Офтальмологические системы доставки дексаметазона на основе хитозана
|
ВВЕДЕНИЕ 4
Глава 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ 10
1.1. Общая характеристика биополимеров, используемых для доставки лекарств в глаза 10
1.2. Модификации лекарственных средств хитозаном для окулярной доставки 16
1.3. DEX как фармацевтическая субстанция: химические, фармакологические и
биофармацевтические свойства 17
1.4. Методы синтеза конъюгатов DEX 21
1.4.1. Карбодиимидная реакция 22
1.4.2. Твердофазный синтез 23
1.4.3. RAFT-полимеризация 24
1.4.4. Клик-химия 25
1.4.5. Реакция Дильса-Альдера 27
1.4.6. Реакция Траута 29
1.5. Конъюгаты дексаметазона, как системы доставки с модифицированным высвобождением . 30
1.5.1. Глазные системы доставки 30
1.5.2. Конъюгаты антиген-лекарственное средство 31
1.5.3. Противоопухолевые системы доставки 32
1.5.4. Системы доставки генов 34
1.6. Выводы по обзору литературы 37
Глава 2. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ 39
2.1. Реактивы и материалы 39
2.2. Синтез сукцинил дексаметазона (SucDEX) 40
2.3. Синтез конъюгатов дексаметазон-хитозан (CS-DEX) 40
2.4. Синтез конъюгатов сукцинил хитозана-дексаметазон (SucCS-DEX) 41
2.5. Характеристика конъюгатов (SucCS-DEX) 41
2.6. Определение содержания DEXв конъюгатах SucCS-DEX 42
2.7. Высвобождение DEX in vitro из конъюгатов SucCS-DEX. 42
2.8. Противовоспалительная активность конъюгатов SucCS-DEX 43
Глава 3. РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ 45
3.1. Синтез и характеристика конъюгатов сукцинилхитозан-дексаметазон (SucCS-DEX) 45
3.2. Высвобождение DEX in vitro из конъюгатов SucCS-DEX. 50
3.3. Противовоспалительная активность конъюгатов SucCS-DEX 52
ВЫВОДЫ 56
ЗАКЛЮЧЕНИЕ 57
Публикации по материалам выпускной квалификационной работы 59
Список литературы 60
Глава 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ 10
1.1. Общая характеристика биополимеров, используемых для доставки лекарств в глаза 10
1.2. Модификации лекарственных средств хитозаном для окулярной доставки 16
1.3. DEX как фармацевтическая субстанция: химические, фармакологические и
биофармацевтические свойства 17
1.4. Методы синтеза конъюгатов DEX 21
1.4.1. Карбодиимидная реакция 22
1.4.2. Твердофазный синтез 23
1.4.3. RAFT-полимеризация 24
1.4.4. Клик-химия 25
1.4.5. Реакция Дильса-Альдера 27
1.4.6. Реакция Траута 29
1.5. Конъюгаты дексаметазона, как системы доставки с модифицированным высвобождением . 30
1.5.1. Глазные системы доставки 30
1.5.2. Конъюгаты антиген-лекарственное средство 31
1.5.3. Противоопухолевые системы доставки 32
1.5.4. Системы доставки генов 34
1.6. Выводы по обзору литературы 37
Глава 2. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ 39
2.1. Реактивы и материалы 39
2.2. Синтез сукцинил дексаметазона (SucDEX) 40
2.3. Синтез конъюгатов дексаметазон-хитозан (CS-DEX) 40
2.4. Синтез конъюгатов сукцинил хитозана-дексаметазон (SucCS-DEX) 41
2.5. Характеристика конъюгатов (SucCS-DEX) 41
2.6. Определение содержания DEXв конъюгатах SucCS-DEX 42
2.7. Высвобождение DEX in vitro из конъюгатов SucCS-DEX. 42
2.8. Противовоспалительная активность конъюгатов SucCS-DEX 43
Глава 3. РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ 45
3.1. Синтез и характеристика конъюгатов сукцинилхитозан-дексаметазон (SucCS-DEX) 45
3.2. Высвобождение DEX in vitro из конъюгатов SucCS-DEX. 50
3.3. Противовоспалительная активность конъюгатов SucCS-DEX 52
ВЫВОДЫ 56
ЗАКЛЮЧЕНИЕ 57
Публикации по материалам выпускной квалификационной работы 59
Список литературы 60
По данным Всемирной организации здравоохранения, около 300 миллионов человек во всем мире живут с серьезными нарушениями зрения. Число людей, живущих с той или иной формой нарушения зрения вдаль или вблизи, составляет около 2,2 миллиарда человек, из них 33,6 миллиона человек слепы [1]. Хотя каждое заболевание имеет уникальные причины, симптомы и методы лечения, все они при отсутствии лечения приведут к полной потере зрения.
