摘要
抗血管内皮生长因子（anti-VEGF）已成为许多视网膜疾病的最常见治疗方式。这些包括新生血管性年龄相关性黄斑变性（n-AMD），增生性糖尿病视网膜病变（PDR）和视网膜静脉阻塞（RVO）。然而，这些药物是通过玻璃体内注射给药的，这种注射与威胁视力的并发症有关。这些并发症最令人担心的是眼内炎，这是一种严重的眼睛感染，视觉效果极差。患有视网膜疾病的患者通常必须先进行多次注射，才能达到理想的治疗效果。每次注射都有引发视力障碍的风险。因此，对于开发抗VEGF剂到眼睛后段的持续递送平台引起了极大的兴趣。近年来，已经提出了各种策略。这些包括不可生物降解的植入物，纳米制剂和水凝胶。在这篇综述中，将解释药物输送到眼后段的障碍。然后将讨论理想的持续交付平台的特征。最后，将考虑上述特征来分析当前可用策略，以确定每种持续药物递送方式的优缺点。通过以上内容，本次审查试图提供持续交付平台在其各个开发阶段的概述。将解释药物输送到眼后段的障碍。然后将讨论理想的持续交付平台的特征。最后，将考虑上述特征来分析当前可用策略，以确定每种持续药物递送方式的优缺点。通过以上内容，本次审查试图提供持续交付平台在其各个开发阶段的概述。将解释药物输送到眼后段的障碍。然后将讨论理想的持续交付平台的特征。最后，将考虑上述特征来分析当前可用策略，以确定每种持续药物递送方式的优缺点。通过以上内容，本次审查试图提供持续交付平台在其各个开发阶段的概述。
抗血管内皮生长因子（抗血管内皮生长因子，抗VEGF）已成为治疗视网膜疾病最常见的治疗方法，其中包括新生血管性年龄相关性黄斑变性（n-AMD，与年龄相关的黄斑变性） ，增殖型糖尿病视网膜病（PDR）和视网膜静脉阻塞（视网膜静脉阻塞，RVO）。然而，可能导致为玻璃体腔内注射，因此可能会发生威胁视力的并发症。其中最严重的患有疾病的视网膜疾病的患者通常需要多次眼内注射达到预期的治疗效果。一旦注射都会有威胁视力并发症发生，眼内炎为严重的眼部感染，视力预后极差。的风险。因此，人们对抗VEGF药物植入眼后节的持续性靶向系统的研究非常关注。。，新的治疗策略新的治疗理念不断涌现，其中包括非生物降解性植入物，纳米制剂和水凝胶。此处我们将添加药物输送至后节的屏 ，随后讨论理想的持续性输送目标系统的特点，最后将结合上述特点分析现有的策略，并采用连续持续性药物输送方式的优缺点。发展阶段的轮廓。
抗血管内皮生长因子（anti-VEGF）已成为许多视网膜疾病的最常见治疗方式。这些包括增生性血管疾病，例如新血管性年龄相关性黄斑变性（n-AMD），增生性糖尿病视网膜病变（PDR）和视网膜静脉阻塞（RVO）。抗VEGF也可用于治疗涉及血视网膜屏障破坏的视网膜疾病，例如糖尿病性黄斑水肿（DMO）。如果不加以治疗，这些状况可能会导致严重的视觉障碍，从而大大降低生活质量。为了将药物直接递送至视网膜，玻璃体内施用抗VEGF剂。这减少了所需的剂量并避免了与全身性给药相关的全身性副作用[ 1 ]。
这些玻璃体内注射是目前最常用的眼科手术[ 2 ]。但是，玻璃体内注射会引起各种并发症。最令人担心的并发症是眼内炎的发展，一个威胁视力的感染的0.019％和0.09之间[报道发生率3，4 ]。不幸的是，在提到的许多视网膜疾病中，长时间需要每月两次至双月一次注射，因此增加了感染的风险。
除了眼内炎的风险，需要频繁的注射也带来了显著负担，病人和他们的照顾者[ 5，6 ]，有些患者需要到他们注射后复苏的一天，导致工作效率的损失[ 5 ]。
为了减少多次玻璃体内注射的频率和风险，开发持续的抗VEGF递送系统引起了极大的兴趣。这篇综述突出了抗VEGF化合物与递送相关的局限性，并讨论了克服这些问题的创新研究策略。审查将特别关注新型水凝胶技术，因为它们已显示出作为持续药物输送平台的巨大潜力。
