CN117642130A

CN117642130A - 用于热加速和药物递送的装置、方法和组合物

Info

Publication number: CN117642130A
Application number: CN202280049222.5A
Authority: CN
Inventors: W·K·C·帕克; D·E·杜普伊
Original assignee: Ceromis Ltd
Current assignee: Ceromis Ltd
Priority date: 2021-05-24
Filing date: 2022-05-23
Publication date: 2024-03-01

Abstract

一种可用作药物递送载剂以将一种或多种药物递送至靶标位点的热促进剂。例如，在某些实施方式中，诸如白蛋白或人血清白蛋白(HSA)等载体可以用抗肿瘤剂浸渍或共价连接至抗肿瘤剂并递送至接近患者肿瘤的位置。可以将载体暴露于能量源，该能量源在结构上改变载体并从中释放药剂。能量源可包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(HIFU或组织摧毁术)中的一种或多种。在某些实施方式中，抗肿瘤剂可以被延迟释放，使得一部分药剂在延长的时间内从载体中释放。将抗肿瘤剂掺入热促进剂中提供了热消融‑药物递送联合疗法(例如，热激活联合疗法)。

Description

用于热加速和药物递送的装置、方法和组合物

相关申请的交叉引用

本专利申请要求2021年5月24日提交的标题为“用于药物递送的装置、方法和组合物”的美国临时专利申请号63/192,253，以及2022年1月28日提交的标题为“用于热加速和药物递送的装置、方法和组合物”的美国临时专利申请号63/304,071的权益，将其包括附图和附录的全部内容通过引用并入本文。

本专利申请的主题可能与2021年7月9日提交的标题为“热促进剂组合物和使用方法”的美国专利申请号17/371,683的主题相关，该专利申请是2019年12月9日提交的标题为“热促进剂组合物和使用方法”的美国专利申请号16/708,416(现美国专利号11,076,916)的分案，其是2016年12月23日提交的标题为“热促进剂组合物和使用方法”的美国专利申请号15/389,809(现美国专利号10,722,289)的部分继续申请，其要求2016年8月30日提交的美国临时专利申请号62/381,251和2015年12月23日提交的美国临时专利申请号62/387,250的权益和优先权，将其包括附图和附录的全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及用于用微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(HIFU或组织摧毁术)中的一种或多种来治疗受试者的系统、装置和方法。特别是，公开了可用作药物递送载体以将一种或多种物质(如抗肿瘤剂)递送至靶标位点的热促进剂。在某些实施方式中，抗肿瘤剂可以被延迟释放，使得一部分药剂在延长的时间内从载体中释放。将抗肿瘤剂掺入热促进剂中提供了热消融-药物递送联合疗法。

背景技术

各种实施方式涉及用于高温组织消融的方法、材料和设备，即，涉及在不进行手术的情况下施加能量来加热和破坏组织，如位于内部器官、血管、骨骼或其他部位中的肿瘤。用于此类消融的仪器包括单极(MP)射频天线；双极(BP)射频电极；和微波天线。这些可以经皮插入，或通过导管鞘插入以进入治疗部位，并且每种都有其特有的作用和致动参数。使用这种用于局部加热组织以实现高温组织消融的天线装置可能需要特有的操作持续时间、所施加的功率水平以及电磁驱动的频率和类型，并且这些参数的正确选择或设置以及天线尖端的定位通常取决于组织类型以及靶标肿瘤的大小和形状。在不同的加热方式中，可以使用探针或手持件中携带的针状天线将微波消融应用于内部组织部位，并且可以例如通过CT成像对有源天线进行成像，精确指导相对于靶组织部位的放置。靶标本身可以或已经通过诊断成像、通过相同或另一种医学成像模态来识别。

这种图像引导的微波肿瘤消融已被认为是一种针对离散肿瘤的安全、微创且具有成本效益的癌症治疗方法，并且有时可能是当其他因素导致手术危险或不宜时的一种治疗选择。

然而，虽然可以使用简单的手术消融针手持件或常用的套管针和导管将微波天线放置在身体的任何位置，以放置天线和电缆，根据预期靶标部位的情况，微波消融天线的有效加热范围导致椭圆形或长方形消融区域，其仅在消融天线周围延伸相对较小的距离。其加热效果可能会在一定程度上有所不同，具体取决于局部组织状况。虽然这种短的有效范围将限制对大多数附近健康组织结构的意外损害，但它也存在一个缺点，即因为微波消融仅在几厘米内迅速下降，并且由于该部位的微波热量产生速率、或从该部位到邻近组织的热传导、或组织电导率和介电常数的变化，消融可能是不规则的(每个患者可能不同)。因此，当采用微波高温消融治疗时，由于不完全消融的位点，肿瘤的复发率相对较高(约30％)。由于某些未被检测到的肿瘤细胞位于有效消融区域之外，可能会发生消融不完全以及随之而来的肿瘤细胞存活和肿瘤复发；因为组织特性的局部变化导致本质上产生的热量较低；因为存活的肿瘤细胞位于血管附近，血管充当“热沉(heat sink)”，通过增加远离预期消融部位的热传导，限制消融过程中部分靶标区域的温度升高；或者因为远场中的衰减或阴影导致有效温度在标称靶标温度附近发生很大变化。

如图1A所示，微波针/天线的有效消融区域通常是从微波天线仅延伸2-4cm的杏仁形区域，其示出了插入患者肝脏L中的肿瘤T中的微波针/天线A，使得致动加热覆盖肿瘤中心但不覆盖边缘的消融区域AZ。图1B显示了从左侧结肠癌转移并呈现的现实肝脏肿瘤的实际图像。原发结肠切除术后，患者接受了8个周期的亚叶酸、氟尿嘧啶、奥沙利铂以及贝伐单抗(阿瓦斯汀)治疗。然而，由于担心肝脏储备功能，肝脏肿瘤被认为是不可切除的，因此通过微波消融肿瘤的几个部分进行治疗，其中一个部分由图1B中的粗箭头表示。肿瘤经测量2.7cm，毗邻左肝静脉(细箭头)。消融步骤后，拍摄了后续的正电子发射断层扫描图像。如图1C所示，在一个小区域中观察到氟脱氧葡萄糖活性增加(粗箭头)，其位置与左肝静脉附近残留肿瘤的存在一致(图1C，细箭头)。热沉被认为是造成残留疾病的可能原因。初次诊断后，患者存活3年。

其他因素可能会导致消融效果不佳，包括对靶标组织及其微波加热特性的不完全了解、靶标的不规则形状或尺寸以及限制天线进入或放置的组织的存在。

发明内容

根据某些实施方式，方法和系统消融组织。为此，所述方法和系统可以将第一施加器引入患者中的靶标部位；定位第一热促进剂以限定靶标部位的标称消融区域，该热促进剂包含离液剂；并启动第一施加器以激发第一热促进剂的颗粒，以将第一热促进剂加热至特定温度以消融靶标部位。

在某些实施方式中，所述方法还可将第一热促进剂施加至靶标部位处的组织表面以烧灼靶标部位。在某些实施方式中，定位第一热促进剂还可包括将促进剂定位在靶标部位的外边界处。此外，所述方法还可以将第二施加器或第二热促进剂引入到靶标部位，第二施加器和第二热促进剂与第一施加器和第一热促进剂一起定位成大致菱形形状。此外，第一施加器或第二施加器可包括其上具有一个或多个能量发射装置的电极。更进一步地，所述方法还可以包括使第一施加器和第一热促进剂中的一个或多个在图像引导下穿过靶标部位。其中，第一热促进剂可以凝结以与被消融的组织成为一体。在某些实施方式中，特定温度可以在约60摄氏度至约170摄氏度之间。

根据替代实施方式，第一热促进剂可以包括具有高偶极矩的材料，其被配置为将射频转换成热能。第一热促进剂可被定位成通过在远场、周边衰减或组织变化区域中施加电能来增强加热，从而将消融效果延伸至所述区域。偶极矩可以具有范围从约7德拜至约1,000德拜的值。其中，第一施加器可发射微波能量、射频能量和电穿孔能量脉冲中的一种或多种。靶标位点可包括患者中的肿瘤和组织靶标中的一个或多个。

根据替代实施方式，第一热促进剂在沉积之后可以在靶标位置内保持基本上静止。其中，第一热促进剂可定位在第一施加器和健康组织之间以防止健康组织过热。在某些实施方式中，所述方法还可包括将第一热促进剂定位在消融部位和热沉之间以调节远离消融部位的热传导。此外，所述方法可包括从第一施加器递送热促进剂。

根据其他实施方式，热促进剂的各种组合物可用于消融。所述组合物可以包括具有被配置为在体温或更高温度下变成胶状或固化以在定位于靶标位点内之后变得相对固定的聚合物的热促进剂、被配置为调节聚合物内的电荷分布的离液剂、以及被配置为允许对患者体内的热促进剂进行图像引导验证的成像组分。当暴露于一定量的烧蚀能量时，热促进剂的电导率和损耗因数的值比在没有热促进剂的情况下暴露于等量的烧蚀能量时活体组织中的电导率和损耗因数的值高至5倍以上。在实施方式中，聚合物可以充当成像组分。

热促进剂的粘度可以在约50厘泊至约25,000厘泊的范围内。所述离液剂可以选自下组：氯化钙、氯化铯、氯化锂、氯化钾、氯化铷、氯化钠、柠檬酸钠、柠檬酸三钠、色氨酸钠、柠檬酸、辛酸及其组合。在某些实施方式中，氯化铯可以与由其固有偶极矩推动的交变电场同步翻滚以产生热量。此外，聚合物可包括白蛋白、DNA、RNA、糖蛋白或糖聚合物(如IgA、IgG或其他免疫球蛋白)中的一种或多种。离液剂可以以1mg/mL至500mg/mL之间的浓度、或2mg/mL至150mg/mL之间的浓度、或5mg/mL至20mg/mL之间的浓度存在于热促进剂中。白蛋白可以以50mg/mL至700mg/mL之间的浓度、或150mg/mL至600mg/mL之间的浓度、或300mg/mL至600mg/mL之间的浓度、或450mg/mL至550mg/mL之间的浓度、或甚至以500mg/mL的浓度存在于热促进剂中。

在用于药物递送的TA的示例性实施方式中，所述物质可以包括载体，在暴露于外部能量时与所需药物一起原位形成“结构上改变的”载体分子，其中术语“结构上改变的”指由外部能量源引起的载体分子不可逆变化的所有阶段，外部能量源包括除生理体热能以外的能量源。能量源可包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(组织摧毁术)中的一种或多种。制剂中载体的浓度可以在约30mg/mL至约600mg/mL的范围内。在某些实施方式中，可以添加酸、碱、金属或金属离子、盐、缓冲剂或离液剂中的一种或多种以调节载体分子的极性以用于消融期间的动力学运动。

根据其他实施方式，药物递送组合物包括载体和药物，所述载体包括被配置为当暴露于来自能量源的指定能量时凝结以在定位于靶标位点内之后变得相对固定的聚合物，并且药物被配置为与载体联结，该药物被配置为在暴露于来自能量源的指定能量后释放，其中，载体被配置为在暴露于来自能量源的指定能量时结构上改变以释放药物。药物可以被配置为使得一部分药物在至少48小时内从载体中释放。药物可以通过蛋白质结合或共价键合中的至少一种与载体联结。载体的浓度可以在约30mg/mL至约600mg/mL的范围内。

聚合物可以包含白蛋白或结构修饰的白蛋白。结构上改变可以包括载体的变性。载体的变性可以改变以下至少一项：药物与载体之间的蛋白质结合百分比；或载体的形状。

在某些实施方式中，能量源可以包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(HIFU或组织摧毁术)中的一种或多种。

药物递送组合物还可以包括配置成调节载体内的电荷分布的离液剂。

在某些实施方式中，聚合物可以包括DNA、RNA、糖蛋白或糖聚合物(如IgA、IgG或其他免疫球蛋白)中的一种或多种。

在某些实施方式中，药物可包括PD-1派姆单抗(Keytruda)、纳武单抗(Opdivo)、西米普利单抗(Libtayo)、PD-L1阿替利珠单抗(Tecentriq)、阿维单抗(Bavencio)、德瓦鲁单抗(Imfinzi)和CTLA4伊匹单抗(Yervoy)、siRNA、肽、蛋白质、免疫原、RNA、mRNA、DNA或基于核苷类似物的试剂中的一种或多种。

在某些实施方式中，药物可以包括激酶抑制剂、或阿霉素、紫杉醇或其他非激酶抗肿瘤剂中的一种或多种。

在某些实施方式中，药物可以包括用于在癌症免疫治疗中靶向巨噬细胞的药物，其包括以下的一种或多种：CSF1(MCS110)；CCL2(CNTO 888)；CCR2(BMS-813160、CCX872-B、MLN1202、PF-04136309)；SIRPa(TTI-622、CC-95251、BI 765063、FSI-189)；TIE 2(CEP-11981、瑞戈非尼、Arry-614)；精氨酸酶(INCB001158)；HER2(CAR-巨噬细胞)；GC维生素D-结合蛋白(EF-022)；CD40(SEA-CD40、APX005M、CP870,893、R07009879、CDX-1140、SGN-40、HCD122、2141V-11、ADC-1013、LVGN7409、Chi Lob 7/4、NG-350A)；BTK(依鲁替尼、阿卡替尼,泽布替尼)；CSF 1R(PLX-3397、BLZ945、ARRY-382、JNJ-40346527、IMC-CS4、FPA008、RO5509554、TPX-0022、DCC-3014、Q702、SNDX-6532)；或CD47(Hu5F9-G4、TTI-621、AO-176、IBI322、ZL 1201、CC-90002、HX009、IBI188、SRF231、AK117、IMC-002)。

在某些实施方式中，药物可以包括用于靶向cGAS-STING-TBK1信号传导途径的药物，其具有ADU-S100、MK-1454、MK-2118、BMS-986301、GSK3745417、SB-11285或IMSA-101中的至少一种或多种。

在某些实施方式中，药物可以包括靶向癌症疫苗的药物TLR和STING激动剂：靶RIG-I/MDAS和TLR3(poly-ICLC)；TLR4(G100)；TLR7/8(NKTR-262，瑞喹莫德)；TLR9(CpG ODNSD-101，(VLP)封装的TLR9激动剂CMP-001)；STING(MK1454、E7766、ADU-S100、BMS-986301、SB-11285)FLT3L和CD40激动剂：靶(激动剂的实例)rhFLT3L(CDX-301)；激动性抗CD40抗体(APX005M、CDX-1140、SEA-CD40)。

根据其他实施方式，向患者递送药物的方法包括将载体/药物组合物定位在患者的某个位置内，该载体/药物组合物包含聚合物载体和结合至该载体的药物；以及通过将来自能量源的能量施加至载体/药物组合物以凝结载体并使载体相对固定在患者的位置处来结构上改变载体，接收能量导致载体在患者的位置内释放药物。

能量源可以包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(组织摧毁术)中的至少一种或多种。能量的接收还可以包括在载体/药物组合物存在的情况下引起患者位置的消融。与不存在载体/药物组合物的消融相比，在存在载体/药物组合物的情况下消融患者的位置可以导致更大的消融体积和更加球形的消融体积形状。消融体积的体积和球形形状的增加可能是剂量依赖性的。

根据其他实施方式，热激活组合的治疗组合物包括治疗剂和热促进剂，所述热促进剂被配置为：加强消融治疗，被治疗剂浸渍；并在暴露于来自能量源的能量后洗脱治疗剂，其中，组合的治疗组合物通过暴露于来自能量源的能量而被热激活。

治疗剂可以通过蛋白质结合或共价键合中的至少一种与热促进剂联结。

在热促进剂暴露于来自能量源的能量之后，热促进剂可以被配置为变得凝结并且变得与被消融的组织结合。在热促进剂暴露于来自能量源的能量之后，热促进剂可以被配置为开始洗脱一部分治疗剂。

