抗菌剂释放水凝胶形成微针

水凝胶形成的微针阵列作为一种透皮药物递送技术，有望成为传统药物递送方法的替代品。在这项工作中，通过在与口服抗生素相当的治疗范围内有效、受控地输送阿莫西林和万古霉素，创建了水凝胶形成的微针。使用可重复使用的 3D 打印主模板进行制造，可以通过微成型快速、低成本地制造水凝胶微针。通过以 45° 倾斜角进行 3D 打印，微针尖端的分辨率提高了一倍（从约 64 μm 降至 23 μm）。通过独特的室温溶胀/消溶胀载药方法，阿莫西林和万古霉素在几分钟内被封装在水凝胶的聚合物网络内，无需外部药物储库。形成水凝胶的微针机械强度得以保持，并且成功穿透猪皮移植物，对针或周围皮肤形态的损害可以忽略不计。通过改变交联密度来定制水凝胶膨胀率，从而在适用的递送剂量下控制抗菌剂的释放。负载抗生素的水凝胶形成微针对大肠杆菌和金黄色葡萄球菌具有有效的抗菌特性，凸显了水凝胶形成微针在抗生素微创透皮给药方面的有益用途。

一、简介

透皮给药 (TDD) 是抗生素给药的替代方法，通过从离子电渗疗法到热消融等多种方法 ，包括微针 (MN) 。TDD是一种无痛方法，将药物直接涂在健康皮肤上，穿过最外层皮肤层（角质层），深入表皮。TDD 绕过了肝脏的首过效应，从而提高了生物利用度。然而，有效 TDD 的一大挑战是穿过角质层。对于局部治疗，药物需要低于 500 Da 并且是水溶性的，限制了可以通过这种方式有效递送的药物。自 1971 年第一份报告以来，微针开发主要集中在 TDD。微针的长度很小，可以被认为是无痛的，因为与皮肤深处的神经末梢的相互作用有限。水凝胶形成微针 (HFM) 由交联聚合物制成，于 2012 年首次报道。水凝胶形成微针的工作方式与传统微针不同（图1）。当插入皮肤时，形成水凝胶的微针由于间质液（ISF）的存在而膨胀，允许治疗药物从水凝胶聚合物网络中扩散，导致吸收到真皮微循环中并发生全身吸收。此外，水凝胶形成微针还具有抗菌特性和优异的生物相容性，使得水凝胶形成微针成为抗菌应用中极具吸引力的材料。然而，很少有水凝胶形成微针用于抗生素药物输送的例子，重点是其他类型的药物，例如盐酸多奈哌齐和艾氯胺酮。

图 1. 使用药物储库（左）和掺入药物（右）通过溶胀/消溶胀药物负载在皮肤中形成水凝胶形成微针 (HFM) 的药物输送机制，(A) 最初插入干燥的 HFM，(B) 随着时间的推移 因药物释放导致 HFM 肿胀。

在本工作中，利用低力立体光刻（SLA）3D打印方法制备固体聚合物微针，当用作模具形成水凝胶微针时，可实现透皮抗生素递送。使用SLA可以通过微成型开发低成本的水凝胶形成微针，作为购买昂贵的市售模具的替代方法。

2 结果与讨论

2.1. 低力立体光刻3D打印微针

使用 SLA 3D 打印成功打印出带有锥形针的微针阵列（图 2）。 SLA 3D 打印机利用投影仪和镜头仅在层的特定区域将液态光固化树脂暴露在紫外线下。

图 2. 以 (A) 0°、(B) 45° 和 (C) 90° 打印的 3D 打印 MN，用于微成型工艺 (D)。 简而言之，将 3D 打印的 MN 放置在 PDMS 中并固化，移除 MN，留下充满水凝胶混合物的阴模并固化，得到 HFM。 HFM 由 (E) 45° 3D 打印 PDMS 模具和 (F) 市售 PDMS 模具制成。 膨胀的 HFM 取自 45° 3D 打印的 PDMS MN 模具 (G)，通过膨胀/消膨胀过程 (H) 形成。 将 HFM 放入药物溶液中并使其膨胀，一旦取出，将 HFM 干燥 24 小时，从而形成负载药物的 HFM。

2.2. PMVE/MA 水凝胶形成微针的表征

聚(甲基乙烯基醚马来酸) (PMVE/MA) 是一种常用的水凝胶聚合物，具有优异的机械强度、生物相容性和低毒性，这意味着在应用中，PMVE/MA 水凝胶形成微针能够穿透皮肤而无需 对周围皮肤的刺激，使其成为适合水凝胶形成微针使用的生物材料。

2.3. 机械特性

为了评估负载药物的水凝胶形成微针的机械强度，施加压缩力，并记录由此产生的位移。 据广泛报道，皮肤穿透需要 0.08 N Needle−1 的最小力，机械强度是成功插入皮肤的关键因素之一。 对于该微针设计，这相当于 9.7 N。 比较了交联密度为 2:1 和 4:3 的非药物负载（对照）和阿莫西林负载（药物负载）水凝胶形成微针的机械强度。

