Трансдермальный перенос при грыже
Вопросы доставки активных ингредиентов в глубь кожи чрезвычайно актуальны для косметологии и эстетической медицины. На сегодня накоплен достаточный клинический опыт, подтверждающий эффективность электрофореза и ультрафонофореза в решении этой задачи.
Аквафорез — это комплексный метод, включающий лазеротерапию, электропорацию, интерференцтерапию и лимфодренаж. Его применяют для неинвазивного трансдермального переноса лекарственных веществ при коррекции возрастных изменений кожи и терапии целлюлита. Ведущим компонентом аквафореза является электропорация — процесс временного повышения проницаемости мембран под действием интенсивного импульсного тока. Электропорацию первоначально применяли в генетике для переноса ДНК и РНК через мембраны клеток про- и эукариотов. Также электропорацию используют для трансмембранного транспорта молекул разных размеров — неорганических ионов, полипептидов, ферментов, антител и различных лекарств — например при электрохимиотерапии опухолей.
Данная статья представляет собой обзор по вопросам применения электропорации, использования молекулярных механизмов трансдермального переноса и возможности его комплексного применения в косметологии.
Артур Безуглый
Неинвазивный трансдермальный перенос лекарственных препаратов и активных веществ — актуальная проблема в косметологии, которая до сих пор до конца не решена. Такой интерес к данному вопросу продиктован стремлением врачей и исследователей избежать негативных последствий после проведения инъекционных процедур, в том числе мезотерапии.
Трансдермальная доставка обладает неоспоримыми преимуществами по сравнению с традиционными методами введения лекарственных препаратов. Прежде всего, удается избежать прохождения лекарств через желудочно-кишечный тракт и связанных с этим нагрузок и трансформаций. Более того, неинвазивный перенос не несет риска осложнений, характерных для традиционной инъекционной мезотерапии. К таковым относят болезненные ощущения, петехии и гематомы, линейные некрозы, инфекционные осложнения и др. Методы неинвазивной трансдермальной доставки воспринимаются и переносятся пациентами более позитивно.
Современный арсенал методов трансдермальной неинвазивной доставки довольно широк. Это хорошо известные технологии:
- наружная терапия,
- электрофорез, фонофорез,
- электропорация (или аквапорация, электропермебиализация и др.) — относительно новый метод.
При трансдермальном переносе лекарств существуют определенные ограничения. Главным препятствием в доставке активных веществ является роговой слой, состоящий из дегидратированных корнеоцитов, скрепленных большим количеством фосфолипидов. Известно, что водорастворимые заряженные молекулы не могут проникать через этот барьер
Путем диффузии через кожный барьер могут проникать только очень маленькие и липофильные молекулы лекарственных веществ. Кроме того, этот процесс очень медленный. Для достижения терапевтического эффекта необходимо повышать проницаемость кожи. С этой целью традиционно применяют электрофорез и фонофорез.
Основными «воротами» при электрофорезе служат только выводные протоки потовых желез и фолликулы кожи (рис.1), а при фонофорезе удается ввести лишь жирорастворимые вещества.
Рисунок 1 — Входные пути для препаратов при электрофорезе — фолликулы и выводные протоки потовых желез.
При электрофорезе и фонофорезе вводят лишь малые количества лекарственных веществ, что связано с физическими механизмами этих процедур.
Новый для косметологии метод — электропорация — уже давно известен в научной среде.
Электропорация — это временная структурная перестройка липидного бислоя мембран под воздействием высоковольтных импульсов тока, повышающих их проницаемость для лекарственных веществ, которые в норме не проникают через мембрану.
