Системы контролируемого высвобождения биологически активных соединений на основе поли(3-гидроксибутирата)

Лившиц, Владимир Александрович

Бесплатный автореферат и диссертация по биологии на тему
Системы контролируемого высвобождения биологически активных соединений на основе поли(3-гидроксибутирата)
ВАК РФ 03.00.04, Биохимия

Автореферат диссертации по теме "Системы контролируемого высвобождения биологически активных соединений на основе поли(3-гидроксибутирата)"

На правах рукописи

ии34В2372

Лившиц Владимир Александрович

СИСТЕМЫ КОНТРОЛИРУЕМОГО ВЫСВОБОЖДЕНИЯ БИОЛОГИЧЕСКИ АКТИВНЫХ СОЕДИНЕНИЙ НА ОСНОВЕ ПОЛЩЗ-ГИДРОКСИБУТИРАТА)

03.00.04 - биохимия

5 коя

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата биологических наук

Москва 2009

003482372

Работа выполнена в лаборатории биохимии азотфиксации и метаболизма азота Института биохимии им. А.Н. Баха РАН

Научный руководитель:

кандидат биологических наук Г.А. Бонарцева

Официальные оппоненты:

доктор биологических наук, профессор A.C. Капрельянц доктор химических наук, профессор Г.Е. Замков

Ведущая организация:

Биологический факультет Московского государственного университета им. М.В. Ломоносова

Защита диссертации состоится

вЖ часов на заседании диссертационного совета Д 002.247.01 при Институте биохимии им. А.Н. Баха РАН по адресу: 119 071, Москва, Ленинский проспект, 33, корп.2.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке биологической литературы РАН по адресу: 119 071, Москва, Ленинский проспект, 33, корп.1.

Ученый секретарь диссертационного совета кандидат биологических наук

А.Ф. Орловский

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы. В последние десятилетия проводятся интенсивные разработки и исследования полимерных систем для контролируемого высвобождения (ПСКВ) биологически активных соединений (БАС). Пролонгированная доставка БАС в организм в требуемых дозах позволяет устранить многие недостатки перорального, инъекционного, ингаляционного и других способов их введения при использовании традиционных лекарственных форм. Такими недостатками, чаще всего, являются повышенная токсичность и нестабильность БАС, неравномерная скорость их подачи, неэффективный расход действующего начала и др. Использование ПСКВ дает возможность планомерно и целенаправленно вводить в организм требуемую дозу препарата, что особенно важно при терапии хронических заболеваний. Более того, используя полимерную форму лекарственного препарата, можно варьировать время высвобождения от нескольких часов (наночастицы) до нескольких месяцев (матрицы и резервуары).

В настоящее время поли(З-гидроксибутират) (ПГБ) и его сополимеры, полученные биотехнологическим способом, привлекают большое внимание как биодеградируемые и биосовместимые полимеры для применения в различных областях и, в частности, в медицине. Являясь продуктом современной биотехнологии, ПГБ обладает широким спектром полезных эксплуатационных характеристик, среди которых, прежде всего, следует отметить биосовместимость и способность к биодеградации в организме с образованием нетоксичных конечных продуктов. В Институте биохимии им. А.Н. Баха РАН разработана микробиологическая технология получения ПГБ разной молекулярной массы, в связи с этим в качестве полимерного носителя для исследования и разработки новых лекарственных форм был использован данный материал.

Цель и задачи работы. Целью работы явилось создание пленочных систем и микросфер на основе ПГБ для контролируемого высвобождения различных лекарственных веществ (JIB), а также изучение высвобождения инкапсулированных веществ из полученных систем. В соответствии с этой целью были поставлены следующие задачи:

1. получить полимерные пленочные системы и микросферы на основе ПГБ для инкапсулирования в них JIB;

2. усовершенствовать методы введения различных JIB в полимерную матрицу ПГБ

применительно к разрабатываемым ПСКВ;

3. с целью разработки научных принципов создания нового поколения лекарственных форм пролонгированного действия изучить кинетику высвобождения ЛВ различной химической природы из полимерных пленочных систем и микросфер из ПГБ in vitro;

4. выяснить влияние таких определяющих характеристик системы, как ММ ПГБ, массовая доля ЛВ, размер и форма ПСКВ, на кинетику высвобождения ЛВ из полимерных систем на основе ПГБ in vitro;

5. провести комбинированные исследования как in vitro, так и in vivo высвобождения ЛВ из ПСКВ на основе ПГБ для оценки возможности их применения в качестве пролонгированной лекарственной формы.

Научная новизна. Впервые проведено моделирование системы высвобождения различных БАС из ПСКВ на основе ПГБ, представлены уравнения для описания этой системы. Впервые показано, что механизм этого процесса является двухстадийным -первый этап связан с преобладанием диффузионных процессов, когда скорость выхода БАС нелинейная и весьма высокая; второй этап - с доминированием деструкции полимерной матрицы, что соответствует кинетике высвобождения нулевого порядка. Впервые проведены комплексные исследования влияния ряда значимых параметров на кинетику высвобождения БАС: молекулярной массы ПГБ, размера и формы ПСКВ, массовой доли БАС, а также химического строения инкапсулированного БАС.

Показана возможность использования ПГБ различной молекулярной массы для создания ПСКВ лекарственных препаратов широкого спектра действия. Усовершенствованы способы введения различных ЛВ в полимерную матрицу ПГБ.

Разработан оптимальный способ получения микросфер заданного диаметра из ПГБ различной молекулярной массы с инкапсулированными лекарственными препаратами разного фармакологического действия.

Практическая ценность работы. Работы по созданию лекарственных форм на основе биоразлагаемых микросфер в России находятся на начальном этапе, и все имеющиеся на фармацевтическом рынке страны пролонгированные формы ЛВ экспортируют из других высокоразвитых стран. Полученные результаты могут быть использованы для создания новых отечественных лекарственных форм пролонгированного действия для лечения широкого спектра заболеваний.

Большинство работ в мире по созданию ПСКВ ведутся с использованием

синтетических биоразлагаемых полимеров, в основном, таких как полилактиды, полигликолиды и их сополимеры, имеющих ряд недостатков. Полученные в настоящей работе пленочные системы и микросферы из биосовместимого и биоразлагаемого бактериального ПГБ позволят разработать новые лекарственные формы, использование которых поможет избежать осложнений, связанных с воспалительной тканевой реакцией при применении ПСКВ на основе синтетических полимеров.

Структура н объем диссертации. Диссертационная работа состоит из введения, обзора литературы, описания материалов и методов исследования, изложения результатов и их обсуждения, заключения, выводов и списка цитируемой литературы источников). Работа изложена на № страницах машинописного текста, содержит 61 рисунок и 9 таблиц.

Апробация работы. Материалы диссертации представлены на XIV Международной конференции студентов, аспирантов и молодых ученых «Ломоносов» (Москва, 2007), третьей Санкт-Петербургской конференции «Современные проблемы науки о полимерах» (Санкт-Петербург, 2007), 17-ом Европейском съезде по гипертонии (Милан, Италия, 2007), XII Всероссийской научно-практической конференции «Молодые ученые в медицине» (Казань, 2007), Международной научной конференции молодых ученых и студентов «Современные проблемы микробиологии и биотехнологии» (Одесса, Украина, 2007), финале конкурса молодых ученых на 23-ей ежегодной научной конференции Американского Общества Гипертензии (Новый Орлеан, США, 2008), VI открытой украинской конференции молодых ученых по высокомолекулярным соединениям ВМС-2008 (Киев, Украина, 2008).

Публикации. По материалам диссертации опубликовано 13 печатных работ (4 статей, 9 тезисов).

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ Получение микробиологического ПГБ. В работе исследовали системы на основе поли(З-гидроксибутирата) в качестве матрицы-носителя лекарственных веществ разной фармакологии. В качестве продуцента ПГБ был использован штамм Azotobacter chroococcum 7Б. Клетки продуцента поли(З-гидроксибугирата) Azotobacter chroococcum 7Б выращивали при 28 "С в течение 48 часов на агаризованной среде Эшби. Затем для получения биомассы с высоким содержанием ПГБ штамм-продуцент Azotobacter chroococcum 7Б пересевали и выращивали на жидкой среде Берка. Культивирование осуществляли в колбах на качалке (180 об/мин) при температуре

30 °С, рН 7.2 в течение 48 часов.

Выделение и очистка ПГБ из биомассы. Выделение из биомассы и очистка полимера включали следующие стадии: получение очищенной сухой биомассы (центрифугирование, промывка биомассы изопропанолом, сушка при 60 °С), получение раствора ПГБ (экстракция полимера из сухой биомассы хлороформом при умеренном нагревании (35-40 °С), фильтрация, упаривание раствора), получение очищенного ПГБ (осаждение ПГБ из раствора изопропанолом, фильтрация и промывка полученного геля изопропанолом, сушка при температуре 60 °С).

Определение молекулярной массы ПГБ. Молекулярную массу полимера определяли методом вискозиметрии. Измерения вязкости раствора ПГБ в хлороформе проводили при 30 °С. Молекулярную массу вычисляли по уравнению Марка -Хаувинка - Куна, используя следующие коэффициенты [т)] = 7,7-10'5-М0,82, где Г| -вязкость, М - молекулярная масса ПГБ (Akita et al., 1975).

Лекарственные вещества, инкапсулируемые в полимерную матрицу ПГБ. Использованные в работе химически чистые JIB фирмы "Aldrich-Sigma" (США) принадлежат трем фармакологическим группам: антибактериальные препараты -рифампицин, левофлоксацин и мегронидазол, противовоспалительные препараты -индометацин и флурбипрофен, а также противоспаечный/ противотромботический препарат - дипиридамол.

Получение пленочных систем из ПГБ с инкапсулированными J1B.

В экспериментах по исследованию кинетических характеристик высвобождения ЛВ из матрицы ПГБ пленочных систем использовали 4 партии ПГБ с различной молекулярной массой (ММ): 320 кДа, 450 кДа, 1010 кДа, 1540 кДа. Использовали пленочные матрицы ПГБ толщиной 11, 22 и 39 мкм, которые содержали различные количества ЛВ (3.3, 10 и 30% мае.). Пленочные системы с заданным содержанием ЛВ получали путем растворения ПГБ и ЛВ в хлороформе с последующим испарением растворителя на стеклянной подложке при комнатной температуре.

Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из пленочных систем in vitro. Исследование зависимости кинетических характеристик высвобождения ЛВ от молекулярной массы ПГБ полимерных пленочных систем проводили на пленках с дипиридамолом, от толщины полимерной матрицы - на пленках с дипиридамолом и индометацином. Исследование зависимости кинетических характеристик высвобождения ЛВ от природы самого ЛВ проводили на пленках толщиной 40 мкм,

содержащих 10% мае. JIB. Скорость высвобождения лекарственных веществ регистрировали методом спектрофотометрии в области максимального поглощения водных растворов J1B. Высвобождение JIB проводили в 0.025М калий-фосфатном буферном растворе (pH = 7.4) при 37 СС в течение всего времени эксперимента (до 40 суток). Каждые сутки инкубационную среду заменяли на новую. Суммарное высвобождение J1B из пленок ПГБ контролировали по разнице в концентрации ЛВ в пленках ПГБ до эксперимента и в конце его.

Исследование деградации пленочных систем щ ПГБ in vitro. Степень потери массы пленочных систем в результате деструкции определяли гравиметрически после выдерживания пленок ПГБ толщиной 40 мкм с различной массовой долей дипиридамола (ДП) (1, 3.3, 10 и 30 % мае.) в калий-фосфатном буферном растворе (pH = 7.4) при 37 °С в течение 1, 3, 7, 15, 29 суг. с периодической сменой инкубационной среды. Одновременно регистрировали количество высвобождающегося ЛВ методом спектрофотометрии.

Получение микросфер из ПГБ с инкапсулнрованнымн ЛВ. Микросферы и наносферы с ЛВ получали с использованием метода одноэтапного эмульгирования. Раствор ЛВ и ПГБ (ММ = 485 кДа) растворяли в хлороформе и постепенно добавляли к водному раствору поливинилового спирта (ПВС) различной концентрации (0.4-1.2 % мае.) при перемешивании с помощью механической верхнеприводной мешалки RZR 2021 (Heidolph, Германия) при 600-2000 об/мин или гомогенизатора SilentCruisber М (Heidolph, Германия) при 20 000 об/мин. После полного испарения органического растворителя однородные по размеру фракции микросфер получали фильтрованием через стеклянные фильтры с различным диаметром пор (16 и 40 мкм). Разделенные таким образом микросферы отделяли центрифугированием (6 мин при 4400 об/мин) с использованием центрифуги 5702 R (Eppendorf, Германия), а затем 3 раза промывали дистиллированной водой для полного удаления эмульгатора и ЛВ на поверхности сфер. Затем микросферы сушили в термостате при 60 °С. Процент включения ЛВ в микросферах определяли спектрофотометрически (по максимумам поглощения при 293 и 415 нм) при сравнении с контрольным раствором ПГБ и ЛВ в хлороформе. Средний диаметр и стандартное отклонение у полученных партий микросфер определяли по микрофотографиям.

Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из полимерных микросфер in vitro. Контролируемое выделение ЛВ из микросфер проводили при 37°С

в 0.025М калий-фосфатном буфере (рН = 7.4) с небольшим добавлением эмульгатора (0.05% Triton Х-10 по объему): 4 партии по 5 мг микросфер в 4 мл буфера перемешивали в бюксах при 50 об/мин на магнитной мешалке MS-01 (Elmi, Латвия). При исследовании кинетики выделения JIB через заданные интервалы времени (1, 2, 3, 4, 5, 6, 9, 12, 18 часов, 1, 2, 3, 4, 5, б, 7, 8, 9, 11, 13, 15, 17, 19, 21, 23, 25 суток с начала эксперимента) микросферы отделяли от буфера центрифугированием при 14000 об/мин и добавляли 4 мл свежего буфера. Содержание ЛВ в опытном растворе определяли спектрофотометрически при сравнении с калий-фосфатным буфером. Остаточное содержание ЛВ в микросферах определяли, растворяя их в заданном количестве растворителя, с последующим определением концентрации ЛВ в растворе спектрофотометрически, сравнивая с контрольными растворами известной концентрации.

Исследование деградации микросфер из ПГБ in vitro. Деградацию микросфер с инкапсулированными ЛВ исследовали микроскопически на примере микросфер с дипиридамолом (10% мае.). Исследование деградации микросфер проводили в тех же экспериментальных условиях, что и исследование кинетики высвобождения ЛВ. В определенные промежутки времени (1-30 сут. с начала эксперимента) небольшую часть микросфер исследовали микроскопически и фотографировали.

Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из полимерных микросфер in vivo. Для исследования контролируемого высвобождения ЛВ из полимерных микросфер in vivo использовали микросферы из ПГБ (молекулярная масса 475 кДа) с инкапсулированным дипиридамолом (10% мае.). В качестве объекта исследования использовали лабораторных крыс линии Wistar. Микросферы и буферный раствор (1 % водный раствор NaCl с добавлением эмульгатора - 2.5 % Polysorbat-20) предварительно стерилизовали автоклавированием. Получали однородную дисперсию 15 мг микросфер в 1 мл буферного раствора. Затем делали инъекцию полученной дисперсии в правую заднюю бедренную мышцу крысы. Для контрольного сравнения в бедренную мышцу крысы делали инъекцию раствора 1.5 мг нативного дипиридамола в 1 мл буфера с добавлением 2.5 % Polysorbat-20. Через определенные промежутки времени (1, 3, 7, 14 и 30 суток от начала эксперимента) крыс забивали, фрагмент мышцы крысы, в которую производилась инъекция, гомогенизировали, экспериментальную сыворотку отделяли центрифугированием. Концентрацию дипиридамола в сыворотке определяли спектрофлуориметрически,

используя для сравнения раствор дипиридамола в буфере известной концентрации. В качестве дополнительного контроля использовали мышцу контрольной интактной крысы.

СпектпоФотометпия. Спектры поглощения буферных растворов ЛВ, растворов систем из ПГБ для контролируемого высвобождения ЛВ в хлороформе записывали на спектрофотометре DU-650 (Beckman Coulter, США) в 1 см кювете. Запись спектров проводили при комнатной температуре.

СпектпоФлуопиметпня. Регистрацию спектров флуоресценции дипиридамола в эксперименте in vivo проводили при комнатной температуре на спектрофлуориметре RF-5301 PC (Shímadzu, Япония). Длина волны возбуждения составляла 415 им, испускания - 500 нм.

ИК-спектпоскопия. ИК-спектры образцов регистрировали на Фурье спектрометре IFS-66 v/s (Bruker, Германия) в области 400-4000 см"1. Разрешающая способность составляла 1 см"1.

Микроскопия. Для определения диаметра микросфер, а также для оценки степени биодеградации микросфер из ПГБ с инкапсулированными ЛВ использовали микрофотографии, полученные при помощи световой микроскопии - микроскоп Биомед 1 Вар.2 (Биомед, Россия) с цифровым окуляром MYscope 300М (Webbers, Тайвань), а также сканирующей электронной микроскопии - микроскоп Quanta 200 3D (FEI Company, США).

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЙ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ

1. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из пленочных систем.

1.1. Механизм высвобождения ЛВ из пленочных систем ПГБ.

Первичной информацией о кинетике высвобождения лекарственных веществ в окружающую водную среду из ПСКВ является зависимость количества ЛВ, высвободившегося к моменту времени t, от времени, называемая кинетическим профилем высвобождения.

Изучение механизма высвобождения соединений, включенных в полимерную матрицу, проводили на пленочных системах из ПГБ с различной толщиной и различным процентом включения дипиридамола и индометацина. Типичные кинетические кривые высвобождения дипиридамола и индометацина (ИМ) из

пленочных систем на основе ПГБ представлены соответственно на рисунках 1 и 2, где показана зависимость выхода JIB (в %) от времени. Кривые построены на основе данных эксперимента по исследованию контролируемого высвобождения ЛВ из пленок ПГБ in vitro.

Из литературных данных (Baker, 1987) известно, что полимерным системам с включением биологически активных агентов присущ диффузионный механизм высвобождения включенных веществ, при котором ЛВ перемещается под действием диффузии к краю полимерного изделия и затем переходит во внешнюю среду.

Из данных, приведенных на рисунках,

10 12 Н 19 19 ¡0 22 Врежя, сутан

Рисунок 1. Кинетические кривые видно, что у всех полимерных систем

высвобождения дипиридамола из пленочных

систем ПГБ с ММ = 450 кДа различной отсутствуют постоянные предельные толщины (Ь) и с различной исходной концентрацией лекарства. Система: ДП (3.3 %), ПГБ (Ь = 20 мкм) (1); . - ДП (3.3 %), ПГБ наблюдаются (Ь = 40 мкм) (2); Ж - ДП (10 %), ПГБ (Ь = 10 мкм) (3); т - дп (Ю %), пгб (Ь = 20 мкм) (4); диффузии. В нашем случае кинетические

постоянные значения концентрации, которые обычно в случае классической

- ДП (10 %), ПГБ (L = 40 мкм) (5).

.«♦•• 1

60-„ s°

О"40-3020 -10-

I»

дДЛДЛАА

.......

......

Врем^ сутки

Рисунок 2. Кинетические кривые высвобождения индометацина (10%) из пленок

кривые характеризуются начальным, нелинейным от времени участком и завершающим линейным участком, где скорость высвобождения практически постоянна.

Анализ представленных на рисунках 1 и 2 зависимостей показывает, что механизм высвобождения определяется суперпозицией двух процессов: собственно, десорбцией ДП и ИМ по диффузионному механизму и гидролитической деструкцией ПГБ,

ПГБ с ММ= 450 кДа при различной толщине наиболее отчетливо проявляющейся после этих пленок. • - 10 мкм (1), А- 20мкм (2), ■ -

40 мкм (3), Т- 50 мкм (4). завершения первого диффузионного этапа.

В результате деструкции лекарственное вещество в течение последних 10-14 сут. высвобождается линейно. Для доказательства деструкции пленочных систем из ПГБ с

введенными в полимер ЛВ проводили эксперимент по измерению убыли массы образцов с течением времени. Измеряли потерю массы образца в результате деструкции матрицы ПГБ с включенным в полимер дипиридамолом in vitro. Результаты эксперимента представлены на рисунке 3. Общая потеря массы образца включает изменение массы за счет высвобождения ЛВ и за счет деструктивных процессов макромолекул ПГБ. Поэтому из общей массы, образца ПГБ (М,), подвергнутого гидролитической деструкции вычитали массу ЛВ (G,), высвободившегося из полимера в окружающую среду. Таким образом, с целью анализа кинетики высвобождения вычитали линейный вклад гидролитической деструкции из общих текущих значений количества высвобожденного вещества, представленных на рисунках 1 и 2.

Результаты, представленные на рисунке 3 показывают, что деструкция полимера,

также протекает по линейному закону. Кроме того, скорость деструкции возрастает с

увеличением концентрации ЛВ вещества в полимере. Пленка ПГБ без включения ЛВ

вообще не подвергается деструкции в течение срока испытаний (до 40 дней).

Полученные данные значительно

отличаются от результатов экспериментов по

деградации полимерных систем из других

биоразлагаемых полимеров - полилактидов и

полигликолидов. Для полимерных матриц из

этих полимеров даже без включения ЛВ

наблюдалась потеря веса до 60% в течение 4

недель (Gogolewski et al., 1993; Taddei et al.,

2001; Taddei et al., 2002; Loo, Sudesh, 2007).

Результаты других работ по деградации Рисунок 3. Относительная потеря массы ПГБ в

процессе высвобождения дипиридамола из образцов из ПГБ хорошо согласуются с пленок ПГБ с различной массовой долей JIB (■

- 1%, А - 10%, ▼- 30%) в 0.025М калий- полученными нами данными и также фосфатном буфере при 37 С. подтверждают значительно меньшую степень

деградации ПГБ по сравнению с полактидом - потеря массы образцов из ПГБ в

течение 6 месяцев составляла не более 2% (Correa et al., 2008).

Таким образом, ПГБ менее подвержен гидролитической деструкции по сравнению с полилактидами и полигликолидами, а высвобождение ЛВ из ПГБ в большей степени определяется диффузионными процессами. Тем не менее,

О«-

S 2

Вцемя, сут.

возможность контролировать скорость биодеструкции лекарственных пленочных систем из ПГБ является важным условием для их использования, особенно для пленок с большой массовой долей JIB.

1.2. Зависимость кинетики высвобождения JIB от различных параметров пленочных систем ПГБ.

В работе исследовали скорость высвобождения JIB из пленочных систем ПГБ в зависимости от ряда параметров: от молекулярной массы ПГБ, толщины пленки из ПГБ, от массовой доли включенного в полимер ЛВ, а также от природы самого ЛВ.

Молекулярная масса. Исследование зависимости кинетики высвобождения от молекулярной массы ПГБ проводили на пленочных системах из ПГБ с молекулярной массой 320, 450, 1010 и 1540 кДа. На рисунке 4 представлена зависимость количества ДП, высвобожденного из пленок одинаковой толщины с одинаковым процентом включения ЛВ, от молекулярной массы ПГБ. Эти данные наглядно демонстрируют, что молекулярная масса полимера оказывает значительное влияние на кинетику высвобождения дипиридамола.

На основании представленных на рисунке 4 данных можно видеть, что для полимерных лекарственных систем на основе ПГБ при низкой или высокой молекулярной массе полимера высвобождение ЛВ проходит равномерно и длительно, тогда как при средних значениях ММ высвобождение ЛВ происходит интенсивно в ранний период

0 2 4 в 8 10 12 14 1в 18 20 22 24 26 28 30 32 34 36 38 40 42 44 времени „ СраВНИТвЛЬНО бЫСТР0

-о-ДП. 3.3%, 40 мкм.320 кДа -й-ДП, 3.3%,40 мсм, 450 (Да ВреМЯ, Сут.

Полученные

I—ДП, 3.3%, 40 м»1,1010 кДа

—ДП, 3.3%, 40 мсм, 1540 фа

заканчивается.

Рисунок 4. Кинетика высвобождения дипиридамола из результаты несколько расходятся с пленок ПГБ различной молекулярной массы: 320, 450,

1010 и 1540 кДа (график приведен к 100%). аналогичными данными

высвобождения для полилактидов и их сополимеров с полигликолидами, для которых наблюдалось увеличение скорости высвобождения с уменьшением молекулярной массы полимера (Zidan et al., 2006). Известно также, что ПГБ с низкой ММ подвергается и деградации in vitro в большей

мере, чем полимер с высокой MM (Kosea et al., 2005). По всей видимости, более четкая зависимость скорости высвобождения от ММ этих полимеров по сравнению с ПГБ обусловлена тем, что ПГБ более устойчив к гидролитической деструкции. Зависимость скорости высвобождения от ММ полимера демонстрирует влияние концевых групп ПГБ, как функциональных групп, которые, с одной стороны, взаимодействуют с мобильными молекулами JIB, и, следовательно, замедляют их диффузию, а, с другой стороны, разрыхляют структуру ПГБ, т.е. мешают образованию совершенной структуры биополимера (Iordanskii et al., 1994; Liggins, Burt, 2001).

Таким образом, варьирование молекулярной массы биополимера при изготовлении пленочных систем на основе ПГБ с включением JIB является важнейшим инструментом регуляции характера и скорости их высвобождения.

Толщина пленок. Влияние толщины пленочной системы на кинетический профиль высвобождения JIB из полимерной матрицы изучали на пленках различной толщины, изготовленных из ПГБ одинаковой молекулярной массы с одинаковым содержанием дипиридамола (рисунок 5).

На представленном рисунке

наблюдается следующая

зависимость: скорость

высвобождения на начальном

этапе тем выше, чем меньше

толщина пленки из ПГБ, и,

наоборот, высвобождение

становится более равномерным с

увеличением толщины полимерной

матрицы. Такая же зависимость

наблюдалась при высвобождении

иприфлавона из пленок на основе

- ,п ->л л* хитозана, покрытых ПГБ и

дипиридамола из пленок ПГБ различной толщины: ! О, 20 и 40 ' 1

мкм (график приведен к 100%). полигликолидом (Perugini et al.,

2003; Cao et al., 2005), а также при исследовании выведения паклитаксела из пленок на основе сополимеров лактидов и гликолидов (Jackson et al., 2004).

Массовая доля JIB. На следующем этапе исследовали влияние массовой доли

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 32 34 36 38 40 42 44

-о-ДЛ.ЮК, 10иш,300йв -й-ДП, 10%,20мм*.300Время, Сут.

-О- ДП. 10%. 40 мкм, 300 кДа

Рисунок 5. Кинетические кривые высвобождения

вводимого в полимер JIB на характер его высвобождения (рисунок 6). Из данных, представленных на рисунке, видно, что при снижении массовой доли ЛВ в матрице ПГБ высвобождение ЛВ происходит быстрее и менее равномерно.

Результаты, полученные нами для матриц из ПГБ, согласуются с аналогичными результатами при исследовании высвобождения этакриновой кислоты и паклитаксела из пленочных систем на основе полилактида (Wang et al., 2004; Jackson et al., 2004). Однако в случае ПГБ, влияние массовой доли ЛВ в полимерной матрице на кинетический профиль

высвобождения ЛВ менее очевидно. По всей видимости, это объясняется меньшей степенью связывания молекул ЛВ с полимерной матрицей ПГБ.

Таким образом, варьирование толщины пленки и массовой доли ЛВ в матрице ПГБ дает возможность создания такой ПСКВ, которая позволит обеспечить оптимальную скорость высвобождения ЛВ для поддержания его необходимой концентрации в организме.

Химическая природа ЛВ. Известно, что скорость высвобождения ЛВ подвижностью полимерных сегментов, морфологией ПГБ и интенсивностью взаимодействия лекарственного вещества с функциональными (сложноэфирными) группами полимера. При прочих равных условиях, т.е. при одинаковой толщине образца и концентрации ЛВ скорость высвобождения будет зависеть от степени связывания молекул ЛВ с полимером, которая может определяться различными факторами, в том числе, ММ ЛВ. На рисунке 7 показаны кривые высвобождения различных ЛВ из пленок ПГБ. Видно, что чем выше молекулярная масса ЛВ, тем медленнее и равномернее высвобождается оно из полимерной матрицы. Отклонение от этой картины для некоторых ЛВ, вероятно, связано с наличием полярных и гидрофобных групп в их структуре.

-О-ДП, 3.3%, 40 мкм, 300 *Да -й-ДП. 10%, 40 мкм, эоо цЦа Время, сут.

^^ДП, 30%.42мкм, 300 кДа

Рисунок 6. Кинетические кривые высвобождения дипиридамола из пленок ПГБ с различным содержанием ЛВ: 3.3%, 10% и 30%.

ЙШ ** **«*J1111 " 'îîiîi'1™1'' "

X*...... ■

л"*

О 2 4 ■ I 10 12 И 1» 1В 20 22 24 26 2S 30 32 34 31 38 40 42 44 >-дипиридамол (ММ • БОБ г/моль) -»- индомвтацин (ММ «358 г/моль) к-левофлоксацин (ММ «361 г/моль) X м«трониданол (ММ > 151 г/моль) Е- флурбипрофан (ММ > 244 г/моль) -ф- рифампицин {ММ ■ 823 г/моль)

Для объяснения природы связывания J1B с полимерной основой был проведен

анализ ИК спектров пленок из ПГБ с включением этих препаратов.

ИК спектроскопия подтвердила

предположение, что связывание ЛВ с

ПГБ, вероятнее всего, помимо

гидрофобного взаимодействия

неполярных групп ЛВ с цепочкой ПГБ

происходит путем образования

водородных связей между

функциональными группами

лекарственных соединений с

карбонильными и гидроксильными

Рисунок 7. Кинетические кривые высвобождения ЛВ группами ПГБ, что должно приводить к различной химической природы из пленок ПГБ (ММ

ПГБ - 450 кДа, толщина - 40 мкм, 10% ЛВ) (график смещению сигналов последних в более

приведен к 100%). , г

слабую область спектра.

