CN107942018A - 一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，所述体外评价模型包括：a)其以可模拟真皮组织药物传递动力学的亲水性聚合物纤维膜为主要结构；b)所述亲水性聚合物纤维膜的厚度与真皮层的厚度在一个数量级内；c)所述亲水性聚合物纤维膜膜能够被水份湿润却不溶于水。本发明以亲水聚合物纤维膜为模拟真皮层，以胰岛素为模型药物，以已知的微针贴剂胰岛素体内血药浓度曲线为样板，拟合出体内体外一致的动力学曲线。这一模型用于新的胰岛素微针透皮贴剂的体外快速筛选，在猪药动学实验中得到了预期的体内胰岛素血药浓度曲线，证明聚乙烯醇纤维膜可作为可预期体内动力学特征的微针贴剂快速体外评价模型。

Description

一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型

技术领域

本发明涉及医学技术领域，具体地说，涉及一种体外评价模型，尤其涉及一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型。

背景技术

微针透皮给药技术在近年来多有研究，一些微针贴剂无论在动物模型还是量产工艺上均显示了很好的成药性，建立这些新型制剂的快速体外评价及质量控制方法成为一项当务之急。表皮由于可被微针机械性穿透而不再是决定药物透皮吸收速率的障碍，药物在真皮层的扩散速率有可能成为能够与微针释药相比较的律速步骤。于是，迄今为止的体外评价模型均以药物通过表皮扩散为律速步骤，对于微针透皮给药的评价完全失效。微针针尖物理刺穿表皮模拟层后，与药物接收液直接接触，药物释放速率，与真皮层的环境有很大差异。另一方面，以水凝胶模拟皮下组织或真皮层时，水凝胶基质过于密实，也使药物，特别是大分子的扩散不同于真实的动物组织。所以，微针协助的透皮给药的体外评价必须建立可以模拟药物在真皮层的扩散动力学的材料学模型。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，针对现有技术不足，提供一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型。为可通过体外实验评价微针贴剂或其他微针透皮给药制剂的药物释放动力学甚至其体内血药浓度曲线的材料学模型。这一体外评价模型的核心结构是一层可模拟通过真皮组织的药物传递动力学的聚合物膜。该聚合物膜由亲水性的聚合物材料通过静电纺丝并经微晶域交联制备而成，其孔隙率以及孔隙中水的流动性应与真皮层的细胞间体液相仿。该聚合物纤维膜，用作微针透皮给药的快速体外评价及质量控制。这种聚合物纤维膜兼具高孔隙率及足够的机械强度，亲水性大分子如蛋白、多肽、DNA、RNA及其它物质可以一定速率通过。聚合物溶液经静电纺丝及物理交联可转化为结构更加接近皮肤的多孔聚合物膜，兼具高孔隙率及足够的强度；微晶域交联处理使得聚合物纤维具有在水中溶胀却不溶解的性能。聚乙烯醇(PVA)是制备该纤维膜的理想材料之一。该聚合物膜能够提动接近药物在真皮组织扩散货传递的环境。如在该亲水性聚合物纤维膜上方附着一层厚度不超过0.3毫米的疏水膜，则可更好地模拟包括表皮和真皮的药物透皮释放情景。

