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摘 要：为实现药物的长期稳定释放并提高药物利用率，提出了一种以聚乳酸-聚羟基乙酸（PLGA）为载药基体的新型植入式药物控释系统。该药物控释系统可埋植在病灶附近进行长期释药，在药物释放结束后药物载体自然降解。为研究该药物控释系统的释药性能，建立其药物释放模型、模拟释药过程是有效方法之一，但在建立药物释放模型过程中，不断降解的PLGA材料特性难以量化。文中提出了一种使用扩散系数来表征PLGA材料的降解溶蚀程度的方法，在37 ℃下使用生理盐水模拟体液，对50/50、65/35及75/25三种单体比例的PLGA材料进行吸水实验和降解实验，并制备全封装药物控释系统进行了体外释药实验。通过实验结果的对比并基于物质守恒与传递定理，推导了封装药物在PLGA载药基体中释放时扩散系数的分段表达函数。基于该扩散系数表达函数，建立了药物通过该给药系统释放的有限元模型；使用有限元模型模拟药物的释放过程，并将有限元模拟结果与该药物控释系统体外释药实验结果进行了对比。结果表明，药物控释系统累积释药量呈线性变化，有限元模型模拟结果与体外释药实验结果基本吻合，验证了药物在PLGA材料中扩散系数分段表达式及有限元释药模型的正确性。该研究为后期建立药物释放的解析模型提供了一定的理论基础。
关键词：机械工程；可降解材料；给药系统；体外释药；扩散系数 中图分类号：O 631.2 文献标志码：A
0 引 言
植入式药物控释系统可埋植在病灶附近对药物进行控制释放，具有释药稳定、药物释放周期长、靶向、高效、副作用小等优点[1-3]。近年来，植入式药物控释系统也为易受胃酸等破坏活性的蛋白类大分子药物长期高效给药提供了一种可行的途径。尤其当载药基体为可降解聚合物时，药物释放完毕，基体可在体内逐步降解[4-5]，无需二次手术取出，极大地提高了病人的顺应性[6-7]。植入式可降解药物控释系统在术后止痛及癌症病灶的化疗等方面有良好的应用前景。但目前研究较多的微纳米颗粒[8-9]药物控释系统常用化学方法制备，很难保证给药系统结构的一致性，且在释药时存在突释现象[10-11]，影响药物释放效果。随着学科间的交叉融合，在微机电系统（MEMS）制造技术的支撑下，使用微纳制造技术制备结构一致性良好的贮库型药物控释系统成为了研究热点[12]。相同的制备工艺保证了给药系统的一致性，且可以通过调整载药基体的结构调整释药规律，以满足不同的释药需求。文中以可生物降解的聚乳酸-聚羟基乙酸（poly lacticcoglycolic acid，PLGA）为药物载体，基于MEMS制造技术提出了一种新型可植入皮下的药物控释系统，其结构示意图如图 1所示。该系统为片状，最大直径为1 cm，药腔深度为300～500 μm，由三部分组成——待释放药物、用于承载药物的PLGA基体及具有微米级小孔的PLGA封装膜。在药物控释系统植入初期，封装的药物首先通过封装膜上的微孔向外释放，随着植入时间的增加，聚合物开始逐步降解，药物进一步通过载体降解产生的微孔洞进行释放。这种设计可以解决可降解聚合物载体在释放初期、由于降解不充分而形成的药物释放时滞现象，使累积释药量稳定并尽可能的趋向线性。