Так, например, сравнение спектра

пленки ПГБ со спектром пленки с

включением дипиридамола показало

наличие водородных связей между

полимером и ЛВ (рисунок 8). Полоса

1531 см"1 - указывает на присутствие

ДП в образце ПГБ-ДП, а широкая

полоса 3200-3400 см"1 свидетельствует

Рисунок 8. Сравнение ИК спектров ПГБ (пунктирная 0 наличии сильной ассоциации между линия) и ПГБ-дипиридамол (сплошная линия)

-ОН группами.

Для остальных лекарственных соединений ИК спектроскопия также показала смещение сигналов гидроксильных групп ПГБ в слабую область, что подтверждает наличие водородных связей. Образование водородных связей между ПГБ и включаемыми в матрицу полимера веществами отмечено и другими исследователями для индометацина, диклофенака и ибупрофена при их введении в сополимер гидроксибутирата и гидроксивалерата (Poletto et al., 2007; Wang et al., 2007).

Если говорить о влиянии молекулярной массы полимера-носителя на связывание ЛВ, то очевидно, что при низких значениях ММ ПГБ количество концевых

гидроксильных групп, участвующих в водородных связях, велико, что должно влиять на более сильное удерживание JIB в матрице полимера. Как показывает рисунок 4, при низких значениях ММ скорость высвобождения J1B, относительно невелика. По мере увеличения ММ ПГБ количество концевых гидроксильных групп уменьшается, и удерживание JIB за счет водородных связей ослабевает. Однако при высоких значениях ММ ПГБ снова наблюдается уменьшение скорости высвобождения JIB. Это, по всей видимости, объясняется тем, что для высокомолекулярного ПГБ при связывании J1B уже играют роль гидрофобные взаимодействия. Длина цепи ПГБ велика и концевые гидроксильные группы экранированы основными звеньями полимера, что выражается в преобладании гидрофобных связей над водородными.

Резюмируя, можно сказать, что путем варьирования таких параметров как молекулярная масса ПГБ, толщина пленки, массовая доля JIB, а также учитывая химическое строение JIB, можно получать оптимальные кинетические характеристики пленочных ПСКВ.

2. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из микросферных систем.

на размер микросфер из ПГБ с

2.1. Факторы, влияющие инкапсулированными JIB.

Для получения микросфер из ПГБ применяли метод прямого (одноэтапного) эмульгирования (КавзаЬ й а1., 1997), адаптированный под используемый полимер и инкапсулируемые соединения. Метод заключается в создании стабильной эмульсии раствора ПГБ и ЛВ во внешней фазе с последующим

Рисунок 9. Микрофотографии микросфер из ПГБ образовавшихся твердых микросфер, диаметром 92±13 мкм (а), 63±7 мкм (б), 19±3 мкм

(в), 4±2 мкм (г) в исходном состоянии, содержащие Эксперименты, как и в случае с 5% дипиридамола, полученные методом

IB JflШт як JEP

(В) Щ g

одноэтапного эмульгирования (световой микроскоп).

пленочными системами, проводили с

использованием антитромбогенного лекарственного препарата дипиридамола. ДП входит в класс соединений - ингибиторов пролиферации клеток. Эти вещества являются одним из перспективных классов препаратов при лечении сердечно-

сосудистых и онкологических заболеваний. Кроме того, ДП оказался очень удобным модельным соединением для исследования систем контролируемого высвобождения на основе микросфер. Изменяя условия эксперимента (таблица 1), удалось получить микросферы из ПГБ с ДП, в широком диапазоне диаметров - от 4 до 92 мкм. На световых микрофотографиях (рисунок 9), а также на микрофотографиях, полученных с помощью сканирующего электронного микроскопа (рисунок 10) можно видеть что, микросферы имеют правильную сферическую форму, без видимых кристаллических включений инкапсулированного ДП. Поверхность микросфер не является гладкой, имеются некоторые неровности и углубления, связанные с включением в полимерную матрицу лекарственного препарата.

Рисунок 10. Микрофотографии микросфер из ПГБ с инкапсулированным дипиридамолом, полученные методом одноэтапного эмульгирования (сканирующий электронный микроскоп).

Таблица 1. Условия получения микросфер различного диаметра на основе поли(3-гидроксибутирата), загруженных определенным количеством дипиридамола.

№ образца Масса ДП в растворе, мг Масса ПГБ в растворе, мг Объем растворителя, мл Концентрация ПВС, % мае. Скорость перемешивания, об/мин Диаметр микросфер мкм ± СО Содержание ДП в микросферах, % мае.

1 24 96 8 1.2 2000 3.6 ±2.4 4.8 ±0.4

2 24 96 9 0.6 1000 18.7 ±2.9 5.2 ±0.4

3 24 96 5 0.4 600 62.7 ±6.6 4.9 ±0.4

4 47 100 4 0.6 500 91.7± 15.4 11.0 ±0.5

5 12.5 50 6 1.2 20000 0.55 ±0.33 4.0 ± 0.4

Как видно из таблицы 1, наиболее значимым фактором, ответственным за

размеры микросфер, является скорость перемешивания эмульсии. Чем выше скорость, тем меньше размер получаемых микросфер. С увеличением концентрации поливинилового спирта увеличивается стабильность эмульсии, что также вызывает уменьшение размера микросфер. Объем внешней водной фазы эмульсии тоже оказывает заметное влияние на размер микросфер. С увеличением объема внешней

фазы капли внутренней фазы меньше дробятся, в результате, средний диаметр микросфер увеличивается. Концентрация раствора ПГБ является еще одним фактором, влияющим на размер полимерных микросфер. С увеличением концентрации полимера, возрастает вязкость и плотность внутренней фазы эмульсии и увеличивается размер образовавшихся микросфер.

Таким же способом были получены микросферы диаметром ~ 60 мкм с инкапсулированными рифампицином, индометацином и левофлоксацином. Условия эксперимента соответствуют условиям получения микросфер аналогичного диаметра, загруженных дипиридамолом.

Принимая во внимание все эти факторы, помимо относительно крупных микроразмерных сферических частиц нам удалось получить более мелкие - наносферы со средним диаметром менее 550 нм. (рисунок 11)

Рисунок 11. Микрофотографии наносфер из ПГБ с инкапсулированным дипиридамолом, (световой микроскоп - слева, сканирующий электронный микроскоп - справа).

Таким образом, изменяя скорость перемешивания эмульсии, концентрацию эмульгатора, объем внешней фазы эмульсии и концентрацию раствора ПГБ, можно получать сферические микрочастицы в широком размерном диапазоне.

2.2. Влияние размера микросфер на кинетику контролируемого высвобождения лекарственных веществ in vitro.

Предполагая, что зависимости кинетики высвобождения ЛВ от молекулярной массы полимера и массовой доли JIB, полученные для пленочных систем, применимы для всех типов ПСКВ, мы сосредоточились на исследовании влияния размера микросфер на скорость высвобождения, ввиду того, что площадь поверхности сферических объектов сильно отличается от площади поверхности пленок.

Кинетические профили высвобождения ДП в 0.025М калий-фосфатном буфере из полученных ранее партий микросфер различного размера - 4, 19, 63, 92 мкм представлены на рисунке 12. Из данных, представленных на рисунке видно, что

кинетические кривые 3 и 4, принадлежащие микросферам большего диаметра 63 и 92

мкм, соответственно, имеют два характерных участка: быстрое выделение ЛВ при

относительно малых временах и хорошо выраженный и протяженный линейный

участок, соответствующий кинетике высвобождения нулевого порядка. При

завершении высвобождения из микросфер диаметром 63 мкм при больших временах

(более 48 часов) наблюдается некоторое изменение угла наклона кинетического

профиля. Для микросфер относительно меньшего диаметра - 19 мкм (кривая 2) также

можно отметить небольшой линейный участок в интервале 6-21 часов, а для самых

маленьких 4-х микронных объектов такой участок трудно выделить (кривая 1).

Рисунок 12. Кинетические кривые высвобождения

дипиридамола (массовая доля 5%) из микросфер на основе ПГБ различного диаметра (1-4 мкм, 2 - 19 мкм, 3-63 мкм и 4 - 92 мкм), помещенных в 0.025М калий-фосфатном буфере при 37 °С. А - общий вид кинетических кривых высвобождения; В -начальный участок кривых 1 и 2. Прямыми линиями отмечены линейные участки кинетических кривых 3 и 4.

Качественно аналогичная по виду картина высвобождения наблюдалась и хорошо была описана для микросфер на основе сополимера лактида и гликолида с 5-фторурацилом (Siepmann, Siepmann, 2006). Отличие состояло в том, что наряду с вышеописанными двумя стадиями высвобождения, линейной и нелинейной, в системе "полимер - 5-фторурацил" наблюдался третий временной участок, где на завершающей стадии кинетики высвобождения наблюдался резкий выброс ЛВ.

В предыдущих экспериментах, описывающих кинетические профили высвобождения ДП из пленок ПГБ, также наблюдаются две аналогичных стадии высвобождения ЛВ. Это и неудивительно, т.к. толщины пленок ПГБ (10, 20 и 40 мкм) близки к диаметру исследуемых в настоящем эксперименте микросфер.

Кроме микросфер диаметром 4-92 мкм, исследовали контролируемое высвобождение ДП из частиц размером менее 550 нм. Кинетический профиль высвобождения ДП из сфер, свойства которых приближаются к свойствам нанообъектов, представлен на рисунке 13. Из представленных данных видно, скорость высвобождения ЛВ из наносфер практически линейна. То есть для достаточно малых

объектов наблюдается только первая стадия быстрого высвобождения, последующая

же стадия с длительным выделением инкапсулированного вещества отсутствует.

Полное высвобождение ДП в этом случае осуществляется менее чем за 9 часов. Если

сравнивать результаты исследования кинетики высвобождения дипиридамола из самых

маленьких по размеру частиц с литературными данными, то можно заметить, что в

нашем случае высвобождение

^^^ осуществлялось с большей скоростью.

Например, выведение паклитаксела из

/ наносфер на основе полилактида

/ происходило в течение 7 дней (Lanza et

al., 2002). Такое различие можно

о,1 2,о 4,о с,о 8,о 1о,о объяснить отличиями в используемых

Вр,""',"° полимерах и ЛВ (в случае

Рисунок 13. Кинетика высвобождения дипиридамола использования дипиридамола

(4% масс.) из микросфер на основе ПГБ различного

диаметра диаметром менее 550 нм in vitro. поверхность частиц получалась не

ровной, что увеличивало поверхность, с которой происходило высвобождение ЛВ) а также тем, что паклитаксел гораздо более гидрофобное ЛВ, чем ДП.

Анализируя полученные данные, можно сделать вывод, что имеется определенный минимальный критический размер сферических частиц, меньше которого начальная стадия высвобождения ЛВ преобладает настолько, что инкапсулированное вещество полностью выводится уже на первом этапе.

2.3. Механизм высвобождения лекарственных веществ из полимерных микросфер.

В настоящее время общепринятым является установленный факт, что при контролируемом высвобождении ЛВ из микросфер доминируют диффузионные процессы (Brannon-Peppas, 1997; Faisant et al., 2006). Они протекают, прежде всего, потому, что в многокомпонентной системе, а именно такой является микрочастица, содержащая ЛВ, воду, низкомолекулярные компоненты калий-фосфатного буфера (in vitro) или компоненты биологических сред (in vivo), возникают градиенты химических потенциалов вышеуказанных компонентов.

После некоторых преобразований диффузионно-кинетического уравнения, описывающего высвобождение ЛВ из сферических объектов, его можно представить двумя уравнениями, соответствующими двум этапам высвобождения.

При относительно малых временах на начальном участке кинетической кривой десорбции, т.е. при условии М/М* < 0.5 - 0.6, в качестве решения диффузионно-кинетического уравнения справедлива аппроксимация

М,/М.„ = 6[(Dp-t/jt2R2)05], (1)

Для относительно больших времен экспозиции микросфер в 0.025М калий-фосфатном буфере, а точнее при выполнении условия МД4.» >0.5, решение диффузионно-кинетического уравнения имеет другой вид

Mt/M„ = 1 - (6/ 7t2)-exp[-Da rt/R2] (2)

Здесь М,, М,„ - кумулятивная масса J1B, десорбированного из микросфер в момент времени t и при бесконечном времени (t—«»); R - средний радиус микросферы, D - коэффициент диффузии.

Графическое решение уравнений (1) и (2) в координатах (М/М») - t0'3 и полулогарифмических координатах ln(l-M,/M.„) - t соответственно, позволяет количественно определить значения коэффициента диффузии в полимерной фазе. Так, коэффициенты диффузии будут определяться соотношениями: D„ = 7i2R2-(tg|3)2/36, (3)

Da = tga-R2/ л2, (4)

где tgP и tga - тангенс угла наклона прямолинейного участка кинетической кривой в координатах (М,/М.„) - (t)0'5 и In(l-M,/M*.) -1 соответственно.

Таблица 2. Коэффициенты диффузии дипиридамола в микросферах на основе ПГБ, определяющие диффузионную стадию высвобождения, рассчитанные по уравнениям 3 и 4.

Диаметр микросферы х 103, см Коэффициент диффузии хЮ", см2/сек (уравн.З) Коэффициент диффузии хЮ", см2/сек (уравн.4)

0.40 0.10 0.08

1.9 1.5 2.0

6.3 2.8 2.6

9.2 21.1 16

Таблица 2 показывает близость значений коэффициентов диффузии, рассчитанных для разных участков диффузионных кривых, и тем самым свидетельствует о классическом диффузионном механизме, определяющим кинетику первой стадии профиля высвобождения. Как и в работе (Witt, Kissel, 2001) для исследуемой системы ПГБ-ДП наблюдается четкая зависимость коэффициентов диффузии от радиуса микрочастиц.

Одновременно с диффузией наблюдается линейная кинетика выхода дипиридамола (Рисунок 12). Тангенсы наклона линейных участков, относящихся к различным

диаметрам частиц, близки и соответствуют константе гидролитической деструкции ПГБ. Скорость гидролитического процесса деструкции ПГБ по уравнению нулевого порядка не зависит от размера образца, что и наблюдается на приведенном рисунке.

Таким образом, полученное математическое описание механизма высвобождения JIB из микросфер на основе ПГБ позволяет моделировать частицы с характеристиками, подходящими для поддержания необходимой концентрации J1B при контролируемом высвобождении в организме.

2.4. Исследование деградации микросфер из ПГБ с инкапсулированным JIB in vitro.

Одновременно с изучением кинетики высвобождения JIB из полимерной матрицы in vitro, мы изучали изменение морфологии микросфер с инкапсулированными JIB при гидролитической деструкции.

Представленные н

Ml JÊÈL - i 4 N ф ç^4 (6) (В)

■ С " * . '-1 ..... ч4 ' ¡\л . .. Л • У* : V (Д) W

микрофотографии демонстрируют гидролитическую микросфер из

инкапсулированным ДП in vitro в течение 25 сут. Если же сравнивать

рисунке 14, убедительно постепенную деструкцию ПГБ с

Рисунок 14. Гидролитическая деградация микросфер полученные результаты С деструкцией

из ПГБ диаметром 60 мкм с инкапсулированным

микрочастиц па основе других

дипиридамолом на 1 (а), 5 (б), 12 (в), 17 (г), 20 (д), 25 (е) сутки инкубации в 0.025М калий-фосфатном биополимеров (полилактиды, буфере (рН = 7.4) при 37 °С.