Этот процесс наблюдается в различных мембранах — искусственных (липосомах), клеточных (бактериальных, растительных, дрожжевых, животных) и в более сложных биологических структурах, таких как эпидермис, поэтому электропорация применяется с различными целями. Первые попытки электропорации мембран in vitro были проведены для переноса фрагментов ДНК в клетки. В дальнейшем электропорацию стали применять с целью генной терапии. Еще одним аспектом ее применения является электрохимиотерапия опухолей. Высоковольтные импульсы делают ткань опухоли проницаемой для цитотоксических лекарств. Более 14 лет назад были проведены исследования по трансдермальной доставке белка кальцеина, в ходе которых показано, что техника, использованная для однослойных фосфолипидных мембран, может применяться для кожи, даже несмотря на то, что роговой слой эпидермиса содержит многослойные липидные бислои. Таким образом, электропорация заняла свое место среди физических методов трансдермальной доставки лекарств.
Комбинация электропорации с другими методами, усиливающими ее действие, открывает новые перспективы в медицине.
Сущность механизма электропорации заключается в том, что в фосфолипидном бислое, составляющем основу мембраны, формируются временные каналы. Транспорт растворенных в воде веществ осуществляется по осмотическому и электрохимическому градиентам. Каналы «живут» короткое время и сразу закрываются после окончания воздействия электрическим током. Роговой слой эпидермиса — главный барьер для трансдермального транспорта, он содержит более 100 последодовательно расположенных двухслойных мембран. Применение высоковольтных импульсов (трансдермальный вольтаж 30-100 Вольт) приводит к электрическому прорыву эпидермиса и значительному увеличению транспорта. При электропорации эпидермиса формируются новые пути — поры (или аквапоры) для водорастворимых веществ. Молекулярный транспорт через кожу обеспечивается несколькими механизмами, но главными являются электрофорез и усиленная диффузия.
В настоящее время мы располагаем научными материалами, которые лишь косвенно показывают существование аквапор. Предполагаемые размеры пор малы — менее 10 нм, а срок их существования короткий — от микросекунд до секунды. Экспериментальные данные об электропорации однослойных мембран поддерживают гипотезу о том, что применение высоковольтных импульсов на коже также приводит к созданию новых и расширению существующих аквапор в роговом слое. Доказательством образования аквапор в коже служит резкое падение сопротивления кожи во время проведения серии высоковольтных импульсов и быстрое восстановление сопротивления кожи после окончания стимуляции. В экспериментах in vitro трансмембранный транспорт повышается в четыре раза по сравнению с нормальной диффузией. Молекулярный транспорт при электропорации значительно выше таковой при электрофорезе с учетом одинакового количества перенесенных зарядов.
Транспорт через кожу осуществляется не по всей поверхности, а через маленькие участки диаметром 10-100 микрон; размер и количество таких зон зависят от протокола применения электроимпульсов (рис. 2). Размеры проводящих зон увеличиваются при увеличении количества и длительности импульсов.
Рисунок 2 — Зона проводимости при электрополяции
Молекулярная масса — также очень важный параметр, влияющий на транспорт, размер 38-40 kDa, по некоторым источникам, является предельным. Многие исследователи уделяют внимание повышению температуры кожи в зонах проводимости и считают, что этот фактор снижает кожное сопротивление за счет структурных перестроек сфинголипидов.
Молекулярный перенос через кожу, проницаемость которой увеличивается при электропорации, осуществляется за счет различных механизмов (рис. 3).
Рисунок 3 — Модель формирования пор в липидном бислое
Диффузия усиливается при электропорации и после нее. Однако главными механизмами считают электроуправляемые процессы — электрофоретическое движение ионов и, в меньшей степени, электроосмос. Удельный вес каждого механизма трансмебранного переноса определяется физико-химическими свойствами молекул. Наглядным подтверждением главенствующей роли электрофоретического механизма служит резкое снижениие доставки лекарств при смене полярности противоположных: электродов. Электроосмос усиливается лишь на короткое время пропускания импульсов через ткань. Диффузия подтверждается сохранением транспорта при перемене полярности электродов и транспортом электрически нейтральных молекул.
Можно выделить ряд факторов, которые влияют на доставку лекарств при помощи электропорации (см. таблицу).
К ним относят электрические параметры импульсов, физикохимические свойства лекарственного вещества и его формы.
