可降解藥物控釋系統(tǒng)的藥物擴(kuò)散系數(shù)表征

高 揚(yáng)，李佳璞，楊來(lái)俠，徐 超，董貴榮

(1.西安科技大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院，陜西 西安 710054；2.西安理工大學(xué) 高等技術(shù)學(xué)院，陜西 西安 710082)

0 引 言

植入式藥物控釋系統(tǒng)可埋植在病灶附近對(duì)藥物進(jìn)行控制釋放，具有釋藥穩(wěn)定、藥物釋放周期長(zhǎng)、靶向、高效、副作用小等優(yōu)點(diǎn)[1-3]。近年來(lái)，植入式藥物控釋系統(tǒng)也為易受胃酸等破壞活性的蛋白類(lèi)大分子藥物長(zhǎng)期高效給藥提供了一種可行的途徑。尤其當(dāng)載藥基體為可降解聚合物時(shí)，藥物釋放完畢，基體可在體內(nèi)逐步降解[4-5]，無(wú)需二次手術(shù)取出，極大地提高了病人的順應(yīng)性[6-7]。植入式可降解藥物控釋系統(tǒng)在術(shù)后止痛及癌癥病灶的化療等方面有良好的應(yīng)用前景。但目前研究較多的微納米顆粒[8-9]藥物控釋系統(tǒng)常用化學(xué)方法制備，很難保證給藥系統(tǒng)結(jié)構(gòu)的一致性，且在釋藥時(shí)存在突釋現(xiàn)象[10-11]，影響藥物釋放效果。隨著學(xué)科間的交叉融合，在微機(jī)電系統(tǒng)(MEMS)制造技術(shù)的支撐下，使用微納制造技術(shù)制備結(jié)構(gòu)一致性良好的貯庫(kù)型藥物控釋系統(tǒng)成為了研究熱點(diǎn)[12]。相同的制備工藝保證了給藥系統(tǒng)的一致性，且可以通過(guò)調(diào)整載藥基體的結(jié)構(gòu)調(diào)整釋藥規(guī)律，以滿(mǎn)足不同的釋藥需求。

文中以可生物降解的聚乳酸-聚羥基乙酸(poly lactic-co-glycolic acid，PLGA)為藥物載體，基于MEMS制造技術(shù)提出了一種新型可植入皮下的藥物控釋系統(tǒng)，其結(jié)構(gòu)示意圖如圖 1所示。該系統(tǒng)為片狀，最大直徑為1 cm，藥腔深度為300～500 μm，由三部分組成——待釋放藥物、用于承載藥物的PLGA基體及具有微米級(jí)小孔的PLGA封裝膜。在藥物控釋系統(tǒng)植入初期，封裝的藥物首先通過(guò)封裝膜上的微孔向外釋放，隨著植入時(shí)間的增加，聚合物開(kāi)始逐步降解，藥物進(jìn)一步通過(guò)載體降解產(chǎn)生的微孔洞進(jìn)行釋放。這種設(shè)計(jì)可以解決可降解聚合物載體在釋放初期、由于降解不充分而形成的藥物釋放時(shí)滯現(xiàn)象，使累積釋藥量穩(wěn)定并盡可能的趨向線性。

圖1 藥物控釋系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意Fig.1 Sketch of the controlled drug delivery system

