李鉉煥 ，呂慧俠，諸呂鋒

（1. 中國藥科大學(xué)藥學(xué)院，江蘇 南京 211198；2. 上海合全藥物研發(fā)有限公司藥物固態(tài)研發(fā)部藥物表征中心，上海 200131）

透皮藥物遞送系統(tǒng)（transdermal drug delivery system，TDDS）作為一種極具前景的全身給藥方式，與傳統(tǒng)的口服、靜脈注射與皮下注射等方式相比操作更容易、便捷，在提高患者順應(yīng)性的同時也能夠避免首過效應(yīng)與藥物副作用。皮膚作為人體的最大器官，同時也是人體抵御外來微生物和化學(xué)物質(zhì)的第一道防線，其藥物通透性較低，與胃腸道及肺部上皮細胞相比存在數(shù)量級差異[1]。因此，如何通過人體皮膚的諸多屏障便是藥物透皮遞送時面臨的第一個問題。近20年來，隨著納米技術(shù)的不斷發(fā)展，各類納米制劑越來越廣泛地被應(yīng)用于透皮給藥[2]。這些納米制劑透皮遞送系統(tǒng)因其納米級的尺寸和獨特的理化性質(zhì)，可大幅增強藥物對皮膚的滲透，提高藥物的透皮效率。本文將結(jié)合近5年來的文獻報道，對各類納米制劑透皮遞送系統(tǒng)的概況、制備方法、優(yōu)勢以及研究進展進行綜述。

1 皮膚屏障

1.1 皮膚生理結(jié)構(gòu)

人體皮膚由組成與結(jié)構(gòu)各不相同的三層構(gòu)成，由外至內(nèi)分別為表皮、真皮及皮下組織，此外還有毛囊、汗腺、皮脂腺等附屬器。表皮由外向內(nèi)又可分為角質(zhì)層（stratum corneum，SC）、透明層、顆粒層、棘狀層和基底層。其中除角質(zhì)層外的四層由活細胞構(gòu)成，統(tǒng)稱為活性表皮；而角質(zhì)層主要由死亡脫水的無核角質(zhì)細胞以及角質(zhì)細胞間的脂質(zhì)基質(zhì)構(gòu)成。角質(zhì)層內(nèi)部結(jié)構(gòu)排列緊密且高度疏水，這使其在皮膚滲透屏障中起到了主要作用。角質(zhì)層結(jié)構(gòu)一般被簡單表示為“磚與砂漿”模型，即角質(zhì)細胞類似于磚塊層疊交錯排布，脂質(zhì)基質(zhì)則填充于角質(zhì)細胞間隙，但這一模型并不完全準確。脂質(zhì)基質(zhì)的新模型包括不對稱（雙分子層展開）模型、域鑲嵌模型、三明治模型、單凝膠相模型等[3]，更好地描述了脂質(zhì)基質(zhì)的體系結(jié)構(gòu)。表皮之下的真皮由纖維網(wǎng)絡(luò)、基質(zhì)和細胞構(gòu)成，纖維網(wǎng)絡(luò)是由膠原蛋白、彈性蛋白等形成的密集網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)，可為皮膚提供機械強度；基質(zhì)主要由多種親水的蛋白多糖組成，填充于纖維網(wǎng)絡(luò)間；真皮內(nèi)的細胞主要為成纖維細胞，其次則是巨噬細胞、肥大細胞、樹突狀細胞等免疫細胞，負責皮膚的免疫反應(yīng)。此外，毛細血管、淋巴管、神經(jīng)末梢以及各種附屬器的根部也處于真皮層。皮膚最深層的皮下組織主要由疏松結(jié)締組織和脂肪組成，起到緩沖、儲能等作用。

1.2 皮膚吸收途徑

藥物透過皮膚進入體循環(huán)的途徑包括表皮途徑和附屬器途徑（見圖1）[4]。表皮途徑是藥物透過表皮進入真皮，后擴散進入毛細血管，進而轉(zhuǎn)移至體循環(huán)的過程。表皮途徑包括跨細胞途徑以及細胞間隙途徑，其中藥物分別穿過角質(zhì)細胞擴散和經(jīng)角質(zhì)細胞間的脂質(zhì)基質(zhì)擴散。表皮途徑中藥物主要通過皮膚表面與皮膚深層間的濃度差進行被動擴散轉(zhuǎn)運，而角質(zhì)層特殊的組成與結(jié)構(gòu)使其成為了藥物轉(zhuǎn)運時的主要屏障[5]。在附屬器途徑中，藥物則是通過皮膚附屬器的開口直接進入真皮并到達體循環(huán)。

圖1 藥物透皮吸收途徑Figure 1 The transdermal absorption pathway of drugs

一般而言，表皮途徑是藥物透皮吸收的主要途徑，而附屬器途徑的藥物吸收雖然穿透速率更快，但附屬器只占皮膚表面積的0.1%[6]，因此當表皮途徑的藥物吸收達到穩(wěn)態(tài)后，附屬器途徑的吸收可以被忽略。不過對于離子型藥物和親水大分子藥物而言，其在角質(zhì)層中極難滲透，因此該類藥物以附屬器途徑吸收為主[7]。此外，脂質(zhì)納米粒（lipid nanoparticle，LN）、聚合物納米粒（polymer nanoparticle，PNP）、納米晶體（nanocrystal，NC）等納米制劑能夠在毛囊內(nèi)聚集形成藥物儲庫，通過附屬器途徑加快藥物透皮吸收。