随着人口老龄化，视网膜血管疾病变得越来越常见。这些情况与病理性视网膜新血管形成或血-视网膜屏障破坏引起的水肿有关。在这些条件下，正AMD，PDR，DMO和RVO表示视力障碍的主要原因全局[ 7，8 ]。已经证明VEGF在这些疾病的病理生理中起重要作用。在DMO和PDR中，玻璃体内抗VEGF用于靶向VEGF驱动的新血管形成过程[ 9 ]和血-视网膜屏障功能障碍[ 10 ]。该疗法已被广泛使用，并具有公认的益处[ 11]。在RVO，抗VEGF剂也已在治疗囊样黄斑水肿[有效12，13，14，15，16 ]中，发生由于VEGF驱动BRB击穿[条件17 ]。最后，目前可用的所有三种抗VEGF药物贝伐单抗（Avastin™），雷珠单抗（Lucentis™）和Aflibercept（Eylea™）也被证明是n-AMD的一线疗法，并且在世界范围内被广泛使用VEGF驱动的并发症[ 18脉络膜新生血管的]（CNV）[ 19，20 ]。
抗VEGF药物是在1970年代首次发现的，目的是对抗肿瘤血管生成的机制，这是促成肿瘤增殖和转移的关键过程。2004年，第一种抗VEGF药物贝伐单抗（Avastin™）被批准用于结肠癌的化疗联合治疗。随着这一发展，开发了第一种针对视网膜血管疾病的抗VEGF治疗药物。这是pegaptanib钠（Macugen™），一种RNA适体，在治疗n-AMD时可以选择性地结合并中和VEGF-165 [ 21 ]。此后不久，还发现全身性给予贝伐单抗（Avastin™）可有效治疗n-AMD [ 1 ]。这促使许多眼科医生开始玻璃体内注射药物以获得更好的效果[ 22]。
抗VEGF疗法彻底改变了上述疾病的治疗方法。自贝伐单抗（Avastin™）首次使用以来，继续努力开发新的抗VEGF药物。当前，有三种药物可用贝伐单抗（Avastin™），雷尼单抗（Lucentis™）和阿柏西普（Eylea™）。表 1突出显示了当前可用的抗VEGF治疗及其主要特征。
尽管有效控制视网膜血管疾病相关的新生血管形成，血管渗漏和其他病理变化，但抗VEGF药物也有其局限性。这些局限性源于多次玻璃体内给药以达到最佳和持续效果的必要性。与通过滴眼液和药膏局部给药相反，玻璃体内给药可能导致眼部并发症，从结膜下出血，眼压升高到威胁视力的眼内炎和流产性视网膜脱离[ 23 ]。
迄今为止，替代的给药方法尚未成功。与玻璃体内给药相反，由于多种阻碍药物渗透的屏障，向视网膜局部递送足够浓度的抗VEGF药物仍然具有挑战性。当局部给药时，抗VEGF剂必须穿过角膜的各个层，绕过多个动态屏障并穿透视网膜的内层才能到达血管。动态屏障包括通过泪膜稀释药物和通过结膜血管进行全身清除。结构性障碍包括角膜的五个不同层。在角膜上皮中，紧密的连接和亲脂性可防止亲水性分子穿透[ 24]。即使分子到达基质层，具有高度组织性且缠结在一起且孔径狭窄的胶原纤维也可以防止进一步渗透。这些障碍导致不到5％的局部用药到达眼前段[ 25 ]。一旦进入眼前段，虹膜睫状体中的药物转运蛋白也会主动从房水中消除药物，从而降低其眼部生物利用度[ 26 ]。图 1说明了与抗VEGF化合物的局部给药有关的各种传递障碍。
当局部递送时，抗VEGF化合物将必须克服各种障碍。这包括物理屏障，例如角膜的五层，血液水屏障和玻璃体，直到到达视网膜。动态屏障包括泪膜和结膜血管的全身清除。
还提出了其他给药方法，包括经结膜或跨巩膜途径[ 27 ]。但是，它们在抗VEGF给药的临床实践中的实用性受到限制。以这种方式施用的药物在到达视网膜之前通过结膜通过巩膜扩散到脉络膜中。沿着这条路径，脉络膜循环和BRB会导致药物快速清除，导致亚治疗剂量到达视网膜。
考虑到通过替代途径施用抗VEGF化合物的固有困难，玻璃体内施用仍然是唯一有效的方法。但是，抗VEGF化合物在眼后段的半衰期很短，因此需要多次注射。当前可用的抗VEGF化合物的半衰期约为5-8天（表 1）[ 28 ]。频繁注射的需求不仅使患者面临眼内炎的风险，而且导致高治疗辍学率。自玻璃体内抗VEGF治疗问世以来，全世界的医疗保健系统就诊次数和随之而来的经济负担也显着增加[ 29]。玻璃体内抗VEGF治疗的提供使医疗保健工作量迅速增加，某些医疗保健系统可能难以应对。除了患者依从性的问题之外，这还导致治疗不足的问题。已经表明，患者通常接受注射少比在临床试验中对正AMD [ 30，31 ]，DMO和RVOs [ 31，32，33 ]。这就限制抗VEGF治疗的视网膜血管疾病的有效性[ 30，31，32，33，34，35，36 ]。