热促进剂可以包括包含白蛋白的载体、包含至少一种离液剂的离子组分和成像组分。白蛋白可以包括人血清白蛋白或牛血清白蛋白。所述离液剂可以包括以下的至少一种：氯化钙、氯化铯、氯化锂、氯化钾、氯化铷、氯化钠、柠檬酸钠、柠檬酸三钠、色氨酸钠、柠檬酸、辛酸或其组合。成像组分可以包括NaCl、CsCl或白蛋白中的至少一种。在实施方式中，成像组分可以是人血清白蛋白或牛血清白蛋白。在实施方式中，成像组分可以包括铯、钽、碘海醇，可以使用诸如PLGA、PEG、白蛋白等乙硫化聚合物。对于超声成像，已发现聚合物通常是低回声的。在实施方式中，成像组分可以包括碘克沙醇(威视派克)、碘海醇(欧乃派克)、碘帕醇(Isovue)、碘普罗胺(优维显)、碘佛醇(安射力)、碘昔兰(Oxilan)、Gadavist(钆布醇)、多它灵(钆特酸葡胺)、Eovist(钆塞酸二钠)、马根维显(钆喷酸葡胺)、Vasovist(钆磷维塞三钠)、泰乐影(锰福地吡)、Prohance(钆特醇)、OptiMARK(钆弗塞胺)、欧乃影(钆双胺)、莫迪司(钆贝酸二葡胺)、GastroMARK(非莫西尔)、菲立磁(超顺磁性氧化铁)、Clariscan(钆特酸葡胺)、Ablavar(钆磷维塞)、Definity(perflutren)、Optison(perflutren)和Definity RT(perflutren)。

当热促进剂暴露于能量源时，能量源可以被配置为开始使白蛋白变性，并且变性的白蛋白可以被配置为变得凝结；并可能释放浸渍的药物。

根据其他实施方式，药物递送载体组合物包括载体和药物，所述载体包括被配置为当暴露于来自能量源的能量时凝结以在定位于靶标位点内之后变得相对固定的聚合物，所述载体被配置为包含药物，所述载体被配置为使得药物能够在暴露于来自能量源的能量之后被释放，并且所述载体被配置为在暴露于来自能量源的能量时结构上改变。

聚合物可以包括人血清白蛋白。载体组合物还可包含柠檬酸三钠、色氨酸钠、柠檬酸和辛酸。

附图说明

本发明的这些和其他特征将从下面的附图和描述并结合所附权利要求书来理解，其中

图1A示意性地显示了现有技术微波肝肿瘤消融治疗的非重叠消融和肿瘤区域；

图1B显示了患者肝脏中邻接肝静脉的转移性肿瘤；

图1C是该部位的PET扫描，显示残余肿瘤生长，表明热沉效应是残余疾病的一个促成原因；

图2A显示了微波加热对不同流体的有效升温速率；

图2B显示了未处理组织和不同热基质配方的有效升温速率；

图2C显示了小瓶蒸馏水和三种不同浓度的HS，证实了CT成像下的可辨别对比度和可检测性；

图2D显示了聚合物/盐剂随温度升高经历液体-凝胶-沉淀变化；

图3A示意性地显示了肿瘤以及天线和热促进剂的放置；

图3B显示了具有图3A放置的消融的延伸。

图4显示了肝脏切片和热促进剂在肿瘤和血管之间的放置；

图5显示了用于产生扩大的消融区域的两个天线和两个热促进剂位点的放置；

图6A显示了用于评估热促进剂的热增强的实验装置；

图6B是不同促进剂用量的加热时间/温度图；

图7是设计用于识别有效消融材料、参数和操作程序的研究性体内动物方案的图表；

图8A和8B分别示出了HSA和BSA的表面电势，其中正电荷和负电荷的区域以不同的阴影或颜色表示；

图9显示了BSA的粘度作为其浓度(mg/mL)的函数；

图10A显示了对照和位于距微波天线1.5cm处的具有不同量的NaCl的白蛋白热促进剂(TA)的温度随时间的增加；

图10B显示了作为NaCl浓度的函数的在120秒时的最终温度增加；

图11显示了使用不同浓度的氯化铯组分在不同组织中实现的增加的消融体积；

图12示意性地示出了插入患者器官中的电极和TA的布置；

图13示出了使用TA和对照设置的射频消融的温度曲线；

图14示出了具有随时间变化的浓度的TA样品的温度曲线；

图15示出了使用本文公开的组合物和系统的示例性方法的流程图；

图16示出了作为载体的人血清白蛋白的晶体结构示意图；

图17示出了蛋白质变性的示例性实施方式的示意图；

图18示出了使用载体作为药物递送载剂的另一示例性方法的流程图；

图19显示了消融组织的图像；

图20A显示了没有基于HSA的#1凝胶组织学的消融猪肝脏的图像；

图20B显示了具有基于HSA的#1凝胶组织学的消融猪肝脏的图像；

图21分别显示了基于阿霉素+HSA的#1凝胶在消融之前(最左边)、消融期间(3分钟)、消融后6小时、24小时和48小时的药物洗脱图像；

图22A显示了吸光度相对于[阿霉素]的图；

图22B显示了从基于HSA的#1凝胶洗脱的阿霉素的吸光度随时间变化的图；

图23A显示了吸光度相对于[瑞喹莫德]的图；

图23B显示了从基于HSA的#1凝胶洗脱的瑞喹莫德的吸光度随时间变化的图；

图24A显示了915MHz下样品HSA209的相对介电常数作为20℃至90℃的温度范围的频率的函数的图；

图24B显示了915MHz下样品HSA209的e”作为20℃至90℃的温度范围的频率的函数的图；

图24C显示了915MHz下样品HSA209的电导率作为20℃至90℃的温度范围的频率的函数的图；

图25A显示了915MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA216的相对介电常数作为20℃至90℃的温度范围的函数；

图25B显示了915MHz下样品HSA 175、HSA196、HSA209和HSA216的e”作为20℃至90℃的温度范围的函数的图；

图25C显示了915MHz下样品HSA175、HSA196、HSA209和HSA 216的电导率作为20℃至90℃的温度范围的函数的图；

图26A显示了2450MHz下样品HSA175、HSA196、HSA209和HSA216的相对介电常数作为20℃至90℃的温度范围的函数的图；

图26B显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA 216的e”作为20℃至90℃的温度范围的函数的图；和

图26C显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA 216的电导率作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

具体实施方式

说明性实施方式将强能量吸收剂、“热基质”(HS)或“热促进剂”(TA)应用于组织部位以局部调节温度增加的速率、程度或终点，以利用能量源(例如，微波或射频(RF)天线，如图像引导的透皮微波天线)实现组织的有效高温消融。此外，某些实施方式被配置为提供有效的局部药物递送。为此，某些实施方式可以被实现为具有至少部分由聚合物形成的载体的系统，该载体被配置为在被定位在靶标部位内之后变得相对固定。与载体联结的药物可以在暴露于能量源后释放，从而为聚合物的局部区域提供治疗作用。下面讨论各种实施方式的细节。

在一个实施方式中，反相聚合物用作载体并作为流体注射到相关组织部位中或周围的期望位置。聚合物是液体，在体温或更高温度下它凝胶化、变成胶状甚至凝结，因此它要么被固定，要么很快被固定并停留定位在递送部位。聚合物可以是在与消融程序一致的温度下改变状态并排出液体(例如，水)的聚合物。在一个实施方式中，聚合物还含有盐；发现使用氯化铯可以大大增加微波/加热相互作用，并且还可以使促进剂在CT或MRI下可见，从而允许在RF或微波激发之前进行图像引导定位验证。诸如超声等其他成像方式可以用于图像引导。具有适当特性的聚合物可以是诸如由聚乙二醇组成的嵌段共聚物PLGA-PEG-PLGA，其两端被FDA批准的聚乳酸-共-乙醇酸共价酯化。在操作中，可以改变一系列参数以建立作为代表性组织(如猪或小牛肝脏)中的微波条件(即，功率、频率、消融周期和距离)的函数的消融响应。(参见例如，以下的模型方案：Pillai K,Akhter J,Chua T C,Shehata M,Alzahrani N,Al-Alem I,Morris D L.2015.Heat sink effect on tumor ablationcharacteristics as observed in monopolar radiofrequency,bipolarradiofrequency,and microwave,using ex vivo calf liver model.Medicine(Baltimore)94(9):e580)。在另一实施方式中，热促进剂是如下文进一步描述的血清白蛋白或其他白蛋白与某些电解质的制剂，所述电解质调节其粘度、微波能量吸收或热促进剂性质，并且优选还提供一种或多种医学成像模式下的成像，如MRI、超声或X射线CT成像。

实施例1

为了缓解加热不足的问题，申请人设计了一种热基质来选择性地增加加热，并且通过适当的放置，避免不期望的冷却或“热沉”效应。一个实施方式的此基质由氯化铯(CsCl)制成，并复合在待定位的反相变聚合物中，然后由远距离的微波能量激活。反相变聚合物，例如可以是合适粘度的PLGA-PEG-PLGA嵌段共聚物，在体温或高于体温时转变成凝胶，并且与氯化铯盐一起强烈响应微波辐射并局部增加温度以更有效地消融正好位于图1A、1B和1C的消融区AZ之外的肿瘤细胞。此外，这种热基质本身就是一种优异的造影剂，并且在CT成像下可见。这些特性使其对于治疗实体瘤特别有效，其中医生可以控制递送到并固定在靶标肿瘤周围位置的热基质的数量、位置和浓度，以确保完全消融。此外，对于较大或不规则形状的肿瘤，可以在图像引导下放置多个微波天线，以通过校正/增强的热分布完全覆盖肿瘤。

进行了各种研究来评估与不同盐浓度混配的CsCl热基质可实现的加热程度。图2A具体显示了热基质在一定距离处拾取微波能量以增强加热，其中100mg/ml的高CsCl浓度大大增加了在天线附近(1mm)处测量到的加热，并且通过在距天线15mm处测量的其他浓度实现了高均匀性的增强加热(图2B)。这些图具体说明了热基质(100mg/mL，CsCl/20％(w/v)聚合物)对通过图2A中的微波能量(15W，915MHz，t＝400秒)的温度升高的影响，其中在距天线1mm处监测温度升高；以及热基质(0、100、250mg/mL、CsCl/20％(w/v)聚合物)对通过微波能量(60W，915MHz，t＝600秒)的温度升高的影响，其中热基质沉积在距MW天线15mm处。当存在热基质时，热量显著增加。此外，如图2C所示，盐/聚合物热基质是通过CT可见的优异造影剂。在该图中，固定体积的不同浓度的盐制剂和蒸馏水在CT下成像，其亨斯菲尔德吸光度为：1.蒸馏水-15Hu，2.HS(10mg/mL)286Hu，3.HS(100mg/mL)2056Hu，4.HS(1000mg/mL)3070Hu。图2C的下部显示了经过计算机辅助增强的相同样品。与CT中的水相比，即使是最低浓度10mg/mL HS也会产生可辨别的对比度。使用具有CT方案的GE Optima 580W CT扫描仪进行成像：120kV、50mA、0.8秒旋转、0.562:1节距和16×0.625mm探测器配置。辐射输出(CTDIvol)为12.08mGy，剂量长度乘积为193.88mGy-cm。

图2D示出了当CsCl盐与聚合物混配时随温度升高的相变特性。

绘制了不同浓度的温度-时间图，以及在离体肝脏中沉积和微波处理时基质变化的图片，并且这些证实了热基质能够加热距天线15mm的肝脏组织，并且基质可以在环境温度下以液体形式沉积，并一旦进入体内会变成凝胶，从而精确定位肿瘤边界以确保完全消融。在该研究中，用MW能量(60W、915MHz)加热整个小牛肝脏：将少量350μL体积的100mg HS的20％(w/v)聚合物溶液注入距MW天线尖端1.5cm的位置。10分钟后，切开该区域以观察聚合物溶液转变为沉淀物。看到温度升高与HS浓度成正比。在250mg/mL下，温度在3分钟内达到60℃。在100mg/mL下，大约需要5分钟，而在未施加HS时，温度升高是正常的。

因此，实施例1的研究证实了热基质的价值。设计和/或进行进一步的研究以建模或评估组合物在特定肿瘤组织或特定距离中的加热特性，以及评估代表性制剂的成像能力(参见上文图2C的讨论)以更好地支持热基质在临床程序和新治疗方法中的使用。具体地，热基质可以相对于微波天线适当地定位，使得微波能量的应用产生定制的加热分布以加热并消融周围组织。例如，促进剂可以定位成稍微远离天线，以增强对太远而不能单独使用单个微波天线完全或均匀消融的外围组织的加热。热促进剂还可以定位成防止热量损失(也称为“热沉”，参见图1C--否则由于在预期消融区域中或附近存在大血管，会在近场中捕获有效水平的加热，而不消融血管本身，因此会发生这种情况。使用多个天线以及策略性放置的多于一个局部热促进剂体进行建模，以定义更大、或更均匀和扩展的消融区域，或定义消融区域，同时限制将能量施加到器官其他部分的时间。因此，热促进剂在增强有效微波能量方面发挥着协同作用。然而，这些干预措施中每一种的适用性都要求增加加热的实际水平足以克服周围组织施加的任何抵消传导和吸收效应。

一项试点研究旨在确定猪肝脏中实际热促进剂响应与微波条件(即功率、频率、消融周期和距离)的函数关系。理想情况下，热促进剂增强通过天线传输的微波能量，并且预计热促进剂一旦注射到身体的靶标区域就会变成凝胶。在应用微波能量时，热促进剂将加热周围的组织，该组织距离太远而无法单独使用单个微波天线进行消融。

这种情况在图3A及图3B中示意性地示出，其中，位于不规则肿瘤的右上远端区域或表面(图3A)且位于以微波天线为中心的理论圆形或对称有效消融区域之外的小块基质产生明确界定的消融区域(厚带，如图3B所示)，将完全消融区域延伸至肿瘤边界或超出肿瘤边界。该研究进一步旨在测试热促进剂可以帮助避免由邻近消融区域的血管引起的热量损失(也称为“热沉”)，而不消融血管本身。这种情况如图4所示，它确定了热促进剂的放置位置，以增强肿瘤消融，同时避免损坏血管。图5示出了热促进剂和多个微波天线的放置以产生均匀强度的更宽和更高的消融区域，显示了如果策略性地放置多个天线和热促进剂，则可以扩大消融区域。这是为了证明热促进剂(TA)在增强微波能量加热方面发挥的协同作用。

图3A和3B示意性地示出了微波消融，其中热促进剂被注射到假想的肿瘤靶标区域。当在微波消融条件下使用单个天线时，典型的消融区域直径约为2.5cm：915MHz，60W，持续10分钟。由于其粘性组分，热促进剂一旦沉积就在靶标位置保持相对静止，因为它在体温下变成凝胶。热促进剂凝胶的轨迹显示正好在标称消融区域的外侧，并穿过肝脏中假想肿瘤的外边界。图3B显示了通过增强微波能量而延伸的凝结消融区域。

图4显示了实验装置，其中热促进剂沉积在主要血管(直径>4mm)和消融区域之间，以观察热损失是否最小化。由于微波能量在天线和热促进剂之间增强，因此更短的天线驱动可以实现肿瘤的完全消融，并且血管本身将被保护不被消融。

图5显示了战略性地放置以使消融区域最大化的多个天线和热促进剂体。当两个天线相距2cm(d＝2cm)放置且两个热促进剂距离每个天线2cm放置以形成菱形(横截面视图)时，应用微波能量(示例性地总计120W，每个天线60W)持续10分钟将导致与对照(d＝2cm，仅MW)和d＝1.5cm的已知情况(即915MHz，每个60W，10分钟，Dmax＝3.5cm，Dmin＝3.3cm)相比更大的消融区域。这证明了TA在增强微波能量方面的协同作用。

