Dubbelresponsivt (pH/temperatur) Pluronic F-127 hydrogel system för läkemedelstillförsel för textilbaserad transdermal terapi

Karaktärisering av kemiskt syntetiserad TMC och PEG-HA

1H-NMR-spektra av TMC och chitosan visas i Fig. 2A, där kitosan visade toppar vid 2,68 ppm för H-2 och flera toppar i intervallet 3,85-3,55 ppm för H-3 till H-6. Toppen för N-trimetylgruppen (-NMe3) i TMC upptäcktes vid 3,36 ppm, vilket bekräftar förekomsten av N-metylering och hänvisar till kvaterniserade platser. Vid sidan av framställningen av TMC genom N-metylering i ett steg syntetiserades ett modifierat kitosanderivat med NMe2 (2,28 ppm) som en sidoprodukt.

1H NMR-spektra av chitosan och TMC (A); HA och PEG-HA (B).

Som framgår av figur 2B visade HA en topp vid 3,21 ppm för glukosidiskt H och en aeetyl H-topp vid 1,89 ppm. HA efter reaktion med OMe-PEG2000-NH2 visade en etylen H-topp (3,60 ppm) och (-NH-CH2-CH2-CH2-O-) H-toppen (2,76 ppm) för OMe-PEG2000-NH2, vilket tyder på att PEG-HA framgångsrikt bildades genom en amidkopplingsreaktion (fig. 2B). Andra toppar hos PEG-HA är mycket lika dem hos HA.

FT-IR-spektra för kitosan och TMC visas i figur 3A. TMC visade karakteristiska toppar: O-H/N-H-sträckning (3431 cm-1), C-H-sträckning, pyranosring (2919 cm-1), C=O-sträckning, amid av NH-Ac (1654 cm-1), C-H-sträckning, metyl av TMC (1503 cm-1), C-H-böjning, CH3CO (1390 cm-1) och C-O-C-sträckning (1158, 1066 cm-1). Figur 3A visar att spektraltopparna för kitosan liknar TMC:s spektraltoppar. Chitosan uppvisar O-H/N-H-sträckning vid 3421 cm-1, C-H-sträckning av pyranosringen vid 2880 cm-1, C=O-sträckning av amiden av NH-Ac vid 1654 cm-1, C-H-böjning av CH3CO vid 1390 cm-1 och C-O-C-sträckning vid 1155 och 1078 cm-1. Toppen vid 1503 cm-1 för metylgruppernas C-H-bindningar i TMC motsvarar tillägget av trimetylgrupper till amingrupperna i kitosan.

FTIR-spektrum för kitosan och TMC (A); HA och PEG-HA (B).

De karakteristiska FTIR-topparna för PEG-HA som visas i figur 3B är O-H-sträckning (3428 cm-1), C-H-sträckning, pyranosring (2892 cm-1), C=O-sträckning, NH-Ac (1644 cm-1) och C-N-sträckning (1473 cm-1). HA visade liknande karakteristiska toppar som PEG-HA och spektraltopparna för HA är O-H-sträckning (3438 cm-1), C-H-sträckning, pyranosring (2899 cm-1) och C=O-sträckning, NH-Ac (1615 cm-1). Toppen som hittades vid 1473 cm-1 för PEG-HA indikerar amidkoppling av HA med OMe-PEG2000-NH2.

Dynamisk viskositetsanalys och resultat av tubinversion (hydrogelformuleringarnas termiska känslighet)

