Основные направления в технологии получения наноносителей лекарственных веществ

Наиболее известным примером, иллюстрирующим степень развития в данной области, является микроэмульсия преконцентрата циклоспорина (Sandimmun - Neoral), которая позволила минимизировать неустойчивость, характерную для фармакокинетических параметров Sandimmun. Также на фармацевтическом рынке существуют такие препараты, как наноэмульсия этомидата (Etomidat-Lipuro), диазепама (Diazepam-Lipuro), мицеллярная смесь (Valium-MM, Konakion), липосомальная смесь (Ambisome).

Непосредственно саму технологию изготовления наносистем можно подразделить на две большие категории относительно природы используемых в синтезе материалов: липидные наноносители; полимерные наноносители.

3.1. Липидные носители

Используемые материалы. Основными ингредиентами являются лекарственное вещество, липид, эмульгатор и вода. В зависимости от особенностей применения могут присутствовать такие группы веществ, как осмотические агенты, матричные системы для лиофилизации, буферные растворы и т.д. Для снижения риска возникновения острой или хронической токсичности при приеме лекарственной формы на основе липидных наноносителей чаще используют физиологические липиды. Как правило, термин «липиды» используется в очень широком смысле этого слова и включает в себя триглицериды, моностеараты, жирные кислоты, воски и т.д. [18].

Выбор эмульгатора зависит от способа введения препарата и в большей степени ограничен при парентеральном пути приема. Наиболее часто используемые для этих целей группы веществ включают в себя различные виды полисорбатов, лецитина, желчных кислот и т.д. Анализ методик изготовления. В основе большинства используемых на сегодняшний день методик лежит процесс гомогенизирования составляющих с применением различных режимов и моделей гомогенизаторов и непосредственно эмульгирования, микроэмульгирования.

Гомогенизация: гомогенизация с высокой степенью измельчения (роторная); ультразвуковое диспергирование.

Оба метода распространены и достаточно просты в исполнении. Однако в случае ультразвукового способа диспергирования может возникнуть загрязненность лекарственной формы микрочастичками корпуса диспергатора. Ahlin et al. использовал роторный гомогенизатор для изготовления липидных наноносителей путем размягченного эмульгирования. Он исследовал влияние различных параметров, характеризующих процесс (время эмульгирования, скорость перемешивания, условия охлаждения и т.д.) на размер частиц и величину зета-потенциала. В большинстве случаев, средний размер частиц в диапазоне от 100 до 200 нм был получен при значении скорости перемешивания 20 000 - 25 000 оборотов в минуту в течение 8-10 минут.

Гомогенизация высоким давлением обеспечивает возможность получения частиц минимального размера без их дальнейшего укрупнения. В основе действия лежит принцип размельчения частиц потоком жидкости, разогнанным очень высокой скорости большим давлением (10-200МПа). Содержание в гомогенизируемом субстрате липидов (обычно 5-10%) не влияет на процесс измельчения, причем даже при увеличении липидной фракции до 40% гомогенизация проходит успешно. В процессе любого описанного выше гомогенизирования может применяться методика холодного или теплового измельчения.

Тепловая гомогенизация. Выполняется при температурном режиме, область значений которого находится выше точки плавления используемого липида. Затем при этой же температуре осуществляется смешивание первичной эмульсии (нагруженная лекарственным веществом липидная фаза) и водной эмульгирующей фазы. Структура первичной эмульсии в большой степени влияет на морфологические особенности конечного продукта, поэтому желательно получить капельную фазу размером порядка нескольких микрон. Дальнейшее гомогенизирование также осуществляется при повышенной температуре, и, в общем, можно сделать вывод, о том, что повышение температурного режима приводит к уменьшению размера частиц, вероятно, из-за снижения плотности внутренней среды [13]. Однако чрезмерное увеличение температуры может повредить как лекарственному веществу, так и структуре носителя. Сам процесс гомогенизации может быть повторен несколько раз, в большинстве случаев оптимальным является проведение 3-5 циклов при давлении 500-1500 бар. При дальнейшем возрастании давления может произойти укрупнение частиц из-за коалесценции вследствие возрастания уровня их кинетической энергии. Начальным продуктом тепловой гомогенизации является эмульсия, образованная жидко-структурированными липидами [7]. Непосредственно сами ли-пидные носители образуются при охлаждении эмульсии до комнатной температуры или несколько ниже. Кристаллизация липидов может в значительной степени задерживаться из-за небольших размеров частиц, и эмульсия может оставаться в виде «сверххолодного расплава» в течение нескольких месяцев.

