Лечение системных заболеваний при помощи ингаляционного введения макромолекул. Принципы, проблемы и примеры Печать
Ингаляционная терапия системных заболеваний

Лечение системных заболеваний при помощи ингаляционного введения макромолекул. Принципы, проблемы и примеры

 

Ингаляция аэрозоля является общепризнанным методом введения лекарственных средств при лечении заболеваний легких. В противоположность этому, ингаляция аэрозоля для лечения системных заболеваний является новым подходом в медицине. Клиническое использование такого способа лечения в течение многих лет было ограничено недостаточной точностью, эффективностью и воспроизводимостью вводимых доз лекарства. Обычно только небольшая фракция ингалируемого препарата достигает целевой области в легких. Другие проблемы связаны с риском аллергических реакций в респираторном тракте и потенциальной вариабельностью абсорбции активного вещества из альвеол в систему кровообращения. Эти проблемы были решены в последние годы за счет создания современных систем доставки аэрозоля, которые сочетают в себе аэрозоль с заданным размером частиц, оптимальную технику вдоха и другие технологии, направленные на повышение эффективности. Более того, в многочисленных исследованиях не было выявлено аллергических реакций, связанных с ингаляционным введением препаратов с системной активностью. В исследованиях показано, что лишь небольшое число морфологических факторов влияют на депозицию препаратов на уровне альвеол (например, экзогенный аллергический альвеолит, активный саркоидоз, активное курение). Как следствие, в большом количестве работ изучали системный эффект ингаляционных высокомолекулярных соединений (например, инсулин, гепарин, интерлейкин-2) и было показано, что ингаляционное введение препарата в форме аэрозоля с контролируемыми параметрами может служить неинвазивной альтернативой инъекционному введению лекарств. В настоящей работе приведен краткий обзор механизмов легочной абсорбции макромолекул и результатов предыдущих исследований в области ингаляционной терапии системных заболеваний.

 

Ключевые слова: аэрозольная терапия, ингаляция, пептиды, белки, лечение системных заболеваний

 

Введение

 

За последние 25 лет разработано множество методов рекомбинантного синтеза пептидов и белков. Эти методы позволяют производить в больших количествах субстанции, которые находят применение для лечения заболеваний в клинической практике (например, факторы роста, гормоны, моноклональные антитела и цитокины) (1). Из-за своих биохимических свойств (высокий молекулярный вес, гидрофильность, устойчивость к химическим агентам и протеолитическим ферментам) эти вещества не могут быть введены перорально, и требуют парентерального введения. Поскольку данные соединения часто используют для лечения хронических болезней, такой путь введения неудобен для пациентов и негативно сказывается на их приверженности лечению. Для решения этой проблемы были разработаны различные методы, связанные с контролируемым высвобождением и альтернативными путями введения препаратов (1). Ингаляционное введение (через нос или рот) высокомолекулярных соединений, по-видимому, является методом выбора. Однако, для ингаляционного введения адекватных и воспроизводимых доз препаратов для лечения системных заболеваний должны быть выполнены некоторые предварительные условия. Во-первых, это биофизические и физиологические факторы (например, размер частиц аэрозоля и особенности дыхательного маневра (объем вдоха, инспираторный поток, время задержки дыхания в конце вдоха)), которые более детально описаны в других обзорах (2, 3). Другие факторы - это физическая и биохимическая стабильность фармацевтической композиции для ингаляции (водный раствор, сухой порошок, суспензия или раствор в пропелленте (4, 5)).

Поскольку легкие подвергаются воздействию микроорганизмов и чужеродных субстанций из окружающей среды на протяжении миллионов лет, в результате эволюционного процесса возникла сложная защитная система, предохраняющая дыхательные пути от ноздрей до альвеол. К числу защитных механизмов верхних дыхательных путей и бронхов относят анатомические барьеры, кашель, мукоцилиарный аппарат, эпителий дыхательных путей, секреторный иммуноглобулин А (IgA),), сеть дендровидных клеток и лимфоидная структура (6). Более 90% поглощенных частиц с диаметром более 2-3 мкм задерживаются в центральных воздухоносных путях на слизистой выстилке, покрывающей цилиарный эпителий (2, 3, 6). После осаждения они быстро транспортируются в трахею механизмами мукоцилиарного транспорта и далее попадают в желудочно-кишечный тракт (Рис. 1). Более того, толщина слоя слизи и эпителия дыхательных путей, а также пероксидазная активность, уменьшают абсорбцию биомолекул, осаждающихся в центральных воздухоносных путях.

Гораздо лучшие условия для абсорбции ингалируемых макромолекул обнаруживаются в периферическом отделе легких, что делает легкие привлекательной целью для лекарственных препаратов, предназначенных для лечения системных заболеваний. Во-первых, размер поверхности альвеол зависит от растяжения легких и варьирует между 80 и 140 м2, что составляет примерно половину теннисного корта (132 м2) и гораздо больше, чем поверхность эпителия носа (около 180 см2) (4, 7, 8). Другим положительным моментом является тонкий альвеолярный эпителий. Толщина эпителия в большинстве областей составляет 0,1 - 0,2 мкм, в результате общее расстояние между поверхностью эпителия и кровеносного сосуда около 0,5-1,0 мкм, что гораздо меньше, чем в бронхах, где осажденным препаратам необходимо преодолеть расстояние в 30-40 мкм и более между поверхностью слизистой и кровью (Рис. 2) (8, 9). Более того, перфузия легких кровью составляет 5 л/мин без эффекта первого прохождения (11), который имеет важнейшее значение в случае перорального введения лекарств, хотя небольшой метаболизм в легких все-таки происходит (1, 4, 8, 10, 12, 13). Однако и в периферическом отделе легких имеются защитные механизмы, ограничивающие абсорбцию макромолекул, например захват макрофагами.

 

Физические методы введения аэрозоля

 

Для аэрозольной терапии разработаны различные типы небулазеров, дозированных аэрозольных баллончиков (MDI) и ингаляторов сухого порошка. К данному пути введения предъявляются следующие требования высокая эффективность легочной доставки, воспроизводимость дозы, целевая доставка ингалируемого препарата к месту действия, легкость обращения с устройством, непродолжительное время введения лекарства, минимальный риск для пациента и медицинского персонала, защита окружающей среды, и экономическая эффективность (14). Однако различные устройства  сильно различаются по способности к генерации аэрозоля и эффективности последующего введения различных соединений. В прошлом были постулированы низкие показатели абсорбции препаратов в легких, поскольку использованные небулайзеры были не способны генерировать аэрозоль с необходимыми параметрами и не учитывали паттерны дыхания пациентов

 

Небулазеры

 

Пригодность небулазеров для введения макромолекул зависит от их параметров (например, производительность по аэрозолю, ширина распределения частиц, и вариабельность спектра аэрозольных частиц) также как и стабильность биохимических соединений используемых для генерации аэрозоля. При генерации аэрозоля в воздушно-струйных (компрессорных) небулайзерах структура и функция белка может быть нарушена независимо от молекулярного веса белка (таблица 1) за счет денатурации, вызванной силами поверхностного натяжения и силами сдвига, и за счет высыхания капель аэрозоля (4). Роль этих негативных процессов  при продукции аэрозоля усиливается особенностями работы компрессорных небулайзеров, поскольку только 1% вырабатываемых капель покидает небулайзер, а остальные 99% остаются внутри устройства и подвергаются аэролизации еще 10-15 раз (1, 4). Различные вспомогательные вещества, такие как липиды, сурфактант, аминокислоты, альбумин, полиолы, и липосомирование приводят к увеличению стабильности белка и дополнительному увеличению абсорбции (4, 5, 15-17).

 

Таблица 1. Стабильность избранных биомолекул в небулайзерах компрессорного типа (цитируется по (4).

 inhale_art_6_img_1

Действие ультразвуковых ингаляторов связано с разрушением поверхностей жидкости посредством ультразвука, что позволяет получать высококонцентрированный аэрозоль (16). Этот процесс требует сообщения жидкости высокой энергии, особенно в случае вязких жидкостей, это может приводить к кавитации и нагреванию раствора. (4, 16). Однако большинство используемых в клинике препаратов обладают достаточной стабильностью и не подвергаются процессу денатурации. В противоположность этому, пептиды и белки (например, инсулин, α-интерферон, сурфактант, и рекомбинантный консенсусный интерферон (собранный из типичных последовательностей, общих для всех интерферонов - (rConIFN)) подвергаются необратимой денатурации. (4, 16). Как правило, аэрозольные частицы, получаемые при помощи небулйзеров этого типа, не пригодны для доставки в глубокие отделы легких.