I den här studien mättes formuleringarnas dynamiska viskositetsvärden som en funktion av temperaturen med en fast skjuvningshastighet på 85 s-1, och omvandlingen av solfasen till gelfasen med temperaturen avbildas i fig. 4I. De dynamiska viskositetsvärdena (Pa.s) för de gallussyrafyllda hydrogelformuleringarna PF127/TMC/PEG-HA och PF127 förändrades gradvis med stigande temperatur i intervallet 5-50 °C, och från böjningspunkten uppvisade båda formuleringarna tydligt en övergång från sol- till gelform vid 37 °C. Dessutom var PF127-innehållet i båda formuleringarna 13,5 viktprocent av den totala vikten av hydrogelformuleringarna, och båda proverna visade en geleringstemperatur på 37 °C. De dynamiska viskositetsvärdena för PF127/TMC/PEG-HA- och PF127-hydrogelerna vid 37 °C var 7,02 Pa.s respektive 5,6 Pa.s. Det högre dynamiska viskositetsvärdet för PF127/TMC/PEG-HA än PF127 vid 37 °C berodde på tillsatsen av TMC och PEG-HA i det PF127-baserade hydrogelsystemet, vilket skapade förbättrade intermikellära interaktioner genom att öka hela systemets hydrofobicitet1. Dessutom tyder det högre dynamiska viskositetsvärdet för PF127/TMC/PEG-HA-hydrogelen vid geleringspunkten på bättre motståndskraft mot deformation under påfrestningar. I litteraturen rapporteras PF127 fungera som en icke newtonsk vätska i gelfasen (37 °C) och de dynamiska viskositetsvärdena varierade som en funktion av skjuvningshastigheten52. PF127 i sol-fasen fungerade som en Newtonsk vätska52. I denna studie var de dynamiska viskositetsvärdena för formuleringarna i solfasen vid 5 °C 0,40 Pa.s och 0,32 Pa.s för PF127/TMC/PEG-HA respektive PF127, vilket stämmer väl överens med tidigare rapporterade värden i litteraturen52.

Rörinverteringsmetoden tillämpades för att visualisera gelering med temperaturförändring genom att mäta flödesförmågan hos PF127/TMC/PEG-HA och systemet uppvisade en reversibel gelering med en övergång från sol till gel vid 37 °C. PF127-kedjor tillsammans med två andra föreningar (TMC och PEG-HA) använder temperaturen som utlösare och bildar hydrogeler genom reversibel fysisk koppling av polymerkedjorna53. Hydrogellerna återgår till lösningstillstånd när den termiska stimulansen avlägsnas. Den intermikellära aggregeringen av värmekänsliga polymerer nära geleringstemperaturen visar en positiv entropiförändring (ΔS) och en negativ förändring av den fria energin (ΔG) vid aggregering54. Vatten-vatten-associationerna orsakar en ökning av entropin känd som den hydrofoba effekten, vilket är den styrande kraften för gelbildning vid LCST54.

Rheologistudie

De reologiska parametrarna för formuleringarna, nämligen komplex viskositet (fig. 5I), lagringsmodul (fig. 5II) och förlustmodul (fig. 5III), har illustrerats som funktion av temperaturen. Som framgår av figur 5 är alla reologiska parametrar starkt temperaturberoende, och sol-gel-omvandlingen av båda formuleringarna har visat sig starta nära 30 °C, vilket framgår av grafernas böjningspunkt. Efter gelbildningen visar sig alla reologiska parametrar för båda formuleringarna vara mycket högre än deras solfas. Värdena för PF127/TMC/PEG-HA:s komplexa viskositet (I), lagringsmodul (II) och förlustmodul (III) är betydligt högre än PF127:s värden i geltillstånd, vilket tyder på att den modifierade PF127-hydrogelen med TMC och PEG-HA är mekaniskt starkare än PF127-hydrogeler. De förbättrade reologiska parametrarna för PF127/TMC/PEG-HA-hydrogel kan uppstå på grund av starka intermikellära interaktioner och TMC och PEG-HA skulle möjligen öka stabiliteten hos de miceller som bildas av PF127 i hydrogelen.

Svällningsstudie (hydrogelformuleringarnas pH-responsivitet)

Svällningen av frystorkade hydrogelpartiklar vid surt pH (pH 5,4) med hjälp av 0,1 M acetatbuffert mot tiden (fig. 6) vid 30 °C visade att de gelpartiklar som bildades av PF127/TMC/PEG-HA i svällt tillstånd motstod fullständig upplösning fram till 30 minuter och började sedan lösas upp i mediet för att brytas ned helt och hållet strax efter 2 timmar. PF127 i svällt tillstånd motstod däremot nedbrytning fram till 15 minuter och bröts ned helt och hållet efter 1 timme. PF127:s hydrofilitet ökades under sura förhållanden på grund av interaktionen mellan polymer och vatten, vilket resulterade i att gelstrukturen snabbt löstes upp21. De frystorkade hydrogelpartiklarnas pH-responsivitet modifierades efter tillsats av TMC och PEG-HA i systemet, och den förbättrade intermikellära interaktionen i det modifierade hydrogelsystemet gjorde gelpartiklarna motståndskraftiga mot den syramedierade nedbrytningen/upplösningen av gelpartiklarna under längre tid.