已经研究了减轻治疗负担的各种策略。这些包括光动力疗法，其中已经尝试作为联合疗法与抗VEGF剂，但是这已经被发现是在SUMMIT，DENALI和勃朗峰试验[有限使用的37，38，39 ]。同样，已尝试将放射疗法作为抗VEGF药物的补充，但也未能达到临床试验（CABERNET试验）中规定的目标[ 40 ]。
治疗和扩展方案已被研究为一种给药策略，以减少所需的注射总数[ 41 ]。在这种情况下，只要黄斑保持干燥和稳定，患者就可以定期接受玻璃体内抗VEGF注射，每次治疗之间的间隔时间会逐渐延长。迄今为止，在ALTAIR试验中，使用抗VEGF药物的治疗和延长方案获得的最长间隔[ 42 ]，其中40％的患者在两次注射Aflibercept的ARMD之间达到了16周的间隔。
人们对半衰期更长的新型抗VEGF化合物也产生了极大的兴趣，这种化合物可以延长治疗间隔。最新的抗VEGF药物Brolucizumab是一种用于治疗n-AMD的人源化单链抗体片段，目前正在接受美国食品和药物管理局（FDA）的审查，可能于2019年底释放。由于法规限制， Brolucizumab只被在霍克和HARRIER试验[三次每月注射的初始加载剂量研究后12周的一个最大时间间隔43，44 ]。尽管将来以更长的时间间隔进行试验可能会发现更长的半衰期，但根据现有证据，可以降低玻璃体内注射频率的解决方案仍然遥遥无期。
因此，显然需要开发抗VEGF分子的持续递送方法以治疗视网膜血管疾病的临床需求尚未得到满足。这不仅将改善抗VEGF治疗的安全性，还可以减轻患者，护理人员和医疗保健系统的治疗负担。
迄今为止，不可生物降解的植入物，纳米制剂和水凝胶已成为有前途的策略（图 2）[ 45 ]。水凝胶已被用作有前途的材料用于各种眼科应用[ 46，47，48，49，50，51，52，53]。然而，开发用于生物制剂例如抗-VEGF分子的持续药物递送系统是一项艰巨的任务。抗VEGF分子是需要保留其脆弱的三级和四级结构才能发挥活性的蛋白质。因此，它们对各种环境因素敏感，包括热量，pH值变化和蛋白水解酶[ 54 ]。这些分子也是膜不可渗透的，使得药物的递送成为挑战。
持续向视网膜递送抗VEGF的有前途的策略。
一种理想的将抗VEGF持续递送至视网膜的生物材料将需要满足某些特征（图 3）。首先，生物材料必须能够通过保护蛋白质的三级和四级结构免于变性，pH变化或酶促降解来保持抗VEGF分子的生物活性。它还必须能够将抗VEGF分子递送至视网膜。为了避免给药时眼内压升高，生物材料必须能够以最小的体积（〜0.5–2 mg抗-VEGF，最大体积为0.05–0.1 ml）封装大量的抗VEGF。给药后，生物材料应维持抗VEGF释放超过1个月，以避免多次给药。由于目前玻璃体内施用的抗VEGF药物的半衰期为5到8天，因此建议建议使用1个月的持续时间（表 1）。最后，输送系统应具有生物相容性，并在玻璃体内保持光学透明，以免干扰视力。
持续的抗VEGF递送平台的理想特性。
鉴于上述特征的必要性，当搜索510k和前壁的510k时，本文的作者无法鉴定出任何US-FDA批准的向眼后段的持续抗VEGF递送系统也就不足为奇了。进行了市场批准数据库。这篇综述将讨论作者知道并正在开发的持续抗VEGF递送策略，以及它们满足上述要求的能力（表 2）。
在用于眼后段的持续抗VEGF递送系统的各种平台中，不可生物降解的植入物最接近实现临床翻译。这些植入物主要设计成含有抗VEGF药物的玻璃体内贮库，从而使抗VEGF药物延长扩散至后段。这些输送系统通常需要外科植入程序。然后，当药库中的药品用尽时，可以将它们重新装到诊所。
后微泵（PMP）的药物递送系统通过补货股份有限公司®是一种可编程微型泵，设计用于容纳0.6 ml的抗VEGF剂。该设备被植入结膜和腱下方。通过微机电系统（MEMS），可将抗VEGF剂通过穿过眼睑平面插入的眼内套管主动泵入后段。MEMS能够通过套管精确输送少量抗VEGF药物。耗尽后，可以通过端口重新填充该仓库。该技术已在一项涉及DMO患者的小型I期临床试验中进行了测试。在这项研究中，雷尼单抗（Lucentis™）的持续释放达到了90天，而没有任何重大的手术问题，光学相干断层扫描术中中央凹的厚度变薄或视力下降。但是到目前为止55 ]。