对热促进剂和基本技术考虑的简要讨论可能有助于理解本公开的材料范围和效果以及微波消融技术的改进。

新颖的MWA方法旨在实现肿瘤的完全消融。该方法利用热促进剂，在一个实施方式中，该热促进剂由氯化铯(CsCl)和反相变聚合物组成，其基本原理如下：MW能量的组织消融主要通过动力学激发水分子产生热量来进行。由于氧原子上有两个非键合电子，水分子在结构上弯曲(104.5℃)，因此具有相对较高的偶极矩(1.85D，D＝德拜)。在MW频率区域(300MHz-30 GHz)，水分子与交变电场同步，引起它们之间的碰撞，并将该能量转化为热量。大多数碱金属和碱土金属离子往往具有高偶极矩(D>7-8，例如KBr 10.4D、BaO 7.9D)，这表明这些化合物可以比水分子更有效地产生热量。在这些离子化合物中，氯化铯(CsCl)特别令人感兴趣，不仅因为它的高偶极矩(10.4D)，还因为它为MW消融提供了独特的物理化学和毒理学特性：首先，CsCl在水中高度溶解(20℃时为1,865kg/L，100℃时为2.7kg/L)。这意味着如果需要的话可以制备高浓度的CsCl热促进剂溶液；其次，Cs离子具有高原子序数和密度(Z＝55且d＝3.99g/mL)，可以在CT中提供出色的对比度。这对于我们的目的特别有用，因为CsCl可以用作图像引导的基质；第三，CsCl无毒(LD50＝2,600mg/kg，口服，910mg/kg静脉注射，大鼠)。聚合物组分具有在环境温度下为液体但在典型体温(35-37℃)下为凝胶的独特性质。此外，当温度进一步升高时，聚合物通过从聚合物晶格结构中排出水分子而沉淀。聚合物被认为是安全的，并由聚乙二醇(PEG)组成，两端经过FDA批准的聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)酯化。聚合物具有生物可降解性和生物相容性。CsCl是一种离子化合物，因此可与聚合物水溶液混溶，使CsCl均匀分布，从而在靶标消融空间内实现均匀加热。为了响应微波能量的传递，CsCl与由其固有偶极矩推动的交变电场同步翻滚以产生热量。

使用CT进行图像引导，可以将所需量的已知CsCl浓度的热促进剂沉积在肿瘤块的边界处。随后，注入的热基质变成具有预定烧蚀形状和体积的凝胶。热基质凝胶将被通过MW天线(MicrothermX Perseon Medical，Salt Lake City,Utah)传输的MW能量加热，以在靶标区域达到杀肿瘤温度(>60℃)。

实施例2

初步研究：微波能量的增强

作为概念验证，我们测试了热基质在增强微波能量方面的效率。使用模型(1％(w/v)琼脂糖介质)，测量对照和热基质(两种浓度：分别为100mg/mL和250mg/mL)随时间的温度升高。在MW条件下(60W、915MHz、10分钟)，获得的最大消融区域直径通常为2.5cm(即，距离天线延伸1.25cm的区域)。该距离和条件用作基线平台来评估热基质的增强效率。如图6B所示，将热基质放置在距离天线1.5cm处，并通过经由MW天线(PerseonMedical，Salt Lake City,Utah)传输的MW能量来加热以达到杀肿瘤温度(>60℃)。温度图如图6A所示。发现与样品相比，热促进剂以浓度依赖性方式增加MW能量，并且与不含热促进剂的样品相比在5分钟内达到超过60℃(分别为1分钟250mg/mL；<3分钟100mg/mL)。图6A显示了体外实验的典型设置。

实施例3

对热促进剂作为CT造影剂进行了初步研究。制备不同浓度的热促进剂(TA)溶液并测量其CT对比度。图2C显示了浓度低至10mg/mL的TA溶液与水相比产生了可辨别的对比度。发现CT对比度的程度与热促进剂(TA)的浓度成正比，因此TA溶液是CT可见的。图2C的上部显示了四个样品1)-4)，如下：1.蒸馏水-15Hu，2.TA(10mg/mL)286Hu，3.TA (100mg/mL)2056Hu，4.TA (1000mg/mL)3070Hu。图2C的下部显示了经过计算机辅助增强的相同样品。与CT中的水相比，最低浓度10mg/mL TA也会产生可辨别的对比度。GE Optima 580W CT扫描仪。使用的CT协议：120kV、50mA、0.8秒旋转、0.562:1节距和16×0.625mm探测器配置。辐射输出(CTDIvol)为12.08mGy。剂量长度乘积为193.88mGy-cm。

实施例4

反相变聚合物。

与热促进剂一起使用的聚合物理想地具有在环境温度下为液体但在典型体温(35-37℃)下为凝胶的性质，在某些实施方式中，其可以允许凝胶一旦沉积就在靶标位点保持静止。如上图2D所示当温度进一步升高时，聚合物通过从聚合物晶格结构中排出水分子而沉淀。该实施例的聚合物在技术上是由聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)和聚乙二醇(PEG)制成的嵌段共聚物。PLGA是FDA批准的聚合物，其生物相容性与PEG类似。这里用作热基质组分的聚合物的结构排列如下：PLGA-PEG-PLGA。在环境温度(25℃)下，聚合物符合下述方式，即PLGA与分子内PLGA相互作用形成发夹。该构象将随着温度升高而改变，使得分子间PLGA-PLGA相互作用占主导地位(37℃)。当进一步加热(>60℃)时，构象将变回发夹构象，只是水分子在较高温度下从聚合物层中排出。

实施例5

通过热基质在整个小牛肝脏中MW加热增强的离体实验。

用60W、915MHz的MW能量加热整个小牛肝脏：将少量(350μL)100mg CsCl的20％(w/v)聚合物溶液注入距MW天线尖端1.5cm的位置。10分钟后，切开该区域以观察聚合物溶液转变为沉淀物。绘制温度图，显示温度升高与TA浓度成正比。在250mg/mL下，温度在3分钟内达到60℃。在100mg/mL下，大约需要5分钟，而没有TA时，温度升高是正常的。

上述观察和测量提供了对基本概念的实质性确认，并进一步推动了进行体内动物研究，该研究可以确定由于活体组织条件引起的任何影响的程度，如灌注效应或血管血流校正，并确定消融结果的差异。在这样的研究(“试点研究”)中，具体目标将包括以下一项或多项：目标1)对猪进行剖腹手术，暴露肝脏。使用超声波作为图像引导，插入微波(MW)天线并应用预设参数的微波能量。类似地，将热加速器(TA，250 CsCl mg/mL 20％(w/v)聚合物溶液)注入肝实质，这是一个使用超声波作为图像引导的假想靶标区域，并以固定凝胶形式沉积。MW天线将插入距热促进剂约1.5cm处。将相同参数的微波能量施加到天线上(即915MHz、45或60W，持续5至10分钟)。所有动物将在手术后立即安乐死，并收获肝脏用于进一步比较，包括CT和消融模式分析以及消融体积测量；目标2)如目标1)中所述，将动物麻醉并剖腹以暴露肝脏。在超声波引导下，将天线放置在距大血管1.5cm处，并在预设条件(915MHz、45或60W，5至10分钟)下对第一只猪(对照)进行消融。在第二只猪的肝脏中，在血管附近注入热促进剂后，将天线放置在距离大血管1.5cm的地方，然后施加微波能量。每只猪将接受三次消融：1)45W 10分钟，2)60W 5分钟，3)60W 10分钟。手术完成后，立即对猪实施安乐死，以收获肝脏进行CT，分析消融模式并测量消融体积的深度、高度和宽度；目标3)在麻醉下对猪进行剖腹手术后，将暴露出猪肝脏。使用超声波作为图像引导，将两个天线插入肝脏，相距2cm，并施加微波能量(60瓦)10分钟用于控制。在同一肝脏中，将两个天线相距2cm插入，然后两次注射热促进剂(TA)，通过这种方式，在距离每个天线2cm处进行注射，以形成如图3所示的菱形形状。微波消融将在与对照相同的条件下进行(即60W，10分钟)。手术完成后，对猪实施安乐死，以收获肝脏进行CT扫描，分析消融模式并测量消融体积的深度、高度和宽度；图7是显示所提议的调查方案的图表。

简而言之，目标1旨在检查热促进剂(TA)在使用单个天线的经皮微波消融中的增热效率，而目标2旨在评估克服热沉效应的功效，目标3研究正在使用的TA对于之前可能已通过使用额外天线解决的情况。

如上所述，热促进剂的构思是为了减轻不完全消融问题，并设想了一种新型热促进剂(TA)，它可以从单个天线无法到达的距离增强微波能量。这不仅有助于扩大覆盖肿瘤块外边界的消融区域，而且可以更快地消融。临床表明，更有效、更快速的微波消融有助于手术更彻底，从而降低肿瘤复发率。此外，可以策略性地将TA注入到热沉附近，以防止热量损失。

为了在图像引导热消融治疗肿瘤中发挥最佳效用，TA优选具有以下特性：1)它可以增强电磁辐射能量(例如射频、微波)，尤其是单个天线无法达到的距离；2)在各种成像方式下可见(例如计算机断层扫描(CT)、超声波或MRI)；3)它是可注射的，并且一旦注射就保持静止，例如，由于其粘性组分；和4)它是无毒的。

如上所述，已发现具有碱稀土盐(CsCl)的合成聚合物是有用的，然而其他聚合物材料(如白蛋白、DNA、RNA或者糖蛋白和/或糖聚合物，如IgA、IgG、IgM和其他免疫球蛋白)具有类似的优点，并且白蛋白或类似制剂的粘度特性和其他特性可以通过浓度、盐含量和其他步骤进一步定制。通常，TA的组分可以包括三种无毒组分：1)作为载体的聚合物(天然或人造)；2)用于总体电荷和粘度平衡的离子组分；3)成像组分。通过三种组分的最佳组合，TA可以在图像引导(例如US、CT或MRI)下沉积在肿瘤的目标区域，并且能够增强施加的能量(例如微波、射频或电穿孔)以更好地实现完全消融。例如，由牛血清白蛋白(BSA)、NaCl和钽粉组成的TA满足上述标准，以提供更有效的消融，从而消除未治疗的肿瘤外边界和热沉效应。所述盐调整白蛋白内的电荷分布，而钽则增强其成像特性。对于磁共振成像，该制剂显示出比许多组织更短的信号衰减率时间常数(T₁)。例如，肝脏在3特斯拉时的T₁约为800ms。白蛋白/NaCl制剂的T₁范围为250ms至330ms，这取决于NaCl的浓度。在用于图像引导的T₁加权MRI扫描中，TA将显示比周围组织明亮得多(正对比度)，从而可以明确地定位材料。还可以使用T₂对比机制，主要通过负对比，其中TA的T₂比周围组织短，并且使用T₂加权扫描进行引导。

白蛋白是人体血液中最丰富的蛋白质，浓度约为40mg/mL，分子量为67kDa，在肝脏中产生，每天约有13-14克进入循环系统。白蛋白属于球状蛋白家族，是水溶性的，在浓盐溶液中溶解度中等，并且会经历热变性。白蛋白常见于血浆中，与其他血液蛋白不同之处在于它们不被糖基化。许多血液转运蛋白在进化上是相关的，包括血清白蛋白、甲胎蛋白、维生素D结合蛋白和afamin。血清白蛋白是人体血浆中最丰富的。它结合水、阳离子(例如Ca²⁺、Na⁺和K⁺)、脂肪酸、激素、胆红素、甲状腺素和药物(包括巴比妥类药物和紫杉醇)。其主要功能是调节血液的胶体渗透压。白蛋白的等电点为4.9(人血清白蛋白，Ip＝4.7)。

白蛋白由3个结构相似的结构域组成，它们都源自同一结构域。每个结构域由10个α-螺旋组成，并且可以进一步分为两个子结构域，表示为A和B，分别包含6个和4个螺旋。两个子结构域通过长氨基酸环连接，该环负责子结构域方向的变化。它的七个脂肪酸结合位点在蛋白质上不对称分布。其他重要的结合位点包括位于半胱氨酸-34氨基酸残基处的游离硫醇以及Sudlow的位点I和II，它们可结合多种非特异性疏水性药物。

另一方面，结构域之间的构象灵活性取决于螺旋的弯曲。其规范结构由一组保守的17个二硫键支持，这些二硫键保持于所有哺乳动物血清白蛋白中。在这3个结构域中，第一个结构域是唯一包含5个(而不是6个)二硫键的结构域，在Cys-34处缺少一个二硫键。相反，Cys-34处缺乏分子内二硫键形成，使得白蛋白在该残基处与另一个白蛋白分子二聚化。HSA、BSA、LSA和ESA在5亿年的时间里交换了70-85％的残基，但半胱氨酸和二硫键的位置没有改变。此外，尽管这些领域经历了重大的进化变化，但它们的整体架构和二级结构元素保持不变。

白蛋白通过与GP-60(血管内皮或肺泡上皮表达的内皮表面受体)结合引发的转胞吞作用从血管进入组织。GP-60和白蛋白簇通过与Cav-1结合而内化为囊泡。转胞吞作用是通过转运至内皮细胞膜另一侧的基底外侧膜并与其融合来完成的。当白蛋白分子老化、受损或结构受损时，GP-18和GP-30受体用于溶酶体降解。最终，白蛋白分子最终进入肝脏完成降解过程，而健康的白蛋白则通过自然循环过程通过淋巴系统返回血管。

在某些实施方式中，白蛋白可以通过静脉内注射系统分布在全身。白蛋白进入体内后，白蛋白通过白蛋白的被动积累或主动内化和运输而到达靶位点，例如肿瘤。被动积聚利用了肿瘤脉管系统渗漏，再加上淋巴引流形成不良，这种现象称为增强渗透性和保留效应(EPR)。肿瘤细胞对白蛋白的内化和运输是通过一种机制观察到的，在该机制中，癌细胞通过微胞饮作用主动摄取细胞外蛋白质来支持其增加的代谢和生长需求。例如，表达致癌Ras(一种内质膜蛋白，其异常激活与恶性癌症表型的几乎所有方面相关)的癌细胞更高度地利用细胞外蛋白作为氨基酸来源以驱动细胞生长。

如上述实施例所示，使用TA进行微波消融可以在猪肝、肺、肾和肌肉中产生比对照显著更大的消融体积。在某些实施方式中，可以控制TA在消融期间在特定温度下“关闭”以控制消融体积。作为热促进剂(TA)的主要组分，水溶性蛋白质(例如白蛋白)可以在环境温度和生理温度范围内使用。随着温度升高，蛋白质成分可能会凝结，此时由于蛋白质构象发生改变，增加TA能量的能力就会停止。凝结温度是pH依赖性的，即低pH会使白蛋白的凝结(变性)温度从62℃(pH 7.4时)转变为46℃(pH 3.5时)。这种控制TA的能力可以防止消融过程中重要组织或器官的附带损伤。尽管应当理解，TA关闭的温度可以变化，但是在优化的制剂中，此类温度的某些非限制性实例可以是>60℃、>80℃、>100℃等，在某些实施方式中，在体外条件下在以下条件下进行微波消融期间可以观察到高达170℃的温度：距天线1.5cm处915MH，60W持续10分钟。例如，在这些消融条件下，例如，915MHz、60W、10分钟，使用距离天线1.5cm处注射(2mL)TA(HeatSYNC凝胶)，使用Perseon MW系统(Perseon Medical，Salt LakeCity,UT)，四种组织类型中的每一种都产生了比没有TA的消融更大的消融体积，并且具有优异的可重复性，如下表1所示重现。

热疗(或热疗法)是一种将身体组织暴露于40–45℃(104–113°F)温度的医疗方法。热疗通常用作放疗或化疗的辅助剂，作为治疗癌症的敏化剂。热疗通常分类为低、中和高。热疗通常使用比组织透热更高的温度和比消融更低的温度，尽管“高温”热疗通常被认为是热消融。在全身最安全或最有效的目标温度方面，热疗治疗尚未达成共识。在大部分治疗过程中，体温会达到39.5至40.5℃(103.1至104.9°F)之间的水平。然而，其他研究人员将高温定义为41.8-42℃(107.2-107.6°F)(欧洲、美国)至接近43-44℃(109-111°F)(日本、俄罗斯)。有许多可以传递热量的技术。某些最常见的方法包括使用聚焦超声波(FUS或HIFU)、RF源、红外线桑拿、微波加热、感应加热、磁热疗、输注温热液体或直接施加热量，如坐在热房间中或者用热毯子包裹病人。

局灶性肿瘤的热消融利用放置在肿瘤中心的施药器周围的高温组织加热(>50℃)。细胞稳态机制可以适应温度的轻微升高(最高40℃)。尽管在42℃至45℃之间的高温下，对其他机制(例如放疗或化疗)造成的损伤的敏感性增加，但即使在长时间暴露后，细胞功能和肿瘤生长仍会持续。当细胞被加热至46℃持续60分钟时，发生不可逆的细胞损伤。然而，最佳消融温度超过50℃，对于某些应用可能限制在100℃。

