1] g靜電能
[0142] 在圖2-4中的能量表面(energy surf ace)確認(rèn)組織-再組織理論，其中方向優(yōu)化所 產(chǎn)生的能量映射顯示"波動(dòng)模式(fluctuation pattern)"，其代表組織-再組織模式，其中 組織引起在表面中的凸起(crest)并且重組(再組織，reorganization)導(dǎo)致槽(谷，trough) 形成。此外，從圖2-4中和表1中所示的能量圖清楚地看出，在穩(wěn)定能和施加的電強(qiáng)度之間有 正相關(guān)，其中，在分別施加強(qiáng)度為〇.la. u.至0.5a. u.的能量場的情況下，觀察到能量從 2250kcal/mol增加至5766kcal/mol(x方向）；能量從668kcal/mol增加至2956kcal/mol (y方 向）；能量從4141kcal/mol增加至45841kcal/mol (z方向）。隨著電位增加;穩(wěn)定能也增加，其 可能是由于克服域結(jié)構(gòu)中附加界面所需要的力所引起的完全對(duì)齊(alignment)而增加的電 偶極子(e Iectric dipo I es)對(duì)齊。來自于分子復(fù)合物中心的點(diǎn)電荷之間的距離越短，相互 作用更強(qiáng)。
[0143]此外，組分能量術(shù)語在分子模擬和模型化中起決定性的作用。在表1中所列的組分 能量值代表波動(dòng)模式的能量均值并且對(duì)最終優(yōu)化的值不具有加性關(guān)系（additive relation)。在PAA-PEI復(fù)合物的真空相穩(wěn)定期間，觀察到相當(dāng)可觀的氫結(jié)合相互作用。如預(yù) 料的一樣，氫結(jié)合(H-結(jié)合)在電刺激期間不是恒定的，因?yàn)樗纬森h(huán)境相互作用的一部分， 電荷轉(zhuǎn)移通過環(huán)境相互作用發(fā)生。然而，應(yīng)當(dāng)注意的是，遍及電方向（electric direction) 和場選項(xiàng)(field options)保持負(fù)H-結(jié)合值，具有范圍從-1.51至-0.29kcal/mol的值。靜電 相互作用在具有穩(wěn)定的負(fù)能量標(biāo)度較高側(cè)的值的最終分子復(fù)合物的能量穩(wěn)定中起主要作 用。在去穩(wěn)定能量術(shù)語之中，除扭轉(zhuǎn)貢獻(xiàn)之外的所有遍及方向和強(qiáng)度范圍波動(dòng)。從表1中明 顯的是，空間組織可能已經(jīng)起因于在由最適度二面角和疏水范德華力所引起的扭轉(zhuǎn)貢獻(xiàn)中 的鍵拉伸劇變以及小但顯著變化的鍵角貢獻(xiàn)，并且重組起因于如上所解釋的氫結(jié)合和靜電 力。
[0144] 在聚合物片材內(nèi)布置增塑劑1-乙烯基咪唑（IVA)導(dǎo)致橫跨二聚物的界面增塑的水 凝膠的聚合物結(jié)構(gòu)的導(dǎo)電的咪唑環(huán)網(wǎng)絡(luò)的形成。這些增塑的小位點(diǎn)(microsite)在中間層 內(nèi)通過扭轉(zhuǎn)限制而得以平衡，該中間層吸引H 2O分子以使區(qū)域水合，導(dǎo)致水凝膠結(jié)構(gòu)膨脹。