2 藥物透皮吸收促進方法

2.1 化學(xué)促滲劑

化學(xué)促滲劑指能夠與角質(zhì)層（主要與其中的脂質(zhì)基質(zhì)）產(chǎn)生相互作用，降低角質(zhì)層的滲透屏障，從而提高藥物的滲透效率的物質(zhì)[8]。理想的化學(xué)促滲劑應(yīng)當是無毒、無刺激性、無過敏性、迅速起效、不具備藥理活性且不與藥物或輔料發(fā)生反應(yīng)的；此外，化學(xué)促滲劑對皮膚的作用應(yīng)是可逆的，即去除促滲劑后皮膚可以快速且完全地恢復(fù)，同時不損失內(nèi)源性物質(zhì)。然而，目前用作促滲劑的化合物尚未能滿足以上所有要求，大部分促滲劑在提高皮膚通透性的同時也會帶來相應(yīng)的刺激性[9]。

目前常見的促滲劑包括：1）脂肪酸及其衍生物，如油酸、月桂酸、單油酸甘油酯等；2）萜類化合物，如薄荷醇、檸檬烯、法尼醇等；3）醇類化合物，如乙醇、異丙醇、月桂醇、肉豆蔻醇等；4）表面活性劑，如十二烷基磺酸鈉、吐溫80、卵磷脂等；5）亞砜類化合物，如二甲基亞砜、癸基甲基亞砜等。

2.2 物理促滲技術(shù)

物理促滲根據(jù)基本原理分為兩類：一是直接促滲，即使用機械方法或外部能量暫時、局部地破壞角質(zhì)層屏障；二是間接促滲，即通過外加能量場對藥物分子的作用力促進藥物滲透。常用的物理促滲方法總結(jié)于表1。

表1 常用物理促滲方法Table 1 Commonly used physical methods for penetration enhancement

各種物理促滲技術(shù)也可聯(lián)合應(yīng)用，常見方法是將直接促滲與間接促滲相結(jié)合。Noh等[10]聯(lián)合使用微針和離子導(dǎo)入技術(shù)，將其作為重組人生長激素的促滲手段，結(jié)果表明高電流密度的陽極離子導(dǎo)入增強了藥物在微針產(chǎn)生的微通道內(nèi)的滲透，很好地克服了大分子生物藥物透皮給藥困難的障礙。

除此之外，近年來一些新的物理促滲手段也在不斷出現(xiàn)。Xie等[11]與Miao等[12]將中醫(yī)的傅氏拔罐療法應(yīng)用于透皮促滲，通過罐內(nèi)負壓以及“搖罐”、“走罐”等刺激方式提高角質(zhì)層通透性、增加皮膚血流量。實驗結(jié)果表明傅氏拔罐療法可以顯著提高數(shù)種藥物的滲透效率，具備較高的臨床應(yīng)用價值，為藥物透皮促滲提供了新的思路。

3 納米制劑透皮遞送系統(tǒng)

納米制劑指尺寸在1000 nm以下的藥物載體或藥物顆粒，其納米尺寸能夠帶來獨特的物理與化學(xué)性質(zhì)。目前研究中常用于透皮遞送系統(tǒng)的納米制劑包括納米乳（nanoemulsion）、脂質(zhì)納米囊泡（lipid-based nano-vesicle）、LN、PNP、NC、溶致液晶（lyotropic liquid crystal，LLC）等。這些納米制劑通過獨特的滲透促進機制和藥物釋放機制為透皮遞送提供了新的平臺，其在藥物透皮遞送和制劑制備等方面的優(yōu)缺點總結(jié)于表2。

表2 各類納米制劑優(yōu)缺點比較Table 2 Comparison of advantages and disadvantages of different nanopreparations

3.1 納米乳

納米乳是由2種不相溶液體組成的膠體體系，分散相平均粒徑一般在10 ～ 100 nm，其外觀呈透明或半透明狀，光學(xué)上表現(xiàn)為各相同性。納米乳的制備方法分為低能與高能這2種。低能方法包括相轉(zhuǎn)化技術(shù)與自乳化技術(shù)[19]。其中，相轉(zhuǎn)化技術(shù)系通過改變溫度或混合體系中的油-水比例進而改變表面活性劑的油-水分配系數(shù)，實現(xiàn)乳化；自乳化技術(shù)系在溫和的攪拌條件下，向油/表面活性劑混合體系中加入水相（或向水/表面活性劑混合體系中加入油相），形成納米乳滴。高能方法是通過高壓均質(zhì)、微流化、超聲破碎等機械方法，在外部能量的作用下將乳滴破碎至納米級別[20]。

與微乳相比，納米乳是一種動力學(xué)穩(wěn)定而熱力學(xué)較不穩(wěn)定的體系，納米乳相比于形成前的相分離狀態(tài)具有更高的自由能（微乳則相反）[21]，這導(dǎo)致納米乳在制備時需要更高的外部能量輸入。此外，微乳體系對于表面活性劑的要求較高，需要其具備很強的降低表面張力的能力，相比之下納米乳的表面活性劑不僅選擇范圍更廣，所需用量也更低[21-22]，因此納米乳在毒理學(xué)方面具有更好的安全保證。

Hussain等[23]使用自乳化法制備并優(yōu)化了抗生素利福平的陽離子納米乳凝膠劑，該制劑在離體皮膚滲透實驗中藥物滲透通量為藥物混懸凝膠的7.43倍，且24 h后的皮膚滯留量達到994.40 μg · cm-2；藥代動力學(xué)實驗結(jié)果顯示，該制劑涂布于皮膚后的藥峰濃度（Cmax）與AUC0-∞分別為口服藥物混懸液的4.34倍和4.74倍，表明該制劑在治療全身和皮膚結(jié)核方面具有良好前景。Razzaq等[24]創(chuàng)新性地以丁香油為油相基質(zhì)，開發(fā)了格列美脲親水復(fù)合物的納米乳凝膠劑，顯著提高了格列美脲的體外釋放與皮膚滲透；同時，動物實驗表明，該制劑相比于市售的口服格列美脲具有更長的降糖維持時間，提高了總體治療效果。這一制劑使丁香油與格列美脲達到協(xié)同降糖目標，且有希望規(guī)避口服格列美脲帶來的副作用和低依從性，為糖尿病治療提供了有價值的新型給藥策略。