表1.显示不同组织类型的消融条件和消融结果的表格。

对多个器官样品(A-D)进行消融，多个样品每一个暴露于TA，多个样品作为对照。如表1所示，在某些情况下，某些组织的TA消融量几乎是未使用TA的对照的三倍。

图8A和图8B示出HSA(A)和BSA(B)的表面电势，其中不同颜色代表带正电和带负电的区域。Vincent Goovaerts等,Phys.Chem.Chem.Phys.,2013,15,18378-18387。成熟的BSA含有583个氨基酸，并且具有99个正(K、H、R)和负(D、E)残基。类似地，成熟的HSA含有585个氨基酸，并且具有99个正(K、H、R)和98个负(D、E)残基。尽管该蛋白质的一般结构在哺乳动物血清白蛋白中是保守的，但存在显著差异。在序列上，BSA与HSA仅具有75.8％的同源性。它们的结构是规范的(由于保守的二硫键)，但表面氨基酸不同。结果，各种血清白蛋白中的配体结合袋显示出不同的氨基酸组成和略有不同的构象，从而允许不同配体的结合。

TA的钽成分是一种高射线不透性材料，可提供荧光透视可视化。钽是一种惰性金属，历史上曾用于需要掺入造影剂的植入物，如动脉支架、髋关节假体和栓塞材料。[9,10]除了其在栓塞材料中的应用外，钽粉还被用作注射到颈脊髓中的造影剂，以便在经皮脊髓切开术期间进行可视化。此外，钽粉还用于神经外科，以用于标记脑叶切除术或脑白质切除术中的切片平面，以提供肿瘤切除部位的可视化或定义，以及用于检测手术后复发性硬膜下血肿。

尽管在生理条件下血清白蛋白的特性已被广泛研究，但对高浓度白蛋白(即300mg/mL)的研究，特别是作为成像造影剂或热促进剂的载体的研究很少。尽管如此，与以上首先描述的TA物质CsCl(约10D)或与水(1.85D)相比，真空中血清白蛋白的计算偶极矩非常大，为710D(D＝德拜)。尽管其偶极矩较大，但生理上可用的牛血清白蛋白(BSA)由于其介电常数较低且在感兴趣的频率范围(即915MHz-2.45GHz)内具有损耗因子，因此单独不会快速升高温度。[12]对于500mg/mL BSA，当天线放置在距BSA样品1.5cm的距离时，在915MHz、60W、10分钟内观察到温度逐渐升高至40-50℃。温度升高不足以使BSA单独作为TA。应当理解的是，在某些实施方式中，计算出的载流子偶极矩可以高达并且包括1,000D。

此外，高浓度(>300mg/mL)的白蛋白往往具有非常高的粘度，这在很大程度上归因于蛋白质-蛋白质相互作用，如图9所示，其示意性地示出了BSA的粘度作为浓度的函数。例如，在某些实施方式中，TA的粘度可以取决于制剂，但在某些实施方式中，可以在约50厘泊至约25,000厘泊的范围内。化合物粘度的相对实例示于下表2中。

表2：几种常见化合物的粘度。

化合物	粘度(cP)
		机油SAE 10或玉米糖浆	50-100
机油SAE 30或枫糖浆	150-200
		机油SAE 40或蓖麻油	250-500
机油SAE 60或甘油	1,000-2,000
		卡罗玉米糖浆或蜂蜜	2,000-3,000
赤糖糊	5,000-10,000
		Hershey巧克力糖浆	10,000-25,000

具有高偶极矩作为潜在热促进剂的材料或制剂可以通过热消融的“ε”和σ值(射频、微波、不可逆电穿孔)来表示。本领域技术人员将认识到，为了定量地显示材料或材料制剂作为热促进剂的能力，介电常数的概念可以用来代替偶极矩的评估，或作为其补充。例如，可以使用正弦频率ω的电磁波来测试材料，该电磁波通过低功率振荡器的开放式同轴电缆引导到对象样品。测量反射波部分的幅度和相位可以推导出组织的复介电常数。表3示出了在915和2450MHz下用于热促进剂的各种材料的介电常数(ε’)、损耗因数(ε”)、和电导率。

表3.在915和2450MHz下用于热促进剂的各种材料的介电常数(ε’)、损耗因数(ε”)和电导率。

复介电常数定义为ε*＝ε’–jε”，其中ε'为实介电常数并且ε”为虚介电常数。这两个量都是无量纲数，表示为自由空间介电常数的倍数，ε₀＝8.854x10^-12法拉/米。实介电常数也称为介电常数。虚介电常数也称为损耗因子，可以写为ε”＝σ/(ωε₀)，以便包含材料的电导率，σ。根据以下表达式，该量σ直接缩放每单位体积沉积的功率，ARD＝σ|E|²，其中ARD是吸收率密度(watt m^-3)，σ是电导率(ohm^-1m^-1)，|E|是微波天线在组织中的目标点处产生的电场强度(伏特m^-1)。

如上表3所示，一个样品(TA-4)在915MHz时的电导率σ等于4.74mho/m，具有实介电常数(ε',40.147)和虚介电常数(ε”,-93.164)。白蛋白含有(约66kDa)大约200个离子残基(100个正离子残基和100个负离子残基)。这些残基以3-D排列，其总体极性(偶极矩)约为700D(德拜)。然而，由于溶液内的蛋白质-蛋白质相互作用力，关键参数(σ，ε’,ε”')与MeOH的参数类似。为了分解这些力，可以使用如上所述的离液剂，如NaCl或柠檬酸钠。例如，柠檬酸钠可以用作人血清白蛋白的离液剂，但应当理解的是，在某些实施方式中，可以使用另外的离液剂。离液剂可用于分解分子的蛋白质-蛋白质相互作用，使分子更自由地移动以产生更多的热量。应当理解的是，虽然某些离液剂可以是离子的以便成为TA的离子组分的一部分，但在某些实施方式中，离液剂可以是非离子的或轻微离子的，使得离液剂在水溶液中可混溶。

离液剂的作用可以增加σ和ε”值，如表3所示，该值可能比生理盐水溶液的值大约4.2倍，这是活体组织的典型值。这个大尺度因子直接表示加热速率的增加高于没有将TA注射到肿瘤中时存在的加热速率。也就是说，电导率σ和损耗因子ε”，即损耗因子ε”随着离子浓度的增加而增加，从而增加组织对无线电波频率的交变电流的电导率，可以用来解释微波和射频消融。离液剂的某些非限制性实例可包括L-甘氨酸、L-丙氨酸、L-缬氨酸、L-脯氨酸、L-丝氨酸、L-组氨酸、L-精氨酸-HCl、L-组氨酸-HCl、L-赖氨酸-HCl、L-谷氨酸钠、尿素和NaAc。

上表3中的值说明了离液剂对各种材料介电性能的影响。例如，白蛋白和TA-4具有相似的实介电常数值，分别为30.7和41.15，而各自的损耗因子值从-10.2跃升至-93.16，增幅超过九倍。进一步举例来说，与甲醇相比，TA-4的损耗因子有更大的增加，甲醇的损耗因子值为-8.81，与白蛋白的损耗因子值相似。因此，与添加离液剂时相比，甲醇和白蛋白单独作为热促进剂的效果要差得多。白蛋白等化合物往往高度浓缩，白蛋白分子内的离子组分之间几乎没有水。由于这种高浓度，白蛋白分子之间的距离减小，导致分子之间的正电荷和负电荷相互作用，从而限制每个白蛋白分子在振荡RF或微波下的活动性。添加诸如NaCl等离液剂可以破坏白蛋白分子之间的蛋白质-蛋白质相互作用，使每个白蛋白分子自由移动，从而增加分子的摩擦力和动能，导致分子翻滚，然后转化为热能以实现更大的温度升高。

应当理解的是，离液剂的效果可能受到材料的其他性质的影响。例如，对于1％NaCl，如上表3中所述，由于其高偶极矩，添加离液剂可提高1％ NaCl的温度，尽管由于NaCl分子尺寸较小，与白蛋白相比，温度升高较小。本领域技术人员将理解的是，与较小的NaCl分子相比，较大的白蛋白分子的翻滚运动产生更多的动能，这可以解释白蛋白分子的热量的较大增加。

在施加的微波辐射下，白蛋白分子的表面电荷被与容易获得的其他白蛋白分子的分子间相互作用占据。为了减轻相互作用，我们使用NaCl作为离液剂。本质上，据认为BSA分子间的相互作用由电荷-电荷、偶极-偶极以及疏水相互作用组成，因此表现出高粘度。通过向溶液中添加NaCl，盐离子会与其他BSA电荷竞争，并随后被水分子溶解，从而降低粘度。这将释放个体BSA分子来响应微波能量。我们考察了[NaCl]对白蛋白(500mg/mL)热加速效率的影响，结果如图10A所示。诱导最佳TA效率的NaCl浓度略高于50mg/mL，但低于75mg/mL。浓度较高会抑制效率(>75mg/mL NaCl)，并且溶解度极限超过230mg/mL。图10A显示了各种NaCl浓度对微波消融的影响(MWA，60W，915MHz，10分钟，距天线的距离＝1.5cm)。图10B是在相同的微波方案下在120第二端点处的温度相对[NaCl]浓度的示意图，显示了在约50mg/mLNaCl处的温度峰值。

如上所述的白蛋白热促进剂用于猪中的许多体内微波消融实验，并且消融部位用氯化三苯基四唑染色以区分死细胞和活细胞。来自这些进一步实验的图像表明，与使用作为对照的不具有TA的典型微波消融(915MHz，60W，10分钟d＝1.5cm)相比，具有TA的MWA产生的消融区域更大。在相同的MWA条件下，TA(1mL白蛋白(500mg)、NaCl(50mg))产生了不受大血管(直径1cm)的影响的更大的消融区域。对猪肝脏左内侧叶进行MWA(915MHz，60W，10分钟d＝1.5cm)。在相同的MWA条件下，TA(1mL白蛋白(500mg)、NaCl(50mg))在同一肝叶上产生了更大的消融区域。将猪肝左内侧叶的MWA(915MHz，60W，10分钟，d＝1.5cm)与血管后注射TA(1mL白蛋白(500mg)、NaCl(50mg))的MWA进行比较。对于该过程，可以看到消融区域延伸穿过血管(直径>4mm)，完全包围血管。与前面的实施例相结合，这表明具有TA的MWA不仅能够增强微波能量，还能阻止“热沉”效应引起的热损失。在另一项实验中，在消融完成后(10分钟)立即拍摄超声图像，其中血管位于天线和TA之间。在消融过程中，血管内的血流正常，这表明微波能量能够穿透功能正常的血管并在远场有效运行，而不会导致血管过热。这表明“热沉”效应可以通过消融方法消除。其他经过TTC处理的肾脏组织图像显示了使用60W、915MHz持续10分钟的单个天线的典型消融区域，并且消融稍微偏离中心，因为中央肾窦区域的结缔组织受影响较小。所得消融区域的直径约为1cm。TA能够使消融区域急剧增加(直径3cm)，其中中心组织也被完全消融(60W，915MHz，10分钟；天线和TA之间的距离为1.3cm)。

图11显示了进行进一步组织消融实验的结果，以评估不同组织中1mL热促进剂(无TA或1mL TA)在不同浓度CsCl吸收剂下的消融体积(以cm.sup.3为单位)。在每种情况下，TA的有效消融区域都更大。由于肝脏是该方法治疗的关键器官，因此测试了浓度最高250mg/mL的不同浓度的TA，用于肝组织消融。其他组织也显示出显著的消融体积增加。

如上所述，本公开的热基质或热促进剂可以以各种形式或调合物(concoctions)来实现，并且可以涉及定制天然或人造聚合物的物理特性以提高它们作为可注射、可固定、可成像和可加热介质的效用。已经描述了几种强大的初始材料，但简单的测试可以快速揭示或确认其他材料。因此，除了氯化铯微波加速剂之外或代替氯化铯微波加速剂，其他卤化物(如溴化物或碘化物)以及医学上有用的其他碱金属或碱土金属阳离子可预期提供类似的(如果不是相当的)消融增强。例如，氯化铷或适当保护的铷部分可以是有用的。类似地，除了BSA和PLGA-PEG-PLGA聚合物之外，如果它们表现出合适的特性，还可以使用藻酸盐介质中的材料或具有阴离子的盐(如羧酸盐或亚硫酸盐材料)，上文包括对用于优化热促进剂的所需物理成像、加热和其他特性的有用阳离子、阴离子或电解质或其他材料的讨论。举例来说，各种栓塞介质可以如此修改，并且它们的碱性乳液状组合物也将提供超声成像性。此外，白蛋白与氯化钠盐的制剂已被证明可提供低粘度热促进剂，其具有适合多种组织治疗(包括血管内)的物理特性，具有良好的微波加热性能，同时具有完全的生物相容性。所描述的热促进剂中的不同热促进剂可以适合于400MHz、915MHz、2450MHz或5800MHz范围的不同微波方案，并且如果它们在医学上是安全的并且对所考虑的组织、肿瘤块或器官产生有效的微波消融增强特性，则可以使用它们。

此外，所述聚合物可以被递送至目标组织中的血管并被加热以充当栓塞物质，以阻塞供给靶标肿瘤的血管，从而通过切断通过血管的氧气和营养物供应来引起肿瘤消退。另一种变化是将一种或多种抗癌药物或治疗剂添加到聚合物中，使得一旦定位并加热，聚合物就充当原位延时释放治疗剂。

在本文描述的某些实施方式中，消融方法包括通过增强电能或电磁能(例如，吸收辐射能并转换成热能)来产生热损伤。消融方法包括热促进剂(TA)，其充当卫星能量吸收器以增加加热效果。热促进剂(TA)优选由三种组分组成，1)作为载体的聚合物(天然或人造)；2)离子组分或用于总电荷和粘度平衡的等价物；3)允许监测消融过程的成像组分。然而，在实施方式中，载体还可以是成像组分，包括诸如人血清白蛋白和牛血清白蛋白等载体。

其他聚合物可以包括天然的或人造的，例如白蛋白(例如人血清白蛋白(HSA)和牛血清白蛋白(BSA))、丝、羊毛、壳聚糖、藻酸盐、果胶、DNA、纤维素、聚唾液酸、树枝状聚赖氨酸、聚(乳酸-共-乙醇)酸(PLGA)。离子组分可以包括M⁺X^-或M²⁺Y^2-，其中M属于碱金属或碱土金属，如Li、Na、K、Rb、Cs，并且X代表卤素、乙酸盐和M⁺的其他等价平衡物，Y可以是X₂或混合卤素、乙酸盐、碳酸盐、硫酸盐、磷酸盐和与M.sup.²⁺的其他等价平衡物。其他有机组分可以独立影响这些作用。参见：Wang,S.等,Mol.Pharmaceutics 2015,12,4478-4487。对于CT成像，可以使用铯、钽、碘克沙醇(威视派克)、碘海醇(欧乃派克)、碘帕醇(Isovue)、碘普罗胺(优维显)、碘佛醇(安射力)、碘昔兰(Oxilan)乙硫化聚合物，如PLGA、PEG、白蛋白。对于超声成像，可以使用Definity(perflutren),Optison(perflutren),Definity RT(perflutren)，并且已发现聚合物通常是低回声的。然而，当使用PLGA-PEG-PLGA(一种嵌段共聚物，一种反相变水凝胶)时，该聚合物在注射后立即出现低回声，随后随着温度升高而变成高回声。对于MRI成像，可以使用Gadavist(钆布醇)、多它灵(钆特酸葡胺)、Eovist(钆塞酸二钠)、马根维显(钆喷酸葡胺)、Vasovist(钆磷维塞三钠)、泰乐影(锰福地吡)、Prohance(钆特醇)、OptiMARK(钆弗塞胺)、欧乃影(钆双胺)、莫迪司(钆贝酸二葡胺)、GastroMARK(非莫西尔)、菲立磁(超顺磁性氧化铁)、Clariscan(钆特酸葡胺)、Ablavar(钆磷维塞)。当使用白蛋白作为载体聚合物时，进行了类似的观察。