在前期研究中，課題組已經(jīng)對(duì)PLGA材料松弛性能[13]及熱壓成型特性[14]做了一定研究，為該藥物控釋系統(tǒng)的制備奠定了一定基礎(chǔ)，但該藥物控釋系統(tǒng)的釋藥規(guī)律還需進(jìn)一步研究。藥物釋放模型的建立是研究釋藥規(guī)律的重要方法之一，也是實(shí)現(xiàn)藥物載體的設(shè)計(jì)及優(yōu)化的重要工具，而建模方法也主要由微(或介)觀的蒙特卡洛法[15]，發(fā)展到宏觀與微(或介)觀相結(jié)合[16]或隨機(jī)與質(zhì)量傳遞相結(jié)合的模型[17]，但在藥物釋放模型建立過(guò)程中，如何量化不斷溶蝕降解的PLGA材料對(duì)藥物釋放量的影響是其中的一個(gè)難點(diǎn)。由于PLGA為體降解，溶蝕降解程度越高，材料孔隙率越大，藥物通過(guò)PLGA材料擴(kuò)散量也會(huì)越大，因此，文中提出使用擴(kuò)散系數(shù)的變化來(lái)量化PLGA材料的溶蝕降解程度。

目前，擴(kuò)散系數(shù)并沒(méi)有通用的理論進(jìn)行準(zhǔn)確地計(jì)算，主要靠實(shí)驗(yàn)測(cè)量及各種特定情況的經(jīng)驗(yàn)公式。在文中研究的植入式可降解藥物控釋系統(tǒng)中，由于PLGA的不斷降解溶蝕，PLGA材料自身的物理化學(xué)特性隨降解程度不同而時(shí)刻變化，這也造成了藥物在載體PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)DP處于變化狀態(tài)。因此文中進(jìn)行了PLGA材料吸水實(shí)驗(yàn)、降解實(shí)驗(yàn)及基于PLGA載體的藥物控釋系統(tǒng)體外釋藥實(shí)驗(yàn)，基于實(shí)驗(yàn)結(jié)果，研究藥物在PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)DP表征。

1 實(shí)驗(yàn)材料與方法

文中實(shí)驗(yàn)所用PLGA材料為美國(guó)LACTEL?Absorbable Polymers公司生產(chǎn)，常溫下為顆粒狀透明固體，玻璃態(tài)轉(zhuǎn)變溫度為40～50 ℃，聚合單體比例PLA/PGA分別為50/50，65/35及75/25.封裝藥物為5-氟尿嘧啶(分析純，上海依赫生物科技有限公司)。PLGA材料降解過(guò)程中所用降解介質(zhì)為生理鹽水，實(shí)驗(yàn)溫度為37 ℃.實(shí)驗(yàn)所用PLGA膜片厚度為300～400 μm，由課題組研制的熱壓成型機(jī)[18]熱壓成型。稱(chēng)重使用ME104E型電子天平(METTLER TOLEDO，測(cè)量精度0.1 mg)。體外釋藥實(shí)驗(yàn)中，測(cè)量藥物釋放量使用SPD10A型高效液相色譜儀(Shimadzu，日本)，色譜柱為C18填充，檢測(cè)波長(zhǎng)為270 nm.

1.1 PLGA吸水特性

將制備好的PLGA膜片置入37 ℃生理鹽水中，定期取出并使用電子天平進(jìn)行稱(chēng)量，其質(zhì)量隨時(shí)間變化的曲線如圖2所示。從圖2可以看出，PLGA膜片的質(zhì)量變化呈現(xiàn)前期增加后期減少的趨勢(shì)。以單體比例50/50的PLGA為例，轉(zhuǎn)折點(diǎn)約為14 d.在轉(zhuǎn)折點(diǎn)前，材料的質(zhì)量處于增加狀態(tài)，這是由于PLGA吸水所致；在轉(zhuǎn)折點(diǎn)后，PLGA膜片開(kāi)始失重。這是由于材料吸水量達(dá)到飽和，PLGA的酯鍵與水分子不斷作用造成斷裂，形成的小分子開(kāi)始從膜片中剝離，造成質(zhì)量減少。對(duì)比不同單體比例PLGA的質(zhì)量變化曲線可以看出，每種單體比例PLGA的重量變化都符合上述規(guī)律，只是在轉(zhuǎn)折時(shí)間點(diǎn)上有所差異。這是由于PGA較PLA親水，可在較短的時(shí)間內(nèi)吸收溶劑小分子。