Электрические импульсы характеризуются формой волны, напряжением (от 50 до 100 Вольт), длительностью (микросекунды-миллисекунды) и межимпульсными интервалами (от нескольких секунд до минуты). Для электропорации применяют экспоненциально затухающие или прямоугольные импульсы, но в клинических условиях преимущество получают прямоугольные импульсы. При их использовании можно достичь условий воспроизводимости и контролируемости трансдермального переноса. На перенос оказывают влияние такие параметры, как амплитуда импульсов, их длительность, количество и частота. Трансдермальное напряжение составляет только часть от прилагаемого напряжения тока (около 10-50%) и зависит от сопротивления кожи и резервуара с лекарственным веществом. Поток усиливается при увеличении количества импульсов, напряжения и их продолжительности (рис. 4). Интенсивность транспорта имеет ступенчатую зависимость от амплитуды и зависимость, близкую к линейной, от длительности и количества импульсов.
Рисунок 4 — Зависимость интенсивности транспорта фентанила при электропорации
от напряжения тока и длительности импульса (по материалам Vanbever)
На нижней шкале напряжение от 0 до 250 Вольт, на правой шкале длительность импульса от 0 до 300 мс. На вертикальной шкале интенсивность трансмембранного транспорта.
В дополнение к электрическим параметрам импульсного тока, физико-химические свойства лекарства влияют на трансдермальный транспорт. Заряд ионов и рН лекарственной формы — важнейшие свойства, поскольку электрофоретический механизм переноса является ведущим. Увеличение заряда вызыват ускорение транспорта, а рН влияет на ионизацию молекул и, соответственно, на скорость трансмембранного переноса. Транспорт нейтральных молекул также активизируется при электропорации и связан с возрастанием пассивной диффузии через новые каналы в мембране, но эта составляющая значительно ниже по сравнению с потоком ионизированных молекул. В нормальном физиологическом состоянии кожа имеет отрицательный заряд и более проницаема для катионов. Тем не менее, установлено, что электроосмос возрастает лишь во время пропускания импульсов тока, что нивелирует влияние селективности кожи по отношению к катионам на трансдермальную доставку.
Влияние липофильности вещества на его транспорт при электропорации на сегодняшний день мало изучено. Имеются немногочисленные данные о снижении коэффициента диффузии при повышении липофильности.
Одним из самых важных физико-химических свойств вещества является его молекулярная масса. В исследованиях Lombry etal. 2000 [3] по трансдермальному переносу декстранов, меченных флюоресцином (изотиоцианат), показано, что с увеличением размера молекулы транспорт снижается. Предельный молекулярный вес, при котором транспорт прекращается — 40 kDa, что говорит об ограниченных возможностях электропорации по доставке макромолекул.
Лекарственная форма тоже важна для переноса вещества. Существует зависимость между концентрацией активного вещества и скоростью его доставки. Кроме того, в лекарственной форме присутствуют буферные ионы, ионы, противоположные по заряду активной части молекулы, и ионы с поверхности кожи — все они могут быть конкурентами ионов активной субстанции при электрофоретическом продвижении. Следовательно, подбор рН для ионизации активных компонентов, буферного состава, буферной емкости и проводимости лекарственной формы очень важен для эффективной доставки биологически активных компонентов. Также есть данные о том, что увеличение вязкости снижает скорость трансдермального переноса.
Таким образом, значительное и обрадтимое повышение проводимости кожи при электропорации делает этот метод одним из эффективных инструментов для неинвазивного введения лекарств, который по своей значимости можно сравнить с инъекционной мезотерапией. Наверное, поэтому аквафорез и родственные методики называют неинвазивной мезотерапией, или безыгольной мезотерапией.
Основанием для разработки метода аквафореза послужил современный подход к комплексному назначению различных физических факторов. Комплексное воздействие подразумевает последовательное применение физических факторов через определенные интервалы времени с учетом их синергического действия.
Источник
Статья опубликована в журнале Consilium medicum, Неврология, №2, 2013 год, стр.15-19.
А.П.Барсук.
