光，该激光指向可3D打印溶液；

-改变穿过可3D打印溶液的激光的焦点，以形成具有预定义形状的生物相容的微型游泳者；以及

-向具有预定义形状的生物相容的微型游泳者施加化学接头。

通过用可光交联的生物聚合物溶液形成微型游泳者，可以使用3D打印技术以快速且高效的方式制造微型游泳者。

这种3D打印技术允许形成微型游泳者，其中微型游泳者被定义为具有在0.0001至1mm的范围内选择的至少一个维度的部件。

而且，在使用生物聚合物溶液来形成微型游泳者时，微型游泳者可以形成为使得它们自身或它们的降解产物在生活环境内都不形成毒性反应。这使得可获得在不直接连接到胃肠道的身体部分中使用这种磁性微型游泳者的可能性。

此外，在微型游泳者处提供化学接头意味着不同的化学物质和其他材料可以以简单的方式附接到微型游泳者，从而使得可获得能够将货物材料运输到期望目标区域的微型游泳者。

通过使用存在于微型游泳者内的磁性颗粒，货物材料可以以受控且有针对性的方式递送到期望目标区域，从而确保货物材料按需、精确且有效地递送到目标区域。

化学接头可以形成生物相容的微型游泳者与货物之间的链接，该货物可附接至微型游泳者并且可由微型游泳者运输。这样，货物可以化学地键合到微型游泳者。

该方法还可以包括以下步骤：经由化学接头将货物附接在生物相容的微型游泳者处。货物材料因此可以化学地键合到微型游泳者，从而例如存在于微型游泳者的表面上，以允许货物材料在期望目标区域处的高效释放。

优选地，化学接头被选择为使得在存在刺激时可以释放微型游泳者与货物之间的链接。这样，形成了微型游泳者，借助于该微型游泳者，货物材料的受控主动释放是可能的，以确保货物材料的按需、精确且有效的递送。

在这一点上，应当注意，货物可以选自由酶、分子、药物、蛋白质、遗传物质、纳米颗粒、用于治疗或诊断目的放射性粒子以及前述的组合构成的组。

化学接头可以是可光裂解的接头，优选NHS和炔烃改性的邻硝基苄基衍生物。通过使用可光裂解的接头，货物材料可以借助于例如激光(例如红外或紫外激光)从微型游泳者释放。

在这一点上，应当注意的是，化学接头可以是可酶裂解的接头，例如一个基质金属蛋白酶识别肽序列。这样，在特定酶、例如存在于癌组织中的酶的存在下，货物材料可以从微型游泳者释放，即，刺激由特定水平的特定酶提供。

还应当注意，化学接头可以是被配置为在热的影响下释放货物材料的可热裂解的接头，即，刺激通过施加在一定范围内的温度来提供。

可光交联的生物聚合物溶液可以是包括生物活性的、可生物降解的和生物相容的聚合物的溶液，聚合物例如为壳聚糖、明胶、藻朊酸盐、多肽、核酸、多糖和前述物质的组合，优选壳聚糖。这样，可以获得可以由容易丰富且相对便宜的材料形成的微型游泳者，这些材料在微型游泳者可能被引入的宿主内不形成毒性反应。

在这一点上，应当注意术语可生物降解意指生物相容的微型游泳者在活体内通过酶活性随着时间降解，而不引起对周围组织的损伤。对于现有技术中已知的通过基于氢氧化钠的水解反应而降解的微型游泳者而言，情况并非如此。这种反应形成有毒的副产物，因此会对人体或动物体中的组织造成严重的伤害。

还应当注意，磁性颗粒是在施加激光时形成微型游泳者之前均匀地悬浮在可光交联的生物聚合物溶液中的胶体颗粒。

磁性颗粒的尺寸选自5nm至200nm、特别是5nm至100nm并且优选40nm至60nm的范围。这样，可以获得其中使得磁性颗粒的均匀分散成为可能的可3D打印溶液。存在于微型游泳者内并且经受变化的磁场强度的尺寸大于200nm的磁性颗粒或磁性颗粒的结块可能意外地导致微型游泳者偏离期望的路径，因此降低微型游泳者的操纵能力。而且，尺寸大于200nm的磁性颗粒或磁性颗粒的结块变得与TDLW打印技术不相容。因此，结构保真度变低。

磁性颗粒可以选自由氧化铁颗粒、铁铂颗粒、钕铁硼颗粒、铝镍钴颗粒、铁颗粒、钴颗粒、钐钴颗粒构成的组。优选地，使用氧化铁颗粒，因为已知该材料在宿主内是生物相容且无毒的。

光引发剂是在两个光子吸收时分裂成两半并生成发起光交联的自由基的分子，其中光引发剂例如为LAP。通过使用利用双光子吸收反应的光引发剂，可以形成长度在例如1μm至1000μm范围内且宽度在例如0.1μm至100μm范围内的尺寸的3D微型游泳者。