Svällningen av gelpartiklarna vid neutralt pH (7,4) med hjälp av 0,1 M PBS vid 30 °C visade att hydrogelpartiklarna förblev svällda i 4 timmar utan några tecken på upplösning. Svällningskvoten för PF127/TMC/PEG-HA (5,01) vid pH 7,4 efter 4 timmar var högre än för PF127 (4,23), vilket tyder på att det sammankopplade porösa nätverket av PF127/TMC/PEG-HA ackumulerade fler vattenmolekyler i sin struktur i svällt tillstånd (fig. 6).

Studie av hydrogelnedbrytning under mekanisk omrörning (mekaniskt stabilitetstest)

Studien av hydrogelnedbrytning av PF127/TMC/PEG-HA och PF127 under mekanisk omrörning (70 varv per minut) i 14 dagar i neurala pH-förhållanden indikerade att PF127/TMC/PEG-HA motstod gelnedbrytning i högre grad än vad PF127-hydrogelen gjorde (fig. 7). Hydrogelen av PF127/TMC/PEG-HA uppvisade en återstående massa på 45,4 % efter mekanisk omrörning i 14 dagar, medan PF127-systemet uppvisade högre massaförlust efter 14 dagar (återstående massa på 39,2 %). Därför ökade hydrogelens mekaniska stabilitet efter tillsats av TMC och PEG-HA till PF127-polymerkedjor i formuleringen eftersom en mer sammankopplad hydrogelstruktur bildades genom denna modifiering.

SEM- och TEM-studie av hydrogelformuleringar

SEM-bilderna av gallicsyraladdat PF127 (Fig. 8A,B) och PF127/TMC/PEG-HA (Fig. 8C,D) hydrogeler i frystorkat tillstånd visar agglomererade porösa strukturer med oregelbundna porstorlekar efter frystorkning, eftersom avlägsnandet av vatten ledde till att alla sammankopplade nätverk i hydrogelen staplades. Bilden av PF127/TMC/PEG-HA (förstorad blå ruta i fig. 8C) i fig. 8D visar dock ett bättre sammankopplat nätverk med mer distinkta porer än PF127 ensam (förstorad röd ruta i fig. 8A), eftersom intermikellära interaktioner mellan PF127-kedjorna förstärktes efter modifiering med TMC och PEG-HA55. Det laddade läkemedlet i hydrogelen fördelades relativt sett mer gynnsamt i gelstrukturen av PF127/TMC/PEG-HA och den långvariga och kontrollerade läkemedelsfrisättningen var bättre i det modifierade PF127-systemet på grund av den mer sammankopplade porösa strukturen i den ursprungliga formuleringen.

TEM-bilderna av PF127 (Fig. 8E) och PF127/TMC/PEG-HA (fig. 8F) i soltillstånd visar micellära aggregat/förbundna miceller som varierar från 100 till 1 000 nm i storlek och som på bilderna visas som granuler av varierande form, vilket indikeras av de röda streckade cirklarna i fig. 8E och de blå streckade cirklarna i fig. 8F. Som framgår av fig. 8 var de miceller som bildades i PF127/TMC/PEG-HA (F) mer kompakta och stabila än de som bildades av enbart PF127 (E). Micellerna bildades huvudsakligen av PF127-polymerkedjor, och TMC och PEG-HA i PF127/TMC/PEG-HA-formuleringen påverkade bildandet av stabila och kompakta intermikellära strukturer eller mikellära aggregat av PF127 genom den hydrofoba interaktionen. Därför kan leveranssystemet av PF127/TMC/PEG-HA-hydrogel visa god läkemedelsfrisättning på grund av deras stabila intermikellära strukturer.