полигликолиды), то деградация микросфер из ПГБ происходит в значительно меньшей степени. У более гидролитически лабильных полимеров появляется стадия быстрой деградации полимера, потерявшего свою механическую стабильность (Wada et al., 1995; Husmann et al., 2002; Faisant et al., 2006).

2.5. Влияние природы инкапсулируемых веществ на кинетику контролируемого высвобождения лекарственных веществ in vitro.

На следующем этапе работы были получены микросферы, содержащие до 5% различных по химической природе и фармакологическому действию лекарственных препаратов, со средним диаметром около 60 мкм. Как и в экспериментах с пленками из ПГБ, для сравнения кинетики высвобождения соединений разной природы были получены микросферы с антитромбогенным препаратом дипиридамолом,

противотуберкулезным препаратом рифампицином, противовоспалительным препаратом индометацином, антибиотиком левофлоксацином. Результаты исследования кинетики контролируемого высвобождения in vitro, показали аналогичную для всех J1B картину (рисунок 15).

Схожесть кинетической картины для разных по природе J1B еще раз подтверждает, что на раннем этапе доминирует диффузионный процесс высвобождения, когда скорость выхода ЛВ нелинейная и весьма высокая; последний участок кинетического профиля связан с деструкцией макромолекул полимерного носителя, что отражает линейный характер этого участка. Основным различием в картинах высвобождения ЛВ из микросферных систем по сравнению с пленками,

является способность микрочастиц полностью высвобождать ЛВ. Таким образом, это свойство микросфер является их несомненным преимуществом для использования в качестве и,о лекарственной формы, так как позволяет более

| Дилиридлмол -»-Риф«мпицин - it Л«вофло«сацин -—- Иид»м»т»цин )

Рисунок 15. Кинетические кривые высвобождения ЛВ различной точно рассчитывать дозу

химической природы из микросфер ПГБ (средний диаметр - 60 мкм, дц и планировать 4.5% дипиридамола, 5.1% рифампицина, 4.9% левофлоксацина, 5.2%

индометацина). методику лечения.

2.6. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из полимерных микросфер ¡n vivo.

Заключительный этап работы состоял в исследовании контролируемого высвобождения ЛВ in vivo. Целью эксперимента являлось доказательство возможности поддержания постоянной локальной концентрации ЛВ в организме в течение продолжительного времени при использовании в качестве носителя препарата микросфер из ПГБ. Для этого делали инъекцию микросфер, содержащих 10 % дипиридамола, в бедренную мышцу лабораторной крысы и измеряли содержание ЛВ в мышце через 3, 7,14, 21 суток. Результаты эксперимента представлены на рисунке 16.

При использовании контрольного раствора дипиридамола локальная

концентрация JIB в начале эксперимента была максимальной - 150 мкг/г мышцы, через сутки уже становилась равной примерно 1.5 мкг/г мышцы. На 3 сутки эксперимента

Совершенно иная картина наблюдалась при

использовании микросфер с инкапсулированным дипиридамолом. Постепенно возрастая, концентрация J1B в мышце на 1 сутки эксперимента достигала примерно 1 мкг/мг мышцы и оставалась почти постоянной

Рисунок 16. Локальная концентрация дипиридамала в мышце на всем протяжении

крысы при использовании микросфер из ПГБ (средний диаметр - измерений (в течение 50 мкм, содержание ЛВ - 10%) и контрольного раствора

дипиридамола. месяца).

Таким образом, на основании полученных нами результатов in vivo можно сделать вывод о возможности использования микросфер из ПГБ, с инкапсулированными ЛВ, для поддержания их определенной постоянной концентрации в организме.

ВЫВОДЫ

1. Впервые разработаны и исследованы пленочные системы контролируемого высвобождения на основе ПГБ разной молекулярной массы с включением различных лекарственных веществ (противотуберкулезного препарата рифампицина, антитромбогенного препарата дипиридамола, антибиотиков левофлоксацина и метронидазола, противовоспалительных веществ индометацина и флурбипрофена).

2. Разработан эффективный способ получения микросфер различного размера (от 500 нм до 100 и более микрометров) из ПГБ разной молекулярной массы, в том числе с включением тех же лекарственных соединений, что и в пленочные системы.

3. На основании анализа кинетики высвобождения ЛВ из полученных пленочных систем и микросфер in vitro, установлено, что скорость этого процесса возрастает

содержания дипиридамола в мышце не наблюдалось.

1.400

1 1.500

2 ■te 1.С00

1 0,800

| о.еоо

& 0.400

0.500 0,000

14 21

Время, сут Р^микросфвры

^-раствор

при уменьшении диаметра микрочастиц и толщины пленок, увеличении массовой доли лекарственного вещества в микросферах или пленках, уменьшении степени химического связывания инкапсулированных соединений с полимерной матрицей, а также максимальна при средних значениях молекулярной массы ПГБ.

4. Показано, что высвобождение лекарственных соединений из биополимерных систем на основе ПГБ осуществляется по диффузионному и деструкционному механизмам - при этом, на начальной стадии преобладают диффузионные процессы, а на конечном этапе - деструкция полимерной матрицы.

5. Анализ кинетики высвобождения инкапсулированных веществ in vivo показал возможность использования систем контролируемого высвобождения на основе ПГБ для поддержания постоянной локальной концентрации JIB в течение длительного времени (месяц и более) в сравнении с традиционной лекарственной формой (до 3-х суток), что открывает перспективы использования таких систем в качестве пролонгированной лекарственной формы.

СПИСОК ПУБЛИКАЦИЙ ПО МАТЕРИАЛАМ ДИССЕРТАЦИИ Статьи:

1. Бонарцева Г.А., Махина Т.К., Мышкина В.Л., Лучинина Е.С., Лившиц В.А., Босхомджиев А.П., Маркин B.C., Иорданский А.Л. Новые полимерные системы для контролируемого высвобождения дипиридамола и индометацина// Прикл. биохимия и микробиология, 2006, т. 42, № 6, с. 710-715;

2. Bonartsev А.Р., Myshkina V.L., Nikolaeva D.A., Furina E.K., Makhina T.A., Livshits V.A., Boskhomdzhiev A.P., Ivanov E.A., Iordanskii A.L., Bonartseva G.A. Biosynthesis, biodégradation, and application of poly(3-hydroxybutyrate) and its copolymers - natural polyesters produced by diazotrophic bacteria// Communicating Current Research and Educational Topics and Trends in Applied Microbiology, Ed: A. Méndez-Vilas, Formatex, Spain, 2007, v. 1, p. 295-307;

3. Bonartsev A.P., Livshits V.A., Makhina T.A., Myshkina V.L., Bonartseva G.A., Iordanskii A.L. Controlled release profiles of dipyridamole from biodegradable microspheres on the base of poly(3-hydroxybutyrate)// eXPRESS Polymer Letters, 2007, v. 1, № 12, p. 797-803;

4. Лившиц B.A., Бонарцев А.П., Иорданский А.Л., Иванов Е.А., Махина Т.К., Мышкина В.Л., Бонарцева Г.А. Микросферы из поли-3-гидроксибугирата для пролонгированного высвобождения лекарственных веществ// Высокомолек. соед. (Серия Б), 2009, т. 51, № 7, с. 1243-1251.

Тезисы докладов:

1. Лившиц В.А., Бонарцев А.П., Мышкина В.Л., Махина Т.К., Бонарцева Г.А. Системы контролируемого высвобождения дипиридамола на основе микросфер из поли (ß-гидроксибутирата)// Материалы докладов XIV Международной конференции студентов, аспирантов и молодых ученых «Ломоносов», 11-14 апреля 2007, Москва, МГУ имени М.В. Ломоносова, с. 60;

2. Бонарцев А.П., Махина Т.К., Мышкина В.Л., Босхомджиев А.П., Лившиц В.А.,

Иванов Е.А., Постников А.Б., Николаева Д.А., Воинова В.В., Иорданский А.Л., Бонарцева Г.А., Медведева Н.А. Создание модельных и лекарственных полимерных систем на основе поли-3-оксибутирата// Материалы докладов XIV Международной конференции студентов, аспирантов и молодых ученых «Ломоносов», 11-14 апр. 2007, Москва, МГУ имени М.В. Ломоносова, т. 1, с.19-20;

3. Лившиц В.А., Бонарцев А.П., Мышкина В.Л., Махина Т.К., Бонарцева Г.А.; Биоразлагаемые микросферы из полиф-гидроксибутирата) - системы контролируемого высвобождения дипиридамола// Третья Санкт-Петербургская конференция молодых ученых «Современные проблемы науки о полимерах». Тезисы докладов, 17-19 апреля 2007, Санкт-Петербург, с. 331;

4. Bonartsev A., Postnikov A., Mahina Т., Myshkina V., Boskhomdzhiev A., Livshits V., Ivanov Е., Voinova V., Nikolaeva D., Medvedeva N., Bonartseva G., lorganskii A. A new model of prolonged local nitric oxide action on different blood vessels in vivo on basis of poly(3-hydroxybutyrate)// Book of abstracts of 17th European Meeting of Hypertension, June 15-19, 2007, Milan, Italy, p. 138;

5. Bonartsev A.P., Postnikov A.B., Mahina Т.К., Myshkina V.L., Voinova V.V., Boskhomdzhiev A.P., Livshits V.A., Bonartseva G.A., lorganskii A.L. A new in vivo model of prolonged local nitric oxide action on arteries on basis of biocompatible polymer// J. Clinical Hypertension, 2007, Suppl. A., v. 9, № 5, p. A152;

6. Липшиц B.A., Бонарцев А.П., Мышкина В.Л., Махина Т.К., Бонарцева Г.А. Исследование контролируемого высвобождения дипиридамола из биоразлагаемых микросфер на основе поли(р-гидроксибутирата)// XII Всероссийская научно-практическая конференция «Молодые ученые в медицине». Тезисы докладов, 2526 апреля 2007, Казань: Отечество, с. 260;

7. Livshits V., Bonartseva G., Bonartsev A., Makhina Т., Myshkina V. Poly(3-hydroxybutyrate)-based biodegradable microspheres for controlled release of incapsulated dipyridamole// The young scientists' and student' international scientific conference «Modern problems of microbiology and biotechnology». Book of abstracts, 28-31, May 2007, Odessa, Ukraine, p. 136;

8. Livshits V.A., Bonartsev A.P., Makhina Т.К., Myshkina V.L., Bonartseva G.A. Biodegradable micro- and nanospheres on the base of poly(3-hydroxybutyrate) for controlled release of incapsulated medicinal productd// Abstracts of VI Open Ukrainian Conference of Young Scientists on Polymer Science, September 30 - October 3, 2008, Kyiv, Ukraine, p. 123;

9. Livshits V.A., Ivanov E.A., Bonartsev A.P., Boskhomdzhiev A.P., Mahina Т.К., Myshkina V.L., Voinova V.V., Iordanskii A.L., Bonartseva G.A. Microspheres, nanospheres and membranes on the base of biocompatible and biodegradable polymer, poly(3-hydroxybutyrate), loaded with antiproliferative and antihypertensive drugs// J. Clinical Hypertension, 2008, Suppl. A, v. 10, № 5, p. A2.

СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ

БАС - биологически активное соединение

ДП - дипиридамол

ИМ - индометацин

ЛВ - лекарственное вещество

ММ - молекулярная масса

ПВС - поливиниловый спирт

ПГБ - поли(З-гидроксибутират)

ПСКВ - полимерная система контролируемого высвобождения

Заказ № 94-a/l 0/09 Подписано в печать 16.10.2009 Тираж 100 экз. Усл. п.л. 1,5

ООО "Цифровичок", тел. (495) 649-83-30 J! www.cfr.ru; e-mail:info@cfr.ru

Содержание диссертации, кандидата биологических наук, Лившиц, Владимир Александрович

СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ.

ВВЕДЕНИЕ.

ЧАСТЬ 1. ЛИТЕРАТУРНЫЙ ОБЗОР.

Глава 1. Свойства поли(З-гидроксибутирата).

1.1. Основные физико-химические свойства поли(З-гидроксибутирата)

1.2. Биосинтез поли(З-гидроксибутирата).

1.3. Внутриклеточная деградация ПГБ.!.

1.4. Области применения поли(З-гидроксибутирата).

Глава 2. Обзор систем для контролируемого высвобождения JIB

2.1. Материалы медицинского назначения.

2.2. Типы систем контролируемого высвобождения JIB.

2.2.1. Монолитные твердые ПСКВ, которые не подвергаются деструкции в организме.

2.2.2. Монолитные твердые ПСКВ из биосовместимых полимеров.

2.2.3. Гидрогелевые системы.

2.2.4. Мембранные ПСКВ.

2.2.5. Капсулированные формы JIB.

2.2.6. Осмотические мини-насосы.

2.2.7. Другие полимерные лекарственные системы, используемые в медицине.

Глава 3. Биодеградируемые пленочные системы контролируемого высвобоиедения JIB.

3.1. Применение пленочных ПСКВ в медицине.

3.2. Биодеструкция пленочных ПСКВ.

Глава 4. Системы контролируемого высвобождения JIB на основе микрочастиц из биодеградируемых полимеров.

4.1. Методы получения биополимерных микрочастиц.

4.2. Форма и поверхность микрочастиц.

4.3. Кинетика высвобождения JIB из биоразлагаемых микрочастиц.

4.4. Области применения биоразлагаемых микрочастиц в медицине.

ЧАСТЬ 2. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ.

1. Объекты исследования.

1.1 Поли(З-гидроксибутират).

1.1.1. Получение микробиологического высокоочищенного ПГБ.

1.1.2. Выделение и очистка ПГБ из биомассы.

1.1.3. Определение молекулярной массы ПГБ.

1.1.4. Физико-химические свойства ПГБ.

1.2. Лекарственные вещества, инкапсулируемые в полимерную матрицу ПГБ.

2. Получение пленочных систем из ПГБ с инкапсулированными JIB.

3. Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из пленочных систем in vitro.

4. Исследование деградации пленочных систем из ПГБ in vitro.

5. Получение микросфер из ПГБ с инкапсулированными ЛВ.

6. Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из полимерных микросфер in vitro.

7. Исследование деградации микросфер из ПГБ in vitro.

8. Исследование контролируемого высвобождения ЛВ из полимерных микросфер in vivo.

9. Спектрофотометрия.Л.

10. Спектрофлуориметрия.

11. ИК-спектроскопия.

12. Микроскопия.

ЧАСТЬ 3. РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ.

Глава 1. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из пленочных систем.

1.1. Механизм высвобождения инкапсулированных веществ из пленочных систем ПГБ.

1.1.1 Исследование гидролитической деградации пленочных систем ПГБ.

1.1.2. Математическое описание механизма высвобождения инкапсулированных веществ из пленочных систем ПГБ.

1.2. Зависимость кинетики высвобождения JIB от различных параметров пленочных систем ПГБ.

1.2.1 Зависимость кинетики высвобождения JIB от молекулярной массы ПГБ.

1.2.2 Зависимость кинетики высвобождения JIB от толщины пленочной системы.

1.2.3 Зависимость кинетики высвобождения JIB от массовой доли ЛВ в матрице полимера.