在这一点上，应当注意的是，光引发剂理想地是水溶性的。为了能够在3D打印机中使用，光引发剂必须能够吸收3D打印机的波长的光子，以便产生自由基，因此形成期望形状的微型游泳者。为此，如果光引发剂具有允许具有双光子吸收的自由基生成的双光子横截面，则是理想的。

优选地，在施加刺激时，例如施加光时，或者在由于宿主内的病理状况而导致的预定义量的特定酶附近，例如存在于特定癌细胞附近，货物可从微型游泳者释放。

该方法还可以包括以下步骤：施加磁场，该磁场的磁场强度被选择在5-30mT的范围内，以便在施加激光的步骤期间使可3D打印溶液内的磁性颗粒对齐。这样，可以预定微型游泳者的磁定向。

微型游泳者可以具有被配置为在存在旋转磁场的情况下根据时间不对称地移动的形状，例如螺旋形或双螺旋形状的结构。通过以这种方式形成微型游泳者使得微型游泳者能够被更准确地操纵和移动。

微型游泳者可以具有细长形状，其中长宽比被选择在2:1至10:1的范围内。这种形状可以利用旋转磁场以有利的方式移动，并且使得能够利用微型游泳者运输期望量的货物。

根据另外方面，本发明还涉及一种生物相容的微型游泳者，特别是使用如本文所讨论的方法制造的生物相容的微型游泳者，该微型游泳者包括由可3D打印溶液形成的主体部分，该可打印溶液包括可光交联的生物聚合物溶液、磁性颗粒和光引发剂；其中，微型游泳者的主体部分具有被配置为在存在旋转磁场的情况下根据时间不对称地移动的形状，例如螺旋形或双螺旋形状的结构；并且其中，主体部分涂覆有化学接头。

微型游泳者可以理想地根据前述制造方法进一步发展，从而该微型游泳者可以具有结合制造方法描述的所得优点。

因此，微型游泳者可以在一个部位产生，然后被运送到另外的部位，在该部位，微型游泳者可以被装载货物。例如，如果货物材料是放射性显像剂，则在微型游泳者在运送到例如放射学实验室时还没有装载货物材料而是仅在其使用前不久才装载货物材料以防止放射性材料衰变并且因此变得不活跃时是有益的。

提供可生物降解的微型游泳者使得可以消除先前需要的取回步骤，因为微型游泳者将在宿主中简单地分解，并且在该分解期间不形成可能导致任何伤害的任何毒性反应。

微型游泳者的主体部分可以具有细长形状，其中长宽比被选择在2:1至10:1的范围内。在这一点上，应当注意，微型游泳者的至少一个维度可以在0.0001至1mm的范围内选择。

有利地，微型游泳者可以被配置为以小于0.1的雷诺数移动。这确保了微型游泳者可以以受控的方式在宿主内移动。

微型游泳者可以在垂直于其主轴(即，垂直于其细长范围)的方向上被磁化。这使得能够预定微型游泳者的磁定向。

微型游泳者可以被配置为降解，使得在具有1.5μg/ml的溶菌酶浓度的溶液中在210小时的时段内，微型游泳者的长度降解至初始长度的至多70％、优选地至多65％的长度，并且微型游泳者的直径降解至微型游泳者的初始直径的至多50％、优选地至多45％的直径。这是微型游泳者的生物相容性的另外指示。

根据另外方面，本发明涉及一种使用如上所述的装载货物材料的一个微型游泳者的方法。方法包括以下步骤：

-在与期望目标区域相关联的区域中提供微型游泳者；

-利用时变磁场将微型游泳者引导至期望目标区域；

-在期望目标区域中刺激微型游泳者以释放货物。

这样，与现有技术的系统相比，可以控制和增加治疗剂(即货物材料)在作用部位的浓度。而且，与现有技术相比，使用远程触发系统可以减少总注射剂量。通过提供例如光刺激，使得可获得特别实用的光触发释放。其它触发或刺激机制由于其高的时空准确度而可以包括pH、温度、超声和磁场。

使用紫外(UV)光触发的释放系统，UV光的不良组织穿透深度限制了到人体或动物体内部的某些位置接近皮肤的区域的潜在医学应用的数量。然而，光学上转换过程，其中低能光子(例如，具有更大穿透深度的近红外光)可以在身体内转化为高能光子(例如，UV光)。这种系统可以用于使得能够在人体或动物体的不能使用UV光穿透的区域中刺激微型游泳者，从而增加身体的不同部分中的可能的医学应用的数量。

引导步骤可包括：以在1Hz至50Hz的范围内选择的频率施加在5mT至50mT范围内的旋转场强。可以以有益的方式在人体和/或动物体中或周围使用磁场，而没有任何已知的副作用。

在期望目标区域中刺激微型游泳者以释放货物的步骤通过在目标区域处施加光刺激来执行。已经发现光刺激的施加产生了用于在期望目标区域处有针对性地释放货物材料的高效触发机制。

引导微型游泳者的步骤可以结合图像映射(例如，使用MRI)进行，以便跟踪微型游泳者到期望目标区域的路径。这有利地使得能够反馈微型游泳者的当前位置，并且还允许对货物释放的更精确的有针对性的刺激。