在前期研究中，课题组已经对PLGA材料松弛性能[13]及热压成型特性[14]做了一定研究，为该药物控释系统的制备奠定了一定基础，但该药物控释系统的释药规律还需进一步研究。药物释放模型的建立是研究释药规律的重要方法之一，也是实现药物载体的设计及优化的重要工具，而建模方法也主要由微（或介）观的蒙特卡洛法[15]，发展到宏观与微（或介）观相结合[16]或随机与质量传递相结合的模型[17]，但在药物释放模型建立过程中，如何量化不断溶蚀降解的PLGA材料对药物释放量的影响是其中的一个难点。由于PLGA为体降解，溶蚀降解程度越高，材料孔隙率越大，药物通过PLGA材料扩散量也会越大，因此，文中提出使用扩散系数的变化来量化PLGA材料的溶蚀降解程度。目前，扩散系数并没有通用的理论进行准确地计算，主要靠实验测量及各种特定情况的经验公式。在文中研究的植入式可降解药物控释系统中，由于PLGA的不断降解溶蚀，PLGA材料自身的物理化学特性随降解程度不同而时刻变化，这也造成了药物在载体PLGA中的扩散系数DP处于变化状态。因此文中进行了PLGA材料吸水实验、降解实验及基于PLGA载体的药物控释系统体外释药实验，基于实验结果，研究药物在PLGA中的扩散系数DP表征。
1 实验材料与方法文中实验所用PLGA材料为美国LACTELAbsorbable Polymers公司生产，常温下为颗粒状透明固体，玻璃态转变温度为40～50 ℃，聚合单体比例PLA/PGA分别为50/50，65/35及75/25.封装药物为5-氟尿嘧啶（分析纯，上海依赫生物科技有限公司）。PLGA材料降解过程中所用降解介质为生理盐水，实验温度为37 ℃.实验所用PLGA膜片厚度为300～400 μm，由课题组研制的热压成型机[18]热压成型。称重使用ME104E型电子天平（METTLER TOLEDO，测量精度0.1 mg）。体外释药实验中，测量药物释放量使用SPD10A型高效液相色谱仪（Shimadzu，日本），色谱柱为C18填充，检测波长为270 nm.
1.1 PLGA吸水特性将制备好的PLGA膜片置入37 ℃生理盐水中，定期取出并使用电子天平进行称量，其质量随时间变化的曲线如图2所示。从图2可以看出，PLGA膜片的质量变化呈现前期增加后期减少的趋势。以单体比例50/50的PLGA为例，转折点约为14 d.在转折点前，材料的质量处于增加状态，这是由于PLGA吸水所致；在转折点后，PLGA膜片开始失重。这是由于材料吸水量达到饱和，PLGA的酯键与水分子不断作用造成断裂，形成的小分子开始从膜片中剥离，造成质量减少。对比不同单体比例PLGA的质量变化曲线可以看出，每種单体比例PLGA的重量变化都符合上述规律，只是在转折时间点上有所差异。这是由于PGA较PLA亲水，可在较短的时间内吸收溶剂小分子。 1.2 PLGA降解特性将制备好的PLGA膜片置入37 ℃生理盐水中，定期取出并在真空干燥箱（型号：DZF6020，上海和呈仪器有限公司）中干燥至恒重，然后使用电子天平进行称量并计算质量损失，实验结果如图3所示。从图3中可以看出，PLGA材料的降解分成2个阶段：前期质量损失缓慢，后期质量损失较快，且不同单体比例的PLGA材料的质量损失率有所不同。对比图2与图3可以发现，在图2中PLGA膜片质量因吸水增加时，图3中干燥后膜片质量与初始相比变化较小。这是由于虽然PLAG材料大分子链与水接触就会发生反应，但到分子链断裂游离出基体尚需一定时间，在这个过程中材料基本处于吸水状态，几乎没有小分子游离出PLGA基体，所以干燥后质量损失不明显。而在中后期，大分子链与水进行了充分的反应，吸水达到饱和状态；而PLGA材料为体降解材料，随着与水作用时间的增加，材料本身形成微观上越来越疏松的质地，大分子链断裂而成的小分子可以自由地脱离基体，表现出PLGA干燥质量的快速下降。对比图2与图3可以发现，状态转折时间点相互对应，50/50PLGA约为14 d，65/35PLGA约为20 d.