3.2 脂質(zhì)納米囊泡系統(tǒng)

脂質(zhì)納米囊泡是一類由脂質(zhì)雙分子層構(gòu)成的載藥微粒，包括傳統(tǒng)脂質(zhì)體（liposome）以及在其基礎(chǔ)上發(fā)明的傳遞體（transfersome）、醇質(zhì)體（ethosome）、醇傳遞體（transethosome）、萜質(zhì)體（invasome）等，常見脂質(zhì)納米囊泡的結(jié)構(gòu)如圖2所示。脂質(zhì)囊泡的親脂性使其能夠與角質(zhì)層內(nèi)的脂質(zhì)相溶并穿過角質(zhì)層，從而表現(xiàn)出優(yōu)異的促滲性能；同時它們還可以作為藥物的局部儲庫，延長藥物滯留時間[25]。脂質(zhì)囊泡的納米級尺寸也可以進一步增強藥物滲透：一般來說，600 nm以下的囊泡可以進入角質(zhì)層，300 nm以下的囊泡可以穿透至表皮深層，而70 nm以下的囊泡可以同時傳遞到活表皮和真皮層[26]。此外，脂質(zhì)囊泡系統(tǒng)的特殊結(jié)構(gòu)使其對于藥物的親水/親脂性并無特殊要求——親水性藥物可被負載于脂質(zhì)雙分子層內(nèi)部的水性介質(zhì)中，親脂性藥物則被負載于脂質(zhì)雙分子層的夾層內(nèi)。

圖2 脂質(zhì)納米囊泡結(jié)構(gòu)示意圖Figure 2 Schematic diagram of lipid-based nano-vesicles

目前脂質(zhì)囊泡最常用的制備方法是薄膜水合法，大致制備流程為：首先將脂質(zhì)溶解于有機溶劑，隨后在真空環(huán)境下?lián)]發(fā)溶劑，使脂質(zhì)沉積為薄膜，最后用含水緩沖液使脂質(zhì)自發(fā)溶脹，發(fā)生水合形成脂質(zhì)囊泡[27]。此外，通過高壓均質(zhì)、擠出或超聲等方法可以進一步降低脂質(zhì)囊泡的粒徑[28]。

3.2.1 脂質(zhì)體 脂質(zhì)體最早由Bangham等[29]于20世紀60年代提出，由磷脂（通常為天然磷脂酰膽堿，如大豆或雞蛋提取的卵磷脂）組成并以膽固醇作為穩(wěn)定劑。然而，由于傳統(tǒng)脂質(zhì)體作為經(jīng)皮給藥載體時滲透效率不高，難以將藥物輸送至體循環(huán)[30]，因此目前基于傳統(tǒng)脂質(zhì)體的皮膚給藥基本為局部給藥而非透皮全身給藥[31-33]。

3.2.2 醇質(zhì)體 Touitou等[34]于2000年提出了醇質(zhì)體，這是一類由磷脂和高含量乙醇（20% ～ 50%）構(gòu)成的囊泡系統(tǒng)。在醇質(zhì)體中，乙醇與磷脂分子的極性頭部相互作用，提高磷脂的流動性，使囊泡具有更高的彈性與變形性，更易通過皮膚孔隙；同時，乙醇也會與角質(zhì)層內(nèi)的脂質(zhì)作用并增加其流動性，從而提高角質(zhì)層通透性[35]。此外，醇質(zhì)體在進入角質(zhì)層后會與角質(zhì)層脂質(zhì)融合，進而滲透至更深層并釋藥[36]。乙醇的加入還能夠使囊泡帶負電荷，通過靜電斥力防止囊泡聚集且有利于小粒徑囊泡的形成，并提供一定的空間穩(wěn)定性[37-38]。

Dave等[39]研制并優(yōu)化了載有氯沙坦鉀醇質(zhì)體的貼劑，將其用于高血壓治療，最終制備的醇質(zhì)體包封率高達89.21%±2.82%，體外藥物釋放率在72 h達到86.45%±0.02%。在體內(nèi)實驗中，高血壓模型大鼠在施用氯沙坦鉀醇質(zhì)體貼劑后降壓效果可持續(xù)至48 h，相比于普通給藥對照組（降壓效果持續(xù)時間為4 h）顯著延長，有助于高血壓患者的長效降壓治療。El-Shenawy等[40]制備并優(yōu)化了非布索坦（FXT）醇質(zhì)體，隨后開發(fā)了負載FXT醇質(zhì)體的凝膠劑。體外滲透實驗顯示，F(xiàn)XT醇質(zhì)體凝膠的滲透通量（14.22±2.33 μg · cm-2· h-1）顯著高于純藥物凝膠（9.44±1.16 μg · cm-2· h-1）。體內(nèi)藥代動力學(xué)研究顯示，相比于口服市售片劑，F(xiàn)XT醇質(zhì)體凝膠給藥后的Cmax、血藥濃度達峰時間（Tmax）及AUC0-t均顯著提高，表明該制劑在提高生物利用度的同時可以延長藥效持續(xù)時間?？紤]到FXT醇質(zhì)體凝膠可以避免口服片劑的高給藥頻率和副作用，這無疑為痛風治療提供了一種應(yīng)用前景良好的給藥途徑。