附图说明

下面将参照附图以实施例的方式详细地描述本发明，附图中示出了：

图1A至图1C是合成和制造过程以及所得到的微型游泳者的概观，其中A)详细描述了可光交联溶液的合成，B)例示了使用双光子直接激光写入技术的微型游泳者的3D打印，C)例示了3D打印的微型游泳者的3×3阵列的光学显微图像；

图2A和图2B是使用旋转磁场的微型游泳者的致动和操纵能力，其中图2A)例示了作为磁激励频率的函数的微型游泳者的前向速度，并且图2B)例示了在施加以ω处的点划线例示的4.5Hz的10mT旋转磁场时的微型游泳者的受控游泳轨迹快照(短划线)；

图3A至图3E是使用溶菌酶的微型游泳者的酶降解，其中图3A)例示了用15μg·mL

图4A至图4D是光触发的药物从微型游泳者释放的过程，其中图4A示出了获得DOX改性的微型游泳者的示意性反应途径，其中微型游泳者上的氨基与邻硝基苄基可光裂解化学接头分子的NHS基团反应，随后是叠氮化物改性的DOX与微型游泳者的炔烃末端反应，图4B例示了从暴露于30mW光强度的微型游泳者释放DOX，图4Bi处于时间t＝0分钟时，图4Bii处于时间t＝30分钟时，荧光强度的降低指示DOX从微型游泳者裂解及其释放；图4C)例示了对于3mW(圆点)和30mW(方点)光强度从微型游泳者的累积DOX释放；并且图4D)示出了来自微型游泳者的DOX的智能给药，其中在t＝0至1分钟和t＝6至7分钟时的实心条例示了具有365nm波长的激光的施加，并且每分钟从微型游泳者释放了大约15％的DOX；

图5是使用2,4,6-三硝基苯磺酸(TNBS)测定确定甲基丙烯酸酯化的程度；

图6是用于微型游泳者的基于双光子的3D打印的微通道设置的照片；

图7A和图7B是在15keV下进行10分钟的微型游泳者的能量色散x射线光谱元素映射，其中图7B示出了微型游泳者内的碳原子的存在；

图8i到图8iv是类似于图2B的、在ω处例示的10mT旋转磁场下在5Hz下游泳的微型游泳者的受控游泳轨迹快照(点划线)；

图9A和图9B是药物分子到微型游泳者的化学整合。A)无邻硝基苄基接头改性的微型游泳者直接用药物分子(叠氮化物-DOX)处理。A)有邻硝基苄基接头改性的微型游泳者用药物分子(叠氮化物-DOX)处理。图像以相同的荧光强度和暴露时间捕获，并代表叠氮化物-DOX到微型游泳者上的受控整合；

图10A至图10C是在受控释放实验前对药物分子的光漂白测试，其中图10A)例示了对阴性组的30分钟的470nm波长的光激励(无邻硝基苄基接头改性的微型游泳者)，图10B)例示了对阴性组的30分钟的3mW 365nm波长的暴露，并且图10C)例示了对阴性组的30分钟的30mW 365nm波长的暴露；

图11A和图11B是示出了药物从微型游泳者的受控和局部释放的图像，其中图11A)例示了聚焦于微型游泳者(左栏)的365nm波长的暴露、在暴露时的药物分子的受控释放(中栏)，而剩余组(右栏)仍具有整合的药物分子；并且图11B)例示了从一半的微型游泳者主体的精确且受控的药物释放。

具有相同或类似功能的特征将在下面使用相同的附图标记来描述。还应当理解，除非有相反的说明，否则关于一个实施例中使用的附图标记给出的描述也适用于与其他实施例相关的相同附图标记。

具体实施方式

图1A至图1C示出了制造生物相容的微型游泳者10的过程和所得的微型游泳者10的概观。方法包括以下步骤：在容器中提供可光交联的生物聚合物溶液12；以及将磁性颗粒和光引发剂(均未示出)添加到可光交联的生物聚合物溶液中，以形成可3D打印的溶液14。

图1A的示例中的可3D打印溶液14通过在含有ddH2O的8％(v/v)乙酸2O中制备而形成，并且由30mg·mL

壳聚糖是线性的阳离子聚合物，从是世界上第二丰富的天然聚合物的甲壳质获得。壳聚糖固有的特性，例如生物相容性、可生物降解性、生物粘附性以及抗微生物、抗肿瘤和抗氧化活性，使得壳聚糖成为用于医学应用的理想聚合物。

在这一点上，应当注意，可光交联的生物聚合物溶液12是包括生物活性的、可生物降解的和生物相容的聚合物的溶液，聚合物例如为壳聚糖、明胶、藻朊酸盐、多肽、核酸、多糖和前述的组合，并且如上所述，优选的选择是壳聚糖。