[0145] 在溶劑化的相下的分子力學(xué)模擬顯示在所有九種情況中分子行為的一些基本相 似性。1-乙烯基咪唑（IVA)分子看起來沒有在周圍徘徊，而是傾向于偏移靠近聚合物結(jié)構(gòu)內(nèi) 凹陷的氫鍵位點(diǎn)。然而，分子當(dāng)移動(dòng)時(shí)，顯示關(guān)鍵的"跳躍擴(kuò)散行為聚合物鏈在小環(huán)境內(nèi) 短時(shí)期振動(dòng)，然后移動(dòng)至新的小分子位點(diǎn)。在吸引水分子的靜電電荷點(diǎn)附近，可能沿著不同 的位置集中這些跳躍-運(yùn)動(dòng)。然而，相反，溶劑分子可以在這些模擬的時(shí)標(biāo)上展現(xiàn)不停的擴(kuò) 散。當(dāng)在適當(dāng)?shù)奈恢脹]有電場時(shí);分子復(fù)合物不顯示波動(dòng)彈性，其中分子組分展示差異性空 間變化，導(dǎo)致幾何學(xué)優(yōu)化和能量最小化的結(jié)構(gòu)，其經(jīng)由兩個(gè)主要組分(一個(gè)在聚合物/增塑 劑分子之間，另一個(gè)在復(fù)合物和溶劑分子之間）的相互作用，導(dǎo)致良好組織的高度穩(wěn)定的分 子結(jié)構(gòu)（圖5)。
[0146] 根據(jù)本發(fā)明的第一或第二方面的劑型可以構(gòu)成用于經(jīng)皮藥物遞送的系統(tǒng)的一部 分，例如，皮膚貼組件。在本發(fā)明的優(yōu)選的實(shí)施方式中，藥物施加組件是微針陣列皮膚貼組 件。所述皮膚貼組件通常形成用于如圖11所示的和在下面更詳細(xì)描述的經(jīng)皮藥物遞送的系 統(tǒng)的一部分。
[0147] 根據(jù)本發(fā)明的第三方面，提供的是一種制造用于藥物遞送至人類或動(dòng)物的靶標(biāo)部 位的聚合物水凝膠藥物劑型的方法，該方法包括以下步驟：
[0148] (a)混合聚乙烯亞胺(PEI)和1-乙烯基咪唑（IVA)以形成第一溶液；
[0149] (b)添加聚乙烯醇(PVA)和丙烯酸(AA)至第一溶液從而形成第二溶液；以及
[0150] (c)允許聚合物水凝膠形成。
[0151] 根據(jù)本發(fā)明的第三方面的方法可以包括另外的步驟(d)，其中，步驟(d)包括添加 藥物至第一溶液從而制造藥物加載的聚合物水凝膠藥物劑型。
[0152] 該方法還可以包括步驟(e)，其中，步驟(e)包括添加交聯(lián)劑至第二溶液，交聯(lián)劑優(yōu) 選地可以是N，N'_亞甲基雙丙烯酰胺。
[0153] 該方法還可以包括步驟(f)，其中，步驟(f)包括添加交聯(lián)引發(fā)劑至第二溶液，該交 聯(lián)引發(fā)劑優(yōu)選地是過硫酸鉀。
[0154] 根據(jù)本發(fā)明的第四方面，提供的是一種制造用于藥物遞送至人類或動(dòng)物的靶標(biāo)部 位的聚合物水凝膠藥物劑型的方法，該方法包括以下步驟：
[0155] (a)將聚乙烯亞胺(PEI)、1_乙烯基咪唑（IVA)和藥物混合在一起從而形成第一溶 液；
[0156] (b)添加聚乙烯醇(PVA)和丙烯酸(AA)至第一溶液從而形成第二溶液；
[0157] (c)允許含有藥物并響應(yīng)于電刺激的聚合物水凝膠形成。
[0158] 該方法還可以包括步驟(d)，其中，步驟(d)包括添加交聯(lián)劑至第二溶液，該交聯(lián)劑 優(yōu)選地可以是N，N 亞甲基雙丙烯酰胺。
[0159] 該方法還可以包括步驟(e)，其中，步驟(e)包括添加交聯(lián)引發(fā)劑至第二溶液，該交 聯(lián)引發(fā)劑優(yōu)選地是過硫酸鉀。
[0160] 根據(jù)本發(fā)明的第五方面，提供的是一種制造用于藥物遞送至人類或動(dòng)物的靶標(biāo)部 位的聚合物水凝膠藥物劑型的方法，該方法包括以下步驟：
[0161] (a)制備添加有聚乙烯亞胺(PEI)和1-乙烯基咪唑（IVA)的聚乙烯醇(PVA)溶液從 而形成第一混合物；
[0162] (b)添加藥物、丙烯酸和交聯(lián)劑至第一混合物；以及
[0163] (C)允許含有藥物并響應(yīng)于電刺激的水凝膠形成。