1.2.4. Зависимость кинетики высвобождения от природы ЛВ, включенного в матрицу ПГБ.

Глава 2. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из микросферных систем.

2.1. Факторы, влияющие на размер микросфер из ПГБ с инкапсулированными JIB.

2.2. Влияние размера микросфер на кинетику контролируемого высвобождения лекарственных веществ in vitro.

2.3. Механизм высвобождения лекарственных веществ из полимерных микросфер.

2.4. Исследование деградации микросфер из ПГБ с инкапсулированным JIB in vitro.

2.6. Исследование контролируемого высвобождения лекарственных веществ из полимерных микросфер in vivo.

Введение Диссертация по биологии, на тему "Системы контролируемого высвобождения биологически активных соединений на основе поли(3-гидроксибутирата)"

В последние десятилетия проводятся интенсивные разработки и исследования полимерных систем для контролируемого высвобождения (ПСКВ) биологически активных веществ (БАВ) (Katz et al., 1995; Валуев и др., 2003; Lindsay, 2005). Пролонгированная доставка БАВ в организм в требуемых дозах позволяет устранить многие недостатки перорального, инъекционного, ингаляционного и других способов введения через традиционные лекарственные формы. Такими недостатками, чаще всего, являются повышенная токсичность и нестабильность БАВ, неравномерная скорость его подачи, неэффективный расход действующего начала и др. Использование ПСКВ дает возможность планомерно и целенаправленно вводить в организм требуемую дозу препарата, что особенно важно при терапии хронических заболеваний. Более того, используя полимерную форму лекарственного препарата, можно варьировать время высвобождения от нескольких минут (наночастицы) до нескольких лет (матрицы и резервуары). Изменяя состав полимера и такие параметры системы, как форма, размер, гидрофобность, плотность, вес, можно влиять на скорость пролонгированного выделения активного вещества, позволяя называть этот процесс контролируемым высвобождением.

Целью нашей работы явилось создание систем на основе ПГБ (пленочных систем и микросфер) для контролируемого высвобождения различных лекарственных препаратов, а также изучение высвобождения инкапсулированных веществ из полученных систем.

ЧАСТЬ 1. ЛИТЕРАТУРНЫЙ ОБЗОР

Заключение Диссертация по теме "Биохимия", Лившиц, Владимир Александрович

ВЫВОДЫ

На основании проведенных исследований и полученных результатов можно сделать следующие выводы:

3. На основании анализа кинетики высвобождения ЛВ из полученных пленочных систем и микросфер in vitro, установлено, что скорость этого процесса возрастает при уменьшении диаметра микрочастиц и толщины пленок, увеличении массовой доли лекарственного вещества в микросферах или пленках, уменьшении степени химического связывания инкапсулированных соединений с полимерной матрицей, а также максимальна при средних значениях молекулярной массы ПГБ.

4. Показано, что высвобождение лекарственных соединений из биополимерных систем на основе ПГБ осуществляется по диффузионному и деструкционному механизмам - при этом, на начальной стадии преобладают диффузионные процессы, а на конечном этапе — деструкция полимерной матрицы.

5. Анализ кинетики высвобождения инкапсулированных веществ in vivo показал возможность использования систем контролируемого высвобождения на основе ПГБ для поддержания постоянной локальной концентрации ЛВ в течение длительного времени (месяц и более) в сравнении с традиционной лекарственной формой (до 3-х суток), что открывает перспективы использования таких систем в качестве пролонгированной лекарственной формы.

156

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Работа направлена на создание и исследование биодеградируемых полимерных систем для контролируемого высвобождения различных лекарственных веществ.

В качестве полимерного носителя предложен бактериальный поли(3-гидроксибутират), впервые в России синтезированный в Институте биохимии им. А.Н. Баха РАН и характеризующийся широким диапазоном молекулярных масс.

В работе получены пленочные системы контролируемого высвобождения ряда противовоспалительных, противотромботических и антимикробных препаратов. Изучена кинетика и механизм высвобождения лекарственных веществ из пленок на основе поли-Згидроксибутирата in vitro. Показана зависимость кинетического профиля высвобождения ЛВ дипиридамола от толщины пленочных систем, концентрации ЛВ в матрице полимера, молекулярной массы ПГБ. Кроме того, изучено влияние химической структуры ЛВ, на кинетику высвобождения из полимерных пленочных систем. Спектроскопические исследования показали, что это влияние объясняется, во многом, водородными связями, возникающими между функциональными группами лекарственных соединений и кислородсодержащими группами ПГБ. Предложен двухстадийный механизм высвобождения препаратов, по которому на начальном временном участке преобладают диффузионные процессы, а на конечном - деструкция полимерной матрицы. Деструкция полимерных пленочных систем подтверждена исследованием потери массы в условиях in vitro. Разработана диффузионно-кинетическая модель высвобождения и проведено ее экспериментальное подтверждение как для пленочных так и для сферических полимерных систем.

Основываясь на методе одноэтапного эмульгирования, разработан оригинальный способ получения микросфер заданного диаметра (от нескольких сот нанометров до ста и более микрометров) из ПГБ с инкапсулированными ЛВ (противотуберкулезным, противотромботическим, противовоспалительным препаратами, а также антибиотиком). Изучено влияние размера микрочастиц и химической природы инкапсулируемых веществ на кинетику их высвобождения in vitro. Показана возможность пролонгируемого контролируемого выведения ЛВ из микросфер на протяжении различных промежутков времени - от нескольких часов до месяца и более. Для биоразлагаемых микросфер подтвержден, наблюдаемый ранее для пленочных систем, двухстадийный механизм высвобождения ЛВ, когда на раннем этапе с преобладающим диффузионным процессом скорость высвобождения ЛВ нелинейная и весьма высокая, а вторая часть кинетического профиля связана с деструкцией макромолекул, что отражает линейный характер этого участка. Деструкция микросфер на основе ПГБ подтверждена микроскопическими исследованиями.

Методами оптической и сканирующей микроскопии исследована морфология и структурная эволюция микрочастиц в условиях in vitro и с различным содержанием лекарственного вещества.

В работе также проведены исследования высвобождения ЛВ из биополимерных микросфер in vivo. Полученные результаты наглядно показали возможность пролонгированного применения микрочастиц с инкапсулированными лекарственными препаратами для поддержания постоянной локальной концентрации лекарственного вещества в течение месяца и более.

Исследованные полимерные системы контролируемого высвобождения предназначены для создания новых терапевтических форм пролонгированного действия для лечения социально значимых заболеваний, таких как туберкулез, сердечно-сосудистые заболевания, инфекционные заболевания, хронические воспалительные заболевания и ДР

154

Библиография Диссертация по биологии, кандидата биологических наук, Лившиц, Владимир Александрович, Москва

1. Богданова Ю.Г., Должникова В.Д., Белов Г.П., Голодков О.Г., Чалых А.Е. Прогнозирование биосовместимости полиолефинкетонов на основании энергетических характеристик их поверхностей// Вестн. Моск. Ун-та Сер.2 Химия, 2008, т. 49. №5, с. 316-322.

2. Валуев Л.И., Валуева Т.А., Валуев И.Л., Платэ Н.А. Полимерные системы для контролируемого выделения биологически активных соединений// Успехи биол. хим., 2003, т. 43, с. 307-328.

3. Гуревич К.Г. Клиническое применение дипиридамола// Вопросы биолог, мед. фарм., 2003, № 3, с. 3-4.

4. Гуревич К.Г., Лобанова Е.Г. Биохимическая фармакология дипиридамола: механизмы действия, клиническое применение// Кардиолог., 2000, № 12, с. 87-91.

5. Кондратьева Т.С., Иванова Л.А. Технология лекарственных форм. Т. 1/ Москва: Медицина, 1991, 348 с.

6. Мизина П.Г., Быков В.А., Настина Ю.И., Фоменко Е.А. Введение лекарственных веществ через кожу достижения и перспективы (обзор)// Вестник ВГУ Сер. Химия. Биология. Фармация, 2004, т. 1, с. 176-183.

7. Пхакадзе Г.А. Биодеструктируемые полимеры/ Киев: Наукова думка, 1990, с. 160.

8. Рафиков С.Р., Будтов В.П., Монаков Ю.Б. Введение в физико-химию растворов полимеров/Москва: Наука, 1978, 328 с.

9. Семчиков Ю.Д. Высокомолекулярные соединения/ Москва Н. Новгород: Изд-во НГУ "Академия", 2003, 368 с.

10. Штильман М.И. Полимеры в биологически активных системах//Соровский обр. ж., 1998, №5, с. 48-53

11. Abe Т., Kobayashi Т., Saito Т. Properties of a novel intracellular poly(3-hydroxybutyrate) depolymerase with high specific activity (PhaZd) in Wautersia eutropha HI6// J. Bacterid., 2005, v. 187, p. 6982-6990.

12. Abou-Zeid D.M., Mtiller R.J., Deckwer W.D. Biodegradation of aliphatic homopolyesters and aliphatic-aromatic copolyesters by anaerobic microorganisms// Biomacromolecules, 2004, v. 5, p. 1687-1697.

13. Akita S., Einada Y., Miyaki Y., Fugita H. Properties of poly((3-hydroxybutyrate) as a solution// Macromol., 1976, v. 9, p. 774-780.

14. Alexis F. Factors affecting the degradation and drug-release mechanism of poly(lactic acid) and poly(lactic acid)-co-(glycolic acid)// Polym. Int., 2005, v.54, p. 36-46.

15. Allison B.C., Applegate B.M., Youngblood J.P. Hemocompatibility of hydrophilic antimicrobial copolymers of alkylated 4-vinylpyridine// Biomacromolecules, 2007, v. 8, p. 2995-2999.

16. Alpar H.O., Somavarapu S.,. Atuah K.N, Bramwell V.W. Biodegradable mucoadhesive particulates for nasal and pulmonary antigen and DNA delivery// Adv. Drug Deliv. Rev., 2005, v. 57, p. 411-430.

17. Alvarez-Lorenzo C., Concheiro A. Intelligent drug delivery systems: polymeric micelles and hydrogels// Mini Rev. Med. Chem., 2008, v. 8, p. 1065-1074.

18. Ammar H.O., Ghorab M., El-Nahhas S.A., Kamel R. Design of a transdermal delivery system for aspirin as an antithrombotic drug// Int. J. Pharm., 2006, v. 327, p. 81-98.

19. Ammar H.O., Salama H.A., Ghorab M., El-Nahhas S.A., Elmotasem H. A transdermal delivery system for glipizide// Curr. Drug. Deliv., 2006, v. 3, p. 333-341.

20. Anabousi S., Bakowsky U., Schneider M., Huwer H., Lehr C.M., Ehrhardt C. In vitro assessment of transferrin-conjugated liposomes as drug delivery systems for inhalation therapy of lung cancer// Eur. J. Pharm. Sci., 2006, v. 29, p. 367-374.

21. Anderson V.R., Perry C.M. Levofloxacin: a review of its use as a high-dose,, short-course treatment for bacterial infection// Drugs, 2008, v. 68, p. 535-65.

22. Andreopoulos A.G., Hatzi E.C., Doxastakis M. Controlled release systems based on polylactic acid). An in vitro and in vivo study// J. Mater. Sci. Mater. Med., 2000, v. 11, p. 393-397.

23. Ankareddi I., Brazel C.S. Synthesis and characterization of grafted thermosensitive hydrogels for heating activated controlled release// Int. J. Pharm., 2007, v. 336, p. 241-247.

24. Aqil M., Ali A., Sultana Y., Najmi A.K. Fabrication and evaluation of polymeric films for transdermal delivery of pinacidil// Pharmazie, 2004, v. 59, p. 631-635.

25. Arnold M.M., Gorman E.M., Schieber L.J., Munson E.J., Berkland C. NanoCipro encapsulation in monodisperse large porous PLGA microparticles// J. Control. Release, 2007, v. 121, p. 100-109.

26. Asplund В., Sperens J., Mathisen Т., Hilborn J. Effects of hydrolysis on a new biodegradable co-polymer// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 2006, v. 17, p. 615-630.

27. Atkins T.W., Peacock SJ. In vitro biodegradation of poly(beta-hydroxybutyrate-hydroxyvalerate) microspheres exposed to Hanks' buffer, newborn calf serum, pancreatin and synthetic gastric juice// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 1996, v. 7, p. 1075-84.

28. Baker R. Controlled Release of Biologically Active Agents/ New York: A Wiley-Interscience Publication, 1987, 279 p.

29. Bhatt D.C., Dhake A.S., Khar R.K., Mishra D.N. Development and in-vitro evaluation of transdermal matrix films of metoprolol tartrate// Yakugaku Zasshi, 2008, v. 128, p. 1325-1333.

30. Bi Y., Mao S., Gan L., Li Y., Wang C., Xu N., Zheng Y., Cheng Q., Hou S. A controlled porosity osmotic pump system with biphasic release of theophylline// Chem. Pharm. Bull., 2007, v. 55, p. 1574-1580.

31. Blanco E., Bey E.A., Dong Y., Weinberg B.D., Sutton D.M., Boothman D.A., Gao J. (3-Lapachone-containing PEG-PLA polymer micelles as novel nanotherapeutics against NQOl-overexpressing tumor cells// J. Control. Release, 2007, v. 122, p. 365-374.

32. Bostman O., Pihlajamaki H. Clinical biocompatibility of biodegradable orthopaedic implants for internal fixation: a review// Biomaterials, 2000, 21, p. 2615-2621.

33. Bougherara H., Bureau M., Campbell M., Vadean A., Yahia L. Design of a biomimetic polymer-composite hip prosthesis// J. Biomed. Mater. Res. A, 2007, v. 82, p. 27-40.

34. Brannon-Peppas L. Polymers in Controlled Drug Delivery// Med. Plastics and Biomater., 1997, v.3, p. 46-50.

35. Braunegg G., Lefebvre G., Genser K.F. Polyhydroxyalkanoates, biopolyesters from renewable resources: physiological and engineering aspects// J. Biotechnol., 1998, v. 65, v. 127-161.

36. Breitenbach A., Pistel K.F., Kissel T. Biodegradable comb polyesters. Part II. Erosion and release properties of poly(vinyl alcohol)-g-poly(lactic-co-glycolic acid)// Polymer, 2000, v. 41, p. 4781-4792.

37. Brigger I., Dubernet C., Couvreur P. Nanoparticles in cancer therapy and diagnosis// Adv. Drug Deliv. Rev., 2002, v. 54, p. 631-651.

38. Cai M.M., Chua H., Wong A.L., Yu H.F., Sin N.S., Ren J., He D., Zhao Q.L. Polyhydroxyalkanoates microbiological synthesis from food wastes// Huan Jing Ke Xue, 2008, v. 29, p. 2643-2648.

39. Cai H., Hu X.D., Yu D.H., LI S.X., Tian X., Zhu Y.X. Combined DNA vaccine encapsulated in microspheres enhanced protection efficacy against Mycobacterium tuberculosis infection of mice// Vaccine, 2005, v. 23, p. 4167-4174.

40. Cao W., Wang A., Jing D., Gong Y., Zhao N., Zhang X. Novel biodegradable films and scaffolds of chitosan blended with poly(3-hydroxybutyrate)// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 2005, v. 16, p. 1379-1394.