不具有光敏特性的聚合物(如壳聚糖)可以被化学改性，而它们的多糖主链保持不变。由于这个原因，首先制备光敏形式的壳聚糖，甲基丙烯酰胺壳聚糖(ChMA)。这通过使聚合物的氨基与甲基丙烯酸酐反应来进行。在恒定的反应时间下，根据甲基丙烯酸酐/壳聚糖的比率，壳聚糖的氨基转化为光敏甲基丙烯酰胺基团(图1A)。

然后，新形成的聚合物链具有在光引发剂和波长为约350nm波长的UV光存在的情况下彼此交联的能力。

在这一点上，应当注意，光引发剂是在两个光子吸收时分裂成两半并生成发起光交联的自由基的分子，其中光引发剂例如为前述的LAP。需要光交联能力以由可3D印刷溶液14形成实心微型游泳者10。

在合成3D聚合物溶液14之后，使用2,4,6-三硝基苯磺酸(TNBS)测定来确定ChMA大分子的甲基丙烯酸酯化程度。结合图5讨论该测试的结果。TNBS是一种用于确定游离氨基的分光试剂。在固定的反应时间下改变甲基丙烯酸酐/壳聚糖的比例，并且该测定证明随着甲基丙烯酸酐/壳聚糖比例的增加，氨基被消耗。

为了促进打印时间，选择具有70％甲基丙烯酸酯化程度的甲基丙烯酰胺壳聚糖大分子用于3D打印。对于该ChMA，选择主链由大约70％光敏甲基丙烯酰胺基团组成的大分子用于制备过程。

如图1B指示的，3D打印溶液14的液滴14’被放置在培养皿形式的基板16上。在培养皿上指示了六个微型游泳者10。还指示了聚焦在焦点20上的两个激光束18。

为了形成微型游泳者10，使用的激光18具有可变的焦点，这意味着激光18的焦点20的位置可以以可预先确定的方式通过以下方式改变：改变例如相应的激光18的焦距或激光18相对于基板16的位置以移动焦点20。焦点20的位置的该变化可以在如由图1B中的原点指示的所有三个空间维度x、y和z中发生。在施加激光18时，并且通过改变穿过可3D打印溶液14的激光18的焦点，生物相容的微型游泳者10可形成有预定义形状。

图1B和图1C所示的基于壳聚糖的微型游泳者10使用双光子直接激光写入(TDLW)技术以双螺旋几何形状制造。这样，在封闭的通道中进行可3D打印溶液14的预聚物的光聚合以形成预定结构。一般而言，微型游泳者10具有被配置为在存在旋转磁场的情况下根据时间不对称地移动的形状，例如螺旋形或双螺旋形状的结构。

还应当注意，为了形成可3D打印溶液14而添加的磁性颗粒具有在5nm至200nm、特别是5nm至200nm、优选40nm至60nm的范围内选择的尺寸。由于其生物相容性，磁性颗粒优选为SPION，但是也可以使用其它生物相容的磁性颗粒。

其原因是在微型游泳者10的设计中使用SPION具有两个主要优点：(1)SPION被认为是生物相容的，并且在体内没有严重的副作用，并且(2)与基于钴或镍的表面涂层相比，SPION显著增加药物和货物释放部位的可用性。

微型游泳者10可以具有细长形状，其中长宽比在2:1至10:1的范围内选择，并且微型游泳者的至少一个维度能够在0.0001至1mm的范围内选择。

为了能够在磁场中移动微型游泳者10，微型游泳者必须被磁化。为此，也参见图6，将两个永磁体22放置在培养皿16上形成微型游泳者10的区域的任一侧，使得磁场B沿箭头的方向施加。磁场B强度被选择为在形成微型游泳者10时施加激光18的步骤期间对齐可3D打印溶液14内的磁性颗粒。

通过以预定方式布置永磁体22，对齐SPION的磁定向。随后，可以控制和操纵存在于具有对齐的磁定向的微型游泳者10中的SPION，使得可以使用旋转磁场在3D水环境中移动微型游泳者。

对于单个微型游泳者10，平均打印速率为约10秒。对所形成的微型游泳者进行的能量色散x射线光谱(EDS)元素映射证实了微型游泳者10中铁原子的均匀分散。

如图1C中进一步指示的，微型游泳者10具有6μm直径和20μm长度，并且由双螺旋组成，以在低雷诺数状态下利用低振幅旋转磁场操作。图1C所示的微型游泳者10能够使用10mT和4.5Hz旋转磁场以3.34±0.71μm·s

图2A和图2B示出了微型游泳者10能够使用旋转磁场来致动和操纵。图2A示出了作为磁激励频率的函数的微型游泳者10的前向速度。如图演示，具有图1C所例示的尺寸的微型游泳者10具有4.5Hz的步出频率。

为了做到这一点，使用五线圈电磁设置(未示出)来致动和操纵微型游泳者10。五线圈电磁装置可以安装在倒置光学显微镜(未示出)上，以便跟踪微型游泳者10的运动。五线圈磁装置可以以本身已知的方式控制，以生成和控制期望的旋转磁场，该磁场例如在2至50mT的范围内，具有在1Hz至50Hz的范围内选择的频率，跨2cm×2cm×2cm的体积具有超过95％的均匀性。