SAXS-studie av hydrogeler

Den frystorkade formen av hydrogelerna som belagts på glasplattan placerades parallellt med provhållaren på instrumentet för SAXS-reflektion. Som visas i figur 9 plottades värdena för I (a. u.) för hydrogelproverna mot q (Å-1). SAXS i reflektionsläge görs när röntgenstrålen träffar ett platt prov nästan parallellt med ytan och ger en uppfattning om hydrogelnätverkets inhomogenitet56. Plotten av I (a. u.) mot q (Å-1) i fig. 9 visar en topp vid q = 0,02 Å-1 som observeras i hydrogeler, vilket indikerar förekomsten av frusen inhomogenitet, vilket beror på förekomsten av en kristalliserad region med hög elektrontäthet som härstammar från de inneboende nätverksdefekter som finns i hydrogeler57.

Reflexions-SAXS genom mätning av I (a. u.) vs q (Å-1) av läkemedelsinnehållande (A) PF127 och (B) PF127/TMC/PEG-HA-hydrogeler.

Zetapotential för hydrogelformuleringar

Zetapotentialen för formuleringarna i solfasen mättes under 14 dagar för att övervaka stabiliteten hos komponenterna i systemet under lagring. Ytladdningen av komponenterna i formuleringen bestämmer deras stabilitet, löslighet och clearance58, och ytladdningen av en komponent mäts genom zetapotentialen. Både PF127- och PF127/TMC/PEG-HA-formuleringar med läkemedel (gallussyra) i solfasen uppvisade negativa zeta-potentialvärden (tabell 1). PF127 i solfasen med laddad gallussyra uppvisade en negativ zeta-potential på -18,7 mV ± 6,1 vid 30 °C och PF127/TMC/PEG-HA med läkemedel (gallussyra) i solfasen uppvisade ett negativt zeta-potentialvärde på -16,3 mV ± 5,9. Som framgår av tabell 1 var zeta-potentialvärdena för PF127 och PF127/TMC/PEG-HA -18,7 mV ± 6,5 respektive -14,6 mV ± 7,7 efter 14 dagars lagring vid 30 °C. Därför var alla komponenter i formuleringarna jämnt fördelade i systemet utan utfällning eftersom ingen signifikant förändring i zeta-potentialvärdena hittades för båda formuleringarna under lagringsperioden. Dessutom förändras inte micellernas ytladdningar nämnvärt i PF127/TMC/PEG-HA-formuleringen eftersom TMC och PEG-HA är motsatt laddade och därför är den resulterande zeta-potentialen för PF127/TMC/PEG-HA likadan som zeta-potentialen för formuleringen med endast PF127.

FTIR-studie av läkemedelsladdade hydrogeler

Figur 10 visar de karakteristiska FTIR-topparna för PF127/TMC/PEG-HA-hydrogelen laddad med gallussyra i frystorkad form (cm-1), och dessa toppar är 3445 (O-H-sträckning), PF127, TMC, PEG-HA och gallussyra); 2891 (C-H-sträckning), PF127, TMC, PEG-HA och gallussyra, 1644 (C=O-sträckning), TMC och PEG-HA, 1282 (C-O-C-sträckning), PF127, TMC och PEG-HA, 1110 (C-C-O-symmetrisk sträckning), PF127, 964 (C-C-O-assymmetrisk sträckning), PF127. Liknande karakteristiska toppar observerades i FTIR-analysen av PF127-hydrogel laddad med gallussyra. FTIR-topparna för PF127-hydrogelen laddad med gallussyra i frystorkad form är 3445 cm-1 (O-H-sträckning), PF127 och gallussyra, 2891 cm-1 (C-H-sträckning), PF127 och gallussyra, 1282 cm-1 (C-O-C-sträckning), PF127, 1110 (C-C-O symmetrisk sträckning), PF127, och 964 (C-C-O asymmetrisk sträckning), PF127. Den breda topp som hittades vid 3445 cm-1 i båda hydrogelformuleringarna tyder på att gallussyra laddades effektivt i hydrogelerna.

FTIR-spektra av läkemedelsladdade dubbelresponsiva (pH/temperatur) PF127- och PF127/TMC/PEG-HA-hydrogeler.