[0164] 根據(jù)本發(fā)明的第六方面，提供的是一種用于治療人類或動(dòng)物的慢性疼痛的方法， 該方法包括以下步驟：
[0165] 向用于藥物遞送的靶標(biāo)部位施加根據(jù)本發(fā)明的第一和/或第二方面的聚合物水凝 膠藥物劑型；以及
[0166] 向該劑型施加電刺激，其中，向該劑型施加電刺激引起劑型第一構(gòu)象變化，導(dǎo)致釋 放構(gòu)象，該釋放構(gòu)象促進(jìn)從劑型至靶標(biāo)部位的藥物釋放率增加，并且其中，向劑型終止電刺 激引起劑型第二構(gòu)象變化，導(dǎo)致含有藥物的構(gòu)象，含有藥物的構(gòu)象促進(jìn)從劑型至靶標(biāo)部位 的藥物釋放率減少。
[0167] 這里提供的是聚合物水凝膠藥物劑型，制造該藥物劑型的方法，以及治療慢性疼 痛的方法，基本上如同參考附圖和/或?qū)嵤├娜我环N在本文中所描述的，所說明的和/或 所例舉的。
[0168] 實(shí)施例
[0169] 1.制造和體外測試 [0170] 材料
[0171] 聚乙烯亞胺(PEI)溶液(Mw 750,000)，1_乙烯基咪唑（1VA)U99%)，吲哚美辛U 99%)，聚乙烯醇(？￥厶）（]\^ 89,000-98,000,99+%水解的），丙烯酸(厶厶）（無水的，99%)，叱 Ν' -亞甲基雙丙烯酰胺（2 99 · 5 % )和過硫酸鉀（2 99 · 0 % )均從Sigma-Ali丨rich? (St. Louis，USA)購買。所有其他成分具有分析級(jí)并按照接收時(shí)（的狀態(tài))使用。
[0172] 制備聚合物水凝膠藥物劑型
[0173] 為了制造根據(jù)本發(fā)明的聚合物水凝膠藥物劑型，使用如下制造方法。制備6%的聚 乙烯醇(PVA)-IM氫氧化鈉溶液，向其中添加聚乙烯亞胺(PEI)溶液和1-乙烯基咪唑（IVA)以 形成混合物。隨后，將藥物（IOOmg-遍及所有的制劑和藥物的所有實(shí)例而恒定)溶解至混合 物中。添加丙烯酸(〇.6mL)。隨后添加 N，N'_亞甲基雙丙烯酰胺以促進(jìn)互相滲透的水凝膠網(wǎng) 絡(luò)（IPHN，interpenetrating hydrogel network)形成，建立乙烯基加成聚合以增加網(wǎng)絡(luò)的 互聯(lián)性。
[0174] 緊接著進(jìn)行的方法產(chǎn)生劑型的藥物加載的實(shí)施方式?？梢韵胂蟮降倪€可以通過省 略添加藥物至混合物的步驟而制造安慰劑實(shí)施方式。
[0175]根據(jù)下面描述的Box-Behnken設(shè)計(jì)的制劑配制用于吲哚美辛。在利用其他實(shí)施例 藥物的情況下，它們用于優(yōu)化的制劑中但是利用另一種實(shí)施例藥物代替吲哚美辛組分。
[0176] 制備〇· OlM PBS溶液
[0177] 為了模擬聚合物水凝膠藥物劑型的物化性質(zhì)，將按照上面直接描述所制備的水凝 膠暴露于磷酸鹽緩沖鹽(PBS)溶液，通過添加所需量的氫氧化鈉而調(diào)節(jié)至生理pH值(7.4)。 如英國藥典（2013)所述制備roS。簡要地，將250mL的0.2M的磷酸二氫鉀添加至393.4mL的 〇. IM的氫氧化鈉。使用pH計(jì)(Eutech pH 510，cyberscan，新加坡），添加氫氧化鈉至磷酸二 氫鉀溶液直到制成pH 7.4的最終溶液。
[0178] 約束優(yōu)化(constraint optimization)聚合物水凝膠藥物劑型
[0179] 概括地說，根據(jù)本發(fā)明的聚合物水凝膠藥物劑型包括聚乙烯亞胺(PEI)和1-乙烯 基咪唑（IVA)。