Другим походом к генерации аэрозоля при помощи небулайзера является применение вибрации. В этом типе аэрозольных устройств жидкий аэрозоль вырабатывается при помощи вибрирующей сетки или пластинки с множеством отверстий. Устройства этого типа позволяют получать аэрозоль с большой фракцией мелкодисперсных частиц. Аэрозоль получается в виде мелкодисперсного тумана и его продукция не требует наличия внутреннего резервуара (14, 16). По сравнению с традиционными компрессорными и ультразвуковыми ингаляторами, они обладают большей эффективностью для доставки лекарств в дыхательные пути. Другие преимущества связаны с тем, что эти устройства эффективно распыляют растворы, характеризуются небольшим резидуальным объемом лекарства, остающегося в устройстве после ингаляции (снижение затрат на лечение), и являются активируемыми вдохом, что снижает выход лекарства в аэрозольной форме в окружающую среду (14). В случае, когда необходимо ингалировать липосомированные формы, эти устройства обычно терпят неудачу, и также с их помощью трудно ингалировать суспензии (исключение: наносуспензии).

 

Сухие аэрозоли

 

Сухие аэрозоли генерируются за счет дезагрегации предварительно микронизированных частиц (например, при помоле или распылительной сушке). Энергия необходимая для дезагрегации сообщается за счет дыхательного движения или из внешних источников (4, 18). Преимущества порошковых ингаляторов - это их экологическая безопасность благодаря дизайну без использования пропеллента, легкость в использовании, поскольку от пациента не требуется больших усилий по координации со вдохом, и стабильность лекарственной формы. С другой стороны, типичными недостатками являются зависимость эффективности осаждения от инспираторного усилия пациента, их потенциальные проблемы с воспроизводимостью дозы, и их относительно высокая сложность устройства и стоимость разработки и производства. Использование сухого аэрозоля рекомендовано для лечения астмы и хронической обструктивной болезни легких (ХОБЛ), (например, с помощью β-миметиков, М-холинолитиков, или стероидов0. Однако, до сих пор имеется лишь небольшой опыт ингаляционного введения биомолекул, за исключением инсулина (Exubera®), для лечения системных заболеваний (1, 17, 18). Это обусловлено специфическими проблемами использования белков или пептидов, возникающими в процессах лиофилизации или распылительной сушки, при микронизации, а также полнота дисперсии и дезагрегации, и устойчивость в аэрозольном состоянии в последующем.

Для пассивных устройств, инспираторный поток пациента является важнейшим параметром. Если этот поток недостаточен  для полной дезагрегации, будут ингалироваться крупные агрегаты частиц, которые не смогут достичь уровня альвеол. Влажность также может быть серьезной проблемой, поскольку она нарушает стабильность белков и пептидов, и также влияет на дезагрегацию и дисперсию (4, 16, 18, 19). Однако, если основные проблемы, особенно в сфере инженерных частиц, будут решены при помощи новых технологий, ингаляция сухого аэрозоля может стать интересным инструментом для ингаляционной терапии системных заболеваний ингаляционными биомолекулами, осаждаемыми на уровне альвеол. В этом случае дополнительно следует учитывать, что высокие дозы порошка (до нескольких миллиграмм) могут вызывать кашель, который будет оказывать значительное влияние на осаждение в глубоких отделах легких.

 

Дозированные аэрозольные баллончики (MDI)

 

В дозированных аэрозольных баллончиках  препараты растворены или суспендированы в сжатом газе-носителе, который должен быть нетоксичным, негорючим, совместимый с препаратами в составе лекарственной формы (суспензия или раствор), и должен обладать необходимой точкой кипения и плотностью. Для постоянства дозы давление паров должно оставаться неизменным на протяжении срока использования устройства. Этим требованиям удовлетворяют фторуглероды (например, дихлордифторметан, дихлортетрафторметан, и трихлорфторметан), и не удовлетворяет сжатый CO2. После выброса с большой скоростью смесь быстро расширяется с формированием аэрозоля. Из-за большой скорости аэрозоля сразу после его выброса, часто требуется применение различных типов спейсеров для оптимизации осаждения (4, 21). Лекарственные препараты в форме дозированных аэрозольных баллончиков  утверждены для лечения пациентов с астмой или ХОБЛ на протяжении уже 50 лет, и разработаны различные типы дозированных аэрозольных баллончиков (4, 16, 21). К сожалению, эти устройства до сих пор не могут быть использованы для лечения макромолекулами (например, пептидами и белками), поскольку они не полностью удовлетворяют целому ряду требований (стабильность химического соединения при его хранении в ингаляторе, отсутствие денатурации молекулы в процессе генерации аэрозоля, генерация аэрозоля с необходимым паттерном распределением частиц).

 

Абсорбция макромолекул осажденных в альвеолах

 

На абсорбцию влияют общие и частные факторы. Белки с меньшим молекулярным весом быстрее абсорбируются после осаждения в альвеолах, чем  белки с большей молекулярной массой. (5, 8, 22-25). Во множестве исследований показано, что биодоступность белков с молекулярным весом до 30 kDa (что включает большую часть белков, используемых в клинике) находится между 20  и  50% (Рис. 3) (8, 25). Однако, биодоступность некоторых белков гораздо меньше, поскольку они подвергаются протеолитической деградации (8, 22). Другие факторы, влияющие на абсорбцию, это значение рН, заряд, поверхностная активность, растворимость и стабильность в условиях, характерных для уровня альвеол (4, 10, 22). Фармакокинетика различных макромолекул также зависит от их молекулярной массы. Например, полуэффективное время альвеолярной абсорбции гидрофильных соединений возрастает с увеличением молекулярного веса (сахароза: MW: 342 Da, t0.5: 87 мин; инулин: MW: 5250 Da, t0.5: 225 мин; декстран: MW: 20000 Da, t0.5: 688 мин; декстран: MW: 75000 Da, t0.5: 1670 мин)(22).

Соответственно, время достижения максимальной концентрации в плазме (tmax.) также увеличивается как функция молекулярного веса пептидов и белков (Рис. 4) (5, 22, 24, 25). Белки, осажденные на мукоцилиарном эпителии дыхательных путей, плохо абсорбируются и демонстрируют низкую биодоступность, поскольку они транспортируются в глотку  посредством мукоцилиарного транспорта и распадаются в желудочно-кишечном тракте. В противоположность этому, белки, осаждаемые  в альвеолах, могут быть абсорбированы за счет четырех различных механизмов: фагоцитоз альвеолярными макрофагами, межклеточная диффузия через плотные контакты, сосудистый эндоцитоз или пиноцитоз, и рецептор-опосредованный трансцитоз (4, 8, 10). Функциональная роль барьеров и механизмов транспорта различна и регулируется при помощи физиологических и фармакологических факторов (4, 8, 10, 15). Например, вещества-усилители проницаемости и курение вызывают воспаление верхних дыхательных путей с последующим повышением проницаемости эпителия (8, 10)(15). Как следствие, ингаляционный инсулин быстрее абсорбируется у курильщиков, чем у некурящих (5, 8, 10, 16, 17, 22, 26, 27). С другой стороны, воспаление в альвеолах, которое может быть вызвано даже ингаляционной терапией самой по себе (например, усилителями абсорбции), может приводить к снижению биодоступности (15). Однако, иммунная реакция на вводимые пептиды и белки, которая может вызывать несовместимость или инактивацию биомолекул, по всей видимости, не играет решающей роли (8, 12, 28). Наконец, легочные заболевания, влияющие на газообмен, размер поверхности альвеол или проницаемость альвеол (астма, ХОБЛ, курение) могут делать невозможным или затруднять ингаляционную терапию (8, 11, 17).

 

Физиологические барьеры на пути абсорбции

 

Целый ряд физиологических барьеров ингибируют абсорбцию ингалируемых белков после их осаждения в легких (Рис. 5) (4, 8, 10). Первые барьеры после контакта это слизистый слой и жидкая выстилка альвеол. Слизистый слой состоит из сложной смеси липидов и гликопротеинов, а также сурфактанта из нижнего отдела дыхательных путей. Количество, состав и толщина слизистого слоя зависит от его локализации в дыхательных путях, и также подвержено влиянию местных воспалительных и нейрональных факторов. Заболевания легких, локальное воспаление, и введенные препараты вызывают изменение объема слизи и ее состава, изменение диаметра дыхательных путей; все эти факторы влияют на осаждение и абсорбцию. Как следствие, пациенты с легочными заболеваниями должны быть хорошо обследованы до ингаляционной терапии системных заболеваний, поскольку осаждение аэрозоля и абсорбция отличается от параметров здоровых добровольцев. Данные, полученные у лиц с нормальной функцией легких, не могут быть экстраполированы на этих пациентов (4). Жидкая выстилка альвеол содержит большое количество сурфактанта с фосфолипидами, а алипопротеины сурфактанта функционируют как поверхностно-активное вещество. Гипервентиляция вызывает выброс сурфактанта из пневмоцитов 2-го типа, локализованных в альвеолах. Однако, множество других эндогенных и экзогенных факторов (лекарственные препараты) модулируют синтез сурфактанта в клетках. Легочный сурфактант взаимодействует с осажденными субстанциями, влияя на их стабильность и растворимость, например, посредством формирования липосом (Рис. 5).