可能最有前途的不可生物降解的植入物是端口输送系统（PDS），目前由Genentech ©开发。它是一个可植入的，基于储存库的延长释放平台。PDS旨在以不同剂量在n-AMD中递送雷珠单抗（Lucentis™）的浓缩溶液。通过外科手术植入坐在巩膜中的PDS，可以在临床中用Ranibizumab（Lucentis™）重新填充。迄今为止，临床试验是有希望的。在Genentech © Ranibizumab（LADDER）试验的第二阶段长效给药中©，正在评估四组药物，即分别以10、40、100 mg / ml制剂和每月0.5 mg注射液的PDS。总共招募了232名Ranibizumab（Lucentis™）n-AMD患者进行研究。结果表明100 mg / ml PDS可以产生与每月Ranibizumab（Lucentis™）注射相似的视力结果。PDS的平均补充时间为15个月[ 56]。这些结果导致启动了ARCHWAY III期临床试验（ClinicalTrial.gov ID：NCT03677934），该试验是一项多中心，随机，开放标签的研究，比较了100 mg / ml PDS与0.5 mg溶液的安全性，疗效和药代动力学玻璃体内注射。该试验计划于2022年5月完成。同时，一项长期的功效和安全性试验PORTAL试验（ClinicalTrial.gov ID：NCT03683251）也将评估144周内500名参与者，并进行24周的定期补充治疗。该试验计划于2022年6月完成。
但是，使用PDS会使患者在植入过程中面临并发症的风险。虽然有效地允许持续递送，但是该装置需要涉及巩膜伤口形成的初始程序。这可以通过以下方法完成：在睑部平面处刺入切口，然后植入该装置并缝合结膜和腱囊。在II期LADDER试验中，由于该装置的手术性质，与每月玻璃体内雷珠单抗（Lucentis™）注射相比，PDS患者伴有更多不良事件[ 56]]。在179名接受PDS治疗的患者中，有16名（8.9％）发生了眼部严重不良事件，其中玻璃体出血是最常见的严重不良事件。尽管PDS已有改进，但在ARCHWAY III期临床试验中已对安全性进行了进一步评估，但这些结果提醒我们，基于外科手术的持续药物输送平台仍然可能出现威胁视力的并发症。因此，仍然需要开发不需要大量外科手术植入的持续输送平台。
在过去的十年中，将纳米技术用作药物中的持续药物递送平台一直是活跃的研究领域。纳米制剂目前也正在研究中，以将大分子药物输送到眼睛的后段。有许多不同的纳米制剂，例如聚合物纳米颗粒（NPs），脂质体，树状聚合物，聚合物胶束，无机和碳纳米管。其中，前三种类型已被广泛研究为蛋白质的载体，例如抗VEGF试剂。这些纳米配方具有相似的功能。它们通常由能够封装目标药物的外壳制成。但是，每种纳米配方的结构各不相同[ 57]，导致它们的特性之间略有差异，如下文更详细地说明。
聚合的NP和MP由生物相容性和可生物降解的聚合物制成，可封装目标药物。NP的大小通常为1–1000 nm，而MP的大小通常为1–1000 µm。这些NP和MP的外层（称为界面层）非常重要，因为它会影响粒子的特性。取决于颗粒制成的聚合物，界面层可以为NP / MP输送系统提供诸如增加组织渗透，保护生物活性蛋白免于酶促降解和延长包封药物释放等优点。
聚合物NP和MP可以由许多材料制成，包括天然材料，例如壳聚糖或合成聚合物[ 58 ]，其中聚（丙交酯-共-乙交酯）（PLGA）是使用最广泛的可生物降解的聚合物。PLGA的生物相容性和无毒降解产品使其成为人体生物医学应用的流行选择。迄今为止，许多基于PLGA的药物输送系统已获得US-FDA的批准。基于PLGA的地塞米松玻璃体内植入物Ozurdex™已获准用于眼部使用[ 59 ]。
基于NP和MP的抗VEGF递送系统在视网膜新血管形成的治疗中已经进行了大量工作。这些系统能够封装生物活性药物，从而在目标组织中具有更高的药物稳定性，因此已经得到了广泛的研究。此外，可以修饰界面层上的表面基团以允许诸如NP的靶向递送的功能，该方法已经被用于在肿瘤学领域中产生靶向疗法。尽管有它们的优点，但是目前还没有基于NP和MP的系统能够满足向视网膜理想的持续抗VEGF递送系统的完整标准。搜索主要的临床试验注册中心Clinicaltrials.gov，