Холодная гомогенизация. При использовании данной технологии необходим температурный контроль и регуляция для сохранения липидов в нерасплавленном виде. Холодное гомогенизирование позволило решить три основные проблемы предыдущей методики: не происходит разрушения лекарственных веществ под воздействием высоких температур; лекарственное вещество не перераспределяется в водную фазу в процессе смешивания компонентов; не возникает модификации структуры липидов и возникновения «сверххолодного расплава» вследствие сложности кристаллизационной фазы.

Первым шагом, как и в случае тепловой гомогенизации, является включение лекарственного вещества в нагретый слой липидов, однако затем происходит очень быстрое охлаждение (с помощью сухого льда или жидкого азота). Затвердевший липидный слой измельчается до размеров частиц 50-100 мкм, чему способствует возросшая ломкость. Затем твердые микрочастицы диспергируются в охлажденном растворе эмульгатора. Первичная суспензия помещается в гомогенизатор при комнатной температуре или несколько ниже нее [1,15].

Данная методика позволяет минимизировать тепловое воздействие (однако, не полностью избежать его), но, в целом, частицы образуются большего размера и со значительной широтой распределения.

Эмульгирование. Липофильный материал растворяется в несмешивающимся с водой растворителе (например, циклогекса-не), затем происходит эмульгирование в водной фазе для получения эмульсии масло/вода. Выпаривание растворителя осуществляется путем снижения давления, образуется дисперсия липид-ных наноносителей. В общем случае диаметр частиц зависит от содержания липидов в органической фазе. Частицы диапазона малых размеров получаются при содержании липидов около 5% по отношению к органическому растворителю [5]. С повышением концентрации эффективность диспергирования падает из-за увеличения плотности дисперсионной среды. Однако преимуществом данной методики является отсутствие какого-либо температурного воздействия, основной недостаток заключается в использовании органического растворителя [9].

Микроэмульгирование. Данная методика основана на разбавлении микроэмульсии, полученной путем перемешивания смеси, обычно включающей низкоплавящиеся жирные кислоты (например, стеариновая), эмульгатор (ПС 20,60 и т.д.), соэмуль-гатор (бутанол, монооктилфосфат натрия) и воду. Нагретая микроэмульсия диспергируется в холодной воде (2-3С) в соотношении от 1:25 до 1:50. Процесс разбавления определяется составом микроэмульсии. По литературным данным, наноразмерные частицы структуры уже присутствуют в микроэмульсии, соответственно, не требуется дополнительных затрат энергии для формирования частиц субмикронного размера. Однако из-за стадии разбавления, достижимое содержание липидов значительно ниже такового по сравнению с другими методиками [17].

Анализ данных, полученных в процессе изготовления и хранения наносомальных систем доставки на липидной основе позволил сделать вывод о том, что, несмотря на выраженную физиологичность и доступность, липидные наноносители отличаются небольшой стабильностью и малой контролируемостью параметров высвобождения. Кроме того, липидная составляющая наносистемы характеризуется выраженной неустойчивостью структуры кристаллической решетки к воздействию высоких температур, требуемых для осуществления ряда технологических стадий. В совокупности, это делает наносомальную лекарственную форму на липидной основе системой, в значительной степени требующей дальнейшего усовершенствования [2].

3.2. Полимерные носители

Полимерные наноносители. Данная группа наноносителей, по сревнению с рассмотренной выше, более стабильна, образует устойчивые формы в процессе синтеза и хранения. Однако заведомо меньшая физиологичность полимеров нуждается в корректировке путем их соответствия ряду требований: полимеры медицинского назначения должны обладать высокой чистотой, т.е. содержать минимальное количество различных примесей, в т.ч. и примесей мономера. Добиться последнего иногда бывает трудно, поскольку полимер представляет собой термодинамически нестабильную систему, всегда содержащую некоторое количество мономера. Оптимально поэтому использовать сополимеры на основе нетоксичных мономеров.