Клетки, локализованные в дыхательных путях, также оказывают влияние на абсорбцию ингалируемых субстанций после их осаждения в альвеолах. Макрофаги составляют около 85% клеток, получаемых при помощи бронхоальвеолярного лаважа, и в норме являются единственным типом фагоцитирующих клеток в пределах нижних дыхательных путей (6). Они играют основную роль в процессе ингибирования абсорбции, который служит в качестве неспецифического механизма защиты легких от бактерий и ингаляционных частиц. Lombry et al (29) продемонстрировали, что альвеолярные макрофаги служат в качестве первичного барьера для легочной абсорбции макромолекул, так как уменьшение количества альвеолярных макрофагов приводило к усилению абсорбции белков в системный кровоток после интратрахеального введения (инстилляции), даже несмотря на то, что, по-видимому, имеются различия относительно типа вводимого белка (IgG или hCG). Макрофаги дифференцируют из моноцитов крови после того, как они мигрируют в ткани, и они обнаруживаются в дыхательных путях, альвеолах, и межклеточном матриксе, и их количество может быстро возрастать в случае воспаления (4, 6). Более того, они могут быстро поглощать частицы, осажденные в альвеолах легких, выделять реактивные формы кислорода  (ROS)  посредством "респираторного взрыва" и высвобождать медиаторы воспаления (гранулоцитарный макрофаг-колониестимулирующий фактор  (GM-CSF), цитокины (IL-1β/IL-1ra, IL-6 и фактор некроза опухолей α (TNF-α) и хемокины ( RANTES и MCP-1-MCP-3) а также ферменты (металлопротеаза, урокиназа и кислая гидролаза) (Fig. 5)(4, 6). Выброс воспалительных цитокинов и хемокинов вызывает каскад воспалительной реакции с активацией соседних клеток и вовлечением других воспалительных клеток из крови (6). Таким образом, увеличение количества и активности макрофагов в жидкой выстилке альвеол может в последующем снижать биодоступность ингалируемых биомолекул (4). По сравнению с макрофагами, доля нейтрофильных гранулоцитов в альвеолах гораздо меньше (около 1-2%), несмотря на то, что они являются наиболее распространенным типом лейкоцитов в организме. Нейтрофилы в течение нескольких часов могут проникнуть в дыхательные пути и интерстиций легких из системы кровообращения, где большая их часть слабо фиксирована при помощи углеводных лигандов и селектинов к эндотелию сосудов. Процессы связывания и экстравазации гранулоцитов запускаются при помощи нескольких воспалительных цитокинов и хемокинов, которые частично высвобождаются из активированных макрофагов, и опосредуются за счет взаимодействия между молекулами адгезии лейкоцитов и эндотелиальных клеток (6). Физиологическая роль нейтрофильных гранулоцитов - это элиминация микроорганизмов. Для этой цели они могут фагоцитировать осаждаемый материал (бактерии, частицы), выделять ROS и протеазы (например, катепсин G и эластаза) и секретировать медиаторы воспаления (TNF-α и IL-1) (4, 6). В связи с этим, нейтрофилы также могут участвовать в клиренсе бактерий и частиц, осаждаемых в альвеолах легких. Другой тип клеток, лимфоциты, обнаруживаются в количестве 10 - 20% (50% CD4+ лимфоциты, 30% CD8+  лимфоциты, 10-15% естественные киллеры, и 5% B лимфоциты) в жидкости бронхоальвеолярного лаважа, а также в легочных лимфатических узлах, и в бронхиальном и альвеолярном интерстиции. В физиологических условиях, они нужны для иммунного ответа после представления антигена  макрофагами и дендроцитами (6).

 

В связи с этим, осаждение иммуногенного материала может вызывать  сенсибилизацию лимфоцитов. Однако, лимфоциты также способны к фагоцитозу и включают в себя секреторные гранулы, содержащие протеазы и различные протеолитические ферменты (4).

Большая часть субстанций осаждаемых в альвеолах легких достигает поверхности альвеолярных пневмоцитов 1 типа. Эти клетки покрывают более 97% поверхности альвеол и служат для газообмена в легких. Остальная поверхность состоит из пневмоцитов 2-го типа, вырабатывающих сурфактант легких. Пневмоциты 1-го типа экспрессируют карбоксипептидазу на своей мембране, которая разрушает целый ряд пептидов и белков. Общее расстояние между поверхностью дыхательных путей и кровью составляет всего 0,5 µm, это облегчает диффузию газов, пенетрацию и транспорт жидкостей и (ингалированных) макромолекул (4). Ингалируемые макромолекулы могут проникать через альвеолярный эпителий посредством различных механизмов транспорта, к числу которых относятся межклеточные плотные контакты, мембранные поры, и везикулярный транспорт пневмоцитами 1-го и 2-го типа (4). Плотные контакты расположены между эпителиальными барьерами, имеют радиус около 0,8 - 1,0 nm и регулируют транспорт небольших растворимых соединений, жидкостей, и ионов. В здоровых легких они не играют значимой роли в транспорте белков. В противоположность этому, в условиях повреждения клеток селективность этих механизмов утрачена , что приводит к проникновению через них более крупных молекул и больших объемов жидкости. Более того, проницаемость таких химических соединений, как желчные кислоты и хелаторы кальция, также возрастает. Однако, существуют структурные различия между эпителиальными и эндотелиальными плотными контактами. Последние обеспечивают проницаемость в интерстиций для молекул с молекулярными весами больше чем 12 kDa. При наличии градиентов гидростатического или онкотического давления могут проникать более крупные молекулы (4).

Мембранные поры рассматриваются в качестве другого транспортного механизма, обеспечивающего обмен жидкостей и макромолекул. Считается, что существуют поры различных размеров, которые могут увеличивать свой диаметр в случае наличия градиента гидростатического давления (4). В пневмоцитах 1-го и 2-го типа был описан другой механизм везикулярного транспорта, который схож с аналогичным в эпителиальных и эндотелиальных клетках. Этот транспортный механизм имеет большее значение в пневмоцитах 1-го типа, поскольку они выстилают гораздо большую часть альвеолярной поверхности, чем пневмоциты 2-го типа. При более детальном рассмотрении, механизм везикулярного транспорта пневмоцитов 1-го типа не зависит от давления и обеспечивает трансцеллюлярный транспорт жидкостей и макромолекул. Пузырьки (везикулы) имеют диаметр около 35,5 nm, обеспечивающий транспорт даже крупных макромолекул. Например, гидродинамические радиусы лизосомы (MW: 14,1 kDa) и каталазы (MW: 230 kDa) равны 2,1 и 5,2 nm, соответственно. Однако, оценка  функциональной емкости этого транспортного механизма затруднена, поскольку (1) количество пузырьков (везикул) повышается в легких, наполненных жидкостью, что указывает на их роль в транспорте жидкостей, (2) гликокаликс влияет на захват белков посредством специфических или неспецифических механизмов связывания и был идентифицирован множество рецепторов и связывающих белков на эндотелии капилляров, (3) четкие представления о превращениях везикул внутри клеток и механизмы для их перемещения (например, Броуновское движение) окончательно не установлены, (4) энергетические механизмы смещения мембраны и слияния везикул окончательно не выяснены, и (5) существуют различные типы везикул (например, покрытые клатрином и не покрытые клатрином) , оба из которых принимают участие в трансцитозе, но различаются по своим характеристикам захвата белка (например, α2-макроглобулин и альбумин). Однако, результаты исследований пневмоцитов 1-го типа показывают, что захват и транспорт происходят за счет жидкой фазы, адсорбции, и рецептор-опосредованных процессов (4).