Трудности доставки лекарств в глаза связаны со сложной анатомией глаза, его компартментализацией и отделением от остального тела. Анатомия глаза обычно подразделяется на два сегмента: передний сегмент состоит из радужной оболочки, роговицы, хрусталика и окружающей водянистой влаги; и задний сегмент, включающий стекловидное тело, сетчатку, желтое пятно и зрительный нерв [2].
Большинство пациентов с заболеваниями глаз получают медикаментозную терапию. Биодоступность офтальмологических препаратов после системного введения сильно ограничена системой гематоофтальмического барьера, образованной двумя основными барьерами: гемато-водным барьером для переднего отрезка глаза и гемато-ретинальным барьером для заднего отрезка глаза (рисунок 1). Первый состоит из плотных контактов беспигментного эпителия цилиарного тела, тканей радужки и кровеносных сосудов радужки. Этот барьер ограничивает доступ препарата к переднему сегменту глаза. Гемато-ретинальный барьер образован соединениями между капиллярными эндотелиальными клетками сетчатки и плотными соединениями между клетками пигментного эпителия сетчатки [3].
Не более 5% от общей дозировки препарата, вводимого в виде глазных капель, достигает внутренних тканей глаза [4]. Только ~30 мкл жидкой лекарственной формы можно нанести на глаз из-за ограниченной площади поверхности глаза, и большая ее часть быстро выводится с поверхности глаза из-за оборота слезы, моргания и носослезного дренажа. Сообщается, что через две минуты после закапывания выводится около 60% препарата; через 8 мин препарат разбавляется до 1/1000, а через 15-25 мин почти все активное вещество удалялось с поверхности глаза [5].
Кроме того, тканевые и жидкостные барьеры глаза ограничивают поступление активного вещества во внутренние структуры глаза. Основным путем местного введения препаратов в передний сегмент глаза является всасывание через роговицу и конъюнктиву с последующим попаданием в переднюю камеру. Слезная пленка на роговице и конъюнктиве, покрывающая остальную поверхность глаза и внутреннюю поверхность век, является первым барьером проницаемости, ограничивающим внутриглазную доставку лекарств. Слезная пленка покрывает, увлажняет и защищает поверхность глаза, обеспечивает скольжение век и может задерживать проникновение лекарств в глаз. Конъюнктивальный мешок человека может временно содержать около 30 мкл слезной жидкости, а нормальный объем слезной жидкости оценивается примерно в 7 мкл. Слезы имеют высокую скорость оборота (время восстановления 23 мин). Слезная пленка представляет собой тонкий прозрачный слой жидкости, состоящий из трех фаз, включая внешнюю липидную фазу, промежуточную водную фазу и внутренний муциновый слой (рисунок 2). Внешний липидный слой толщиной 0,1 мкм препятствует испарению слезной пленки, а также препятствует перетеканию слезы. Водный слой толщиной 7-8 мкм является основным компонентом слезной пленки. Белки и ферменты в водной фазе могут связывать и метаболизировать активное лекарственное средство, что приводит к снижению его биодоступности. Внутренний слой муцина имеет толщину 0,2 мкм. Муцины слезной пленки представляют собой сильно гликозилированные белки (гликоконъюгаты). Высокое содержание сиаловой кислоты и сульфата в большинстве муцинов обеспечивает отрицательный поверхностный заряд глаза [6]. Таким образом, муцины могут притягивать или отталкивать лекарства посредством электростатических взаимодействий в зависимости от заряда молекулы лекарства или системы-носителя [7]. Осмолярность слезной жидкости близка к осмолярности крови, однако слезы также содержат слабые буферные системы в виде карбонат-ионов и слабых органических кислот, которые могут изменять степень ионизации препарата и,
следовательно, его биодоступность [8].
