5
复杂的药物释放机制
据报道，大多数早期开发的PLGA注射剂都具有突释特征，导致注射后几天体内的药物浓度很高（图4）[18,60]。PLGA微球在体内的突释会导致严重的不良反应。关于这一点，了解药物释放的机制是最重要的[61]。然而，PLGA长效注射/埋植剂的释放曲线非常复杂，并且受到PLGA特性及其与药物、辅料、周围介质、pH值和温度的相互作用的极大影响。在大多数情况下，可通过比较体外研究和体内研究的结果（根据药代动力学研究推断）以及后者的不同动物模型（大鼠、兔、人）来确定药物释放曲线。影响PLGA微球在体外和体内的药物释放和降解的因素以前已经讨论过[45,62,63]。在开发可靠的体外释放方法之前，了解PLGA长效注射/埋植剂在体内的"释放"机制很重要。这些信息可根据报告的数据或通过各仿制药公司进行的调查获得。
图4. Nutropin Depot（A）和Trelstar（B）的药代动力学曲线。红色箭头表示突释区，绿色箭头表示治疗有效区。在这两个图谱中，突释区的血清药物浓度都远远大于治疗有效区的浓度[60]。
探索释放机制的挑战之一是体内给药后回收PLGA制剂。一组研究人员使用笼式植入物对PLGA 微球进行降解和药物释放研究。该设计使微球的植入变得简单，必要时可以取出微球。研究人员开发了一种硅胶/不锈钢笼式植入系统，用于在大鼠中建立两种不同的曲安奈德 PLGA 制剂的体内外相关性（图5）[61]。将笼式植入物皮下植入大鼠体内、回收并分析释放动力学和质量损失。随后，将药物的释放与体外数据进行比较。结果表明，PLGA 微球体内的药物释放速度快于预期（图5）。PLGA 降解率在体内增加。然而，在体内植入笼式植入物后两周观察到炎症反应。炎症反应可能进一步促进PLGA降解，从而增加药物释放。
透析膜和连续流方法历来被用于眼部制剂的体外释放研究[64,65]。这些方法的主要局限性是它们与人类的眼球水液流动不相似[66]。为了克服这一局限性，我们开发了一个两室的眼部体外模型（称为PK-Eye）（图6），以测定小分子药物以及载蛋白质药物PLGA 微球的释放动力学。然后，将从体外模型研究中获得的清除时间与已公布的人类眼药代动力学数据一起使用，以建立PLGA微粒眼内清除时间的体内外相关性。结果表明，该模型可用于开发眼内制剂的体内外相关性研究。
图5(A) 笼式植入物的尺寸。(B) 硅胶/不锈钢笼式植入物的顶部和侧面视图。(C，D) 笼式植入物皮下植入大鼠体内 (E)分析前取出笼式植入物 [61])；(F，G) pH7.4条件下，曲安奈德和亮丙瑞林在体内和体外释放曲线。两种PLGA制剂在体内的药物释放都比预期更快 [36]。
图6. 用于研究地塞米松PLGA微球释放的两室眼体外模型（称为PK-Eye）[67]
6
制备过程差异
各种技术已被应用于制造载药PLGA微粒。传统的乳化技术，如油包水（W/O）、水包油（O/W）和水包油包水（W/O/W），由于其廉价和易于控制工艺参数而被广泛使用[68]。各种技术已被应用于PLGA载药微粒的制备。传统的乳化技术，如油包水(W/O)、水包油(O/W)和水包油包水(W/O/W)，因其价格低廉且易于控制工艺参数而得到广泛应用[68]。从一种乳化技术变到另一种技术会显著影响PLGA微粒的载药量、包封率和药物释放行为。例如，使用油包液体(L/O/O)乳化法开发了负载醋酸曲普瑞林的PLGA微球，与油包固体(S/O/O)法制备的微球相比，具有更高的载药量和包封率，同时减少了突释[69]。这归因于曲普瑞林在醋酸中有较好的溶解度。利用L/O/O方法，乳剂的球状相可以有效地包裹在PLGA中，表现出非常低的突释，随后是药物的持续释放阶段[69]。