Проблема безопасной, удобной и в то же время эффективной фармакотерапии различных заболеваний постоянно требует современных решений. Это касается появления и внедрения не только инновационных лекарственных средств, но и новых способов их доставки к органу-мишени.
Среди перспективных вариантов введения лекарственных средств все больший интерес вызывает трансдермальный способ1.
Трансдермальный транспорт лекарственных препаратов
Уже давно стало известно, что, несмотря на выраженные барьерные свойства кожи, при местном применении многих препаратов их компоненты в тех или иных концентрациях могут определяться в системном кровотоке. Этот факт послужил основой для появления способов трансдермальной доставки лекарственного вещества в системный кровоток2. Трансдермальная доставка лекарств позволяет обеспечить быстрое и длительное действие лекарства; лекарственное вещество попадает сразу в системный кровоток и не оказывает негативного воздействия на слизистую желудочно-кишечного тракта, как при пероральном применении; обеспечивается поддержание постоянной концентрации без существенных колебаний и рост комплаентности пациентов за счет удобства применения и большей безопасности трансдермальных систем. Однако трансдермальный транспорт имеет и свои ограничения, связанные прежде всего с необходимостью преодоления ряда препятствий, представленных слоями эпидермиса и дермой3. Наиболее труднопреодолимым барьером является роговой слой эпидермиса, состоящий из погибших кератиноцитов, заполненных кератином, и липидов кожного сала4.
Через кожу молекулы лекарственного вещества могут проходить интрацеллюлярно (через межклеточные щели), трансцеллюлярно (проникая через клеточные мембраны) и через придатки кожи (волосяные фолликулы, железы)5.
Для эффективной трансдермальной доставки молекула лекарства должна быть нейтральной, так как позитивный или негативный заряд молекулы может затормозить ее продвижение через гидрофобную среду, представленную кожным салом и клеточными мембранами. Кроме того, считается, что для успешного прохождения через кожу величина молекулы должна быть относительно небольшой – ее масса не должна превышать 500 дальтон2,6. Это ограничивает возможности трансдермального способа введения лекарственных средств. В настоящее время трансдермально вводят никотин, фентанил, нитроглицерин и 17b-эстрадиол.
Существуют аппаратные методики увеличения проникновения лекарственного вещества через кожу. Используются микроиглы, ионофорез, ультрафонофорез и электропорация. Однако эти способы не универсальны, усложняют и удорожают трансдермальное введение, а некоторые (микроиглы, электропорация) могут привести к нарушению кожного барьера7.
Переносчики лекарственных средств
Самая многообещающая стратегия повышения доставки лекарственных средств через кожу – использование веществ-усилителей. Их молекулы способны вызывать увеличение проницаемости эпидермиса (прежде всего рогового слоя) для лекарства, что позволяет существенно облегчить его трансдермальный транспорт. К таким химическим энхансерам (от англ. enhancer – усилитель, увеличитель) относятся жирные кислоты, поверхностно-активные сложные эфиры, спирты, многоатомные спирты, пирролидоны, амины, амиды, сульфоксиды, терпены, алканы и фосфолипиды. Такие химические усилители работают посредством различных механизмов, которые включают нарушение высокоорганизованной структуры рогового слоя; растворение и экстрагирование кератина и/или липидных компонентов рогового слоя; растворение липидов и флюидизацию (псевдоожижение) кристаллической структуры рогового слоя; окклюзию поверхности рогового слоя, которая приводит к простому увлажнению кожи и увеличению проницаемости для некоторых молекул; усиление растворения лекарственного средства в структурах рогового слоя8.