本发明的目的是通过以下技术方案实现的：

本发明提供了一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，所述体外评价模型包括：

a)其以可模拟真皮组织药物传递动力学的亲水性聚合物纤维膜为主要结构；

b)所述亲水性聚合物纤维膜的厚度与真皮层的厚度在一个数量级内；

c)所述亲水性聚合物纤维膜膜能够被水份湿润却不溶于水。

优选地，所述亲水性聚合物纤维膜吸水溶胀，能够被微针插入，却不发生严重变形，从而能够固定在各种评价药物透皮吸收的器具上。

优选地，构成所述亲水性聚合物纤维膜的聚合物材料主要是聚乙烯醇。

优选地，所述聚乙烯醇的分子量为80～100KDa。

优选地，所述亲水性聚合物纤维膜的厚度为0.4～2mm，更优选所述聚合物纤维膜的厚度为0.5～0.9mm。

优选地，所述亲水性聚合物纤维膜上方附着一层厚度不超过0.3毫米的疏水薄膜以模拟表皮。

优选地，所述亲水性聚合物纤维膜的制备方法包括以下步骤：

A、将聚合物溶于水中，制备聚合物溶液；

B、将聚合物溶液置于注射器中；

C、在注射器喷嘴和纤维接受板间加注电场，喷射纺丝，得电纺聚合物纤维膜；

D、将电纺聚合物纤维膜进行微晶域交联处理，即得所述聚合物纤维膜。

优选地，步骤A中，还包括在所述聚合物溶液中添加质量含量为20％的二甲基呋喃。

优选地，步骤D中，所述微晶域交联处理包括在两个温度区域下进行：-100℃到室温及室温至150℃，前者温度涵盖所述电纺聚合物纤维膜含水时的相变温度，后者温度涵盖所述电纺聚合物纤维膜干燥时的相变温度。

优选地，所述-100℃到室温之间进行的基质微晶域形成的交联处理须在该温度区间选择冰点上下的两点进行，且使构成纤维的聚合物含水，处在非玻璃态。

优选地，所述微晶域交联处理的温度区间在－20℃和10℃之间。

优选地，所述微晶域交联处理的重复次数在1到7次之间，更优选1到3次。

本发明还提供了一种前述的体外评价模型在通过体外实验评价微针透皮给药制剂的药物释放动力学或预估体内血药浓度曲线中的应用。

迄今为止的透皮制剂体外评价模型均以表皮或角质层作为药物递送的速率控制障碍而设计的。微针透皮贴剂简单而机械地刺穿表皮，使之不再是药物透皮吸收的障碍，使得迄今为止的透皮给药的所有体外评价模型失效。药物由穿透表皮的微针针尖释出后，真皮层成为决定药物吸收的扩散阻力。真皮组织是带有细胞间体液的紧密排列的活细胞，同时其体液的流动性则远大于水凝胶材料中的水份，难以用通常的水凝胶材料模拟。针对这一特点，以本发明以亲水聚合物聚乙烯醇的电纺纤维膜为模拟真皮层，以胰岛素为模型药物，以已知的微针贴剂胰岛素体内血药浓度曲线为样板，通过优化纤维膜的物化参数，拟合出体内体外一致的动力学曲线。这一模型用于新的胰岛素微针透皮贴剂的体外快速筛选，所优化出来的新的微针透皮贴剂在猪药动学实验中得到了预期的体内胰岛素血药浓度曲线，证明了本发明揭示的聚乙烯醇的电纺纤维膜可作为可预期体内动力学特征的微针贴剂快速体外评价模型。

与现有技术相比，本发明具有如下的有益效果：

本发明公开了一种可通过体外实验评价微针贴剂或其他微针透皮给药制剂的药物释放动力学甚至其体内血药浓度曲线的材料学模型。这一体外评价模型的核心结构是一层可模拟通过真皮组织的药物传递动力学的聚合物膜。该聚合物膜由亲水性的聚合物材料通过静电纺丝并经微晶域交联制备而成，其孔隙率以及孔隙中水的流动性应与真皮层的细胞间体液相仿。聚合物溶液经静电纺丝及物理交联可转化为结构更加接近皮肤的多孔聚合物膜，兼具高孔隙率及足够的强度；微晶域交联处理使得聚合物纤维具有在水中溶胀却不溶解的性能。聚乙烯醇(PVA)是制备该纤维膜的理想材料之一。该聚合物膜能够提动接近药物在真皮组织扩散货传递的环境。如在该亲水性聚合物纤维膜上方附着一层厚度不超过0.3毫米的疏水膜，则可更好地模拟包括表皮和真皮的药物透皮释放情景。