许多研究已经表明，对于抗VEGF分子的持续释放可以为1个月以上，在体外和体内模型来实现[ 58，60，61，62，63，64 ]。但是，有关抗VEGF负载的颗粒在减少体内视网膜新血管形成方面所具有的生物活性的数据仍然有限[ 58 ]。体内结果主要在大鼠等小型动物中得到证实[ 58 ]。此外，它们还受到许多体内模型（例如激光诱导的CNV）中观察到的自我修复的阻碍[ 65]，使长期影响难以评估。大多数研究已利用体外方法，如鸡绒膜尿囊膜测定法，来证明所递送的抗VEGF的生物活性[ 60 ]。尽管这些实验可以表明抗VEGF的生物活性的保留，但需要使用疾病特异性模型的适当体内数据来证明NP / MP封装的抗VEGF逆向新血管形成的能力。
NP和MP的粒径会影响药物装载量，持续释放的动力学，组织渗透和生物相容性。与基于PLGA的NP / MP系统相关的挑战之一是创建一种具有理想尺寸的颗粒，可以平衡上述特性。粒径控制着包封药物的释放速率[ 66]。通常，使用较小的颗粒，可以装载较少的药物。由于较大比例的药物暴露于外部介质，因此较小的粒径还与较大的初始破裂和随后的释放有关。因此，小颗粒通常具有与临床无关的持续释放时间。另一方面，小颗粒提供更高的组织穿透力。这允许包封的抗VEGF剂到达视网膜层。在Sakurai等人的研究中，将装有荧光素的聚苯乙烯纳米球和微球注入有色兔子眼的玻璃体腔中。一个月后，仅在玻璃体腔和小梁网中发现了MP，而在视网膜中也发现了NP，这表明与MP相比，其穿透力更高[67 ]。随着渗透率的提高，预测小尺寸颗粒的最终命运也更加困难。特别需要关注的是这些颗粒是否会在周围组织中甚至在系统中引起不良影响。与其他已经被证明是安全的基于PLGA的生物医学应用不同，NP / MP系统的小尺寸至今仍缺乏生物相容性和安全性的证据[ 67 ]。
越来越多地研究了另一种称为脂质体的纳米制剂，以将抗VEGF化合物持续递送至后段。脂质体由由磷脂和胆固醇形成的脂质双层组成。该双层围绕包含目的药物的水性隔室。疏水和亲水化合物，例如抗-VEGF分子都可以掺入水性隔室中。与基于NP / MP的聚合物递送系统相比，脂质体具有较低的免疫原性和毒性，因为一旦脂质体分解，磷脂成分就容易代谢。由于其良好的生物相容性和封装抗VEGF药物的能力，脂质体也已被研究为缓释递送平台。
各种基于脂质体的系统中，当玻璃体内施用的，已被证明允许超过1个月的抗VEGF的缓释在动物模型中具有良好的生物相容性[ 65，68 ]。Mu等。已经设计了一种多囊脂质体，其中水组分与脂质组分的比例为95：5，从而具有很高的包封效率[ 65 ]。这允许脂质体平台充当长效释放抗VEGF的贮库。在激光诱导的CNV的Brown-Norway大鼠模型中也证明了包封的药物贝伐单抗（Avastin™）的生物活性。
像基于NP和MP的系统一样，可以修饰脂质体的表面以改善诸如组织渗透的特性。最近的研究使用膜联蛋白-A5修饰了基于磷脂酰丝氨酸的脂质体表面，以增强贝伐单抗（Avastin™）跨角膜上皮屏障向后段的局部递送[ 69]]。与局部给药的游离药物相比，膜联蛋白-A5脂质体将后段递送增加了多达三倍。虽然到达后段的实际药物量少于临床给药剂量的1％，但结果表明脂质体被开发为后段疾病的局部疗法的潜力更大。如果证明是成功的，则可以克服重复玻璃体内注射抗VEGF药物的需要。
尽管具有上述优点，但对于脂质体如何与生理过程相互作用尚缺乏基本的了解。体内脂质体的药物释放是一种复杂的现象，很容易受到各种环境条件的影响。例如，脂质体可能会被巨噬细胞破坏和摄取[ 70 ]。此外，酶促反应和pH值变化也会干扰脂质体的完整性[ 71 ]。由于有许多因素影响眼睛中脂质体结构的稳定性，因此很难对持续递送的持续时间做出一般性预测。此外，由于脂质体由于其磷脂含量而存在于悬浮液中，因此有人提出它们在玻璃体中的存在会导致视力模糊[72 ]。
由于这些限制，仍在进行研究以优化将抗VEGF分子持续递送至视网膜的技术。