В отличие от пневмоцитов 1-го типа, описанных ранее, пневмоциты 2-го типа покрывают лишь небольшую часть альвеолярной поверхности и вырабатывают легочный сурфактант. Последний вместе с белками играет важную роль в клиренсе макромолекул при помощи жидкой выстилки альвеол. Дальнейшие внутриклеточные события могут происходить с или без связывания макромолекул на поверхности клетки и сильно зависят от заряда молекул. Например, положительно заряженный ферритин абсорбируется гораздо лучше, чем незаряженные или отрицательно заряженные молекулы. Большая часть материала, абсорбированного посредством эндоцитоза  пневмоцитами 2-го типа, откладывается в пластинчатых гранулах. В дополнение к этому, трансцеллюлярный транспорт представляет собой другой механизм для абсорбции макромолекул.

Базальная мембрана имеет толщину около 20 - 25 nm и расположена под эпителием. Она преимущественно состоит из гликопротеинов (таких как ламинин, гепаран-сульфат, протеогликан, фибронектин, и коллаген) и имеет отрицательный заряд на своей наружной поверхности. Предположительно, последний регулирует проницаемость, зависящую от размера и заряда молекул. Однако, механизм ингибирования проницаемости пока еще полностью не раскрыт. После прохождения через стенку альвеол и базальную мембрану ингалированные субстанции достигают интерстиция, где белки могут быть связаны макромолекулами или инактивированы, или фагоцитированы макрофагами, или транспортированы в лимфатическую систему. В последнем случае, через несколько часов белки могут быть выявлены в системе кровообращения. Базальная мембрана эндотелия и эндотелий также являются барьерами для абсорбции макромолекул. Однако, по сравнению с другими системами, которые были описаны ранее, они действуют лишь в качестве минорного барьера для ингалируемых биомолекул перед их проникновением в систему кровообращения (4).

 

Методы улучшения абсорбции

 

Целый ряд физиологических барьеров ингибируют абсорбцию макромолекул через желудочно-кишечный тракт и другие слизистые поверхности, дыхательные пути, и кожу. В дополнение к этому, различные ферменты, в частности пептидазы и протеазы, разрушают макромолекулы посредством протеолиза, в особенности пептиды и белки. Добавление усилителей проницаемости к фармакологическому соединению значительно повышает абсорбцию через кожу (30), ЖКТ (31), и дыхательную систему (5, 15, 31, 32). Предотвращение протеолиза посредством добавления ингибиторов протеаз или упаковка макромолекул в частицы может еще больше повышать биодоступность. Упаковка в микрочастицы может также быть использована для разработки лекарств с замедленным высвобождением. Однако, следует учитывать, что все эти соединения, предназначенные для усиления проницаемости, не только влияют на фармакологические свойства введенных макромолекул (например, биодоступность, время достижения максимальной концентрации в плазме (tmax.), и максимальная концентрация в плазме (Cmax.), но также имеют собственный профиль активности и токсичность (1, 15, 22).

 

Ингибиторы ферментов

 

Активность протеаз и пептидаз в альвеолярной области дыхательных путей гораздо меньше, чем в желудочно-кишечном тракте (13, 22). Тем не менее, протеолитическая деградация, в особенности чувствительных пептидов и белков, вызывает соответствующее снижение биодоступности даже после легочного введения этих макромолекул. Биодоступность и фармакологическая активность ингалируемых пептидов и белков может быть улучшена посредством добавления ингибиторов протеаз, предотвращающих инактивацию этих биомолекул из-за протеолитического расщепления (1, 5, 15). Примеры ингибиторов протеаз : нафомастата мезилат (увеличивает вдвое биодоступность инсулина), апротинин и (p-amidinophenyl)- methanesulfonylfluoride•HCl (p-AMF) (повышает биодоступность rhG-CSF в 1,5 и 3 раза, соответственно) (Таблица 2) (15).

 

Поверхностно-активные вещества

 

Эта группа включает вещества, которые очень различаются по своей молекулярной структуре (желчные кислоты, жирные кислоты, неионогенные детергенты). Механизм действия еще окончательно не установлен, и считается, что усиление альвеолярно-капиллярного транспорта обусловлено взаимодействием с клеточной мембраной, что приводит к разжижению и/или модуляции межклеточных плотных контактов с последующим увеличением парацеллюлярной проницаемости (15, 33). Предположительно, желчные кислоты повышают абсорбцию за счет альтерации слизистого слоя, за счет защиты белков от ферментативного расщепления, дезагрегации белковых комплексов, открытия эпителиальных плотных контактов, и растворения фосфолипидов и белков снаружи клеточной мембраны, с последующим формированием мицелл. Тем не менее, выраженное усиление абсорбции (например, инсулина желчными кислотами) (5) может приводить к повреждению эпителиальных покровов после длительной терапии. Абсорбцию могут также повышать жирные кислоты (или их натриевые соли) или неионогенные детергенты. Например, по сравнению с другими жирными кислотами (или их натриевыми солями), олеиновая кислота, линоленовая кислота и полиоксиэтилен вызывают значительное повышение абсорбции кальцитонина. Лауриловый эфир усиливает абсорбцию rhG-CSF, а Span 85 повышает абсорбцию аэрозоля ингаляционного инсулина без повреждения легких (Таблица 2) (5, 15).

 

Циклодекстрины

 

Циклодекстрины являются циклическими полимерами глюкозы, которые формируют комплексы с молекулами, умещающимися в их липофильную внутреннюю структуру. Эффект увеличения абсорбции под влиянием циклодекстринов наблюдали в отношение релизинг-фактора лютеинизирующего гормона (LH-RH), гранулоцитарного колониестимулирующего фактора (G-CSF), кальцитонина, и аналогов адренокортикотропного гормона (ACTH). Однако, исследования по ингаляции инсулина с различными соединениями этой группы продемонстрировали, что интенсивность эффекта усиления абсорбции циклодекстринами, а также их токсичность, зависят от их структуры (1, 15). А именно, токсичность повышается с интенсивностью усиления абсорбции (15). Лежащие в основе механизмы действия - это солюбилизация и образование комплексов мембранных липидов и белков эпителиальных клеток, ингибирование протеолитических ферментов, и модификация физико-химических свойств (таких как, растворимость и коэффициент распределения вода/масло) вводимых субстанций. Последний важен для гидрофильных пептидов и белков с большой молекулярной массой, которые могут лишь частично быть включены в комплексы и подвергаются конформационным изменениям (15) (Таблица 2).

 

Таблица 2. Соединения изученные на предмет активации легочной абсорбции белковых препаратов для лечения системных заболеваний (цитируется с изменениями (15, 34-36)). Большинство соединений были исследованы только на животных, и эффект усиления абсорбции сильно различается среди разных соединений в различных дозах. Отметим, что липосомы и микрочастицы сильно различаются в зависимости от их состава.

 inhale_art_6_img_2

 

Другие соединения

 

Другие весьма различающиеся по структуре вещества также служат в качестве усилителей проницаемости для фармакологических средств после ингаляционного введения и осаждения в легких. Например, соли различных лантанидов (CeCl3, GdCl3, LaCl3, LuCl3) взаимодействуют с мембранными компонентами и вызывают конформационные изменения мембранных белков, что приводит к выраженному усилению абсорбции инсулина по своей интенсивности зависящему от типа соли лантанида (15). Этилендиамин тетрауксусной кислоты (EDTA) и салицилаты повышают парацеллюлярный транспорт посредством кальций-регулируемой модификации межклеточных плотных контактов (15). Полиэтиленгликоль (PEG) также повышает биодоступность ингалируемых макромолекул (например, rhG- CSF) после осаждения в альвеолах (15). Как показано в отношении инсулина, гидроксиметиламинопропионовая кислота (HMAP, аминокислота) повышает абсорбцию и биодоступность ингалируемого пептида. Однако, ингаляция HMAP вызывает последующее временное воспаление альвеол (15). В другой работе, биодоступность лейпролид-ацетата была усилена дополнительно введенным спиртом. Однако, повторное введение приводило к воспалению с последующим снижением эффекта (Таблица 2) (15).

