魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究：
魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，本文以魔芋葡甘聚糖(KGM)-黄原胶(XG)共混多糖作为释药载体，以西咪替丁为 模型药物，制备了共混多糖凝胶骨架片、包芯片与共混多糖膜，并进行了体外药物 释放研究；利用粘度计、傅立叶红外光谱、圆二色谱、X射线衍射、X射线小角散 射、原子力显微镜等对于共混多糖的结构与相互作用机制进行了分析；建立了共混 膜酶解过程模式图与关联米氏方程的药物释放模型。实验结果如下：
本文制备了以KGM与XG的共混多糖作为释药载体的亲水性凝胶骨架片，对 片剂的制备条件与体外释药的研究表明，在共混多糖中KGM与XG的比例不同， 在片剂的制备过程中对于混合及制粒效果的影响不同，并且在体外释药过程中亲水 性凝胶骨架片的药物释放能力也不同。KGM与XG比例为3:7的共混多糖作为凝胶 骨架片的药物释放载体，缓释效果相对较好，亲水性凝胶骨架片药物释放符合零级 释放的要求。
以KGM与XG的共混多糖作为包衣材料的结肠定位压制包芯片进行的体外释 药考察表明，KGM可以被大鼠盲肠内的细菌产生的酶所降解，并且其降解能力与 0.220U.ml-1的P-甘露聚糖酶溶液降解KGM的能力相近。对以KGM与XG的共混 多糖作为包衣材料的结肠定位压制包芯片进行的体外释药考察表明，由于强烈的协 同作用，共混多糖在一定程度上提高了凝胶的强度，抗水性等，并保持了 KGM的 酶响应性特点；其中使用0.40g包衣的KGM70体系，在体外释放实验的前5h内药 物泄漏低于6%，药物溶出实验进行24h时药物释放可以达到50%以上，是一种比 较理想的结肠定位剂型设计，可以达到结肠定位给药的要求。使用不同的药物释放 方程对实验数据进行拟合，结果表明药物的释放主要是以溶蚀方式进行的。
本文制备了多糖共混膜，考察了不同比例的多糖共混膜的溶胀行为；并且采用 自制装置与药典标准的溶出仪配合，考察了在不同浓度酶降解条件下的药物通过多 糖共混膜的扩散行为。实验结果表明，多糖共混膜在一定离子强度下的中性溶液中 溶胀度较小，而在去离子水以及pH较低的溶液中溶胀度较高；不同组成的多糖共 混膜，其对药物释放的影响不同，释放介质中酶的加入会对体系中药物释放起到加 速的作用，并且酶的浓度越高，加速作用越大；在释放体系中，膜中KGM含量不 同，膜对酶的响应性也不同，KGM含量较高的体系，其对于酶的响应性越好。
利用粘度计、傅立叶红外光谱、圆二色谱、X射线衍射、X射线小角散射、原 子力显微镜等对于共混多糖的结构与相互作用机制进行了考察与分析。利用粘度计 对多糖之间协同作用进行了考察，粘度测试结果表明，在KGM:XG=3:7时，KGM 与XG分子间的相互作用较强，两者分子间形成的物理交联点较多，从而此时共混 多糖表现出较差的流动性和较高的粘度；此外，各种比例共混多糖溶液都显示出假 塑性流体的性质；FT-IR实验结果表明，在共混多糖中，KGM分子与XG分子之间 以氢键发生相互作用；圆二色谱图说明由于KGM与XG之间存在强烈的相互作用， 共混多糖分子链呈现一种有序的结构状态;使用X射线衍射和小角X射线散射考察 了 KGM、XG与共混多糖的聚集态结构，结果表明，KGM为无定形结构，XG结 构中有少量结晶结构存在，且这部分XG有序结构主要参与了与KGM的相互作用 区域的形成；通过原子力显微镜对共混多糖的观察说明，共混多糖以一定的规律形 成了三维网络结构；根据实验结果建立了两种多糖在分子间相互作用的模式图，即： 相互作用网络主要通过XG进行联结，KGM与XG相互作用在网格点上，同时网格 间有部分游离的KGM与XG。
研究了在酶解条件下药物通过多糖共混膜的释放行为，建立了在酶解条件下多 糖共混膜的释药模式图；结合生物酶解过程的米氏方程，建立了基于生物酶解KGM 为零级过程的药物释放动力学模型；通过与分子链剪切为一级过程的动力学方程比 较，本文建立的模型实验数据拟合相关系数相对较高，且模型中各参数的物理意义 明确，与酶解过程特性参数的关联性很好，这对于酶解过程中药物释放行为的研究 具有重要的指导意义。
魔芋葡甘聚糖(Konjac glucomannan,简称KGM),是天南星科中魔芋 Xo«j+ac)块茎所富含的储备性多糖。魔芋是一种常见的天然产物，国 内外对它的研究历史非常悠久。我国是魔芋原产地之一，广大地区均有栽培，产量 以长江流域为多。研究表明，魔芋是一种能大量合成葡甘聚糖的植物，其含量占干 基的50%左右。作为一种可再生天然资源，魔芋葡甘聚糖来源充足，具有多种独特 的理化性质，在食品、医药、化工、纺织、石油钻探等工业中均有很好的应用价值。
黄原胶(Xanthan Gum，简称XG)，又名汉生胶，是由野油菜黄单胞杆菌 (Xa«決OTOWOS cawpeWrk, NRRLB-1459)以碳水化合物为主要原料经发酵工程生产的 一种作用广泛的微生物胞外多糖。它具有独特的流变性，良好的水溶性、对热及酸 碱的稳定性、与多种盐类有很好的兼容性，作为增稠剂、悬浮剂、乳化剂、稳定剂， 可广泛应用于食品、石油、医药等20多个行业，是目前世界上生产规模最大且用途 极为广泛的微生物多糖。
魔芋葡甘聚糖与黄原胶共混后，两者之间会产生强烈的协同作用，进而形成强 度很大的凝胶。由于这个独特的性质，两者共混产物可以具有魔芋葡甘聚糖的酶解 响应性，同时又具有两种多糖不具有的高强度和低溶胀的特性，因而可以大大地扩 展其应用领域。
口服缓、控释制剂及结肠定位制剂一直是药剂学领域研究的热点，多糖是一种 被广泛应用于其中的辅料。魔芋葡甘聚糖作为一种天然多糖，作为缓、控释制剂的 药物辅料具有很多合成材料不能比拟的优点，但由于魔芋葡甘聚糖在水中溶解性好， 溶胀倍数大，其抗水性和强度较差，在水中浸泡片刻即溶胀崩解，所以作为亲水性 凝胶骨架药物释放系统的载体，魔芋葡甘聚糖需要提高其自身的强度和抗水性，这 就需要对魔芋葡甘聚糖进行改性以及进行药剂上的改良。本文采用黄原胶等与魔芋 葡甘聚糖进行共混，使其更加适合作为亲水性凝胶骨架药物释放载体的要求。为此， 本文以魔芋葡甘聚糖-黄原胶、魔芋葡甘聚糖-羧甲基淀粉共混体系作为骨架片剂缓 控释材料，以水或淀粉浆作为粘合剂，以硬脂酸镁和滑石粉作为润滑剂和助流剂， 以西咪替丁为模型药物，湿法造粒制备骨架片剂，进行药物体外释放研究。
口服结肠定位给药系统(oral colon-specific drug delivery system, OCDDS)在短短 的10多年里已经发展形成了 pH依赖型、时滞依赖型、压力控制型、细菌触发响应 型等口服结肠定位释药系统。本文采用魔芋葡甘聚糖与黄原胶的共混多糖材料作为 结肠定位包芯片的触发材料，制备了结肠定位压制包芯片。细菌触发响应型结肠定
位释药系统(bacterially triggered colon-specific drug delivery system, BCDDS)能避免
其它释药系统的不确定性，因为大量细菌集中分布在结肠，其产生的独特的多种酶， 可作为理想的定位释药的触发机制。魔芋葡甘聚糖作为一种天然多糖，同样具有其 他天然多糖的特点，可被结肠内的细菌产生的酶所降解，因此，可以作为结肠定位 给药系统的释药载体。但是单独使用魔芋葡甘聚糖存在遇水膨胀过快等缺点，会导 致药物的提前释放。本文利用魔芋葡甘聚糖与黄原胶的协同作用，将魔芋葡甘聚糖 与黄原胶的共混多糖作为结肠定位释药系统的酶响应载体，制备结肠定位包芯片， 并进行体外释药研究，并探讨其药物释放规律。
为了进一步研究酶降解下多糖对于药物释放的影响，本文制备多糖共混制备膜 材料。考察魔芋葡甘聚糖与黄原胶共混多糖膜对酶的响应性以及控制药物释放的性 能。由于药物从膜内降解与片剂缓释包衣的原理类似，所以，研究药物的过膜释放 对于材料在片剂包衣的应用有一定的指导意义。为此，本文使用自制装置，结合药 典方法，考察在酶降解条件下，药物通过多糖共混膜的药物释放行为，对其释放机 理进行研究。
在黄原胶与魔芋葡甘聚糖形成的共混多糖中，两种多糖以一定的相互作用混合 在一起，从而具有了与单纯组分不同的结构与性质。为了更加深入的研究魔芋葡甘 聚糖与黄原胶之间的协同作用，本文将使用傅立叶红外光谱、圆二色谱、X射线衍 射、X射线小角散射、原子力显微镜等方法对于共混多糖的结构与性能进行考察。
为了进一步研究在酶解过程中药物通过生物可降解体系的释放行为规律，本文 将建立关联米氏方程的生物酶解药物释放模型，以期对同类体系的药物释放规律及 后续的研究工作进行总结和指导。
综上所述，本研究是对魔芋葡甘聚糖与黄原胶之间的协同作用及其应用进行的 系统研究。其研究结果对于研究多糖在药物制剂领域的应用、多糖间相互作用以及 指导生物降解型药物释放体系的释药行为都具有重要的意义。
♦第一章综述了口服缓、控释及结肠定位制剂的研究进展，多糖在缓、控释领域的 应用，以及魔芋葡甘聚糖、黄原胶的基本性质、应用及相关研究情况。
♦第二章进行了以魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为缓、控释载体的亲水性凝胶 骨架片的制备及药物释放研究。通过对其制备及药物释放过程的考察，表明共混 多糖作为缓、控释载体有一定的应用价值。
♦第三章研究了魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为包衣材料结肠定位包芯片的 制备及药物释放研究。通过研究在含P-甘露聚糖酶的模拟结肠液中的药物释放 行为，考察了药物释放的影响因素。实验结果表明。共混多糖仍然具有魔芋葡甘 聚糖的酶解响应性，是一种理想的结肠定位载体。
♦第四章研究了药物通过魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混膜的药物释放行为。利用自制
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装置，考察了不同组成的多糖共混膜在不同酶活的释放介质中的药物释放行为。
♦第五章通过粘度法、静态光散射、傅立叶红外光谱、圆二色光谱、X射线衍射和 小角X射线散射等在不同尺度考察了共混多糖的协同作用；采用原子力显微镜 观察了共混多糖的微观结构。研究表明，在共混多糖中，魔芋葡甘聚糖分子与黄 原胶分子之间以氢键发生相互作用；主要以无定形结构为主；共混多糖按照一定 的规律形成了三维网络结构。
♦第六章研究了在酶解作用下药物通过生物可降解体系的释放行为规律，通过将酶 解过程的米氏方程与通过多糖共混膜的药物扩散相关联，建立了基于生物酶解过 程的药物释放动力学模型，并与文献模型进行了比较。
缓释、控释制剂与普通制剂相比，药物治疗作用持久、毒副作用低、用药次数 减少。由于设计要求，药物可缓慢地释放进入体内，血药浓度“峰谷”波动小，可避 免超过治疗血药浓度范围的毒副作用，又能保持在有效浓度范围(治疗窗)之内以维 持疗效。缓释、控释制剂也包括眼用、鼻腔、耳道、阴道、直肠、口腔或者牙用、 透皮或皮下、肌内注射及皮下植入，使药物缓慢释放吸收，避免门肝系统的“首过效 应”的制剂[1]。由于缓释、控释制剂具有给药次数少、血药浓度波动小、胃肠道刺激 反应轻、疗效持久、安全等优点，七十年代以来取得很大突破，上市的药物品种和 制剂类型逐渐增多。
根据《中华人民共和国药典》的定义，缓释制剂(sustained release preparation, SRP)
系指在规定释放介质中，按要求缓慢地非恒速释放药物，其与相应的普通制剂比较， 给药频率比普通制剂减少一半或给药频率比普通制剂有所减少，且能显著增加患者 的顺应性的制剂。
控释制剂(control release preparation, CRP),又称控释给药系统(control release drug delivery system, CRDDS)系指在规定释放介质中，按要求缓慢地恒速或接近恒
速释放药物，其与相应的普通制剂比较，给药频率比普通制剂减少一半或给药频率 比普通制剂有所减少，血药浓度比缓释制剂更加平稳，且能显著增加患者的顺应性 的制剂[2]。其中药物释放主要是一级速度过程。《中华人民共和国药典》规定，控释 制剂指药物能在预定的时间内自动以预定速度释放，使血药浓度长时间恒定维持有 效浓度范围的过程，一般来说药物在预定时间内以零级或接近零级速度释放。与其 相应的普通制剂相比，每24h用药次数应从3-4次减少至1-2次。
1.1.1.1缓释、控释制剂的特点[3]
1.减少给药次数
对半衰期短而需要频繁给药的药物，可以减少其给药次数，提高病人的顺应性。 特别适合需要长期给药的慢性疾病患者，如心血管疾病、哮喘等患者。
2.使血药浓度平稳
避免峰谷现象，有利于降低药物的毒副作用。特别对于治疗指数窄的药物，根 据关系式T<ti/2[ln(TI)/ln(2)]，其中TI为治疗指数(therapeutic index), ti/2为药物的半 衰期，T为给药间隔时间。若药物ti/2=3h，TI=2，用普通制剂要求每3h给药一次， 一天要服8次才能避免血药浓度过高或过低，这显然是不现实的，若制成缓释或控 释制剂，每12h服1次，也能保证药物的安全性与有效性。
3.可减少用药的总剂量
减少总剂量而得到与普通制剂同样或更优的治疗效果，因此可用最小剂量达到 最大药效。
虽然缓释、控释制剂有其优越性，但并不是所有药物都适合，如剂量很大(大于 1g)、半衰期很短(小于1h)、半衰期很长(大于24h)、不能在小肠下端有效吸收的药 物，一般情况下，不适于制成口服缓释制剂。对于口服缓释制剂，一般要求在整个 消化道都有药物的吸收，因此具有特定吸收部位的药物，如维生素B2,制成口服缓 释制剂的效果不佳。对于溶解度极差的药物制成缓释制剂也不一定有利。
1.1.1.2缓释、控释制剂的类型
缓释、控释制剂除可供口服外，还有注射和经皮等多种给药途径。缓释控制制 剂的类型有[4]:
(1)骨架片。
(2)包衣片。
(3)缓释或控释颗粒(或微囊)压制片。
(4)缓释或控释胶囊(内含小丸、颗粒或小片)。
(5)渗透泵控释片。
(6)透皮给药系统。
(7)避孕给药系统、植入剂、眼用控释膜剂。
其中，口服给药是最自然、简单、方便和安全的给药方式，是治疗和预防疾病 过程中应用最广泛的给药途径之一。要使药物发挥其治疗作用，必须将药物输送到 体内作用部位，最常用的方法是将药物制成适合于口服给药的制剂(如片剂、胶囊、 丸剂等)。这种通过口服将药物输送到体内并释放药物的制剂在现代科技文献中统称 为口服释药系统(oral drug delivery system)，传统药剂学中则称为口服制剂。前者在 概念上不仅包括剂型，还包括制药技术。近年来，随着药用高分子材料的广泛应用 及给药系统(drug delivery system, DDS)研究的深入，口服缓、控释制剂(oral sustained or controlled release dosage forms)日益增多。该类制剂与传统制剂相比，具有功效大， 选择性强和安全性好等特点。且由于其研究开发周期短，经济风险小，技术含量高， 利润丰厚而为制药工业界所看重，是目前应用和开发最活跃的系统。 1.1.1.3缓释、控释的原理与方法
控释制剂类型很多，制备工艺复杂，控释原理各不相同，但组成通常包括以下 四部分：
(1)药物贮库部分是贮存药物的部位，贮存稳定形式的所需数量的药物，一般 库内药物量应大于释药总量，这些超过的药物作为化学位能，为药物向外释放提供 动力。
(2)控释部分其作用是使药物以预定的恒速释放，如半渗透膜等。
(3)能源部分供给药物能量，足以使药物分子从贮库中释放出来。
(4)传递孔道药物分子通过孔道而释出，同时兼有控速作用。
药物采用疏水或脂质类载体材料，制成的固体分散体均具有缓释作用，此时， 载体材料形成网状骨架结构，药物以分子或微晶状态分散于骨架内，称为骨架型。 此外，缓释、控释制剂也可以是药物贮库型，即在膜内贮存药物，药物通过膜缓慢 释放。骨架型和药物贮库型的释放机制不相同。
缓释、控释制剂的释药原理主要有溶出、扩散、溶蚀、渗透压或离子交换等[5]。
(1)溶出原理
由于药物的释放受其溶出速度的限制，溶出速度慢的药物显示出缓释的性质。 根据Noyes-Whitney溶出速度公式，通过减少药物的溶解度，降低药物的溶出速率， 可使药物缓慢释放，达到长效作用的目的。
(2)扩散原理
药物释放以扩散作用为主有以下几种情况：
水不溶性膜材包衣的制剂；
包衣膜中含有部分水溶性聚合物。
(3)溶蚀与扩散、溶出结合
严格的讲，释药系统不可能只取决于溶出或者扩散，实际上，主要的释药机制 往往大大超过其它过程，以致可以归类于溶出控制型和扩散控制型。生物溶蚀型给 药系统的释药特性则很复杂。
(4)渗透压原理
利用渗透压原理制成的控释制剂，能均匀恒速地释放药物，比骨架型缓释制剂 更为优越。
(5)离子交换作用
由水不溶性交联聚合物组成的树脂，其聚合物链的重复单元上含有成盐基团， 药物可结合于树脂上，当带有适当电荷的离子与离子交换基团接触时，通过交换将 药物游离释放出来。
1.1.1.4缓、控释制剂的区别
国内外缓释、控释制剂名称不统一，有时也不严格区分，国内缓释制剂一般用 sustained release preparation,控释制齐一般用 controlled release preparation,国夕卜常
用名有 extended release preparation、prolonged action preparation、repeat-action preparation、retard preparation、sustained-release preparation 等。
为了区别SRP和CRDDS,通常将符合一级速率和Higuchi方程释药的制剂定 义为缓释制剂，从维持长时间释药达到长效的角度来看，SRP与CRDDS有相同之 处，亦有不同之处，见表1-1[6]。
表1-1 SRP与CRDDS的比较
Table 1-1 Comparation of SRP and CRDDS
SRPCRDDS
释药速率不稳定，释药过程服从一级速率或 Higuchi 方程
主要是延缓释放，不考虑使难溶药物释放加快
对血药浓度和有效持续时间要求不严，可谓普 通制剂到CRDDS的过渡产品 延迟效应
包括的剂型广，多为溶(蚀)解和不溶解的骨架 制剂 释药速率恒定符合零级动力学方程，多符合 Fick定律
控制药物释放系统，包括使难溶药物释放加快， 如渗透泵片
严格控制血药浓度和有效持续时间，属精密给 药系统，即血药浓度受给药系统控制。而释药 虽然恒速，但释放量超过体内吸收，即血药浓 度受吸收过程控制者不属于CRDDS，如有些 透皮吸收制剂，血药浓度受角质层控制 突破效应
多为膜控释和渗透压控释系统
1.1.1.5 口服缓释、控释制剂的研究进展
国外在20世纪50年代开始研制口服缓释、控释制剂，70年代被医学界认可， 上市的药物品种逐渐增多。1984年，在英国药品市场上就有80多种药物的口服缓 释制剂。目前国外上市的口服缓释、控释制剂药物品种共约200余种，不同规格的 商品共计有400种以上 。
口服缓释及控释制剂是国内外医药工业发展的一个十分重要的方向，由于开发 周期短、需要投入少、经济风险低、技术含量增加而附加价值显著提高等越来越被 制药工业所看重。国内缓释、控释制剂也在不断增加，1990年版《中华人民共和国 药典》仅收录了茶碱等两种控释片，但2000年版以及近几年经国家食品药品管理局 批准的口服缓释及控释制剂已有30多种。
目前，设计和制造口服缓、控释给药系统主要应用高分子材料，如乙基纤维素 (EC)、羟丙甲基纤维素(HPMC)、聚丙烯酸树酯系列、生物粘附材料卡波姆(Carbopol) 系列等[8]。脱乙酰壳聚糖和糖蛋白等也有应用，包合物控释的应用亦日益增多。其 释药机制有扩散、化学反应和溶剂或其它理化因素的激活。其中扩散控释系统包括 贮库型(膜控)和基质型(骨架控释)两种；化学控释系统包括生物降解和生物溶蚀系统 及药物从聚合物分子链上的化学清除；溶剂激活包括膨胀控释和渗透控释系统及磁 控作用等。
口服缓释、控释制剂由于服用方便，可减少用药次数、疗效持久，安全可靠而 备受人们的青睐。我国近年来在缓释、控释方面也发展迅速，开发和批准的缓、控 释制剂逐渐增多，但目前上市的品种还不多，已上市的品种竞争力不强。此外，随 着缓控释制剂开发的日益增多，同一药物的控释、缓释品种相互重复的现象也日益 突出。国产缓、控释辅料品种少，质量标准不严格，因此仍应借鉴国外先进技术， 加强该类制剂的研究工作，同时应加强有关辅料的研究与开发。
1.1.2口服结肠定位释药系统
口服结肠定位释药系统(OCDDS)亦称为口服结肠迟释制剂(oral colon delay ed-release preparations)，是一种利用物理或化学手段使药物口服后在胃肠道上
端不释放药物而达到人体回盲部或结肠后开始释放药物的给药方法，该方法可使药 物在结肠发挥局部或全身治疗效果[9]。
1.1.2.1结肠的解剖学及生理学特点
结肠由回盲瓣起止于直肠，介于盲肠与直肠之间，长约1.3m。根据位置，可将 结肠分为升结肠(长15-20cm)、横结肠(长40-50cm)、降结肠(长25-30cm)和乙状结肠
(长15-50cm)四个部分[10]。结肠有四个主要功能[11]: a.为结肠内微生物提供了适宜 的环境；b.存贮代谢产物；c.以一定的时间排泄出代谢产物；d.吸收腔道内容物中 的水分，使产物代谢固化为粪便，并吸收和代谢K+和碳酸氢盐。在正常的生理状态 下，结肠内的pH值高于胃和小肠内的pH值，且结肠各区段内的pH值也略有不同。 有研究表明，回肠的末端pH值最高为7.5±0.5，而进入结肠后pH值降为6.4±0.6， 到了中段结肠pH值为6.6±0.8，末端结肠的pH值达到7.0±0.7[12]。
结肠壁的组织结构由里及外由粘膜层、粘膜下层、肌层和外膜等四层组成。粘 膜层由上皮、固有层和粘膜肌层三层构成。粘膜上皮为单层柱状细胞，由粒状吸收 细胞、环状细胞和少量内分泌细胞构成。固有层为结缔组织，内含丰富的血管，淋 巴管和一些淋巴小结，此外还含有大量的胸腺。粘膜肌层为一薄层连续的平滑肌， 将粘膜固有层与粘膜下层分隔开。粘膜下层为疏松的结缔组织，其中有许多较粗的
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血管和淋巴管。肌层由大量的平滑肌构成，分内环肌和外纵肌。外膜(浆膜或纤维膜) 由疏松结缔组织及外表面的间皮构成，结缔组织内有丰富的血管、淋巴管和脂肪细 胞。
图1-1人胃肠结构图
Figure1-1 The structure of the human's gastrointestinal tract