1.3 PLGA封装膜体外释药特性为研究药物通过PLGA封装膜释放规律，使用不同单体比例PLGA分别制备全封装给药系统，封装药物为5-氟尿嘧啶。药物释放环境为37 ℃的生理盐水，释药量使用高效液相色谱仪进行测试，得出的体外释药曲线如图 4所示。从图 4中可以看出，体外释药曲线依然存在转折点，在转折点前，药物控释系统几乎没有药物释放出来；而在转折点后释药率迅速上升。以50/50PLGA为例，药物释放转折点也在14 d左右，转折点与PLGA材料吸水实验和降解实验转折点相对应。这是由于在药物释放前期，PLGA材料处于吸水阶段（图2），并没有充分降解而形成有效的药物扩散通道（图3），因此基本上没有封装药物在浓度梯度的作用下释放出给药系统（图4）；而在转折点后，PLGA材料吸水饱和（图2），材料不断溶蚀剥离（图3），封装药物可以通过不断扩大的材料空隙释放出给药系统（图4）。
2 结果与分析根据以上实验的对照情况，以相应单体比例PLGA材料的吸水、降解及体外释药曲线的转折点为分界点，将PLGA材料在整个降解过程中的扩散系数DP分为2个部分。由于在转折点时刻前，PLGA材料基本处于吸水状态，很少有断裂的小分子游离出PLGA基体，因此可认为转折点前药物在PLGA中的扩散系数为一定值，用D0表示。而在转折点后，PLGA材料吸水饱和、大分子链不断断裂、材料孔隙率不断增大，其扩散系数处于不断变化状态。
2.1 转折点前扩散系数的确定在转折点时刻前，PLGA没有明显降解，基本上没有药物释放出给药系统。封装膜靠近药腔一侧药物浓度为饱和浓度Cs；封装膜靠近释放液一侧由于释放液的定期更换，药物浓度可视为0.因此封装膜内可形成稳定的药物浓度梯度，由费克定律可得
其中 t1为PLGA体外释药曲线转折点。PLGA封装膜在转折点前药物释放率K可通过对图4中体外释药曲线得出。以50/50 PLGA为例，在释药前2周，基于体外释药曲线拟合出的药物通过PLGA的释药率为1.2×10-15kg/s.由此计算出在转折点前，PLGA的扩散系数为1.4×10-14m2/s.根据前期研究[19]，气体中的扩散系数量级在10-3 m2/s，液体中扩散系数量级约在10-9 m2/s，而固体中的扩散系数量级约为10-14 m2/s，可以说明药物在PLGA中的扩散系数预估值符合常理。
2.2 转折点后扩散系数变化规律随着释药时间的增加，PLGA不断降解，聚合物大分子链断裂形成小分子并扩散出释药载体，PLGA载体由结构致密逐渐变为多孔洞状态，致使药物在PLGA中的扩散系数及释药量不断增加。由于PLGA为体降解，材料内部可视为均匀一致的降解，其分子量在降解过程中属于一级变化[20]
2.3 模型验证为了验证所建立扩散系统变化规律的正确性，利用COMSOL软件建立药物控释系统模型，使用有限元方法（FEM）对药物的释药过程进行模拟，得到累积释药量随时间变化的规律，如图5所示。同时，制备给药物控释系统样件，在37 ℃生理盐水环境下进行体外释药实验，使用高效液相色谱仪（SPD10A，Shimadzu，日本）对释药量进行测定，实验所得曲线如图5所示。
首先，从图5中实验曲线可以看出，药物释放系统在释药前期并不存在时滞现象，这证明了将微孔引入药物释放系统的有效性；其次，从体外释药实验曲线与有限元仿真曲线的对比可以看出，基于式（7）扩散系数变化规律的有限元模型可较好的模拟药物的释放，所得释药量曲线与实验曲线变化趋势相同且在前期符合较好，证明了扩散系数函数及有限元模型的正确性。后期误差有所增大的原因考虑是由于在药物控释系统工作后期，药物经由微孔和不断降解的封装膜共同释放，影响药物释放的机理除了材料的降解外还存在材料溶胀、药物释放系统内外的渗透压等原因，这需要在后期对药物释放模型做进一步的研究以缩小仿真曲线与实验曲线间的误差。
3 结 论
1）根据药物控释系统的体外释药实验，文中提出的药物控释系统药物基本呈线性释放；2）针对PLGA降解程度难以量化的问题，文中提出了使用扩散系数来反映PLGA材料降解程度的方法，并推导了药物通过PLGA进行释放时，扩散系数的分段表达函数；基于PLGA材料吸水性能、降解性能及基于PLGA材料药物控释系统体外释药性能实验，得到药物通过单体比例50/50的PLGA进行释放时，扩散系数分段表达式分界点为14 d；3）以推导的扩散系数表达式为基础，给药系统累积釋药量的有限元模拟结果与给药系统体外释药实验结果基本吻合，证明了文中药物通过PLGA材料进行释放时扩散系数分段函数表达的正确性。