Одним из самых эффективных переносчиков является диметилсульфоксид (ДМСО). У этого вещества есть уникальная способность: как растворитель он превосходит воду, являясь одним из самых универсальных сольвентов, известных на настоящий момент. Прежде чем ДМСО стал использоваться в медицине, было замечено, что он легко проходит через кору деревьев и попадает в соки растения. Оказалось, что ДМСО и в мире животных обладает высокой проникающей способностью и через биологические мембраны быстро проникает через кожу в системный кровоток. Чрезвычайно низкая токсичность ДМСО (у крыс полулетальная доза – LD50 – перорального введения – 14 500 мг/кг, дермального – 40 000 мг/кг) позволяет широко использовать это вещество в медицине и фармацевтике. ДМСО существенно увеличивает проникновение через кожу веществ, растворенных в нем9. ДМСО способен переносить и гидрофильные, и гидрофобные молекулы и обладает сразу несколькими механизмами, характерными для молекул-энхансеров. Во-первых, ДМСО нарушает целостность упорядоченной структуры цепей поверхностных липидов кожи, вовторых, ДМСО денатурирует кератин и изменяет свойства рогового слоя, в-третьих, ДМСО взаимодействует с фосфолипидами и церамидами клеточных мембран, увеличивая их проницаемость и упругость, а также способствует открытию мембранных пор 10, 11. Кроме того, ДМСО обладает собственным выраженным противовоспалительным эффектом, который может быть использован в терапии ряда заболеваний, в частности артрозов12.
Способствовать трансдермальному переносу лекарственных веществ могут не только молекулы, но и целые транспортные наноструктуры – липосомы и мицеллы (рис. 1). Мицеллы и липосомы представляют собой молекулярные агрегаты, характеризующиеся сфероподобной структурой. Мицеллы проще по строению: они состоят из одного слоя молекул. Как правило, основу липосом составляют молекулы органических соединений – липидов. Липосомы построены по принципу липидного бислоя с формированием в центре полости. Мицеллы состоят из молекул поверхностноактивных веществ (ПАВ). Молекулы ПАВ, как правило, дифильны и состоят из полярных и неполярных группировок. При определенной концентрации ПАВ происходит самоорганизация молекул ПАВ в объемном растворе (так называемое мицеллообразование). В полярных растворителях ядро образовавшихся мицелл составляют неполярные радикалы, внешний слой – полярные группы, в неполярных – наоборот (обратные мицеллы). Существуют методики включения молекул лекарственного средства в мицеллы и липосомы. Эти наночастицы способны гораздо активнее переносить лекарственные вещества не только через кожные покровы, но и через другие тканевые барьеры, в частности через гематоэнцефалический. Размеры наночастиц варьируют в широких пределах – от 10 до 1000 нм13.
В качестве одного из примеров транспортных возможностей наночастиц можно назвать разработку трансдермальной лекарственной формы инсулина, белка с молекулярной массой около 5700 дальтон. Переносчиком инсулина служили гидрофильно-липофильные аналоги фосфолипидов. В эксперименте на модели сахарного диабета трансдермальный инсулин продемонстрировал высокую гипогликемическую активность 14. В пилотном клиническом исследовании инсулин, введенный через кожу, позволил снизить суточную дозу пролонгированного инъекционного инсулина в 2 раза. Трансдермальная система инсулина сохраняла активность в течение 48 ч15.
Совсем недавно на отечественном фармацевтическом рынке появился новый препарат для местного применения с повышенной трансдермальной активностью – Хондроксид® Максимум, содержащий глюкозамина сульфат (ГС). ГС – химически чистое соединение с относительно небольшой молекулярной массой (456,42 дальтон). ГС является солью естественного аминомоносахарида глюкозамина и представляет собой ключевую молекулу в синтезе гликозаминогликанов (ГАГ) и гиалуроновой кислоты, которые в совокупности составляют протеогликаны. ГС вместе с хондроитина сульфатом (ХС) относят к группе хондропротекторов. В фармакологических исследованиях было установлено, что экзогенный ГС обладает анаболическим действием, стимулируя захват пролина суставным хрящом и усиливая синтез ГАГ в культуре клеток. Сульфатные эфиры боковых цепей ГАГ в составе протеогликанов имеют большое значение для поддержания эластичности и способности матрикса хряща удерживать воду. ГС ингибирует действие катаболических ферментов (стромелизина, коллагеназы, фосфолипазы А2), подавляет синтез оксида азота и апоптоз хондроцитов (индуцированный оксидом азота), активирует адгезию хондроцитов к фибронектину. Выявлены также противовоспалительные свойства ГС – снижение уровня интерлейкина-1 в синовиальной жидкости и препятствие образованию супероксидных радикалов. Обнаружено защитное действие ГС на хондроциты с сохранением их метаболической активности16.