Другим недавно описанным подходом является модификация белковых лекарственных препаратов за счет конденсации с Fc-доменом иммуноглобулина IgG1 (IgG подтип 1). Гибридные Fc-белки могут быть успешно введены в виде водных аэрозолей (38). По сравнению с другими усилителями проницаемости, которые были описаны ранее, эти подходы к усилению абсорбции являются более физиологичными. Впервые обнаруженный в тонком кишечнике грызунов, рецептор к константной области иммуноглобулина (FcRn) переносит материнский иммуноглобулин (IgG) из молока в кровеносную систему новорожденных, что обеспечивает иммунитет в первый период жизни. Транспорт основан на взаимодействии между Fc-фрагментом иммуноглобулина IgG и Fc-рецептором. У грызунов экспрессия FcRn в эпителии желудка быстро снижается после отлучения от матери и остается низким в эпителиальных тканях взрослых животных. В противоположность этому, FcRn у человека также экспрессируются во взрослом состоянии, когда они обнаруживаются в плаценте и служат для транспорта иммуноглобулина IgG от матери к плоду, и в различных абсорбирующих тканях (легкие, почки, и тонкий кишечник) (38, 39). В физиологических условиях IgG захватывается эпителиальными клетками посредством пиноцитоза. Покрытые везикулы формируется посредством инвагинации плазматической мембраны, что приводит к захвату IgG и других растворимых веществ в ее пору. Очевидно, что только небольшая часть иммуноглобулина IgG связывается с FcRn на плазматической мембране, тогда как основное связывание происходит внутриклеточно, поскольку большая часть FcRn локализована внутри клетки в эндосомальных везикулах с кислой средой . Транспортные везикулы, содержащие IgG  и связанные с FcRn ,не сливаются с лизосомами, а, вероятнее всего, проходят в одном направлении через эпителиальные клетки, под воздействием градиента рН между базальной и апикальной поверхностями эпителиальных клеток. Поскольку связывание иммуноглобулина IgG с FcRn является рН-зависимым (прочное связывание при умеренно кислом рН), происходит отсоединение иммуноглобулина IgG от FcRn после слияния транспортных везикул с плазматической мембраной на базолатеральной стороне эпителиальных клеток, из-за нейтральной или слабо щелочной среды интерстициального пространства. Проникновение иммуноглобулина IgG в кровеносную систему, вероятнее всего, преимущественно парацеллюлярное из-за отсутствия плотных контактов между эндотелиальными клетками. Рецептор FcRn также отвечает за длительный период полувыведения иммуноглобулина IgG в кровеносном русле, поскольку он предохраняет IgG от деградации. Как и в эпителиальных клетках, IgG захватывается из клеток эндотелия сосудов посредством пиноцитоза. Однако, в отличие от эпителиальных клеток, IgG здесь не подвергается трансцитозу, поскольку эндоцитозные везикулы, содержащие IgG и связанные с FcRn, возвращаются к плазматической мембране эндотелиальных клеток, таким образом IgG высвобождается обратно в кровеносное русло. Это приводит к рециркуляции IgG и защите от лизосомального расщепления (39). Оба процесса, усиленный захват альвеолярным эпителием и рециркуляция в эндотелии, делают введение гибридных Fc-белков интересным инструментом для ингаляционного применения некоторых белков. Гибридные Fc-белки с эритропоэтином, интерфероном-α, интерфероном-β, и фолликул-стимулирующим гормоном (FSH) были изучены в опытах на животных и в клинике; была продемонстрирована хорошая переносимость, высокая биодоступность даже этих крупных белков, и увеличенный период полужизни в системе кровообращения (Таблица 2) (38-40, 44).

 

Липосомы и фосфолипиды

 

Липосомы это частицы размером от нанометров до нескольких микрометров, они состоят из гидрофобных липидов и фосфолипидов, формирующих закрытую концентрическую биламинарную везикулу с гидрофильным ядром (14). По своей структуре они имеют некоторые сходства с биологической мембраной клетки (Рис. 6). Каждая молекула фосфолипида характеризуется полярной (гидрофильной) группировкой на “головке” и двумя гидрофобными “хвостами”. Гидратация молекул фосфолипидов в условиях небольшого напряжения сдвига приводит к спонтанной сборке фосфолипидов в ориентации "головки" вверх, "хвосты" вниз с последующим объединение в массив "хвост-к-хвосту" с формированием концентрической двухслойной мембраны и инкапсуляцией некоторого количества воды в гидрофильное ядро (Рис. 6). В соответствии с такой структурой как гидрофобные, так и гидрофильные соединения могут быть упакованы в липосомы для введения в легкие. Гидрофильные соединения (например, лекарственные препараты и более крупные биомолекулы) захватываются во внутреннюю полость липосомы, тогда как липофильные соединения инкапсулируются в двухслойную мембрану. Малые липосомы это моноламеллярные структуры с гидрофильным ядром, тогда как более крупные мультиламеллярные липосомы обладают структурой наподобие луковицы с несколькими слоями фосфолипидов и водными компартментами. Из-за выраженного структурного и химического сходства липосомы легко сливаются с клеточными мембранами и облегчают доставку лекарств внутрь клетки (Рис. 6). В легких на абсорбцию субстанций клетками может оказывать влияние легочный сурфактант, который покрывает поверхность альвеол, поскольку белки сурфактанта A, B, и C подвержены интенсивной рециркуляции, которая еще больше усиливается осажденными липосомами, что приводит к повышению абсорбции белков (15). Еще один механизм для абсорбции липосом - это клеточный фагоцитоз, который, по-видимому, имеет значение лишь для малых липосом (14). В зависимости от их структуры липосомы имеют большую транспортную емкость и обеспечивают доставку множества весьма различных липофильных и гидрофильных соединений. Еще одна характеристика - это замедленное высвобождение соединений, доставляемых липосомами (5, 14-16). Большинство исследований не выявили токсического эффекта липосом после осаждения в легких. Тем не менее, липосомы не только усиливают абсорбцию препаратов и биомолекул, но могут также повреждать легочный эпителий. Оба эффекта, усиление абсорбции и токсичность для легочной ткани, зависят от физико-химических свойств липосом (концентрация, заряд, длина цепи, и молекулярный вес фосфолипидов) (1, 14, 15). После осаждения в легких, растворимые соединения быстро выводятся, тогда как липиды и фосфолипиды задерживаются гораздо дольше из-за их химических свойств и структурного сходства с мембранами клеток. Клинические исследования показали, что более чем 80% и 52-73% ингалированной липосомальной лекарственной формы задерживается в легких в течение 8 и 24 часов после ингаляции, соответственно (14). Примеры успешного введения макромолекул для лечения системных заболеваний с использованием липосом - это  ингаляция интерлейкина-2 (IL-2) у пациентов с раком почки на поздней стадии, ингаляция препарата-иммуносупрессора циклоспорина A у реципиентов легочного трансплантата и даже ингаляционное введение инсулина (Таблица 2) (1, 4, 15, 16, 17, 45).

 

Микрочастицы

 

В 1992, Rudt и Muller опубликовали свои наблюдения о том, что частицы меньшего размера быстрее фагоцитируются, чем более крупные (46). На основании этих результатов были разработаны методы для связывания макромолекул с микрочастицами (1, 22, 43). Для этой цели белки упаковываются в биодеградируемые полимеры или липиды. Это приводит к уменьшению физиологического клиренса на уровне альвеол и протеолитической деградации пептидов и белков после фагоцитоза альвеолярными макрофагами. В дополнение к этому, имеют место вариации фармакокинетики введенных лекарственных препаратов, из-за замедленного высвобождения соединений из микрочастиц (5, 22, 43). Микрочастицы для введения лекарств могут быть классифицированы на пористые частицы и липосомы (1, 5, 15, 22, 43). Фармакологические свойства пористых частиц зависят от используемого материала, размера частиц, пористости, и структуры поверхности, тогда как параметры липосом зависят от размера частиц и химических свойств (заряд, молекулярный вес) составляющих их фосфолипидов (1, 15, 43). Например, ингаляционный инсулин связанный с большими пористыми частицами демонстрирует более высокую биодоступность, чем инсулин из маленьких непористых частиц (47). Это же относится к инсулину, введенному с использованием липосом, и rhG-CSF, связанному с полиэтиленгликолем (PEGylated CSF) (1, 17). Однако, нельзя исключать, что в особых условиях микрочастицы могут повреждать ткань легких (Таблица 2) (1).

 

Примеры лечения системных заболеваний с использованием ингалируемых макромолекул

 

Количество работ, посвященных изучению возможности применения макромолекул для лечения системных заболеваний, постоянно увеличивается (Таблица 3). Исследования в этой области сфокусированы на гормонах (инсулин, кальцитонин, гомоны роста, соматостатин, тиреотропный гормон (TSH), и фолликулостимулирующий гормон (FSH), трофические факторы (гранулоцитарный колониестимулирующий фактор (G-CSF) и гранулоцитарно-моноцитарный колониестимулирующий фактор (GM- CSF), различные интерлейкины и гепарин (нефракционированный и низкомолекулярный гепарин (LMWH)) (1, 4, 16, 17). Доступно много информации в отношении инсулина, который был выведен на рынок в лекарственной форме для легочной доставки, гепарина и интерлейкина-2 (IL-2) (4, 5, 8, 16, 22, 27, 35, 48-50).