关键词：机械工程；可降解材料；给药系统；体外释药；扩散系数 中图分类号：O 631.2 文献标志码：A
0 引 言
植入式药物控释系统可埋植在病灶附近对药物进行控制释放，具有释药稳定、药物释放周期长、靶向、高效、副作用小等优点[1-3]。近年来，植入式药物控释系统也为易受胃酸等破坏活性的蛋白类大分子药物长期高效给药提供了一种可行的途径。尤其当载药基体为可降解聚合物时，药物释放完毕，基体可在体内逐步降解[4-5]，无需二次手术取出，极大地提高了病人的顺应性[6-7]。植入式可降解药物控释系统在术后止痛及癌症病灶的化疗等方面有良好的应用前景。但目前研究较多的微纳米颗粒[8-9]药物控释系统常用化学方法制备，很难保证给药系统结构的一致性，且在释药时存在突释现象[10-11]，影响药物释放效果。随着学科间的交叉融合，在微机电系统（MEMS）制造技术的支撑下，使用微纳制造技术制备结构一致性良好的贮库型药物控释系统成为了研究热点[12]。相同的制备工艺保证了给药系统的一致性，且可以通过调整载药基体的结构调整释药规律，以满足不同的释药需求。文中以可生物降解的聚乳酸-聚羟基乙酸（poly lacticcoglycolic acid，PLGA）为药物载体，基于MEMS制造技术提出了一种新型可植入皮下的药物控释系统，其结构示意图如图 1所示。该系统为片状，最大直径为1 cm，药腔深度为300～500 μm，由三部分组成——待释放药物、用于承载药物的PLGA基体及具有微米级小孔的PLGA封装膜。在药物控释系统植入初期，封装的药物首先通过封装膜上的微孔向外释放，随着植入时间的增加，聚合物开始逐步降解，药物进一步通过载体降解产生的微孔洞进行释放。这种设计可以解决可降解聚合物载体在释放初期、由于降解不充分而形成的药物释放时滞现象，使累积释药量稳定并尽可能的趋向线性。
在前期研究中，课题组已经对PLGA材料松弛性能[13]及热压成型特性[14]做了一定研究，为该药物控释系统的制备奠定了一定基础，但该药物控释系统的释药规律还需进一步研究。药物释放模型的建立是研究释药规律的重要方法之一，也是实现药物载体的设计及优化的重要工具，而建模方法也主要由微（或介）观的蒙特卡洛法[15]，发展到宏观与微（或介）观相结合[16]或随机与质量传递相结合的模型[17]，但在药物释放模型建立过程中，如何量化不断溶蚀降解的PLGA材料对药物释放量的影响是其中的一个难点。由于PLGA为体降解，溶蚀降解程度越高，材料孔隙率越大，药物通过PLGA材料扩散量也会越大，因此，文中提出使用扩散系数的变化来量化PLGA材料的溶蚀降解程度。目前，扩散系数并没有通用的理论进行准确地计算，主要靠实验测量及各种特定情况的经验公式。在文中研究的植入式可降解药物控释系统中，由于PLGA的不断降解溶蚀，PLGA材料自身的物理化学特性随降解程度不同而时刻变化，这也造成了药物在载体PLGA中的扩散系数DP处于变化状态。因此文中进行了PLGA材料吸水实验、降解实验及基于PLGA载体的药物控释系统体外释药实验，基于实验结果，研究药物在PLGA中的扩散系数DP表征。
1 实验材料与方法文中实验所用PLGA材料为美国LACTELAbsorbable Polymers公司生产，常温下为颗粒状透明固体，玻璃态转变温度为40～50 ℃，聚合单体比例PLA/PGA分别为50/50，65/35及75/25.封装药物为5-氟尿嘧啶（分析纯，上海依赫生物科技有限公司）。PLGA材料降解过程中所用降解介质为生理盐水，实验温度为37 ℃.实验所用PLGA膜片厚度为300～400 μm，由课题组研制的热压成型机[18]热压成型。称重使用ME104E型电子天平（METTLER TOLEDO，测量精度0.1 mg）。体外释药实验中，测量药物释放量使用SPD10A型高效液相色谱仪（Shimadzu，日本），色谱柱为C18填充，检测波长为270 nm.