Роговица является наиболее значительным механическим и химическим барьером для офтальмологических препаратов. Это оптически прозрачная бессосудистая структура толщиной 0,5-0,7 мм, состоящая из пяти слоев: эпителия, боуменовой мембраны, стромы, десцеметовой мембраны и эндотелия [9] (рисунок 2). Слоями, образующими существенные барьеры проницаемости, являются эпителий и строма. Внешний многослойный эпителий роговицы представляет собой гидрофобный слой с плотными контактами между эпителиальными клетками, который образует плотный барьер для гидрофильных препаратов [10]. Высокая липофильность эпителия обеспечивает проникновение до 90% липофильных молекул лекарств и только около 10% гидрофильных молекул. Наличие в эпителии ферментов, разлагающих лекарственные средства, представляет собой еще одну причину низкой биодоступности местных лекарственных средств [11-13]. Следующий слой, расположенный прямо под эпителием, — это мембрана Боумена — бесклеточный слой, состоящий в основном из коллагена. Средний роговичный слой представляет собой строму, составляющую около 90% общей толщины роговицы. Он состоит из коллагена, других белков, мукополисахаридов и почти на 80% состоит из воды. В отличие от эпителия, строма ограничивает проникновение гидрофобных препаратов.
Рядом со стромой находится десцеметова мембрана, поддерживающая внутренний слой роговицы, — эндотелий — единственный слой эпителиоподобных клеток, важных для регуляции гидратации стромы, но более слабый барьер для лекарств, чем внешние слои [14].
Местное введение офтальмологических препаратов представляет собой удобный и безопасный способ введения лекарственных средств. Тем не менее, биодоступность является низкой для местных препаратов (глазные капли, гели) из-за барьеров глаза (слизистой оболочки) и быстрого удаления препарата с поверхности конъюнктивы слезной жидкостью [15]. Слезная жидкость в основном выделяется конъюнктивой, которая представляет собой соединительную ткань, расположенную на передней поверхности глаза, которая служит для увлажнения и смазывания поверхности глаза, а также для удаления инородных материалов. Конъюнктива состоит из многослойного цилиндрического эпителия, который продуцирует макромолекулярные гликопротеины, содержащие кислые полисахариды (муцины). Использование полимерных носителей, которые могут «прилипать» к этим слизистым муцинам, может улучшить местную задержку лекарственного средства в глазу. Одним из перспективных материалов, которые могут взаимодействовать таким образом с муцинами, является хитозан [16]. Следовательно, время пребывания лекарственного средства в глазу может быть увеличено с использованием носителей на основе хитозана и его производных [17].
Глюкокортикоиды (ГК), в том числе дексаметазон (DEX), являются наиболее мощными доступными противовоспалительными препаратами, но они могут иметь довольно тяжелые острые и хронические системные побочные эффекты [18]. Местное введение DEX в глаза или суставы, а также ингаляционные и ирригационные аппликации могут обеспечить правильную дозу препарата непосредственно на воспаленный участок и уменьшить побочные эффекты, которые могут возникнуть при системном введении. Однако эти местные методы требуют частого применения, что создает неудобства для пациентов и может привести к несоблюдению больными протокола приема лекарственных средств. Кроме того, применение внутрисуставных и интравитреальных инъекций ограничено возможными осложнениями, которые могут включать инфекции суставов и отслойку сетчатки соответственно [18-23].