结肠的另一个显著特征是存在大量的菌群。人体胃肠道内存在大量不同类型和 含量的各种细菌。胃内细菌很少，多为格兰氏阳性菌和厌氧菌。近端小肠细菌类型 和数量与胃内相似。延小肠向回肠末端延伸，细菌数量不断增加，当通过回盲瓣即 达到结肠后，细菌数量急增，由102-103 CFU/ml急增至10n-1012CFU/ml，其中以厌 氧菌为主，约有300-400种[13，14，15]。细菌可占固体总量的20%-30%，具有重要功能 和代谢活力。其中无芽胞厌氧菌、杆菌占99%以上，厌氧菌在人体内具有为宿主节 省能量的作用，即通过其发酵作用，使未消化的食物转化为短链脂肪酸，而被结肠 吸收利用。结肠细菌还可利用食物残渣合成维生素的功能，例如可合成维生素B1、 B2、B6、B12、K、叶酸和泛酸等。这些细菌还能产生各种酶，例如：P-葡萄苷酸酶、 P-葡萄苷酶、纤维素酶、硝基还原酶、偶氮还原酶、a-脱羟酶、胆固醇脱氢酶等致 癌物质。这些菌类中最常见的是酵母菌，这种菌类的特点是其生长过程中需要碳水 化合物(糖M乍为能源。因此它们能合成许多使碳水化合物发酵必须的酶。其中两类 最基本的酶是多糖酶和糖苷酶，多糖酶可将多糖的主链分解，使多糖变成低聚糖， 糖苷酶则将多糖的侧链水解，另外也将低聚糖的主链进一步分解。发酵是消化食物 过程中不可缺少的一个生物过程，大肠内的发酵过程是由许多厌氧菌参与，经过一 系列复杂的生物降解，将碳水化合物和蛋白质分解。发酵后的产物是氨、短链脂肪
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酸、醋酸、丙酸、丁酸和气体，如氢气、二氧化碳和甲烷等，使结肠近端pH值降 低，抑制了蛋白水解酶的活性，较小肠处活性约低20-60倍。至降结肠及直肠等处， 由于pH值升高，蛋白水解酶的活性明显增强，故一般认为升结肠处为蛋白多肽类 药物的最佳给药部位。盲肠是大肠内产生发酵作用的主要场所，因此也是细菌活动 的主要场所。短链脂肪酸的吸收能刺激钠和水的吸收，丁酸可以对核酸的吸收起调 节作用，并有益于大肠粘膜的健康。结肠不能主动吸收糖、氨基酸和小分子肽等物 质。但其内容物在结肠内滞留的时间较长，可发挥其吸收功能，一些药物也可通过 被动扩散而吸收。在结肠大量的消化酶均已失活，结肠丰富的淋巴组织为口服大分 子药物特别是多肽蛋白类药物的吸收提供一条有效途径[16]。
除具传输和贮存食物残渣及提供微菌群的生长环境等功能外，结肠亦具有消化 和吸收功能。结肠的吸收功能主要是吸收水分和电解质(Na+、C1-)，并能调节电解质 的浓度。部分脂肪水解产物亦可被结肠，尤其是升结肠的吸收细胞吸收，在细胞内 形成乳糜微粒，释放至固有膜。结肠各部位吸收能力大小不一，右(升)结肠的吸收 能力最大，依次为横结肠、降结肠。病理因素如结肠炎，会降低结肠对水和钠离子 的吸收能力。一般而言，结肠本身因不产生酶，其消化功能如前所述，是指细菌的 消化作用。
1.1.2.2 口服结肠定位释药的意义
结肠定位释药对于经大肠给药来治疗疾病具有特殊的意义。通过口服结肠定位 给药，可将药物释放至结肠治疗结肠局部病变，又可通过结肠吸收进入体循环治疗 全身性疾病，可以说口服结肠定位给药的发展是广泛用于治疗结肠局部病变的需要。 炎症性肠病、结肠癌、便秘和肠道寄生虫(如阿米巴病)病等是在结肠部位常见的疾 患[17]。治疗结肠局部病变，目前仍以药物治疗为主，传统的用药方式是口服给药和 直肠用药。口服常规药物制剂，往往在到达结肠前药物在胃及小肠即被吸收或降解， 即使应用一般的缓、控释口服制剂经胃及小肠释放，但到达结肠的药物仍不足以在 病变局部构成治疗所需的浓度。直肠给药多用灌肠剂与栓剂，栓剂仅在直肠有效， 而灌肠剂溶液仅对乙状结肠和降结肠提供局部治疗作用，不能到达横结肠和升结肠， 存在药物在结肠分布不均匀，个体差异大，使用不便等缺陷，因此直肠给药剂型的 应用是有限的，剂型设计的目的之一就是要保证药物在其具有最佳治疗效果的部位 释放。为此需要将药物制成经口服后通过胃及小肠到达结肠释放的给药体系，该体 系可在全结肠内均匀释放，直接将药物释放至局部病变部位，大大提高病变部位的 药物浓度，减少不必要的全身吸收，可达到减少用药剂量，改善治疗效果，减少药 物潜在的毒、副作用的目的。
药物通过结肠吸收产生全身治疗作用。适用于在结肠吸收产生全身治疗作用的 药物有如下几种情况：
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1、多肽类和蛋白类药物[18]。目前多肽类和蛋白质类药物发展迅速，其应用日 趋广泛。胰岛素、生长激素、干扰素、降钙素以及生长因子等是在临床上具有确切 疗效的多肽类药物，口服后由于对胃酸敏感及被酶消化降解，同时由于它们自身的 分子大、高亲脂性而难以通过胃肠粘膜吸收等原因，多以注射给药，病人应用非常 不便，而结肠定位释放是这类药物口服应用的最有效途径之一。
近端结肠的营养物质最为丰富，是微菌群生长最快的区域，同时由于菌群分解 食物残渣中的纤维素等，产生有机酸、甲烷等物质，使近端结肠pH值降低(pH达 6.4-6.6)，蛋白水解酶不能在此稳定存在，回盲部及其下部蛋白水解酶含量极低，其 活性比在小肠处的活性约低20-60倍，故药物输送至结肠可避免胃酸及消化道酶的 降解。降结肠和直肠处pH值升高，蛋白水解酶的活性有明显增强，故一般认为升 结肠是蛋白、多肽类药物的最佳给药部位。
结肠转运物质的速度缓慢，固体制剂如片剂、胶囊剂在成人结肠中可滞留较长 时间，一般为20-35小时。吸收时间的延长可部分解决大分子药物因粘膜渗透性差 导致的吸收差的问题。有人认为由于结肠段的转运极为缓慢，据此提出“结肠闭合室” 理论认为药物在结肠内浓集，构成“储库”，从而保证药物以恒定的零级速度被吸收 进入血循环。
结肠壁对大分子药物的屏障作用比小肠小，有利多肽类及蛋白质类药物的结肠 吸收。此外，结肠上皮对表面活性剂等肠吸收促进剂敏感，为此通过辅以促进剂的 应用，可望解决蛋白、多肽类大分子药物的口服给药问题，例如以卡波姆作吸收促 进剂时，降钙素在结肠的吸收增加了 7.7倍之多[19]。
2、某些抗癌药物理想的靶向吸收器官。如前所述，结肠壁内外分布着许多淋巴 结和淋巴管，尤如某些药物的吸收窗，药物进入结肠后易进入淋巴循环而发挥治疗 作用，癌症转移是通过淋巴系扩散，故结肠是某些抗癌药物理想的靶向吸收器官。 此外抗癌药物严重的胃肠刺激作用及毒副反应，常使患者难以坚持用药，结肠释药 可改善和克服。
3、治疗按时辰节律变化的疾病[20]。许多疾病有时辰节律的变化，例如哮喘、 高血压、心绞痛、类风湿关节炎(晨僵)常表现为夜间或凌晨发作，为此需睡前服药 而至凌晨发挥药效，OCDDS是一理想的给药系统。
所以，OCDDS不仅有重要的临床意义，也有广阔的市场前景。
1.1.2.3结肠定位释药系统的分类
根据结肠定位给药的生理学基础，结肠定位释药系统可以分为时滞释药系统、 pH敏感型给药系统、pH与时滞综合控制给药系统、压力控制型给药系统和酶触发 控制的给药系统等[21]，前几种给药系统的特点及应用如表1-2:
表1-2结肠定位释药系统的分类 Table 1-2 Sort of OCDDS
分类原理应用局限性
时滞释药系统尽管胃排空时间极不规Time Clock时间依赖型结肠定由于个体差异(胃排空、
贝IJ，但是在小肠段物质位给药系统[23];饮食等)的存在，药物到
的运转时间要相对恒替硝唑结肠定位释放片[24];达结肠的时间可能有较
定，通常为3±1h[22]。大差异[25]。
pH敏感型给人体胃肠道pH值由低史克必成公司的Asacol™但是体内pH的变异及
药系统到高递增，结肠pH相对产品[27];食物种类等可能影响包
较高[26]衣材料的溶解度[28]。
pH与时滞综胃肠的运转过程中胃的德国Falk公司生产的Clavesal生产工艺复杂，控制难
合控制给药系排空时间在不同情况下片降]。度高。
统有很大差异，在小肠和
结肠的pH差异较小。
压力控制型给在结肠中，水分被大量Muraoka等开发了压力依赖型生产工艺复杂，控制难
药系统的吸收，肠道蠕动对内结肠定位释药胶囊(Intestinal度高。
容物残生直接压力，容pressure-controlled colon
易使物体破裂[30]。delivery capsules, PCDCs)[31]。
结肠细菌产生的大量酶能降解没有被胃和小肠消化的物质(如多糖等)，细菌酶 降解的结肠定位释药系统能使药物避免在胃和小肠中被破坏和吸收，利用结肠特有 的细菌酶，发酵降解的特点，达到药物在结肠内定位释放的目的。基于结肠的这个 特点，开发了酶触发控制的结肠给药系统。
酶触发控制的结肠定位给药系统按照制备方法可以分为前体药物类(pro-drug or pro-agent)、包衣片、骨架片三类。
前体药物即前药，1951年由A. Albert首先提出[32]。前药是母药分子不活泼的 衍生物，在人体内能自发地或通过某些酶降解释放出有活性的母药。又分为偶氮类 前药、糖苷类前药、氨基酸类前药、环糊精类前药、葡聚糖类前药等[33]。目前应用 最广的是通过偶氮键结合的5-氨基水杨酸(5-ASA)前体药物和糖皮质激素前体药物
[34]，其代表药物有 21-P-D-葡萄糖苷-地塞米松(dexamethasone-21-P-D-glucoside)、P_D- 葡萄糖醒酸苷-地塞米松(dexamethasone-21-P-D-glucuronide)、P-D-葡萄糖醒酸苷-布 地奈德（budesonide-P-D-glucuronide)、多聚（L-天冬氨酸）-地塞米松 [dexamethasone-poly(L-aspartate)]等。
前药体现出一种可靠的结肠定位给药，并且在低剂量时即可显示出期望的治疗
活性，但由于前药已经是一种新的化合物，利用化学结构改造方法制备的前体药物， 在药物选择上有很大的局限性，收率不高。在制备难度上远远高于用制剂手段达到 的结肠定位给药系统，并且需要进行更加详细的毒理学研究[35]。
利用可被结肠酶降解的聚合物进行包衣可达到结肠定位释药的目的。人们利用 偶氮聚合物[36]作为包衣材料制备了各种结肠给药系统，用于小分子及大分子药物(如 肽类、蛋白质)等的结肠给药。Tozaki H等[37]的研究表明，偶氮聚合物包衣颗粒可用 于肽类(如胰岛素、降钙素)的结肠定位给药。有人以直链淀粉[38]、果胶、果胶与乙 基纤维素混合物[39]或果胶和甲壳胺混合物[40]作为包衣材料制备了结肠给药系统。如 果胶和壳聚糖对吲哚美辛、对乙酰氨基酚片进行包衣，果胶和乙基纤维素对对乙酰 氨基酚进行包衣。在结肠，果胶可被果胶酶水解而释放出药物。
另一种应用pH和酶触发控制的剂型设计是CODES TM包衣技术[41,42]。这种系 统比其它的剂型设计更加复杂，依赖于异构化乳糖在结肠酶的作用下转化为有机酸 的过程。如图1-2:
图1-2 CODES™释药系统示意图 Figure1-2 Schematic of the CODES TM formation CODES™释药系统的最外层是一种标准的肠溶聚合物包衣，如：EudragitL。 当释药系统通过人体消化道的幽门，进入十二指肠后，该层包衣溶解，使内层包衣 Eudragit E暴露出来。内层包衣在小肠和大肠环境中不溶解，但是可以使异构化乳 糖从包衣中释放出来并粘附于片剂周围。在结肠酶的作用下，异构化乳糖被降解成 为短链脂肪酸，从而降低局部pH值，进而使内层包衣EudragitE溶解。通过这样 的方法使药物得到释放。
将药物与可被结肠中细菌所产生酶降解的载体制成骨架片，从而达到药物在结
肠中释放的目的。Hovgaard等[43]将葡聚糖和二异氰酸交联后形成的化合物制成水凝 胶，体外实验表明：药物的释放速率主要受凝胶的交联密度和葡聚糖酶的控制并与 药物本身的亲水性有关。口服后在胃和小肠中，药物被葡聚糖水凝胶包裹不被释放， 在结肠，水凝胶被葡聚糖酶降解使得水凝胶骨架破裂而释放出药物。改变水凝胶的 化学组成可控制平衡水凝胶的膨胀度、机械强度、可降解性和释放性质等。
目前应用于酶触发控制结肠定位给药系统的辅料主要为偶氮聚合物和多糖类聚 合物。其中偶氮聚合物主要作为前药、聚合物包衣和水凝胶使用[44]。但由于偶氮类 聚合物在结肠降解较慢，且偶氮类小分子是一种强的致癌物质，因此应用偶氮类聚 合物的安全性问题仍需深入研究。
另一类用于酶解型结肠定位释药系统的辅料就是多糖(Polysaccharides),目前常 用于结肠定位给药的多糖有壳聚糖、果胶、瓜尔豆胶、葡聚糖、直链淀粉、硫酸软 骨素等。这类多糖的优越性在于[45]: (1)在消化道上部(胃肠)通常不被吸收，而能被 结肠内酶专一性降解；（2)作为天然化合物，不仅价廉易得，而且其安全性已经被 长期使用证实，并多以被作为药用辅料收载入各国药典。关于多糖在缓控释及结肠 定位上的应用将在下一节进行详细叙述。
1.1.3口服缓控释及结肠定位给药系统的体内外评价
口服缓控释及结肠定位给药系统设计完成后能否达到预期的效果，需要用实验 进行验证、评价，常用的有体外和体内两种评价方法。
1.1.3.1释药系统的体外评价方法
释放度实验是体外评价固体缓、控释制剂的主要方法，它为剂型选择、处方筛 选、工艺优化、以及评价制剂体内/外相关性提供重要依据。但由于OCDDS释药机 制的多样性和释药部位的特殊性，理想的体外评价方法应该能够良好地模拟消化道 环境，包括pH、菌群、酶的种类和活性以及消化道内容物的情况。显然，要同时实 现上述要求非常困难，可根据不同释药机制和要求进行设计。《中华人民共和国药典》 2005版规定结肠定位肠溶制剂在规定的酸性介质和pH6.8磷酸盐缓冲液(PBS)中， 不释放或几乎不释放，而在要求的时间内，于pH7.5-8.0PBS中大部分或全部释放。 对于非生物降解型OCDDS，基本可以以此为基础设计释放度实验。而对于生物降 解型OCDDS，需要根据具体的释药机制设计测定方法。 a.非生物降解型OCDDS体外评价
测定这类OCDDS释放度，可根据药典选择转篮法或桨法，并根据胃肠道各区 段pH范围选择释放介质，根据制剂在各区段停留时间来选择释放时间[46]。
传统观点认为结肠的pH值在整个胃肠道中最高，可达7.5-8.0,但近年的研究
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发现，小肠末端pH最高，约为(7.4±0.4)，进入结肠后由于短链脂肪酸、CO2和一些 发酵产物的存在，pH又明显下降到6.5左右，在疾病状态下会下降到更低[47]。傅崇 东等[48,49]制备了结肠定位微丸并模拟胃肠道各区段最高和最低pH变化的释药条件 进行微丸的释放研究。结果发现，微丸均在对应模拟小肠区段时开始缓慢释药。
对于pH依赖型OCDDS，如果pH敏感材料在消化道pH值最高的回盲部溶解 而使药物得以释放，进入结肠，则在此之后的环境pH变化对其释药不会有大的影 响。所以，对于非生物降解型的体外释药试验，这类方法具有简单、方便等优点， 实验结果可反映制剂的释药时滞和释放度等信息。 b.生物降解型OCDDS体外评价
生物降解型OCDDS是用降解偶氮类聚合物或多糖类材料制备，口服后利用结 肠中的偶氮还原酶和糖苷酶的催化作用降解这些材料，以达到结肠释药的目的。因 此，在对这类制剂体外评价时需要有酶的参与，酶的来源可以是特异加入、结肠内 容物培养以及直接采用结肠内容物溶液。常用的评价方法有两种：在含有酶的介质 中孵化；在含酶的介质中测定释放度[50]。
对于多糖类材料来讲，在目前所研究的淀粉、葡聚糖以及果胶来讲，常使用对 应的淀粉酶、葡聚糖酶和果胶酶来模拟结肠环境。同样，在体外评价时可以通过特 异加入[51]、培养或使用结肠内容物溶液[52]来得到这些酶。由于啮齿类动物与人的结 肠菌群类似，主要为双歧杆菌、类杆菌和乳酸杆菌，所以大鼠盲肠内容物经常用来 制备OCDDS的释放介质。一般在释放实验前处死大鼠，取其结肠内容物，用pH7.0 左右的PBS稀释，为模拟无氧环境，稀释过程中往往需要通入CO2或N2以保持无 氧状态[53]。
Tozaki等[54]制备了 5-氨基水杨酸壳聚糖胶囊。经释放度实验发现，含有结肠内 容物的释放介质显著地增强了药物的释放。Brondsted等[55]制备的交联葡聚糖胶囊在 0.1mol.L-1，pH5.4的醋酸盐溶液中24h内仅释放35°%，随后加入葡聚糖酶，药物迅
速完全释放。
综上所述，要对一个OCDDS做全面的体外评价，需要根据制剂结肠定位的机 制来选择一种或几种测定方法。目前报道的有关OCDDS体外评价方法不尽相同， 表现在释放装置、释放介质(pH、体积等)和释放时间上都不统一，这样就使各项结 果不具可比性，在一定程度上影响了 OCDDS的发展。传统的释放实验适用于非生 物降解型OCDDS，可以评价包衣状况、片芯崩解及释药的时间和水平；而以菌群 触发为释药机制的OCDDS，可用含降解酶的释放介质中测定释放度或者细菌孵化 的方法，其缺点在于不能反映肠道pH及内容物等情况。目前可行的方法是：根据 结肠定位释药系统的释药原理，并参照药典中结肠定位肠溶制剂释放度测定的方法， 制定OCDDS体外实验的标准。
1.1.3.2释药系统的体内评价方法
体外研究对于提供有关剂型释放特征的重要信息，监控药物产品的稳定性及生 产过程的控制是非常有效的，但是只有通过观察药物体内药效动力学或药代动力学， 才可以正确评价其安全性和有效性。OCDDS的体内评价特殊性在于：只测定药时 曲线还不够，因为仅靠tmax、Cmax和AUC等参数不能完全地反映OCDDS的特性， 如药物在胃肠道滞留时间、崩解和释放的部位等信息，这些是评价其安全性和有效 性的重要依据。
其中，药物浓度监测法的实验对象主要是大鼠、豚鼠和犬，所选的动物模型应 具有与人相似的解剖和生理特征，并且具有与人类相似的肠道菌群环境，同时，要 根据OCDDS释药原理来选择合适的动物模型。在实验中又分为在体局部药物浓度 监测法[56]和血药浓度法间。
但是，胃肠道解剖和生理学研究表明，人与模型动物间存在着一些显著的差异， 如胃肠道的转运时间、pH值、酶活性、菌群的数量和种类等。随着Y-闪烁扫描法技 术(Gamma Scintigraphy)的出现和成熟，这项技术被广泛地用于结肠定位释药系统的 体内评价实验中。Y-闪烁扫描法是检测药物制剂在胃肠道转运行为的一种技术。该 方法利用放射性元素(如113mIn, 99mTc，171Er)标记受试制剂，对人体无任何伤害的条 件下，通过成像仪监测受试制剂在体内的情况。Y-闪烁扫描法为药物的研究和制剂 的开发提供了许多信息[58]，如制剂崩解的部位及崩解后分布的区域、制剂在胃内的 停留时间、制剂在小肠中的转运时间、制剂到达结肠的时间等。Y-闪烁扫描法是目 前最为理想的监测结肠定位释药的方法。
由于受实验条件的限制，本文在研究过程中仅对实验对象进行了体外药物释放 研究。
1.1.4药物控制释放的规律研究
药物从控释系统中的释放机理及其数学模型一直是药剂学研究的重点。目前文 献中报道的控制释放体系的数学模型大致可以分为两类[59]:假设药物释放按照零级 过程进行的经验模型和考虑影响药物释放的多种物理化学过程的机理模型。
其中，经验模型通常忽略药物释放中的各种物理化学过程，直接描述药物释放 的结果。其不足是不能够准确地描述药物释放过程中各个参数变化对于药物释放的 影响，而优势在于可以比较容易的调整模型使之吻合实际结果，因此具有较高的应 用价值。其中比较重要的有Hopfenberg模型和Cooney模型。
相比之下，药物释放系统的理论模型通过描述药物释放过程中各影响因素对药 物释放行为的影响来揭示释药机理。其中最经典的即为Higuchi模型[60]。
1.2多糖作为释药载体的应用
多糖是存在于自然界的醛糖和(或)酮糖通过糖苷键连接在一起的聚合物。多糖 是一切有生命的有机体必不可少的成分，它与维持生命的种种生理机能有着密切的 联系。近年来，植物、海洋生物及菌类等来源的多糖已作为有生物活性的天然产物 中的一个重要类型出现，各种多糖所具有的抗肿瘤、免疫、抗凝血、降血糖和抗病 毒活性已相继被发现。人们对多糖的初始研究可追溯到1936年Shear对多糖抗肿瘤 活性的发现。
由于多糖是自然界中含量最丰富的多聚物及其特有的性质，很早就被应用于医 药领域，如：淀粉、糊精等多糖，无毒、无副作用，可被淀粉酶降解，是药物理想 的赋形剂，琼脂作为微生物培养基也早已广泛应用，又如植物车前(Plantagoovata) 种子中的黏液质多糖具有很强的吸水性，在民间用于治疗腹水。随着对多糖理化性 质、结构和药理作用的深入研究，发现多糖在医药领域有很多新用途。目前全球有 很多种多糖正在进行临床实验，分别作为肿瘤、糖尿病的治疗药物，或促进伤口愈 合的药物。总的来说，多糖在医药领域的应用可分为两类：一类是利用多糖的独特 理化性质，如易形成凝胶、高渗透压、高粘度和吸水性，来制备医药材料、药物缓 释剂、血浆代用品等；另一类是利用多糖的抗原性、抗肿瘤等生物功能或活性制备 疫苗或新药。天然多糖作为研制缓、控释和结肠定位药物的辅料有不可比拟的优越 性，作为天然化合物不仅价廉易得，而且其安全性已经长期使用证实并多数作为药 物辅料收载于各国药典。通过改变多糖水凝胶的交联度、膨胀度及其它有关参数， 可以控制凝胶给药系统中药物的释放，达到缓释或控释的目的。由于其在胃肠道上 部通常不被吸收，可被结肠菌酶专一性降解，因此在结肠定位给药方面具有良好的 应用前景和临床意义，如治疗便秘、结肠炎、大肠癌等肠道疾病及开发多肽蛋白类 口服制剂。本文主要研究多糖在药物缓、控释及结肠定位释药系统中的应用。
1.2.1多糖在缓、控释及结肠定位释药系统中释药原理
多糖遇到溶剂后会形成水凝胶(hydrogel)，水凝胶是一些高聚物或共聚物吸收大 量水分子后形成的溶胀交联状态的半固体，其具有三维网状结构。水凝胶与其它高 分子聚合物的不同之处在于其显著的溶胀性能。在缓控释及结肠定位释药系统中， 多糖形成的水凝胶主要有以下几种作用原理：
1.2.1.1化学控制系统
这种系统主要有两种体系：一种是在体内生理条件下，水凝胶骨架中某些化学
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键容易被酶解、水解、导致聚合物骨架从表面或整体开始溶蚀，药物随着骨架的解 体而向外释放，称之为可生物降解及生物溶蚀系统。另一种为前药系统，是将药物 分子与水凝胶聚合物通过共价键连接。当其进入人体内并转运至某特定部位时，通 过水解或酶解作用，使连接药物分子与聚合物骨架之间的化学键断裂，释放出药物。 该系统可使药物作用于特定细胞与组织，专一性强。
1.2.1.2溶剂活化控制系统
这种系统包括渗透控制系统及膨胀控制系统。在渗透控制系统中，外层的半透 膜控制了水的渗透过程，药物的释放速率由水的透膜速率决定。在膨胀控制系统中， 药物的释放以扩散方式为主，释药速率主要由聚合物的交联度、聚合物骨架松弛速 率以及水分子扩散进入骨架的速率决定。