Результаты клинических исследований
Эффективность топических форм хондропротекторов изучалась в ряде клинических исследований, были получены обнадеживающие результаты17-20, однако
фармакокинетика хондропротекторов при местном применении до недавнего времени была совершенно не изучена. Существуют обоснованные сомнения в возможности трансдермального переноса хондропротекторов, в частности ГС. Во-первых, 456,42 дальтон – пограничный размер молекулы для прохождения через кожный покров, во-вторых, сульфатная группа придает молекуле ГС отрицательный заряд, что должно мешать проникновению ее через липофильные структуры.
ОАО «Нижфарм» первым инициировало пилотное сравнительное исследование фармакокинетики крема с ГС (коммерческий препарат Хондроксид® Максимум, содержащий 8% ГС и 1% ДМСО, макрогол, цетиловый спирт, масло мяты перечной и т.д., средняя доза хондропротектора 25 мг, площадь нанесения 3 см2) и перорального ГС (однократно, средняя доза 19 мг) у мышей с помощью метода высокоэффективной жидкостной хроматографии с масс-спектрометрией (рис. 2).
После наружного нанесения препарата Хондроксид® Максимум концентрация глюкозамина в плазме животных выросла в 55 раз относительно исходного уровня. Очень высокая плазменная концентрация глюкозамина выявлялась в течение 1,5–2 ч после нанесения препарата, и до 6 ч уровни этого вещества были существенно выше исходного. Относительная биодоступность транскутанного введения ГС оказалась в 4 раза выше, чем перорального.
Совсем недавно в Центральной научно-исследовательской лаборатории Нижегородской государственной медицинской академии было проведено экспериментальное исследование специфического действия препарата Хондроксид® Максимум на модели глюкокортикоидного остеоартроза у крыс. При моделировании остеоартроза у крыс дегенеративное изменение суставного хряща вызывали введением в сустав правой задней лапы крысы гидрокортизона ацетата (500 мг/кг массы животного) ежедневно в течение 7 дней21. Внутрисуставное введение кортикостероидов нарушает метаболизм в хрящевой ткани и синовиальной оболочке, приводя к развитию остеоартроза. Выбранная модель остеоартроза представляет модель дегенеративного изменения сустава эндогенного метаболического происхождения, наиболее часто встречающегося в клинической практике и тяжело поддающегося лечению. При оценке лечебного действия препарата Хондроксид® Максимум крем наносили на наружную поверхность задней лапы над поврежденным суставом ежедневно в течение 28 дней начиная с 8-го дня после начала введения кортикостероидов. Животным группы контроля наносили вазелин.
В контрольной группе животных (без лечения) при микроскопическом исследовании суставных поверхностей выявлены участки истончения промежуточного слоя суставного хряща до 3–5 рядов клеток (до 1/4 всей толщины хряща), участки деструкции основного вещества промежуточной зоны (см. рис. 3, а). Содержание ГАГ в артрозном хряще уменьшается. Наряду с этим происходит снижение функции и гибель хондроцитов в поверхностных слоях хряща при наличии пролиферации этих клеток в более глубоких слоях (рис. 3, б).
После лечения препаратом Хондроксид® Максимум наблюдались участки суставного хряща с увеличением доли основного слоя хряща до 3/4 от общей толщины за счет увеличения количества изогенных групп и числа хондроцитов в изогенных группах. Хондроциты и изогенные группы располагались вертикальными рядами, плотно прилегая друг к другу в ряду. Ядра хондроцитов крупные, округлой или овальной формы, часто с ядрышком, богаты хроматином. Окрашивание препарата толуидиновым синим выявило высокое содержание ГАГ в основном веществе суставного хряща (рис. 4).