Текущие интравитреальные препараты включают имплантаты (например, одобренный FDA препарат Озурдекс [24]) и различные типы полимерных наночастиц, но многие из этих имплантатов и наночастиц состоят из недеградируемых полимеров, и это ограничивает их широкое клиническое применение для контролируемого высвобождения лекарств [25-27,34]. Использование различных наночастиц для доставки в сетчатку не обеспечивает желаемого месячного профиля высвобождения, а также может привести к повышению внутриглазного давления и ухудшению зрения [28]. Кроме того, физический размер как имплантатов, так и частиц может препятствовать целенаправленной доставке именно к клеткам сетчатки [29].
Введение лекарств с использованием систем доставки с пролонгированным высвобождением может контролировать высвобождение и увеличивать время пребывания лекарства в целевом участке, тем самым снижая частоту доз и риск побочных эффектов [30-34]. По этой причине многие исследования сосредоточены на разработке систем доставки DEX с профилем высвобождения от нескольких дней до месяцев [35]. Особый интерес представляют конъюгаты, способные обеспечивать пролонгированное высвобождение за счет гидролиза химических связей [36].
Одним из подходов к разработке оптимальных систем доставки в стекловидное тело является конъюгация низкомолекулярных активных фармацевтических субстанций с природными полимерами [37]. Скорость диффузии лекарства в стекловидном теле и его выведение из глаза зависят от размера молекулы [38]. Таким образом, фармакологические эффекты лекарств, вводимых в стекловидное тело, могут быть продлены за счёт увеличения их молекулярного размера [39], поскольку это предотвращает быстрое выведение, наблюдаемое с низкомолекулярными компонентами, а также обеспечивает целевое и контролируемое высвобождение лекарственного средства. Помимо размера, поверхностный заряд (^-потенциал) частицы является решающим фактором для успешной интравитреальной доставки [40-42].
Таким образом, целью работы является разработка системы
офтальмологической доставки дексаметазона на основе хитозана.
Для достижения поставленной цели потребовалось решение следующих задач:
1. Получение и характеризация сукцинилдексаметазона (SucDEX)
2. Разработка методики синтеза и характеризация конъюгатов SucCS-DEX.
3. Сукцинилирование SucDEX-CS для формирования отрицательно заряженного конъюгата (SucCS-DEX),
4. Изучение физико-химических характеристик конъюгатов
(гидродинамический диаметр и Z-потенциал) и кинетики высвобождения DEX.
5. Изучение противооспалительных эффектов SucDEX и SucCS-DEX в сравнении с DEX.
Трудности доставки лекарств в глаза связаны со сложной анатомией глаза, его компартментализацией и отделением от остального тела. Анатомия глаза обычно подразделяется на два сегмента: передний сегмент состоит из радужной оболочки, роговицы, хрусталика и окружающей водянистой влаги; и задний сегмент, включающий стекловидное тело, сетчатку, желтое пятно и зрительный нерв [2].
Большинство пациентов с заболеваниями глаз получают медикаментозную терапию. Биодоступность офтальмологических препаратов после системного введения сильно ограничена системой гематоофтальмического барьера, образованной двумя основными барьерами: гемато-водным барьером для переднего отрезка глаза и гемато-ретинальным барьером для заднего отрезка глаза (рисунок 1). Первый состоит из плотных контактов беспигментного эпителия цилиарного тела, тканей радужки и кровеносных сосудов радужки. Этот барьер ограничивает доступ препарата к переднему сегменту глаза. Гемато-ретинальный барьер образован соединениями между капиллярными эндотелиальными клетками сетчатки и плотными соединениями между клетками пигментного эпителия сетчатки [3].
Не более 5% от общей дозировки препарата, вводимого в виде глазных капель, достигает внутренних тканей глаза [4]. Только ~30 мкл жидкой лекарственной формы можно нанести на глаз из-за ограниченной площади поверхности глаза, и большая ее часть быстро выводится с поверхности глаза из-за оборота слезы, моргания и носослезного дренажа. Сообщается, что через две минуты после закапывания выводится около 60% препарата; через 8 мин препарат разбавляется до 1/1000, а через 15-25 мин почти все активное вещество удалялось с поверхности глаза [5].