1.2.1.3调节释放控制系统
在该系统中，药物的释放主要受外界条件的控制，如温度、pH、离子强度、磁 场、电场、超声波等。
1.2.2多糖在缓、控释及结肠定位释药系统的应用
多糖类高分子作为制剂辅料应用广泛，其中又以天然多糖类高分子尤为受人关 注。由于多糖遇水会形成水凝胶，从而减缓或控制药物分子从制剂内向外释放，并 且多糖有可被结肠菌酶降解的特点而成为缓、控释和结肠定位释药系统的载体。大 量的天然多糖已经被用于研究用于缓、控释及结肠定位释药系统的研究，如壳聚糖、 果胶、硫酸软骨素、环糊精、葡聚糖、瓜尔豆胶、菊粉、槐豆胶、直链淀粉等。下 面介绍几种使用天然多糖作为载体的释药系统。
1.2.2.1以瓜尔豆胶为载体的药物缓、控释系统
瓜尔豆胶(guar gum)又称为愈创树胶，是从原产印度的一年生豆科植物瓜尔豆种 子种提取的多糖胶质。它的主要成分为半乳甘露聚糖，其主链是P-1,4糖苷键结合 吡喃甘露糖，每间隔一个甘露糖有一个以a-1,6糖苷键相结合的a-D吡喃半乳糖， 其中半乳糖与甘露糖之比为1:2。瓜尔豆胶在冷水中可发生水化作用并溶胀、形成 粘稠的胶状分散体或溶胶。这种特性阻碍了药物的扩散释出，从而大大延缓了药物 的释放。瓜尔豆胶属于大分子物质，其在胃、小肠不能被降解吸收。但结肠存在的 菌群能够产生的独特酶系可以降解瓜尔豆胶，从而释放药物，因为瓜尔豆胶可以应 用于结肠定位释药体系[61]。
Gliko-Kabir[62]等人将瓜尔豆胶用不同量的戊二醛进行交联，得到不同交联度的
水凝胶，实验结果表明，交联的瓜尔豆胶可作为脂溶性药物的载体，将药物定位传 输至结肠释放。此外，用三偏磷酸三钠交联的瓜尔豆胶也具有低膨胀的特性[63]。大 鼠体内的实验表明，交联后的瓜尔豆胶能够被动物体内结肠的酶所降解，显示出具 有结肠定位释药的特性。
1.2.2.2以葡聚糖为载体的药物缓、控释系统
葡聚糖(dextran)是由葡萄糖经1,6-a-D批喃葡萄糖苷连接而成的大分子聚合物， 葡聚糖结构中的糖苷键可被葡聚糖酶(霉菌、细菌以及哺乳动物的细胞均可产生)所 水解[64,65,66]。
Kim[67]等人研制了具有可生物降解特性的葡聚糖水凝胶纳米粒，这种纳米粒的 粒径范围在20-50nm之间，将其载以脂溶性药物氯硝安定，分别在含有及不含有葡 聚糖酶的PBS液中进行体外释药试验，实验表明，该水凝胶纳米粒具有定位释药的 特性，可作为口服结肠定位给药的载体。
1.2.2.3以果胶为载体的药物缓、控释系统
果胶(pectin)是一种存在于植物细胞壁中的多糖，由D-半乳糖醛酸及L-鼠李糖 组成，其平均分子量的范围大约在5000-18000之间。研究发现，结肠内的菌群可产 生果胶酶，因此这一大分子物质可在结肠被特异性的降解[68,69,70]。
果胶在胃及小肠的生理环境下可保持结构的完整性，由于其可溶于水，当以果 胶为载体的药物传递系统口服后，该给药系统中的药物在胃肠道上部不能被果胶有 效的保护而过早释放。为了提高果胶的疏水性，Rubinstein等[71]将果胶与钙盐制成 难溶性的果胶钙(CaP)，将其与吲哚美辛混合压片制成水凝胶骨架片，该片剂在pH7 的缓冲液中24h的释放量<10°%，当加入结肠内容物后，24h的释放量不超过60°/〇。 实验还发现，果胶钙中的Ca2+含量与其疏水性密切相关，Ca2+浓度增加则CaP的疏 水性亦增强。另外，可降解果胶的酶的活性与Ca2+有关，Ca2+含量增大，则果胶钙 容易被酶降解。
1.2.2.4以壳聚糖为载体的药物缓控释系统
甲壳素是仅次于纤维素的自然界存在的第二大类多糖，主要存在于蟹、虾的甲 壳中，壳聚糖(chitosan)是其最重要的衍生物，是一类由2-氨基-2-脱氧-葡萄糖通过 P-1,4糖苷键连结而成的带正电荷的直链多糖，可通过碱性水解脱去甲壳素的乙酰基 而制得。
壳聚糖只溶于酸性溶液，不溶于水，因此限制了其应用范围。通过引入多功能 基团，进行化学修饰改善壳聚糖的溶解性，可拓宽其应用范围[72,73]。Aiedeh等[74] 合成的琥珀酸-壳聚糖及邻苯二甲酸-壳聚糖均可抵抗胃酸的作用，在小肠的pH环境
缓慢水化，形成水凝胶，调节壳聚糖的氨基取代度即可控制其水化程度，达到口服 结肠定位释放的目的。
1.2.2.5以海藻酸盐为载体的药物缓控释系统
藻酸盐(alginates)是从海藻中提取的一种天然多糖，它是由P-D-甘露糖醛酸和 a-L-古洛糖醛酸连接而成的多糖，将藻酸盐部分水解可得到三种类型的结构区段， 其一是完全由P-D-甘露糖醛酸按p-l,4键结合的M-M型，其二是完全由a-L-古洛糖 醛酸按a-1,4键结合的G-G型，其三是由P-D-甘露糖醛酸和a-L-古洛糖醛酸混合交 替结合的M-G型。
Lin等[75]制备了包含5-氨基水杨酸的海藻酸钙颗粒，并分别以非pH依赖型聚 合物及丙烯酸树脂进行包衣。口服这种给药体系可避免药物提前释放，使药物能够 在结肠中持续释放。此外，厘出^&等[76]研制了可在胃内漂浮的藻酸盐凝胶颗粒，这 种颗粒不仅可以持续释药，而且具有胃部定位给药作用，可靶向于胃粘膜给药。
此外，硫酸软骨素(chondroitin sulphate) [77]、菊粉(inulin)[78,79]等多糖也被应用于 缓、控释及定位给药系统的研究中，并取得了较好的效果。
目前对于天然多糖的研究工作主要集中在瓜尔豆胶、果胶、壳聚糖及其衍生物 上，而对其它类型研究相对较少，为此，对新型多糖类药物辅料的开发具有十分重 要的意义。
1.3魔芋葡甘聚糖(KGM)
魔芋葡甘聚糖(Konjac glucomannan,简称KGM)，是天南星科中魔芋
块茎所富含的储备性多糖。魔芋是一种常见的天然产物，国 内外对它的研究历史非常悠久。我国是魔芋原产地之一，广大地区均有栽培。产量 以长江流域为多。研究发现，魔芋是一种能大量合成葡甘聚糖的植物，其含量占干 基的50%左右。作为一种可再生天然资源，魔芋葡甘聚糖来源充足，具有多种独特 的理化性质，在食品、医药、化工、纺织、石油钻探等工业中均有很好的应用价值 [80]。1986年农业部把魔芋认定为我国重要的特种经济作物之一[81]。1994年，美国 和欧洲相继立法批准KGM为健康食品及食品添加剂[82]。
魔芋葡甘聚糖是在日本被发现的。Roibu等人用3%的硫酸水解魔芋粉，在水解 液中检测出大量的甘露糖。目前国内外对魔芋的研究尚停留在初级水平，仅仅在用 作食品初级原料和包装膜方面有少量报道，附加利用值极低，应用潜力亟待进一步 开发，这对充分利用我国丰富的魔芋资源、带动魔芋产业的发展具有重大的战略意 义。
20
1.3.1魔芋葡甘聚糖的结构与性能
1.3.1.1魔芋葡甘聚糖的结构 1. KGM的一级结构
魔芋葡甘聚糖是一种亲水性高分子化合物，一般来讲，其粘均分子量约为 70-80X104，光散射法测得KGM的重均分子量为8x105-2.62x106[83]。KGM的GC、 HPLC、1HNMR、GC、MS、FT-IR、RS和高碘酸氧化、Smkh降解等近程结构的分
析。可以推定魔芋葡甘聚糖是由P-D-葡萄糖(Glc)和P-D-甘露糖(Man)以P-1,4糖苷键
连接起来的大分子杂多糖，二者的比例约为1:1.6,据液相色谱测定结果，糖残基每 19个就有一个乙酰基以酯的形式与主链相结合，其化学结构为[84,85,86]：
图1-3魔芋葡甘聚糖化学结构图 Figure1-3 The structure of Konjac glucomannan 为了直观起见，若以38个糖残基作为一个重复单元，则结构简式可表示为[87,88]：
-(G -M-M-M-M -G -M -G -M-M -G -M -G -M -G -M-M -G -M -G -M -M -G -M -G -G -M -M -M-M- G - G -M- IvD -
II"
I
Ac
Ac
G=葡萄糖残基；M=甘露糖残基；Ac=乙酰基,CH3CO -; X=聚合度 图1-4魔芋葡甘聚糖的结构简式 Figure1-4 The diagram of KGM
由上述两种结构表达方式可以看出，主链以P-1,4糖苷键相连，在某些糖残基 C-3位上存在由1,3糖苷键组成的支链。乙酰基与糖残基的第六个碳原子上的伯醇基 反应生成酯，这可以从魔芋葡甘聚糖的红外吸收光谱中出现波数为1726cm-1的吸收 带得到证实[89]。同时在3100〜3600cm-1出现了多糖结构中5O—H吸收峰，890cm-1峰
21
表示糖结构中的P-构型，1740cm-1和1240 cm-1处分别为VC=〇和5C—〇，证明了魔芋 葡甘聚糖中的结构，而且说明确实存在乙酰基[90]，这也是它最特殊的官能团，正因 如此，魔芋葡甘聚糖才具有十分独特的性能。
2.KGM的二级结构
KGM 的 Mark-Houwink 方程为[n]=5.96xl0-2Mwa73〇KGM 的 a=0.73。表明 KGM
分子在水溶液中的形态为半柔顺性高分子链。KGM分子链呈现出伸展的链状结构， 单链长度950-1100nm，平均分子链长约1020nm,高度约0.7-1.0nm[91]。KGM分子 链为伸展的有一定刚性的半柔顺直链分子。支化度极低分子链参数ML=982.82nm-1， Lp=27.93, d=0.74, h=0.26, L=1054.11nm； ((R2)0/M)=3.69xl0-16(cm2mol/g)、G=3.18、 C^=23.91、g=0.0195[92]。
KGM重均摩尔质量、分布宽度指数、多分散系数分别为1.03xl06、2.1xl05、1.04; 链径、链长、支化度分别为0.74、1054nm和0.02。李斌等[93]使用原子力显微镜和 透射电镜初步观察了分子链形态。
KGM的分子链在X射线衍射图上显示出伸展的二折螺旋形结构；螺旋的形成 主要靠分子间的0.3-0.5'的氢键作用以及0-6上的旋转作用。X射线衍射表明，KGM 粒子显示近似无定形结构，退火的纤维形式的KGM在X射线衍射图上显示出伸展 的二折螺旋形结构；魔芋葡甘聚糖三乙酸酯的纤维衍射型式呈伸展的三折螺旋形结 构，利用计算机程序进行构象分析表明，其有利的手性为左旋[94]。
3.KGM的高级结构
KGM的三维立体结构呈链束状分布。糖链的高度大都为lnm左右，有少量的 高点约在1.5nm左右，均呈无规则分布，不存在高度有序的结构。在晶态结构研究 中，报道的放射状胶束可能与这种链束状分布有关。KGM的X射线衍射图显示， KGM主要呈现无定形结构，仅有少数结晶，结晶度为l6.1%，微晶尺寸0.235nm, 其晶体熔融温度、玻璃化温度为134°C、46.3°C[84]。对KGM纤维薄膜进行测定，微 晶尺寸0.209-1.160nm，结晶度达78.2%。其微晶尺寸和结晶度明显增加，表明在定 向拉伸过程中，新的微晶区生成且使定向拉伸有利于KGM分子链定向排列。天然 的KGM是由放射状排列的胶束组成的，其晶体结构有a型(非晶型)和P型(结晶型) 两种[83]，X射线衍射显示，KGM系斜方晶系，三轴的长度a=0.901，b=1.673nm、 c(纤维轴)=1.040nm[95]。KGM聚集态不含高度有序的结构，为分子链形成的松散的 聚集体，非对称性立体结构在65-75C处有一突变，取向结构呈放射状胶束。
1.3.1.2魔芋葡甘聚糖的物理化学性质
1.流变性
魔芋葡甘聚糖易溶于水，不溶于甲醇、乙醇、丙酮、乙醚等有机溶剂。在天然 胶质中，魔芋葡甘聚糖的水溶液具有较高的粘度。粘度是决定大分子流变学性能的
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主要参数，而粘度的大小主要取决于大分子的分子量和分子形态，所以魔芋葡甘聚 糖的分子量或粘度是其品质评定的重要指标。它可以形成柔软的螺条，在螺条上带 有十分精致的、维持其构象的修饰基团一乙酰基，使之形成具有空隙的双螺旋结构， 这些糖链是游离的、可移动的，能保持大量水分，使KGM在冷水中溶解性好，溶 胀倍数大[96]。魔芋葡甘聚糖吸水性强，可吸水膨胀80-100倍。溶于水后，形成粘稠 溶胶，具备非牛顿流体的特征，属于假塑性流体，即有剪切变稀的性质[97]。
G= k Dn
〇为剪切应力，k为稠度系数，n为流动指数，D为剪切速率。
KGM的水溶液的表观粘度随剪切速率的增加而降低。罗学刚[98]对魔芋葡甘聚 糖溶胶流变特性的研究表明：魔芋葡甘聚糖溶胶粘度对数(logn)与浓度正相关，表现 出非牛顿流体的特征。而且在浓度<0.5%、0.5%-1%、1%-2%、浓度>2%时，分别出 现稀溶液、中间过渡溶液、浓溶液、冻胶(含部分切变稀化过渡范围)特征。当其浓 度达2%时，切力变稀现象特别明显，一旦停止搅拌，很快形成“胶冻”或“凝胶状胶 冻”，恢复搅拌，过程逆转，水溶胶的稳定性较差[99]。可表示为：
静止
流动性魔芋胶溶液(2%)_^魔芋凝胶(2%)
搅拌
据实验，温度对凝胶的形成及特性有明显的影响，随温度上升，凝胶粘度值下 降，低温条件下(8-10°C)的粘度值几乎为高温下(80-85°C)的2倍[100]。魔芋葡甘聚糖 不能耐80°C以上的高温，温度过高则会发生褐变。对其液晶、流变学特性和温度特 性研究表明[101]，KGM在水溶液浓度达到7%(w/w)时形成液晶相，并且当浓度达到 10%以上时完全各向异性。
Kohyama[102]等观察了 pH对魔芋葡甘聚糖粘度等指标的影响。结果表明，在 pH=3以下和在pH=11.5以上粘度迅速上升，在pH=3-9之间粘度较稳定。这种pH 值范围对应用研究来说应该是非常有利的。
2.增稠性
魔芋葡甘聚糖的分子量大、水合能力强和不带电荷等特性决定了它优良的增稠 性质。1%的魔芋精粉的粘度达到了数十帕斯卡•秒，高的达到200帕斯卡•秒。与黄 原胶、瓜尔豆胶、刺槐豆胶等增稠剂相比，它属于非离子型，故受体系中盐的影响 很小[103]。魔芋葡甘聚糖与黄原胶等增稠剂具有协同作用。若在1%的黄原胶溶液中 加入0.02-0.03%的魔芋精粉，粘度可增加2-3倍[104]。陈运中[105]考察了魔芋葡甘聚 糖与黄原胶、瓜尔豆胶、明胶、海藻酸钠的协同增效作用。王铭和等[106]进行了卡拉 胶-魔芋粉的协同作用研究，结果表明：魔芋粉和K-卡拉胶有很强的协同增效作用， 能显著增强卡拉胶的凝胶强度和弹性，减少卡拉胶的泌水性，其作用效果比槐豆胶
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还强。另外，还有关于魔芋葡甘聚糖与淀粉[107]、大豆蛋白离析物[108]的协同增稠作 用的报道。
3.胶凝性
魔芋葡甘聚糖除具有一般聚糖的水解、酯化[109，110，111]、醚化等化学反应以外， 最特殊的反应为脱乙酰基反应[112]，并由此而表现出独特的胶凝性。
糖残基上的乙酰基在皂化剂如：KOH、NaOH、K2C〇3、Na3P〇4或Na2C〇3的作 用下会皂化而脱去，在这过程中同时还会发生胶凝反应[113]，形成的凝胶在水中不能 再溶解，弹性随温度的升高而增大，随温度的降低而降低。凝胶机理为[114]:在碱性 加热条件下，魔芋葡甘聚糖链上由乙酰与糖残基上羟基形成的酯键发生水解，即脱 去乙酰基，这样，葡甘聚糖变为裸状，分子间则形成氢键而产生部分结构结晶作用， 以这种结晶为节点形成网状结构体。根据资料，魔芋胶凝化形成凝胶的诱导反应活 化能为11.6Kcal'm〇r1，与魔芋葡甘聚糖脱乙酰化反应活化能11.8 Kcabmol-1近似。 因此，魔芋胶凝化形成凝胶的诱导反应为脱乙酰化反应，魔芋凝胶中大分子链节间 的网状交联与分子间和分子间的氢键有关，诱导时间的长短与胶凝剂的[OH-]及胶凝 剂的种类有关。诱导反应的速度可用下式表示：
v=K[OH-]n
式中：
v=诱导反应速度(min-1),
[OH-]=胶凝剂在水中因电离或水解而生成的OH—的浓度， K，n=常数
对常用的碱而言，K值约为1.00, n的大小在0.35左右，可见OH-的浓度越大， 诱导反应速度就越高，这与实际情况是一致的。
在一定条件下，魔芋葡甘聚糖可以形成热可逆(热不稳定)凝胶和热不可逆(热稳 定)凝胶。如与黄原胶[115]、卡拉胶[116]协同作用时可形成热不稳定凝胶，传统的魔芋 豆腐食品就是一种热稳定凝胶，其原因在于前者凝胶形成的三维网状结构不稳定； 后者在于葡甘聚糖分子链上的乙酰基团阻止葡甘聚糖长链相互靠近，仅在弱碱的作 用下才能形成凝胶，并且对热稳定。
4.成膜性
当魔芋葡甘聚糖脱水后在一定条件下可以形成粘有力的膜[117]。该膜在冷热水及 酸碱中均稳定，甚至煮几小时也不溶。添加保湿剂(如甘油)可以改变膜的机械性能， 随着甘油添加量的增大，膜的强度降低，透性增加。还可以用魔芋溶胶制成透明或 不透明的膜。膜的透水性受添加亲水或疏水物质的影响，随添加亲水性物质而增加， 随添加疏水性物质而下降。
24
1.3.2魔芋葡甘聚糖的改性研究
1.3.2.1物理共混
有关魔芋葡甘聚糖物理共混的研究主要分为两类，一是魔芋葡甘聚糖和其它天 然植物胶共混，以增稠或提高胶凝强度为目的；二是将魔芋葡甘聚糖和合成高分子 共混，以获得功能性材料，这是近几年才开始的研究方向。
关于魔芋葡甘聚糖与其它物质共混以改变其物理性质的研究进行了很多。魔芋 精粉与卡拉胶具有较强的相互作用，将两者在一定浓度下配制的水溶胶加热、冷却 后形成热可逆的弹性凝胶。魔芋精粉与卡拉胶的增效作用远大于刺槐豆胶与卡拉胶 的增效作用，因此，可用部分或全部魔芋精粉代替刺槐豆胶。研究表明:魔芋精粉与 卡拉胶为2:3的质量比时凝胶强度最大，通过调节魔芋精粉和卡拉胶的用量，可以 配制成与刺槐豆胶与卡拉胶同样性能的复配型胶凝剂，且其用量较低[118]。张东华和 汪庆平[119]以魔芋葡甘聚糖为原料，分别加入卡拉胶、卡拉胶和黄原胶、黄原胶等高 分子多糖进行复配，利用红外光谱法表征了魔芋葡甘聚糖及其复配产物的膜结构。
蛋白质和魔芋葡甘聚糖可以形成可溶或不可溶性络合物，即导致大分子组合产 生相容和不相容现象[120]。利用蛋白质与多糖间的相互作用，可制成大豆蛋白和魔芋 葡甘聚糖的新型凝胶，这是由于蛋白质变性后伸展的结果，使更多的疏水基团暴露， 增加了蛋白质和多糖的相互作用位点所致，其工艺流程如下：大豆分离蛋白(SPI)— 溶于水一调节pH至碱性一加魔芋精粉一搅拌30min—溶胀12h—80°C保温1h—冷 却至室温一蛋白魔芋糕凝胶产品。将魔芋葡甘聚糖添加至明胶中，目的在于制备可 降解的高强度透明薄膜，随着魔芋葡甘聚糖用量的增加，共混膜的结晶性有所增强， 热特性、保水性及机械特性明显提高，结果表明:魔芋葡甘聚糖对共混膜机械性能的 影响极其显著[121]。
魔芋精粉能与许多淀粉相互作用[122]，以魔芋精粉和淀粉配制的复合溶胶其粘度 比单一溶胶要大得多，而且这种复合溶胶在煮沸和冷却时都具有较大的粘性。如 4.5%变性蜡质玉米淀粉+0.5%魔芋精粉溶胶的粘度与5%变性蜡质玉米淀粉溶胶比 较，25C时，前者的粘度是后者的8倍，100C时前者的粘度为后者的6倍。魔芋精 粉也可与许多淀粉(如玉米淀粉、木薯淀粉等)相互作用，形成比魔芋凝胶强度更高 的凝胶。研究表明[123]，魔芋精粉与淀粉形成的复合凝胶同单一的魔芋精粉凝胶相似， 在沸水和酸碱中稳定，且随着加热温度的升高，凝胶强度增大。
近年来，对魔芋葡甘聚糖和合成高分子材料的共混研究较多，Gao S和Zhang ^124]报道了蓖麻油基PU和硝基魔芋葡甘聚糖的共混反应，首先制备了水不溶性的 硝基魔芋葡甘聚糖，发现两者之间存在极强的氢键相互作用，并由光谱及电镜分析 的结果进一步得到了证实，从而可认为共混产物具有半互穿网络结构。Xiao CB等
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[125]探讨了魔芋葡甘聚糖和聚乙烯醇的共混条件，并对结果进行了表征，发现少量聚 乙烯醇的存在可以提高共混产物的某些特征，电镜分析表明两者之间容易发生相分 离现象，因此分子间的相互作用较弱，但在分界区可能存在一定程度的相互作用。 随后，Xiao C B等[126]又报道了 PU和脱乙酰魔芋葡甘聚糖共混产物和再生纤维素膜 之间的相互作用，该膜具有极强的拉伸强度、抗水性能和突出的光学透明性。透射 电镜、示差量热扫描、紫外光谱等均表明再生纤维素膜和共混产物之间存在强烈的 相互作用(包括共价键和氢键的相互作用)。魔芋葡甘聚糖和PVP的共混，当PVP的 质量分数达到10%以上，共混膜出现了明显的结晶区，其热稳定性远大于魔芋葡甘 聚糖，膜的拉伸强度和断裂伸长率也均有显著提高。
1.3.2.2化学改性
根据生产的需要，在KGM的分子链上引入或脱掉一些基团，使KGM的分子 结构发生改变，开发出多种具有特殊加工性能的KGM的衍生物，即为化学改性。
由KGM的结构可知，KGM的分子链中含有乙酰基团和大量的羟基，可方便地对其 进行脱乙酰基或酯化、接枝等化学改性处理。
KGM在温和的碱性条件下，能脱掉乙酰基团，脱乙酰基后的葡甘聚糖有利于 分子间羟基的氢键相互交联及成膜性能的改变。林晓艳等[127]对KGM去乙酰基改性 的条件及改性产物的成膜特性进行了研究：魔芋精粉浓度1%, Ca(OH)2调节pH为 10时，制膜效果较好，耐折度及抗张强度均有很大程度提高。当环境的pH值超过 12时，去乙酰基的溶胶中会出现絮状物，即发生了溶胶向凝胶的转变。
魔芋葡甘聚糖分子中存在多个可反应的羟基，可与多种交联剂发生交联反应。 KGM与具有两个或多个官能团的化学试剂起反应，使KGM分子羟基间联结在一 起，所得的衍生物称为交联KGM。KGM交联的形式有酰化交联、酯化交联和醚化 交联等，化学反应式如下：
交联剂X
KGM-OH+HO-KGM KGM-O-X-O-KGM
目前在工业上应用于多糖的交联剂不多，主要有三偏磷酸钠、六偏磷酸钠、三 氯氧磷以及双官能团的醛类物质[128]。张升晖等[129]对以三氯氧磷为交联剂对魔芋精 粉的交联化学改性进行了研究，产物的成膜性能、抗菌性能、耐水性能、抗剪切性 能有显著提高，其原理是经交联的KGM，加强了分子间的氢键，使KGM分子更紧 密地结合在一起。
将魔芋葡甘聚糖与酸或酸酐等在一定的条件下反应，即可生成相应的酯化产物。 有关魔芋葡甘聚糖的酯化改性研究我国进行的比较早，也比较多，较为成熟的是乙 酰化KGM[130]、马来酸酐酯化KGM和磷酸酯化KGM[131]。
氧化魔芋葡甘聚糖(OKGM)与KGM相比，颜色洁白，糊液粘度低且稳定性、
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透明性和成膜性好，原理为KGM经氧化作用而引起解聚，结果产生低粘度分散体 并引进碳基和羧基，使其糊液粘度稳定性增加，可广泛应用于涂料、印染糊料、造 纸工业等。采用不同的氧化工艺、氧化剂可制得性能不同的OKGM，常采用的氧化 剂有双氧水、过醋酸、次氯酸钠、高锰酸钾等。李斌[132]等对此进行了实验研究.