附图说明

通过阅读参照以下附图对非限制性实施例所作的详细描述，本发明的其它特征、目的和优点将会变得更明显：

图1为本发明的亲水性聚合物纤维膜的形态及电镜图；其中，图1a为形态图；图1b为电镜图；

图2为胰岛素速效微针贴剂通过不同交联度的聚合物纤维膜中的释药曲线与同一制剂的猪血药浓度曲线比较；

图3为胰岛素速效微针通过不同厚度的聚合物纤维膜中的释药曲线与同一制剂的猪血药浓度曲线比较；

图4为不同配方的胰岛素长效微针贴剂通过聚合物纤维膜为模拟真皮层的释放曲线；

图5为筛选的胰岛素长效微针贴剂在健康猪的血药浓度曲线。

具体实施方式

下面结合具体实施例对本发明进行详细说明。以下实施例将有助于本领域的技术人员进一步理解本发明，但不以任何形式限制本发明。应当指出的是，对本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变化和改进。这些都属于本发明的保护范围。

构建微针透皮给药制剂体外评价模型的思路

体外评价模型的核心是要能够模拟药物通过真皮层的扩散动力学，而活细胞构成的真皮层与死细胞构成的表皮的最大不同在于前者有着流动性的细胞间体液。模拟真皮组织药物扩散动力学的体外模型须保有类似的水份的流动性，可满足这样的模型材料须具有较大的孔隙率，以保证水份的流动性。与水凝胶材料相比，将亲水性聚合物制备成纤维膜，用于微针透皮制剂体外评价模型的构建，可提供更大、更连贯的孔隙率，从而保证水份在其中的流动性。

真皮层的模拟能够通过聚合物纤维膜实现的前提下，也可以在纤维膜上方附着一层疏水薄膜，用以模拟表皮。虽然微针可以刺透表皮的特性使得这层模拟表皮对微针贴剂的药物释放动力学可能影响不大，却可以对微针贴剂做一定的防水隔绝，使得对水份不稳定的微针贴剂得到一定的保护。

聚合物材料的选择

选择合适聚合物材料是聚合物膜达到期望效果的关键，所选模拟真皮层的材料必须亲水，同时能够形成在水中不溶解的纤维。其所形成的纤维膜还须具有足够的强度，以持续支撑刺入的微针。亲水材料在纺丝时须配制成溶液，而亲水聚合物的溶液只能是水溶液，这就要求制备纤维膜的材料在成形后能够通过后处理实现不被水溶解的性能。

本发明中使用的聚乙烯醇(PVA)便是符合上述条件的亲水聚合物材料。PVA在热水中快速溶解，溶液冷却后经静电纺丝形成纤维膜；纤维膜的厚度可通过收集时间调控。这一纤维膜不加处理时在水中溶解；但吸水后，经过冷冻-解冻处理，其基质内部形成诸多亚微米大小的在水中不溶的微晶域。由于参与微晶域形成的有多条聚合物链断，每一个微晶域便成为将纤维基质内部交联起来的交联点。只要纤维基质中所形成的交联点足够密，纤维便达到了水中不溶的程度。值得提示的是，微晶域交联点只是增加每根纤维内部的交联和纤维抵抗水溶解的能力，并不改变纤维膜整体的孔隙率。

采用PVA作为制备聚合物纤维膜时，其分子量可在10KDa至240KDa之间选择，实际操作中，以80KDa至100KDa之间为最佳。

聚合物纤维膜的参数

采用亲水聚合物纤维膜模拟真皮组织的药物扩散动力学时，膜的厚度、纤维的粗细、以及纤维膜的孔隙率(与纤维的粗细相关)可成为影响药物扩散速率的因素。考虑到PVA纤维抵抗水溶解的能力和在水中的机械强度，静电纺丝时，纤维不宜纺得太细，于是，调节和优化聚合物纤维膜的厚度成为实际操作中最方便的参数。