Кроме того, тканевые и жидкостные барьеры глаза ограничивают поступление активного вещества во внутренние структуры глаза. Основным путем местного введения препаратов в передний сегмент глаза является всасывание через роговицу и конъюнктиву с последующим попаданием в переднюю камеру. Слезная пленка на роговице и конъюнктиве, покрывающая остальную поверхность глаза и внутреннюю поверхность век, является первым барьером проницаемости, ограничивающим внутриглазную доставку лекарств. Слезная пленка покрывает, увлажняет и защищает поверхность глаза, обеспечивает скольжение век и может задерживать проникновение лекарств в глаз. Конъюнктивальный мешок человека может временно содержать около 30 мкл слезной жидкости, а нормальный объем слезной жидкости оценивается примерно в 7 мкл. Слезы имеют высокую скорость оборота (время восстановления 23 мин). Слезная пленка представляет собой тонкий прозрачный слой жидкости, состоящий из трех фаз, включая внешнюю липидную фазу, промежуточную водную фазу и внутренний муциновый слой (рисунок 2). Внешний липидный слой толщиной 0,1 мкм препятствует испарению слезной пленки, а также препятствует перетеканию слезы. Водный слой толщиной 7-8 мкм является основным компонентом слезной пленки. Белки и ферменты в водной фазе могут связывать и метаболизировать активное лекарственное средство, что приводит к снижению его биодоступности. Внутренний слой муцина имеет толщину 0,2 мкм. Муцины слезной пленки представляют собой сильно гликозилированные белки (гликоконъюгаты). Высокое содержание сиаловой кислоты и сульфата в большинстве муцинов обеспечивает отрицательный поверхностный заряд глаза [6]. Таким образом, муцины могут притягивать или отталкивать лекарства посредством электростатических взаимодействий в зависимости от заряда молекулы лекарства или системы-носителя [7]. Осмолярность слезной жидкости близка к осмолярности крови, однако слезы также содержат слабые буферные системы в виде карбонат-ионов и слабых органических кислот, которые могут изменять степень ионизации препарата и,
следовательно, его биодоступность [8].
Роговица является наиболее значительным механическим и химическим барьером для офтальмологических препаратов. Это оптически прозрачная бессосудистая структура толщиной 0,5-0,7 мм, состоящая из пяти слоев: эпителия, боуменовой мембраны, стромы, десцеметовой мембраны и эндотелия [9] (рисунок 2). Слоями, образующими существенные барьеры проницаемости, являются эпителий и строма. Внешний многослойный эпителий роговицы представляет собой гидрофобный слой с плотными контактами между эпителиальными клетками, который образует плотный барьер для гидрофильных препаратов [10]. Высокая липофильность эпителия обеспечивает проникновение до 90% липофильных молекул лекарств и только около 10% гидрофильных молекул. Наличие в эпителии ферментов, разлагающих лекарственные средства, представляет собой еще одну причину низкой биодоступности местных лекарственных средств [11-13]. Следующий слой, расположенный прямо под эпителием, — это мембрана Боумена — бесклеточный слой, состоящий в основном из коллагена. Средний роговичный слой представляет собой строму, составляющую около 90% общей толщины роговицы. Он состоит из коллагена, других белков, мукополисахаридов и почти на 80% состоит из воды. В отличие от эпителия, строма ограничивает проникновение гидрофобных препаратов.
Рядом со стромой находится десцеметова мембрана, поддерживающая внутренний слой роговицы, — эндотелий — единственный слой эпителиоподобных клеток, важных для регуляции гидратации стромы, но более слабый барьер для лекарств, чем внешние слои [14].