这意味着可以改变磁场的梯度和定向，以便在期望的方向上引导微型游泳者10。磁场的精确场强和频率通常可以根据微型游泳者的尺寸和因此存在于其中的SPION的量来选择。

图2A所示的结果是使用10mT旋转磁场记录的。最初，通过以0.5Hz的步幅将所施加的旋转磁场的频率从1Hz逐渐增加到6Hz来研究微型游泳者的步出频率。演示了所制造的微型游泳者在10mT旋转磁场下在4.5Hz被最佳地致动和操纵。在4.5Hz的最佳致动频率下的微型游泳者的平均前向速度被测量为3.34±0.71μm·sec

通过将五线圈电磁设置放置在倒置光学显微镜上，可以在不同路径上操纵微型游泳者10，并且通过显微镜记录它们在这些路径上的前进，以便演示和记录微系统的可控性的图像。示出了在10mT旋转磁场下，可以在4.5Hz和5Hz两者下操纵微型游泳者(图2Bi至图2Biv以及图8)，在这一点上，应当注意，图8i至图8iv示出了与图2Bi至图2iv的图像类似的图像，差别是所施加磁场的频率。

图3A至图3E示出了使用溶菌酶的微型游泳者10的酶降解。如上所述，由于可生物降解材料在执行其功能后能够自然分解并从体内消失，因此在医学上受到越来越多的关注。作为可生物降解的材料，壳聚糖主要被溶菌酶降解，溶菌酶以约1-15μg·mL

图3Ai和图3Aii例示了微型游泳者10的3D打印阵列的光学显微图像，其中图3Ai例示了对微型游泳者10进行的生物降解实验的开始，并且图3Aii示出了发生的表面侵蚀，其中水和酶无法渗透到交联结构内部；由此开始初始降解微型游泳者10的外表面。示出了微型游泳者10的螺旋和锋利边缘首先被溶菌酶降解。如图3Aii指示，微型游泳者10在204小时后部分降解，该图示出了在15μg·mL

为了测试微型游泳者10的降解，选择三种不同的溶菌酶浓度(由图3B和图3C中的三角形点例示的1.5μg·mL

图3B示出了微型游泳者10的长度对于不同溶菌酶浓度随时间的变化，并且图3C示出了微型游泳者的直径对于不同溶菌酶浓度随时间的变化。对于所有浓度，发现在210小时的时间段内，微型游泳者10的长度降解到初始长度的至多70％的长度，并且微型游泳者10的直径降解到微型游泳者10的初始直径的至多50％的直径。

如所预期的，不切实际的高溶菌酶浓度组(150μg·mL

这不一定意味着生物降解速率的降低，因为溶菌酶然后试图降解圆柱形微型游泳者主体10’，其与螺旋相比具有较低的表面积与体积比。由于表面侵蚀现象，在某一时间之后观察生物降解、长度和直径变化变得更加困难。微型游泳者在204小时内的部分生物降解与文献一致，其中对于大多数研究，在几周之后没有观察到完全降解。

除了生物降解之外，还使用SKBR3乳腺癌细胞研究了降解产物的体外生物相容性。用降解的微型游泳者10的降解产物处理SKBR3细胞一天，然后用活-死测定进行染色，以便毒性分析。结果表明，微型游泳者10的降解产物对SKBR3细胞没有毒性作用，并且对照组和处理组的活/死细胞比是相似的，并且占整个细胞群的大约90％(图3D和图3E)。

在这一点上，图3D示出了SKBR3乳腺癌细胞的活-死染色的光学显微图像的示意图，其中图3Di示出了未处理的癌细胞，并且图3Dii示出了用微型游泳者10的降解产物处理1天的癌细胞。中空点代表活细胞，而满点代表死细胞。图3E示出了用降解产物处理的SKBR3乳腺癌细胞的活性的量化结果。在用降解产物处理的细胞中，活性没有改变(p＞0.05)。误差条代表标准偏差，这不是显著的(未作说明)。因此，据此表明，微型游泳者10或其降解产物都不形成可能导致例如人体内的伤害的毒性反应。

图4A示意性地示出了获得DOX改性的微型游泳者10的反应途径。DOX是用于治疗肝癌的一种物质。DOX是可由微型游泳者10运输的货物材料24。为了附接货物材料24，化学接头26最初例如通过涂覆附接到微型游泳者10的主体部分10’。

化学接头26的功能是通过形成到生物相容的微型游泳者10的化学键28和到可附接到微型游泳者10并可由微型游泳者10运输的货物材料24的化学键30，来在货物24与微型游泳者10之间形成可释放的链接。化学接头26的另外功能是它能够在施加刺激(例如施加光和/或热)时或在“由于病理状况”而导致的预定义量的特定酶附近从微型游泳者10释放货物材料24。