圖2 PLGA膜片吸水量曲線Fig.2 Evolution of PLGA membrances sockage mass with time

1.2 PLGA降解特性

將制備好的PLGA膜片置入37 ℃生理鹽水中，定期取出并在真空干燥箱(型號(hào)：DZF-6020，上海和呈儀器有限公司)中干燥至恒重，然后使用電子天平進(jìn)行稱(chēng)量并計(jì)算質(zhì)量損失，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖3所示。從圖3中可以看出，PLGA材料的降解分成2個(gè)階段：前期質(zhì)量損失緩慢，后期質(zhì)量損失較快，且不同單體比例的PLGA材料的質(zhì)量損失率有所不同。對(duì)比圖2與圖3可以發(fā)現(xiàn)，在圖2中PLGA膜片質(zhì)量因吸水增加時(shí)，圖3中干燥后膜片質(zhì)量與初始相比變化較小。這是由于雖然PLAG材料大分子鏈與水接觸就會(huì)發(fā)生反應(yīng)，但到分子鏈斷裂游離出基體尚需一定時(shí)間，在這個(gè)過(guò)程中材料基本處于吸水狀態(tài)，幾乎沒(méi)有小分子游離出PLGA基體，所以干燥后質(zhì)量損失不明顯。而在中后期，大分子鏈與水進(jìn)行了充分的反應(yīng)，吸水達(dá)到飽和狀態(tài)；而PLGA材料為體降解材料，隨著與水作用時(shí)間的增加，材料本身形成微觀上越來(lái)越疏松的質(zhì)地，大分子鏈斷裂而成的小分子可以自由地脫離基體，表現(xiàn)出PLGA干燥質(zhì)量的快速下降。對(duì)比圖2與圖3可以發(fā)現(xiàn)，狀態(tài)轉(zhuǎn)折時(shí)間點(diǎn)相互對(duì)應(yīng)，50/50PLGA約為14 d，65/35PLGA約為20 d.

圖3 PLGA膜片降解曲線Fig.3 Evolution of PLGA membranes residual mass with time

1.3 PLGA封裝膜體外釋藥特性

為研究藥物通過(guò)PLGA封裝膜釋放規(guī)律，使用不同單體比例PLGA分別制備全封裝給藥系統(tǒng)，封裝藥物為5-氟尿嘧啶。藥物釋放環(huán)境為37 ℃的生理鹽水，釋藥量使用高效液相色譜儀進(jìn)行測(cè)試，得出的體外釋藥曲線如圖 4所示。從圖 4中可以看出，體外釋藥曲線依然存在轉(zhuǎn)折點(diǎn)，在轉(zhuǎn)折點(diǎn)前，藥物控釋系統(tǒng)幾乎沒(méi)有藥物釋放出來(lái)；而在轉(zhuǎn)折點(diǎn)后釋藥率迅速上升。以50/50PLGA為例，藥物釋放轉(zhuǎn)折點(diǎn)也在14 d左右，轉(zhuǎn)折點(diǎn)與PLGA材料吸水實(shí)驗(yàn)和降解實(shí)驗(yàn)轉(zhuǎn)折點(diǎn)相對(duì)應(yīng)。這是由于在藥物釋放前期，PLGA材料處于吸水階段(圖2)，并沒(méi)有充分降解而形成有效的藥物擴(kuò)散通道(圖3)，因此基本上沒(méi)有封裝藥物在濃度梯度的作用下釋放出給藥系統(tǒng)(圖4)；而在轉(zhuǎn)折點(diǎn)后，PLGA材料吸水飽和(圖2)，材料不斷溶蝕剝離(圖3)，封裝藥物可以通過(guò)不斷擴(kuò)大的材料空隙釋放出給藥系統(tǒng)(圖4)。