[0180] 模型-非依賴性方法（model-independent approach) ( Minifab? V15 ,Minitab Inc .，PA，USA)用于優(yōu)化劑型。使用Box-Behnken設(shè)計(jì)模型的統(tǒng)計(jì)優(yōu)化（statistical optimization)(表2)因此用于確定聚合物種類的理想組合以及能夠獲得期望的藥物釋放、 膨脹(swelling)和彈性效率(恢復(fù)效率、彈回效率，resilience efficiency)所需要的理想 電壓。
[0181 ] 表2從Box-Behnken設(shè)計(jì)獲得的統(tǒng)計(jì)生成的制劑
[0183] 遍及所有的制劑，所有其他水凝膠組分和藥物（IOOmg)保持不變。在每一制劑中， 唯一的變化是電壓、聚乙烯亞胺(PEI)和1-乙烯基咪唑（IVA)。
[0184] 構(gòu)建校準(zhǔn)曲線，用于紫外分光光度確定吲哚美辛(實(shí)施例藥物)從根據(jù)本發(fā)明的聚 合水凝膠劑型中釋放
[0185] 運(yùn)行紫外分光光度掃描從而確定吲哚美辛在磷酸鹽緩沖鹽(PBS)中最大吸收波 長。使用紫外線-可見(UV)光譜，發(fā)現(xiàn)吲哚美辛在λ 32()處展現(xiàn)最大波長。這與文獻(xiàn)發(fā)表的吲哚 美辛319nm吸收峰一致（Forster et al ·，2001; Anoopkumar-Dukie，2003 ;Kamal et al ·， 2008)。在PBS中使用一系列已知的吲哚美辛濃度，在上述的波長處構(gòu)建校準(zhǔn)曲線。以吲哚美 辛觀察到的吸光度作為因變量并以吲哚美辛的濃度作為自變量繪制線性曲線。函數(shù)關(guān)聯(lián)值 集(R2值)程度的統(tǒng)計(jì)學(xué)呈現(xiàn)被計(jì)算用于曲線。曲線可以通過直線方程式y(tǒng) = 1.7074x+0.581 (R2 = 99)描述。
[0186] 使用吲哚美辛作為實(shí)施例藥物，確定鋁箱對(duì)于聚合物水凝膠藥物劑型的藥物釋放 曲線的效果
[0187] 將鋁箱用作為方法調(diào)制的裝置從而確定對(duì)藥物釋放的效果。詳細(xì)地執(zhí)行聚合物水 凝膠藥物劑型的體外藥物釋放研究：
[0188]將按照表2的聚合物水凝膠藥物劑型制劑，{:測試每一種制劑}浸沒在20mL的磷酸 鹽緩沖鹽（phosphate buffered saline)PBS(pH 7.4;37°C)，分別使用穩(wěn)壓器/恒流器 (galvanostat)(PGSTAT302N，Autolab，烏得勒，荷蘭），將3V的電位差施加至每一相應(yīng)的制 劑(按照表1)。
[0189] 鋁箱覆蓋每一種劑型并將雙個(gè)電極直接放置于其上。5mm鉑電極充當(dāng)陰極和陽極 (5mm金電極）。在兩個(gè)電極之間維持電位差。維持電位差一分鐘，每隔一小時(shí)米樣2mL PBS， 在施加電刺激之后替換新鮮的PBS介質(zhì)以維持池浴條件（sink condition)。執(zhí)行相同程序 最長達(dá)6小時(shí)并使用UV/可見光譜學(xué)分析樣品的吲哚美辛含量?？梢源_定的是，與對(duì)照樣品 相比，鋁箱的存在增加釋放率。
[0190] 凍干的制劑，雖然在藥物釋放中顯示出更大的增加，但是從第3小時(shí)就不再電響應(yīng) (圖6)，這表示通過脫水過程引起水凝膠基質(zhì)的可能構(gòu)象變化。最初顯示的釋放增加是由于 濃度梯度所致的液體滲透水凝膠基質(zhì)的滲透效果。利用凍干的制劑看見的增強(qiáng)的釋放是由 于溶液凍干和后續(xù)再水合所引起的更大的擴(kuò)散梯度。然而與凍干的制劑相比，風(fēng)干的制劑 確實(shí)顯示連續(xù)的電響應(yīng)能力，這可能是由于滲透梯度。用于凍干的制劑是來自于表2的制劑 1的復(fù)制品。