树枝状聚合物是由重复的规则分支单元组成的聚合物。树枝状结构具有三个主要部分：核，内部分支和具有功能性表面基团的外壳。与线性聚合物相比，树枝状聚合物具有多价表面分支。通过这些表面分支的官能化，可以相应地调节树枝状聚合物的性质。这些特性中的一些包括组织靶向和持续释放。除了将药物包封在颗粒的核内之外，独特的树枝状大分子结构还允许通过其他方法（例如直接结合以及与表面分支的离子相互作用）装载药物。
虽然已经合成了许多化学上不同的树枝状聚合物，但研究领域仍处于起步阶段。很少对树枝状聚合物进行深入研究。聚氨基胺（PAMAM）树状大分子由于其生物相容性和水溶性而成为迄今为止研究最深入和特征最丰富的树状大分子[ 73 ]。最初在肿瘤学的靶向治疗领域进行了探索，人们越来越关注在眼部条件下利用这些树状聚合物[ 73]。]。Marano等人的研究。证明了脂质-赖氨酸树状聚合物与抗-VEGF寡核苷酸（ODN-1）结合在激光诱导的CNV大鼠模型中的应用。脂质赖氨酸树状大分子能够包裹寡核苷酸，并将其通过视网膜细胞的细胞膜和核酸膜传递至DNA链上的靶位。在这项研究中，ODN-1树状大分子化合物在眼后段持续长达6个月。这表明利用ODN-1树状大分子系统作为长期控制视网膜血管疾病中VEGF途径的方法的潜力[ 74]。然而，应该指出的是，迄今为止，尚未批准基于递送寡核苷酸来治疗视网膜血管疾病的基因治疗方法。因此，将需要评估树状聚合物和寡核苷酸治疗剂的安全性。
未知的长期安全性是树枝状聚合物系统的最大缺点。在大多数配方中，树枝状聚合物非常小，足以最终渗透并进入体循环。发现具有丰富伯胺端基的带正电荷的树状聚合物与阴离子聚糖强烈缔合。在玻璃质幽默中发现了聚糖，这意味着后段的持续时间更长。但是，它们也存在于细胞膜中，并且树状聚合物已显示可导致细胞膜破裂[ 75]。此外，出于持续释放的目的，生物分子通常通过化学缀合方法共价键合在树枝状聚合物的表面上。这可能会限制树状聚合物用于抗VEGF的输送，因为这些化学物质可能会使蛋白质失活。因此，在实现临床翻译之前，该技术仍需要大量工作。
水凝胶是亲水性聚合物的三维网络，可以在水中溶胀并容纳大量水，同时保持其固体状态[ 76 ]。通常，亲水性聚合物与水分子相互作用，导致高水溶性。然而，在水凝胶中，亲水性聚合物链形成网络，该网络保留有利的水相互作用，但由于各个聚合物链之间的交联而抵抗溶解。Wichterle和Lim于1960年首次报道，由于其大量的水含量，水凝胶具有与天然组织非常相似的柔韧性[ 77]]。聚合物科学的最新进展还允许创建“智能”水凝胶，这些水凝胶可响应各种物理和化学刺激而经历溶胶-凝胶相变，溶胀或降解。由于它有可能被设计用于多种生物医学应用[ 78 ]，因此这引起了科学界的极大兴趣。
由于以下原因，水凝胶被认为是用于持续抗-VEGF递送的有前途的材料类别。首先，水凝胶的多孔结构为载药提供了基质。该基质还可以抵抗环境因素的影响，例如酶促反应和疏水相互作用，这些酶可能导致生物活性蛋白变性。这是抗VEGF药物的理想选择，因为它可以保护对生物活性至关重要的四级结构。与纳米制剂相比，水凝胶的基质结构还允许装载大量药物。因此，基于水凝胶的系统所实现的持续递送持续时间明显长于纳米制剂系统（表 2）。）。另外，“智能”水凝胶，其被工程改造，以感测外部环境触发诸如温度或pH值，也允许控制的在抗VEGF分子[释放的附加电平79，80 ]。最后，由于水含量高，水凝胶通常具有高度的生物相容性和透明性[ 81 ]。这些特性为水凝胶作为眼用抗VEGF药物的持续药物输送系统提供了巨大潜力[ 82 ]。
从水凝胶中释放生物活性蛋白（例如抗VEGF剂）的过程可以概括为三个阶段：初始爆发释放阶段，然后是扩散占主导的释放阶段，最后是水凝胶降解占主导的释放阶段（图 4）。 [ 83 ]。在突释阶段，前交联水凝胶的完成时，总蛋白质的有效载荷的几乎10-50％可被丢失，由于该蛋白质的快速扩散进入玻璃体[ 84，85 ]。这之后是由扩散主导相，其中所述蛋白质分子克服一系列由聚合物的网状结构所构成的物理障碍在水凝胶[ 86，87，88]。这种扩散受蛋白质残留浓度和水凝胶孔径的影响[ 89 ]。随着凝胶中蛋白质浓度的降低，扩散速率也降低。最终，释放是通过水解或酶促途径降解水凝胶基质介导的[ 90 ]。由于水含量高，水解会在水凝胶的表面和内部发生，从而使其整体和表面受到侵蚀。当水凝胶基质在最后阶段崩溃时，会发生剩余抗VEGF的最终爆发释放。