 

Таблица 3. Примеры ингаляции аэрозоля для лечения системных заболеваний (из источников (4, 16, 22, 49, 51)). Отметим, что ингаляционное применение большинства соединений является экспериментальным в опытах на животных или в клинических исследованиях или является использованием вне зарегистрированных показаний и не разрешено для применения у человека. Некоторые цитокины, изученные в клинических исследованиях, не смогли продемонстрировать достаточный противоопухолевый эффект, несмотря на то что наблюдали отчетливый системный эффект цитокина (51). Более того, для некоторых соединений был описан дополнительный локальный механизм действия, имеющий место после ингаляции, который не учтен в этой таблице (4, 16, 51, 52). Таблица не является исчерпывающей, но она отражает большое число препаратов, которые вводили посредством инстилляции в легкие или аэрозольной ингаляции в клинических исследованиях или в экспериментальных работах.

 inhale_art_6_img_3_t3_1

 inhale_art_6_img_3_t3_2

 inhale_art_6_img_3_t3_3

 

Безопасность ингаляционного введения пептидов и белков

 

Исследование безопасности и переносимости соединений для легочной доставки включает изучение их активности после ингаляции, которая может значительно различаться по сравнению с подкожным введением. Например, ингаляционный инсулин вызывает более быстрое снижение концентрации глюкозы крови чем вводимый подкожно инсулин (8, 11, 12, 26-28). В некоторых случаях легочные заболевания могут осложнять или препятствовать ингаляционной лекарственной терапии (8, 11, 17). Ингаляционные лекарственные препараты и вспомогательные вещества могут вызывать непереносимость. Например, пептиды и белки могут вызывать иммунизацию , а также могут оказывать специфическое влияние на целевой орган легкие (например, трофический эффект инсулина) (12, 28) (8, 10, 11, 28). В дополнение к этому, хроническое введение желчных кислот, циклодекстринов, и других усилителей проницаемости может повреждать эпителий альвеол (15, 28). Наконец, введение соединений при помощи микрочастиц и липосом может оказать вредное воздействие на легкие (15). Последние, несмотря на то что считаются безопасным видом терапии, могут повреждать легкие за счет выработки реактивных форм кислорода (ROS) в случае использования катионных липосом (1).

Множество исследований показали возможность применения и безопасность легочной доставки препаратов и биомолекул для лечения системных заболеваний (8, 11, 16, 53). Однако, имеется мало данных относительно долговременных эффектов ингалируемых макромолекул, за исключением инсулина и гепарина (1, 8, 11, 12, 16, 27, 28, 48, 50, 53, 82). Эффекты ингалируемых макромолекул должны быть всесторонне изучены в будущих исследованиях для того, чтобы убедиться в безопасности терапевтического применения этой лекарственной формы. Упаковка макромолекул в микрочастицы и липосомы и добавление стабилизаторов или усилителей проницаемости может улучшить биодоступность и снизить необходимые дозы препаратов и стоимость лечения. Подобные соединения могут сильно повлиять на безопасность и переносимость ингаляционной лекарственной терапии. Таким образом, они также должны сать предметом интенсивных исследований, включая диагностику функции легких для выявления неблагоприятных эффектов вызванных лечением. В заключение, успехи в аэрозольной терапии в последние десятилетия обеспечат введение в практику ингаляционных методов для введения лекарств для лечения системных заболеваний в качестве альтернативы подкожного введения и повысят удобство для пациентов и их приверженность лечению.

 

inhale_art_6_img_pic_1 

Рис. 1. Захват ингаляционных препаратов после периферического/альвеолярного осаждения (цитируется с изменениями (1)).

 inhale_art_6_img_pic_2

Рис. 2. Эпителий легких и механизмы осаждения частиц на различных уровнях в легких [цитируется с изменениями (9)]. Эпителиальные клетки различных отделов легких изображены в относительном масштабе. Чем выше номер генерации дыхательных путей, тем глубже частица -проникает в легкие (0: Трахея, 1-2: Бронхи, 3-5: Бронхиолы, 17-18: Терминальные бронхиолы, 19-20: Респираторные бронхиолы, 21-22: Альвеолярные ходы, 23: Альвеолярные мешочки). Механизмы осаждения частиц в зависимоти от аэродинамических размеров частиц (dae) - это импакция (инерция), седиментация (гравитация) и диффузия (Броуновское движение) в бронхах, терминальных бронхиолах и альвеолах, соответственно. Типичная аэрозольная частица (dae: 2 µm) содержит десятки-сотни миллионов молекул инсулина или сотни миллионов/миллиардов малых молекул в зависимости от их агрегатного состояния (жидкость или твердое вещество). Твердые аэрозольные частицы слишком крупные для того, чтобы они могли быть абсорбированы целиком и они должны раствориться чтобы высвободить лекарственные препараты для абсорбции. Чем глубже аэрозольная частица проникает в легкие, тем тоньше становится эпителий дыхательных путей и тем больше становится поверхность легких. Как следствие функция эпителиального барьера для абсорбции снижается и абсорбция усиливается по мере увеличения глубины проникновения частицы в легкие. Типичные клетки в бронхах - базальные клетки, которые служат в качестве стволовых или клеток-предшественников для других эпителиальных клеток в случае повреждения или апоптоза; цилиарные клетки, которые обеспечивают механизм для движения слизистого слоя; бокаловидные клетки, которые выделяют слизь и щёточные (каемчатые) клетки, которые участвуют в метаболизме лекарственных средств. Такие же клетки и слизистый слой также обнаруживаются в дыхательных путях меньшего калибра, но не в таком большом количестве. Самый тонкий барьер для абсорбции находится в альвеолах легких. Базальная мембрана является не мембраной, а внеклеточным матриксом, состоящим из различных биополимеров, к которому присоединяются эпителиальные клетки.

 inhale_art_6_img_pic_3

Рис. 3. Биодоступность пептидов и белков после осаждения в легких или интратрахеального введения (цитируется по (8, 25)). Данные были получены в экспермиентах на грызунах (n), собаках (t), обезьянах (p) и в клинике у человека (l). Обращает на себя внимание большая вариабельность биодоступности для некоторых биомолекул, когда данные были получены в различных экспериментах и на различных видах; вариабельность частично вызвана различными путями введения (интратрахеальная инстилляция и ингаляция аэрозоля). данные для альбумина (MW: 68000 Da, биодоступность: 4,5%) и IgG (MW: 150000 Da, биодоступность: 1,7%) не показаны. Сокращения: CSA: Циклоспорин A; DDAVP: (desamino-Cys1-D-arg8)vasopressin; G-CSF: Гранулоцитарный колониестимулирующий фактор; GHRH: Релизинг-фактор гормона роста; IFN-α: Интерферон α; IFN-γ: Интерферон γ; PTH(1-84): Паратгормон; PTH(1-34): Активный фрагмент паратгормона из 34 аминокислот; RGD: Arg, Gly, Asp; VIP: Вазоактивный интестинальный пептид.

 inhale_art_6_img_pic_4

Рис. 4. Время достижения максимальной концентрации в крови (tmax.) после легочного введения как функция молекулярного веса различных пептидов и белков [цитируется с изменениями (5, 22, 24, 25)]. Большинство из биомолекул были введены интратрахеально в опытах на крысах, некоторые на других видах (собаки). Результаты некоторых биомолекул демонстрируют большую вариабельность. Вариабельность может быть вызвана различиями в условиях эксперимента (например, виды животных и путь введения (субстанции вводимые в форме аэрозоля достигают пика эффекта быстрее чем те, которые вводят интратрахеально) и за счет гликозилирования белка. Сокращения: AAT: α1-антитрипсин; AATa): из E. coli, не гликозилированный; AATb): нормальный α1-антитрипсин, гликозилированный; CSA: Циклоспорин A; DDAVP: (desamino-Cys1-D-arg8)vasopressin; G-CSF: Гранулоцитарный колониестимулирующий фактор; GHRH: Гомоны роста releasing hormone; hGH: Human гомоны роста; IFN-α: Интерферон α; LHRH: Релизинг-фактор лютеинизирующего гормона; PTH(1-34): Активный фрагмент паратгормона из 34 аминокислот; RGD: Arg, Gly, Asp.

 inhale_art_6_img_pic_5

Рис. 5. Барьеры для абсорбции пептидов и белков после периферического/альвеолярного осаждения [цитируется с изменениями (4)].

 inhale_art_6_img_pic_6

Рис. 6. Поступление липосом в клетку. Липосомы состоят из липидов и фосфолипидов (цитируется по (14)). Каждый фосфолипид имеет полярную гидрофильную головку и два гидрофобных хвоста. Когда молекулы фосфолипидов гидратируются в условиях небольшого напряжения сдвига, они подвергаются спонтанной самосборке в слои, в которых головки ориентированы введр, хвосты вниз. Эти слои затем объединяются хвост к хвосту и формируют двухслойную мембрану которая инкапсулирует воду и – если они добавлены – водорастворимые соединения (например, лекарственные препараты и более крупные биомолекулы) в центр сферы. Если липосомы приходят в соприкосновение с фосфолипидными мембранами клеток, мембрана липосомы сливается с клеточной мембраной облегчая поступление инкапсулированного препарата внутрь клетки.