圖4 PLGA藥物控釋系統(tǒng)體外釋藥曲線Fig.4 PLGA micro-system in-vitro experiment result

2 結(jié)果與分析

根據(jù)以上實(shí)驗(yàn)的對(duì)照情況，以相應(yīng)單體比例PLGA材料的吸水、降解及體外釋藥曲線的轉(zhuǎn)折點(diǎn)為分界點(diǎn)，將PLGA材料在整個(gè)降解過(guò)程中的擴(kuò)散系數(shù)DP分為2個(gè)部分。由于在轉(zhuǎn)折點(diǎn)時(shí)刻前，PLGA材料基本處于吸水狀態(tài)，很少有斷裂的小分子游離出PLGA基體，因此可認(rèn)為轉(zhuǎn)折點(diǎn)前藥物在PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)為一定值，用D0表示。而在轉(zhuǎn)折點(diǎn)后，PLGA材料吸水飽和、大分子鏈不斷斷裂、材料孔隙率不斷增大，其擴(kuò)散系數(shù)處于不斷變化狀態(tài)。

2.1 轉(zhuǎn)折點(diǎn)前擴(kuò)散系數(shù)的確定

在轉(zhuǎn)折點(diǎn)時(shí)刻前，PLGA沒(méi)有明顯降解，基本上沒(méi)有藥物釋放出給藥系統(tǒng)。封裝膜靠近藥腔一側(cè)藥物濃度為飽和濃度Cs；封裝膜靠近釋放液一側(cè)由于釋放液的定期更換，藥物濃度可視為0.因此封裝膜內(nèi)可形成穩(wěn)定的藥物濃度梯度，由費(fèi)克定律可得

(1)

(2)

其中 m為釋放藥物的質(zhì)量，kg；h為封裝膜厚度,m；A為封裝膜擴(kuò)散面積,m2；K為該時(shí)間段內(nèi)的釋藥率,kg/s；t為釋藥時(shí)間,s.

因此，轉(zhuǎn)折點(diǎn)前藥物在PLGA內(nèi)的擴(kuò)散系數(shù)DP可表示為

(3)

其中t1為PLGA體外釋藥曲線轉(zhuǎn)折點(diǎn)。

PLGA封裝膜在轉(zhuǎn)折點(diǎn)前藥物釋放率K可通過(guò)對(duì)圖4中體外釋藥曲線得出。以50/50 PLGA為例，在釋藥前2周，基于體外釋藥曲線擬合出的藥物通過(guò)PLGA的釋藥率為1.2×10-15kg/s.由此計(jì)算出在轉(zhuǎn)折點(diǎn)前，PLGA的擴(kuò)散系數(shù)為1.4×10-14m2/s.根據(jù)前期研究[19]，氣體中的擴(kuò)散系數(shù)量級(jí)在10-3m2/s，液體中擴(kuò)散系數(shù)量級(jí)約在10-9m2/s，而固體中的擴(kuò)散系數(shù)量級(jí)約為10-14m2/s，可以說(shuō)明藥物在PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)預(yù)估值符合常理。

2.2 轉(zhuǎn)折點(diǎn)后擴(kuò)散系數(shù)變化規(guī)律

隨著釋藥時(shí)間的增加，PLGA不斷降解，聚合物大分子鏈斷裂形成小分子并擴(kuò)散出釋藥載體，PLGA載體由結(jié)構(gòu)致密逐漸變?yōu)槎嗫锥礌顟B(tài)，致使藥物在PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)及釋藥量不斷增加。由于PLGA為體降解，材料內(nèi)部可視為均勻一致的降解，其分子量在降解過(guò)程中屬于一級(jí)變化[20]

M=M0e-kt

(4)

式中M0為PLGA初始分子量；M為PLGA在降解過(guò)程中時(shí)刻t對(duì)應(yīng)的分子量；k為PLGA材料降解常數(shù)，1.55×10-2/h[21]。

由于在降解過(guò)程中PLGA擴(kuò)散系數(shù)DP隨分子量呈反比變化，因此擴(kuò)散系數(shù)隨降解時(shí)間的變化可以表示為

(5)