1.1 PLGA吸水特性将制备好的PLGA膜片置入37 ℃生理盐水中，定期取出并使用电子天平进行称量，其质量随时间变化的曲线如图2所示。从图2可以看出，PLGA膜片的质量变化呈现前期增加后期减少的趋势。以单体比例50/50的PLGA为例，转折点约为14 d.在转折点前，材料的质量处于增加状态，这是由于PLGA吸水所致；在转折点后，PLGA膜片开始失重。这是由于材料吸水量达到饱和，PLGA的酯键与水分子不断作用造成断裂，形成的小分子开始从膜片中剥离，造成质量减少。对比不同单体比例PLGA的质量变化曲线可以看出，每種单体比例PLGA的重量变化都符合上述规律，只是在转折时间点上有所差异。这是由于PGA较PLA亲水，可在较短的时间内吸收溶剂小分子。 1.2 PLGA降解特性将制备好的PLGA膜片置入37 ℃生理盐水中，定期取出并在真空干燥箱（型号：DZF6020，上海和呈仪器有限公司）中干燥至恒重，然后使用电子天平进行称量并计算质量损失，实验结果如图3所示。从图3中可以看出，PLGA材料的降解分成2个阶段：前期质量损失缓慢，后期质量损失较快，且不同单体比例的PLGA材料的质量损失率有所不同。对比图2与图3可以发现，在图2中PLGA膜片质量因吸水增加时，图3中干燥后膜片质量与初始相比变化较小。这是由于虽然PLAG材料大分子链与水接触就会发生反应，但到分子链断裂游离出基体尚需一定时间，在这个过程中材料基本处于吸水状态，几乎没有小分子游离出PLGA基体，所以干燥后质量损失不明显。而在中后期，大分子链与水进行了充分的反应，吸水达到饱和状态；而PLGA材料为体降解材料，随着与水作用时间的增加，材料本身形成微观上越来越疏松的质地，大分子链断裂而成的小分子可以自由地脱离基体，表现出PLGA干燥质量的快速下降。对比图2与图3可以发现，状态转折时间点相互对应，50/50PLGA约为14 d，65/35PLGA约为20 d.