在应用电磁能驱动消融(例如微波、RF、电穿孔)时，远程沉积的TA可以比周围环境更有效地吸收能量，并有助于扩大消融区域。远程沉积TA，这里是指在使用条件(60W915MHz，10分钟)时，距离天线开槽大于或等于1.5cm。如上所述，在施加电磁能(例如微波、RF、电穿孔)时，沉积在大血管附近的TA可以防止消融靶标遭受过多的热损失，因此TA可以减轻“热沉”效应以提供完全消融。此外，TA还可用于栓塞/消融联合治疗以破坏肿瘤。TA的粘度与碘油相似，因此可以通过血管内导管递送并准确沉积。随后的消融可以有效地破坏肿瘤。

因此，作为概述和概括，上述热促进剂(TA)制剂和材料可以充当卫星能量吸收器，从而通过在经由单独天线无法有效处理的距离处增强电能或电磁能耦合成热量产生热损伤。TA可以由三种组分组成，1)作为载体的聚合物(天然或人造)；2)离子组分或用于总电荷和/或粘度平衡的等价物；和3)成像组分。聚合物可以包括天然的或人造的，例如白蛋白、丝、羊毛、壳聚糖、藻酸盐、果胶、DNA、纤维素、聚唾液酸、树枝状聚赖氨酸、聚(乳酸-共-乙醇酸)(PLGA)、结冷胶、多糖和聚天冬氨酸，及其组合。离子组分可以包括M⁺X^-或M²⁺Y^2-(作为通式Mⁿ⁺Yⁿ-)，其中M属于碱金属或碱土金属，如Li、Na、K、Rb、Cs和三钠，X代表卤化物、乙酸盐和M⁺的其他等价平衡物，Y可以是X₂或混合卤化物、乙酸盐、碳酸盐、硫酸盐、色氨酸盐、柠檬酸盐、磷酸盐和M²⁺的其他等价平衡物以及甲酸、乙醇酸、乳酸、辛酸、丙酸、己酸、草酸、苹果酸、柠檬酸、苯甲酸、尿酸及其相应的共轭碱。其他有机组分可以独立地被取代，如在Wang,S.等,Mol.Pharmaceutics 2015,12,4478-4487等中所描述。

对于CT成像，可以使用铯、钽、碘帕醇、碘海醇、碘昔仑、碘普罗胺、碘克沙醇、碘克沙酸盐、泛影酸盐、甲泛影酸盐、碘酞酸盐、乙硫化聚合物，如PLGA、PEG、白蛋白、DNA、RNA、离子聚碳水化合物及其组合。对于超声成像，聚合物通常是低回声的。然而，当使用PLGA-PEG-PLGA(一种嵌段共聚物，一种反相变水凝胶)时，该聚合物在注射后立即出现低回声，但随后随着温度升高而变成高回声，表明可能的成像性。当使用白蛋白作为载体聚合物时，进行了类似的观察。

应用电磁能(例如微波、RF、电穿孔)时，远程沉积的TA可以比周围环境更有效地吸收能量，并有助于扩大消融区域。这里，“远程沉积的TA”意味着在远距离内，因此意味着例如当使用条件(例如，60W 915MHz持续10分钟)时，距微波天线的距离大于或等于1.5cm。使用TA，对于给定的功率/时间治疗，消融区域可以从天线延伸得更远，或者可以在更短的时间内有效地消融相同的消融体积，或者可以增强微波加热能力固有较差的特定组织区域的加热程度。

在施加电磁处理能量(例如微波、RF、电穿孔)时，沉积在大血管附近的TA可以保护消融区域免受热损失，因此TA可以减轻“热沉”效应以确保完全消融。此外，适当放置的TA可以将消融范围扩大到血管的远端，从而为简单的微波天线提供新的治疗几何形状。

此外，TA还可用于栓塞/消融联合治疗以破坏肿瘤。TA可以配制为具有与碘化油相似的粘度，因此可以通过血管内导管递送并准确沉积。随后的消融可以有效地破坏肿瘤。

TA制剂可以包含赋形剂，这可取决于具体目的。赋形剂可以包括，例如，PEG、乳糖、微晶纤维素、羟基乙酸淀粉钠、交联羧甲基纤维素钠、PVP、HPMC、硬脂酸镁、胶体SiO₂。

组织靶点可能相当多样化，TA在癌症/肿瘤消融领域的应用可能包括乳腺(良性和恶性)、甲状腺(良性和恶性)、肺(原发性和转移性)、肝脏(原发性和转移性、肝脏手术边缘凝结)、肾上腺(良性功能性、癌症和转移性)、肾脏(原发性和转移性)、骨、前列腺、软组织(原发性和转移性)。此外，增强的消融准确性、速度和均匀性为子宫内膜消融/月经过多提供了有希望的改善：子宫；脊柱减压和去神经支配；良性前列腺增生(BPH)；以及治疗其他组织，如食管(反流)、支气管树(减少肺气肿)、胆管树(肿瘤支架阻塞)、关节(松弛)、手术切除和出血。

如上所述，在某些实施方式中，除了微波能量之外和/或代替微波能量，射频(RF)可以驱动消融。本领域技术人员将认识到，RF可以使用不同频率(例如无线电波的内部频率和外部频率)的电信号(例如电流)来执行消融。在执行RF消融的其他方法中，可以使用成像引导(例如超声波、CT成像或MRI)将针状电极经皮放置到靶标组织中。

图12示出了用于RF消融的装置100的示例性实施方式。如图所示，探针或电极110和热电偶120可以插入组织或器官(为了简单起见两者都通过附图标记130来标识)，例如心脏、肝脏、肾脏等。探针110和热电偶120之间的距离L可以变化，但是在某些实施方式中，距离L可以是大约1cm、大约1.5cm、大约2cm等等。在某些实施方式中，距离L可以基于组织130的类型、肿瘤的尺寸和/或期望的消融区域等来设置。探针110可以包括金属轴，除了与靶标组织直接电接触的暴露的导电尖端之外，金属轴是绝缘的。RF发生器(未示出)可以通过电极110向组织130供应RF能量。装置100可以包括参考电极(未示出)，其可以定位在导电性和导热性相对良好的区域中接触患者皮肤的导电垫处。RF发生器在有源RF电极和参考电极之间产生RF电压，从而在患者体内的两个电极之间建立电场线。电场随RF频率(<1MHz)振荡。

TA 140可以在消融开始之前定位在器官130中。如图所示，TA140可以从电极110分配和/或递送，但在某些实施方式中，TA140可以通过注射器或本领域技术人员已知的类似装置注射或以其他方式递送到器官130中。在消融过程中，组织中的离子随着振荡场移动，并与场强成比例地移动，从而产生摩擦，并转化为热量。也就是说，组织中的离子可以引起周围分子之间的碰撞，如邻近的钠离子和氯离子。这些分子的碰撞产生动能，动能可以转化为热量。TA140可以表现出类似的振荡特性，但是比离子高两个以上数量级，这可以比离子产生明显更多的热量，导致使用TA140时观察到的消融增加。

整个肿瘤的成功RF消融通常发生在整个靶标区域温度高于约60℃的情况下。然而，在某些实施方式中，某些电极的不良组织穿透可能导致无法消融直径大于1cm的肿瘤。说明性实施方式通过用多个电极、多钩电极、双极阵列、冷却尖端电极和/或脉冲RF探针消融较大肿瘤(例如，大于1cm)来克服这些固有问题。在某些实施方式中，不良的能量穿透也可以通过改变组织介电特性来改善。例如，连续注射不同浓度的盐溶液已显示出较大消融体积的显著改善。盐水体积和浓度以非线性方式影响凝血直径，因为增加盐水浓度可以增加电导率(与测量的阻抗成反比)并能够在组织中沉积更大的能量，而不会在电极表面引起有害的高温。这种效应是非线性的，组织电导率显著增加，组织加热减少。增加的电导率有利于RF消融，因为它能够增加能量沉积，这增加组织加热。然而，由于固有电阻较小，组织电导率增加也会增加加热给定体积的组织所需的能量。当无法传递该量的能量时(例如，超出最大发电机输出)，斜率为负，并且将导致较少的组织加热(和凝结)。因此，为了实现临床效益(即RF诱导凝血的增加)，需要针对所使用的每种类型的RF设备以及待治疗的不同肿瘤类型和组织确定盐水注射的最佳参数。

用于改善RF消融的盐溶液的缺点涉及其消融几何形状的差异。具体而言，盐水溶液被排出到阻力最小的方向，这导致消融形状不受控制，增加了对邻近器官或组织(例如胆管、膈肌、神经)造成附带损伤的风险。在RF消融期间使用TA可以减轻这些影响并根据需要增加消融区域的体积。

RF消融过程中TA对消融区温度变化的影响可以从以下实施例中看出：

实施例6

离体猪肝脏的射频消融。

所有消融手术均使用射频系统(Viva组合RF发生器，STARmed，Goyang,S.Korea)，功率为35W，连续模式持续10分钟(图2)。RF施用器(15G 2cm ActiveTip)的尖端有灌注端口，通过该灌注端口注入2mL TA。温度变化是在距离RF电极1.5cm的横向平面上测量的。热电偶120与RF电极110尖端处于相同的深度，如图12所示。对于对照和TA，实验重复四次，并对数据进行比较绘图和统计分析(GraphPad版本6e)。

总共进行了8次RF消融(四次TA，四次对照)。总体而言，使用TA进行的消融显示出比对照明显更高的温度升高速率，尤其是在前90秒。在此期间，分析温度升高的线性：对照和TA(R方：分别为0.6695和0.9679)。对照的速率斜率为0.3239±0.0446℃/s，TA的速率斜率为0.8178±0.0342℃/s。90秒后，对照和TA的温度升高均分别减慢至约70℃和110℃。此外，在整个测量周期内，对照的温度变化似乎显著大于TA，如图13所示，其示出了使用TA(A)和对照(B)的射频消融的温度分布。如图所示，在整个消融期间，TA消融的温度(A)高于对照(B)。

实施例7

TA与各种NaCl溶液的消融区温度的比较

使用TA可以加速RF消融期间在距探针一定距离处测量的消融区域温度变化。例如，在牛肝脏中距离探针110 1厘米处的RF消融的结果如图14所示。OsteoCoolTM RF消融系统(Medtronic Memphis TN)用于所有消融手术，设置如下：消融时间10分钟；设定温度95℃；功率限制20W；截止阻抗50Ω。将RF施用器(18G，2cm ActiveTip)放置在注射TA样品(1mL)的同一部位。TA样品为1)HeatSYNC凝胶，2)载体生物聚合物，3)50、100、150mg/mL的NaCl水溶液。温度变化是在距RF施用器1.0cm处与施用器尖端相同的深度处测量的。对于所有样品，实验重复四次，并对所得数据进行比较绘图并使用生物统计软件(GraphPad版本8)进行分析。结果，总共进行了20次RF消融：五个样品(每个n＝4)。TA(I)消融显示出比所有其他样品(III、IV、V)(包括生物载体样品(II))显著更高的温度升高速率。

在某些实施方式中，TA可以用作烧灼剂。一旦RF能量将TA加热到特定温度，例如>80℃，TA就可以凝结并与消融组织成为一体。例如，TA可以应用于组织或器官以增强所述组织或器官的加热和/或烧灼该部位以防止出血。TA可以作为凝胶施加至其一个或多个表面，使得加热TA与被消融的组织融合以密封该部位。

图15示出了根据说明性实施方式的组织消融的示例性方法200。应当注意的是，如所描述的，该过程是从通常用于执行消融的较长过程简化的。因此，该过程可以具有本领域技术人员可能会使用的附加步骤。另外，某些步骤可以按与所示顺序不同的顺序执行，或者同时执行。因此，本领域技术人员可以适当地修改该过程。此外，如上文和下文所指出的，所指出的材料和结构只是可以使用的多种不同材料和结构中的一种。本领域技术人员可以根据应用和其他限制来选择合适的材料和结构。因此，具体材料和结构的讨论并不旨在限制所有实施方式。

参考图12和图15，过程200可开始于步骤202，其通过将一个或多个电极110引入患者体内以到达靶标部位。靶标部位可以包括组织、器官、肿瘤等。插入后，电极110可设置在靶标部位内、接近靶标部位和/或延伸穿过靶标部位。接下来，热促进剂140可被定位在患者体内距电极一定距离处(步骤204)。热促进剂140可定位成限定和/或延伸靶标部位的消融区域。TA140、电极110和靶标部位130之间的相对距离可以基于期望的消融区域、患者解剖结构、目标部位的尺寸等而变化，如上面详细讨论的。在某些实施方式中，可以将第二电极或第二热促进剂添加到靶标部位，如上所述，以使消融区域最大化。

在放置热促进剂140之后，可以激活电极110以激发TA(步骤206)。在某些实施方式中，电极110可在其上包括一个或多个能量发射装置(未示出)以将TA颗粒激发至特定温度。本领域技术人员将认识到，能量发射装置可以利用微波、射频和电穿孔中的一种或多种来执行激发。在某些实施方式中，加热TA可导致TA通过凝结而烧灼至靶标部位，从而与被消融的组织成为一体。TA的加热可以继续，直到靶标部位被充分消融。在执行消融之后，可以关闭电极并将其从患者体内撤回(步骤208)。

实施例8

热促进剂可用作药物输送载剂

在某些实施方式中，TA可用作药物递送载剂以将一种或多种药物递送至靶标位点。具体而言，TA在暴露于消融能量时凝结的能力可以使促进剂用于药物递送。如前所述，一旦RF能量将TA加热到特定温度，例如>80℃，TA就可以凝结并与消融组织成为一体。例如，TA可以将抗肿瘤药物或药剂(如激酶抑制剂)实现局部区域和功能性分布到所需的靶标区域。在示例性实施方式中，激酶抑制剂可以包括各种纳米技术和受体酪氨酸激酶抑制剂的组合。

为了设计基于白蛋白的药物制剂，可以使用几种策略中的一种或多种。在一个实施方式中，药物可以在分子载体中运输至靶标区域。图16更详细地示出了根据示例性实施方式的诸如人血清白蛋白(HSA)等载体的结构。白蛋白包含三个α螺旋结构域，每个螺旋结构域由两个子结构域组成。它的七个脂肪酸结合位点在蛋白质上不对称分布。其他重要的结合位点包括位于半胱氨酸-34氨基酸残基处的游离硫醇以及Sudlow的位点I和II，它们可结合多种非特异性疏水性药物。

在某些实施方式中，在注射的结合剂对接至内源性白蛋白上之后，在体内实现白蛋白的原位配制。这种类型的制剂包括共价缀合物(例如，用于药物缀合的白蛋白半胱氨酸-34；用于裂解阿霉素和白蛋白结合马来酰亚胺基团的MMP-2和9、天然配体缀合物(例如，用于乳腺癌的siRNA-白蛋白)或小分子结合剂(例如，一种白蛋白中含有伊文思蓝14分子)。作为另一种选择，在某些实施方式中，可以使用依赖于在注射到患者体内之前将药物装载到或共价连接到从供体分离的重组产生的白蛋白或人血清白蛋白中的外源制剂。在这样的实施方式中，可以发生共价缀合(例如，甲氨蝶呤、姜黄素和阿霉素)、重组白蛋白融合蛋白(例如，与重组白蛋白连接的气溶素原的N末端)和纳米颗粒制剂(例如，称为白蛋白结合型紫杉醇(Abraxane)的Nab-紫杉醇)。

当白蛋白暴露于热能(例如，由微波消融或RF消融提供的热能)时，白蛋白分子可能会发生“结构上改变”，或经历一系列不同的结构变化，即变性。图17示意性地示出了3-D结构变性为线性蛋白质的变性过程的示意图。如图所示，变性过程需要分解白蛋白分子的三维结构。变性过程包括四级(亚基完整性破坏)、三级(二硫键和非共价(极性)相互作用、范德华(非极性)相互作用)和二级(β-折叠和α螺旋)结构的破坏。

除了这些被破坏的分子内过程之外，许多新的分子间相互作用还通过新的二硫桥或氢键和非极性相互作用形成，导致形成蛋白质网络。总体而言，蛋白质网络的结构排列方式是疏水部分位于表面，而亲水部分向内。在携带白蛋白的消融药物制剂中，极性药物分子被转移到亲水位点(例如，非极性分子将被捕获在疏水表面上)。因此，在消融完成后，结构上转变的蛋白质网络作为可生物降解的植入物在空间上固定在被消融的病变组织附近，并且药物分子随着时间的推移从蛋白质网络中释放。在整个过程中，本领域技术人员将认识到蛋白质主链(一级)结构保持完整。