Местное введение офтальмологических препаратов представляет собой удобный и безопасный способ введения лекарственных средств. Тем не менее, биодоступность является низкой для местных препаратов (глазные капли, гели) из-за барьеров глаза (слизистой оболочки) и быстрого удаления препарата с поверхности конъюнктивы слезной жидкостью [15]. Слезная жидкость в основном выделяется конъюнктивой, которая представляет собой соединительную ткань, расположенную на передней поверхности глаза, которая служит для увлажнения и смазывания поверхности глаза, а также для удаления инородных материалов. Конъюнктива состоит из многослойного цилиндрического эпителия, который продуцирует макромолекулярные гликопротеины, содержащие кислые полисахариды (муцины). Использование полимерных носителей, которые могут «прилипать» к этим слизистым муцинам, может улучшить местную задержку лекарственного средства в глазу. Одним из перспективных материалов, которые могут взаимодействовать таким образом с муцинами, является хитозан [16]. Следовательно, время пребывания лекарственного средства в глазу может быть увеличено с использованием носителей на основе хитозана и его производных [17].
Глюкокортикоиды (ГК), в том числе дексаметазон (DEX), являются наиболее мощными доступными противовоспалительными препаратами, но они могут иметь довольно тяжелые острые и хронические системные побочные эффекты [18]. Местное введение DEX в глаза или суставы, а также ингаляционные и ирригационные аппликации могут обеспечить правильную дозу препарата непосредственно на воспаленный участок и уменьшить побочные эффекты, которые могут возникнуть при системном введении. Однако эти местные методы требуют частого применения, что создает неудобства для пациентов и может привести к несоблюдению больными протокола приема лекарственных средств. Кроме того, применение внутрисуставных и интравитреальных инъекций ограничено возможными осложнениями, которые могут включать инфекции суставов и отслойку сетчатки соответственно [18-23].
Текущие интравитреальные препараты включают имплантаты (например, одобренный FDA препарат Озурдекс [24]) и различные типы полимерных наночастиц, но многие из этих имплантатов и наночастиц состоят из недеградируемых полимеров, и это ограничивает их широкое клиническое применение для контролируемого высвобождения лекарств [25-27,34]. Использование различных наночастиц для доставки в сетчатку не обеспечивает желаемого месячного профиля высвобождения, а также может привести к повышению внутриглазного давления и ухудшению зрения [28]. Кроме того, физический размер как имплантатов, так и частиц может препятствовать целенаправленной доставке именно к клеткам сетчатки [29].
Введение лекарств с использованием систем доставки с пролонгированным высвобождением может контролировать высвобождение и увеличивать время пребывания лекарства в целевом участке, тем самым снижая частоту доз и риск побочных эффектов [30-34]. По этой причине многие исследования сосредоточены на разработке систем доставки DEX с профилем высвобождения от нескольких дней до месяцев [35]. Особый интерес представляют конъюгаты, способные обеспечивать пролонгированное высвобождение за счет гидролиза химических связей [36].
Одним из подходов к разработке оптимальных систем доставки в стекловидное тело является конъюгация низкомолекулярных активных фармацевтических субстанций с природными полимерами [37]. Скорость диффузии лекарства в стекловидном теле и его выведение из глаза зависят от размера молекулы [38]. Таким образом, фармакологические эффекты лекарств, вводимых в стекловидное тело, могут быть продлены за счёт увеличения их молекулярного размера [39], поскольку это предотвращает быстрое выведение, наблюдаемое с низкомолекулярными компонентами, а также обеспечивает целевое и контролируемое высвобождение лекарственного средства. Помимо размера, поверхностный заряд (^-потенциал) частицы является решающим фактором для успешной интравитреальной доставки [40-42].
Таким образом, целью работы является разработка системы
офтальмологической доставки дексаметазона на основе хитозана.
Для достижения поставленной цели потребовалось решение следующих задач:
1. Получение и характеризация сукцинилдексаметазона (SucDEX)
2. Разработка методики синтеза и характеризация конъюгатов SucCS-DEX.
3. Сукцинилирование SucDEX-CS для формирования отрицательно заряженного конъюгата (SucCS-DEX),
4. Изучение физико-химических характеристик конъюгатов
(гидродинамический диаметр и Z-потенциал) и кинетики высвобождения DEX.
5. Изучение противооспалительных эффектов SucDEX и SucCS-DEX в сравнении с DEX.