3.2.3 傳遞體 傳遞體又被稱為超柔性脂質(zhì)體，是由脂質(zhì)雙分子層骨架、邊緣激活劑以及低含量乙醇組成的囊泡體系。傳遞體中的邊緣激活劑通常是大曲率半徑的單鏈表面活性劑（如吐溫、司盤、膽酸鈉、甘草酸二鉀等）[41]，它們能低程度地破壞脂質(zhì)雙分子層結(jié)構(gòu)，賦予傳遞體比傳統(tǒng)脂質(zhì)體更高的彈性與變形性，使傳遞體完整通過遠小于自身尺寸的皮膚孔隙[42]。邊緣激活劑濃度是影響傳遞體性質(zhì)的關(guān)鍵因素，適當?shù)倪吘壖せ顒?磷脂比例可以提高傳遞體彈性，減小傳遞體在透過皮膚時破裂的概率[43]；但過高的邊緣激活劑濃度會導(dǎo)致磷脂/邊緣激活劑聚集體的形成（如混合膠束等），使藥物包封率下降[44]。

Balata等[45]制備了攜帶鹽酸伊伐布雷定（IVB）傳遞體的透皮膜制劑，相比于負載純IVB的透皮膜，該制劑在離體皮膚滲透實驗中的滲透通量、滲透系數(shù)和滯后時間均顯著提高。在藥代動力學(xué)實驗中，與口服給藥相比，IVB傳遞體透皮膜給藥后的Cmax有所下降而Tmax則延長至3倍，呈現(xiàn)出更良好的藥物釋放曲線；同時AUC0-∞顯著提高（為口服給藥的2.4倍），表現(xiàn)出更好的生物利用度。Mahmood等[46]以司盤80和司盤85作為復(fù)合邊緣激活劑制備了鹽酸雷洛昔芬傳遞體的凝膠劑，與載藥傳統(tǒng)脂質(zhì)體的凝膠劑、載藥乙醇-水凝膠以及市售口服藥物相比，該制劑在藥代動力學(xué)實驗中的Cmax、Tmax、AUC0-∞及消除半衰期均顯著更高，表現(xiàn)出更優(yōu)秀的生物利用度。

3.2.4 醇傳遞體 醇傳遞體結(jié)合了醇質(zhì)體和傳遞體的特征，同時含有邊緣激活劑和高含量乙醇。與醇質(zhì)體和傳遞體相比，醇傳遞體綜合了二者的優(yōu)勢，在包封率、穩(wěn)定性、滲透性等方面通常優(yōu)于前兩者[47-49]。

Albash等[50]將奧美沙坦美多索米（OLM）負載于醇傳遞體并進行了優(yōu)化，在體外皮膚滲透實驗和表征中證實，該制劑具有比OLM傳遞體更高的彈性和更強的皮膚滲透能力。在藥效研究中，相比于市售的口服OLM片劑，OLM醇傳遞體將有效降壓時長由6 h延長至24 h，且24 h后的血壓數(shù)據(jù)與陰性對照組間無顯著差異。Kumar等[51]制備了鹽酸普萘洛爾醇傳遞體凝膠劑，藥動學(xué)實驗結(jié)果顯示，該制劑可使有效血藥濃度維持24 h，其Cmax和AUC0-t相較于市售片劑分別提高了2.06倍和3.24倍，很好地規(guī)避了普萘洛爾口服給藥時頻率高、首過效應(yīng)強等缺點。

3.2.5 萜質(zhì)體 與傳統(tǒng)脂質(zhì)體不同，萜質(zhì)體的脂質(zhì)雙分子層骨架中除了少量乙醇還含有單種或多種萜類化合物。萜類物質(zhì)不僅可以干擾脂質(zhì)骨架結(jié)構(gòu)，提高囊泡的彈性和變形性，還可以作為促滲劑破壞角質(zhì)層結(jié)構(gòu)，進而提高滲透效率[52-53]。

Ammar等[54]制備了鹽酸伐地那非（VRD）萜質(zhì)體，該萜質(zhì)體在體外透皮實驗中0.5與12 h的累積藥物滲透百分率與穩(wěn)態(tài)通量均顯著高于藥物混懸液。該課題組還基于已有的臨床藥代動力學(xué)數(shù)據(jù)驗證并建立了生理藥代動力學(xué)（PBPK）模型，并利用該模型模擬了成年人和老年人分別接受VRD萜質(zhì)體透皮給藥和口服VRD混懸液后的血藥濃度曲線。根據(jù)模擬結(jié)果，兩類人群在萜質(zhì)體透皮給藥后均表現(xiàn)出更低的Cmax和更高的Tmax，同時AUC0-t值提高了1倍，表現(xiàn)出更長效、更穩(wěn)定的釋藥特點。El-Tokhy等[55]制備了馬來酸阿森納平（ASPM）的萜質(zhì)體，該萜質(zhì)體透皮給藥后相比于靜脈注射和口服給藥表現(xiàn)出更高的Cmax和Tmax，生物利用度達到口服給藥的15倍；同時，ASPM經(jīng)靜脈注射和口服給藥24 h后便幾乎完全消除，而萜質(zhì)體給藥后的釋藥可達72 h以上，非常適合ASPM治療精神疾病的給藥需求。

3.3 脂質(zhì)納米粒

LN是一類由乳化劑穩(wěn)定脂質(zhì)分散相從而形成的膠體體系，根據(jù)其中脂質(zhì)分散相的不同又可分為固體脂質(zhì)納米粒（solid lipid nanoparticle，SLN）和納米結(jié)構(gòu)脂質(zhì)載體（nanostructured lipid carrier，NLC）。與納米乳劑和脂質(zhì)囊泡系統(tǒng)相比，LN在維持和控制藥物釋放方面更具優(yōu)勢[56]。同時，LN的制備工藝較簡單且可拓展，包括高壓均質(zhì)、乳化法、超聲法等[57-58]。不過通過查閱文獻發(fā)現(xiàn)，LN的經(jīng)皮應(yīng)用多集中于局部給藥，而在透皮給藥方面應(yīng)用較少，且常常局限于體外評價。在此值得強調(diào)的是，透皮給藥系統(tǒng)的有效性須通過體內(nèi)藥代動力學(xué)研究才能被證明。