藥物在PLGA中的擴(kuò)散系數(shù)DP可表達(dá)為

DP=D0ekt,t>t1

(6)

由上可知，則在整個(gè)釋藥過(guò)程中，藥物在PLGA載體中的擴(kuò)散系數(shù)DP可表示為

(7)

2.3 模型驗(yàn)證

為了驗(yàn)證所建立擴(kuò)散系統(tǒng)變化規(guī)律的正確性，利用COMSOL軟件建立藥物控釋系統(tǒng)模型，使用有限元方法(FEM)對(duì)藥物的釋藥過(guò)程進(jìn)行模擬，得到累積釋藥量隨時(shí)間變化的規(guī)律，如圖5所示。同時(shí)，制備給藥物控釋系統(tǒng)樣件，在37 ℃生理鹽水環(huán)境下進(jìn)行體外釋藥實(shí)驗(yàn)，使用高效液相色譜儀(SPD10A，Shimadzu，日本)對(duì)釋藥量進(jìn)行測(cè)定，實(shí)驗(yàn)所得曲線如圖5所示。

圖5 微孔型藥物控釋系統(tǒng)體外釋藥曲線與有限元模擬釋藥曲線Fig.5 In-vitro experiment result versus FEM result of drug delivery system with micro-holes

首先，從圖5中實(shí)驗(yàn)曲線可以看出，藥物釋放系統(tǒng)在釋藥前期并不存在時(shí)滯現(xiàn)象，這證明了將微孔引入藥物釋放系統(tǒng)的有效性；其次，從體外釋藥實(shí)驗(yàn)曲線與有限元仿真曲線的對(duì)比可以看出，基于式(7)擴(kuò)散系數(shù)變化規(guī)律的有限元模型可較好的模擬藥物的釋放，所得釋藥量曲線與實(shí)驗(yàn)曲線變化趨勢(shì)相同且在前期符合較好，證明了擴(kuò)散系數(shù)函數(shù)及有限元模型的正確性。后期誤差有所增大的原因考慮是由于在藥物控釋系統(tǒng)工作后期，藥物經(jīng)由微孔和不斷降解的封裝膜共同釋放，影響藥物釋放的機(jī)理除了材料的降解外還存在材料溶脹、藥物釋放系統(tǒng)內(nèi)外的滲透壓等原因，這需要在后期對(duì)藥物釋放模型做進(jìn)一步的研究以縮小仿真曲線與實(shí)驗(yàn)曲線間的誤差。

3 結(jié) 論

1)根據(jù)藥物控釋系統(tǒng)的體外釋藥實(shí)驗(yàn)，文中提出的藥物控釋系統(tǒng)藥物基本呈線性釋放；

2)針對(duì)PLGA降解程度難以量化的問(wèn)題，文中提出了使用擴(kuò)散系數(shù)來(lái)反映PLGA材料降解程度的方法，并推導(dǎo)了藥物通過(guò)PLGA進(jìn)行釋放時(shí)，擴(kuò)散系數(shù)的分段表達(dá)函數(shù)；基于PLGA材料吸水性能、降解性能及基于PLGA材料藥物控釋系統(tǒng)體外釋藥性能實(shí)驗(yàn)，得到藥物通過(guò)單體比例50/50的PLGA進(jìn)行釋放時(shí)，擴(kuò)散系數(shù)分段表達(dá)式分界點(diǎn)為14 d；

3)以推導(dǎo)的擴(kuò)散系數(shù)表達(dá)式為基礎(chǔ)，給藥系統(tǒng)累積釋藥量的有限元模擬結(jié)果與給藥系統(tǒng)體外釋藥實(shí)驗(yàn)結(jié)果基本吻合，證明了文中藥物通過(guò)PLGA材料進(jìn)行釋放時(shí)擴(kuò)散系數(shù)分段函數(shù)表達(dá)的正確性。