在这一点上，应当注意，货物24(相应地为货物材料24)可以选自由酶、分子、药物、蛋白质、遗传物质、纳米颗粒、用于治疗或诊断目的放射性粒子以及前述的组合构成的组。

在这一点上，还应当注意，化学接头26可选自由可光裂解接头(优选NHS和炔烃改性的邻硝基苄基衍生物)、可酶裂解接头(例如基质金属蛋白酶识别肽序列之一)、可热裂解接头(即熔点高于体温且在局部施加热则熔化以便释放货物24的化学接头)和/或前述接头的组合。

在图4A的示例中，存在于微型游泳者10上的氨基(NH

图4B示出了从暴露于30mW光强度的外部光刺激30分钟的微型游泳者10释放DOX。图4Bi示出了在施加光之前的荧光强度，图4Bii示出了30分钟之后的荧光强度。荧光强度的降低指示DOX从微型游泳者10的裂解及其释放。

图4C示出了使用3mW(圆点)和30mW(方点)光强度的两种不同的激光强度从微型游泳者10释放DOX。在使用30mW光强度时，60-70％的DOX在暴露30分钟后释放，而在用3mW光强度暴露30分钟后仅释放30-40％的DOX。还如图4C指示，在用30mW光强度暴露的前五分钟内，约有60％的DOX被释放。

选择在365nm波长下的两种不同的光强度(3mW和30mW)以证明按需光触发的药物释放。对于30mW，荧光强度在30分钟后有显著的降低，这意味着DOX 24从微型游泳者10释放，如图4B指示。对于30mW光强度，约60％的键合DOX在5分钟内释放(图4C)。

释放速率在5分钟后显著降低。不完全释放是由于对硝基苄基观察到的低光化转换。5分钟后的缓慢释放可能由于从微型游泳者10的中心裂解的DOX分子24的较慢扩散而观察到。在3mW光强度的情况下，与30mW光强度相比，观察到更慢的药物释放。累积药物24释放速率降低并收敛到大约40％(图4C)。较低的药物释放可说明为由于较低的光强度而导致的较慢的反应动力学。

因此，通过改变光强度，可以控制释放的DOX的量，因此可以根据刺激的强度和施加刺激的时间，在施加刺激时定制释放的类型。

图4D示出了可以如何发生来自微型游泳者10的DOX 24的这种智能给药的示例。在t＝0至1分钟和t＝6至7分钟的实心条例示了具有365nm波长的激光形式的刺激。在施加刺激期间，每分钟从微型游泳者10释放大约15％的DOX。

当光打开(30mW光强度)1分钟时，观察到从微型游泳者10的急剧的药物释放，之后，当光关闭5分钟时，没有或有轻微的药物从微型游泳者释放(图4D)。每剂量释放大约15％的总药物。这表明用户可以控制从微型游泳者10的按需药物释放曲线。而且，给药的药物24的量可以通过改变光强度或暴露时间来调节。

因此，示出了基于光裂解的光触发递送系统10，该系统可被控制为释放不同速率的不同药物分子。在这些系统中，药物分子24与可光裂解的接头分子26化学键合。例如，可光裂解的接头分子26在光照射时分裂成两部分，药物分子24从附接的结构中释放。邻硝基苄基是一种可光裂解基团24，并且功能性邻硝基苄基衍生物已经用于递送各种生物分子。具有N-羟基琥珀酰亚胺酯(NHS)和炔烃的邻硝基苄基衍生物由于其化学官能度而对于分子24的释放非常有效。

NHS基团选择性地与氨基反应(称为NHS-胺偶联)以形成化学键28，并且炔烃基团与叠氮基反应(称为铜(I)催化点击反应)以形成化学键30。可光裂解的接头分子26的NHS末端与微型游泳者10的游离氨基缀合。然后，用作模型药物24的叠氮化物改性的DOX链接到附接的可光裂解的接头分子26的炔烃末端，这形成化学键30。

因此，执行两种不同的化学反应以获得DOX官能化的微型游泳者10(图4A)。在第一步中，用含有邻硝基苄基可光裂解接头分子26的溶液处理微型游泳者10。在此之后，获得炔烃末端的微型游泳者10，即所谓的NHS-胺偶联反应。作为第二步，用含有叠氮化物-DOX的反应混合物24处理炔烃末端的微型游泳者10。

治疗剂24的智能给药是各种递送系统10的另一个重要考虑，因为许多药物24具有严重的脱靶副作用。如所呈现的，通过按需接通和关断激光，从微型游泳者10的受控药物释放24是可能的。

图5例示了使用2,4,6-三硝基苯磺酸(TNBS)测定确定甲基丙烯酸酯化的程度。用2,4,6-三硝基苯磺酸(TNBS)测定分析ChMA大分子的甲基丙烯酸酯化程度，该测定基于未改性的游离氨基的量化。

将作为对照组的未改性壳聚糖和0.05％(w/v)ChMA大分子分别溶解在0.2％(v/v)乙酸溶液中。将80μL溶液与40μL的2％(w/v)NaHCO

温育期后，将60μL的1N HCl加入溶液中，然后使用盘式分析仪(BioTek Gen5Synergy 2，Bad Friedrichshall，德国)在345nm测量样品的吸光度。根据以下方程计算甲基丙烯酸酯化的程度：