3.3.1 固體脂質(zhì)納米粒 SLN是由固體脂質(zhì)作為分散相，并在脂質(zhì)顆粒外覆蓋單層表面活性劑分子，使其穩(wěn)定而形成的納米分散體系。SLN體系的脂質(zhì)內(nèi)核對脂溶性化合物的負載量較大，且能提高其穩(wěn)定性，使藥物免受氧化、光降解和水分等因素影響[59-60]。SLN在被應(yīng)用于皮膚后能夠黏附于皮膚表面并通過配方脂質(zhì)與角質(zhì)層脂質(zhì)間的相互作用穿透角質(zhì)層，從而達到促滲效果。此外，SLN的促滲功能還來源于其強閉塞性——即涂布于皮膚后能夠減少皮膚水分流失，提高角質(zhì)層含水量，使角質(zhì)層結(jié)構(gòu)松散，進而提高藥物透過角質(zhì)層的效率[61]。

Dudhipala等[62]開發(fā)并優(yōu)化了羅匹尼羅SLN（RP-SLN）的凝膠劑，將其用于帕金森病治療。體外滲透實驗表明，RP-SLN凝膠相比于純藥物凝膠具有促滲和緩釋特性。在藥代動力學(xué)研究中，RP-SLN凝膠經(jīng)皮給藥的生物利用度是純藥物混懸凝膠的2.0倍，是RP-SLN口服給藥的1.8倍。在藥效學(xué)實驗中，相比于使用藥物混懸凝膠經(jīng)皮給藥組和藥物混懸液口服給藥組，RP-SLN凝膠組的帕金森病模型大鼠在給藥后其谷胱甘肽含量、多巴胺含量等指標的顯著改善，證實RP-SLN凝膠有助于帕金森病模型大鼠的恢復(fù)。Gaur等[63]制備了姜黃素SLN（Cur-SLN）凝膠，并對其脂質(zhì)組成進行優(yōu)化，結(jié)果表明以神經(jīng)酰胺/棕櫚酸作為脂質(zhì)內(nèi)核的Cur-SLN具備最佳的滲透性質(zhì)。優(yōu)化后的Cur-SLN凝膠的絕對生物利用度相比于市售凝膠劑由小于1%提升至68.12%；此外，優(yōu)化后的Cur-SLN凝膠在大鼠足腫脹模型中用藥后6 h的水腫抑制率達到90.75%，而市售凝膠劑僅有50.54%。

3.3.2 納米結(jié)構(gòu)脂質(zhì)載體 NLC與SLN結(jié)構(gòu)類似，不同之處在于NLC的脂質(zhì)內(nèi)核由固體脂質(zhì)與液體脂質(zhì)混合形成。液體脂質(zhì)的存在能夠降低固體脂質(zhì)重結(jié)晶的概率，提高NLC的載藥能力，同時防止藥物在儲存過程中泄露[61,64]。

Kapoor等[65]制備并優(yōu)化了氨氯地平NLC（AM-NLC），優(yōu)化后的AM-NLC具備較高透皮通量（58.33 μg · cm-2· h-1）和包封率（88.11%），且具有較長釋放時間。基于AM-NLC開發(fā)的凝膠劑在體內(nèi)藥代動力學(xué)實驗中相比于口服市售片劑具有更低的Cmax和更高的Tmax；同時，AM-NLC凝膠劑的AUC0-t亦有所提高，其生物利用度為市售片劑的1.23倍。Pandey等[66]研制并優(yōu)化了載有瑞格列奈NLC（RG-NLC）的凝膠劑，該制劑在大鼠模型中的生物利用度為口服片劑的2.0倍，緩釋時間也達到24 h，表現(xiàn)出經(jīng)皮給藥治療糖尿病的潛力。

3.4 聚合物納米粒

PNP是由無毒、具有生物黏附性且能生物降解的聚合物組成的納米顆粒，這些聚合物可以是合成的[如聚乳酸（PLA）、聚乳酸-羥基乙酸共聚物（PLGA）等]，也可以是天然的（如殼聚糖、明膠等）[67]。根據(jù)結(jié)構(gòu)不同，PNP又可分為納米囊（nanocapsule）和納米球（nanosphere）：納米囊由聚合物殼以及內(nèi)部包裹著的液體或半固體載藥基質(zhì)構(gòu)成，而納米球則是全部由聚合物構(gòu)成的固體顆粒。由于自身的剛性結(jié)構(gòu)，PNP無法完整穿過角質(zhì)層，但其在皮膚上的長滯留時間有助于藥物累積并借助更強的濃度梯度滲透皮膚[68]。此外，PNP也可積累在毛囊中，經(jīng)由附屬器途徑進入皮膚深層[69]。

目前通常以納米乳模板法制備PNP，該方法又可分為乳液-擴散/蒸發(fā)法與乳液-凝聚法。乳液-擴散/蒸發(fā)法即是將納米乳中的有機相通過擴散或蒸發(fā)除去，使得溶解在有機相中的聚合物在相界面上沉淀形成聚合物外殼[70-71]。乳液-凝聚法類似于擴散/蒸發(fā)法，不同之處在于聚合物外殼通過物理凝聚或化學(xué)交聯(lián)的方式形成并穩(wěn)定[72]。此外，復(fù)乳也可作為生成PNP的模板，以此形成的PNP可以同時作為親水和疏水藥物的載藥平臺，在藥物選擇上更具靈活性[73]。