KGM分子链上含有大量的羧基，其伯羟基、仲羟基等处皆可以成为接枝点， 可方便地与丙烯腈、丙烯酰胺、丙烯酸、甲基丙烯酸甲酯等单体进行接枝共聚反应， 形成接枝共聚魔芋葡甘聚糖。不同的接枝单体、接枝率、接枝频率，可以制得各种 具有独特性能的产品，可分为吸水性接枝共聚物、热塑性高分子接枝共聚物等[133]。
此外，魔芋葡甘聚糖的化学改性还有羧甲基化作用、羟烷基化作用、共混化学 改性等，这方面的研究较多，改性产品亦皆有广泛应用。
1.3.2.3魔芋葡甘聚糖的生物改性
魔芋葡甘聚糖的生物改性技术主要是酶法改性，通过相应的多糖酶作用，使 KGM的空间结构发生相应的改变，使长的KGM分子链水解为短的KGM分子链， 即使KGM多糖部分地转为低聚糖或寡糖。国内对KGM酶解的工艺及机理研究得 较少，KGM的酶解过程中，底物浓度不同、酶用量不同，反应条件不同，则所得 的水解产物也不同。本课题组对KGM的pH触发酶解进行了研究[134]。祁黎等[135] 也对酶催化KGM进行了实验条件的探索。
1.3.3魔芋葡甘聚糖及其改性产物的应用
由于魔芋葡甘聚糖是天然多糖，产量大，且含有乙酰基、羟基等官能团，易修 饰改性，形成各种各样的衍生物，可广泛地应用于造纸、农业、纤维织物、环境污 水处理、生化、化妆品、石油等领域。中国作为最大的魔芋生产国，开辟魔芋精粉 的应用途径，将会推动国民经济的发展。
1.3.3.1 KGM在食品工业中的应用
魔芋葡甘聚糖(KGM)无毒副作用，它是目前食品工业中广泛应用的食品原料及 食品添加剂，不但具有可食性，而且还是预防心脑血管疾病、糖尿病等，具有通便、 减肥、降血糖、降血脂等功效的保健食品[136]； KGM也应用于果冻、软糖等食品的 制备[137]。普通的水溶性KGM膜具有光洁、透明、无色无味、见水速溶等特点，可 用于食品的内包装[138]。而经过改性的KGM膜，可以达到耐水、耐高温、热水溶并 且可食的要求[139，140]，可以应用于各种食品的包装及添加剂载体。
KGM可制成的可全降解地膜，其抗拉强度、韧性、透明度等特性都能与同样 厚度的塑料薄膜相比。不同的是全降解地膜不溶于水，保温、保湿性优于塑料薄膜，
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以KGM为主要原料研制的薄膜在机械强度、透明度、透明度和柔韧度诸方面均与 聚乙烯薄膜农膜相当。KGM被用于水果蔬菜的保鲜等[141，142]，采取不同的化学改性， 酶学方法和成膜方法，得到了效果较好的保鲜膜材料。
1.3.3.2 KGM作为生物材料的应用
1.魔芋葡甘聚糖用作亲和层析载体
目前，Sepharose4B是使用最广泛且效果优良的亲和层析载体，但因其价格昂 贵使用受到一些限制，故不少研究者试图开发出新的亲和层析载体材料。由于魔芋 葡甘聚糖具有机械强度高、化学惰性、理化性质稳定等亲和层析载体的基本属性， 表1-3就是这方面的尝试。虽然这方面的研究才刚刚起步，但优越性已初见端倪。
表1-3魔芋葡甘聚糖用作亲和层析载体的研究
Table 1-3 Study on konjac glucomannan as affinity chromatography carrier
制备方法纯化物质特征
魔芋胶活化偶联制成Cu2+金属螯 合亲和胶[143]猪血SOD与传统的Sepharose 4B相比吸附量、纯化倍
数、纯化SOD的比活力均大大增加，多次使 用后对吸附量、去Cu量及SOD回收率无影 响，只是洗脱曲线略有变宽
活化、偶联接上染料Cibacron人血清分离结果、电泳行为、单体含量及二聚体含
Blue F3GA[144]白蛋白量均符合标准
魔芋胶经含硼氢化钠的NaOH处 理后，用Cu2+螯合活化[145]猪血 SOD电泳均一，比活、纯化倍数高、但抗碱性比
Sephadex G-200 稍差
就魔芋经Cu2+螯合纯化猪血SOD而言，主要是利用金属离子螯合作用吸附金 属离子酶(SOD)，这就为今后吸附非金属离子酶的研究提供了新方向。另外还有 Wakita M[146]、Tomoda T[147]用魔芋葡甘聚糖作为亲和层析载体分别分离凝血因子W 和胰蛋白酶的报道。
2.魔芋葡甘聚糖用作固定化载体
目前，魔芋葡甘聚糖作为生物材料的另外一个用途就是作为固定化载体，但研 究还不多，表1-4就是几种有益的探索。
另外，Perols C等[148]人利用魔芋葡甘聚糖冷熔水凝胶制备干酪产品，在凝结 过程中形成小珠，并包裹蛋白水解酶来增加蛋白质水解，然后随着小珠液化而熟化 释放出酶。结果表明，B500蛋白酶的包埋率达到50°%。在30°C时酶的泄漏很少， 非常适合凝胶形成干酪产品。而在低温4°C下，由于温度较低而不能确保干酪快速
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熟化，使得酶的释放仅为7%。
表1-4魔芋葡甘聚糖在固定化材料上的应用
Table 1-4 Application of konjac glucomannan as immobilized material
制备方法固定化对象优点
魔芋葡甘聚糖经不溶处理和表氯 醇一己二胺一戊二醛活化固定[149]
魔芋葡甘聚糖经不溶处理后，用 TiCU活化固定[150]环糊精葡基转移酶 葡萄糖淀粉酶载酶量高、载体制备简单、成 本低廉、机械强度和化学稳定 性好
pH适用范围、最适温度范围较 自由酶变宽，效果显著、成本 低
从这些研究可以看出，魔芋葡甘聚糖作为固定化载体的研究，表现出了很多优 越的性能，诸如最适温度范围较自由酶宽、载体制备简单、成本低廉等都是目前固 定化研究中希望急于解决的重要课题。若能在这方面取得进展，其重要意义不仅在 于开发出一种新型高效的固定化载体，而且对于开发天然产物和促进西部发展都具 有非常重要的意义。
3.魔芋葡甘聚糖用作药物控制释放材料的研究
在生物材料方面，魔芋葡甘聚糖除了用作层析载体和固定化酶之外，还被用作药 物控制释放研究。NakanoM等[151]用魔芋葡甘聚糖包埋“狄布卡因，，访wca/«e)； Xie S S等[152]用魔芋葡甘聚糖释放“颅通定”(如如—)，都达到了不同程度的控释效果， 显示了魔芋葡甘聚糖在这方面的优越性。KGM同半乳甘露糖共混制备的凝胶材料 可用于药物控制释放，可制作栓剂基质和缓释药片[153]，还可以作为亲水性的药物缓 释体系。KGM与丙烯酸的共聚物也被实验证明了存在酶降解活性从而可以将蛋白 质药物在体内进行转运[154]。KGM凝胶还可用作片剂药物包衣[155]。由KGM制成的 人工晶体可用于制作隐形眼镜和医疗光学制品和医用光学设施[114]。
1.3.3.3 KGM在其它工业领域中的应用
在其它工业中，KGM及其改性后的产物也有很广泛的应用[156]。由于KGM具 有良好的生物相容性、吸湿性、亲水性和可生物降解性，加入甘油和防腐剂等制成 对皮肤具有很好的润滑和保湿作用[157]的洗液。适度交联的KGM具有合适的糊粘 度，可用作外科乳胶用品的润滑剂及赋形剂；还可用作日化的爽身粉、粘合剂等。 工业上可应用交联与其它化学反应结合制备复合变性KGM，特别是乙酰化KGM， 其良好的粘度稳定性、高的胶液透明度、很好的粘附纱线特性及高的抗张强度和柔 韧性，可广泛应用于造纸、纺织等工业。吸水性魔芋葡甘聚糖可应用于医疗卫生用
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品(如一次性尿布等)[158]、林业、农业、园艺、有机溶剂的脱水剂方面。
1.4黄原胶(XG)
1.4.1黄原胶的结构与性能
黄原胶(Xanthan Gum，简称XG)，又名汉生胶，是20世纪50年代美国农业部 的北方研究室(Northern Regional Research Laboratories, NRRL)由野油菜黄单胞杆菌 (Xa«決owwos1 ca—e你NRRLB-1459)以碳水化合物为主要原料(如玉米淀粉)经发
酵工程生产的一种作用广泛的微生物胞外多糖[159]。它具有独特的流变性，良好的水 溶性、对热及酸碱的稳定性、与多种盐类有很好的兼容性，作为增稠剂、悬浮剂、 乳化剂、稳定剂，可广泛应用于食品、石油、医药等20多个行业，是目前世界上生 产规模最大且用途极为广泛的微生物多糖。
1.4.1.1黄原胶的结构
黄原胶是由D-葡萄糖、D-甘露糖、D-葡萄糖醛酸、乙酸和丙酮酸组成的“五糖 重复单元”结构聚合体，分子比为2.8:3:2:1.7:0.5l-0.63。黄原胶分子的一级结构是由 P-l,4键连接的D-葡萄糖基主链与三糖单位的侧链组成，其侧链由D-甘露糖和D-葡 萄糖醛酸交替连接而成，分子比例为2:1，三糖侧链由在C-6位置带有乙酰基的D- 甘露糖以a-l,3键与主链连接，在侧链末端的D-甘露糖残基上以缩醛形式带有丙酮 酸(图 1-5)[160]。
三级结构，该结构状态又使其一定浓度的水溶液以液晶的形式存在。
黄原胶是一种类白色或浅黄色的粉末，是目前国际上集增稠、悬浮、乳化、稳 定于一体，性能较为优越的生物胶[163]。分子侧链末端含有丙酮酸基团的多少，对其 性能有很大影响[164]。黄原胶具有长链高分子的一般性能，但它比一般高分子含有更 多的官能团，在特定条件下会显示独特性能。它在水溶液中呈多聚阴离子且构象是 多样的，不同条件下表现出不同的特性，具有独特的理化性质。
1.悬浮性和乳化性
黄原胶因为具有显著的增加体系粘度和形成弱凝胶结构的特点而经常被用于食 品或其它产品，以提高O/W乳状液的稳定性。研究发现[165]，在黄原胶质量分数小 于0.001°%时，实验体系的稳定性变化不大；只有当质量分数超过0.25°%时，黄原胶 才能起到提高体系稳定性的作用。
2.水溶性和增稠性
黄原胶在水中能快速溶解，水溶性很好，在冷水中也能溶解，可省去繁杂的加 热过程，使用方便。
吉武科等[166]考察了黄原胶水溶液的粘度。从测试结果看出，粘度随浓度的递减 而不成比例地降低，且质量分数0.3%是高低粘度的分界点。质量分数为0.1%的黄 原胶粘度为100mPa_s左右，而许多其它胶类在质量分数为0.1%时，粘度几乎为零。 由此可见，黄原胶具有低浓度高粘度的特性。
3.流变性
即触变性或假塑性，黄原胶的水溶液，在受到剪切作用时，粘度急剧下降，且 剪切速度越高，粘度下降越快，当剪切力消除时，则立即恢复原有的粘度。剪切力 和粘度的关系是完全可塑的[167]。当黄原胶与纳米微晶纤维素复配时，能在水中形成
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高强度的全天然生物胶，其触变性变得更强[168]。
4.热稳定性和酶稳定性
一般的多糖因加热会发生粘度变化，但黄原胶水溶液的粘度在10°C-80°C几乎 没有变化，即使低浓度的水溶液在很广的温度范围内仍然显示出稳定的高粘度。黄 原胶溶液在一定的温度范围内(-4C-93C)反复加热冷冻，其粘度几乎不受影响[164]。
通常的微生物酶类或工业酶类，如蛋白酶、纤维素酶、果胶酶或淀粉酶对黄原 胶没有作用[169]。
5.酸、碱、盐稳定性
黄原胶溶液对酸、碱十分稳定，在酸性和碱性条件下都可使用。在PH2-12粘 度几乎保持不变。虽然当pH值等于或大于9时，黄原胶会逐渐脱去乙酰基，在pH 小于3时丙酮酸基也会失去。但无论是去乙酰基或是丙酮酸基对黄原胶溶液的粘度 影响都很小[159]。即黄原胶溶液在pH2-12粘度较稳定。所以对于含高浓度酸或碱的 混合物，黄原胶是一个很好的选择。在多种盐存在时，黄原胶具有良好的兼容性和 稳定性[164]。
1.4.2黄原胶的应用
随着黄原胶毒理学及安全性研究工作的开展，1983年世界卫生组织(WHO)和联 合国粮农组织(FAO)提出将黄原胶作为食品添加剂在世界范围内使用[170]，至此黄原 胶在食品行业中得到了广泛的应用。1988年8月由国家卫生部批准，黄原胶列入了 食品添加剂的使用名单[171]。
1.4.2.1黄原胶在医药工业中的应用
在药剂学领域，黄原胶目前主要用于液体和半固体制剂中的增稠、助悬、乳化 和稳定作用[172]，国外也有很多学者对黄原胶在缓释固体制剂中的应用进行了积极的 研究[173,174]。国内对黄原胶作为亲水凝胶骨架片进行了一些实验研究[175,176]，探讨 了其释药速率的影响因素及释药机制。
1.4.2.2黄原胶在其他工业中的应用
早年黄原胶主要用于石油钻探，进入20世纪90年代，其主要用途已转向食品， 约占总量60%。美国作为黄原胶的最大生产国和消费国，其70%用于食品。主要用 于低热量食品、调味汁、布丁、微波食品等[177]。黄原胶作为食品添加剂，已被许多 国家接受。作为稳定剂、悬浮剂、乳化剂、增稠剂、粘合剂成为及具高附加值、高 质量的加工原料[178]。
黄原胶在海洋、海滩、高卤层和永冻土层钻井中用于泥浆处理、完井液和三次
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采油等方面效果显著，对加快钻井速度、防止油井坍塌、保护油气田、防止井喷和 大幅度提高采油率等方面都有明显的作用[179]。
黄原胶在纺织印染、陶瓷、搪瓷、玻璃、农药、牙膏、香料、化妆品、胶粘剂 和消防等行业中也有广阔的用途[180] [181]。
1.5模型药物西咪替丁
在实验中。本文采用西咪替丁 (Cimetidine)作为模型药物，来考察多糖作为辅料 对于药物的释放过程的影响。
1.5.1西咪替丁的基本性质
西咪替丁(CimetidineTagamet)又名甲氰咪胍，分子式：C1QH16N6S，分子量为 252.34。其分子结构如图1-7：
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部分则以原形从尿中排出。由胆汁排泄的药物，经过肝肠循环再吸收，故服用本品 后可出现两个血药浓度峰值。12h后可排出口服量的80%-90%。
1.5.2西咪替丁的应用
西咪替丁是第一个应用于临床的组胺H2受体阻断药，可明显地抑制食物、组胺 或五肽促胃酸激素等刺激引起的胃酸分泌。西咪替丁的发现在消化性溃疡疾病治疗 上是一个突破。消化性溃疡主要是指胃及十二指肠溃疡，是临床上的常见病、多发 病，据统计，其发病率约占人口总数的10%-12%，主要发病年龄为30-50岁。体外 实验显示，西咪替丁是组胺H2受体的一种专一竞争性拮抗剂，在体内实验中，能有 效地抑制组胺刺激的鼠、猫、狗的胃酸分泌。同时西咪替丁还能有效地抑制体内五 肽促胃酸激素引起的胃酸分泌[186]。西咪替丁的发现使胃溃疡的治疗有了根本性的突 破。自其1976年问世之后不久，就成为世界上销量最好的处方药。该药对因化学刺 激引起的腐蚀性胃炎有预防和保护作用，对应激性胃溃疡和上消化道出血也有明显 疗效。
近年来对西咪替丁的研究[187,188]发现，西咪替丁可以直接或间接地抑制大肠癌 的生长，提高患者术后的生存率，其主要机制是通过拮抗肿瘤的某些营养因子，增 强患者的免疫能力，促进肿瘤局部淋巴细胞浸润等作用。在最近的研究中显示组胺 是部分胃、结肠癌细胞株的生长因子，有研究在胃癌细胞株中加入组胺，通过测定 癌细胞对硒、蛋氨酸射入和细胞计数，发现组胺浓度可刺激细胞株的增殖，并且合 并使用维甲酸可以大大加强组胺对细胞株的刺激作用。还有人从胃癌细胞中分离纯 化出H2受体。也有研究证实结肠癌细胞株表达组胺受体，而组胺的促增殖作用可以 被西咪替丁有效的抑制[189]。
研究表明，西咪替丁作为治疗消化道疾病的有效药物，其半衰期相对较短，如 需达到理想疗效则需多次给药，因此有必要将其改制成缓释剂型。并且由于其对结 肠癌的特殊作用，为提高药物生物利用度，提高局部药物浓度，进行西咪替丁结肠 定位给药系统的研究也是有其实际意义的。
1.6研究课题的提出和拟研究的内容
口服缓、控释及结肠定位给药系统相对于普通口服制剂，有其独特的优势，只 要通过胃肠道释药及吸收速度的调整，使药物发挥最佳治疗效果，显著的减少可能 的不良反应，增加病人服药的顺应性。同时，口服缓控释、结肠定位给药系统由于 开发周期短、技术含量高、附加值高等优点，成为制剂开发中比较活跃的领域。
魔芋葡甘聚糖遇水能够形成粘度很大的水凝胶，且只能被大肠内的部分菌酶降
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解，因此其作为缓释或酶解型结肠定位释药载体具有一定优势。但目前魔芋葡甘聚 糖作为医药载体的研究还较少，将魔芋葡甘聚糖应用于缓控释及结肠定位释药体系 的开发，对充分利用我国丰富的魔芋资源、带动魔芋产业的发展具有重大的战略意 义。
本研究室利用魔芋葡甘聚糖可在一定程度上改善海藻酸-壳聚糖微囊的缓释效 果[190]。但魔芋葡甘聚糖溶胀度较高，要进一步降低释药速率，需提高其自身的强度、 抗水性和透湿性。将魔芋葡甘聚糖作为片剂辅料，利用压实后高分子材料溶胀速率 低，是一种有效增加缓释效果的方法。同时利用魔芋葡甘聚糖与黄原胶相互作用形 成共混网络可进一步提高片剂强度，改善释放性能。
本文利用魔芋葡甘聚糖(KGM)与黄原胶(XG)间强烈的协同作用，将两种多糖物 理共混产物作为凝胶骨架片剂的骨架材料，提高凝胶骨架片剂的强度。本文以西咪 替丁为模型药物，采用湿法造粒，制得了西咪替丁缓释骨架片剂，研究了魔芋葡甘 聚糖与黄原胶比例、共混多糖含量、共混体系、魔芋葡甘聚糖粘度对片剂制备过程 及药物在模拟胃、小肠、大肠液释放性能的影响，分析了释药机制，本文还考察了 羧甲基淀粉的加入对于以KGM为骨架材料的释药体系的影响，并与以HPMC作为 缓释材料的亲水凝胶骨架片的释放进行了比较。
由于魔芋葡甘聚糖与黄原胶之间可以产生强烈的协同作用，同时又可以保持魔 芋葡甘聚糖的酶降解能力。本文将KGM与XG作为包芯片的外层酶响应材料，用 于西咪替丁口服结肠定位给药系统的制备，分析了各种影响因素对药物制剂在体外 释药研究中的影响，分析了药物释放的规律。
为了分析KGM和XG共混材料的酶降解释药规律，本文使用自制装置，进行 了药物释放研究，研究了不同多糖比例及不同环境酶活性对于多糖共混膜在酶降解 作用下药物释放的影响规律。
为了进一步了解KGM与XG之间的相互作用，考察共混多糖的粘度行为，借 助圆二色谱(CD)、X射线衍射仪(XRD)、小角X射线散射仪(SAXS)和原子力显微镜 (AFM)对KGM、XG以及两者共混膜和溶液进行了研究，进一步深化了解这两种多 糖之间的相互作用。
通过对于药物通过多糖共混膜的释放行为的考察，研究了在酶解条件下药物通 过生物可降解体系的释放行为规律，结合生物酶解过程的米氏方程，建立了基于生 物酶解KGM为零级过程的的药物释放动力学模型。
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第二章多糖共混凝胶骨架片的制备与药物释放研究
骨架缓、控释制剂是目前临床上使用较多的口服缓控释制剂之一，其按所采用 的骨架材料不同，可以分为不溶性骨架缓释片、蜡质骨架缓释片、亲水性凝胶骨架 缓释片和混合材料骨架缓释片等[191]。
亲水性凝胶(Hydrophilic Gel)是指亲水化合物遇水后，表面发生水化作用形成的 凝胶。亲水性凝胶骨架片以亲水性高分子物质作为骨架材料，如HPMC等通过亲水 性凝胶骨架材料与溶出介质接触后，在片的表面产生坚固的凝胶层，由该凝胶层控 制着药物的释放，且保护片芯内部不受溶出介质的影响而发生崩解。随着时间的推 移，外层凝胶层不断溶解，内部再形成凝胶层，再溶解，直至片芯完全溶解在溶出 介质中。
该类片剂释药速率表现为先快后慢，口服后片剂表面药物大量溶出，使血药浓 度迅速达到治疗浓度，而后缓慢释放用于维持治疗浓度，不需另加速释部分。此外 该类片剂口服后其释药速率受胃肠道的生理因素、pH值变化及蠕动速度等影响较 小。
该类片剂生产工艺简单，主要过程为原料的粉碎、混合、制粒、干燥、压片等， 也可将各组分充分混合后直接压片，一般片剂生产的设备即可满足要求。调释方法 较多，通过调节骨架的组成等可改变凝胶层的特性，较方便地获得具有理想释药特 性的处方。
魔芋葡甘聚糖(KGM)作为一种天然多糖，作为缓、控释制剂的药物辅料具有很 多合成材料不能比拟的优点，但由于魔芋葡甘聚糖在水中溶解性好，溶胀倍数大， 其抗水性和强度较差，在水中浸泡片刻即溶胀崩解，所以作为亲水性凝胶骨架药物 释放系统的载体，魔芋葡甘聚糖需要提高其自身的强度和抗水性，这就需要对KGM 进行改性以及进行药剂上的改良。为此实验采用黄原胶、羧甲基淀粉对KGM进行 改性，使其更加适合作为亲水性凝胶骨架药物释放载体的要求。本章以魔芋葡甘聚 糖-黄原胶、魔芋葡甘聚糖-羧甲基淀粉共混体系作为骨架片剂缓控释材料，以水或 淀粉浆作为粘合剂，以硬脂酸镁和滑石粉作为润滑剂和助流剂，以西咪替丁为模型 药物，湿法造粒制备骨架片剂，进行了药物体外释放研究。
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2.1材料与方法 2.1.1试剂与仪器
实验所用试剂及仪器见表2-1、表2-2所示。
表2-1实验用试剂一览表
Table 2-1 Chemicals used in the experiments
名称生产厂家级别
纯化魔芋精粉海南多环保健品有限公司北海分公司食品级
黄原胶山东金粟生物制品有限公司食品级
淀粉山东聊城阿华制药有限公司医药级
荷兰乳糖荷兰进口分装医药级
硬脂酸镁山东聊城阿华制药有限公司医药级
滑石粉华美滑石公司医药级
羧甲基淀粉山东聊城阿华制药有限公司医药级
HPMC山东瑞泰制药有限公司医药级
西咪替丁上海宝众制药公司医药级
HCl天津市翔宇化工工贸有限责任公司分析纯
磷酸二氢钾天津大学科威公司分析纯
磷酸氢二钾天津大学科威公司分析纯
西咪替丁标准品中国药品生物制品检定所化学对照品
去离子水南开大学去离子水供应站
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表2-2实验所用仪器一览表
Table2-2 Equipments used in the experiment
名称生产厂家型号/规格
单冲压片机北京国药龙立科技有限公司DP30A
电子天平梅特勒-托利多仪器(上海)有限公司A1-104
片剂硬度测试仪天津新天光分析仪器技术有限公司YD-1
电热恒温鼓风干燥箱天津市中环实验电炉有限公司DH-101
紫外可见分光光度计上海精密科学仪器有限公司752型
电热鼓风干燥箱天津市三水科学仪器有限公司DH-101
智能溶出实验仪天津大学无线电厂D-800LS
混合纤维素酯微孔滤膜上海兴亚净化器材厂025, 0.8pm
试验标准筛浙江上虞市华康化验仪器厂GB6003-88 标准
一次性无菌抽液器苏州林华医疗器材有限公司
2.1.2实验内容 2.1.2.1片剂的制备
如图2-1给出了湿法造粒制备片剂的流程图。将实验所需药品与辅料分别过100 目筛后备用，按处方量称取一定量的药物和辅料，过40目筛，混合6次以上至混合 均匀，称量。均匀加入粘合剂润湿并搅拌至适合程度制成软材。在60°C恒温下干燥 至恒重，用筛分法测定干燥后颗粒的粒度分布，再将干燥后颗粒加入一定量的硬脂 酸镁和滑石粉混合整粒。将以上颗粒在单冲压片机上压片。调节压片机，使压出重 1.0g左右的圆型片和键型片，硬度3-5kg/mm2，每片含主药量500±10mg。按照多 糖比例的不同，将不同的片剂命名如表2-3:
表2-3片剂中不同多糖比例的命名
Table2-3 Proportions of the KGM & XG in the polysaccharides mixture of the formulations
片剂代号KGM0KGM 30KGM 50KGM 70KGM 90KGM 100
KGM :XG0:10030:7050:5070:3090:10100:0
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2.1.2.2西咪替丁检测波长的确定
根据中国药典，分别用去离子水、0.1mol_L-1HCl、pH6.8、pH7.4的磷酸盐缓冲
液中配制一定浓度的西咪替丁溶液，于200-400nm范围内进行紫外扫描，确定最大 吸收波长。
2.1.2.3标准曲线的绘制
精密称取干燥至恒重的西咪替丁化学对照品2份，分别加水及HCl溶液(0.9— 1000)，制成每1ml中约含10昭的溶液，以溶剂为空白，在波长400-200nm的范围
内扫描，两者均在218nm处有最大吸收，测定波长为218nm。
精密称取干燥至恒重的西咪替丁化学对照品，置于容量瓶中定容，以对应溶液 为溶剂配制不同浓度的西咪替丁溶液。以空白溶液为参比，在218nm波长处测定吸 光度(A)。以西咪替丁溶液的浓度(C)为横坐标，吸光度(A)为纵坐标绘制标准曲线。