真皮层的厚度大约在0.4～2.4mm之间，因人体不同部位而不同；但是在便于贴附的腹部和肢体内侧较薄，在0.8～1.1mm左右。于是，对于聚合物纤维膜厚度的优化可在0.4至2毫米之间进行，以0.5至0.9毫米之间为最佳。聚合物纤维膜厚度的优化可运用已知制剂，在体外释放曲线和实验动物体内血药浓度曲线之间的拟合来实现。

聚合物膜的还有一个要求是机械强度。在微针刺入的过程中，聚合物膜须保持完整形态，不能出现破裂。在微针持续停留在聚合物膜内进行药物扩散的过程中，聚合物膜仍须保存完整形态，持续起到支撑作用。

体外评价模型的应用

本发明的以聚合物电纺纤维膜为主要结构的微针透皮给药体外评价模型可用于担载了各种药物的微针贴剂的快速体外评价；其用途首先是微针贴剂担载的药物开发过程中对制剂的筛选和优化，以及药物生产中对产品的质量控制。药物的种类可以是蛋白、多肽、或核酸(包括DNA和RNA)。本发明中的聚合物纤维膜也可作为筛选、优化、质控疫苗、化妆品、或其他可用于透皮给予的成份的体外评价模型。下面的实施例3和4反映了本发明的体外评价模型在剂型筛选优化以及体内血药浓度预估中的应用。

实施例1以PVA和DMF为材料制备亲水性聚合物纤维膜

制备PVA水溶液(总质量比12％)，加入DMF溶液混匀。利用静电纺丝技术将该溶液纺成干燥聚合物纤维膜。静电纺丝，我们改变纤维膜的收集时间，从而得到各个不同厚度的聚合物纤维膜。将该电纺聚合物纤维膜放在饱和水蒸气环境下，后放入-20℃冰箱中冷冻，在饱和水蒸气环境下解冻，即完成微晶域交联处理。得到的亲水性聚合物纤维膜的形态及电镜图如图1所示。

为测试亲水性聚合物纤维膜的机械强度，我们将制备好的相转化微针刺入其中，观察亲水性聚合物纤维膜的形态变化。

实施例2胰岛素微针经由亲水性聚合物纤维膜的释药试验

为了考察胰岛素经由亲水性聚合物纤维膜的释放情况，将已知配方和实验动物(猪)血药浓度曲线的胰岛素相转化微针插入后，固定于立式透皮扩散池(Franz Cell)上，pH7.4的PBS为接收液，37℃下100rmp转速搅拌。每隔一定时间置换接收液，HPLC法检测被置换下来的液体中的胰岛素浓度。经不同冷冻解冻次数处理的电纺纤维膜和不同厚度的电纺纤维膜的微针胰岛素释放量的瞬时释放曲线，分别见图2，图3。

图2分别进行微针经由1、2个冷冻-解冻循环的亲水性聚合物纤维膜的胰岛素瞬时释放曲线，并与体内试验数据对比。

图3分别进行微针经由不同厚度的亲水性聚合物纤维膜的胰岛素瞬时释放曲线，并与体内试验数据对比。随纤维膜厚度的降低，胰岛素释放速率加快。

实施例3.运用亲水性聚合物纤维膜筛选长效胰岛素微针贴剂配方

由于我们曾充分研究过的速效胰岛素微针贴剂通过不同厚度的PVA纤维膜时，通过0.7mm的纤维膜的释放曲线最接近其在实验猪上的血药浓度曲线，我们便以这个厚度的PVA纤维膜为真皮层模拟模型，筛选长效胰岛素微针贴剂的5个配方(见表1)。我们将每个取样间隔的胰岛素释放量测出，针对相应的取样间隔的中点时间作图，得到了图4中的5条动态释放曲线。由图4可见，以PVA纤维膜为模型的体外释放实验能够很明显地区分出不同制剂配方的长效胰岛素微针贴剂释放动力学。