PNP在經(jīng)皮給藥方面基本均應(yīng)用于局部給藥而非透皮給藥，但有一些文獻報道了將PNP透皮制劑作為腦靶向給藥方式的新觀點。Bali等[74]開發(fā)了負載司來吉蘭PNP（SGN-PNP）的透皮膜制劑，將其用于治療帕金森病。該制劑相比于負載純藥物的透皮膜制劑具有緩釋效果，持續(xù)釋藥時間可達72 h，同時生物利用度明顯提高。在生物分布實驗中，SGN-PNP靜注給藥后的腦內(nèi)藥物濃度AUC0-t達到SGN靜注的7.7倍，證實了SGN-PNP的腦靶向能力；同時，SGN-PNP透皮膜相比于SGN-PNP靜注，使腦內(nèi)藥物Tmax由0.5 h延長至36 h，AUC0-t由1401.28 ng · h · mL-1提高至25451.58 ng · h · mL-1，表現(xiàn)出優(yōu)秀的緩釋給藥能力。在藥效學(xué)實驗中，使用SGN-PNP透皮膜后可減少帕金森病模型大鼠的驚厥等運動體征，且給藥后腦內(nèi)多巴胺與B型單胺氧化酶（MAO-B）水平明顯下降。SGN-PNP透皮膜制劑不但對腦組織具有有效的靶向作用，其無創(chuàng)、自主給藥、長效釋藥的特點亦有助于提高老年患者的順應(yīng)性，是一種很有潛力的帕金森病治療新途徑。

3.5 納米晶體

NC是藥物在高分子聚合物或表面活性劑的穩(wěn)定作用下加工形成的納米級分散體系。當NC應(yīng)用于皮膚時，其納米級尺寸帶來的高比表面積可以大幅度提高藥物的飽和溶解度，增強制劑與皮膚間的濃度梯度，從而起到促滲效果[75]。同時，NC的高比表面積也可以增加藥物顆粒鋪展面積、增強生物黏附性[76]。此外，還有一些研究表明特定大小的NC可以通過附屬器途徑提高藥物滲透[77-78]。

與其他納米體系相比，NC的物理穩(wěn)定性較差，易發(fā)生粒子聚集沉降、Ostwald熟化、晶型轉(zhuǎn)變等影響其性質(zhì)的現(xiàn)象[79]。為提高NC體系的穩(wěn)定性，穩(wěn)定劑是NC開發(fā)過程中的關(guān)鍵因素。穩(wěn)定劑通常是表面活性劑或高分子聚合物，可以通過降低分散體系表面自由能、靜電屏障、空間位阻等機制提高NC體系穩(wěn)定性[7]。

NC的制備方法可分為自上而下（Top-down）、自下而上（Bottom-up）以及聯(lián)用技術(shù)3種[80-81]。其中自上而下技術(shù)是通過對較大粒徑的藥物顆粒進行研磨與粉碎制得納米級顆粒，包括介質(zhì)研磨、高壓均質(zhì)等制備工藝。自下而上技術(shù)是通過對藥物分子結(jié)晶過程的調(diào)控直接得到藥物NC，如微量沉淀法、超臨界流體法、噴霧干燥等。在聯(lián)用制備技術(shù)中，通常先使用自下而上技術(shù)進行預(yù)處理，得到尺寸合適的藥物晶體粗顆粒，再使用自上而下技術(shù)進一步降低粒徑，制備藥物NC。

Yoshioka等[82]制備了2種不同尺寸的西洛他唑（CLZ）納米晶體：CLZ-Nano（74.5 nm）與CLZMicro（236.6 nm），并基于NC開發(fā)了凝膠貼片、卡波姆凝膠劑與軟膏劑。在凝膠貼片中，CLZ-Nano體外皮膚滲透率達到CLZ-Micro的1.4倍；同時，CLZ-Nano凝膠貼片的體外皮膚滲透明顯優(yōu)于CLZ凝膠劑與CLZ軟膏劑。此外，體外滲透實驗中還觀察到施用CLZ-Nano凝膠貼片后藥物NC可直接穿透皮膚并仍然保持納米粒徑（216 nm），穿透量與CLZ-Nano凝膠貼片中藥物含量呈正相關(guān)，這表明CLZ的NC可通過皮膚間隙并進入血管。在體內(nèi)研究中，CLZ-Nano凝膠貼片的表觀吸收速率常數(shù)與AUC0-t顯著高于CLZ凝膠劑與CLZ軟膏劑，皮膚滲透效果更顯優(yōu)勢。Im等[83]制備了不穩(wěn)定藥物孟魯司特（MTK）的NC凝膠劑，相比于藥物的溶液、常規(guī)凝膠劑與納米混懸液，該制劑中的藥物穩(wěn)定性得到明顯提高，光照下降解產(chǎn)物的生成顯著低于另外3種制劑。在體內(nèi)研究中，MTK-NC凝膠的藥代動力學(xué)性質(zhì)與常規(guī)水凝膠間無明顯差異，具有等效的AUC0-t與Cmax，表明該制劑適用于MTK透皮給藥，可改善患者順應(yīng)性。

3.6 溶致液晶脂質(zhì)納米粒

LLC是一定比例的兩親性分子在溶劑中自組裝形成的有序液晶結(jié)構(gòu)，由脂質(zhì)分子形成的熱力學(xué)穩(wěn)定的LLC結(jié)構(gòu)包括層狀相、立方相、六角相等中間相，均具有足夠的平均分子取向和結(jié)構(gòu)對稱性[84]。當溶劑為水時，構(gòu)成中間相的脂質(zhì)分子親水頭部向外，疏水尾部向內(nèi)；而當溶劑為有機相時，脂質(zhì)分子的頭尾方向發(fā)生反轉(zhuǎn)，此時中間相則是反向的[85]。