 

Литература

 

1.   Agu RU, Ugwoke MI, Armand M, Kinget R, Verbeke N. The lung as a route for  systemic delivery of therapeutic proteins and peptides. Respir Res 2001; 2: 198-209.

2.   Scheuch G, Kohlhaeufl MJ, Brand P, Siekmeier R. Clinical perspectives on pulmonary systemic and macromolecular delivery. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58: 996-1008.

3.   Scheuch G, Siekmeier R. Novel approaches to enhance pulmonary delivery of  proteins and peptides. J Physiol Pharmacol 2007; 58 (Suppl 5): 615-625.

4.   Niven RW. Delivery of biotherapeutics by inhalation aerosol. Crit Rev Ther Drug Carrier Syst 1995; 12: 151-231.

5.   Yu J, Chien YW. Pulmonary drug delivery: Physiologic and mechanistic aspects. Crit Rev Ther Drug Carrier Syst 1997; 14: 395-453.

6.   Nicod LP. Pulmonary defense mechanisms. Respiration 1999; 66: 2-11.

7.   Weibel ER. Morphometry of the Human Lung. Springer-Verlag, Berlin, 1963.

8.   Wolff RK. Safety of inhaled proteins for therapeutic use. J Aerosol Med 1998; 11: 197-219.

9.   Patton JS, Byron PR. Inhaling medicines: Delivering drugs to the body through the lungs. Nat Rev Drug Discov 2007; 6: 67-74.

10. Patton JS, Platz RM. Routes of delivery: Case studies. (2) Pulmonary delivery of peptides and proteins for systemic action. Adv Drug Deliv Rev 1992; 8: 179-196.

11. Valente AXCN, Langner R, Stone HA, Edwards DA. Recent advances in the development of an inhaled insulin product. Biodrugs 2003; 17: 9-17.

12. Cefalu WT. Concept, strategies, and feasibility of non-invasive insulin delivery. Diabetes Care 2004; 27: 239-246.

13. Weibel ER. Morphometry of the human lung: The state of the art after two decades. Bull Eur Physiopathol Respir 1979; 15: 999-1013.

14. Dhand R. New frontiers in aerosol delivery during mechanical ventilation. Respir Care 2004; 49: 666-677.

15. Hussain A, Arnold JJ, Khan MA, Ahsan F. Absorption enhancers in pulmonary protein delivery. J Control Release 2004; 94: 15-24.

16. Köhler D, Fleischer W. Medikamente. In Theorie und Praxis der Inhalationstherapie, D Köhler, W Fleischer (eds). Arcis Verlag, München, 2000, pp. 71-99.

17. Siekmeier R, Scheuch G. Systemische Therapie mit Aerosolen. Beispiele zur  pulmonalen

Verabreichung von Makromolekülen zur systemischen Therapie. Atemw-Lungenkrkh 2005; 31: 391-410.

18. Telko MJ, Hickey AJ. Dry powder inhaler formulation. Respir Care 2005; 50: 1209-1227.

19. Irngartinger  M,  Camuglia  V,  Damm  M,  Goede  J,  Frijlink  HW.  Pulmonary  delivery  of therapeutic peptides via dry powder inhalation: Effects of  micronisation  and manufacturing. Eur J Pharm Biopharm 2004; 58: 7-14.

20. Shoyele SA, Cawthorne S. Particle engineering techniques for inhaled biopharmaceuticals. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58: 1009-1029.

21. Newman SP. Principles of metered-dose inhaler design. Respir Care 2005; 50: 1177-1190.

22. Byron PR, Patton JS. Drug delivery via the respiratory tract. J Aerosol Med 1994; 7: 49-75.

23. Kobayashi S, Kondo S, Juni K. Critical factors on pulmonary absorption of  peptides and proteins (diffusional barrier and metabolic barrier). Eur J Pharm Sci 1996; 4: 367-372.

24. Patton JS, Trinchero P, Platz RM. Bioavailability of pulmonary delivered peptides and proteins: α-interferon, calcitonins and parathyroid hormones. J Control Release 1994; 28: 79-85.

25. Patton JS, Fishburn CS, Weers JG. The lungs as a portal of entry for systemic drug delivery. Proc Am Thorac Soc 2004; 1: 338-344.

26. Barnett AH. Exubera inhaled insulin: A review. Int J Clin Pract 2004; 58: 394-401.

27. Mastrandrea LD, Quattrin T. Clinical evaluation of inhaled insulin. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58; 1061-1075.

28. Patton JS, Bukar JG, Eldon MA. Clinical pharmacokinetics and pharmacodynamics of inhaled insulin. Clin Pharmacokinet 2004; 43: 781-801.

29. Lombry C, Edwards DA, Preat V, Vanbever R. Alveolar macrophages are a primary barrier to pulmonary absorption of macromolecules. Am J Physiol Lung Cell Mol  Physiol 2004; 286: L1002-L1008.

30. Sinha VR, Kaur MP. Permeation enhancers for transdermal drug delivery. Drug Dev Ind Pharm 2000; 26: 1131-1140.

31. Song Y, Wang Y, Thakur R, Meidan VM, Michniak B. Mucosal drug delivery:  Membranes methodologies, and applications. Crit Rev Ther Drug Carrier Syst 2004; 21: 195-256.

32. Davis SS, Illum L. Absorption enhancers for nasal drug delivery. Clin Pharmacokinet 2003; 42: 1107-1128.

33. Edwards DA, Dunbar C. Bioengineering of therapeutic aerosols. Annu Rev Biomed Eng 2002; 4: 93-107.

34. Kobayashi S, Kondo S, Juni K. Study on pulmonary delivery of salmon  calcitonin in rats: Effects of protease inhibitors and absorption enhancers. Pharm Res 1994; 11: 1239-1243.

35. Okamoto H, Todo H, Iida K, Danjo K. Dry powders for pulmonary delivery of peptides and proteins. Kona 2002; 20: 71-83.

36. Sakagami M, Byron PR. Respirable microspheres for inhalation. The potential of manipulating pulmonary disposition for improved therapeutic efficacy. Clin Pharmacokinet 2005; 44: 263-277.

37. Kobayashi  S,  Kondo  S,  Juni  K.  Pulmonary  delivery  of  salmon  calcitonin  dry  powders containing absorption enhancers in rats. Pharm Res 1996; 13: 80-83.

38. Bitonti AJ, Dumont JA, Low SC et al. Pulmonary delivery of an erythropoietin  Fc fusion protein in non-human primates through an immunoglobulin transport pathway. Proc Natl Acad Sci USA 2004; 101: 9763-9768.

39. Bitonti  AJ,  Dumont  JA.  Pulmonary  administration  of  therapeutic  proteins   using  an immunoglobulin transport pathway. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58: 1106-1118.

40. Dumont  JA,  Bitonti  AJ,  Clark  D,  Evans  S,  Pickford  M,  Newman  SP.  Delivery  of  an erythropoietin-Fc fusion protein by inhalation in humans through an immunoglobulin transport pathway. J Aerosol Med 2005; 18: 294-303.

41. Grenha A, Remunan-Lopez C, Carvalho ELS, Seijo B. Microspheres containing lipid/chitosan nanoparticles  complexes  for  pulmonary  delivery  of  therapeutic   proteins.  Eur  J  Pharm Biopharm 2008; 69: 83-93.

42. Koshkina NV, Waldrep JC, Roberts LE, Golunski E, Melton S, Knight V. Paclitaxel liposome aerosol treatment induces inhibition of pulmonary metastases in murine renal carcinoma model. Clin Cancer Res 2001; 7: 3258-3262.

43. Verschraegen CF, Gilbert BE, Loyer E et al. Clinical evaluation of the delivery and safety of aerosolized  liposomal  9-nitro-20(S)-camptothecin  in  patients  with   advanced  pulmonary malignancies. Clin Cancer Res 2004; 10: 2319-2326.

44. Low SC, Nunes SL, Bitonti AJ, Dumont JA. Oral and pulmonary delivery of FSH-Fc fusion proteins via neonatal Fc receptor-mediated transcytosis. Hum Reprod 2005; 20: 1805-1813.