Существенное значение имеет молекулярная масса полимера, поскольку именно она определяет скорость выведения соответствующего препарата из кровотока и его попадание в определенные органы. Даже инертный в биологическом отношении синтетический полимер может вызвать нежелательные явления в организме, если его молекулярная масса превосходит некую критическую величину. Слишком крупные макромолекулы полимеров или их фрагментов, которые предположительно должны выводиться из организма через почки, на самом деле могут накапливаться в почечных канальцах, снижая эффективность почечной фильтрации. Это явление называют «физической» токсичностью. Громадное значение имеет величина молекулярной массы и для фармакологически активных полимеров, вводимых парентерально. При этом имеются указания на то, что дезинтоксикационное и пролонгирующее действия полимеров проявляются только при наличии полимерных цепей с молекулярной массой >7000. С другой стороны, для некоторых типов лекарственных полимеров наибольший эффект достигается при молекулярной массе 60-200 тысяч. Молекулярная масса фармакологических полимеров играет существенную роль для снижения токсичности препаратов [16]. В частности, об этом свидетельствуют данные по токсичности различных алкалоидов и их низко- и высокомолекулярных производных. Существенное значение оказывает молекулярная масса также на свойства высокомолекулярных соединений, обладающих собственной физиологической активностью. Наиболее полно этот вопрос изучен для полианионов, как известно, являющихся активными индукторами интерферона и антистрессовыми препаратами. Обстоятельный обзор их свойств позволяет сделать вывод о том, что зависимость токсичности этих полимеров зависит от их молекулярной массы. Было показано, что синтетические полианионы на основе сополимера дивинило-вого эфира и малеинового ангидрида низкой молекулярной массы являются потенциальными стимуляторами макрофаговой фагоцитозной функции и обладают противоопухолевой активностью, однако при этом может отсутствовать противовирусная активность. Наоборот, образцы с молекулярной массой >15000 ингибируют макрофаговую функцию, но способствуют повышению антивирусного и иммунологического действия. Таким образом, молекулярная масса полимеров биомедицинского назначения должна лежать в диапазоне от 1 до 600 кДа.

Молекулярно-массовое распределение. Еще один важный параметр синтетического полимера - распределение по массе его молекул. В случае природных полимеров все молекулы в образце обычно имеют одинаковый размер. В случае синтетических полимеров в зависимости от способа их получения присутствует целый набор макромолекул разного размера, обладающих разной скоростью выведения из организма. В такой ситуации точное предсказание поведения полимерного препарата в организме затруднительно. Все это еще раз указывает на необходимость глубоких исследований влияния молекулярной массы на поведение полимеров в организме и переход к применению препаратов со строго контролируемыми молекулярно-массовыми характеристиками [3].

Строение боковой цепи. Накопленные к настоящему времени данные позволяют заключить, что строение боковой цепи играет важную роль с точки зрения особенностей взаимодействия реагирующих веществ и эффективности получаемых систем. Строение боковой цепи имеет значение, как в случае нерастворимых, так и в случае растворимых полимеров-носителей. Если для низкомолекулярных присоединяемых блоков длина боковой цепи играет подчиненную роль, то в случае присоединения к носителям высокомолекулярных лигандов, расстояние между боковыми функциональными группами полимера-носителя и его основной цепью оказывается весьма существенным фактором.

Биосовместимостъ. Центральное место среди требований, предъявляемых к полимеру-носителю БАВ занимает вопрос о его биосовместимости. Несмотря на многочисленные попытки трактовки термина «биосовместимость полимеров», этот вопрос по-прежнему остается во многом спорным. Очевидно, следует признать, что само понятие «биосовместимость» необходимо рассматривать не только с естественнонаучных позиций, но и более общих, философских, как взаимодействие живого и неживого. Наиболее кратко понятие биосовместимости представлено в книге Платэ, Васильевой: «Полимеры, способные к метаболизму, называются биосовместимыми». Естественно, что в случае использования биосовместимых полимеров (мономеров) для создания ПН биомедицинского назначения изучение поведения ПН в организме значительно упрощается. Именно поэтому создание таких полимеров-носителей все больше привлекает внимание исследователей. Следует отметить, что биосовместимые полимеры хоть и являются непатогенными по отношению к организму веществами, однако могут вызывать нежелательные реакции. Поэтому основным требованием, предъявляемым к биосовместимым полимерам, является выведение из организма за небольшой промежуток времени.

Биодеградируемостъ. Поскольку основным путем разложения веществ в организме является их ферментативное расщепление, то ключевой задачей становится введение в основную и/или в боковые цепи полимера-носителя группировок, напоминающих своим строением природные субстраты соответствующих ферментов. При этом реакции разрушения полимера не должны сопровождаться выделением токсичных, патогенных или антигенных продуктов или полупродуктов.