图 3. 机械强度和皮肤渗透性。 0.08 N 针−1 下的位移（从左到右）对照（无药物）的 (A) 2:1 和 (B) 4:3，1 mg mL−1 5 分钟和 30 分钟，3 mg mL−1 5 分钟和 30 分钟，仅基础 (n = 3)。 使用 (C) 3D 打印和 (D) 市售 PDMS 模具形成 2:1 比例 HFM 制造的 HFM 在 0.08 N Needle−1 下的皮肤穿透光学图像。 500 μm 的比例尺。

2.4. 猪皮渗透

为了证明载药水凝胶形成微针与购买的水凝胶形成微针相比的皮肤渗透潜力，使用了离体猪皮移植物。 O'Brien 等人进行的工作表明，用于微针穿透评估的离体猪模型的实施是一个很好的匹配，因为猪皮肤呈现出与人类皮肤相似的表皮厚度和细胞层数量。据报道，更锋利的水凝胶形成微针尖端有助于皮肤穿透，与市售的基于激光的模具相比，使用 3D 打印 PDMS 模具制造的水凝胶形成微针在最小力下表现得非常好（p < 0.001）。 在这项工作中无法评论患者的依从性和穿刺过程中的疼痛，并将形成进一步的研究，但是微针长度预计不会到达位于皮肤下方的疼痛感受器。

2.5. 水凝胶形成微针的体外溶胀潜力

水凝胶形成微针的溶胀特性是药物持续释放的重要参数。 为了研究不同的交联密度和溶胀率，将样品浸入 PBS 中。 由于水凝胶形成微针的亲水性，它们会快速吸收 PBS，导致尺寸增加。 

图 4. HFM 的溶胀和药物释放曲线。 (A) 4:3（蓝色）和 2:1（橙色）交联密度在 48 小时（右）和 6 小时（左）内的溶胀曲线 (n = 3)。 交联密度为 2:1（B 和 C，橙色）和 4:3（D 和 E，蓝色）的 HFM 的药物释放曲线，交联密度为 1.0 mg mL−1（B 和 D）和 3.0 mg mL−1（C 和 E） ) 初始药物溶液浓度 (n = 3)。 5 分钟（三角形）和 30 分钟（十字）溶胀时间的载药溶胀时间之间的图表比较 (n = 3)。 所有图中的误差线代表 3 个单独制备的样品重复。

2.6. 体外药物释放研究

阿莫西林是治疗细菌感染最广泛使用的抗生素之一。 在此，研究了阿莫西林释放曲线，以监测水凝胶形成微针的受控持续药物释放的能力。 将负载药物的水凝胶形成微针浸入 PBS 中，并随时间测量 PBS 内的阿莫西林浓度。 在药物装载阶段，吸收的药物一旦干燥就会被封装在整个聚合物网络中。 由于暴露于 PBS，水凝胶网络扩张，形成足够大的孔，以便药物扩散出去。 使用校准曲线将记录的吸光度转换为浓度。

2.7. 负载抗生素的水凝胶形成微针的抗菌特性

利用 2:1 交联并在 3.0 mg mL−1 中膨胀的水凝胶形成微针来评估抗菌释放水凝胶形成微针的活性。 当孵育24小时后暴露于大肠杆菌时，负载阿莫西林的水凝胶形成微针表现出优异的抗菌特性（图5A）。

图 5. 载药 HFM 的纸片扩散测定。 (A) 5 分钟膨胀、(B) 30 分钟膨胀和 (C) 大肠杆菌对照后的 3.0 mg.mL−1 阿莫西林初始溶液。 (D) 5 分钟膨胀、(E) 30 分钟膨胀和 (F) 金黄色葡萄球菌对照后的 3.0 mg.mL−1 万古霉素初始溶液。 10 毫米的比例尺。

三、结论

这项研究开发了一种快速、低成本且灵活的制造工艺，用于生产用于药物输送的可控抗菌释放水凝胶形成微针。制造的 3D 打印微针模板经过优化并用于微成型工艺，形成 PDMS 负模。将所得水凝胶形成微针与市售微针模具（通过激光蚀刻成型生产）的猪皮肤穿透性能进行比较，表明两者之间的性能相当，微针穿透率至少相差 9% 所需的穿透力。由3D打印微针模板制成的水凝胶形成微针以独特的溶胀/消溶胀药物装载方法装载有不同浓度的阿莫西林和万古霉素，使得热敏药物能够成功封装，并且无需单独的药物储存器。定制水凝胶形成微针的交联密度可以控制膨胀，在 2:1 和 4:3 比例下分别达到最大 1217% 和 898%，并由此实现受控药物释放。通过分析负载抗生素的水凝胶形成微针的抗菌特性，成功证明了阿莫西林和万古霉素可对抗两种类型的易感细菌（大肠杆菌和金黄色葡萄球菌），这两种细菌是造成死亡人数最多的六大病原体之一 到 AMR。最终，这项工作开发了一种透皮给药微针平台，该平台能够成功穿透皮肤，提供有效的受控药物释放，并通过快速、低成本、灵活的 SLA 3D 打印微成型工艺制造。控制释放曲线以及控制抗菌药物最终释放浓度的灵活方法，有可能在所有资源设置中为患者提供所需剂量的特定皮肤贴片。

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