41. Carino G.P., Mathiowitz E. Oral insulin delivery// Adv. Drug Deliv. Rev., 1999, v. 35, p. 249-257.

42. Chen G.Q., Wu Q. The application of polyhydroxyalkanoates as tissue engineering materials// Biomaterials, 2005, v. 26, p. 6565-6578.

43. Cheng C.J., Chu L.Y., Ren P.W., Zhang J., Hu L. Preparation of monodisperse thermo-sensitive poly(N-isopropylacrylamide) hollow microcapsules// J. Colloid. Interface Sci., 2007, v. 313, p. 383-388.

44. Chiu L.K., Chiu W.J., Cheng Y.L. Effects of polymer degradation on drug release —a mechanistic study of morphology and transport properties in 50:50 poly(dl-lactide-co-glycolide)// Int. J. Pharm., 1995, v. 126, p. 169178.

45. Choi M.J., Kim J.H., Maibach H.I. Topical DNA vaccination with DNA/Lipid based complex// Curr. Drug. Deliv., 2006, v. 3, p. 37-45.

46. Chu L.Y., Liang Y.J., Chen W.M., Ju X.J., Wang H.D. Preparation of glucose-sensitive microcapsules with a porous membrane and functional gates// Colloids Surf. В Biointerfaces, 2004, v. 37, p. 9-14.

47. Chung H.J., Kim H.K., Yoon J.J., Park T.G. Heparin Immobilized Porous PLGA Microspheres for Angiogenic Growth Factor Delivery// Pharm. Res., 2006, v. 23, p. 1835-1841.

48. Ciach T. Microencapsulation of drugs by electro-hydro-dynamic atomization// Int. J. Pharm., 2006, v. 324, p. 51-55.

49. Ciftci K., Hincal A.A., Kas H.S., Ercan M.T., Ruacan S. Microspheres of 5-fluorouracil using poly(dl-lactic acid): in vitro release properties and distribution in mice after i.v. administration// Eur. J. Pharm. Sci., 1994, v. 1, p. 249-258.

50. Correa M.C.S., Rezende M.L., Rosa D.S., Agnelli J.A.M., Nascente P.A.P. Surface composition and morphology of poly(3-hydroxybutyrate) exposed to biodegradation// Polym. Test., 2008, v. 27, p. 447-452.

51. Coughlan D.C., Quilty F.P., Corrigan O.I. Effect of drug physicochemical properties on swelling/deswelling kinetics and pulsatile drug release from thermoresponsive poly(N-isopropylacrylamide) hydrogels// J. Control. Release, 2004, v. 98, p. 97-114.

52. Crank J. The mathematics of diffusion/ Oxford: Clarendon Press., 1975, 424 p.

53. Csaba N., Caamafto P., Sanchez A., Domlnguez F., Alonso M.J. PLGAiPoloxamer and PLGA:Poloxamine Blend Nanoparticles: New Carriers for Gene Delivery// Biomacromolecules, 2005, v. 6, p. 271-278.

54. Cui Z., Lee B.H., Vernon B.L. New hydrolysis-dependent thermosensitive polymer for an injectable degradable system// Biomacromolecules, 2007, v. 8, 1280-1286.

55. Defail A .J., Edington H.D., Matthews S., Lee W.C., Marra K.G. Controlled release of bioactive doxorubicin from microspheres embedded within gelatin scaffolds// J. Biomed. Mater. Res., 2006, v. 79, p. 954-962.

56. Deiss R.G., Rodwell T.C., Garfein R.S. Tuberculosis and illicit drug use// Clin Infect Dis., 2009, v. 48, p. 72-82.

57. Derakhshandeh K., Erfan M., Dadashzadeh S. Encapsulation of 9-nitrocamptothecin, a novel anticancer drug, in biodegradable nanoparticles: factorial design, characterization and release kinetics// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2007, v. 66, p. 34-41.

58. Dey E.S., Norrlow O., Liu Y. Artificial carrier for oxygen supply in biological systems// Appl. Microbiol. Biotechnol., 2004, v. 64, p. 187-191.

59. Dillen K., Vandervoort J., Van den Mooter G., Ludwig A. Evaluation of ciprofloxacin-loaded Eudragit RSI00 or RL100/PLGA nanoparticles// Int. J. Pharm., 2006, v. 314, p. 72-82.

60. Dillen K., Vandervoort J., Van den Mooter G., Verheyden L., Ludwig A. Factorial design, physicochemical characterization and activity of ciprofloxacin-PLGA nanoparticles// Int. J. Pharm., 2004, v. 275, p. 171187.

61. Dong W., Zhang Т., McDonald M., Padilla C., Epstein J., Tian Z.R. Biocompatible nanofiber scaffolds on metal for controlled release and cell colonization//Nanomedicine, 2006, v. 2, p. 248-252.

62. Dong Y., Feng S.S. Poly(D,L-lactide-co-glycolide)/montmorillonite nanoparticles for oral delivery of anticancer drugs// Biomaterials, 2005, v. 26, p. 6068-6076.

63. Dong Y., Feng S.S. Poly(D,L-lactide-co-glycolide) (PLGA) nanoparticles prepared by high pressure homogenization for paclitaxel chemotherapy// Int. J. Pharm., 2007, v. 342(1-2), p. 208-214.

64. Dunne M., Bibby D.C., Jones J.C., Cudmore S. Encapsulation of protamine sulphate compacted DNA in polylactide and polylactide-co-glycolide microparticles// J. Control. Release, 2003, v. 92, p. 209-219.

65. Duran N., Alvarenga M.A., Da Silva E.C., Melo P.S., Marcato P.D. Microencapsulation of antibiotic rifampicin in poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate)// Arch. Pharm. Res., 2008, v. 31, p. 1509-1516.

66. Duvvuri S., Janoria K.G., Mitra A.K. Effect of Polymer Blending on the Release of Ganciclovir from PLGA Microspheres// Pharm. Res., 2006, v. 23, p. 215-223.

67. Eash H.J., Jones H.M., Hattler B.G., Federspiel WJ. Evaluation of plasma resistant hollow fiber membranes for artificial lungs// ASAIO J., 2004, v. 50, p. 491-497.

68. Egilmez N.K., Jong Y.S., Sabel M.S., Jacob J.S., Mathiowitz E., Bankert R.B. In Situ Tumor Vaccination with Interleukin-12-encapsulated

69. Biodegradable Microspheres: Induction of Tumor Regression and Potent Antitumor Immunity// Cancer Res., 2000, v. 60, p. 3832-383.

70. Embleton J.K., Tighe B.J. Polymers for biodegradable medical devices. Microencapsulation studies: characterization of hydrocortisone-loaded poly-hydroxybutyrate-hydroxyvalerate microspheres// J. Microencapsul., 2002, v.19, p. 737-752.

71. Ertl В., Platzer P., Wirth M., Gabor F. Poly(D,L-lactic-co-glycolic acid) microspheres for sustained delivery and stabilization of camptothecin// J. Control. Release, 1999, v. 61, p. 305-317.

72. Faisant N., Akiki J., Siepmann F., Benoit J.P., Siepmann J. Effects of the type of release medium on drug release from PLGA-based microparticles: experiment and theory// Int. J. Pharm., 2006, v. 314, p.* 189-197.

73. Feng S., Huang G. Effects of emulsifiers on the controlled release of paclitaxel (Taxol) from nanospheres of biodegradable polymers// J. Control. Release, 2001, v. 71, p. 53-69.

74. Ferreira B.M., Zavaglia C.A., Duek E.A. Films of Poly (L Lactic Acid)/Poly(Hydroxybutyrate-co-Hydroxyvalerate) Blends: In vitro Degradation// Mater. Res., 2001, v. 4, p. 34-42.

75. Fonsecaa C., Simoes S., Gaspara R. Paclitaxel-loaded PLGA nanoparticles: preparation, physicochemical characterization and in vitro anti-tumoral activity// J. Control. Release, 2002, v. 83, p. 273-286.

76. Freier Т., Kunze C., Nischan C., Kramer S., Sternberg K., Sass M., Hopt U.T., Schmitz K.P. In vitro and in vivo degradation studies for development of a biodegradable patch based on poly(3-hydroxybutyrate)// Biomaterials, 2002, v. 23, p. 2649-2657.

77. Galeska I., Kim Т.К., Patil S.D., Bhardwaj U., Chatttopadhyay D., Papadimitrakopoulos F., Burgess D.J. Controlled Release of Dexamethasone from PLGA Microspheres Embedded Within Polyacid-Containing PVA Hydrogels// AAPS J., 2005; v. 7, p. 231-240.

78. Gebauer В., Jendrossek D. Assay of Poly(3-Hydroxybutyrate) Depolymerase Activity and Product Determination// Appl. Environ Microbiol., 2006, v. 72, p. 6094-6100.

79. Gao P., Xu H., Ding P., Gao Q., Sun J., Chen D. Controlled release of huperzine A from biodegradable microspheres: In vitro and in vivo studies// Int. J. Pharm., 2007, v. 330, p. 1-5.

80. Gibson J.D., Khanal B.P., Zubarev E.R. Paclitaxel-functionalized gold nanoparticles// J. Am. Chem. Soc., 2007, v. 129, p. 11653-11661.

81. Gopferich A. Mechanisms of polymer degradation and erosion// Biomaterials, 1996, v. 17, p. 103-114.

82. Grayson A.C., Cima M.J., Langer R. Size and temperature effects on poly(lactic-co-glycolic acid) degradation and microreservoir device performance//Biomaterials, 2005, v. 26, p. 2137-2145.

83. Gryparis E.C., Hatziapostolou M., Papadimitriou E., Avgoustakis K. Anticancer activity of cisplatin-loaded PLGA-mPEG nanoparticles on LNCaP prostate cancer cells// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2007, v. 67, p. 1-8.

84. Gu F.X., Karnik R., Wang A.Z., Alexis F., Levy-Nissenbaum E., Hong S., Langer R.S., Farokhzad O.C. Targeted nanoparticles for cancer therapy// Nano Today, 2007, v. 2, p. 14-21.

85. Gu J., Xia F., Wu Y., Qu X., Yang Z., Jiang L. Programmable delivery of hydrophilic drug using dually responsive hydrogel cages// J. Control. Release, 2007, v. 117, p. 396-402.

86. Guo B.L., Gao Q.Y. Preparation and properties of a pH/temperature-responsive carboxymethyl chitosan/poly(N-isopropylacrylamide)semi-IPN hydrogel for oral delivery of drugs// Carbohydr. Res., 2007, v. 342, p. 2416-2422.

87. Gupte A., Ciftci K. Formulation and characterization of Paclitaxel, 5-FU and Paclitaxel + 5-FU microspheres// Int. J. Pharm., 2004, v. 276(1-2), p. 93-106.

88. Hasegawa S., Neo M., Tamura J., Fujibayashi S., Takemoto M., Shikinami Y., Okazaki K., Nakamura T. In vivo evaluation of a porous hydroxyapatite/poly-DL-lactide composite for bone tissue engineering// J. Biomed. Mater. Res. A., 2007, v. 81, p. 930-938.

89. Hillaireau H., Le Doan Т., Couvreur P. Polymer-based nanoparticles for the delivery of nucleoside analogues// J. Nanosci. Nanotechnol., 2006, v. 6, p. 2608-2617.

90. Hirata I., Nomura Y., Ito M., Shimazu A., Okazaki M. Acceleration of bone formation with BMP2 in frame-reinforced carbonate apatite-collagen sponge scaffolds// J. Artif. Organs, 2007, v. 10, p. 212-217.

91. Holm V.K., Ndoni S., Risbo J. The Stability of Poly(lactic acid) Packaging Films as Influenced by Humidity and Temperature// J. Food Sci., 2006, v. 71, p. 40-44.

92. Hou Т., Zhang J.Z., Kong L.J., Zhang X.E., Hu P., Zhang D.M., Li N. Morphologies of fibroblast cells cultured on surfaces of PHB films implanted by hydroxyl ions// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 2006, v. 17, p. 735-746.

93. Hu F.X., Neoh K.G., Kang E.T. Synthesis and in vitro anti-cancer evaluation of tamoxifen-loaded magnetite/PLLA composite nanoparticles// Biomaterials, 2006, v. 27, p. 5725-5733.

94. Huang H., Nord C.E. Can Metronidazole Still Be Used for Treatment of Clostridium difficile Infections?// Curr. Infect. Dis. Rep., 2009, v. 11, p. 36.

95. Huang S.J., Wang J.M., Tseng S.C., Wang L.F., Chen J.S. Controlled immobilization of chondroitin sulfate in polyacrylic acid networks// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 2007, v. 18, p. 17-34.

96. Huo D., Deng S., Li L., Ji J. Studies on the poly(lactic-co-glycolic) acid microspheres of cisplatin for lung-targeting// Int. J. Pharm., 2005, v. 289, p. 63-67.

97. Husmann M., Schenderlein S.; Luck M., Lindner H., Kleinebudde P. Polymer erosion in PLGA microparticles produced by phase separation method// Int. J. Pharm., 2002, v. 242, p. 277-280.

98. Hyuk Im S., Jeong U., Xia Y. Polymer hollow particles with controllable holes in their surfaces// Nat. Mater., 2005, v. 4, p. 671-675.

99. Hyon S.H. Biodegradable Poly (Lactic Acid) Systems microspheres for Drug Delivery// Yonsei Med. J., 2000, v. 41, p. 720-734.

100. O.Ike O., Shimizu Y., Wada R., Hyon S.H., Ikada Y. Controlled cisplatindelivery system using poly(D,L-lactic acid)// Biomaterials, 1992, v. 13, p. 230-234.

101. Ito Y., Hasuda H., Kamitakahara M., Ohtsuki C., Tanihara M., Kang I.K., Kwon O.H. A composite of hydroxyapatite with electrospun biodegradable nanofibers as a tissue engineering material// J. Biosci. Bioeng., 2005, v. 100, p. 43-49.

102. Jackson J.K., Smith J., Letchford K., Babiuk K.A., Machan L., Signore P., Hunter W.L., Wang K., Burt H.M. Characterization of perivascularpoly(lactic-co-glycolic acid) films containing paclitaxel// Int. J. Pharm.,2004, v. 283, p. 97-109.

103. Jalil R., Nixon J.R. Microencapsulation using poly(L-lactic acid). Release properties of microcapsules containing phenobarbitone// J. Microencap., 1990, v. 7, p. 53-66.

104. Jendrossek D. Fluorescence Microscopical Investigation of Poly(3-hydroxybutyrate) Granule Formation in Bacteria// Biomacromolecules,2005, v. 6, p. 598-603.

105. Jie P., Venkatraman S.S., Min F., Freddy B.Y., Huat G.L. Micelle-like nanoparticles of star-branched PEO-PLA copolymers as chemotherapeutic carrier// J. Control. Release, 2005, v. 110, p. 20-33.

106. Jin C., Bai L., Wu H., Tian F., Guo G. Radiosensitization of paclitaxel, etanidazole and paclitaxel+etanidazole nanoparticles on hypoxic human tumor cells in vitro// Biomaterials, 2007, v. 28, p. 3724-3730.

107. Kalbermatten D.F., Pettersson J., Kingham P.J., Pierer G., Wiberg M., Terenghi G. New fibrin conduit for peripheral nerve repair// J. Reconstr. Microsurg., 2009, v. 25, p. 27-33.