1.3 PLGA封装膜体外释药特性为研究药物通过PLGA封装膜释放规律，使用不同单体比例PLGA分别制备全封装给药系统，封装药物为5-氟尿嘧啶。药物释放环境为37 ℃的生理盐水，释药量使用高效液相色谱仪进行测试，得出的体外释药曲线如图 4所示。从图 4中可以看出，体外释药曲线依然存在转折点，在转折点前，药物控释系统几乎没有药物释放出来；而在转折点后释药率迅速上升。以50/50PLGA为例，药物释放转折点也在14 d左右，转折点与PLGA材料吸水实验和降解实验转折点相对应。这是由于在药物释放前期，PLGA材料处于吸水阶段（图2），并没有充分降解而形成有效的药物扩散通道（图3），因此基本上没有封装药物在浓度梯度的作用下释放出给药系统（图4）；而在转折点后，PLGA材料吸水饱和（图2），材料不断溶蚀剥离（图3），封装药物可以通过不断扩大的材料空隙释放出给药系统（图4）。
2 结果与分析根据以上实验的对照情况，以相应单体比例PLGA材料的吸水、降解及体外释药曲线的转折点为分界点，将PLGA材料在整个降解过程中的扩散系数DP分为2个部分。由于在转折点时刻前，PLGA材料基本处于吸水状态，很少有断裂的小分子游离出PLGA基体，因此可认为转折点前药物在PLGA中的扩散系数为一定值，用D0表示。而在转折点后，PLGA材料吸水饱和、大分子链不断断裂、材料孔隙率不断增大，其扩散系数处于不断变化状态。
2.1 转折点前扩散系数的确定在转折点时刻前，PLGA没有明显降解，基本上没有药物释放出给药系统。封装膜靠近药腔一侧药物浓度为饱和浓度Cs；封装膜靠近释放液一侧由于释放液的定期更换，药物浓度可视为0.因此封装膜内可形成稳定的药物浓度梯度，由费克定律可得
其中 t1为PLGA体外释药曲线转折点。PLGA封装膜在转折点前药物释放率K可通过对图4中体外释药曲线得出。以50/50 PLGA为例，在释药前2周，基于体外释药曲线拟合出的药物通过PLGA的释药率为1.2×10-15kg/s.由此计算出在转折点前，PLGA的扩散系数为1.4×10-14m2/s.根据前期研究[19]，气体中的扩散系数量级在10-3 m2/s，液体中扩散系数量级约在10-9 m2/s，而固体中的扩散系数量级约为10-14 m2/s，可以说明药物在PLGA中的扩散系数预估值符合常理。
2.2 转折点后扩散系数变化规律随着释药时间的增加，PLGA不断降解，聚合物大分子链断裂形成小分子并扩散出释药载体，PLGA载体由结构致密逐渐变为多孔洞状态，致使药物在PLGA中的扩散系数及释药量不断增加。由于PLGA为体降解，材料内部可视为均匀一致的降解，其分子量在降解过程中属于一级变化[20]
2.3 模型验证为了验证所建立扩散系统变化规律的正确性，利用COMSOL软件建立药物控释系统模型，使用有限元方法（FEM）对药物的释药过程进行模拟，得到累积释药量随时间变化的规律，如图5所示。同时，制备给药物控释系统样件，在37 ℃生理盐水环境下进行体外释药实验，使用高效液相色谱仪（SPD10A，Shimadzu，日本）对释药量进行测定，实验所得曲线如图5所示。
首先，从图5中实验曲线可以看出，药物释放系统在释药前期并不存在时滞现象，这证明了将微孔引入药物释放系统的有效性；其次，从体外释药实验曲线与有限元仿真曲线的对比可以看出，基于式（7）扩散系数变化规律的有限元模型可较好的模拟药物的释放，所得释药量曲线与实验曲线变化趋势相同且在前期符合较好，证明了扩散系数函数及有限元模型的正确性。后期误差有所增大的原因考虑是由于在药物控释系统工作后期，药物经由微孔和不断降解的封装膜共同释放，影响药物释放的机理除了材料的降解外还存在材料溶胀、药物释放系统内外的渗透压等原因，这需要在后期对药物释放模型做进一步的研究以缩小仿真曲线与实验曲线间的误差。
3 结 论
1）根据药物控释系统的体外释药实验，文中提出的药物控释系统药物基本呈线性释放；2）针对PLGA降解程度难以量化的问题，文中提出了使用扩散系数来反映PLGA材料降解程度的方法，并推导了药物通过PLGA进行释放时，扩散系数的分段表达函数；基于PLGA材料吸水性能、降解性能及基于PLGA材料药物控释系统体外释药性能实验，得到药物通过单体比例50/50的PLGA进行释放时，扩散系数分段表达式分界点为14 d；3）以推导的扩散系数表达式为基础，给药系统累积釋药量的有限元模拟结果与给药系统体外释药实验结果基本吻合，证明了文中药物通过PLGA材料进行释放时扩散系数分段函数表达的正确性。