从基于水凝胶的持续释放系统释放的药物可以分为三个阶段：初始爆发释放阶段，扩散占主导的阶段和水凝胶降解占主导的释放阶段。
尽管有许多不同的方法来对水凝胶进行分类，但是可以基于聚合物的组成和交联类型进行基本分类（图 5）。
水凝胶可以根据其制成的聚合物类型或凝胶中的交联类型进行分类。
通常，用于制造生物医学应用水凝胶的聚合物可分为三类：天然聚合物，合成聚合物和杂化聚合物。其已经被用于生产水凝胶的天然聚合物包括纤维素，脱乙酰壳多糖，藻酸盐，透明质酸，甚至丝绸[ 91，92 ]。这些聚合物由于聚合物中存在可水解键而固有地可生物降解。生物降解过程也可以通过人体中的酶来进行，生物降解的速度在很大程度上是预先确定的，无法调节。
在过去的20年中，由于可以通过改变化学成分和制备方法来调节合成聚合物的性能，因此天然聚合物已逐渐被合成聚合物取代。这些性质包括孔隙率，溶胀能力，稳定性，机械强度和生物相容性。尽管有许多可生物降解的聚合物已获得美国食品药品监督管理局（FDA）的批准，但由于其可调节的性能和公认的安全性，最流行的水凝胶合成聚合物是聚乙二醇（PEG）。
虽然在1950年代首次发现，但使用PEG进行药物递送的概念直到1970年代才由Abuchowski和Davis提出[ 93 ]，并在1990年实现了使用PEG结合蛋白（Adagen™）治疗免疫缺陷疾病的方法[ 94 ]。今天，由于其生物相容性，与其他合成聚合物相比，PEG更常用于水凝胶形成。通过在聚合物主链中添加酯或氨基甲酸酯键以实现水解，还可以实现可调节的生物降解性[ 95 ]。基于PEG的水凝胶已被用于封装亲水性和疏水性药物，包括诸如胰岛素的激素[ 96 ]和类固醇[ 97 ]。
聚合物也可以根据交联的类型进行表征。通常，这些交联可分为非共价交联和共价交联。形成非共价交联的力包括聚合物链之间的疏水，静电和氢键。由于这些力通常较弱，因此很容易通过环境变化（例如pH或温度）来逆转。因此，具有非共价交联的水凝胶也被称为可逆水凝胶。这些水凝胶的制备无需使用交联实体或化学修饰。另一方面，共价交联的水凝胶涉及聚合物链之间的共价键。这些交联的形成可以通过添加小的交联分子，聚合物与聚合物的结合，
对于功能性掺入生物活性分子（例如抗VEGF化合物）的方法，非共价交联和共价交联水凝胶各有优缺点。共价交联的水凝胶需要额外的化学反应，这通常会导致生物活性分子的修饰和失活。添加交联剂也会导致毒性增加。另一方面，成功的持续药物释放平台所需的变量，例如胶凝时间和扩散速率，很难在非共价交联水凝胶中进行微调，因为通常难以预测其作用。
水凝胶是抗VEGF的理想持续递送平台，因为它们能够包装高有效载荷的生物活性亲水性药物，并维持抗VEGF释放数月之久。此外，它们是透明的，生物相容的，并且能够凝胶化，而无需使用交联剂，其可变性生物活性蛋白[ 91，92 ]。已经测试了各种水凝胶变化形式以在眼中持续释放抗VEGF化合物。
大多数水凝胶平台不仅证明是生物相容的，但也允许生物活性的抗VEGF的持续释放到视网膜为多个月[持续时间91，92，98，99，100，101，102 ]（表 2）。Yu等。开发了由天然聚合物组成的水凝胶体系。乙烯基砜官能化的透明质酸和巯基葡聚糖（Dex-SH）水凝胶能够维持贝伐单抗（Avastin™）在兔眼中的释放超过6个月。当进行间接检眼镜检查时，这种水凝胶还具有良好的生物相容性和原位透明性[ 92]。]。Lovett等人的另一个小组报告了一种基于丝绸的水凝胶，该水凝胶在具有良好生物相容性的兔模型中证明了贝伐单抗（Avastin™）的持续释放至少3个月[ 91 ]。重要的是，水凝胶能够维持治疗相关浓度的贝伐单抗（Avastin™）至约50μg/ ml，并且注射的凝胶量小于临床环境中注射的贝伐单抗（Avastin™）的量。
作为附加的优点，除了用作持续药物释放平台之外，水凝胶的凝胶状态还可以在后房中同时用于其他目的。热响应性凝胶也可用作玻璃体填塞剂，用于治疗视网膜脱离。在Liu等人的研究中，基于氨基甲酸酯的热胶凝聚合物能够在非人类灵长类动物玻璃体切除术模型中实现视网膜填塞长达12个月[ 47 ]。未来的应用包括将抗VEGFs掺入这些凝胶中，以发挥玻璃填塞和药物递送的双重功能。这对于需要玻璃体切除手术的PDR患者特别有用。