108. Kale A.A., Torchilin V.P. "Smart" drug carriers: PEGylated TATp-modified pH-sensitive liposomes// J. Liposome Res., 2007, v. 17, p. 197203.

109. Kassab A.C., Xu K., Denkbas E.B., Dou Y., Zhao S., Piskin E. Rifampicin carrying polyhydroxybutyrate microspheres as a potential chemoembolization agent// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 1997; v. 8, p. 947961.

110. Katz В., Rosenberg A., Frishman W.H. Controlled-release drug delivery systems in cardiovascular medicine// Am. Heart J., 1995, v. 129, p. 359368.

111. Kenar H., Kocabas A., Aydinli A., Hasirci V. Chemical and topographical modification of PHBV surface to promote osteoblast alignment and confinement// J. Biomed. Mater. Res. A., 2008, v. 85, p. 1001-1010.

112. Kikuchi A., Okano Т., Pulsatile drug release control using hydrogels// Adv. Drug Deliv. Rev., 2002, v. 54, p. 53-77.

113. Kim D.H., Martin D.C. Sustained release of dexamethasone from hydrophilic matrices using PLGA nanoparticles for neural drug delivery// Biomaterials, 2006, v. 27, p. 3031-3037.

114. Kim J.H., Jeong S.Y., Jung M.H., Hwang J.M. Use of polyurethane with sustained release dexamethasone in delayed adjustable strabismus surgery// Br. J. Ophthalmol., 2004, v. 88, p. 1450-1454.

115. Kim S.C., Kim D.W., Shim Y.H., Bang J.S., Oh H.S., Wan Kim S., Seo M.H. In vivo evaluation of polymeric micellar paclitaxel formulation: toxicity and efficacy// J. Control. Release, 2001, v. 72, p. 191-202.

116. Kipke D.R. Implantable neural probe systems for cortical neuroprostheses// Conf. Proc. IEEE Eng. Med. Biol. Soc., 2004, v. 7, p. 5344-5347.

117. Kosea G.T., Korkusuzb F., Korkusuzc P., Puralid N., Ozkule A., Hasirci V. Bone generation on PHBV matrices: an in vitro study// Biomaterials, 2003, v. 24, p. 4999-5007.

118. Kosenko R.Y., Pankova Y.N., Iordanskii A.L., Zaikov G.E. Controlled Release of the Antiseptic From Poly(3-hydroxybutyrate) Films. Combination of Diffusion and Zero Order Kinetics// J. Balkan Tribological Assoc., 2007, v. 13, p. 242-248.

119. Kraitzer A., Zilberman M. Paclitaxel-loaded composite fibers: microstructure and emulsion stability// J. Biomed. Mater. Res. A., 2007, v. 81, p. 427-436.

120. Krishnamachari Y., Madan P., Lin S. Development of pH- and time-dependent oral microparticles to optimize budesonide delivery to ileum and colon// Int. J. Pharm., 2007, v. 338, p. 238-247.

121. Kumar R., Bakowsky U., Lehr C.M. Preparation and characterization of cationic PLGA nanospheres as DNA carriers// Biomaterials. 2004, v. 25, p. 1771-1777.

122. Ml.Kunze С., Freier Т., Kramer S., Schmitz K.P. Anti-inflammatory prodrugs as plasticizers for biodegradable implant materials based on poly(3-hydroxybutyrate)//J. Mater. Sci. Mater. Med., 2002, v.13, p. 1051-1055.

123. Kyo M., Hyon S.H., Ikada Y. Effects of preparation conditions of cisplatin-loaded microspheres on the in vitro release// J. Control. Release, 1995, v. 35, p. 73-82.

124. Leach W.T., Simpson D.T., Val T.N., Yu Z., Lim K.T., Park E.J., Williams R.O., Johnston K.P. Encapsulation of protein nanoparticles into uniform-sized microspheres formed in a spinning oil film// AAPS Pharm. Sci. Tech., 2005, v. 6, p. 605-617.

125. Leach W.T., Simpson D.T., Val T.N., Anuta E.C., Yu Z., Williams R.O., Johnston K.P. Uniform Encapsulation of Stable Protein Nanoparticles Produced by Spray Freezing for the Reduction of Burst Release// J. Pharm. Sci., 2005, v. 94, p.56-69.

126. Lee J.H., Hwang E.T., Kim B.C., Lee S.M., Sang B.I., Choi Y.S., Kim J., Gu M.B. Stable and continuous long-term enzymatic reaction using anenzyme-nanofiber composite// Appl. Microbiol. Biotechnol., 2007, v. 75, p. 1301-1307.

127. Lee L.Y., Wang C.H., Smith K.A. Supercritical antisolvent production of biodegradable micro- and nanoparticles for controlled delivery of paclitaxel// J. Control. Release, 2008, v. 125, p. 96-106.

128. Lee Т.Н., Wang J., Wang C.H. Double-walled microspheres for the sustained release of a highly water soluble drug: characterization and irradiation studies// J. Control. Release, 2002, v. 83, p. 437-452.

129. Leenstra T.S., Kuijpers-Jagtman A.M., Maltha J.C. The healing process of palatal tissues after palatal surgery with and without implantation of membranes: an experimental study in dogs// J. Mater. Sci. Mater. Med., 1998, v. 9, p. 249-255.

130. Lenz R.W., Marchessault R.H. Bacterial polyesters: biosynthesis, biodegradable plastics and biotechnology// Biomacromolecules, 2005, v. 6, p. 1-8.

131. Lewis G., Coughlan D.C., Lane M.E., Corrigan O.I. Preparation and release of model drugs from thermally sensitive poly(N-isopropylacrylamide) based macrospheres// J. Microencapsul., 2006, v. 23, p. 677-685.

132. Li H., Chang J. Preparation, characterization and in vitro release of gentamicin from PHBV/wollastonite composite microspheres// J. Control. Release, 2005, v. 107, p. 463-73.

133. Liab Y.B., Pei Y.Y., Zhang X.Y., Gu Z.H., Zhou Z.H., Yuan W.F., Zhou J.J., Zhu J.H., Gao X.J. PEGylated PLGA nanoparticles as protein carriers: synthesis, preparation and biodistribution in rats// J. Control. Release, 2002, v. 71, p. 203-211.

134. Liao W., Liu Y., Wen Z., Frear C., Chen S. Kinetic modeling of enzymatic hydrolysis of cellulose in differently pretreated fibers from dairy manure// Biotechnol. Bioeng., 2008, v. 101, p. 441-451.

135. Liggins R.T., Burt H.M. Paclitaxel loaded poly(L-lactic acid) microspheres: properties of microspheres made with low molecular weight polymers// Int. J. Pharm., 2001, v. 222, p. 19-33.

136. Lindsay M.A. Finding new drug targets in the 21st century// Drug. Discov. Today, 2005, v. 10, p. 1683-1687.

137. Liu X., Heng W.S., Paul, Li Q., Chan L.W. Novel polymeric microspheres containing norcantharidin for chemoembolization// J. Control. Release, 2006, v. 116, p. 35-41.

138. Lobler M., Sab M., Kunze C., Schmitz K.P., Hopt U.T. Biomaterial patches sutured onto the rat stomach induce a set of genes encoding pancreatic enzymes// Biomaterials, 2002, v. 23, p. 577-583.

139. Loo C.Y., Sudesh K. Polyhydroxyalkanoates: Bio-based microbial plastics and their properties// Malays. Polym. J., 2007, v. 2, p. 31-57.

140. Lootz D., Behrend D., Kramer S., Freier Т., Haubold A., Benkiesser G., Schmitz K.P., Becher B. Laser cutting: influence on morphological and physicochemical properties of polyhydroxybutyrate// Biomaterials, 2001, v. 22, p. 2447-2452.

141. Machida Y., Onishi H., Kurita A., Hata H., Morikawa A., Machida Y. Pharmacokinetics of prolonged-release CPT-11-loaded microspheres in rats// J. Control. Release, 2000, v. 66, p. 159-175.

142. MacKay J.A., Deen D.F., Szoka F.C. Distribution in brain of liposomes after convection enhanced delivery; modulation by particle charge, particle diameter, and presence of steric coating// J. Brain Res., 2005, v. 1035, p. 139-153.

143. Majeti N.V., Kumar R. Nano and Microparticles as Controlled Drug Delivery Devices// J. Pharm. Pharmaceut. Sci., 2000, v. 3, p. 234-258.

144. Malugin A., Kopeckova P., Kopecek J. HPMA copolymer-bound doxorubicin induces apoptosis in ovarian carcinoma cells by the disruption of mitochondrial function// Mol. Pharm., 2006, v. 3, p. 351-361.

145. Markman M., Gordon A.N., McGuire W.P., Muggia F.M. Liposomal anthracycline treatment for ovarian cancer// Semin. Oncol., 2004, v. 31. p. 91-105.

146. Matsumoto A., Matsukawa Y., Horikiri Y., Suzuki T. Rupture and drug release characteristics of multi-reservoir type microspheres with poly(dl-lactide-co-glycolide) and poly(DL-lactide)// Int. J. Pharm., 2006, v. 327, p. 110-116.

147. McChalicher C.W., Srienc F. Investigating the structure-property relationship of bacterial PHA block copolymers// J. Biotechnol., 2007, v. 132, p. 296-302.

148. Maysinger D., Filipovic-Grcic J., Alebic-Kolbah T. Preparation, characterization and release of microencapsulated bromodeoxyuridine// Life Sci., 1994, v. 54, p. 27-34.

149. Meng W., Kim S.Y., Yuan J., Kim J.C., Kwon O.H., Kawazoe N., Chen G., Ito Y., Kang I.K. Electrospun PHBV/collagen composite nanofibrous scaffolds for tissue engineering// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 2007, v. 18, p. 81-94.

150. Mergaert J., Webb A., Anderson C., Wouters A., Swings J. Microbial degradation of poly(3-hydroxybutyrate) and poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate) in soils// Appl. Environ. Microbiol., 1993, v. 59, p. 32333238.

151. Mo Y., Lim L.Y. Preparation and in vitro anticancer activity of wheat germ agglutinin (WGA)-conjugated PLGA nanoparticles loaded with paclitaxel and isopropyl myristate// J. Control. Release, 2005, v. 107, p. 30-42.

152. Moss G.P., Gullick D.R., Woolfson A.D., McCafferty D.F. Mechanical characterization and drug permeation properties of tetracaine-loaded bioadhesive films for percutaneous local anesthesia// Drug. Dev. Ind. Pharm., 2006, v. 32, p. 163-174.

153. Mu L., Feng S.S. A novel controlled release formulation for the anticancer drug paclitaxel (Taxol): PLGA nanoparticles containing vitamin E TPGS// J. Control. Release, 2003, v. 86, p. 33-48.

154. Murdan S. Electro-responsive drug delivery from hydrogels// J. Control. Release, 2003, v. 92, p. 1-17.

155. Murthy S.N., Vishwanath B.A., Bharath S. Bioadhesive tablets for controlled transdermal delivery of drugs PDA// J. Pharm. Sci. Technol., 2005, v. 59, p. 355-359.

156. Nash H.A., Robertson D.N., Evans S.J. Release-modulating factors strongly affecting steroid diffusion from silicone elastomer// J. Pharm. Sci., 2004, v. 93, p. 2420-2430.

157. Nemati F., Dubernet C., Fessi H., Colin de Verdi6re A., Poupon M.F., Puisieux F., Couvreur P. Reversion of multidrug resistance using nanoparticles in vitro: influence of the nature of the polymer// Int. J. Pharm., 1996, v. 138, p. 237-246.

158. Nguyen A., Marsaud V., Bouclier C., Top S., Vessieres A., Pigeon P., Gref R., Legrand P., Jaouen G., Renoir J.M. Nanoparticles loaded with ferrocenyl tamoxifen derivatives for breast cancer treatment// Int. J. Pharm., 2008, v. 347, p. 128-135.

159. Nikel P.I., Almeida A., Melillo E.C., Galvagno M.A., Pettinari MJ. New Recombinant Escherichia coli Strain Tailored for the Production of Poly(3-Hydroxybutyrate) from Agroindustrial By-Products// Appl. Environ. Microbiol., 2006, v. 72, p. 3949-3954.

160. Padula С., Nicoli S., Colombo P., Santi P. Single-layer transdermal film containing lidocaine: modulation of drug release// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2007, v. 66, p. 422-428.

161. Painbeni Т., Venier-Julienne M.C., Benoit J.P. Internal morphology of poly(D,L-lactide-co-glycolide) BCNU-loaded microspheres. Influence on drug stability// Eur. J. Pharm. Biopharm., 1998, v. 45, p. 31-39.

162. Pandey R., Khuller G. K. Subcutaneous nanoparticle-based antitubercular chemotherapy in an experimental model// J. Antimicrob. Chemother., 2004, v. 54, p. 266-268.

163. Park S.J., Lee Y.M., Hong S.K. Release behaviors of porous poly(butylene succinate)/poly(epsilon-caprolactone) microcapsules containing indomethacin// Colloids Surf. В Biointerfaces, 2006, v. 47, p. 211-215.

164. Perugini P., Genta I., Conti В., Modena Т., Pavanetto F. Periodontal delivery of ipriflavone: new chitosan/PLGA film delivery system for a lipophilic drug// Int. J. Pharm., 2003, v. 252, p. 1-9.

165. Pinto-Alphandary H., Aboubakar M., Jaillard D., Couvreur P., Vauthier C. Visualization of Insulin-Loaded Nanocapsules: In Vitro and in Vivo Studies after Oral Administration to Rats// Pharm. Res., 2003, v. 20, p. 1071-1084.

166. Poletto F.S., Jager E., Re M.I., Guterres S.S., Pohlmann A.R. Rate-modulating PHBHV/PCL microparticles containing weak acid model drugs// Int. J. Pharm., 2007, v. 345(1-2), p.70-80.

167. Pompe Т., Keller K., Mothes G., Nitschke M., Teese M., Zimmermann R., Werner C. Surface modification of poly(hydroxybutyrate) films to control cell-matrix adhesion// Biomaterials, 2007, v. 28, p. 28-37.

168. Pouton C.W., Akhtar S. Biosynthetic polyhydroxyalkanoates and their potential in drug delivery// Adv. Drug Deliv. Rev., 1996, v. 18, p. 133-162.

169. Qu X.H., Wua Q., Zhanga K.Y., Chen G.Q. In vivo studies of poly(3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyhexanoate) based polymers: Biodegradation and tissue reactions// Biomaterials, 2006, v. 27, p. 3540-3548.

170. Raykov Z.Z., Vassilev K., Grigorova G., Lyapova A., Alexiev A., Petrov G. Spin-labeled rifamycin: biological activity// Pharmazie, 2008, v. 63, p. 6166.

171. Reinhardt S., Handrick R., Jendrossek D. The "PHB depolymerase inhibitor" of Paucimonas lemoignei is a PHB depolymerase// Biomacromolecules, 2002, v. 3, v. 823-827.

172. Rani M., Mishra B. Comparative in vitro and in vivo evaluation of matrix, osmotic matrix, and osmotic pump tablets for controlled delivery of diclofenac sodium// AAPS Pharm. Sci. Tech., 2004, v. 5, p. 71-84.