層狀相結(jié)構(gòu)可形成前文所述的脂質(zhì)囊泡系統(tǒng)，而LLC脂質(zhì)納米粒（lyotropic liquid crystalline lipid nanoparticle，LCNP）可表示為以中間相作為晶胞構(gòu)成的晶體結(jié)構(gòu)在穩(wěn)定劑作用下形成的分散體系。目前在藥物透皮遞送中常用的LCNP包括由雙連續(xù)立方相構(gòu)成的立方液晶納米粒（cubosome）與由反向六角相構(gòu)成的六角液晶納米粒（hexosome）[86-87]。與囊泡系統(tǒng)相比，LCNP具備堅固的二維或三維納米結(jié)構(gòu)、更大的脂質(zhì)-水界面積和內(nèi)部疏水性空間，這使其在藥物負載與釋放方面具有更好的穩(wěn)定性、靈活性和選擇范圍[88]。此外，這類液晶納米結(jié)構(gòu)亦廣泛存在于自然界，在細胞中也有類似結(jié)構(gòu)[89]，因此當LCNP被應(yīng)用于皮膚后會與皮膚組織內(nèi)的中間相或納米級結(jié)構(gòu)相互作用從而提高滲透性[90]。

在中間體的形成過程中，利用臨界堆積參數(shù)（P）可以很好地預(yù)測優(yōu)先形成的中間體構(gòu)型。臨界堆積參數(shù)計算公式為：

其中V和l分別表示脂質(zhì)分子疏水尾部的體積和長度，a為脂質(zhì)分子親水頭部的橫截面積。當P=1時，脂質(zhì)分子形成曲率為零的平面界面；當P＜1時，脂質(zhì)分子優(yōu)先形成頭部向外的正向聚集體；相反，P＞1時，脂質(zhì)分子則形成反向聚集體[91]。此外，離子強度、溫度、表面活性劑等因素的變化也會引發(fā)P值的改變，進而形成不同的中間相結(jié)構(gòu)[92]。目前常用于制備LCNP的脂質(zhì)有單油酸甘油酯、植三醇、二油?；蚜字?，常用穩(wěn)定劑則有泊洛沙姆407、吐溫80等。

LCNP的制備方法可分為自上而下和自下而上2種途徑。自上而下途徑的制備分兩步進行：第一步，將脂質(zhì)與穩(wěn)定劑混合形成高黏度的預(yù)產(chǎn)物；第二步，將預(yù)產(chǎn)物通過高壓均質(zhì)或超聲等高能方式破碎并分散在水介質(zhì)中，得到終產(chǎn)物[93]。在自下而上途徑中，脂質(zhì)、穩(wěn)定劑與有機溶劑的混合物被加入水介質(zhì)中，并通過攪拌等低能方式形成LCNP，其中有機溶劑的主要作用是溶解脂質(zhì)并防止脂質(zhì)在加入水介質(zhì)前產(chǎn)生黏性液晶[94]。

3.6.1 脂質(zhì)立方液晶納米粒 LLC的立方相可分為膠束（不連續(xù)）立方相與雙連續(xù)立方相，其中膠束立方相又可根據(jù)脂質(zhì)膠束堆積方式的不同分為體心立方晶格（bcc）與面心立方晶格（fcc）。立方液晶納米粒中的立方相為雙連續(xù)立方相，是由高度彎曲的雙連續(xù)脂質(zhì)雙層形成的三維蜂窩結(jié)構(gòu)，其中包含被脂質(zhì)雙層分隔開的兩個連續(xù)而互不相通的內(nèi)部親水區(qū)域[95]。雙連續(xù)立方相根據(jù)晶格排布不同分為初始晶格（Im3m）、雙菱形晶格（Pn3m）以及螺旋二十四面體晶格（Ia3d），這3種不同結(jié)構(gòu)可通過小角度X射線衍射（SAXS）表征結(jié)果中不同散射峰強度加以區(qū)分[96]。在負載藥物時，親水性藥物分子位于脂質(zhì)頭部附近或親水區(qū)域內(nèi)部，親脂分子插入脂質(zhì)的疏水尾部區(qū)域，兩親性分子則位于脂質(zhì)層界面[97]。

在透皮給藥應(yīng)用方面，Salah等[98]開發(fā)了依托度酸透皮立方液晶，其在體外釋藥研究中表現(xiàn)出良好的控釋特性，釋藥速率達到每小時15.08%。在人體藥代動力學(xué)研究中，依托度酸透皮立方液晶相比于口服膠囊顯示出更低的Cmax和更長的藥物釋放時間，同時生物利用度顯著提高至口服膠囊的2.66倍，Salah等推測藥物立方液晶可與皮膚脂質(zhì)相互作用形成藥物儲庫從而提高控釋性能?？偟膩碚f，依托度酸透皮立方液晶可以避免口服時的胃腸道副作用，同時其控釋特性亦能降低給藥頻次。Nasr等[99]制備并優(yōu)化了秋水仙堿（COL）立方液晶凝膠，相比于口服溶液，COL立方液晶凝膠劑在大鼠體內(nèi)的Cmax和Tmax顯著提高，表明藥物從立方液晶中緩慢釋放；同時COL立方液晶的AUC0-t顯著增加，生物利用度提高至口服溶液的4.6倍。

3.6.2 脂質(zhì)六角液晶納米粒 形成脂質(zhì)六角液晶的中間相——反向六角相在納米結(jié)構(gòu)上為平行排列的反向圓柱形膠束，膠束由頭部向內(nèi)的脂質(zhì)分子組成，而平行的圓柱膠束在橫截面上呈二維六角密堆積[90]。在藥物負載方面，六角液晶中的藥物分布規(guī)則與立方液晶相同。

Wan等[100]分別制備了含有反式肉桂醛（TCA）的六角液晶與立方液晶，在體外透皮實驗中，兩種液晶納米粒均具有比TCA凝膠更高的累積滲透量和滲透速率。體內(nèi)藥代動力學(xué)研究中，TCA六角液晶與立方液晶的生物利用度分別達到TCA凝膠的1.62倍和1.53倍，而更長的平均駐留時間表明兩種液晶納米粒均具備緩釋效果，但實際操作中TCA立方液晶過于黏稠，不利于給藥。進一步的藥效學(xué)研究表明，高劑量TCA六角液晶可顯著抑制全身炎癥模型大鼠的足腫脹，改善滑膜增生和炎性細胞浸潤并下調(diào)炎癥細胞因子水平，其抗炎效果與市售的TCA乳膠劑相似。