如上文所示和所指出的，构象变化可导致白蛋白分子形状的变化，使得白蛋白转变成特定的形状。构象变化可以是不可逆的，使得分子的四级、三级和二级结构的破坏可以是永久性的，使得白蛋白不会恢复到其原始形状并呈现不同的结构，例如具有基本上多孔结构的蛋白质网。TA的消融可以改变TA的HSA的白蛋白包膜的构象。例如，TA的消融可导致HSA(例如载体)中的蛋白质变性，并在抗肿瘤剂浸渍后释放与TA的蛋白质结合的抗肿瘤剂。也就是说，药物可以结合到载体上，并且消融可以改变载体的形状以导致载体释放药物。

在递送之前，TA可以用一种或多种抗肿瘤剂浸渍或共价连接至一种或多种抗肿瘤剂，并递送至靶标位点或区域(如肿瘤的周围)。TA可以被吸附在靶标部位，并且当暴露于能量(例如，热能或热量)时，如上所述，可以在消融期间转化为坏死凝结物并被植入到靶标尺寸或肿瘤周围，例如，TA可以成为凝结蛋白网中疤痕组织的一部分。在某些实施方式中，可以添加一种或多种合适的酸、碱、金属或金属离子、盐、缓冲剂或离液剂以调节载体分子的极性以用于消融期间的动力学运动。在抗肿瘤剂与TA共价键合的示例性实施方式中，可以通过水解该键发生解离以释放抗肿瘤剂。

用于药物递送的白蛋白的浓度范围可以为约30mg/mL至约600mg/mL，尽管在某些实施方式中，浓度范围可以为约30mg/mL至约300mg/mL，或30mg/mL至约150mg/mL。如上所述，与消融相比(例如>300mg/mL)，较低浓度的白蛋白(例如30mg/mL)可用于药物递送，因为TA用于将药物递送至靶位点，然后变性以从中释放浸渍的药物。较低浓度的TA可以加速TA的变性以及抗肿瘤药物的释放，同时还允许组成药物的TA-药物组合的浓度百分比更大，这允许更多的抗肿瘤剂被递送到靶标部位并释放到体内进行治疗。

此类能量稳定的抗肿瘤剂的某些非限制性实例可以包括激酶抑制剂、非激酶抑制剂，包括阿霉素、紫杉醇、瑞沙托维、他莫昔芬、曲古抑菌素A、安扎鲁胺、环孢菌素A、依托泊苷或SUMO化抑制剂、各种检查点抑制剂，诸如PD1/PD-L1、CXCR、Sting、IDO或TLR等。就激酶抑制剂而言，这些抑制剂会阻断失调的激酶活性，即磷酸化，而磷酸化是疾病(特别是癌症)的常见原因。可以与本公开一起使用的激酶抑制剂的某些非限制性实例可以包括法舒地尔(依立卢)、西罗莫司(雷帕鸣)、伊马替尼、吉非替尼、埃罗替尼、索拉非尼、舒尼替尼、达沙替尼、拉帕替尼、尼洛替尼、坦西莫司、依维莫司、帕唑帕尼、鲁索替尼、凡德他尼、维罗非尼、克唑替尼、埃克替尼、阿昔替尼、托法替尼、波舒替尼、卡博替尼、泊那替尼、瑞戈非尼、阿法替尼、达拉非尼、曲美替尼、依鲁替尼、尼达尼布和/或艾代拉利西布。此外，浸渍TA的抗肿瘤剂可以根据待攻击的肿瘤类型进行定制。例如，可以在靶标部位进行预先测试和/或成像以确定肿瘤的性质，并且可以用一种或多种能够最好地靶向并破坏所述肿瘤的抗肿瘤剂浸渍TA。

白蛋白，例如HSA，可以根据所携带的抗肿瘤剂改变其结构。凝结后，蛋白质构象的变化可以改变与药物结合的蛋白质的百分比。递送到靶标位点的药物的可用性可以根据可与药物结合的蛋白质的量而变化。例如，当白蛋白中的蛋白质变性时，整个白蛋白对药物的结合亲和力发生变化，从而使激酶抑制剂局部可用。在某些实施方式中，可以通过计算将与白蛋白中的蛋白质结合的药物的量来优化白蛋白，以确定在靶标位点注射的用抗肿瘤药物浸渍的白蛋白的量。一旦浸渍的TA到达靶标位点，抗肿瘤药物就可以从那里释放出来。

一旦植入到所需位置，抗肿瘤剂和TA之间的蛋白质结合状态可以改变药物从TA的释放速率，随着蛋白质结合百分比的增加，药物的释放速率增加，反之亦然。在某些实施方式中，药剂可以通过延迟释放从TA中释放。延迟释放允许更大浓度的抗肿瘤药物(例如激酶抑制剂)被设置在TA内，这增加了肿瘤治疗的功效。

TA可以被配置为通过延迟释放从其释放抗肿瘤剂。例如，一旦在消融后充分凝结，蛋白质网络可以在一段时间内从其中释放抗肿瘤剂，该时间段可以取决于药物和蛋白质网络之间新建立的平衡(Kdiss)。影响药物释放平衡(Kdiss)的因素可包括离子相互作用、氢键、弱相互作用，如水分子、药物分子、被捕获的离液剂分子和/或蛋白质网状结构内的氨基酸残基之间的范德华力。

抗肿瘤剂延迟释放的能力有利于将TA放置并植入到相对于肿瘤的所需位置，以确保抗肿瘤剂最佳地靶向肿瘤的位置。在某些实施方式中，TA可被配置为在延长的时间段内变性，使得TA在变性过程中释放抗肿瘤剂。抗肿瘤剂可以保留在体内的时间长度可以取决于所使用的抗肿瘤剂的性质。

某些小分子药物、siRNA、核苷类似物或DNA等温度敏感疗法可以通过采用其他能源以类似的策略使用。热促进剂可以在消融过程中增强微波和RF能量，以帮助实现肿瘤的完全消融。在某些实施方式中，TA可以增强许多非热能或最小热能，诸如不可逆电穿孔(IRE)或声纳波，如在高强度聚焦超声(HIFU)或组织摧毁术中。与不使用TA的消融相比，使用TA会导致更大的消融体积和更加球形的形状，且呈剂量依赖性。TA与消融结合使用将有助于消除局部肿瘤复发，这是当前消融技术面临的最大挑战。

小分子治疗剂可以与白蛋白(或其他载体)配制用于广泛的治疗领域，例如癌症、传染病、炎症/免疫学、神经系统疾病、心血管疾病、内分泌学、代谢疾病和/或其他罕见疾病。许多小分子疗法在微波消融或RFA过程中具有热稳定性。该策略有利于局部药物释放，从而消除与药物相关的副作用。

在某些实施方式中，如上所提出的，浸渍在TA中的抗肿瘤剂可以与非热消融技术结合使用。具体而言，白蛋白在消融过程中经历的变性也可能在非热过程中发生，这可能导致白蛋白失去其结构完整性。例如，不可逆电穿孔(IRE)或组织摧毁术是非热消融技术，它们可以分别通过施加的强电脉冲或强声纳能量影响白蛋白结构而不涉及热量。IRE是一种使用高电压、低能量直流电流脉冲诱导细胞死亡的过程，它是非热消融方法，与其他热消融方法相比，对白蛋白结构的改变较小。因此，非热消融技术允许使用更广泛的热不稳定抗肿瘤剂，例如，可以使用小合成分子和大合成分子以及siRNA、肽、碳水化合物、抗体、激发抗肿瘤免疫反应的核苷类似物，因为较低的温度过程不会影响治疗剂的结构完整性。例如，在这样的实施方式中，TA中包含的抗肿瘤剂不仅可以包括小分子、热稳定的抗肿瘤剂，而且还可以包括具有引发抗肿瘤免疫应答的较大分子的治疗剂，诸如单克隆抗体：如，PD-1帕博利珠单抗(Keytruda)、纳武单抗(Opdivo)、西米普利单抗(Libtayo)、PD-L1阿替利珠单抗(Tecentriq)、阿维单抗(Bavencio)、德瓦鲁单抗(Imfinzi)和CTLA4伊匹木单抗(Yervoy)；或基于核苷类似物的药物等。此外，在某些实施方式中，当应用于组织摧毁术时，TA也可以用上面列出的物质浸渍，组织摧毁术是另一种非热消融方法，其诱导靶组织空穴化，随后通过HIFU能量导致肿瘤细胞死亡。使用治疗物质(例如siRNA、肽、蛋白质、免疫球蛋白、糖蛋白、RNA、DNA和核苷类似物)的非热消融技术(如IRE或组织摧毁术)可引起全身抗肿瘤免疫反应，从而产生远隔效应，其中在局部区域治疗范围内治疗肿瘤的同时可以观察到未治疗肿瘤的缩小，如下文更详细地讨论。使用治疗物质(例如siRNA、肽、蛋白质、免疫球蛋白、糖蛋白、RNA、DNA和核苷类似物)的非热消融技术(IRE或组织摧毁术)可引起全身抗肿瘤免疫反应，从而产生远隔效应，其中在局部区域治疗范围内治疗肿瘤的同时可以观察到未治疗肿瘤的缩小。

白蛋白在基于能量的消融和治疗物质的联合疗法中具有多种优点，例如保护小生物分子，如siRNA、肽、蛋白质、免疫球蛋白、糖蛋白、RNA、DNA和核苷类似物。在某些实施方式中，治疗剂可以通过在肿瘤细胞上表达较多的白蛋白受体被内吞。在实施方式中，将热治疗与治疗物质(例如药物)组合的基于能量的消融可以被认为是热激活组合疗法(例如，TACT)。

与上述讨论的MWA或RFA等热消融技术相比，IRE、HIFU或组织摧毁术等非热消融技术可有助于形成不同的清除体内肿瘤细胞的机制。例如，非热消融技术可以触发患者体内的免疫反应，以清除患病物质自身。如上所述，在IRE、HIFU和组织摧毁术过程中，热促进剂的温度不会升高到MWA或RFA所见的水平，这不会导致肿瘤细胞炭化或破坏。相反，与使用RFA或MWA所见的导致疤痕组织形成的清除过程相比，非热技术导致肿瘤细胞破裂，从而将其内容物(例如具有肿瘤特异性抗原的肿瘤细胞表面或胞质溶胶)释放到间隙空间中。间质中肿瘤特异性抗原的存在可以吸引包括巨噬细胞、B细胞和树突细胞在内的抗原呈递细胞(APC)来消耗受损的肿瘤细胞，这使这些细胞在APC表面表达肿瘤特异性抗原。这种肿瘤特异性抗原可以通过人体的防御机制(如T细胞或B细胞)触发免疫反应，攻击这些APC并破坏细胞，从而破坏肿瘤细胞的胞质，同时还产生针对这种肿瘤特异性抗原的抗体。本领域技术人员将认识到，非热消融技术之后的免疫响应的强度可以比MWA或RFA消融之后的免疫响应更强健，因为身体的防御机制将细胞质识别为必须被杀死的外来入侵者，而不是已经变形并被热消融杀死的肿瘤特异性抗原，并攻击其。

图18示出了根据本实施方式的使用热促进剂作为药物递送载体的示例性方法300。应当注意的是，如所描述的，该过程是从通常用于执行消融的较长过程简化的。因此，该过程可以具有本领域技术人员可能会使用的附加步骤。另外，某些步骤可以按与所示顺序不同的顺序执行，或者同时执行。因此，本领域技术人员可以适当地修改该过程。此外，如上文和下文所指出的，所指出的材料和结构只是可以使用的多种不同材料和结构中的一种。本领域技术人员可以根据应用和其他限制来选择合适的材料和结构。因此，具体材料和结构的讨论并不旨在限制所有实施方式。

过程300开始于步骤302，其通过用一种或多种物质(例如抗肿瘤剂)浸渍热促进剂。接下来，可以将TA引入到患者体内靠近靶标部位的位置(步骤304)。可以通过本领域技术人员已知的一种或多种方法将TA注射、递送或以其他方式放置在靶位点附近。在TA位于靶标部位之后，可以激活能量源以消融TA(步骤306)。能量源可以导致TA在热位点凝结。在凝结期间，载体可以变性，导致物质从TA释放到靶标位点(步骤308)。如上所述，物质的释放可以是基于时间的和/或延迟的。

所图示和描述的系统、装置、方法、配置、形状和尺寸决不是限制性的。鉴于本公开，本领域技术人员将理解如何将一个实施方式的教导应用到本公开中明确或隐含地提供的其他实施方式。此外，基于上述实施方式，本领域技术人员将理解本发明的进一步特征和优点。因此，除了所附权利要求所指示的之外，本公开不限于已经具体示出和描述的内容。

实施例9

基于HSA的#1凝胶作为联合热促进剂和药物递送系统

基于HSA的#1凝胶作为热促进剂

基于HSA的#1凝胶是一种基于蛋白质的配方，具有以下特性。首先，凝胶改变靶标组织的介电特性以增强施加的能量。其次，凝胶是粘性溶液，因此一旦沉积就固定在靶标位置。第三，一旦凝胶达到特定温度或更高(>70℃)，凝胶就会凝结并成为被消融组织的一部分。通过成为消融组织的一部分，凝结的基于HSA的#1凝胶提高了图像引导肿瘤消融(例如IGTA)的性能。几项体内研究表明，在高于70℃的温度下进行凝结，与没有凝胶的情况相比，凝胶可以在更短的时间内在靶标组织中产生更加球形和更大的消融体积，从而提高IGTA的性能。在IGTA中使用基于HSA的#1凝胶可降低目前与不使用凝胶的IGTA技术相关的局部复发率。目前局部复发率约为30％)。然而，通过在IGTA过程中加入基于HSA的#1凝胶，局部复发率降低至约10-15％，这约是手术切除的局部复发率。

图19显示了被消融的组织的图像。消融研究比较了消融条件下经热促进剂(TA)处理和未经热促进剂(对照)处理的几种类型的体内猪组织：915MHz，60W，天线与基于HSA的#1凝胶(2mL)之间的距离，持续10分钟)。消融后，将组织切片并用氯化三苯基四唑溶液(组织活力染色)处理：左上(A)：肝；右上(B)：肺；左下(C)：肾；右下(D)：臀肌。

在每种组织类型中，在热促进剂(TA)存在下被消融的样品比相应的对照样品具有实质上更大的处理组织面积。切片显示，处理的组织更加圆，这表明处理体积更加球形，并且TA样品中的处理面积更大。这表明消融过程中TA的存在产生比对照(例如，无TA)样品更加球形且更大的处理组织体积。

图20A和20B显示没有(图20A)和具有(图20B)基于HSA的#1凝胶组织学的消融猪肝脏的图像。图20A显示了在没有基于HSA的#1凝胶组织学的情况下被消融的组织2000，并且显示了坏死/死肝脏周围的结缔组织囊(CT)含有通常是多核的巨噬细胞(箭头)。图20B显示了用基于HSA的#1凝胶组织学消融的组织2010增加了坏死/无活力肝脏周围的结缔组织囊中分散和聚集的巨噬细胞和淋巴细胞(LY)的数量。

基于HSA的#1凝胶作为药物递送系统

在说明性实施方式中，消融后凝结的凝胶可以用作药物贮库并随着时间的推移释放所选择的药物。大多数药物可与基于HSA的#1凝胶混溶，因为白蛋白分子本质上是两亲性的。此外，已知白蛋白是多种内源性和外源性化合物的载体[Molecular aspects ofligand binding to serum albumin.Kragh-Hansen U Pharmacol Rev.1981年3月；33(1):17-53.]。这有利于疏水性分子(如长链脂肪酸)以及各种其他配体(如胆红素)、金属离子(如锌和铜)以及药物(如华法林和布洛芬)的胶体溶解和运输[Crystal structure ofhuman serum albumin complexed with fatty acid reveals an asymmetricdistribution of binding sites.Curry S,Mandelkow H,Brick P,Franks N Nat StructBiol.1998年9月；5(9):827-35.].Hoogenboezem EN,Duvall CL.Harnessing albumin asa carrier for cancer therapies.Adv Drug Deliv Rev.2018年5月；130:73-89.doi:10.1016/j.addr.2018.07.011.Epub 2018Jul 27.PMID:30012492；PMCID:PMC6200408.