45. Huang YY, Wang CH. Pulmonary delivery of insulin by liposomal carriers. J Control Release 2006; 113: 9-14.

46. Rudt  S,  Muller  R.  In  vitro  phagocytosis  assay  of  nanoparticles  and  microparticles  by chemiluminescence. 1. Effect of analytical parameters, particle size and particle concentration. J Control Release 1992; 22: 263-271.

47. Edwards DA, Hanes J, Caponetti G et al. Large porous particles for pulmonary drug delivery. Science 1997; 276: 1868-1871.

48. Guntur VP, Dhand R. Inhaled insulin: Extending the horizons of inhalation therapy. Respir Care 2007; 52, 911-922.

49. Köhler D. Aerosols for systemic treatment. Lung 1990; 168 (Suppl.): 677-684.

50. Laube  BL. The  expanding  role  of  aerosols  in  systemic  drug  delivery,  gene  therapy,  and vaccination. Respir Care 2005; 50: 1161-1176.

51. Thipphawong J. Inhaled cytokines and cytokine antagonists. Adv Drug Delivery Rev 2006; 58: 1089-1105.

52. Wylam  ME,  Ten  R,  Prakash  UBS,  Nadrous  HF,  Clawson  ML,  Anderson  PM.  Aerosol granulocyte-macrophage colony-stimulating factor for pulmonary  alveolar  proteinosis. Eur Respir J 2006; 27: 585-593.

53. Köhler D. Aerosolized heparin. J Aerosol Med 1994; 7: 307-314.

54. Scheuch G, Brand P, Meyer T et al. Anticoagulative effects of the inhaled low molecular weight heparin certoparin in healthy subjects. J Physiol Pharmacol 2007; 58 (Suppl 5): 603-614.

55. Ryszka F, Dolinska B. Initial studies on the administration route of prolactin. Boll Chim Farm 2001; 140: 169-171.

56. Anderson  PM,  Markovic  SN,  Sloan  JA  et  al.  Aerosol  granulocyte   macrophage-colony stimulating  factor: A low  toxicity,  lung-specific  biological  therapy  in  patients  with  lung metastases. Clin Cancer Res 1999; 5: 2316-2323.

57. Okumu FW, Lee RY, Blanchard JD et al. Evaluation of the AERx pulmonary delivery system for systemic delivery of a poorly soluble selective D-1 agonist, ABT-431. Pharm Res 2002; 19: 1009-1012.

58. Davison S, Thippawong J, Blanchard J et al. Pharmacokinetics and acute safety  of inhaled testosterone in postmenopausal women. J Clin Pharmacol 2005; 45: 177-184.

59. Corcoran TE. Inhaled delivery of aerosolized cyclosporine. Adv Drug Deliv Rev  2006; 58: 1119-1127.

60. Iacono AT, Johnson BA, Grgurich WF et al. A randomized trial of inhaled cyclosporine in lung- transplant recipients. N Engl J Med 2006; 354: 141-150.

61. Deshpande  D,  Blanchard  J,  Srinivasan  S et  al.  Aerosolization  of  lipoplexes  using  AERx Pulmonary Delivery System. AAPS PharmSci 2002; 4: E13.

62. Farr SJ, Otulana BA. Pulmonary delivery of opioids as pain therapeutics. Adv Drug Deliv Rev 2006; 58: 1076-1088.

63. Evgenov OV, Kohane DS, Bloch KD et al. Inhaled agonists of soluble guanylate cyclase induce selective pulmonary vasodilation. Am J Respir Crit Care Med 2007: 176; 1138-1145.

64. Heinzer H, Mir TS, Huland E, Huland H. Subjective and objective prospective,  long-term analysis of quality of life during inhaled interleukin-2 immunotherapy. J Clin Oncol 1999; 17: 3612-3620.

65. Heinzer   H,   Huland   E,   Huland   H.   Regionale   Immuntherapie   beim   metastasierten Nierenzellkarzinom. Urologie (A) 2002; 41: 239-248.

66. Huland E, Heinzer H. Renal cell carcinoma - innovative medical treatments. Curr Opin Urol 2004; 14: 239-244.

67. Skubitz KM, Anderson PM. Inhalational interleukin-2 liposomes for pulmonary metastases: A phase I clinical trial. Anticancer Drugs 2000; 11: 555-563.

68. Shahiwala A,  Misra A. A preliminary  pharmacokinetic  study  of  liposomal  leuprolide  dry powder inhaler: A technical note. AAPS PharmSciTech 2005; 6: E482-E486.

69. http://www.solvaypharmaceuticals-us.com/newsroom/pressreleases/0,,28488-2-0,00.htm 2005.

70. Schermuly RT, Krupnik E, Tenor H et al. Coaerosolization of phosphodiesterase  inhibitors markedly enhances the pulmonary vasodilatory response to inhaled  iloprost in experimental pulmonary hypertension. Maintenance of lung selectivity. Am J Respir Crit Care Med 2001;164: 1694-1700.

71. Lauterbach R, Szymura-Oleksiak J, Pawlik D, Warchol J, Lisowska-Miszczyk I, Rytlewski K. Nebulized  pentoxifylline for prevention of bronchopulmonary dysplasia in very  low birth weight infants: A pilot clinical study. J Matern Fetal Neonatal Med 2006; 19: 433-438.

72. Aubin MC, Laurendeau S, Mommerot A et al. Differential effects of inhaled and intravenous sildenafil in the prevention of the pulmonary endothelial dysfunction due to cardiopulmonary bypass. J Cardiovasc Pharmacol 2008; 51: 11-17.

73. Ichinose  F, Erana-Garcia  J,  Hromi J  et  al.  Nebulized  sildenafil  is  a  selective  pulmonary vasodilator in lambs with acute pulmonary hypertension. Crit Care Med 2001; 29: 1000-1005.

74. Pullamsetti S, Krick S, Yilmaz H et al.  Inhaled tolafentrine reverses pulmonary  vascular remodeling via inhibition of smooth muscle cell migration. Respir Res 2005; 6: 128.

75. Ichinose F, Adrie C, Hurford WE, Bloch KD, Zapol WM. Selective pulmonary vasodilation induced by aerosolized zaprinast. Anesthesiology 1998, 88: 410-416.

76. Gupta S, Moussy F, Dalby RN, Miekka SI, Bruley DF. Pulmonary delivery of human protein C and factor IX. Adv Exp Med Biol 1997; 411: 429-435.

77. Beyer S, Speich R, Fischler M, Maggiorini M, Ulrich S. Long-term experience with oral or inhaled vasodilator combination therapy in patients with pulmonary hypertension. Swiss Med Wkly 2006; 136: 114-118.

78. Gessler T, Seeger W, Schmehl T. Inhaled prostanoids in the therapy of pulmonary hypertension. J Aerosol Med 2008; Jan 16 [Epub ahead of print].

79. Önen ZP, Akkoca Yildiz Ö, Eris Gülbay B, Karabiyikoglu G. Inhaled iloprost as a long-term additional therapy to oral sildenafil in severe idiopathic pulmonary arterial hypertension. Tuberk Toraks 2006; 54: 177-181.

80. Olschewski H, Rohde B, Behr J et al. Pharmacodynamics and pharmacokinetics  of inhaled iloprost, aerosolized by three different devices, in severe pulmonary hypertension. Chest 2003; 124: 1294-1304.

81. Schermuly RT, Inholte C, Ghofrani HA et al. Lung vasodilatory response to inhaled iloprost in experimental  pulmonary  hypertension:  Amplification  by  different  type  phosphodiesterase inhibitors. Respir Res 2005; 6: 76.

82. Ceglia L, Lau J, Pittas AG. Meta-analysis: Efficacy and safety of inhaled insulin therapy in adults with diabetes mellitus. Ann Intern Med 2006; 145: 665-675.

 

 

Источник информации : http://www.jpp.krakow.pl/journal/archive/12_08_s6/pdf/53_12_08_s6_article.pdf

Siekmeier R, Scheuch G. Systemic treatment by inhalation of macromolecules--principles, problems, and examples. //J Physiol Pharmacol. 2008 Dec;59 Suppl 6:53-79.

Перевод: коллектив авторов ООО ИФК СильверФам

 

Комментарии  

 
0 #1 Tam 04.11.2015 20:59
Hi there to every one, the contents present at this
web site are in fact remarkable for people knowledge,
well, keep up the good work fellows.

Also visit my webpage - google adwords account: http://www.society-Science.ru/?option=com_k2&view=itemlist&task=user&id=78242
Цитировать
 
Яндекс.Метрика
Яндекс цитирования