4 納米制劑透皮系統(tǒng)與物理促滲方法的聯(lián)合應(yīng)用

盡管上述各類納米制劑可以通過不同的方式增強藥物皮膚滲透，達到藥物的透皮遞送，但納米制劑在皮膚給藥方面仍主要局限于局部藥物遞送。近年來，許多研究將物理促滲手段與納米透皮制劑共同應(yīng)用，通過物理方法進一步加強納米制劑的滲透性，實現(xiàn)透皮給藥目的。

Teaima等[101]制備了替米沙坦（TEL）醇傳遞體透皮凝膠，并通過離子導(dǎo)入技術(shù)提高其透皮吸收。體內(nèi)藥代動力學(xué)研究表明離子導(dǎo)入透皮凝膠的Cmax是單獨使用透皮凝膠的1.5倍，是口服市售片劑的1.85倍，同時其Tmax比另2種給藥方式降低一半，且表現(xiàn)出更高的生物利用度，綜合表明離子導(dǎo)入法提高了TEL醇傳遞體的皮膚滲透并起到快速吸收作用。Takeuchi等[102]開發(fā)了聚乙烯醇包被的17β-雌二醇的PNP（E2-PVAcoated-PNP）并通過離子導(dǎo)入增強其透皮效果，以實現(xiàn)對老年婦女絕經(jīng)后骨質(zhì)疏松癥（PMO）的治療。E2-PVAcoated-PNP的表面電荷密度達到無聚乙烯醇包被的常規(guī)E2-PNP的82倍，適用于離子導(dǎo)入技術(shù)，在體外和體內(nèi)實驗中均表現(xiàn)出比常規(guī)NP更高的皮膚滲透性。在藥效學(xué)實驗中，將E2-PVAcoated-PNP通過離子導(dǎo)入施用于PMO大鼠，可觀察到大鼠骨密度明顯提高，提示該方法是一種很有潛力的PMO治療手段。

Vora等[103]將親脂性藥物膽鈣化醇（CL）的納米晶體（CL-NC）包埋在可溶性微針（DMN）內(nèi)，以促進其透皮吸收。CL-NC-DMN表現(xiàn)出足夠的機械強度和皮膚插入能力，同時其體外皮膚滲透量（498.2 μg±89.3 μg）顯著高于CL-NC貼片（73.2 μg±26.5 μg）。該文獻首次報道將疏水藥物NC整合至微針陣列中，為疏水藥物透皮給藥提供了新的思路。Huang等[104]研究了微針對芍藥苷醇質(zhì)體的透皮輔助效果，使用微透析技術(shù)進行了體內(nèi)藥代動力學(xué)研究。結(jié)果表明，微針與醇質(zhì)體的聯(lián)合應(yīng)用對于芍藥苷的皮膚滲透起到了協(xié)同作用，同時藥物醇質(zhì)體凝膠具有比普通藥物凝膠更良好的透皮吸收。

5 結(jié)語與展望

綜上研究表明，納米乳、LN等納米制劑具有提高藥物穩(wěn)定性、緩控釋性能好、促進藥物經(jīng)皮吸收等優(yōu)勢，在藥物透皮遞送方面具有優(yōu)異應(yīng)用前景。但納米透皮制劑的相關(guān)研究總體上仍處于基礎(chǔ)階段，在走向臨床應(yīng)用的過程中仍存在以下幾方面的難點。

首先，納米制劑的皮膚給藥研究總體上傾向于局部藥物遞送，而在透皮全身給藥所需的更深的組織滲透、更穩(wěn)定的藥物釋放與更強的經(jīng)血管轉(zhuǎn)運等能力上仍有局限。近年來納米制劑與物理促滲方法的結(jié)合一定程度上提高了納米制劑透皮給藥的能力，特別是與微針體系的聯(lián)合應(yīng)用，在便于使用的同時可以通過穿刺致孔直接將藥物釋放至真皮層，是非常具有潛力的納米制劑透皮給藥策略。

其次，在制藥方面，如何將制備工藝從實驗室規(guī)模拓展至工業(yè)生產(chǎn)水平也是納米制劑透皮遞送系統(tǒng)未來發(fā)展的一大挑戰(zhàn)，在這一過程中應(yīng)當關(guān)注納米制劑相關(guān)的基礎(chǔ)研究，包括生產(chǎn)設(shè)備研發(fā)、處方開發(fā)、產(chǎn)品表征與穩(wěn)定性研究等方面，以提高擴大生產(chǎn)過程中的重現(xiàn)性。

另外，雖然FDA已經(jīng)發(fā)布一系列相關(guān)指導(dǎo)原則，但是仍沒有針對納米制劑的法規(guī)來規(guī)范藥物研發(fā)行業(yè)的具體工作，現(xiàn)有的藥物審評體系并不完全適用于納米透皮制劑。同時，對于納米制劑透皮給藥的臨床有效性和安全性研究以及非臨床藥理學(xué)和毒理學(xué)研究的監(jiān)管體系尚不完善，關(guān)于納米制劑透皮給藥的具體機制和長期給藥安全性的研究也尚不充分。因此，監(jiān)管機構(gòu)應(yīng)當加強對納米透皮制劑的質(zhì)量控制、深入研究體內(nèi)外相關(guān)性和安全性、匯總統(tǒng)計臨床研究與市場數(shù)據(jù)，推動納米透皮制劑實現(xiàn)商業(yè)化并為其提供指南。

上述問題在納米透皮制劑研究中亟待解決，相關(guān)研究也將在今后成為重點。隨著相應(yīng)技術(shù)的開發(fā)與完善，相信納米透皮制劑會逐漸應(yīng)用于臨床治療并造福于人類。