如图5例示，未反应的壳聚糖在345nm波长的光下(依据氨基)给出最高的吸光度。而且，在壳聚糖与甲基丙烯酸酐之间的反应期间消耗氨基，并且这导致在345nm波长的光下的吸光度逐渐降低。

为了能够在上述3D打印过程中使用壳聚糖，吸光度必须低于未反应的壳聚糖的吸光度。与70％甲基丙烯酰胺反应的壳聚糖具有在3D打印过程所需范围内的吸光度，这就是为什么使用该产品的原因。

图6示出了用于微型游泳者的基于双光子的3D打印的微通道设置。永磁体20用于在游泳实验期间对齐预聚物溶液14内的SPION以获得最佳的磁致动效率。微型游泳者10被打印为纵向垂直于磁场B。

图7A和图7B示出了相应微型游泳者10的能量色散x射线光谱元素映射。微型游泳者10的元素映射在15keV下执行10分钟。双螺旋结构可以在两个图像中看到，下面的图像示出了在微型游泳者10内部的碳原子(散列区域)的存在。

图9A和图9B示出了药物分子(即，货物材料24)到微型游泳者10的化学整合的光学显微图像。图9A示出了未用化学接头24处理(即没有邻硝基苄基接头改性)而是直接用药物分子(叠氮化物-DOX)处理的微型游泳者10。

图9B示出了微型游泳者10，在给药这些微型游泳者以货物材料24之前，化学接头26被施加到这些微型游泳者。邻硝基苄基接头改性用药物分子24(叠氮化物-DOX)处理。图像以相同的荧光强度和暴露时间捕获，并代表叠氮化物-DOX24到微型游泳者10上的受控整合。

为了证实叠氮化物-DOX 24通过点击反应键合到微型游泳者10，仅用另一组微型游泳者10作为阴性对照组进行第二步，如图9A指示。在阴性对照中，叠氮化物改性的DOX 24无法键合到微型游泳者10，因为氨基与叠氮基之间没有反应。使用荧光显微镜比较DOX改性组和阴性对照组。

如图9B指示，DOX改性组在相同的暴露强度和时间下与阴性组相比具有明显更高和均匀的荧光发射(图9A)。同时，来自阴性组的低荧光发射是由于药物分子24扩散到微型游泳者10中。这些结果证实了邻硝基苄基接头和叠氮化物改性的DOX与微型游泳者10的化学缀合。

因此，通常可取的是使用化学接头26来将货物24键合至微型游泳者10。

图10A至图10C示出了在受控释放实验之前用于药物分子的光漂白试验。图10A示出了用470nm波长的激光激励30分钟的阴性组，其中阴性组包括无化学接头26(即无邻硝基苄基接头改性)的微型游泳者10。图10B示出了阴性组暴露于3mW 365nm波长的激光。图10C示出了阴性组暴露于30mW 365nm波长的光。

漂白测试和从微型游泳者10的受控药物释放

在微型游泳者10与DOX 24之间的邻硝基苄基接头分子26在365nm波长和3-30mW强度的光照射下经历选择性的键裂。

对于药物释放实验，主要假设是微型游泳者10的初始荧光强度对应于100％的药物24加载到微型游泳者10。基于荧光强度随时间的降低，表征从微型游泳者10的药物24释放。

进行漂白测试以证实在微型游泳者10中没有与光漂白和扩散有关的荧光强度变化。因此，阴性组暴露于用于接头分子26的裂解的365nm波长的光，并且暴露于470nm波长的光，该光用于DOX 24激励和荧光强度变化分析。

对于365nm波长(图10A)和470nm波长(图10B和图10C)两者的激励都没有观察到荧光强度的降低，这意味着药物分子24在曝光时没有失去它们的荧光；但是整个微系统中的荧光变化是由于药物24的受控释放。

图11A和图11B示出了光学显微图像，这些图像指示药物24从微型游泳者10的受控且局部的释放。图11A示出了聚焦在左栏(图11Ai)中发现的微型游泳者10上的365nm波长的激光。药物分子24在曝光时受控释放，而在右栏(图11Aiii)中发现的另一组仍然具有整合的药物分子24。

如图11A例示，药物24可以从特定组的微型游泳者10释放，而其它微型游泳者将药物保留在内部(图11A)。而且，图11B示出了可以如何通过改变所施加的激光(未示出)的焦点的位置来从一半的微型游泳者10释放药物24，这进一步指示人可以对货物材料24的释放进行的局部控制。

前面讨论的微型游泳者10可以用于在期望目标区域处(例如在人体或动物体的肝脏或肾脏(分别未示出)内)的货物材料24的有针对性的递送。如果微型游泳者10例如在胃肠道中使用，那么这些微型游泳者可以通过吞咽而简单地摄入，并且在监测人体的自然发展时，一旦微型游泳者10例如存在于肠或胃中，则可以主动地操纵微型游泳者10，如果微型游泳者10将用于将货物材料24递送到例如肝脏中，那么微型游泳者10被注射到例如血管的与期望目标区域相关联的区域中。