Регенераторная активность препарата Хондроксид® Максимум продемонстрирована и с помощью электронной микроскопии. Под воздействием препарата улучшилась ультраструктура хондроцитов. Выявлены нормализация работы ядерного аппарата клетки, сохранение митохондрий, улучшение структуры основного вещества хряща. Кроме того, применение препарата Хондроксид® Максимум снижало в сыворотке крови содержание сиаловых кислот, что свидетельствует о наличии у него противовоспалительного эффекта.
Объяснение эффективному трансдермальному транспорту ГС можно найти в составе препарата Хондроксид® Максимум. Улучшить проникновение молекулы ГС через кожный барьер должен ДМСО. Но это не единственный механизм усиления транскутанного транспорта действующего начала препарата Хондроксид® Максимум. Были получены доказательства мицеллообразования в этом креме. В сингапурской лаборатории ALS Laboratory Group были выполнены фотографии образца крема с увеличением объектов съемки в 400 раз с применением метода специальной микрофотосъемки в проходящих лучах подсветки с использованием красного фильтра. На фото получены отчетливые изображения системы мицелл размерами примерно от 250 до 2000 нм. На изображении наиболее крупных мицелл хорошо просматривается темный ободок, толщина которого соответствует характерному размеру искусственной оболочки (мембраны), составляющей 5–15% диаметра мицеллы. Внутри мицелл хорошо видно более светлое пространство, которое заполнено прозрачным для видимого света раствором переносимых активных ингредиентов комплекса (рис. 5).
Кроме того, образец препарата Хондроксид® Максимум был подвергнут электронной микроскопии (ООО «Системы для микроскопии и анализа», Москва). Исследование криопрепаратов проводилось с помощью просвечивающего электронного микроскопа Tecnai G2 12 производства компании FEI. Были обнаружены мицеллы размером 10–30 нм (в среднем ~25 нм), встречались отдельные мицеллы гораздо большего размера (рис. 6).
Основой образования мицелл в препарате Хондрокcид® Максимум, по-видимому, является цетиловый спирт. Цетиловый (пальмитиновый) спирт – одноатомный спирт состава C16H33OH. Относится к жирным спиртам. Исторически получался из спермацета, вещества из фиброзного мешка кашалотов (название от греч. – кит), где он находится в связанном виде. настоящее время цетиловый спирт получается частичным окислением парафинов. Относится к слабым ПАВ. Доказана способность цетилового спирта играть активную роль в формировании устойчивых мицеллярных структур22,23. Кроме того, в эксперименте было показано, что участие в создании подобных транспортных наноструктур могут принимать триглицериды, также входящие в состав препарата Хондроксид® Максимум24. Наружный слой наночастиц способен изменять вязкость липидных слоев эпидермиса, что обеспечивает быстрое проникновение активного вещества через кожу, затем оболочка наночастиц распадается, и высвобождается ГС.
Таким образом, эффективный трансдермальный перенос молекулы ГС при использовании препарата Хондроксид® Максимум, крема для наружного применения, можно считать доказанным. Механизм трансдермального транспорта связан с наличием ДМСО и цетилового спирта в основе препарата Хондроксид® Максимум. С помощью электронной микроскопии показано формирование сферических мицелл в среднем 25 нм в диаметре. Мицеллярные структуры такого размера способны свободно скользить между клеток без разрушения межклеточных связей и переносить в своем составе молекулы действующего вещества. Высокая проникающая способность компонентов препарата Хондроксид® Максимум обусловливает его эффективность при местном применении.
Литература
1. Alexander A et al. Approaches for breaking the barriers of drug permeation through transdermal drug delivery. J Control Release 2012; 164 (1): 26–40.
2. Трансдермальные терапевтические системы (редакционная статья). Качественная клиническая практика. 2001; 1: 2–7.
3. Teo LA et al. Transdermal microneedles for drug delivery applications. Mater Sci Eng: B 2006; 132: 151–4.
4. Bouwstra JA, Honeywell-Nguyen PL, Gooris GS, Ponec M. Structure of the skin barrier and its modulation by vesicular formulations. Prog Lipid Res 2003; 42: 1–36.