[0191] 體外藥物釋放分析(吲哚美辛）
[0192] 溶解在難溶性藥物的藥物吸收中往往是速率控制步驟。在常用的溶解法中，在容 積釋放介質(zhì)(buIk reIease media)中測量溶解的物質(zhì)的濃度。原則上，如果可以在固-液界 面處測量溶解，那么可以實(shí)現(xiàn)藥物溶解更快和更詳細(xì)的研究。利用UV成像，測量通過石英管 區(qū)域的光的強(qiáng)度作為位置和時(shí)間的函數(shù)是可能的。因而，UV成像促進(jìn)緊鄰固體物質(zhì)的溶液 中的藥品的定量和濃度梯度的記錄。在此之下詳細(xì)地執(zhí)行聚合水凝膠藥物劑型的體外藥物 釋放研究：
[0193]將按照表2的制劑（具有吲哚美辛作為實(shí)施例藥物)浸沒在20mL的磷酸鹽緩沖鹽 PBS(pH 7.4;37°C)，并且使用穩(wěn)壓器/恒流器(PGSTAT302N，Autolab，烏得勒、荷蘭），將不同 的電位差(按照表2的Box-Behnken設(shè)計(jì))分別施加于每一相應(yīng)的制劑。
[0194] 鋁箱覆蓋每一種劑型并將雙個(gè)電極直接放置于其上。5mm鉑電極充當(dāng)陰極并且5mm 金電極充當(dāng)陽極。在兩個(gè)電極之間維持電位差。維持電位差一分鐘，每隔一小時(shí)采樣2mL PBS，在施加電刺激之后替換新鮮的PBS介質(zhì)以維持池浴條件。執(zhí)行相同程序最長達(dá)3小時(shí)并 使用UV/可見光譜學(xué)（IMPLEN Nanophotmeter?, Implen GmbH,Miinchen德國）分析樣品的口引 哚美辛含量。在圖7a_c中示出了獲得的所得藥物釋放曲線。分析重復(fù)進(jìn)行了三次。按照表3 記錄每次電刺激尖峰在每一種設(shè)計(jì)制劑中獲得的平均藥物釋放值。
[0195] 表3根據(jù)表2的Box-Behnken設(shè)計(jì)在電刺激之后獲得的平均藥物釋放值（吲哚美辛 作為實(shí)施例藥物）
[0197] 從每一藥物水凝膠劑型的藥物釋放通常將受水凝膠膨脹、擴(kuò)散、不穩(wěn)定共價(jià)鍵降 解或可逆的藥物-聚合物相互作用影響以及裝置幾何學(xué)也顯著地影響由此引起的藥物釋放 動(dòng)力學(xué)（Zarzycki et al. ,2010)。
[0198] 聚合水凝膠藥物劑型膨脹研究
[0199] Peppas(2000)和同事聲稱，水凝膠的膨脹是通過交聯(lián)比率預(yù)先確定的。通過確定 水和和/或膨脹程度可允許理解小藥物分子通過水凝膠基質(zhì)的傳遞。水合作用與體外和體 內(nèi)生物相容性強(qiáng)烈地關(guān)聯(lián)，因?yàn)樗绊憦椥阅Ａ亢捅砻嫘再|(zhì)如潤濕性(Guiseppi-Elie, 2010)。水可以滲透凝膠網(wǎng)絡(luò)，引起膨脹并且因此給予水凝膠它的形式。因而，膨脹研究形成 建立凝膠性質(zhì)的基礎(chǔ)（Samui et al·，2007;Moya_0rtega et al·，2010;Shalvari et al·， 2010)。體積的絕對(duì)變化絕不是說一些百分?jǐn)?shù)的非顯著尺寸變化是相當(dāng)常見的（Bajpai et al.，2008)。水凝膠的膨脹屬性是關(guān)鍵參數(shù)，因?yàn)槠胶馀蛎浡视绊懰z的許多特性如藥物 緩釋機(jī)制以及確定它的潛在應(yīng)用（Peng et al·，2009 ;Frutos et al·，2010 ;Ferrero