2.1.2.4辅料干扰实验
称取处方量辅料于100ml容量瓶中，加入实验中所使用的溶剂适量，超声溶解 后用相应介质稀释至刻度，过滤，取滤液于200-400nm波长范围内进行紫外扫描， 发现辅料在测定波长处无干扰吸收峰。
2.1.2.5片剂内药物含量的测定
实验中测定了亲水性凝胶骨架片的药物含量，将所要测量的片剂用研钵磨碎，
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将细粉溶解于一定量的pH 6.8的磷酸盐缓冲液中，待粉末完全溶解后将被测样品经 〇.8pm微孔过滤膜过滤，使用紫外分光光度计在测定波长处测定溶液的吸光度，通 过标准曲线方程计算得到相对应的片剂药物含量。
2.1.2.6片剂体外释放度的测定
为了研究考察西咪替丁亲水性凝胶骨架片剂进入人体内经胃肠道的药物释放情 况，本实验根据中华人民共和国药典的规定，使用D-800LS型智能溶出仪进行片剂 体外释放度实验。分别以pH=1，pH=7.4，pH=6.8模拟了胃液(2h)，小肠(3h)和结肠 (4-7h)环境，测试缓释片在不同释放介质条件下的释放情况。
按照药典2000年版二部关于药物进行体外释放度测定的方法，采用篮法进行实 验，具体操作如下：
量取配制好的pH=1的HC1溶剂900ml，注入每个溶出杯内，在另外一个杯中 放300ml相同溶剂作为补加液体。调解温度使溶出杯中溶剂温度保持37±0.5°C，调 节转篮转速100r/min。实验开始2h后，停止转动，将溶出杯中溶液换成模拟小肠环 境的pH=7.4磷酸盐缓冲液，继续实验，再持续3h，之后将杯中溶液换为模拟结肠 环境的pH=6.8磷酸盐缓冲液，至实验结束。由吸光度及标准曲线作图计算得到药 物的累积释放百分数。在规定的时刻用抽液器在溶出杯中抽取一定体积样品，同时 将相同体积的溶出介质补充到溶出杯中，待测样品经0.8pm微孔膜过滤后，在容量 瓶中用同种溶剂稀释一定倍数，使用紫外分光光度计在对应波长测定溶液的吸光度 值，通过标准曲线方程得到所对应的药物释放度。
f2 = 50 x log
1 + (1/n)±R] -Tj
2
-0.5
x 100
计算得到的溶出度数据采用相似因子评估药品体外溶出差异，定义的相似因子 为[192]：
(2-1)
当通过同种片剂平行实验得到的溶出度计算得到的f2大于50(50-100)，可认为 两系统是相似的，取溶出度的平均值作为实验数据。若计算得到的/2在范围之外， 则重复实验，直到得到的/2值在50-100之间为止。本文后面的溶出度也采用同一方 法得到。
40
2.2结果与讨论
2.2.1检测波长的确定及标准曲线的绘制
根据中国药典，分别用去离子水、O+lmobL-iHCl、pH6.8、pH7.4的磷酸盐缓冲
液中配制一定浓度的西咪替丁溶液，于200-400nm范围内进行紫外扫描，确定最大 吸收波长。以溶剂为空白，在波长200-400nm的范围内扫描，发现各种溶液均在 218nm处有最大吸收，测定波长为218nm。
精密称取干燥至恒重的西咪替丁化学对照品0.0105g，置于100ml容量瓶中定 容(用9—l000ml做溶剂)，得CQ=105咫.ml-1;精密量取25 ml至250 ml容量瓶中定 容(用9—1000ml做溶剂)，得浓度C=10.5昭-ml-1;在以上浓度溶液中分别用移液管 量取10，20，30，40 ml，置于50 ml容量瓶中定容，分别配成C1 = 2.1昭-ml-1，C2 = 4.2昭.ml-1，C3 = 6.3昭.ml-1，C4 = 8.4昭.ml-1，C5=10.5昭.ml-1 的标准溶液。以空 白溶液为参比，在218nm波长处测定吸光度(A)。以西咪替丁溶液的浓度(C)为横坐 标，吸光度(A)为纵坐标绘制标准曲线。计算得出，西咪替丁回归标准曲线方程为： A=0.05950+0.06090CR=0.99996(pH=1);
A=0.00145+0.09109CR=0.99993(pH=7.4);
A=0.00496+0.07075CR=0.99989(pH=6.8)。
2.2.2片剂制备的实验条件考察
本实验采用湿法制粒工艺，因此在制粒过程中物料混合的均匀程度，润湿剂与 粘合剂的使用量等因素都会对片剂的外观、硬度与药物溶出产生影响。润湿剂用量 太多，则混合过程中药物与辅料粘合成团，干燥后形成硬块，影响到压片的效果， 并且容易出现粘冲；量太少则会产生大量干粉，导致药物与辅料混合不均匀，容易 裂片。粘合剂用来使药物和辅料聚集更加紧密，如果用量过多则软材又会重新粘在 一起，形成大的硬块，同时也会影响药物的溶出，量少则不能制成完整的颗粒而细 粉太多影响压片。此外混合时间较长，颗粒间可能会进一步形成大块，影响造粒效 果。
2.2.2.1以水为润湿剂对西咪替丁片剂造粒过程影响
在湿法制粒的过程中，相同质量的去离子水在相同的时间间隔内与药物和辅料 混合，混合后颗粒在恒温干燥后，使用筛分法测定混合物的粒度分布。在混合的过 程中，由于多糖之间比例不同，导致最后烘干后形成的颗粒粒度分布不同，实验结
41
果见表2-4。
表2-4湿法制粒混合物粒度分布
Table 2-4 Particle size distributions of the mixed material
粒度分布（°%)KGM0KGM10KGM30KGM50KGM70KGM90KGM100
> 900^m0.010.3401.470.230.050
450^m-900^m19.4717.2917.4623.1716.8621.8916.48
280^m-450^m13.7115.7026.5936.5822.9217.4514.22
180^m-280^m29.9022.1841.6217.0332.3325.2814.65
154^m-180^m24.1037.6212.7112.0118.1725.4828.81
< 154^m12.696.861.628.749.489.8425.82
从表2-4可以看出，当KGM与XG比例不同时，湿法制粒后干燥得到的混合 颗粒的粒度分布也是不相同的。其中单纯使用KGM的混合物中，细粉含量最多， 而且混合时不容易均匀。这与KGM本身的性质有关，单纯的KGM吸水性较强， 溶胀速度较快，因此遇水后很快形成凝胶，从而不能很好的与药物和其他辅料达到 均匀混合与包裹的目的，进而造成混合体系细粉较多。而有黄原胶参与的体系中， 水与多糖的结合速度相对较慢，从而在混合的时间内，药物、辅料可以和水充分的 接触，混合更加均匀。实验结果说明黄原胶的加入有利于药物与辅料的均匀混合， 在不同的多糖混合比例中，KGM:XG=3:7的体系，混合后细粉最少，表明KGM与 XG以这个比例混合时，所形成的共混粉末遇水后，与药物的混合效果最好。
2.2.2.2淀粉粘合剂对西咪替丁片剂混合造粒过程影响
在固体片剂的制备过程中，淀粉浆是常用的粘合剂，加入淀粉在一定程度上有 利于固体片剂的成型，并且有利于减低成本，但是混合时其作为粘合剂的粘合效果 会受浓度影响。如果淀粉浆的浓度过大的话，自身粘度加大，易与物料粘结成大团， 达不到均匀混合的目的，浓度太小的话又达不到粘合剂的效果。在KGM30体系中， 分别使用去离子水、5%淀粉浆作为粘合剂与固体粉末混合的外加法，同时也采用在 体系中加入10°%淀粉作为固体成分加入的内加法，比较了淀粉的加入对湿法制粒产 物的粒度分布的影响。
表2-5给出了分别以水、5%淀粉浆作为粘合剂以及水作为润湿剂同时在体系中 加入10%淀粉的方法对西咪替丁片剂混合造粒过程的影响。
从表2-5中可以看出，当使用5%淀粉浆加入体系中时，最后混合干燥后的细粉 相对较多。在混合过程中也可以发现，加入的淀粉浆往往与物料在很快的时间内就 聚集在一起，形成大团，而不易再与药物和辅料相混合，造成最后很多粉末未能粘
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接在团块上，混合不均匀，最后干燥后细粉增多。使用淀粉直接加入也存在同样的 问题。实验结果表明以水作为粘合剂，效果最好。
表2-5不同粘合剂对西咪替丁片剂造粒过程粒径分布影响(KGM:XG=3:7)
Table2-5 Particle size distributions of the mixed material with different adhesives
粘合剂
粒度分布去离子水加入10%淀粉5%淀粉浆
> 900^m00.150.27
450^m-900^m17.4617.1720.27
280^m-450^m26.5918.7114.05
180^m-280^m41.6223.1812.67
154^m-180^m12.7129.8729.98
< 154^m1.6210.922.76
2.2.2.3魔芋葡甘聚糖粘度对西咪替丁片剂混合造粒过程影响
在实验中，本文使用了三种不同粘度的魔芋精粉，魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，其粘度分别为1〇〇〇〇mPa-s， 20000 mPa.s和30000 mPa.s，本文考察了在水作为粘合剂的情况下，不同的魔芋精 粉粘度对KGM30体系湿法制粒后颗粒粒度分布的影响，结果见表2-6。
表2-6 KGM粘度对西咪替丁片剂造粒过程粒径分布影响
Table 2-6 Particle size distributions of the mixed material with different KGM viscosity
KGM 粘度(mPa.s)
粒度分布（％)100002000030000
> 900pm0.111.180
450^m-900^m10.4317.8817.46
280^m-450^m13.8320.6926.59
180^m-280^m25.5438.7741.62
154^m-180^m35.0716.7512.71
<154pm15.014.741.62
表2-6表明，随着魔芋精粉粘度的增加，湿法制粒后得到的颗粒的粒度分布中， 粒度小的细粉逐渐减少，而粒度在180pm-450pm之间的颗粒显著增加，这说明粘度 大的魔芋精粉在湿法造粒过程中有利于多糖与药物和其他辅料的混合，可以增加混 合的均匀程度。在后面的药物释放实验中，所使用的魔芋精粉未注明的都为粘度为
43
30000 mPa-s〇
2.2.3亲水性凝胶骨架片药物释放研究
2.2.3.1单一多糖作为亲水凝胶骨架片缓释材料的药物释放研究
本文首先制备了单纯使用魔芋精粉与黄原胶比例下的亲水性凝胶骨架片，使用 同一批次的混合产物，压制了片重为1.0g的圆型片。对其进行药物释放研究。实验 结果见图2-2:
图2-2单一使用魔芋精粉和黄原胶作为缓释材料的骨架片药物释放 Figure2-2 Drug release from cimetidine matrix tablets of KGM or XG
图2-2表明，在不同的药物溶出阶段，使用KGM和XG作为缓释材料的骨架 片的释放速率是不同的。在药物释放的前2个小时内，KGM0体系的药物释放速率 要高于KGM100体系的药物释放速率；而在释放进行2个小时时，两种体系的药物 累积释放率是相近的(KGM0的44.11°%和KGM100的42.39°%)。而在接下来的模拟 小肠和大肠的释放过程中，药物从KGM100体系中的释放量超过了 KGM0，在10 个小时的溶出实验结束时，两种释药体系的药物累积释放率分别为KGM100的 86.44%和KGM0的67.28%。在溶出实验结束后，观察片剂可以发现，KGM0的凝 胶骨架片有一定程度的溶胀，整个片剂由于吸收溶剂发生溶胀而变成一个有弹性的 凝胶块，仍然保持很好的形状；而KGM100的凝胶骨架片剂在溶出结束后溶胀强烈，
44
强度很低，已经变成溶胶而充满整个转篮。据分析，在溶出开始的2h内KGM100 体系的累积释放率低于KGM0,可能是因为KGM强烈的溶胀，使片剂体积迅速增 大，从而使表层以下药物从内部向外扩散的凝胶层厚度增加，扩散阻力增大；而在 溶出实验的的中后期，由于KGM形成的凝胶强度低，不能有效地阻止药物向外扩 散，则表现出KGM100体系的药物溶出速度要高于KGM0。
2.2.3.2 KGM与XG共混多糖作为骨架片缓释材料的释放性能研究
黄原胶与魔芋葡甘聚糖水溶液共混利用分子间协同作用，可产生明显的增稠和 协同作用。黄原胶分子的双螺旋结构易和含P-1，4键的多糖分子发生嵌合作用，而 KGM分子正好含有这样的结构，将它们按一定比例混合时，魔芋葡甘聚糖分子链 上平滑，没有支链的部分与黄原胶的双螺旋结构发生了嵌合作用，以次级键形成了 三维网络结构，当复合胶的浓度达到一定值时，便形成有弹性的凝胶。
从实验中通过观察发现，由于KGM遇水溶胀迅速，且形成的水凝胶强度较低， 单纯使用KGM作为亲水性凝胶骨架片的缓释材料，并不能达到理想的药物缓释效 果。为此，本文将两种多糖在湿法制粒过程中混合在一起，利用两种多糖之间的协 同作用，提高骨架强度，从而达到缓释药物的效果。不同比例的KGM与XG作为 缓释材料的圆形片和键形片的药物释放分别见图2-3、2-4:
Time (h)
图2-3不同比例KGM&XG对西咪替丁释放的影响（圆形片） Figure2-3 Drug release from cimetidine matrix tablets of polysaccharides mixtures
45
0
图2-4不同比例KGM&XG对西咪替丁释放的影响（键形片） Figure2-4 Drug release from cimetidine matrix tablets of polysaccharides mixtures
图2-3和图2-4可以说明，当魔芋葡甘聚糖与黄原胶比例不同时，片剂的药物 释放性能也是不同的。在图中可以看出，不同KGM和XG的混合体系中，圆形片 和键形片药物累积释放效果都是KGM30体系最低，这说明这种KGM与XG多糖 比例形成的共混产物对药物的阻滞效果最好，可以有效地阻碍药物从骨架片剂内部 向外扩散。
有相关研究[193]表明，魔芋和黄原胶的共混比例对凝胶强度影响不同，当魔芋葡 甘聚糖与黄原胶与以3:7(w/w)混合时，凝胶强度达到最大值。在本研究中KGM:XG =3:7时，西咪替丁释放速率最低。分析原因为，在这一比例下，黄原胶与魔芋葡甘 聚糖相互作用较强，所形成的三维网络体系也较为紧密，使得西咪替丁在凝胶网络 中的扩散速率较低。
2.2.3.3片型对西咪替丁释放的影响
图2-5给出了不同片形的凝胶骨架片在模拟胃和小肠中累积释放率(前5h)。由 图可知，不同比例的多糖混合体系，键形片的累积释放率普遍要高于圆型片。这说 明片形对药物的释放是有影响的。
经测量和计算，在片重相同时，圆形片的表面积要大于键形片的表面积。片剂 表面积大小对药物释放也存在两种相反的作用，片剂的表面积大，药物在片剂表面 的分布量增加，将提高释药速率，但同时，缓控释辅料在片剂表面分布量也较高， 遇水能较快地形成凝胶层，从而阻滞药物释放。对于微溶性的药物，随着片剂表面
46
积的减少，在片剂表面辅料含量的降低相对药物分布量的减少对释药速率的贡献相 对较大，因而表面积小的片剂释药速率高。对于溶于水的药物，随片剂表面积的提 高，在片剂表面药物分布量的提高相对辅料含量的增加对释药速率的贡献相对较大， 因而表面积大的片剂释药速率较高。骨架片表面积增大，单位面积药物含量减少， 骨架制剂遇水溶胀后导致内部药物释放的速率相对较慢；同时又由于键形片形状的 原因，片剂近圆柱体直径较小，导致溶出过程中，片剂内部药物向外释放所受阻力 相对较小，从而导致较快的药物释放。所以相同的释放条件下，圆形片具有较少的 释放量。实验结果也证明了这一点，因此以下均以圆形片作为研究对象进行讨论。
图2-5不同多糖共混比例下不同片形在胃和小肠中的累积释放率 Figure2-5 The different cumulative drug release of different tablets form
2.2.3.4释放介质pH对西咪替丁释放的影响
由于模拟胃、小肠和大肠的释放介质pH不同，不同的多糖配比共混形成的缓 释材料对于药物的阻滞作用也各不相同，具体的实验结果见图2-6。
47
-/0) 3sre-3J 3AIapmnu
0
图2-6释放介质pH对西咪替丁释放的影响 Figure2-6 Drug release difference of different pH solutions
由图2-6可见，在pH=1模拟胃液中释放2小时，KGM90体系药物累积释放 率最低。经过pH=7.4模拟小肠液3小时的释放，KGM30体系药物的累积释放率最 低。此后经过pH=6.8模拟结肠液的释放，维持了药物从KGM30体系累积释放率最 低。从模拟胃液与模拟胃小肠液的累积释放率比较可见，进入模拟小肠液后，黄原 胶含量高的体系，药物释放速率相对较低。以上实验结果表明在酸性条件下，魔芋 葡甘聚糖含量高，共混凝胶对药物的阻滞作用较强。而在中性和微碱性的介质中， 黄原胶含量较高，共混凝胶对药物的缓释作用较强。另外一方面也与释放实验开始 时KGM含量高的片剂溶胀快，溶胀程度大有关。
由图2-3与2-4可见，药物在模拟胃液环境中药物释放较快，而以后则释放趋 于平缓。首先，片剂表面的药物释放到溶出介质中导致了开始阶段的药物快速释放; 另外一方面也说明不同的pH对药物释放有较大影响，主要原因是药物的溶解度， 西咪替丁在酸性介质中的溶解度要远远大于其在模拟小肠和结肠液中的溶解度，还 由于药物释放开始时片剂内部和释放环境之间的药物浓度差较大，从而药物从凝胶 层向外扩散的推动力也较大；同时辅料在不同pH值下的性质也不同，pH值变化对 凝胶粘度的影响主要是环境pH降低会引起氢键交联有部分开链，交联网络结构发 生变化，分子舒展，分子链间空隙变大，从而表现出较快速度的药物释放。
48
2.2.3.5不同粘合剂对西咪替丁释放的影响
图2-7给出了水、5%淀粉浆作为粘合剂以及水作为粘合剂同时在共混体系中加 入10%淀粉的方法制得对西咪替丁亲水性凝胶缓释片的药物释放曲线。由图2-7可 见在模拟胃液2小时，模拟小肠液2小时中，用水作润湿剂或淀粉浆作粘合剂对西 咪替丁的释放没有显著影响。但在释放4小时后，使用淀粉浆作粘合剂的体系，释 药速率相对较快。以上实验结果表明采用水作为润湿剂，不论体系是否加入淀粉作 为粘合剂，都能取得相对较好的缓释效果。
淀粉表面由于葡萄糖单元的羟基排列于内侧，故呈微弱的亲水性并能分散于水。 淀粉本身不溶于水，乙醇等，但具有一定吸湿性，吸水膨胀，在制剂工业中主要用 作稀释剂，崩解剂，粘合剂等。淀粉浆可作为崩解剂、粘合剂等使用，一般崩解剂 用量为3%-15%，粘合剂用量为5%-25%。采用5%淀粉浆作为粘合剂，最终淀粉在 片剂中的含量约为0.5%，在制软材的过程中淀粉浆起到了粘合的作用，而在溶出的 过程中，少量的淀粉遇水后迅速溶解，增加了溶胀骨架中的孔洞，一方面更有利于 药物从骨架中向外扩散，另一方面也降低了骨架的强度，使骨架的溶蚀速度加快， 这样一来，在药物的体外释放实验中就表现为使药物的溶出加快，使得释放量增大， 缓释效果不理想。
2.2.3.6 KGM粘度对西咪替丁释放的影响
图2-8给出了不同粘度的KGM对西咪替丁释放的影响，从图中可见KGM粘度 范围10000 mPa.s-30000 mPa.s，在KGM30释药体系中，KGM粘度对西咪替丁的
释放没有显著影响。
49
图2-8采用不同粘度KGM的释药体系的药物释放 Figure2-8 The drug release from the tablets with different viscosity of KGM
2.2.3.7西咪替丁含量对药物释放的影响
如图2-9,在KGM30体系中，其他条件一定情况下，改变西咪替丁与辅料含量。 由图可见，西咪替丁含量40-60%之间，药物释放曲线没有显著区别。其中含药量 50°%的片剂释放速率略低。
Time (h)
图2-9采用不同药物含量的释药体系的药物释放 Figure2-9 Drug release from the tablets with different content of cimetidlne
50
2.2.3.8羧甲基淀粉的加入对以KGM为缓释材料的释药系统药物释放的影响
在实验中，本文也考察了羧甲基淀粉（Carboxymethyl starch, CMS)的加入对
KGM为缓释材料的释药系统药物释放的影响。
作为片剂的赋形剂及崩解剂，羧甲基淀粉可克服用淀粉压片时的缺点并使崩解 时间缩短；作为制药业的新秀，CMS现在又开始用作药物的乳化剂及悬浮剂；魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，在片 剂生产中它是一种性能优良的崩解剂[194]。
有研究表明[195]，羧甲基淀粉与魔芋葡甘聚糖混合制膜可以有效地提高共混膜分 子链的致密度，从而明显的改善了其阻水性能。在实验中，以CMS取代XG与KGM 共混，以相同的方法制备了亲水性凝胶骨架片，释药体系的释放度测定结果如图
图2-10 KGM与CMS共混药物释放体系的药物释放 Figure2-10 The drug release from tablets of KGM and CMS mixtures
图2-10给出了 CMS与KGM混合比例不同对西咪替丁从圆形片释放的影响。 可以看出，从5:5开始，药物的累积释放率随着共混体系中CMS含量的增加释放速 率增加，其中CMS:KGM=9:1，10:0这2组，释放极为迅速，在模拟胃液中就已经 释放完全；8:2这一组在模拟小肠液中得以完全释放；以上实验结果表明CMS的含 量较高将促进片剂的崩解。观察CMS含量高的片剂的溶出现象，可以发现在装有 片剂的转篮落入溶出液中后，片剂迅速胀大，并且不断从片剂上有粉末脱落，使得 溶出杯中溶液很快就变浑浊，表明片剂在迅速的崩解，在溶出结束后，在转篮中也
51
没有剩余的骨架材料残留，这也是一种典型崩解片的特征。而在KGM相对较多的 药物释放体系中，各个体系之间药物的释放速率相差不多，其中CMS:KGM=3:7的 释药体系药物累积释放率最低，略低于以单纯KGM为缓释制剂的释药系统。这说 明CMS与KGM的混合体系也能起到一定的药物阻滞作用，但效果并不理想。
将CMS:KGM=3:7的释药体系与KGM0和KGM30体系的释药相对比，如图
(％)3srtq(L)J<L)AIs3mnu
2-11:
Time (h)
图2-11不同缓释材料的释药体系的药物释放 Figure2-11 The drug release from different extended release system
从图中可见，对于不同缓释材料组成的共混体系中，KGM-XG与KGM-CMS 体系相比，西咪替丁从XG与KGM共混多糖的释放体系中的药物释放相对较慢， 缓释效果较好。
图2-11比较了 KGM-XG、KGM-CMS、单一缓控释辅料体系中对西咪替丁缓释 效果最好的体系。从缓释效果来看，其中KGM-XG的共混系列中，以3:7为最佳比 例；KGM-CMS的共混系列中，以7:3为最佳比例；而单一缓控释辅料体系中，XG 效果最好。通过比较可知，在所有的释药体系中，以KGM:XG=3:7，即KGM30 体系释药最慢，缓释效果最好。
2.2.3.9 KGM30释药体系与HPMC释药体系的药物释放比较
轻丙甲基纤维素(hydroxypropyl methyl cellulose, HPMC)是纤维素的部分甲基和 部分聚羟丙基醚，HPMCm其中m为平均取代原子数，中国药典(2000年版)2部收
52
载，其取代基相当于HPMC22〇8。羟丙基甲基纤维素为白色或近白色纤维、颗粒和粉 末，在药剂中多用作粘合剂、分散剂、增稠剂和薄膜包衣材料。近年HPMC越来越 多地应用于药物骨架型缓释制剂的研究。通常情况下，HPMC凝胶骨架片采用普通 湿法制粒或全粉末直接压片工艺[196]。作为缓控释的辅料，HPMC是一种比较成熟 的，研究比较多的缓控释材料。
本文采用粘度为20000 mPa.s的HPMC,采用相同方法制备了西咪替丁缓释片 剂，其药物溶出曲线与KGM30的比较见图2-12:
图2-12 KGM30与HPMC释药体系的药物释放 Figure2-12 The drug release from tablets of KGM30 and HPMC