一旦微型游泳者10位于例如肝脏肿瘤的目标位置的1到2mm内，微型游泳者10就利用如上所述的时变磁场引导到期望目标区域。一旦微型游泳者10处于期望目标区域中，则对其进行刺激以在期望目标区域释放货物24。

如所讨论的，在期望目标区域中刺激微型游泳者10以释放货物24的步骤通过在目标区域处施加光刺激来执行。

如果将微型游泳者10引导到期望目标区域的步骤结合图像映射(例如，使用MRI)进行，以便跟踪微型游泳者10到期望目标区域的路径，则是进一步有利的。

如上例示，通过将光聚焦在微型游泳者10上，货物24(即药物)可以以局部的方式释放。

总之，开发了一种磁致动的生物相容的和可生物降解的基于壳聚糖的微型游泳者10，该微型游泳者具有按需光触发药物释放的能力。为此，合成光敏甲基丙烯酰胺壳聚糖大分子，然后将SPION嵌入在其中。使用TDLW技术由该3D聚合物溶液制造微型游泳者10。而且，证明在10mT旋转磁场下，可以以不同的频率致动和操纵微型游泳者。

为了表明微型游泳者10也可以在体外使用，还示出了使用在人体中发现的天然酶的微型游泳者10的生物降解，而不生成任何体外细胞毒性降解产物。

还示出了在合成微型游泳者10内的按需光触发药物释放的组合，该组合使得微系统对于与用于治疗各种疾病的治疗剂24的主动和受控递送相关联的挑战是有前景的。

除非另有指示，否则本文讨论的所有材料均购自西格玛奥德里奇(Sigma-Aldrich)。

在下文中，将使用发明人的言论来讨论被进行以产生微型游泳者10的某些方法步骤：

甲基丙烯酰胺壳聚糖的合成

甲基丙烯酰胺壳聚糖(ChMA)根据具有一些修改的先前描述的方案合成。开始，在室温(RT)下，将3％(w/v)低分子量壳聚糖粉末溶解在3％(v/v)乙酸溶液中24小时。以3.5:1w/w的比例将甲基丙烯酸酐加入到壳聚糖溶液中，得到～70％的甲基丙烯酸化程度，并在RT下用涡流混合器进行反应3小时。在进行反应后，用水稀释反应混合物，并对水透析(14kDa截止点)4天。将所得混合物冻干并在-20℃下储存以备进一步使用。

微型游泳者的3D打印

将ChMA(30mg·mL

可光裂解接头和药物分子向微型游泳者的整合

首先，通过NHS-胺偶联反应将可光裂解的邻硝基苄基接头(来自LifeTein LLC的1-(5-甲氧基-2-硝基-4-丙-2-炔基氧基苯基)乙基N-琥珀酰亚胺基碳酸酯)键合到微型游泳者的表面。简言之，将500μM的接头溶解在无水二甲亚砜中，并将微型游泳者用接头溶液在RT下处理4h。之后，为了将叠氮化物改性的DOX(LifeTein LLC)偶联至与微型游泳者键合的接头分子的炔烃末端，对前述方案进行一些修改。将微型游泳者用含有50μM叠氮化物改性的DOX、100μM CuSO4、5mM抗坏血酸钠、500μM三(3-羟丙基三唑基甲基)胺的溶液在RT下处理3h。最后，用ddH2O洗涤微型游泳者几次以去除未键合的药物分子并保持在黑暗中以便进一步使用。

漂白测试和从微型游泳者的受控药物释放

将药物整合的微型游泳者平衡至RT，用ddH2O洗涤几次，并在ddH2O中保持过夜。使用荧光倒置显微镜(DMi8,徕卡(Leica)显微系统)研究了在365nm曝光时从微型游泳者的受控药物释放。在30分钟的时段内每10秒获取延时荧光图像。将光强度调节到3mW或30mW，并且将暴露时间设置为1s。使用LASX分析工具箱(徕卡显微系统)分析微型游泳者的荧光强度。通过1分钟的曝光，接着是5分钟的不应期，进行按需控制药物释放实验。在两种情况下，从测量值中减去背景荧光。

通过被动扩散负载药物分子的微型游泳者的荧光漂白通过暴露于365nm或470nm的光(如在受控释放实验中)以及图像获取来测试。将365nm下的3mW和30mW光功率和470nm下的光功率的漂白测试进行测试30分钟，并且每10秒获取荧光图像。与释放实验类似，通过LASX分析工具箱(徕卡显微系统)测量单个微型游泳者的荧光强度，并从测量值中减去背景。

微型游泳者的降解和降解产物的细胞毒性研究

用在1倍磷酸盐缓冲盐水中制备的不同浓度的溶菌酶溶液(1.5、15和150μg·mL