5. Pelanda CL. Topical bioavailability of glucocorticosteroids. Basel: University of Basel, 2006.
6. Higo N. Recent trend of transdermal drug delivery system development. Yakugaku Zasshi 2007; 127 (4): 655–62.
7. Desai P, Patlolla RR, Singh M. Interaction of nanoparticles and cellpenetrating peptides with skin for transdermal drug delivery. Mol Membr Biol 2010; 27 (7): 247–59.
8. Kumar R, Philip A. Modified transdermal technologies: Breaking the barriers of drug permeation via the skin. Trop J Pharm Res 2007; 6: 633–44.
9. Кукушкин Ю.Н. Диметилсульфоксид – важнейший апротонный растворитель. Химия и химики. 2010; 4: 88–99.
10. Notman R et al. The permeability enhancing mechanism of DMSO in ceramide bilayers simulated by molecular dynamics. Biophys J 2007; 93 (6): 2056–68.
11. Marren K. Dimethyl sulfoxide: an effective penetration enhancer for topical administration of NSAIDs. Phys Sportsmed 2011; 39 (3): 75–82.
12. Eberhardt R, Zwingers T, Hofmann R. DMSO in patients with active gonarthrosis. A double-blind placebo controlled phase III study. Fortschr Med 1995; 113 (31): 446–50.
13. Tiwari G et al. Drug delivery systems: An updated review. Int J Pharm Investig 2012; 2 (1): 2–11.
14. Кузнецова Е.Г., Саломатина Л.А., Севастьянов В.И. Трансдермальные коллагенсодержащие системы доставки инсулина. Вестн. трансплантологии и искусств. органов. 2003; 4: 44–8.
15. Собко О.М. и др. Первый опыт клинического применения трансдермальной терапевтической системы инсулина. Вестн. трансплантологии и искусств. органов. 2004; 2: 45–6.
16. Цветкова Е.С., Панасюк Е.Ю., Иониченок Н.Г. Глюкозамин сульфат (Дона) в терапии гонартроза: возможности и перспективы. Науч.-практ. ревматология. 2004; 2: 32–6.
17. Боровков Н.Н. Лекарственные средства в виде мазей в комплексной терапии остеоартроза. Терапевт. арх. 2000; 10: 72–3.
18. Хабиров Ф.А., Девликамова Ф.И. Некоторые аспекты терапии спондилоартрозов. РМЖ. 2002; 10 (25): 1187–90.
19. Алексеева Л.И. и др. Оценка эффективности и безопасности препарата «хондроксид» гель в сравнении с препаратом «финалгель» у больных с остеоартрозом коленных суставов. Науч.-практ. ревматология. 2008; 3: 80–4.
20. Coner M, Wolfe R, Mai T, Lewis D. A randomized, double blind, placebo controlled trial of a topical cream containing glucosamine sulfate, chondroitin sulfate, and camphor for osteoarthritis of the knee.
J Rheumatol 2003; 30: 523–8.
21. Gray RG, Gottlleb NL. Intra-articular corti-costeroids. An Updated Assessment. Clin Orthop and Relat Res 1983; 177: 235–63.
22. Губанов О.Д. Влияние процесса мицеллообразования неионогенных поверхностно-активных веществ на скорость высвобождения натрия диклофенака из мазей. Рос. мед.-биол. вестн. имени акад. И.П.Павлова. 2009; 4: 146–9.
23. Губанов О.Д., Вергейчик Е.Н. Влияние процесса мицеллообразования неионогенных поверхностно-активных веществ на скорость высвобождения кетопрофена из мазей. Вопросы биол., мед. и фармацевт. химии. 2009; 6: 76–8.
24. Manconi M, Caddeo C, Sinico C et al. Penetration enhancercontaining vesicles: composition dependence of structural features and skin penetration ability. Eur J Pharm Biopharm 2012; 82 (2): 352–9.
Источник