从图中可以看出，无论是药物释放速度还是在某一时刻的药物累积释放率， HPMC的体系都要大于KGM30的体系，这种现象说明了 KGM与XG的共混多糖 具有更加良好的药物阻滞效果。但与HPMC体系相比，其在进入释放后段，释放速 度明显下降，这可能是由于凝胶层对于药物向外扩散的阻力太大所致。按照药物在 体内转运时间，此时药物应该进入小肠与结肠段，在该部位存在的大量酶可能会降 解凝胶层从而使药物释放速度加快。
2.2.4释放机制分析
多数情况下，聚合物骨架系统中药物的释放符合Fick定律，其动力学可以用 Higuchi及其改进模型描述[60]，但有些情况下实验结果与Higuchi模型并不一致。
53
Ritger等[197]将药物释放的扩散项与溶出项相加，提出了一个简单的半经验指数方 程，即 Ritger-Peppas 方程：
M = k’ta5+knt = kt”(2-2)
将Ritger-Peppas方程M/Mro =ktn等号两侧取对数，转化成
利用上述方程与多糖共混药物释放数据，拟合出不同的KGM与XG的混合比例下 模型药物释放的方程参数，如表2-7、2-8与2-9分别给出了在模拟胃液、小肠与结 肠液中通过Ritger-Peppas方程拟合的数据。
表2-7在模拟胃液中药物释放数据Ritger-Peppas方程拟合结果 Table2-7 Parameter of Ritger-Peppas equation in simulated stomach solution
释药体系KGM0KGM10KGM30KGM50KGM70KGM90KGM100
n0.8090.8620.9720.7231.3781.2710.8341
k0.8960.7280.4061.1720.0550.0980.718
R20.9940.9930.9910.9990.9920.9660.999
由表2-7中数据可见，对于KGM0、KGM10、KGM50、KGM100的释放体系， 其释放参数n在0.45-0.89范围内，属于药物Fick扩散和药物溶出机理共同控制， 而其余几种药物释放体系，，其释放参数n均大于0.89,所以其释放机制应属于溶出 控制，尤其是KGM30体系，其释放参数n=0.972^1，其药物释放为零级释放，符 合对于药物控释系统的要求。
表2-8在模拟小肠液中药物释放数据Ritger-Peppass方程拟合结果 Table2-8 Parameter of Ritger-Peppas equation in simulated small intestine solution
释药体系KGM0KGM10KGM30KGM50KGM70KGM90KGM100
n0.2310.2760.2930.3260.7080.4870.475
k4.9024.1573.6723.9300.6831.7212.223
R20.9550.9850.9890.9950.9650.9900.983
由表2-8中数据可见对于KGM70、KGM90和KGM100的释放体系，其释放参
数n在0.45-0.89范围内，属于药物扩散和药物溶出(骨架溶蚀)机理共同作用；而其 余几种配比，其释放参数均小于0.45,所以其释放机制应属于Fick扩散，由此可见， 当KGM在多糖共混体系中所占比例较高时，由于体系形成的水凝胶强度不高，所
54
以在溶出过程中会伴随着骨架溶蚀，从而在释放机理中得以体现。
表2-9在模拟结肠液中药物释放数据Ritger-Peppas方程拟合结果 Table2-9 Parameter of Ritger-Peppas equation in simulated colon solution
释药体系KGM0KGM10KGM30KGM50KGM70KGM90KGM100
n0.7661.272.900.9720.8280.8920.912
k0.0570.004极小0.0250.1520.0520.073
R20.9500.9990.9540.9940.9980.9980.999
将KGM30体系在不同释药介质的释药数据进行总结，用Ritger-Peppas方程进 行拟合，所得到的释放方程为：
1.061 ta 70
2.3本章结论
(1)采用KGM与XG共混多糖作为缓释材料，湿法制粒制备西咪替丁亲水凝胶 骨架缓释片，体外释药研究结果表明，KGM与XG共混多糖作为亲水性凝胶骨架 片的缓释材料有一定的应用价值。
(2)片剂制备工艺中，对于魔芋-黄原胶共混多糖，KGM:XG =3:7时制粒效果 较好；以水作为润湿剂效果可以达到较好的混合效果。
(3)对亲水性凝胶骨架片的体外药物释放研究表明，键形片的药物释放要快于 圆形片，释放度测定实验中，当释药体系中KGM与XG比例不同时，药物释放的 速度也不同。当KGM:XG=3:7时，药物西咪替丁从体系内向外释放的速度最慢，缓 释效果较好。
(4)不同的pH对药物释放有较大影响，主要原因是药物的溶解度差异，同时 pH对缓释载体的结构也有影响。考察得出在酸性条件下，魔芋葡甘聚糖含量高，共 混凝胶对药物的阻滞作用较强。而在中性和微碱性的介质中，黄原胶含量较高，共 混凝胶对药物的缓释作用较强。润湿剂和粘合剂的改变对药物释放也有一定的影响， 其中以水作为润湿粘合剂时效果最好。
(5)对于固定配比的基础上KGM粘度对药物释放的影响的研究表明KGM粘度 对西咪替丁的释放没有显著影响。采用魔芋-黄原胶共混网络作为药物缓释载体，改 变主药西咪替丁含量，药物释放没有显著区别。其中含药量50%的片剂释放速率略 低。
55
(6)采用魔芋葡甘聚糖-羧甲基淀粉作为药物缓释载体时，当CMS:KGM=3:7时， 药物的缓释效果相对较好。
(7)比较HPMC与多糖共混缓释体系的药物释放性能，实验结果表明，使用 KGM与XG的共混多糖作为缓释载体有更强的药物阻滞效果。
(8)使用Ritger-Peppas方程对药物释放进行数据拟合，体系中KGM与XG共 混比例不同时，其药物释放的机理也不同。其中KGM30体系，在释放的主要过程 中释放参数n=0.972〜1，其药物释放为零级释放，符合对于药物控释系统的要求。
56
第三章多糖共混结肠定位包芯片的制备与药物释放研究
口服结肠定位给药系统(oral colon-specific drug delivery system, OCDDS)是药剂
学研究的一个热点，在短短的10多年里已经发展形成了 pH依赖型、时滞依赖型、 压力控制型、细菌触发响应型等口服结肠定位释药系统。但在过去研究的重点，大 多建立在pH依赖型和时滞依赖型理论基础上，而小肠和结肠的pH环境相似，减少 了 pH依赖型释药系统的准确性，魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，导致了药物在小肠段释放[198]。对于时滞型释药系 统，虽然小肠内的转运时间相对恒定(3-5h)，但药物在胃内的滞留时间个体差异很大， 受胃内容物的影响明显，导致在一些受试者体内，药物在小肠就开始释放，而在另 一些受试者体内，药物经过横结肠时仍完好无损；因此时滞型释药系统也是非理想 方案[199]。压力控制型释药系统不仅依赖于胶囊的大小、包衣的厚度和高难的制药技 术，而且依赖于人体结肠内压力。在人体正常的24h昼夜节律下，结肠内压力受各 种生理条件因素影响变化很大，导致药物释放个体差异较大，不能确保药物预期内 释放[200]。
细菌触发响应型结肠定位释药系统(bacterially triggered colon-specific drug delivery system, BCDDS)能避免上述释药系统的不确定性，因为大量细菌集中分布在 结肠，其产生的独特的多种酶，可作为理想的定位释药的触发机制[201]。
压制包芯片是一种应用于结肠定位释药系统的理想剂型，其设计思想主要为： 外层包衣一般为响应性材料，在胃和小肠段可以有效地保证药物不释放或者很少释 放，而在结肠段可以在酶或者其他触发机制的作用下使药物得以释放；为了使药物 在包衣响应部位可以迅速释放，片芯一般设计为崩解型，以保证在外层包衣发生破 裂后药物得以迅速释放。
魔芋葡甘聚糖作为一种天然多糖，同样具有其他天然多糖的特点，可被结肠内 的细菌产生的酶所降解，因此，可以作为结肠定位给药系统的释药载体。但是单独 使用KGM存在遇水膨胀过快等缺点，会导致药物的提前释放。本文采用KGM与 XG的共混多糖作为结肠定位释药系统的酶响应载体，制备结肠定位包芯片，并进 行了体外释药研究，对实验结果进行了讨论。
3.1材料与方法
3.1.1试剂与仪器
实验所用试剂及仪器见表3-1、表3-2所示。
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表3-1实验用试剂一览表
Table 3-1 Chemicals used in the experiments
名称生产厂家级别
纯化魔芋精粉海南多环保健品有限公司北海分公司食品级
黄原胶山东金粟生物制品有限公司食品级
荷兰乳糖荷兰进口分装医药级
硬脂酸镁山东聊城阿华制药有限公司医药级
滑石粉华美滑石公司医药级
羧甲基淀粉山东聊城阿华制药有限公司医药级
西咪替丁上海宝众制药公司医药级
HCl天津市翔宇化工工贸有限责任公司分析纯
磷酸二氢钾天津大学科威公司分析纯
磷酸氢二钾天津大学科威公司分析纯
西咪替丁标准品中国药品生物制品检定所化学对照品
P-甘露聚糖酶实验室自制
去离子水南开大学去离子水供应站
表3-2实验所用仪器一览表
Table3-2 Equipments used in the experiment
名称生产厂家型号/规格
单冲压片机北京国药龙立科技有限公司DP30A
电子天平梅特勒-托利多仪器(上海)有限公司A1-104
片剂硬度测试仪天津新天光分析仪器技术有限公司YD-1
电热恒温鼓风干燥箱天津市中环实验电炉有限公司DH-101
紫外可见分光光度计上海精密科学仪器有限公司752型
电热鼓风干燥箱天津市三水科学仪器有限公司DH-101
智能溶出实验仪天津大学无线电厂D-800LS
混合纤维素酯微孔滤膜上海兴亚净化器材厂025, 0.8^m
试验标准筛浙江上虞市华康化验仪器厂GB6003-88 标准
一次性无菌抽液器苏州林华医疗器材有限公司
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3.1.2实验内容
3.1.2.1西咪替丁片芯的制备
实验所需药品及辅料均过100目筛后备用。采用湿法制粒，将一定比例的西咪 替丁及羧甲基淀粉过40目筛，混合6次以上至混合均匀，称量，均匀加入粘合剂润 湿并搅拌至适合程度制成软材。在60°C恒温下干燥至恒重，再将干燥后颗粒加入一 定量的硬脂酸镁混合整粒。混合后的颗粒精确称量220mg,将以上颗粒在单冲压片 机上压片，压片压力为3500kg。所使用的冲模为直径6mm的平板冲模。调节压片 机，使压出的片芯为硬度为2.0-3.0 kg/mm2左右的平板圆型片，每片片重控制在220 ±5 mg,其中西咪替丁的含量为90±1% w/w。片芯的直径为6.0±0.05mm，厚度为 2.5±0.02mm，硬度被控制为 2.0-3.0 kg/mm2。
羧甲基淀粉(CMS)是一种优良的崩解剂，加入在片芯中可以保证片芯在接触到 溶剂后可以迅速崩解，从而使药物得到迅速释放。
3.1.2.2包芯片剂的制备
采用湿法制粒的方法，将一定比例的KGM与XG的多糖混合物与乳糖混合， 过40目筛，混合6次以上至混合均匀，称量，均匀加入粘合剂润湿并搅拌至适合程 度制成软材。在60C恒温下干燥至恒重，再将干燥后颗粒加入一定量的硬脂酸镁和 滑石粉混合整粒。按照包芯片外层中多糖之间的比例不同，将结肠定位释药体系的 命名如表2-3。
压制包衣时，精确称量单片包衣用量43%的材料，置于冲模中，用尺小心平整 表面，将制成的西咪替丁片芯置于冲模中心位置，降下冲模，将剩余的包衣材料颗 粒小心地倒入冲模中，用尺平整后，使用弧形圆冲压片，压片压力为5000kg。制成 的压制包芯片的硬度被控制在7.0-9.0 kg/cm2。由于实验中外层压制包衣的重量不 同，使用了直径为10mm和12mm的两种冲模。所压制的包芯片的尺寸见表3-3。
表3-3不同重量压制包芯片的外形尺寸
Table 3-3 Diameters and the heights of compression coated tablets
外层包衣重量 (g)0.400.600.80
Diameter (mm)10.0±0.0514.0±0.0514.0±0.05
Height (mm)8.2±0.057.2±0.058.0±0.05
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3.1.2.3 KGM亲水性凝胶骨架片的制备
为了确定药物释放实验中P-甘露聚糖酶的用量，本文同样制备了西咪替丁亲水 性凝胶骨架片，用于在大鼠盲肠物溶液及P-甘露聚糖酶溶液中的释放。
KGM亲水性凝胶骨架片的制备方法同第二章，使用KGM作为缓释载体，乳糖 作为稀释剂，滑石粉和硬脂酸镁作为润滑剂和助流剂，制备直径为12mm的圆形亲 水性凝胶骨架缓释片。片剂中西咪替丁含量控制在490±5mg，占整个片重的51土 2%。
3.1.2.4模拟结肠液的制备
本文采用两种含酶溶液来模拟结肠的酶环境，其中一种为大鼠盲肠内容物溶液， 另外一种为P-甘露聚糖酶的溶液。
实验所使用的大鼠为体重为200-250g的wistar雄性大鼠，采用常规饲料喂养。 在溶出实验开始前0.5h内，使用颈椎牵引法处死8只大鼠，打开大鼠腹腔，将其盲 肠两端结扎，剪下后浸泡于通N2的pH6.8磷酸盐缓冲液中以保持无氧环境。将结扎 后的大鼠盲肠剪开，取出内容物，加入pH6.8磷酸盐缓冲液配制成4%w/v的溶液， 在此过程中溶液一直通入N2。具体操作方法同文献[202]。
实验中使用的P-甘露聚糖酶为实验室自制，其活性为1881U/g,其制备、纯化 及酶活检测方法见文献[203, 204]。实验时，将一定量的P-甘露聚糖酶溶于pH6.8的磷 酸盐缓冲液中，配制成不同浓度的P-甘露聚糖酶溶液。
3.1.2.5片剂中药物含量的测定
为了检测片芯、压制包芯片和亲水性凝胶骨架片的药物含量，将待测量片剂用 研钵磨碎，将精确称量后的细粉溶解于一定量的pH 6.8的磷酸盐缓冲液中，待粉末 完全溶解后将被测样品经0.8pm微孔过滤膜过滤，使用紫外分光光度计在测定波长 处测定溶液的吸光度，通过标准曲线方程得到相对应的片剂药物含量。
3.1.2.6包芯片与骨架片的药物释放研究
对于实验中的压制包芯片，使用如下方法进行溶出实验：量取配制好的pH=1 的HCl溶剂900ml,注入每个溶出杯内，在另外一个杯中放300ml相同溶剂作为补 加液体。调解温度使溶出杯中溶剂温度保持37±0.5°C，调节转篮转速100r/min。实 验开始2h后，停止转动，将溶出杯中溶液换成模拟小肠环境的pH=7.4磷酸盐缓冲 液，继续实验，再持续3h，之后将杯中溶液换为模拟结肠环境的含有P-甘露聚糖酶 或者不含P-甘露聚糖酶的pH=6.8磷酸盐缓冲液，至实验结束。由吸光度及标准曲 线作图求得药物的累积释放百分数。在规定的时刻取样，同时将相同体积的溶出介 质补充到溶出杯中，待测样品经0.8pm微孔膜过滤后，在容量瓶中用同种溶剂稀释
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一定倍数，使用紫外分光光度计在对应波长测定溶液的吸光度值，通过标准曲线方 程得到所对应的药物释放度。
为了考察对比P-甘露聚糖酶溶液与含大鼠盲肠内容物溶液之间降解能力的关 系，分别在P-甘露聚糖酶溶液与含大鼠盲肠内容物的pH6.8磷酸盐缓冲溶液中进行 KGM亲水性凝胶骨架缓释片的药物溶出实验。
3.2结果与讨论
3.2.1模拟结肠液中卩-甘露聚糖酶浓度的确定
在药物的体外释放研究中，已经有很多种酶被用来模拟人体的细菌及酶环境 [205]，但是却很少有关于体内和体外酶水解能力相关性的报道。在本文中，通过体外 药物溶出实验比较了一定浓度的P-甘露聚糖酶溶液与4%(w/v)大鼠盲肠内容物溶液 的水解KGM的能力，从而建立了酶浓度与大鼠盲肠内容物之间的水解能力关系。 实验结果如图3-1所示。
图3-1不同释放介质中KGM亲水凝胶骨架片的药物释放 Figure3-1 Drug release from cimetidlne matrix tablets of KGM
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本文将已知酶活性的P-甘露聚糖酶溶解于pH6.8磷酸盐缓冲液中，配制了活性 为 0.075U-ml-1、0.150U-ml-1、0.220U-ml-1 和 0.300U-ml-1 的溶液。图 3-1 是以 KGM
作为缓释载体的亲水凝胶骨架片在上述溶液以及4%(w/v)的大鼠盲肠内容物溶液中 的药物释放结果。从图中可以看出，当释放介质的酶活性不同时，药物从片剂中的 释放性能也不同，药物的释放速率及累积释放率随着释放介质中的酶活性提高而提 高，显著高于在无酶环境中的释放，这说明在KGM亲水凝胶骨架片中，酶对KGM 的水解对于药物从片剂中的释放有加速作用。从图中可以看出，药物在大鼠盲肠内 容物溶液中的溶出释放曲线与在0.220U_ml-1酶溶液中的释放曲线相似。在后面的实 验中，本文使用活性为0.220U.ml-1的P-甘露聚糖酶溶液来模拟体外溶出的结肠环 境。
有研究[51]将不同活性的a-半乳糖苷酶溶液在体外溶出的药物释放数据与药物 在体内释药的血药浓度相关性建立了联系。在Burke的研究中[206]，魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，通过a-半乳糖苷 酶与P-甘露聚糖酶活性之间的关系计算出所对应的P-甘露聚糖酶溶液的活性为
0.166U.ml-1。本文实验得出的结果与其相近，其不同之处可能源于实验方法的差异。
3.2.2单一多糖作为结肠定位释药载体的药物释放研究
应用包芯片的目的是为了使药物在人体消化道上段，胃和小肠等部位能够保持 药物不释放或者尽量少释放，而当片剂到达结肠后，能够在一定外界环境的触发下 进行药物释放，从而达到减少药物的副作用，提高局部药物浓度的目的。所以，包 芯片的包衣材料应满足如下要求：在人体消化道上段保持一定的强度及粘度以阻滞 药物释放，而在结肠段可以响应酶的作用而使药物得以释放。
本文首先以单一多糖KGM作为外层包衣控制释放载体制备结肠定位包芯片， 释药系统的外层包衣的质量为0.60g和0.80g。其体外药物溶出结果如图3-2所示。
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100
80
c§
6〇 VH
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40
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• y—*
20
o
0
⑷
(b)
图3-2不同包衣质量的KGM100体系的药物释放（a) 0.60g包衣质量；（b) 0.80g包
衣质量（E)代表含酶模拟结肠溶液
Figure3-2 Drug release from the KGM100 tablets (a) coat weight of 0.60g (b) coat weight of 0.80g (E) denotes the dissolution media containing 0.220U-ml-1 P-mannanase
由于使用相同的冲模，当外层包衣质量分别为0.60g和0.80g时，所制得的包芯 片的片剂直径是相同的，则外层包衣质量的差异，体现在包芯片的厚度上。可以理 解为KGM100释药体系中使用包衣质量为0.60g的片剂其外层包衣厚度要薄于0.80g
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包衣的片剂。从图3-2中可以看出，在药物释放实验开始5h时，KGM100释药体系 使用包衣质量为0.60g和0.80g的药物累积释放率分别为20%和13%,这种差异也 说明包衣厚度不同，则包衣层对于药物从片芯内向外释放的阻滞效果也不同。
当药物释放实验开始5h后，释放实验开始在模拟结肠液中进行，从图3-2中可 以看出，在模拟结肠环境的含酶和不含酶的pH6.8磷酸盐缓冲液中，药物的释放速 率有很大差异，酶的加入对于药物释放有很大的加速作用。并且，当包衣质量不同 时，酶的加入对于释放速率的作用效果也不同。对于包衣质量为0.60g的KGM100 释药体系，酶的加入在很大程度上加快了药物的释放，在第5-9h范围内尤其明显， 当药物释放实验进行到第10h时，含酶模拟结肠液中的累积药物释放为63%，而不 含酶的模拟结肠液中的数据只为41%，这显示出包芯片在含酶的模拟结肠液中有一 定程度的药物突释。对于外层包衣质量为0.80g的KGM100释药体系，酶的加入对 于药物释放的加速作用相对不明显，在药物释放实验的第10h时，在含酶及不含酶 模拟结肠液中的累积释放率分别为43%和34%。但在含酶的模拟结肠介质中总体药 物释放速率加快相对明显。对于两种不同质量包衣的KGM100释药体系，当药物溶 出进行26h(在模拟结肠液中21h)后，其在模拟结肠液中释放体系的药物的累积释放 率相差不多。都为90%左右。在实验结束后，通过比较不同溶出介质中的溶出后片 剂也可以发现，两者粘度有很大差异，相比之下，被酶降解后的片剂表面的凝胶粘 度相当低，相当多的一部分已经从转篮中流出，而没有被酶降解的片剂表面凝胶虽 然充满整个转篮，但是仍然保持很好的凝胶状态，流动性很差。
在实验中，以KGM作为外层包衣控制释放载体可以保持药物在模拟胃和小肠 溶液中有较少的释放，并且在模拟结肠液中，表现出一种对酶的良好响应。这些都 说明KGM作为一种结肠定位释药载体，是有其应用潜力的。当包衣质量不同时， 其对于药物的阻滞效果不同，在环境酶的作用下的药物释放规律也不相同：当外层 包衣厚度较薄时，药物在释放的前期损失较多。在酶存在的条件下，药物的扩散与 环境酶对包衣材料的水解共同作用，使得药物的释放在一定程度上体现为突释，而 对于包衣较厚的释药体系，药物在释放开始阶段的损失较少，但对于环境酶的作用 响应性也相对较弱。
从实用角度出发，外层包衣质量为0.80g的KGM100释药体系的直径为 14.0mm，厚度达到了 8.0mm，而在口服过程中包芯片不可以嚼碎服用，这就给病人 服用造成了困难。为了减少药物在释放前期的泄漏，并且缩小片剂的尺寸以提高可 服性，本文使用黄原胶作为外层包衣控制释放载体进行了药物释放研究。图3-3为 KGM0释药体系的药物释放特性。
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图3-3包衣厚度为0.60g的KGM0体系的药物释放（E)代表含酶模拟结肠溶液 Figure3-3 Drug release from the KGM0 tablets with 0.60g coat weight (E) denotes the dissolution media containing 0.220U-ml-1 P-mannanase
通过图3-3与图3-2(a)的比较，可以看出XG可以有效地阻滞药物在释放前期的 泄漏(在第5h的累积释放率为6.23%)，而通过在含有P-甘露聚糖酶的和不含酶的模 拟结肠液中的释放结果表明，以XG作为外层包衣控制释放载体对于P-甘露聚糖酶 没有响应性。由文献可知，黄原胶不能在人体消化道内被降解[207]。在本实验中， XG也表明了这一特性。实验后观察片剂，有酶和无酶溶液中的片剂外观无明显差 异。片剂体积有一定量的溶胀，但凝胶的强度仍然很大，很好的保持了片剂的形状， 并且具有一定的弹性。将实验后的片剂轴向切开，经观察片芯仍然干燥，说明XG 有很强的阻水作用。
3.2.3KGM与XG共混多糖作为结肠定位释药载体的药物释放研究
由以上实验可知，单纯使用KGM和XG作为结肠定位的释药载体都存在着一 定问题，为此，本文将KGM与XG共混多糖作为释药载体，考察了其体外药物释 放行为，外层包衣中KGM与XG的比例同表2-3。实验结果见图3-4所示。
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图3-4不同包衣质量的共混多糖体系的药物释放（a) 0.60g包衣质量；（b) 0.40g包衣
质量.（E)代表含酶模拟结肠溶液
Figure3-4 Drug release from tablets with polysaccharides mixture as compression coating.