В настоящей работе разработан двухэтапный синтез конъюгатов SucCS-DEX для потенциального применения в качестве интравитреальной системы доставки с пролонгированным высвобождением. Для конъюгирования CS с DEX через сукцинильный линкер использовали реакцию карбодиимидной активации с образованием гидролизуемой амидной связи. Полученные конъюгаты имели DSdex 24% (содержание DEX 50-85 мкг/мг), размер 450-1000 нм и положительный £- потенциал 14-23 мВ. Поверхность синтезированных частиц дополнительно модифицировали янтарным ангидридом для получения отрицательно заряженного конъюгата (чтобы нивелировать нежелательное электростатическое взаимодействие CS с содержимым стекловидного тела после интравитреальной инъекции). В результате были получены частицы размером 400-1100 нм с ^-потенциалом от -30 до -33 мВ и DSsuc от 64 до 68%. Содержание DEX в сукцинилированных конъюгатах не изменилось по сравнению с исходными конъюгатами, что свидетельствует об оптимальном выборе условий синтеза и удовлетворительной надежности предложенной процедуры.
Тесты in vitro показали, что разработанные конъюгаты поддерживали высвобождение активного фармацевтического вещества как в форме DEX, так и в форме SucDEX (всего 8-10% в течение 1 месяца). Очевидно, что среда стекловидного тела имеет определенные условия (например, высокая вязкость и присутствие ферментов), которые будут влиять на гидролиз и высвобождение лекарства из этого типа конъюгата. Тем не менее, мы ожидаем, что достигнутый профиль высвобождения будет поддерживать терапевтические концентрации DEX в стекловидном теле в течение нескольких месяцев из-за низкого уровня биоразложения сукцинилированного CS и достаточно большого размера частиц, тем самым уменьшая побочные эффекты и необходимость частых инъекций. Кроме того, разработанные конъюгаты продемонстрировали значительные противовоспалительные эффекты как на стерильных (TNFa-индуцированных), так и на инфекционных (LPS-индуцированных) моделях воспаления, что подтверждено 2- и 4-кратным подавлением экспрессии CD54 в THP-1 клетках соответственно.
Основываясь на текущих результатах, показывающих улучшенный профиль высвобождения и противовоспалительный потенциал разработанных полимерных систем, мы намерены расширить это исследование до экспериментов in vivo, направленных на создание интравитреальной системы доставки DEX с улучшенными фармакологическими характеристиками.
Тесты in vitro показали, что разработанные конъюгаты поддерживали высвобождение активного фармацевтического вещества как в форме DEX, так и в форме SucDEX (всего 8-10% в течение 1 месяца). Очевидно, что среда стекловидного тела имеет определенные условия (например, высокая вязкость и присутствие ферментов), которые будут влиять на гидролиз и высвобождение лекарства из этого типа конъюгата. Тем не менее, мы ожидаем, что достигнутый профиль высвобождения будет поддерживать терапевтические концентрации DEX в стекловидном теле в течение нескольких месяцев из-за низкого уровня биоразложения сукцинилированного CS и достаточно большого размера частиц, тем самым уменьшая побочные эффекты и необходимость частых инъекций. Кроме того, разработанные конъюгаты продемонстрировали значительные противовоспалительные эффекты как на стерильных (TNFa-индуцированных), так и на инфекционных (LPS-индуцированных) моделях воспаления, что подтверждено 2- и 4-кратным подавлением экспрессии CD54 в THP-1 клетках соответственно.
Основываясь на текущих результатах, показывающих улучшенный профиль высвобождения и противовоспалительный потенциал разработанных полимерных систем, мы намерены расширить это исследование до экспериментов in vivo, направленных на создание интравитреальной системы доставки DEX с улучшенными фармакологическими характеристиками.
Содержание магистерской диссертации – Офтальмологические системы доставки дексаметазона на основе хитозана
Выдержки из магистерской диссертации – Офтальмологические системы доставки дексаметазона на основе хитозана
Подобные работы
- Офтальмологические системы доставки дексаметазона на основе хитозана
Магистерская диссертация, химия. Язык работы: Русский. Цена: 4600 р. Год сдачи: 2022