当首次探索基于水凝胶的递送系统用于眼部药物递送时，在初始爆发释放阶段中负载蛋白或药物的损失是一个重大挑战。例如，在Yu等人开发的含有Bevacizumab（Avastin™）的化学交联PEG水凝胶中，观察到25％的负载药物在最初的爆发释放阶段的第1天释放，导致持续递送体外长达14天[ 85]。为了延长药物释放时间，其他基团已经对水凝胶聚合物进行了改性，使其对降解的耐受性更高。Kichhoff等。已通过创建八臂PEG水凝胶并在PEG和反应性端基之间添加疏水性6-氨基己酸间隔基来提高稳定性来证明了这一点。这导致减少的突释释放和延长的降解时间，并在体外长达6周持续释放抗VEGF [ 88 ]。目前正在对脉络膜新血管形成的体内模型中的生物相容性进行验证。尝试的另一种策略是嵌入在基于MP-NP /递送系统进入的水凝胶系统[ 103，104]。通过将抗VEGF填充的PLGA微球嵌入热响应的PNIPAAm-PEG-二丙烯酸酯水凝胶中，Osswald等。能够在体外将近200天实现雷尼单抗（Lucentis™）和阿柏西普（Eylea™）的持续释放[ 105 ]。研究中已治疗的CNV大鼠模型中CNV病变区域明显更小，这也证明了抗VEGF药物的生物活性得以保留[ 99 ]。
如今，水凝胶平台在临床翻译过程中面临着更下游的挑战。由于它是一种相对较新的技术，因此制造过程具有很大的翻译障碍。灭菌是这些主要障碍之一。作为临床翻译过程的一部分，需要无菌以确保产品不会将任何感染引入目标组织。常见的灭菌方法包括使用热，辐射或化学药品。但是，这些方法通常过于苛刻。选择合适的灭菌方法很重要，因为暴露于苛刻的方法可能会改变水凝胶及其有效载荷的功能。特别是水凝胶易于降解，分解和进一步交联。这改变了水凝胶的物理性质，已被证明可以在体外和体内起作用。为了克服这个问题，Ji和Shi尝试将制造和消毒过程相结合。使用蒸汽灭菌，无需额外的灭菌步骤即可制备无菌的装有阿司匹林的壳聚糖水凝胶，使其可直接用于临床试验。此过程也不含有机溶剂，从而降低了有效负载改性和残留有毒溶剂的风险[106 ]。到目前为止，几个实验室已成功地生产各种经灭菌的水凝胶制剂[ 106，107 ]。
水凝胶在该领域的进展可能比学术报告中描述的更加发达。业界解决方案甚至可能已经解决了上述制造难题。拥有专有的基于水凝胶技术的生物制药公司Ocular Therapeutix TM最近与Regeneron TM合作启动了抗VEGF持续递送计划。该水凝胶被标记为OTX-IVT，是一种装有药物的可注射，可生物降解的改变形状的水凝胶植入物。注射后，水凝胶在玻璃体内自由漂浮，并在6-7个月后溶解。由于专有问题，该技术的细节还很少，但该公司展示了OTX-IVT能够将生物活性抗VEGF持续释放到眼后段[ 108]]。当装载贝伐单抗（Avastin™）时，OTX-IVT能够抑制兔子VEGF攻击模型中的血管渗漏长达12周，这在荧光素血管造影术上得到了证明。水凝胶还具有良好的生物相容性。尽管抗VEGF技术目前仍是一项临床前计划，但该技术已在I期临床试验中用于在n-AMD患者中递送酪氨酸激酶抑制剂（ClinicalTrial.gov ID：NCT03630315）。工业界对开发用于此目的的水凝胶的兴趣突显了与纳米制剂相比，水凝胶接近实现临床实用性。
对于眼后段持续的抗VEGF递送系统仍然没有满足临床需求。由于需要在小体积（＜0.1ml）中包封足够的抗VEGF，同时确保在体内具有保留的生物活性的情况下持续释放抗VEGF，因此这种药物递送系统的开发仍然具有挑战性。在各种创新研究策略中，不可生物降解的植入物已证明自己是最接近临床批准的植入物。但是，它们与外科植入手术的并发症有关。迄今为止，水凝胶是最有前途的候选药物，最近的出版物表明其良好的生物相容性和安全性，并且即将进行行业驱动的临床试验。
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