(a) 0.60 coat weight; (b) 0.40 coat weight.
(E) denotes the dissolution media containing 0.220U-ml-1 P-mannanase
从图3-4(a)中可以看出，使用0.60g共混多糖外层包衣的药物释放系统在释放开 始的前5h内都少于5°%，与前面实验中KGM100药物释放系统的20°%和KGM0释
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药系统的6%相比都要小，这表明KGM和XG的共混多糖作为结肠定位的释药载体 可以有效地阻滞药物从体系内向外释放，从而减少药物在消化道上段的药物损失。 为了提高药物的可服性，减小片剂的尺寸，进一步将包芯片剂的外层包衣质量降为 0.40g。此时制得的片剂直径为为10.0±0.05mm，厚度为8.2±0.05mm。从图3-4(b) 可以看出，外层包衣重量为0.40g的混合多糖结肠定位释药体系其在释放实验开始 的5h内的药物释放也没有超过6%，说明包衣质量减至0.40g也是可行的。在包衣 片的制备过程中，包衣质量也被进一步减少到0.30g和0.20g，但是释放实验表明， 太薄的包衣不能保证溶剂不向内渗入及药物在释放初期不释放，很快就由于溶剂渗 透至片芯导致片芯中崩解剂CMS发生膨胀，进而使强度很弱的外层包衣发生破裂 而产生药物的突释。
通过比较图3-4的(a)和(b)可以看出，包衣重量为0.60g和0.40g的KGM30释药
体系的药物释放曲线很相似，受包衣质量变化的影响很小。分析其原因，一方面由 于这个比例的共混多糖KGM含量相对较低，所以对于酶的响应性也相对较差；另 外由于这个比例的XG含量较高，从而导致较低的溶胀程度，使药物从片芯向外释 放的阻力相对较小，从而表现出药物释放相对较快。
从图中可以看出，KGM50体系的药物释放在两种包衣质量中都是最低的。分 析原因可能是由于多糖之间的相互作用比较强，从而使药物从片芯向外的扩散以及 酶从释放介质向片芯内扩散的速度都很低，进而形成的凝胶层受酶的影响较小，从 而表现出的药物释放最低，从图中也可以发现，在这个比例的多糖共混体系的释放 曲线中，含酶的和不含酶介质中的释放之间的差异也最小，说明该体系受酶的影响 最小。
对于KGM70释放体系。从两种质量的包衣的释放曲线图中可以看出，含酶的 和不含酶的介质中的释放差异最大，而且随着外层包衣质量的下降，药物的释放有 明显的增加。这一方面由于这个比例的多糖共混体系之间的相互作用较弱，从而药 物可以相对容易的从片芯内向外释放；另一方面又由于这个比例的多糖共混体系 KGM的含量相对较高，所以对酶的响应性较好。
对于一个良好的结肠定位释药系统来讲，要减少药物在上消化道的提前释放， 还要保证剂型可以在结肠内被触发而释放药物，在达到以上要求的同时还要尽量减 小片剂的尺寸而保证病人的服用便利性。在上述的药物释放系统中，使用0.40g外 层包衣质量的KGM70药物释放系统在释放开始的5h内药物的提前释放少于3%； 在含酶的模拟结肠液中，药物的释放在经过24h后可以达到50%以上；并且该系统 的片剂直径为10mm，可以方便的服用。因此，使用0.40g包衣质量的KGM70释药 体系是比较理想的结肠释药剂型设计。
从图中可以看出，使用0.40g包衣质量的KGM70释药体系在24h的药物释放
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实验中释药总量低于60%。据文献报道[205]，在大鼠食物中添加多糖可以有效地诱 使其消化道内相应酶活性增加。本文所使用的大鼠采用常规食物喂养，并未在其食 谱中添加KGM成分以诱发酶的生成；而人体日常食物结构中含有大量多糖成分， 体内降解多糖的酶含量应远远大于大鼠消化道内的值，可以认为本文所使用的模拟 结肠液中的酶含量应比人体消化道内的值低；在人体内，片剂在进入消化道结肠区 域后的药物释放速率应远远大于体外释药的速率。
3.2.4包衣中乳糖不同含量释药体系的药物释放
图3-5包衣中乳糖含量不同的KGM30释药体系的药物释放 (E)代表含酶模拟结肠溶液
Figure3-5 Drug release from different lactose content of compression coating tablets (E) denotes the dissolution media containing 0.220U-ml_1 P-mannanase
由图3-5可见，随着在包衣中乳糖含量的增加，药物的累积释放率也表现出上 升的趋势。当片剂的外层包衣遇到溶剂时，由于多糖的存在，片剂表面会形成凝胶 层，而乳糖在释放介质中的迅速溶解会在包衣凝胶上形成释放孔道。随着包衣中乳 糖含量的增加，一方面由于多糖组分所占比例的下降，形成的凝胶层会相对较弱；
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由于包衣质量为0.40g的KGM30体系药物在含酶和不含酶的模拟结肠段的释 放相对较慢，并且对于酶的响应性较差，本文又研究了包衣中乳糖比例对药物释放 的影响，实验结果见图3-5所示。
而另一方面乳糖的溶解又会造成包衣凝胶层中释放孔道数量的增多，这两方面的综 合作用结果表现出随着乳糖在包衣层中比例的上升，药物的累积释放率也增加。
由图3-5还可见，当包衣中乳糖的含量分别为56.0%,，60.9%和66.0%时，体 系在药物释放进行到24h时在无酶释放介质中的累积释放率分别为13.7%，18.0% 和21.4%，而在有酶释放介质中的累积释放率为25.6%,，26.3%和28.7%。数据表 明，有无酶介质中药物累积释放率的差异随着乳糖含量的增加而减少，而体系对酶 的响应性随着多糖含量的减少而进一步下降。
3.2.5释药体系中药物释放的延迟
当片剂投入释放介质中后，片剂的包衣由于多糖的存在会迅速吸收介质中的水 分而溶胀，而当包衣溶胀到一定程度时，溶剂透过包衣的凝胶层而达到片芯，这时 药物才开始从片芯向外扩散。魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，从而释药体系在药物释放的初期会显示出一定的药物 延迟释放。延迟的时间长短与外层包衣的质量与组成相关，由于药物的释放都开始 于模拟胃和小肠溶液中，所以实验结果并没有受到酶加入的影响。实验结果见表3-4。
表3-4不同结肠定位释药体系的药物释放延迟时间 Table 3-4 Delay time of the drug release from different systems
Compression0.40g0.60g0.80g
coatingKGM30KGM50 KGM70KGM0KGM30KGM50 KGM70 KGM100KGM100
Delay time (h)1.53 31.523 5 12
从表3-4可以看出，除了 KGM50体系以外，其他体系的药物延迟时间都随着 包衣质量的增多而增加。说明包衣的质量也就是外层包衣的厚度增加，导致了溶剂 向片剂内扩散以及药物向溶出介质中扩散的路径增长，增大了扩散的阻力，进而导 致了延迟时间的增加，如KGM70体系中药物延迟时间从0.40g包衣的3h增加为
0.60g包衣的5LKGM50体系由于多糖之间的强烈相互作用，包衣的溶胀程度不高， 导致了延迟时间无明显差异。以纯KGM作为结肠定位释药载体的体系，由于包衣 强度太低，其延迟时间明显低于同质量包衣的其他体系。
包衣重量为0.40g和0.60g的共混多糖释放体系中，药物的释放延迟时间随着 KGM比例的增加而延长。在实验现象中也可以观察到，当KGM比例高时，整个片 剂的溶胀程度也更高，这就导致了溶剂向内扩散以及药物向外扩散路径长度的增加， 从而体现了药物释放延迟时间的增加。
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3.2.6药物释放模型的选择
为了进一步探讨包芯片体外实验的规律和机理，分别利用零级模型(Mt/M„=kt)， Higuchi 模型（Mt/MM=kt1/2)，一 级模型（Mt/MM=1-e-kt)，Hixson-Crowell 模型 (Mt/M„=kit+k2t2+k3t3,即溶蚀模型)，扩散-松弛模型(Mt/M„=kit1/2+k2t)及扩散-溶蚀模 型(Mt/M„=k1t1/2+k2t+k3t2+k4t3)[208]对各个比例药物释放曲线进行单元或多元线性拟 合以确定药物释放的规律和机理。以上的模型主要都是适用于骨架片或者药物均匀 分散的系统，所以在应用于包芯片时，在数据处理时将前面的延迟时间减掉，认为 药物已经均匀分布在包衣层的水凝胶中，将符合各模型对于条件的要求部分进行计 算和模拟。对各模型拟合所得的的回归方程的相关系数见表3-5。
表3-5包芯片释放数据拟合的相关系数
Table 3-5 Correlation coefficients of the mathematical models
药物释放体系Zero-
orderHiguchiFirst-
orderHixson-
crowellDiffusion-
relaxationDiffudion-
erosion
0.60g 包衣 K1000.64420.96770.97220.99900.97030.9991
0.60g 包衣 K100 (E)0.81890.92900.95680.98110.94210.9888
0.80g 包衣 K1000.81190.98490.98520.99570.98800.9959
0.80g 包衣 K100(E)0.93040.95480.96350.99790.98880.9982
0.60g 包衣 K00.77120.99070.99090.98660.99390.9988
0.60g 包衣 K300.75580.96630.96780.96160.97300.9756
0.60g 包衣 K30(E)0.68860.97910.98520.96290.97920.9822
0.60g 包衣 K500.99470.96350.97230.99710.99530.9971
0.60g 包衣 K50(E)0.98900.82830.90250.99730.99380.9973
0.60g 包衣 K700.99330.88720.91270.99370.99340.9944
0.60g 包衣 K70(E)0.98780.83280.90990.99660.99440.9985
0.40g 包衣 K300.80400.97800.98220.96150.98630.9962
0.40g 包衣 K30(E)0.73740.97750.98350.96610.98080.9850
0.40g 包衣 K500.91090.92710.95270.98280.96600.9880
0.40g 包衣 K50(E)0.97470.88660.95360.99250.98280.9943
0.40g 包衣 K700.79500.92050.93010.96950.92810.9787
0.40g 包衣 K70(E)0.97050.89560.98720.99190.98250.9964
Mean0.85750.93350.95930.98430.97870.9920
SD0.11800.05170.02900.01430.01880.0075
从表3-5可见，扩散-溶蚀模型拟合所得到的相关系数值最大，且和 Hixson-Crowell模型相近，这些表明，扩散/溶蚀模型中的扩散项起的作用很小，药 物主要以溶蚀方式释放。并且通过比较扩散/溶蚀模型和Hixson-Crowell模型中在含 酶和不含酶介质中的释放数据拟合的相关系数可以得到，在含酶溶液中的数据拟合 结果的相关系数普遍大于不含酶的值，这在一定程度上也说明，酶对KGM的降解 作用在整个体系的溶蚀中也是占有一定比重的。
表3-6为以扩散-溶蚀模型拟合得到的参数值。
表3-6扩散溶蚀模型参数拟合值
Table 3-6 Parameter of the diffusion-erosion model
药物释放体系kik2k3k4
0.60g 包衣 K1000.4547.023-0.2930.004
0.60g 包衣 K100 (E)-12.27415.003-0.4800.005
0.80g 包衣 K1001.4556.218-0.3090.006
0.80g 包衣 K100(E)2.8255.596-0.034-0.003
0.60g 包衣 K03.567-0.1350.040-0.001
0.60g 包衣 K302.960-0.1790.032-0.001
0.60g 包衣 K30(E)4.319-0.4070.046-0.001
0.60g 包衣 K500.1260.372-0.0050.000
0.60g 包衣 K50(E)0.0110.384-0.0060.001
0.60g 包衣 K700.611-0.0240.030-0.001
0.60g 包衣 K70(E)2.370-1.1780.159-0.004
0.40g 包衣 K304.464-1.2720.093-0.002
0.40g 包衣 K30(E)4.106-0.5020.057-0.002
0.40g 包衣 K50-1.6641.955-0.0800.001
0.40g 包衣 K50(E)-1.2391.475-0.0240.000
0.40g 包衣 K70-4.1614.684-0.1930.003
0.40g 包衣 K70(E)-7.4607.657-0.2440.003
3.2.7结肠定位包芯片药物释放过程的描述与分析
由于包芯片组成和结构的复杂性，包芯片中的药物释放机理也是很复杂的。可 以简要地用下面的过程来描述：
1.包芯片与溶剂接触，其包衣表层吸水而发生溶胀，形成水凝胶，并且，凝胶 层在包衣层内随着时间而向片剂内部推进。
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2.在水进入包衣层形成凝胶的同时，释放介质中的酶也开始向凝胶层内扩散， 由于包衣层较厚，且酶的分子量远远大于溶剂的分子量，酶在包衣层形成的凝胶中 向内扩散的速度远远低于凝胶层本身向内推进的速度，造成凝胶层内酶的分布不均
〇
3.当溶剂扩散到片芯处时，药物接触到溶剂后，开始溶解，形成饱和溶液并通 过凝胶层向外扩散。同样由于凝胶层厚度的原因，药物在凝胶层内的分布也是不均
一的。
4.当溶剂和酶向片剂内扩散，药物从片芯向外扩散的同时，在包衣层中的乳糖， 由于其较强的水溶性，遇到溶剂后迅速溶解，从而在包衣层水凝胶中造成孔洞，表 现为溶蚀。
5.由于酶的分布不均一，其对于包衣层中KGM的作用也只限于其到达的位置， 且随着酶浓度不同，其作用效果也不同。在包衣层凝胶表层，酶浓度较高，其水解 KGM的程度也较高，而在包衣层内部则相反。这样就造成了整个包衣层水凝胶内 外强度的差别。在溶出实验后期，强度较弱的部分会先从片剂上脱落，由于水凝胶 整体网络结构仍然保持，其外形尺寸变化不大，但表面强度会有很大下降。从表观 上看，表现为一种表面的溶蚀过程。
3.3本章结论
(1)使用魔芋葡甘聚糖、黄原胶以及两者的共混多糖作为结肠定位释药系统的 释放包衣载体，制备了西咪替丁结肠定位压制包芯片。体外释药研究表明，一定比 例的共混多糖作为结肠定位的释药载体，可以达到结肠定位给药的要求。
(2)通过KGM西咪替丁亲水性凝胶缓释片的体外释药实验，比较了不同酶活的 P-甘露聚糖酶溶液与大鼠盲肠内容物4%w/w溶液中药物释放性能的差异，实验结果 表明，KGM可以被大鼠盲肠内的细菌产生的酶所降解，并且其降解能力与
0.220^@1-1的P-甘露聚糖酶溶液降解KGM的能力相近。本文则使用0.220。^^的 P-甘露聚糖酶的pH6.8磷酸盐缓冲液作为模拟结肠环境的溶出介质。
(3)通过对单一 KGM和XG作为结肠定位释药载体的压制包衣片的实验研究得 到，KGM作为结肠定位释药载体，在模拟结肠溶出介质中表现出良好的酶响应性， 并迅速释放出药物，但其在释放初期对于药物在模拟胃和小肠溶出介质中的阻滞作 用不够，从而导致了药物在模拟结肠介质之前的提前释放。而以XG为结肠定位释 药载体在药物溶出实验的前期可以有效地降低药物的泄漏，但是XG对于酶没有响 应性。
(4)对KGM与XG的共混多糖作为结肠定位释药包衣载体的研究表明，包衣由 不同的多糖比例组成的释药体系，其对于药物在释放前期的阻滞作用以及在模拟结
72
肠液中对酶的响应性也不同，从而导致了药物释放行为的差异。包衣的质量不同对 药物的释放也有很大影响。其中使用0.40g包衣的KGM70体系，在体外释放实验 的前5h内药物泄漏低于6%，药物溶出实验进行24h时药物释放可以达到50%以上， 是一种比较理想的结肠定位剂型设计。
(5)本文还考察了在KGM30体系中包衣中乳糖比例的变化对于药物释放的影 响。实验表明，包衣材料中乳糖含量的提高可以加速药物的释放，并且降低了释药 体系对于酶的响应性。
(6)通过对于释放实验中药物释放延迟时间的考察，进一步分析了各种比例多 糖共混包衣在药物释放中的作用。
(7)使用不同的药物释放方程对实验数据进行拟合，结果表明在药物的释放主 要是以溶蚀方式进行的。
73
第四章多糖共混膜的制备与药物释放研究
膜技术正成为主导未来工业的高新技术之一，膜广泛应用于环保及人们的日常 生活的诸多领域。目前，对于多糖类膜的研究较多，多糖类所制成的膜主要有植物 多糖膜(葡甘聚糖、果胶、淀粉等)、动物多糖膜(壳聚糖、明胶等)以及微生物多糖膜 (微生物发酵产生的3-羟基丁酯、3-羟基戊酯等)[209]。关于KGM物理改性膜的研究 也有很多报道[119]。但目前尚无关于KGM药物释放改性膜的报道。为了进一步研究 酶降解下多糖对于药物释放的影响，本文制备了多糖共混制备膜材料，考察KGM 与XG共混多糖膜对酶的响应性以及控制药物释放的性能。由于药物从膜内降解与 片剂缓释包衣的原理类似，所以，研究药物的过膜释放对于材料在片剂包衣领域的 应用有一定的指导意义。
本文使用自制装置，考察了在酶降解条件下，药物通过多糖共混膜的药物释放 行为，对其释放机理进行了考察。
4.1材料与方法 4.1.1试剂与仪器
实验所用试剂及仪器见表4-1、表4-2所示。 表4-1实验用试剂一览表 Table 4-1 Chemicals used in the experiments
名称生产厂家级别
纯化魔芋精粉海南多环保健品有限公司北海分公司食品级
黄原胶山东金粟生物制品有限公司食品级
西咪替丁上海宝众制药公司医药级
HCl天津市翔宇化工工贸有限责任公司分析纯
磷酸二氢钾天津大学科威公司分析纯
磷酸氢二钾天津大学科威公司分析纯
P-甘露聚糖酶实验室自制
去离子水南开大学去离子水供应站
74
表4-2实验所用仪器一览表
Table4-2 Equipments used in the experiment
名称生产厂家型号/规格
电子天平梅特勒-托利多仪器(上海)有限公司A1-104
电热恒温鼓风干燥箱天津市中环实验电炉有限公司DH-101
紫外可见分光光度计上海精密科学仪器有限公司752型
电热鼓风干燥箱天津市三水科学仪器有限公司DH-101
智能溶出实验仪天津大学无线电厂D-800LS
混合纤维素酯微孔滤膜上海兴亚净化器材厂025, 0.8pm
恒温磁力搅拌器苏州市大隆仪器仪表有限公司85-2
4.1.2实验内容 4.1.2.1多糖共混膜的制备
在实验中，精确称量一定量的魔芋精粉，搅拌的同时缓慢地将称量后的多糖粉 末倾倒入一定量的去离子水中，充分混合，搅拌至溶液呈均质，配制浓度为0.5°%w/w 的溶液。同法制黄原胶〇.5°%w/w溶液。
在实验中，分别称取不同重量的KGM与XG溶液，于烧杯中混合，搅拌至两 者混合均匀，形成不同比例的多糖混合溶液，于离心机中8000rpm离心20分钟脱 泡。离心结束后，将一定质量脱泡后多糖共混溶液缓慢倾倒于有机玻璃培养皿中， 水平置于烘箱内，于60°C下干燥8h,揭膜，备用。
4.1.2.2共混膜的溶胀实验
取一定量制备好的多糖共混膜，称重。分别于恒温37C的去离子水、pH为1
的HCl溶液、pH6.8、pH7.4的磷酸盐缓冲液中溶胀，按一定的时间间隔取出膜，用
滤纸小心地吸去表面的溶液，称量，重复实验至溶胀平衡。计算其溶胀比(Q)。
Q=(Wt-W〇)/W〇(4-1)
其中Wt为湿膜重量，W0为干膜重量。结果为三次测量的平均值。
75
4.1.2.3使用多糖共混膜的药物释放实验
精确称取一定量西咪替丁原料药，置于自制装置(如图4-1)中，加一定量pH6.8 磷酸盐缓冲液配制成过饱和溶液，剪裁多糖共混膜，紧密夹于装置封口处，于膜上 滴加pH6.8磷酸盐缓冲液，待膜溶胀一段时间后，将装置倒置，固定于智能溶出仪 转杆上。采用与《中华人民共和国药典》中篮法相同的实验方法进行实验。量取配 制好的pH=6.8的磷酸盐缓冲液900ml，注入每个溶出杯内，在另外一个杯中放300ml 相同溶剂作为补加液体。调解温度使溶出杯中溶剂温度保持37±0.5°C，调节转篮转 速100r/min。将装置降入溶出杯液面以下，排空膜界面处空气，开始药物释放实验。 在规定的时刻取样，同时将相同体积的溶出介质补充到溶出杯中，待测样品经微孔 膜过滤后，在容量瓶中用同种溶剂稀释一定倍数，使用紫外分光光度计在对应波长 测定溶液的吸光度值，通过标准曲线方程得到所对应的药物释放度。
020
ZI
图4-1药物释放装置图 Figure4-1 The instrument of drug release
自制装置其尺寸可以与国家药典规定的溶出仪配合使用，即按照药典规定的条 件进行实验，这样实验得到的数据具有一定的可比性。为了考察酶的活性对于药物 释放的影响，在实验中，使用不同浓度的含P-甘露聚糖酶的pH=6.8磷酸盐缓冲液 作为溶出介质进行实验，以考察膜在酶降解的情况下的药物释放性能。
76
4.2结果与讨论
4.2.1多糖共混膜的溶胀性能
交联结构中的高聚物不能为溶剂所溶解，却能吸收一定量的溶剂而溶胀，形成 凝胶。在溶胀过程中，一方面溶剂力图渗入高聚物内部使其体积膨胀；另一方面， 由于交联高聚物体积膨胀导致网状分子链向三维空间伸展，使分子网受到应力而产 生弹性收缩能，力图使分子网收缩。魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，当这两种相反的倾向相互抵消时，达到了溶胀 平衡。交联高聚物在溶胀平衡时的质量与溶胀前质量之比称为溶胀比Q。在实验中， 考察了多糖共混膜在不同的溶液中的溶胀比，实验结果见表4-3。
表4-3不同比例的多糖共混膜的溶胀性能
Table 4-3 Swollen ability of polysaccharides mixed film
溶胀比(Q)
KG丄pH=1pH=6.8pH=7.4Deion water
8:263.9238.2244.9359.03
7:360.2523.0933.0976.38
6:438.9124.9430.0645.03
5:554.5015.3525.1852.04
4:644.3717.2616.8646.88
3:749.2318.9321.1163.70
2:842.5112.6915.3151.51
从表4-3中可以看出，不同KGM与XG比例的多糖共混膜，其在不同的溶胀 介质中的溶胀比也是不同的。相比之下，多糖共混膜在pH=1的HCl溶液与去离子 水中的溶胀比较高，而在pH为6.8和7.4磷酸盐缓冲液中的溶胀比相对较小。其中 最大的溶胀比为76.38，是KGM:XG为7:3的膜在去离子水中的溶胀比。最低的溶 胀比为12.69，是KGM:XG为7:3的共混膜在pH6.8磷酸盐缓冲液中的实验数据。 在相同的溶胀介质中，KGM含量相对较高的共混膜吸水能力较强，这可能是因为 魔芋葡甘聚糖具有优良的保水性。KGM的可以形成柔软的螺条，在螺条上带有十 分精致的、维持其构象的修饰基团——乙酰基，使之形成具有空隙的双螺旋结构， 这些糖链是游离的、可移动的，能保持大量水分，使KGM在冷水中溶解性好，溶 胀倍数大。而含有XG比例相对较多的多糖共混膜，在各种溶胀介质中的吸水性相 对较小。一方面由于黄原胶的吸水性能不及魔芋葡甘聚糖。另一方面也由于KGM
77
第四章多糖共混膜的制备与药物释放研究
与XG之间的相互作用，使其结构紧密，吸水后体积增加较少。
在多糖膜的制备过程中也可以观察到，在浓度为0.5%时，两种单一多糖的溶液 都表现出具有一定的粘度，但都保持了良好的流动性，都不能形成凝胶；但当两者 以一定比例混合时，会形成类似胶冻的共混产物，纯KGM多糖膜是一种透明度高， 相对比较柔软，但强度较低的膜；而纯XG多糖膜相比之下透明度较低，强度较高， 且表现出一定的脆性，易折断。经过共混之后的多糖膜，在膜强度提高的基础上， 膜的柔韧性也有所提高。