173. Romito L., Ameer G.A. Mechanical interlocking of engineered cartilage to an underlying polymeric substrate: towards a biohybrid tissue equivalent// Ann. Biomed. Eng., 2006, v. 34, p. 737-747.

174. Roy S., Pal M., Gupta B.K Indomethacin-Loaded Microspheres: Design and Preparation by a Multiple-Emulsification Technique and Their in Vitro Evaluation// Pharm. Res., 1992, v. 9, p. 1132-1136.

175. Saito Т., Tomita K., Juni K., Ooba K. In vivo and in vitro degradation of poly(3-hydroxybutyrate) in rat// Biomaterials, 1991, v. 12, p. 309-312.

176. Salman M.A., Sahin A., Onur M.A., Oge K., Kassab A., Aypar U. Tramadol encapsulated into polyhydroxybutyrate microspheres: in vitro release and epidural analgesic effect in rats//Ada Anaesthesiol Scand., 2003; v. 47, p.1006-1012.

177. Sanyal P., Samaddar P., Paul A.K. Degradation of Poly(3-hydroxybutyrate) and Poly (3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate) by Some Soil Aspergillus spp.// J. Polym. Environ., 2006, v. 14, p. 257-263.

178. Schaefer M.J:, Singh J. Effect of isopropyl myristic acid ester on the physical characteristics and in vitro release of etoposide from PLGA microspheres//AAPS Pharm. Sci. Tech., 2000, v. 1, p. 32.

179. Schaefer M.J., Singh J. Effect of tricaprin on the physical characteristics and in vitro release of etoposide from PLGA microspheres// Biomaterials, 2002, v. 23, p. 3465-3471.

180. Sendil D., Gursel I., Wise D.L., Hasirci V. Antibiotic release from biodegradable PHBV microparticles// J. Control. Release, 1999, v. 59, p. 207-217.

181. Shaw J.E. Topics in pharmaceutical sciences// Biomed. Press, 1981, p.165.

182. Shchukin D.G., Gorin D.A., Mohwald H. Ultrasonically induced opening of polyelectrolyte microcontainers// Langmuir, 2006, v. 22, p. 7400-7404.

183. Shin Y.J., Lee H.I., Kim M.K., Wee W.R., Lee J.H., Koh J.H., Lee H.J., Lee J.L., Min B.M., Sohn Y.S., Kim H.Y. Biocompatibility of nanocomposites used for artificial conjunctiva: in vivo experiments// Curr. Eye Res., 2007, v. 32, p.1-10.

184. Shiraki M., Endo Т., Saito Т. Fermentative production of (R)-(-)-3-hydroxybutyrate using 3-hydroxybutyrate dehydrogenase null mutant of Ralstonia eutropha and recombinant Escherichia coli// J. Biosci. Bioeng., 2006, v. 102, p. 529-534.

185. Shishatskaya E.I., Volova T.G., Gordeev S.A., Puzyr A.P. Degradation of P(3HB) and P(3HB-co-3HV) in biological media// L Biomater. Sci. Polym. Ed., 2005, v. 16, p. 643-657.

186. Siegel S.J., Kahn J.B., Metzger K., Winey K.I., Werner K., Dan N. Effect of drug type on the degradation rate of PLGA matrices// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2006, v. 64, p. 287-93.

187. Siepmann. J., Elkharraz K., Siepmann F., Klose D. How Autocatalysis Accelerates Drug Release from PLGA-Based Microparticles: A Quantitative Treatment//Biomacromolecules, 2005, v. 6, p. 2312-2319.

188. Siepmann J., Faisant N., Benoit J.P. A new mathematical model quantifying drug release from bioerodible microparticles using Monte Carlo simulations//Pharm. Res., 2002, v. 19, p. 1885-1893.

189. Siepmann J., Siepmann F. Microparticles used as drug delivery systems// Colloid Polym. Sci., 2006, v. 133, p. 15-21.

190. Singh M., Vajdy M., Gardner J., Briones M., O'Hagan D. Mucosal immunization with HIV-1 gag DNA on cationic microparticles prolongs gene expression and enhances local and systemic immunity// Vaccine, 2002, v. 20, p. 594-602.

191. Singh S., Singh J. Phase-sensitive polymer-based controlled delivery systems of leuprolide acetate: In vitro release, bio compatibility, and in vivo absorption in rabbits// Int. J. Pharm., 2007, v. 328, p. 42-48.

192. Singh U.V., Udupa N. In vitro characterization of methotrexate loaded poly(lactic-co-glycolic) acid microspheres and antitumor efficacy in Sarcoma-180 mice bearing tumor// Pharm Acta Helv., 1997, v. 72, p. 165173.

193. Song J. A chemical and engineering approach towards "smart" synthetic bone grafts// J. Musculoskelet. Neuronal. Interact., 2007, v. 7, p. 325.

194. Stamm C., Khosravi A., Grabow N., Schmohl K., Treckmann N., Drechsel A., Nan M., Schmitz K.P., Haubold A., Steinhoff G. Biomatrix/polymer composite material for heart valve tissue engineering// Ann. Thorac. Surg., 2004, v. 78, p. 2084-2092.

195. Sun В., Ranganathan В., Feng S.S. Multifunctional poly(D,L-lactide-co-glycolide)/montmorillonite (PLGA/MMT) nanoparticles decorated by Trastuzumab for targeted chemotherapy of breast cancer// Biomaterials, 2008, v. 29, p. 475-486.

196. Taddei P., Monti P., Simoni R. Vibrational and thermal study on the in vitro and in vivo degradation of a bioabsorbable periodontal membrane: Vicryl Periodontal Mesh (Polyglactin 910)// J. Mater. Sci. Mater. Med., 2002, v. 13, p. 59-64.

197. Taddei P., Simoni R., Finia G. Spectroscopic study on the in vitro degradation of a biodegradable composite periodontal membrane// J. Mol. Struct., 2001, v. 565, p. 317-322.

198. Tanabe M., Watanabe M., Yanagi M., Nishizawa S., Chigono Y., Matsuda J., Yamaoka K., Inoue K. Controlled indomethacin release from mucoadhesive film: in vitro and clinical evaluations// Yakugaku Zasshi, 2008, v. 128, p. 1673-1679.

199. Tatard V.M., Venier-JuHenne M.C., Saulnier P., Prechter E., Benoit J.P., Menei P., Montero-Menei C.N. Pharmacologically active microcarriers: a tool for cell therapy// Biomaterials, 2005, v. 26, p. 3727-3737.

200. Thote A.J., Gupta R.B. Formation of nanoparticles of a hydrophilic drug using supercritical carbon dioxide and microencapsulation for sustained release//Nanomedicine, 2005, v. 1, p. 85-90.

201. Tian J., Sinskey A.J., Stubbe J. Detection of intermediates from the polymerization reaction catalyzed by a D302A mutant of class III polyhydroxyalkanoate (PHA) synthase// Biochemistry, 2005, v. 44, p. 1495-1503.

202. Tomoda K., Kojima S., Kajimoto M., Watanabe D., Nakajima Т., Makino K. Effects of pulmonary surfactant system on rifampicin release from rifampicin-loaded PLGA microspheres// Colloids Surf. B. Biointerfaces, 2005, v. 45, p. 1-6.

203. Tong H.W., Wang M. Electrospinning of aligned biodegradable polymer fibers and composite fibers for tissue engineering applications// J. Nanosci Nanotechnol., 2007, v. 7, p. 3834-3840.

204. Tsung M.J., Burgess D.J. Preparation and Characterization of Gelatin Surface Modified PLGA Microspheres// AAPS Pharm. Sci. Tech., 2001, v. 3, p.1-11.

205. Vakkalanka S.K., Brazel C.S., Peppas N.A. Temperature- and pH-sensitive terpolymers for modulated delivery of streptokinase// J. Biomater. Sci. Polym. Ed., 1996, v. 8, p. 119-129.

206. Vega E., Gamisans F., Garcia M.L., Chauvet A., Lacoulonche F., Egea M.A. PLGA nanospheres for the ocular delivery of flurbiprofen: drug release and interactions// J. Pharm. Sci., 2008, v. 97, p. 5306-5317.

207. Verlinden R.A., Hill D.J., Kenward M.A., Williams C.D., Radecka I. Bacterial synthesis of biodegradable polyhydroxyalkanoates// J. Appl. Microbiol., 2007, v. 102, p. 1437-1449.

208. Wada R., Hyon S.H., Ikada Y. Kinetics of diffusion-mediated drug release enhanced by matrix degradation// J. Control. Release, 1995, v. 37, p. 151160.

209. Wan L., Bisht H.S., You Y.Z., Oupicky D., Mao G. Temperature-reversible ultrathin films of N-isopropylacrylamide terpolymer adsorbed at the solid-liquid interface// Langmuir, 2007, v. 23, p. 12159-12166.

210. Wang C., Ye W., Zheng Y., Liu X., Tong Z. Fabrication of drug-loaded biodegradable microcapsules for controlled release by combination of solvent evaporation and layer-by-layer self-assembly// Int. J. Pharm., 2007, v. 338, p. 165-173.

211. Wang F.J., Wang C.H. Sustained release of etanidazole from spray dried microspheres prepared by non-halogenated solvents// J. Control. Release, 2002, v. 81, p. 263-280.

212. Wang J., Chua K.M., Wang C.H. Stabilization and encapsulation of human immunoglobulin G into biodegradable microspheres// J. Colloid Interface Sci., 2004, v. 271, p. 92-101.

213. Wang N.D., Doty D.B., Doty J.R., Yuksel U., Flinner R. BioGlue: a protective barrier after pericardiotomy// J. Card. Surg., 2007, v. 22, p. 295299.

214. Wang Y., Challa P., Epstein D.L., Yuan F. Controlled release of ethacrynic acid from poly(lactide-co-glycolide) films for glaucoma treatment// Biomaterials, 2004, v. 25, p. 4279-4285.

215. Wang Y., Minko T. A novel cancer therapy: combined liposomal hypoxia inducible factor 1 alpha antisense oligonucleotides and an anticancer drug// Biochem. Pharmacol., 2004, v. 68, p.2031-2042.

216. Wernert V., Schaf O., Faure V., Brunet P., Dou L., Berland Y., Boulet P., Kuchta В., Denoyel R. Adsorption of the uremic toxin p-cresol ontohemodialysis membranes and microporous adsorbent zeolite silicalite// J. Biotechnol., 2006, v. 123, p. 164-173.

217. Witt C., Kissel T. Morphological characterization of microspheres, films and implants prepared from PLGA and ABA triblock copolymers: Is the erosion controlled by degradation, swelling or diffusion// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2001, v. 51, p. 171-181.

218. Yadav A.K., Mishra P:, Mishra A.K., Mishra P., Jain S., Agrawal G.P. Development and characterization of hyaluronic acid-anchored PLGA nanoparticulate carriers of doxorubicin//Nanomedicine, 2007, v. 3, p. 246257.

219. Yip E.Y., Wang J., Wang C.H. Sustained release system for highly water-soluble radiosensitizer drug etanidazole: irradiation and degradation studies// Biomaterials, 2003, v. 24, p. 1977-1987.

220. Yoo H.S., Park T.G. Folate receptor targeted biodegradable polymeric doxorubicin micelles// J. Control. Release, 2004, v. 96, p. 273-283.

221. Yue I.C., Poff J., Cortes M.E., Sinisterr R.D., Faris C.B., Hildgen P., Langer R., Shast V.P., A novel polymeric chlorhexidine delivery device forthe treatment of periodontal disease// Biomaterials, 2004, v. 25, p. 37433750.

222. Zelikin A.N., Becker A.L., Johnston A.P., Wark K.L., Turatti F., Caruso F. A general approach for DNA encapsulation in degradable polymer microcapsules// ACS Nano, 2007, v. 1, p. 63-69.

223. Zhang H., Gao S. Temozolomide/PLGA microparticles and antitumor activity against glioma C6 cancer cells in vitro// Int. J. Pharm., 2007, v. 329, p. 122-128.

224. Zhang R., Bowyer A., Eisenthal R. A smart membrane based on an antigen-responsive hydrogel// Hubble J. Biotechnol. Bioeng., 2007, v. 97, p. 976984.

225. Zhang Z., Lee S.H., Feng S.S. Folate-decorated poly(lactide-co-glycolide)-vitamin E TPGS nanoparticles for targeted drug delivery// Biomaterials, 2007, v. 28, p. 1889-1899.

226. Zhao X., Jain S., Larman H.B., Gonzalez S., Irvine D.J. Directed cell migration via chemoattractants released from degradable microspheres// Biomaterials, 2005, v. 26, p. 5048-5063.

227. Zhao X.B., Muthusamy N., Byrd J.C., Lee R.J. Cholesterol as a bilayer anchor for PEGylation and targeting ligand in folate-receptor-targeted liposomes//J. Pharm. Sci., 2007, v. 96, p. 2424-2435.

228. Zheng Z., Li M., Xue X.J., Tian H.L., Li Z., Chen G.Q. Mutation on N-terminus of polyhydroxybutyrate synthase of Ralstonia eutropha enhanced PHB accumulation// Appl. Microbiol. Biotechnol., 2006, v. 72, p. 896-905.

229. Zhu K., Jin H, Kjoniksen A.L., Nystrom B. Anomalous transition in aqueous solutions of a thermoresponsive amphiphilic diblock copolymer// J. Phys. Chem.B., 2007, v. Ill,p. 10862-10870.

230. Zhu W., Masaki Т., Bae Y.H., Rathi R., Cheung A.K., Kern S.E. Development of a sustained-release system for perivascular delivery ofdipyridamole// J. Biomed. Mater. Res. В Appl. Biomater., 2006, v. 77, p. 135-143.

231. Zidan A.S., Sammour O.A., Hammad M.A., Megrab N.A., Hussain M.D., Khan M.A., Habib M.J. Formulation of Anastrozole Microparticles as Biodegradable Anticancer Drug Carriers// AAPS Pharm. Sci. Tech., 2006, v. 7, p.1-9.

232. Zinn M., Witholt В., Egli T. Occurrence, synthesis and medical application of bacterial polyhydroxyalkanoate// Adv. Drug Deliv. Rev., 2001, v. 53, p. 5-21.

233. Zolnik B.S., Burgess D.J. Effect of acidic pH on PLGA microsphere degradation and release// J. Control. Release, 2007, v. 122, p. 338-344.

234. Zurdo Schroeder I., Franke P., Schaefer U.F., Lehr C.M. Development and characterization of film forming polymeric solutions for skin drug delivery// Eur. J. Pharm. Biopharm., 2007, v. 65, p. 111-121.

235. Zweers M.L., Engbers G.H., Grijpma D.W., Feijen J. Release of anti-restenosis drugs from poly(ethylene oxide)-poly(DL-lactic-co-glycolic acid) nanoparticles// J. Control. Release, 2006, v. 114, p. 317-324.

Информация о работе

Лившиц, Владимир Александрович
кандидата биологических наук
Москва, 2009
ВАК 03.00.04

Диссертация

Системы контролируемого высвобождения биологически активных соединений на основе поли(3-гидроксибутирата) - тема диссертации по биологии, скачайте бесплатно

Автореферат

Похожие работы