研究表明，非均相乳化可生成不同尺寸的PLGA微球[70]。由于缺乏对混合过程的控制，由乳化技术产生的PLGA微粒往往显示出批次间的差异[71]。颗粒大小的不均会导致药物释放不一致，从而影响药物输送的整体效率[72]。使用乳化溶剂挥发法和电喷雾法批量合成的PLGA颗粒一直存在产量低和放大重复性差的问题[73,74]。这些挑战来自于生产条件的改变，以及在制备过程中对混合、热量和/或质量传输的控制不足[75]。此外，使用乳化溶剂挥发技术很难产生均匀的PLGA颗粒。这项技术的工艺参数，如剪切速度和搅拌速度需要严格控制，否则将产生不同大小的PLGA颗粒[76]。乳化溶剂挥发法和电喷雾法制备的孕酮PLGA微球在尺寸上是不同的，其中电喷雾法在高压电场下产生的粒子尺寸较小[27,77]。
为克服传统方法局限性，开发出了新兴的乳化技术，如膜乳化和微流控技术。使用确定孔径膜的乳化法能够产生均匀的颗粒，与传统的双乳化法相比，这种方法能够稳定地再现具有低多分散性的PLGA颗粒（图7A-D）[78]。在微流控技术中，为了更好地控制混合速率、热量和质量传递，PLGA颗粒是在微型装置中合成的[79]。与使用乳化溶剂蒸发技术获得的颗粒相比，通过微流控技术制备的含有孕激素的PLGA微球显示出更窄的尺寸分布[27]。为了方便阅读，图7a-f对比了用微流控法与电喷法和喷雾干燥法制备的PLGA颗粒 [80]。微流控法为大规模合成提供了高重复性和高生产率[81]。据报道，使用微流控装置每天可以生产多达数百克的PLGA纳米颗粒[71]。这种产率对于临床研究来说是理想的，但对于工业生产来说是不够的[82]。与乳化溶剂蒸发和喷雾干燥技术相比，微流控技术制备的PLGA微粒药物释放较慢，可能是由于通过聚合物核心的扩散性质量运输有限 [80]。
图7. 各种技术制备的PLGA微粒的扫描电镜图像。（A，B）传统的W/O/W技术，（C，D）膜乳化法[78]；（a，b）喷雾干燥，（c，d）电喷雾法（e，f）硅微流聚焦装置（MFFD）。在这些技术中，硅微流聚焦装置能产生最均匀的颗粒[80]。
尽管药物输送领域取得了进展，但仍然没有"一刀切"的制造工艺。每种工艺在制备高效给药的理想颗粒方面都面临不同的挑战。在选择首选制备工艺时，负载药物的类型也是一个重要的考虑因素。亲脂性药物的制备最好使用单乳剂蒸发法、纳米沉淀法和盐析法[83，84]。亲脂性和亲水性药物的制备则使用双层乳液、喷雾干燥和电喷雾方法[85-87]。若没有标准化工艺参数，如溶剂、温度、搅拌速度、洗涤和干燥步骤，药物在制备过程中可能保持完整或被降解。制备工艺的选择决定了载药微粒的最终药物释放曲线。
逆向工程可阐明上市PLGA制剂的组分和重要的产品属性[7，88，89]。根据收集到的信息可将组分映射到制备工艺参数上，从而开发出一个可行的制备工艺[88]。在Vivitrol®的逆向工程研究中，在制备普通制剂过程中，PLGA分子量显著减少（42.25%）[88]。我们没有使用与Vivitrol®相同分子量的PLGA，而是使用了更高分子量的PLGA来制备类似尺寸的微球。应特别注意pH值敏感的蛋白质或肽类药物[90]，它们在包封过程中很容易被氧化和酰化。Bydureon®逆向工程研究中，在包封和体外释放过程发现了一些不溶性的肽类杂质[89]，且酰化的艾塞那肽副产物的数量随时间增加。
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