高 揚(yáng)，李佳璞，楊來俠，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藥物進(jìn)行控制釋放，具有釋藥穩(wěn)定、藥物釋放周期長、靶向、高效、副作用小等優(yōu)點(diǎn)[1-3]。近年來，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大分子藥物長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，藥物釋放完畢，基體可在體內(nèi)逐步降解[4-5]，無需二次手術(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，且可以通過調(diào)整載藥基體的結(jié)構(gòu)調(diào)整釋藥規(guī)律，以滿足不同的釋藥需求。

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封裝膜上的微孔向外釋放，隨著植入時間的增加，聚合物開始逐步降解，藥物進(jìn)一步通過載體降解產(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程中，如何量化不斷溶蝕降解的PLGA材料對藥物釋放量的影響是其中的一個難點(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PLGA材料擴(kuò)散量也會越大，因此，文中提出使用擴(kuò)散系數(shù)的變化來量化PLGA材料的溶蝕降解程度。

目前，擴(kuò)散系數(shù)并沒有通用的理論進(jìn)行準(zhǔn)確地計(jì)算，主要靠實(shí)驗(yàn)測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。稱重使用ME104E型電子天平(METTLER TOLEDO，測量精度0.1 mg)。體外釋藥實(shí)驗(yàn)中，測量藥物釋放量使用SPD10A型高效液相色譜儀(Shimadzu，日本)，色譜柱為C18填充，檢測波長為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)行稱量，其質(zhì)量隨時間變化的曲線如圖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。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，形成的小分子開始從膜片中剝離，造成質(zhì)量減少。對比不同單體比例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)折時間點(diǎn)上有所差異。這是由于PGA較PLA親水，可在較短的時間內(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：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，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發(fā)生反應(yīng)，但到分子鏈斷裂游離出基體尚需一定時間，在這個過程中材料基本處于吸水狀態(tài)，幾乎沒有小分子游離出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，隨著與水作用時間的增加，材料本身形成微觀上越來越疏松的質(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。對比圖2與圖3可以發(fā)現(xiàn)，狀態(tài)轉(zhuǎn)折時間點(diǎn)相互對應(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)幾乎沒有藥物釋放出來；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材料在整個降解過程中的擴(kuò)散系數(shù)DP分為2個部分。由于在轉(zhuǎn)折點(diǎn)時刻前，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)時刻前，PLGA沒有明顯降解，基本上沒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為該時間段內(nèi)的釋藥率,kg/s；t為釋藥時間,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可通過對圖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)量級在10-3m2/s，液體中擴(kuò)散系數(shù)量級約在10-9m2/s，而固體中的擴(kuò)散系數(shù)量級約為10-14m2/s，可以說明藥物在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，其分子量在降解過程中屬于一級變化[20]

M=M0e-kt

(4)

式中M0為PLGA初始分子量；M為PLGA在降解過程中時刻t對應(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，則在整個釋藥過程中，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)對藥物的釋藥過程進(jìn)行模擬，得到累積釋藥量隨時間變化的規(guī)律，如圖5所示。同時，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)對釋藥量進(jìn)行測定，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PLGA降解程度難以量化的問題，文中提出了使用擴(kuò)散系數(shù)來反映PLGA材料降解程度的方法，并推導(dǎo)了藥物通過PLGA進(jìn)行釋放時，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)，得到藥物通過單體比例50/50的PLGA進(jìn)行釋放時，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PLGA材料進(jìn)行釋放時擴(kuò)散系數(shù)分段函數(shù)表達(dá)的正確性。