在药物通过膜的释放后期，释放速率都会提高，并且 在一定的时期会发生突释。分析原因，由于在释放过程中也伴随着膜中高分子链的 松弛与分子间作用的解除，从而表现为形成水凝胶的膜中分子链间空隙的增大，从 而使药物分子更容易从其间通过，表现为释放速率的增加。而酶对于KGM的降解 作用将其分子链剪切，从而增加了分子间的空隙。当分子链松弛达到一定程度时， 水凝胶膜的强度已经相当小，从而造成突释。从图中可以看出，突释发生的时间， 与多糖共混膜的组成有关，也与释放介质中的酶量有关。
4.2.3药物释放模型的选择
为了考察药物通过共混多糖膜的释放机制，本文分别利用零级模型、Higuchi 模型、一级模型、Hixson-Crowell模型、扩散-松弛模型及扩散-溶蚀模型对各个比例 药物释放曲线进行单元或多元线性拟合以确定药物释放的规律。对各模型拟合所得 的的回归方程的相关系数见表4-4。
表4-4药物过膜释放数据拟合的相关系数
Table 4-4 Correlation coefficients of the mathematical models
药物释放体系Zero-
orderFirst-
orderHixson
crowellDiffusion
relaxationDiffudion
erosion
KGM:XG介质酶活 (U-ml-1)Higuchi
00.92290.92130.92050.98500.96430.9875
0.0550.95280.94240.93260.99230.99040.9983
0.1100.92780.96390.91250.99640.98990.9981
0:10
0.1650.96250.94250.93260.99380.99440.9969
0.2200.87160.85110.88230.97020.90280.9798
0.2750.92290.92130.93250.98500.96430.9875
00.95250.95140.93250.99640.99540.9992
0.0550.94900.95300.93260.99620.99470.9990
0.1100.93940.95740.93260.99590.99330.9985
2:8
0.1650.91520.96820.90230.99420.99200.9976
0.2200.87560.97930.85680.99230.99060.9970
0.2750.88940.97800.86580.99420.99320.9975
83
00.99060.81260.95680.99680.99320.9983
0.0550.99300.85930.92530.99380.99400.9985
0.1100.97850.89080.92350.98600.98990.9977
3:70.1650.98230.96470.95620.97280.99330.9985
0.2200.75630.97470.96580.91940.97870.9980
0.2750.64700.98560.96580.92050.98610.9957
00.84370.98350.90210.95970.98890.9917
0.0550.81930.98260.93240.94900.98580.9906
0.1100.77190.97830.92110.92970.97930.9922
4:60.1650.71050.95830.90310.90350.95840.9855
0.2200.63360.94600.92310.87390.94720.9811
0.2750.50160.90760.92540.81160.91560.9650
00.89150.95150.93560.97950.97040.9823
0.0550.89430.90030.96470.96670.93650.9668
0.1100.90160.90760.91260.96860.94400.9688
5:50.1650.91070.91850.92350.97350.95420.9737
0.2200.92220.93010.93010.98270.96590.9827
0.2750.93590.94250.93280.99130.97920.9916
00.90340.93810.91230.98690.95900.9873
0.0550.99450.87680.86980.99450.99470.9952
0.1100.99380.87290.82360.99450.99390.9949
6:40.1650.86930.99110.90220.99310.99120.9938
0.2200.84480.63680.85680.99130.86310.9943
0.2750.82020.62300.83670.98550.84390.9896
00.96050.94570.93560.99580.99630.9980
0.0550.94200.95890.96870.98970.99730.9979
0.1100.87370.98060.90120.96860.99500.9978
7:30.1650.81760.98980.93680.96020.99410.9960
0.2200.95960.93400.93690.99070.98960.9936
0.2750.76370.99140.90230.94890.99210.9950
Mean0.87880.92530.91710.97070.97230.9912
SD0.10570.07780.03330.03740.03470.0091
从表4-4中可以看出，药物通过多糖共混膜的释放数据用扩散-溶蚀模型拟合的 相关系数最高，这与包芯片的拟合结果一致，当释放介质中存在酶时，由于膜的厚 度相比包芯片中的包衣厚度要小得多，因此，酶对于体系的降解作用会更加明显的 表现于溶蚀中，因此，扩散-溶蚀模型与扩散-松弛模型的相关系数差相对较大。
4.3本章结论
(1)制备了 KGM与XG的多糖共混膜，并在实验中考察了其在不同溶液中的溶 胀性能。实验结果表明，多糖共混膜在一定离子强度下的中性溶液中溶胀度较小， 而在去离子水以及pH较低的溶液中溶胀度较高。
(2)使用自制装置，结合药典实验方法，对于药物西咪替丁从多糖共混膜中的 扩散性能进行了考察。实验结果表明，多糖共混膜的KGM与XG比例不同，药物 通过膜向外扩散的行为也不同。当膜的组成一定时，在不含酶介质中的药物释放， 其释放速率基本恒定，说明药物从膜中向外扩散的过程是一个近似稳态的过程。在 释放后期，各个体系都会发生突释，分析原因是由于共混多糖膜中的分子链的降解 和松弛所致。
(3)酶的加入对于含有KGM的多糖共混膜中的药物释放起到了加速的作用，释 放介质中酶的浓度越高，其对于释放的加速作用越大。在释放体系中，膜中KGM 含量不同，膜对酶的响应性也不同，KGM含量较高的体系，其对于酶的响应性越 好。
85
第五章魔芋葡甘聚糖与黄原胶协同作用研究
在前面的研究中，利用魔芋葡甘聚糖与黄原胶之间的相互作用，制备了亲水性 凝胶骨架片与结肠定位包芯片。目前，关于魔芋葡甘聚糖与其它多糖共混改性的研 究已经进行了很多[210]，其中何东保等[211]对魔芋葡甘聚糖与黄原胶的相互作用进行 了初步研究。研究主要集中在两者共混凝胶的制备条件以及如何实现凝胶强度最大 化上，关于两者之间相互作用的机理却很少涉足。
在黄原胶与魔芋葡甘聚糖形成的共混多糖中，两种多糖以一定的相互作用混合 在一起，从而具有了与单纯组分不同的结构与性质。本文使用粘度计、傅立叶红外 光谱、圆二色谱、X射线衍射、X射线小角散射、原子力显微镜等对共混多糖的结 构与性能进行了考察，从而对多糖共混的进一步研究与应用提供有效的理论支持。
5.1材料与方法 5.1.1试剂与仪器
实验所用试剂及仪器见表5-1、表5-2所示。
表5-1实验用试剂一览表
Table 5-1 Chemicals used in the experiments
名称生产厂家级别
纯化魔芋精粉海南多环保健品有限公司北海分公司食品级
黄原胶山东金粟生物制品有限公司食品级
西咪替丁上海宝众制药公司医药级
NaCl天津市翔宇化工工贸有限责任公司分析纯
无水乙醇天津大学科威公司分析纯
超纯水实验室自制
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表5-2实验所用仪器一览表
Table5-2 Equipments used in the experiment
名称生产厂家型号/规格
电子天平梅特勒-托利多仪器(上海)有限公司A1-104
电热恒温鼓风干燥箱天津市中环实验电炉有限公司DH-101
电动搅拌器天津威华实验仪器厂WH7401-50B
冷冻离心机BECKMAN 公司AllgraTM 21R
冷冻干燥机LABCONCO 公司Freezone4.5
旋转蒸发器上海申生科技有限公司SENCO R502B
5.1.2实验内容
5.1.2.1魔芋葡甘聚糖与黄原胶的提纯 按照以下步骤提纯KGM:
1.称取魔芋精粉20g，在搅拌的状态下缓慢倒入80°C4000ml蒸馏水中，继续加热 搅拌15min。
2.静置2-4h后，4C下10000rpm离心分离20min。
3. 将离心分离后的上清液旋转蒸发，浓缩至1000ml左右。条件为：60C，60rpm。
4.以相同体积的无水乙醇沉淀浓缩液。
5.使用医用纱布过滤白色絮状沉淀。
6.将上述沉淀复溶于1000ml蒸馏水中，旋转蒸发除去残余乙醇。
7.把上述旋转蒸发后得到的粘稠液体，置于冻干盒内，冷冻24h后于真空冷冻干 燥机中干燥48h，即得纯化后的KGM。
使用相同的方法对黄原胶提纯，得到纯化后的XG。
5.1.2.2测试方法
1.多糖溶液的运动粘度测试
分别配制KGM、XG的0.5°%w/w的溶液，按照一定比例混合，混合均勻后， 使用DV II+ pro型旋转粘度计(Brookfield Inc., U.S.A.)，在室温(25C)，不同剪切速 度下，测量溶液的粘度值。
2.静态光散射(Static laser light scattering, SLS)
以0.1mol"L-1NaCl水溶液为溶剂，分别配制不同浓度的KGM、XG溶液，采用 BI-200SM型光散射仪(Brookhaven Inc., U.S.A.)使用静态光散射法，Zimm作图处理
87
数据求得其分子量。
3.傅立叶红夕卜光谱(Fourier transform infrared spectroscopy, FT-IR)
分别称取约1〇mg魔芋精粉、黄原胶以及KGM:XG=3:7共混产物，以KBr压片， 用FT3000型傅立叶红外光谱仪(BIO-RAD Co., Ltd. U.S.A.)测定其红外光谱。
4.圆二色谱(Circular Dichroism, CD)
使用水和0.1mol.L-1Naa溶液作为溶剂，将纯化后KGM、XG溶解，分别配制 不同比例的多糖0.02°%溶液。所得溶液经8000rpm离心，取上层清液过450^m过滤 膜，采用JASCO J-810型圆二色谱仪(Jasco Co., Ltd. japan)在200-300nm范围内对样 品进行扫描，样品池为0.5cm。
5.X-射线衍射(X-ray diffraction, XRD)
米用 X' pert pro 型 X 射线衍射仪(PANalytical Inc., Netherland)对 KGM、XG 以 及KGM:XG=3:7共混多糖膜进行测试。Co Ka射线源波长X=0.154nm，电压为45KV， 电流为30mA，扫描速度为6° /min，在3-80°范围内计数取点。
6.X 射线小角散射(Small-angle X-ray scatter, SAXS)
采用Nanostar型X-射线小角散射仪(Bruker AXS，Germany)对KGM、XG及共 混多糖膜进行测试。魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，Co Ka射线源(X=0.154nm)，电压为40KV，电流为20mA。在0 角为0.08-4.60°的范围内扫描，记录间隔为0.05°。
7.原子力显微镜(Atomic force microscopy, AFM)
米用 Nanoscope IIIa mmspm 型原子力显微镜(Digital Instrument Inc., U.S.A.)对 KGM、XG以及多糖共混溶液的样品进行测试。
以0.1mol.L-1Naa水溶液为溶剂，将KGM、XG以及两者一定比例共混产物配 置成浓度为0.02%的溶液，离心机8000rpm离心2h，后取上层清液经0.45pm微孔 过滤膜过滤后备用。将制备好的溶液小心滴于新劈开的云母片表面，静置，待溶剂 完全挥发后，采用tapping模式，观察样品，通过悬臂梁上的标准硅探针同时记录 高度和相结构信息。接触作用力控制在3-4nN量级以内，所有实验均在大气、室温 (25°C)及相对湿度30°%条件下完成。采用Nanoscope图像处理软件分析图像。
5.2结果与讨论
5.2.1 KGM与XG及共混多糖粘度测定
粘度特征是高分子物质所具有的独特性质，粘度的变化可以反映高分子之间的 相互作用。为了进一步考察多糖之间的相互作用，本文对两种多糖的0.5%水溶液在 共混后的粘度进行了考察。实验结果如图5-1所示。
88
图5-1不同比例共混多糖溶液的粘度 Figure5-1 Viscosity of KGM, XG and mixed polysaccharides solution
从图5-1可以看出，单一 KGM、XG以及各个比例的多糖共混溶液的粘度，都 随着剪切速度的变大而减小，表现出一种高分子溶液典型的剪切变稀性质。
单一的KGM和XG溶液在不同的剪切速率下的粘度都是较低的，而在相同的 剪切速率下，两者共混的溶液粘度随着两者比例的不同而变化，其中KGM:XG=3:7 的共混多糖溶液，其在各个剪切速度下的粘度都是最大的，说明在这个比例的共混 多糖中，KGM与XG分子间的相互作用较强，两者分子间形成的物理交联点较多， 从而共混凝胶表现出较差的流动性和较高的粘度。
分别为KGM、XG以及两者共混多糖在水溶液中20C的圆二色光谱。由 于黄原胶侧链上存在羧基，导致其在200-240nm存在光学活性，由图可以看出，XG 的椭圆率在204nm附近为最大值。而由于KGM所存在的乙酰基含量的缘故，其在 此位置的椭圆率要明显的低于XG的值。而在两者共混的溶液光谱中，共混多糖在 此区域的椭圆率要明显大于单一多糖的值，并且要高于两者的加和。据文献报道[214]， 使用DSC检测到XG在NaCl水溶液中无序-有序的转变温度Tm在43 C左右，而在 20C下，黄原胶的双螺旋结构分子在水的稀溶液中呈现一种无序的状态，与图中的 谱图相似。在共混多糖的光谱中可以观察到，其谱图表现一种有序的状态。为此， 本文以0.1mol-L-1NaCl为溶剂，配制了 XG的0.1%溶液，其不同温度的圆二色谱图 如图5-4所示。
8
-2
Wavelength(nm)
图5-4 XG在NaCl溶液中的CD谱图(——为20°C，为60°C)
Figure5-4 Circular dichroism of XG in NaCl solution
从图5-4中可以看出，在不同温度下，XG的谱图也不同，由于有盐的存在， 在一定的离子强度下，其在低温(20C)时为有序结构，在高温时，其结构变为无序。 通过比较图5-3和5-4可以发现，KGM与XG共混多糖的谱图与XG在NaCl溶液 中的谱图相似，也可以被认为是一种有序的结构，由于黄原胶的发色基团位于其侧 链上，所以可以认为KGM与XG的相互作用也发生在这个区域。这也与报道中使 用顺磁共振得到的结果一致[215]。
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5.2.5KGM与XG相互作用的X射线衍射研究
为了考察多糖共混产物的聚集态结构，本文利用X射线衍射(XRD)对KGM、 XG与KGM:XG=3:7共混多糖膜的结晶结构进行了考察，谱图如图5-5所示。
图5-5 KGM、XG及共混多糖的X射线衍射图 Figure 5-5 X-ray difFraction (XRD) patterns of polysaccharides
从X射线衍射图中可以看出，单一KGM表现出一种无定形的结构，在整个扫 描范围内没有明显的特征峰出现，这与文献报道的一致[216]。而从XG的图中可以看 出，在17°左右存在一个特征峰，这说明在黄原胶的结构中存在一定的结晶区域。 而在两者共混多糖的图中，在16°这个位置附近出现了相对较强的结晶峰，这说明 在两者共混的多糖中存在结晶有序结构，其与XG的峰位置并不完全相同，表明XG 中的有序结构主要参与了KGM与XG的相互作用。这也在一定程度上说明了，共 混多糖的性质更接近XG。
5.2.6KGM与XG相互作用的X射线小角散射研究
从XG的XRD曲线中可以看出，黄原胶中存在一定的结晶结构，而且在共混 多糖中这些结晶结构依然存在。但由于大部分的黄原胶以及魔芋葡甘聚糖分子结构 都为无定形，整个的共混多糖仍然显示出无定形的性质。而黄原胶结构中结晶的形 态与分布也在一定程度上影响了整个多糖共混结构的性态与结构。为了进一步研究
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两者共混多糖的相结构，本文利用X射线小角散射(SAXS)对KGM、XG以及 KGM:XG=3:7的多糖共混膜进行了测试。测试结果如图5-6。
图5-6 KGM、XG及共混多糖的X射线小角散射图 Figure5-6 SAXS curves of KGM, XG and the mixed polysaccharides
在文献报道[217]中，曾经使用X射线小角散射考察了黄原胶与透明质酸盐之间 的相互作用。从图5-6中可以看出，由于结晶结构在黄原胶中比例很少，并且与其 无定形相完全相容，所以其结晶成分在XG的SAXS散射曲线中表现出的非常不明 显，几乎被噪声淹没，这一点与文献报道相似。在多糖共混的曲线中，其峰值表现 得更加不明显。
相对于单一 XG,在共混多糖中的最大散射强度角度稍有降低，但并无明显区 别，可能是由于结晶结构所占比例较低所致。从图中可以看出，共混多糖的曲线与 黄原胶近似，说明共混多糖的性质与黄原胶更加接近。
5.2.7KGM与XG相互作用的原子力显微镜研究
原子力显微镜(AFM)是近10年来发展起来的一种研究微观世界的新方法，超越 了光和电子波长对显微镜分辨率的限制，并且能在三维立体上获得观察物质形貌特 征，采用tapping模式，可在不破坏分子链的情况下，直接观察多糖的分子形貌[218]。 本文采用原子力显微镜，在tapping模式下对KGM、XG和两者共混多糖的微观结 构进行了考察。
结论
多糖是一类重要的生物大分子，在自然界中具有举足轻重的地位。本文利用魔 芋葡甘聚糖与黄原胶之间的协同作用，利用魔芋葡甘聚糖-黄原胶共混多糖作为药物 载体，以西咪替丁为模型药物，制备了亲水性凝胶骨架缓释片、酶触发型结肠定位 包芯片与多糖共混膜；通过粘度测试、溶胀行为测试、红外光谱、圆二色谱、x射 线衍射、小角x射线散射与原子力显微镜等对共混多糖的协同作用机制进行了考察; 建立了基于生物酶解KGM为零级过程的药物释放动力学模型。主要结论如下：
(1)采用湿法制粒，制备了以KGM与XG共混多糖作为药物缓释载体的西咪替 丁亲水凝胶骨架片，考察了多糖比例等制备条件对亲水性凝胶骨架缓释片的制备及 药物释放的影响。研究表明，一定比例魔芋葡甘聚糖与黄原胶共混多糖作为亲水性 凝胶骨架片的释药载体，可以达到较好的药物缓释目的。亲水性凝胶骨架片的制备 过程和体外药物释放实验表明，KGM:XG=3:7时，以水作为润湿剂可以达到较好的 制粒效果；药物西咪替丁从体系内向外释放的速度最慢，缓释效果较好。比较使用 魔芋葡甘聚糖与黄原胶共混、HPMC和魔芋葡甘聚糖-羧甲基淀粉共混作为缓释载体 的体外药物释放实验结果表明，以KGM与XG共混产物作为缓释载体有更强的药 物阻滞效果。采用经验模型对KGM与XG共混多糖作为缓释载体的骨架片的药物 释放数据进行拟合，其中多糖比例为KGM:XG=3:7的骨架片的药物释放行为在释放 的主要过程中符合零级释放的要求。
(2)使用魔芋葡甘聚糖、黄原胶以及两者的共混多糖作为结肠定位释药系统的 释放包衣载体，制备了西咪替丁结肠压制包芯片。体外释药研究表明，一定比例的 共混多糖作为结肠定位的释药载体，可以达到结肠定位给药的要求。研究中比较了 不同酶活的P-甘露聚糖酶溶液与大鼠盲肠内容物4%w/w溶液中药物释放性能的差 异，实验结果表明，KGM可以被大鼠盲肠内的细菌产生的酶降解，并且其降解能 力与0.220U.ml-1的P-甘露聚糖酶溶液降解KGM的能力相近。KGM作为结肠定位 释药载体，在模拟结肠溶出介质中表现出良好的酶响应性，并迅速释放出药物，但 是XG对于酶没有响应性。使用0.40g包衣的KGM70体系，在体外释放实验的前 5h内药物泄漏低于6%，药物溶出实验进行24h时可以达到50%以上，是一种比较 理想的结肠定位剂型设计。对于药物从包芯片中的释放机理的分析表明，药物主要 是以溶蚀方式向介质中释放。
(3)为了进一步研究药物通过多糖凝胶体系的释放规律，本文考察了不同比例
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的多糖共混膜的溶胀行为；并且采用自制装置，结合药典实验方法，对在P-甘露聚 糖酶降解KGM的过程中，药物通过多糖共混膜的释放行为进行了考察。实验结果 表明，不同组成的的多糖共混膜，其对于药物释放的影响不同；释放介质中酶的加 入会对体系中药物释放起到加速的作用。
(4)利用粘度计对多糖之间协同作用进行了考察，粘度测试结果表明，在 KGM:XG=3:7时，KGM与XG分子间的相互作用较强，两者分子间形成的物理交 联点较多，从而此时共混多糖表现出较差的流动性和较高的粘度；此外，各种比例 共混多糖溶液都显示出假塑性流体的性质;FT-IR谱图结果表明，在共混多糖中KGM 与XG分子间存在强烈的氢键相互作用。圆二色谱图结果说明由于KGM与XG之 间存在强烈的相互作用，共混多糖分子链呈现一种有序的结构状态；使用X射线衍 射和小角X射线散射考察了 KGM、XG与共混多糖的聚集态结构，研究结果表明， KGM为无定形结构，XG结构中有少量结晶结构存在，且这部分XG有序结构主要 参与了与KGM的相互作用区域的形成；原子力显微镜考察KGM、XG和共混多糖 溶液中分子链形态，结果表明，共混多糖中KGM与XG在溶液中以一定的规律形 成三维网状结构，据此建立了两种多糖在分子间相互作用的模式图，即：相互作用 网络主要通过XG进行联结，KGM与XG相互作用在网格点上，同时网格间有部分 游离的KGM与XG。
(5)研究了在酶解条件下药物通过多糖共混膜的释放行为，建立了在酶解条件 下多糖共混膜的释药模式图。结合生物酶解过程的米氏方程，建立了基于生物酶解 KGM为零级过程的药物释放动力学模型；比较分子链剪切为一级过程的动力学方 程，本文建立的模型实验数据拟合效果相对较好，且模型中各参数的物理意义明确， 与酶解过程特性参数的关联性很好，这对于酶解过程中药物释放行为的研究具有重 要的指导意义。
7.2展望
(1)本文制备了使用魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的西咪替丁 亲水性凝胶骨架片和结肠定位压制包芯片，并进行了体外释放研究。为了进一步探 索共混多糖的应用范围，魔芋葡甘聚糖和黄原胶共混多糖作为释药载体的研究，提高辅料的应用价值，应以不同性质的药物作为模型药物 进行药物释放的考察，并使用共混多糖制备其他的剂型以进行药物释放研究，扩大 其应用领域。
(2)魔芋葡甘聚糖是一种可以被生物酶解的多糖，在实验中，魔芋葡甘聚糖与 黄原胶的共混产物仍然保持了一定的酶响应性，但对于酶在共混凝胶中的作用机理 及作用动力学，以及在酶解过程中整个共混凝胶中的分子量变化等，有必要进行深 入的研究，以便于建立更好的酶解作用下的释药动力学模型。
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(3)本文制备的亲水性凝胶骨架片和结肠定位包芯片在体外的溶出实验中取得 了较好的效果，应进行动物以及志愿者的体内药物释放的评价，通过血药浓度的测 试以及Y-闪烁扫描法来考察所制备剂型的体内外相关性。
(4)为了进一步研究考察水凝胶中药物释放行为的规律及机理，对于多糖共混 凝胶的性质应进行更加细致的考察。为了研究不同性质药物与多糖水凝胶之间的相 互作用关系，有必要改变模型药物以考察药物的理化性质不同对于其释放性能的影 响及药物与水凝胶之间的相互作用。并且将不同性质药物在多糖膜酶解过程中的释 放数据来对动力学模型进行验证。
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