表1.胰岛素微针贴片处方总结表

实施例4.聚合物纤维膜作为微针贴剂体外评价模型的药物动力学验证

考虑到合作单位之一的美国罗杰斯大学新泽西医学院实验动物中心的作息时间，我们选择了表1中释放时间适中的微针透皮贴剂配方3，在健康微型猪上进行了药物动力学验证。我们对6只猪依次贴附不同剂量的长效胰岛素微针贴剂，得到了图5所示的血药浓度曲线。不同剂量的微针贴剂的血药浓度曲线尽管因剂量有所不同，均显示了体外评价实验所预示的持续的血药浓度。这一验证实验的结果表明，基于聚合物纤维膜模拟真皮组织内药物扩散行为的体外评价模型能够在制剂筛选和优化中预测预测微针透皮贴剂的体内血药浓度曲线。这一体内/体外药物动力学行为的相关性也显示了这一模型可以用作未来生产线中产品质量的快速评价。

以上对本发明的具体实施例进行了描述。需要理解的是，本发明并不局限于上述特定实施方式，本领域技术人员可以在权利要求的范围内做出各种变化或修改，这并不影响本发明的实质内容。在不冲突的情况下，本申请的实施例和实施例中的特征可以任意相互组合。

Claims (13)

1.一种评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述体外评价模型包括：

a)其以可模拟真皮组织药物传递动力学的亲水性聚合物纤维膜为主要结构；

b)所述亲水性聚合物纤维膜的厚度与真皮层的厚度在一个数量级内；

c)所述亲水性聚合物纤维膜膜能够被水份湿润却不溶于水。

2.根据权利要求1所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述亲水性聚合物纤维膜吸水溶胀，能够被微针插入，却不发生严重变形，从而能够固定在各种评价药物透皮吸收的器具上。

3.根据权利要求1所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，构成所述亲水性聚合物纤维膜的聚合物材料主要是聚乙烯醇。

4.根据权利要求3所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述聚乙烯醇的分子量为80～100KDa。

5.根据权利要求1所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述亲水性聚合物纤维膜的厚度为0.4～2mm，更优选所述聚合物纤维膜的厚度为0.5～0.9mm。

6.根据权利要求1所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述亲水性聚合物纤维膜上方附着一层厚度不超过0.3毫米的疏水薄膜以模拟表皮。

7.根据权利要求1所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述亲水性聚合物纤维膜的制备方法包括以下步骤：

A、将聚合物溶于水中，制备聚合物溶液；

B、将聚合物溶液置于注射器中；

C、在注射器喷嘴和纤维接受板间加注电场，喷射纺丝，得电纺聚合物纤维膜；

D、将电纺聚合物纤维膜进行微晶域交联处理，即得所述聚合物纤维膜。

8.根据权利要求7所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，步骤A中，还包括在所述聚合物溶液中添加质量含量为20％的二甲基呋喃。

9.根据权利要求7所述的用于微针透皮给药评价的聚合物纤维膜的制备方法，其特征在于，步骤D中，所述微晶域交联处理包括在两个温度区域下进行：-100℃到室温及室温至150℃，前者温度涵盖所述电纺聚合物纤维膜含水时的相变温度，后者温度涵盖所述电纺聚合物纤维膜干燥时的相变温度。

10.根据权利要求7所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，步骤D中，所述-100℃到室温之间进行的基质微晶域形成的交联处理须在该温度区间选择冰点上下的两点进行，且使构成纤维的聚合物含水，处在非玻璃态。

11.根据权利要求10所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述微晶域交联处理的温度区间在－20℃和10℃之间。

12.根据权利要求1、10或11所述的评价或质检微针透皮给药的体外评价模型，其特征在于，所述微晶域交联处理的重复次数在1到7次之间，更优选1到3次。

13.一种根据权利要求1-12任一项所述的体外评价模型在通过体外实验评价微针透皮给药制剂的药物释放动力学或预估体内血药浓度曲线中的应用。