一旦浸渍在基于HSA的#1凝胶中，药物就可以被递送到靶标部位，通常距离涂药器的进料点1-1.5cm。随后的消融破坏了大部分肿瘤块并使凝胶凝结，药物被捕获在凝结的蛋白质网络中。通过消融过程中基于HSA的#1凝胶中白蛋白分子的构象变化，将实现新的药物-白蛋白相互作用，从而将药物洗脱到消融后肿瘤微环境(TME)。与其他药物递送方式相比，该方法在以下方面具有优势：当凝结的蛋白质网络定位为“半”永久植入物时，药物从靶标部位洗脱。因此，药物仅作用于靶标区域，并最大限度地减少有害的全身分布。此外，由于大部分肿瘤块在热消融完成时被破坏，因此当与基于HSA的#1凝胶配制时，药物剂量也可以保持最小化。

除热不稳定药物外，大量药物都可以使用基于HSA的#1凝胶进行配制。更具体而言，超过120℃不稳定的治疗剂可以被排除。

阿霉素和瑞喹莫德两种药物被选为演示热消融-药物递送联合疗法的候选药物。也就是说，选择阿霉素和瑞喹莫德来演示联合疗法，其中热疗法与治疗物质(例如药物)联合。这种治疗描述了热激活联合疗法(例如，TACT)。

阿霉素属于蒽环类和抗肿瘤抗生素药物家族。它的部分作用是通过不加区别地干扰健康或患病细胞的DNA功能来发挥作用。这种小分子化疗剂用于治疗乳腺癌、膀胱癌、卡波西肉瘤、淋巴瘤和急性淋巴细胞白血病。它经常与其他化疗药物一起使用。["Doxorubicin Hydrochloride".The American Society of Health-System Pharmacists.原始存档于2016年10月11日。检索于2017年1月12日]。

阿霉素通过静脉注射给药。单药剂量为60至75mg/m2，每21天静脉注射一次。由于阿霉素体积小，与顺铂或吉西他滨等其他化疗药物一样，具有不利的药代动力学和次优的生物分布，例如血液半衰期短和在多个健康器官中明显的脱靶积累。这与化疗药物的非特异性作用机制及其大的分布体积一起导致严重的副作用，诸如骨髓抑制、粘膜炎、神经毒性、恶心、呕吐和脱发。因此，与当前的阿霉素方案进行比较，它非常适合基于药物HSA的#1凝胶策略。

瑞喹莫德(R848)是一种TLR 7/8激动剂，其作为免疫响应调节剂，具有抗病毒和抗肿瘤活性。癌症的一个主要特征是通过肿瘤微环境中的免疫抑制信号传导逃避免疫。这一特征在PDAC中很常见：局部免疫抑制和结构障碍(如基质结缔组织增生)都是关键的治疗挑战。TLR7激动剂咪喹莫特已获得FDA批准作为基底细胞癌的单一疗法，并且TLR激动剂的潜力正在扩展到其他恶性肿瘤。在某些情况下，仅TLR7刺激T细胞就足以产生抗肿瘤响应：将R848纳米颗粒递送至CD8+T细胞可增强小鼠结直肠癌模型的抗肿瘤免疫力并延长生存期。TLR7激动剂还证明了与阿霉素联合治疗T细胞淋巴瘤、联合疫苗接种治疗膀胱癌以及联合放疗治疗胃肠道肿瘤的益处[Michaelis,K.A.,Norgard,M.A.,Zhu,X.等.The TLR7/8agonist R848 remodels tumor and host responses to promote survival inpancreatic cancer.Nat Commun 10,4682(2019).https://doi.org/10.1038/s41467-019-12657-w.]

在动物疾病模型中，全身施用装载瑞喹莫德的纳米颗粒已被证明可以通过刺激肿瘤相关巨噬细胞来提高对检查点抑制剂的癌症免疫治疗的响应率。[Rodell,ChristopherB.；Arlauckas,Sean P.；Cuccarese,Michael F.；Garris,Christopher S.；Li,Ran；Ahmed,Maaz S.；Kohler,Rainer H.；Pittet,Mikael J.；Weissleder,Ralph."TLR7/8-agonist-loaded nanoparticles promote the polarization of tumour-associatedmacrophages to enhance cancer immunotherapy".Nature BiomedicalEngineering.2018 2(8):578–588.]值得注意的是，在我们的猪慢性安全性研究中，在热消融之后，我们观察到巨噬细胞招募到凝结的基于HSA的#1凝胶区域的明显增加，如图20A和图20B所示。这意味着对凝结的HeatSYNC凝胶的先天免疫响应增强。此外，巨噬细胞的增加为各种癌症靶向免疫疗法提供了机会。[Duan Z,Luo Y,Targeting macrophages incancer immunotherapy,Nature(Signal Transduction and Targeted Therapy),2021,6:127.]

实施例10

证明基于HSA的#1凝胶可与药物混溶，并在消融过程中和消融后洗脱药物

在说明性实施方式中，基于HSA的#1凝胶与先前讨论的药物(例如阿霉素和瑞喹莫德)混溶，混合制剂仍然充当热促进剂，药物在凝结蛋白网状结构内消融期间是结构上稳定的，并且随着时间的推移，药物从蛋白质网络中释放出来。这些特性对于使用基于HSA的#1凝胶作为微波消融后洗脱抗肿瘤剂的药物储存库非常重要。

以下研究表明阿霉素可以与基于HSA的#1凝胶混溶，并在消融后从凝结的基于HSA的#1凝胶中洗脱出来。

目标1：结果表明，阿霉素可以与基于HSA的#1凝胶混溶，并在消融后从凝结的基于HSA的#1凝胶中洗脱出来。

方法1：在作为模型的1％(w/v)琼脂糖凝胶中，在环境温度下将具有盐酸阿霉素(2.0mg)的基于HSA的#1凝胶(0.5mL)放置在距MW天线1cm处。消融以60W进行10分钟(MicroThermX/Varian 915MHz)。消融后，将冷却的琼脂糖凝胶在环境温度下放置48小时以使阿霉素扩散。

结果1：将盐酸阿霉素(2.0mg)与基于HAS的#1凝胶(0.5mL)混合，形成透明橙色液体，如图21所示。使用1mL注射器将混合物放入预钻孔柱中，然后进行消融，如预消融照片所示。在消融期间，大约在70℃开始出现凝血。消融后立即，橙色凝结的基于HSA的#1凝胶没有显示出蛋白质网络的扩散。在6小时时，阿霉素向模型周围区域的扩散是明显的，并且扩散区域随着时间的增加而稳定地变大，如图21所示。

图21分别显示了阿霉素+基于HSA的#1凝胶在消融之前(A)、消融期间(B)(3分钟)、消融后6小时(C)、消融后24小时(D)和消融后48小时(E)的药物洗脱图像2100。所述溶液含有1(w/v)％琼脂糖模型。消融条件：915MHz，60W，持续10分钟。

图21显示了从基于HSA的#1凝胶的蛋白质网络中洗脱药物阿霉素的进程。在A中，在消融之前，阿霉素被保留在基于HSA的#1凝胶的蛋白质网络内。在B中，10分钟消融暴露后3分钟，阿霉素开始从基于HSA的#1凝胶的蛋白质网络中逃逸。在C中，消融暴露完成后6小时，更多阿霉素从基于HSA的#1凝胶的蛋白质网络中逃逸。在D和E中，分别在消融后24小时和消融后48小时，随着消融后时间的增加，更多的阿霉素从基于HSA的#1凝胶的蛋白质网络中逃逸。

实施例11

以下研究表明，阿霉素从基于HSA的#1凝胶中的洗脱是剂量依赖性的，并且在消融后阿霉素继续从基于HSA的#1凝胶中洗脱。

目标2测定不同浓度的阿霉素(一种细胞毒性抗肿瘤剂)的体外洗脱率。

方法2使用HPLC系统获得三种已知浓度的阿霉素样品(1.0x 10^-6、9.5x 10^-6和1.9x 10^-5M)的吸光度值，以建立线性关系(图4，左)：Agilant 1100；流动相＝ACN和H₂O(含1％乙酸铵)的梯度波长＝500nm；流速＝1mL/min。每个数据点是三次测量的平均值。在HPLC条件下，阿霉素的保留时间为4.00分钟。分别将三种不同量的阿霉素(2.1、1.1和0.6mg)与基于HSA的#1凝胶(每种0.5mL)混合，并使用目标1中描述的条件进行消融。一旦完成，收集用阿霉素浸渍的凝结凝胶，并将其置于36.5℃水浴中的柠檬酸盐缓冲液(5mL，pH 7)中。在1、3、24和72小时，将少量溶液(0.5mL)通过膜过滤器(截止值7KDa)并注入HPLC系统以定量洗脱的阿霉素。每个数据点均重复三次。

结果2阿霉素的洗脱行为如图22A中的2200所示，其显示了吸光度相对于[阿霉素]的图。图22B显示了从基于HSA的#1凝胶洗脱的阿霉素的吸光度随时间变化的图(右)。药物以剂量依赖性方式从凝结的基于HSA的#1凝胶中洗脱出来(2.1>1.1>0.6mg)，并且随着时间的推移，只有部分阿霉素被洗脱出来(分别为57％、64％和87％)。另外，洗脱速率在1h时最高，并按1>3>24>72h的顺序减慢。

实施例12

以下研究表明，瑞喹莫德从基于HSA的#1凝胶中的洗脱是剂量依赖性的，并且在消融后瑞喹莫德继续从基于HSA的#1凝胶中洗脱。

目标3测定不同浓度的瑞喹莫德(一种TLR 7/8激动剂)的体外洗脱率。

方法3使用如方法2中所述的HPLC系统获得三种已知浓度的瑞喹莫德样品(4.3×10^-6、4.3×10^-5和8.6×10^-5M)的吸光度值以建立线性关系(图23A)，不同之处在于波长＝328nm并且保留时间＝3.31分钟。

结果3瑞喹莫德的洗脱行为如图23A所示，其显示了吸光度相对于[瑞喹莫德]的图。图23B显示了从基于HSA的#1凝胶洗脱的瑞喹莫德的吸光度随时间变化的图(右)。药物以剂量依赖性方式从凝结的基于HSA的#1凝胶中洗脱出来(1.25>0.63>0.063mg)，并且随着时间的推移，只有部分阿霉素被洗脱出来(分别为57％、64％和87％)。另外，洗脱速率在1h时最高，并按1>3>24>72h的顺序减慢。

实施例13

实施例9至12结果的讨论

讨论实施例9至12中描述的概念验证研究表明，浸渍有药物的基于HSA的#1凝胶可以作为组合治疗技术发挥作用。基于HSA的#1凝胶充当热促进剂，以提高消融过程的有效性，并且凝胶将选定的药物保留在其结构内，而不会在消融过程中失去结构完整性。此外，随着时间的推移，包埋在凝结的基于HSA的#1凝胶中的药物从蛋白质网络中洗脱出来，并在观察到的时间范围(即72小时)内保持洗脱水平。尽管体外研究设计仅限于模拟活体的肿瘤环境，但目前的研究结果提供了直接证据，表明基于HSA的#1凝胶可用于消融后抗肿瘤治疗，以进一步减少局部复发速度。也就是说，通过使用组合的基于HSA的#1凝胶和药物组合物，增加了消融的有效性，并且治疗药物在消融期间被直接递送至靶标组织，并且在消融后数天在靶标组织处洗脱。

实施例14

在广泛的频率和温度范围内对HSA样品进行微波表征

图24显示了915MHz下样品HSA209的(a)相对介电常数(图24A)、(b)e”(图24B)、和(c)电导率(图24C)作为20℃至90℃的温度范围频率的函数。在这些情况下，除了常数和乘以频率之外，e”和电导率本质上是相同的。跨频率的数据存在某些适度的波动，但这对于这种测量技术来说是非常典型的。结果表明，作为温度的函数，特性出现一致且单调的变化。电导率值被认为相当高，但高电导率值表明凝胶中的衰减。对于TA材料来说，凝胶中的衰减是理想的。

在915MHz和2450MHz下测量了四种不同HSA样品的温度相关介电特性。特别是，在20℃至88℃的温度以及915MHz和2450MHz的频率下测量了四个样品。

图25显示了915MHz下样品HSA175、HSA196、HSA209和HSA 216的(a)相对介电常数(图25A)、(b)e”(图25B)、和(c)电导率(图25C)作为20℃至90℃的温度范围的函数。

图25A显示了915MHz下样品HSA175、HSA196、HSA209和HSA 216的相对介电常数作为20℃至90℃的温度范围的函数。

图25B显示了915MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA 216的e”作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

图25C显示了915MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA216的电导率作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

图26显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA 216的(a)相对介电常数(图26A)、(b)e”(图26B)、和(c)电导率(图26A)作为20℃至90℃的温度范围的函数。

图26A显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA 216的相对介电常数作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

图26B显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA216的e”作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

图26C显示了2450MHz下样品HSA 175、HSA 196、HSA209和HSA216的电导率作为20℃至90℃的温度范围的函数的图。

总体而言，温度和频率方面的趋势几乎相同。一个样品与下一个样品之间似乎确实存在某些偏移——最大的是介电常数。在2450MHz情况下，偏移变化似乎大幅减少。这些测量值通常应被认为精确到约5％以内。作为参考，环境温度下纯去离子水的电导率为5x10^-6S/m，而典型饮用水的电导率为0.02S/m。我们基于HSA的#1凝胶在环境温度下约为3S/m，这意味着其电导率比去离子水高600,000倍，比饮用水高150倍。值得注意的是，基于HSA的#1凝胶的电导率在两个频率(915和2450MHz)随着温度的升高而增加，且幅度相似(约4S/m)。在35℃时，基于HSA的#1凝胶的电导率约为3-3.5S/m，比大多数人体组织(如肝脏、肺和肌肉)高10倍以上，如表4所示。此外，基于HSA的#1凝胶吸收MW能量的能力分别比去离子水和盐水高约600K和70倍。基于HSA的#1凝胶的电导率明显高于人体组织这一事实表明，该凝胶可以比周围组织更有效的多地吸收来自天线的MW能量，就好像在注射基于HSA的#1凝胶的位置处插入了额外的天线。

表4各种介质的电导率值：基于HSA的#1凝胶、组织(肝、肺和肌肉)以及去离子水和盐水溶液

实施例15

基于HSA的#1凝胶作为热促进剂和药物递送系统

摘要上面已经证明，基于HSA的#1凝胶技术通过消除热沉效应并改善MWA和RFA中靶标组织的介电特性来增强热消融性能。目前的研究表明，基于HSA的#1凝胶技术可分别在消融过程中和消融后用作热促进剂(TA)和药物洗脱系统(DES)。

为了显示TA和DES的综合特性，对基于HSA的#1凝胶进行了两个连续事件的检查：首先，浸渍有药物的基于HSA的#1凝胶，能够加速消融速率；其次，消融完成后，凝结的凝胶释放出药物。在这里，我们测试了三种治疗剂：阿霉素、索拉非尼和瑞喹莫德。阿霉素是一种有据可查的抗肿瘤药物，通常用于治疗癌症，例如膀胱癌、乳腺癌、肺癌和卵巢癌。索拉非尼是一种蛋白激酶抑制剂，常用于治疗HCC。阿霉素和索拉非尼对健康细胞和肿瘤细胞均具有无差别的细胞毒性。瑞喹莫德是一种TLR 7/8激动剂，用于刺激肿瘤相关巨噬细胞以增强免疫治疗的效果。

作为一项初步研究，基于HSA的#1凝胶与盐酸阿霉素(Sigma-Aldrich，美国)以1:1的比例混合(结合能力分别为1:1.5)。将Dox-Gel(1mL)放置在距天线约1cm的琼脂糖模型中，然后进行微波消融(915MHz，60W，10分钟，Varian，美国)。消融后，小心切下琼脂糖凝胶以分离凝结的Dox-Gel网状结构，并转移至柠檬酸盐缓冲液(约pH 6.8)中。将Dox-Gel网络在缓冲液中于36℃下搅拌不同的时间间隔：6、12、24、48和72小时。每个样品均经过MW截止值30k的过滤器。使用HPLC系统(500nm，Agilent HPLC系统1100，美国)测定来自每个过滤样品溶液的阿霉素的浓度和阿霉素的洗脱曲线。与不使用Dox的消融相比，使用Dox-Gel的微波消融显示出与热促进剂相似的温度曲线：对于Dox-Gel，t@60℃<3分钟；对照>10分钟。Dox洗脱曲线为6.8％、7％、7.8％@消融后6、12和24小时。[0181 148]