Studie av kumulativ frisättning

Framställningsstudien utfördes för att undersöka frisättningen av gallussyra från PF127/TMC/PEG-HA och PF127-hydrogeler i 0,1 M PBS (pH 7,4) och vid 37 °C (fig. 11). Båda formuleringarna visade en snabb frisättning av läkemedlet (gallussyra) i ett inledande skede (inom 5 timmar) med 64,60 % ± 1,112 och 50,31 % ± 0,411 läkemedelsfrisättning för PF127/TMC/PEG-HA respektive PF127-hydrogeler. Efter 5 dagar var den kumulativa läkemedelsfrisättningen 87,61 % ± 1,112 och 75,20 % ± 0,411 %.850 registrerades för PF127/TMC/PEG-HA-hydrogeler respektive PF127-hydrogeler, vilket tyder på att det modifierade hydrogelsystemet av PF127 med TMC och PEG-HA fungerade bättre som ett system för läkemedelstillförsel. De morfologiska förändringarna av PF127/TMC/PEG-HA, såsom förbättrade intermikellära interaktioner och en välformad porös nätverksstruktur, förbättrade läkemedelsfrisättningen under neutrala pH-förhållanden.

Kumulativ frisättning (%) av läkemedel (gallussyra) från (A) PF127 och (B) PF127/TMC/PEG-HA-hydrogeler vid pH 7,4 och 37 °C i 5 dagar i 0,1 (M) PBS-buffer. Data representerar genomsnittet av tre exemplar av frisättningsexperiment ± SD och anpassning av data för läkemedelsfrisättning till tre olika hastighetsmodeller nollordning, första ordningen och Higuchi.

Figur 11 De kumulativa frisättningsvärdena för läkemedlet (gallussyra) från hydrogelerna anpassas till olika kinetiska hastighetsmodeller (figur 11), och hastighetskonstanterna för de olika hastighetsmodellerna för alla hydrogelvarianter finns i tabell 2. Anpassningen av frisättningsdata till olika hastighetsmodeller uttrycks i R2-värden (fig. 11).

Nollorderhastighetsmodellen ges av ekvationen:

där Qt är den kumulativa mängden läkemedel som släpps ut från hydrogelen vid tiden t (h), Qo är den initiala mängden läkemedel som laddats in i hydrogelen och k0 är nollordenshastighetskonstanten (sek-1). Hastigheten för frisättning av läkemedel med hjälp av nollordningsekvationen är oberoende av den ursprungliga läkemedelsmängden i hydrogelen.

Den första ordningens hastighetsmodell ges av följande icke-linjära form:

där Qt är den kumulativa mängden läkemedel som släpps ut från hydrogelen vid tiden t (h), Qo är den initiala mängden läkemedel som laddats in i hydrogelen, och k1 är hastighets-konstanten för första ordningen (sek-1). Läkemedelsfrisättningshastigheten genom första ordningens hastighetsekvation är beroende av dess koncentration (den initiala läkemedelsmängden som laddats in i hydrogelen).

Higuchi hastighetsekvation föreslår frisättning av läkemedel från hydrogeler genom diffusionsmetoden och den icke-linjära formen av Higuchi hastighetsekvationen är:

där Qt är den kumulativa mängden läkemedel som frigörs från hydrogelen vid tiden t (h), och kH är Higuchi-konstanten (sek-0.5).

Inpassningen av frisättningsdata till de olika hastighetsmodellerna (Fig. 11) visar att hydrogelformuleringarnas frisättningshastighet för läkemedel nära följer första ordningens hastighetsekvation eftersom både PF127 och PF127/TMC/PEG-HA-hydrogeler laddade med gallussyra uppvisar R2-värden på 0,990, vilket är högre än de värden som erhållits från andra hastighetsmodeller som använts i denna studie. Därför är hastigheten för frisättning av läkemedel från hydrogelerna beroende av den initiala koncentrationen av läkemedel som laddats i hydrogelerna. Som framgår av tabell 2 är k1 (sek-1) lägre än andra hastighetskonstanter för båda sorterna av hydrogeler, vilket innebär att den långvariga frisättningen av läkemedel från hydrogelen i högre grad följer första ordningens hastighetsmodell än någon annan hastighetsmodell som använts här.