图21分别显示了阿霉素+基于HSA的#1凝胶在消融之前(A)、消融期间(3分钟)(B)、消融后6小时(C)、24小时(D)和48小时(E)的药物洗脱图像；所述溶液含有1(w/v)％琼脂糖模型。消融条件：915MHz，60W，持续10分钟。

因此，证明基于HSA的#1凝胶可以可在用药物(例如阿霉素、索拉非尼和瑞喹莫德)浸渍时被消融，而不会失去其作为热促进剂的有效性。此外，捕获在局部凝结凝胶内的药物可以以可预测的速率洗脱到周围组织。因此，该策略可以是一种有效的药物递送方法，通过在需要的地方提供药物来代替全身分布，从而减少各种病变治疗中的破坏性副作用。此外，使用免疫调节药物，例如瑞喹莫德，可以提供改进联合免疫疗法的途径。

实施例16

基于HSA的#1凝胶在消融期间和消融后作为热促进剂、药物递送系统和阿霉素药物洗脱系统的热激活组合疗法(TACT)

上面已经证明，基于HSA的#1凝胶技术通过消除热沉效应并改善MWA和RFA中靶标组织的介电特性来增强热消融性能。该研究表明，基于HSA的#1凝胶技术可分别在消融过程中和消融后用作热促进剂(TA)、药物递送系统(DDS)和药物洗脱系统(DES)。也就是说，基于HSA的#1凝胶技术可以提供热促进剂(TA)优势并在靶标组织正在进行消融治疗以及消融之后提供药物洗脱系统。

为了显示组合的TA、DDS和DES的特性，对基于HSA的#1凝胶进行了两个连续事件的检查：首先，浸渍有药物的凝胶能够加速消融速率；其次，消融完成后，凝结的凝胶释放出药物。这里，对药物阿霉素进行了测试。阿霉素是一种有据可查的抗肿瘤药物，通常用于治疗癌症，例如膀胱癌、乳腺癌、肺癌和卵巢癌。阿霉素对健康细胞和肿瘤细胞均具有细胞毒性。

作为一项初步研究，基于HSA的#1凝胶与盐酸阿霉素(Sigma-Aldrich，美国)以1:1的比例混合(结合能力分别为1:1.5)。将Dox-Gel(1mL)放置在距天线约1cm的琼脂糖模型中，然后进行微波消融(915MHz，60W，10分钟，Varian，美国)。消融后，小心切下琼脂糖凝胶以分离凝结的Dox-Gel网状结构，并转移至柠檬酸盐缓冲液(约pH 6.8)中。将Dox-Gel网络在缓冲液中于36℃下搅拌不同的时间间隔：6、12、24、48和72小时。每个样品均经过MW截止值30k的过滤器。使用HPLC系统(500nm，乙腈和水梯度，1％(w/v)乙酸铵作为流动相，Agilent HPLC系统1100，美国)测定每个过滤样品溶液中阿霉素的浓度和阿霉素的洗脱曲线。与不使用Dox的消融相比，使用Dox-Gel的微波消融显示出与热促进剂相似的温度曲线：对于Dox-Gel，t@60℃<3分钟；对照>10分钟。药物以剂量依赖性方式从凝结的基于HSA的#1凝胶中洗脱出来(2.1>1.1>0.6mg)，并且随着时间的推移，只有部分阿霉素被洗脱出来(分别为57％、64％和87％)。另外，洗脱速率在1h时最高，并按1>3>24>72h的顺序减慢。

进一步地，凝结的Dox-Gel对肿瘤细胞的作用：检查HT29细胞。将HT29细胞分为三组：1.对照；2.用Dox-Gel处理；3.细胞经热处理(47℃水浴30分钟)+2。将已知量的凝结的Dox-Gel置于8孔板中生长的HT29细胞中3、6、24、48和72小时。在每个时间点，使用已发表的方法用碘化丙啶(PI)对细胞进行染色。PI染色剂是一种不渗透细胞的染料，其被排除在活细胞之外，激发和发射最大值为535和617nm，细胞表面上有微弱荧光。一旦细胞膜受损，PI就可以进入细胞，它会嵌入DNA，将其荧光增强高达30倍。对三个组就细胞死亡(坏死与凋亡)、暴露时间以及消融引起的对肿瘤细胞的高温效应进行定量比较。

因此，证明基于HSA的#1凝胶可以在用阿霉素浸渍时被消融，而不会失去其作为热促进剂的有效性。此外，捕获在局部凝结凝胶内的药物可以以可预测的速率洗脱到周围组织。这种TACT组合策略可能是一种有效的药物递送方法，通过在需要的地方提供药物来代替全身分布，从而减少各种病变治疗中的破坏性副作用。目前，一种免疫调节药物(例如瑞喹莫德)正被用来检查改进“(热+药物)组合”免疫疗法的途径。

实施例17

关于治疗组合物，可以使用的物质包括以下的一种或多种：PD-1派姆单抗(Keytruda)、纳武单抗(Opdivo)、西米普利单抗(Libtayo)、PD-L1阿替利珠单抗(Tecentriq)、阿维单抗(Bavencio)、德瓦鲁单抗(Imfinzi)和CTLA4伊匹单抗(Yervoy)、siRNA、肽、蛋白质、免疫原、RNA、mRNA、DNA或基于核苷类似物的试剂。

治疗组合物可以与包含治疗物质的基于HSA的#1凝胶的联合疗法分开注射。其他治疗组合物包括癌症免疫疗法中的靶向巨噬细胞：其他治疗组合物包括：CSF1(MCS110)；CCL2(CNTO 888)；CCR2(BMS-813160、CCX872-B、MLN1202、PF-04136309)；SIRPa(TTI-622、CC-95251、BI 765063、FSI-189)；TIE 2(CEP-11981、瑞戈非尼、Arry-614)；精氨酸酶(INCB001158)；HER2(CAR-巨噬细胞)；GC维生素D-结合蛋白(EF-022)；CD40(SEA-CD40、APX005M、CP870,893、R07009879、CDX-1140、SGN-40、HCD122、2141V-11、ADC-1013、LVGN7409、Chi Lob 7/4、NG-350A)；BTK(依鲁替尼、阿卡替尼、泽布替尼)；CSF 1R(PLX-3397、BLZ945、ARRY-382、JNJ-40346527、IMC-CS4、FPA008、RO5509554、TPX-0022、DCC-3014、Q702、SNDX-6532)；或CD47(Hu5F9-G4、TTI-621、AO-176、IBI322、ZL 1201、CC-90002、HX009、IBI188、SRF231、AK117、IMC-002)

在示例性实施方式中，cGAS-STING-TBK1信号传导途径可以用ADU-S100、MK-1454、MK-2118、BMS-986301、GSK3745417、SB-11285、IMSA-101靶向。

在示例性实施方式中，癌症疫苗可以包括：

TLR和STING激动剂：靶标(激动剂实例)；

RIG-I/MDAS和TLR3(poly-ICLC)；TLR4(G100)；TLR7/8(NKTR-262，瑞喹莫德)；TLR9(CpG ODN SD-101，(VLP)封装的TLR9激动剂CMP-001)；STING(MK1454,E7766,ADU-S100,BMS-986301,SB-11285)；FLT3L和CD40激动剂：靶(激动剂的实例)；和rhFLT3L(CDX-301)；激动性抗CD40抗体(APX005M、CDX-1140、SEA-CD40)

实施例18

包括药物技术的基于HSA的#1凝胶的热激活联合疗法(TACT)可应用于包括以下的各种癌症/肿瘤类型的热消融：乳腺(良性和恶性)、甲状腺(良性和恶性)、肺(原发性和转移性)、肝脏(原发性和转移性、肝脏手术边缘凝结)、肾上腺(良性功能性、癌症和转移性)、肾脏(原发性和转移性)、骨、前列腺、软组织(原发性和转移性)。该TACT可以进一步应用于非癌症治疗领域，使用有助于治疗区域愈合的治疗剂，如抗感染剂或抗炎剂。

在说明性实施方式中，这种热激活联合疗法可以进一步应用于子宫内膜消融/月经过多，并用于治疗子宫。

在说明性实施方式中，这种热激活联合疗法可以进一步应用于脊柱减压、去神经支配，并用于治疗椎体。

在说明性实施方式中，这种热激活联合疗法可以进一步应用于良性前列腺增生(BPH)。

在说明性实施方式中，这种热激活联合疗法可以进一步作为烧灼剂应用于食道(反流)、支气管树(肺气肿减少)、胆管树(肿瘤的支架阻塞)、关节(松弛)、手术切除和出血。

上述实施方式仅是示例性的；许多变化和修改对于本领域技术人员来说是显而易见的。这些变化和修改旨在落入由所附权利要求中的任一项所限定的说明性实施方式的范围内。

Claims

1.一种药物递送组合物，其包含：

包括聚合物的载体，该聚合物被配置为当暴露于来自能量源的指定能量时凝结以在定位于靶标位点内之后变得相对固定；和

被配置为与所述载体联结的药物，该药物被配置为在暴露于来自所述能量源的所述指定能量之后被释放，

其中，所述载体被配置为在暴露于来自所述能量源的所述指定能量时结构改变以释放所述药物。

2.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物被配置为使得一部分所述药物历时至少48小时从所述载体中释放。

3.如权利要求1所述的组合物，其中，所述载体的浓度可以在约30mg/mL至约600mg/mL的范围内。

4.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物通过蛋白质结合或共价键合中的至少一种与载体联结。

5.如权利要求1所述的组合物，其中，所述聚合物包含白蛋白或结构修饰的白蛋白。

6.如权利要求1所述的组合物，其中，结构上改变包括所述载体的变性。

7.如权利要求6所述的组合物，其中，所述载体的变性改变以下至少之一：

所述药物和所述载体之间的蛋白质结合百分比；或者

所述载体的形状。

8.如权利要求1所述的组合物，其中，所述能量源包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(HIFU或组织摧毁术)中的一种或多种。

9.如权利要求1所述的组合物，其进一步包括配置成调节所述载体内的电荷分布的离液剂。

10.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物包括以下的一种或多种：PD-1派姆单抗(Keytruda)、纳武单抗(Opdivo)、西米普利单抗(Libtayo)、PD-L1阿替利珠单抗(Tecentriq)、阿维单抗(Bavencio)、德瓦鲁单抗(Imfinzi)和CTLA4伊匹单抗(Yervoy)、siRNA、肽、蛋白质、免疫原、RNA、mRNA、DNA或基于核苷类似物的试剂。

11.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物包括激酶抑制剂、或阿霉素、紫杉醇或其他非激酶抗肿瘤剂中的一种或多种。

12.如权利要求1所述的组合物，其中，所述聚合物包括DNA、RNA、糖蛋白或糖聚合物(例如IgA、IgG或其他免疫球蛋白)中的一种或多种。

13.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物包括用于在癌症免疫治疗中靶向巨噬细胞的药物，其包括以下的一种或多种：CSF1(MCS110)；CCL2(CNTO 888)；CCR2(BMS-813160、CCX872-B、MLN1202、PF-04136309)；SIRPa(TTI-622、CC-95251、BI 765063、FSI-189)；TIE 2(CEP-11981、瑞戈非尼、Arry-614)；精氨酸酶(INCB001158)；HER2(CAR-巨噬细胞)；GC维生素D-结合蛋白(EF-022)；CD40(SEA-CD40、APX005M、CP870,893、R07009879、CDX-1140、SGN-40、HCD122、2141V-11、ADC-1013、LVGN7409、Chi Lob 7/4、NG-350A)；BTK(依鲁替尼、阿卡替尼、泽布替尼)；CSF 1R(PLX-3397、BLZ945、ARRY-382、JNJ-40346527、IMC-CS4、FPA008、RO5509554、TPX-0022、DCC-3014、Q702、SNDX-6532)；或CD47(Hu5F9-G4、TTI-621、AO-176、IBI322、ZL 1201、CC-90002、HX009、IBI188、SRF231、AK117、IMC-002)。

14.如权利要求1所述的组合物，其中，所述药物包括用于靶向cGAS-STING-TBK1信号传导途径的药物，其具有ADU-S100、MK-1454、MK-2118、BMS-986301、GSK3745417、SB-11285或IMSA-101中的至少一种或多种。

15.如权利要求1所述的组合物，其中，靶向药物包括用于癌症疫苗的药物TLR和STING激动剂：靶RIG-I/MDAS和TLR3(poly-ICLC)；TLR4(G100)；TLR7/8(NKTR-262，瑞喹莫德)；TLR9(CpG ODN SD-101，(VLP)封装的TLR9激动剂CMP-001)；STING(MK1454、E7766、ADU-S100、BMS-986301、SB-11285)FLT3L和CD40激动剂：靶(激动剂的实例)rhFLT3L(CDX-301)；激动性抗CD40抗体(APX005M、CDX-1140、SEA-CD40)。

16.一种向患者递送药物的方法，所述方法包括：

将载体/药物组合物定位在患者的某个位置内，该载体/药物组合物包含聚合物载体和与该载体结合的药物；和

通过将来自能量源的能量施加到所述载体/药物组合物来在结构上改变所述载体，以凝结所述载体并使得所述载体相对固定在患者的所述位置处，

接收所述能量导致载体在患者的所述位置内释放所述药物。

17.如权利要求16所述的方法，其中，所述能量源包括微波、射频、电脉冲(电穿孔)或声纳(组织摧毁术)中的至少一种或多种。

18.如权利要求16所述的方法，其中，能量的接收还包括在所述载体/药物组合物存在的情况下引起患者所述位置的消融。

19.如权利要求18所述的方法，其中，与不存在所述载体/药物组合物的消融相比，在存在所述载体/药物组合物的情况下消融患者的所述位置导致更大的消融体积和更加球形的消融体积形状，消融体积的体积和球形形状的增加是剂量依赖性的。

20.一种热激活联合治疗组合物，其包含：

治疗剂；和

热促进剂，其被配置为：

加强消融治疗；

被所述治疗剂浸渍；和

在暴露于来自能量源的能量后洗脱所述治疗剂，其中，所述联合治疗组合物通过暴露于来自能量源的能量而被热激活。

21.如权利要求20所述的组合物，其中，所述治疗剂通过蛋白质结合或共价键合中的至少一种与热促进剂联结。

22.如权利要求20所述的组合物，其中，在热促进剂暴露于来自能量源的能量后：

热促进剂被配置为凝结并与被消融的组织结合；并且

热促进剂被配置为开始洗脱一部分所述治疗剂。

23.如权利要求20所述的组合物，其中，

所述热促进剂包含：

包含白蛋白的载体；

包含至少一种离液剂的离子组分；和

成像组分。

24.如权利要求23所述的组合物，其中，

所述白蛋白包括人血清白蛋白或牛血清白蛋白；

所述离液剂包括以下的至少一种：氯化钙、氯化铯、氯化锂、氯化钾、氯化铷、氯化钠、柠檬酸钠、柠檬酸三钠、色氨酸钠、柠檬酸、辛酸或其组合；并且

所述成像组分包括NaCl、CsCl或白蛋白中的至少一种。

25.如权利要求24所述的组合物，其中，当所述热促进剂暴露于所述能量源时；

所述能量源被配置为开始使白蛋白变性；并且

变性白蛋白被配置为：

变得凝结；和

释放浸渍的药物。

26.一种药物递送载体组合物，其包含：

包括聚合物的载体，该聚合物被配置为当暴露于来自能量源的能量时凝结以在定位于靶标位点内之后变得相对固定，

所述载体被配置为包含药物，所述载体被配置为使得所述药物能够在暴露于来自所述能量源的能量之后被释放，并且

所述载体被配置为在暴露于来自所述能量源的能量时结构上改变。

27.如权利要求26所述的组合物，其中，

所述聚合物包括人血清白蛋白；

所述载体组合物进一步包含：

柠檬酸三钠；

色氨酸钠；

柠檬酸；和

辛酸。