Estudios de carga y liberación de doxorrubicina

De todas las formulaciones propuestas se seleccionaron los nanocompósitos conteniendo 37.5% y 20% de PNVCL para llevar a cabo los estudios de carga y liberación de DOX, con el fin de determinar el impacto de esta variable en el comportamiento del sistema. Las curvas de carga de DOX de ambos sistemas se muestran en la figura 24 en la que se puede observar que dichas muestras presentaron un comportamiento similar hasta llegar al máximo de adsorción de DOX el cuál se alcanzó transcurrido un tiempo de 288 h siendo de 0.05 (±1.3x10^-3) y 0.037 (±1.5x10^-3) mgDOX/mgNPs para la muestra de 37.5% y 20% de injerto respectivamente. Tomando en cuenta que la cantidad inicial de DOX (solución madre) fue de 1.52 mg, se calculó el porcentaje de encapsulación para ambos sistemas haciendo uso de la ecuación 1, siendo de 82.7% (1.26 mg de DOX) para la muestra de 37.5% de injerto y 61.1% (0.93 mg de DOX) para la de 20% de injerto. Se determinó que para la carga de fármaco se aprecia una diferencia significativa en el máximo de adsorción respecto al porcentaje de injerto polimérico, siendo el de mayor injerto el sistema de mayor carga de doxorrubicina probablemente debido a mayor cantidad de interacciones electrostáticas entre las cadenas poliméricas y el fármaco. Ambos sistemas mostraron porcentajes de encapsulación mayores en comparación a otros sistemas similares reportados en la literatura, los cuales se reportan en la tabla 7 ^[94].

Página 59 Tabla 7. Sistemas magnetita-polímero inteligente reportados en la literatura para liberación de fármaco contralada y los porcentajes de eficiencia de carga y DOX liberada (pH 5.8) obtenidos.

Autores Sistema % Eficiencia de

carga % DOX

Liberada Varshosaz y col.^[94] Micelas magnéticas

a base de PVCL-

PVA-PEG 70 68.9

Yuan y col.^[95]

MNPS a base de quitosano-g-

poli(NIPAAm-co- DMAAm)

55 60

Ferjaoui y col.^[96] MNPS a base de

MEO²MA y OEGMA 57 80

Figura 24. Carga de DOX para los nanocompósitos de 37.5% y 20% de injerto polimérico.

Página 60 Una vez alcanzada la máxima adsorción, los nanocompósitos fueron lavados y secados para ser colocados en bolsas de diálisis con solución amortiguadora de pH 5.8 en viales con el fin de observar su comportamiento de liberación de fármaco a dos diferentes temperaturas 25 y 37 °C . Los perfiles de liberación se presentan en la figura 25. A pesar de la gran diferencia presentada en la carga de DOX, ambos sistemas no mostraron una diferencia significativa en cuanto al porcentaje de liberación de fármaco. Para el tratamiento a 37 °C, se observa que en ambos sistemas la mayor liberación de DOX ocurrió dentro de las primeras 6 h dónde se llegó a liberar poco más del 50%, esta liberación rápida podría deberse a una cierta cantidad de DOX localizada cerca de la superficie externa del nanocompósito y sería útil para inhibir el crecimiento de las células cancerígenas al inicio del tratamiento^[94]. En las siguientes horas se observa un cambio en la pendiente y la cantidad de DOX liberada comienza a incrementar de manera sostenible a través del tiempo, lo cual asegura que el sistema posee la habilidad de mantener el tratamiento si se aplicara a células cancerígenas. La DOX continúa liberándose hasta que finalmente para el caso de la muestra con 37.5% de injerto se alcanzó un 69.5% de DOX liberada transcurrido un tiempo de 71 horas mientras que para la de 20% de injerto se alcanzó un 74.5% de DOX liberada. Dicha diferencia puede deberse posiblemente a que al tener menor porcentaje de injerto existe menos densidad de cadenas poliméricas alrededor de la superficie de la nanopartícula por lo que el fármaco puede liberarse con mayor facilidad que en el de mayor porcentaje de injerto donde es probable que exista una mayor densidad de cadenas poliméricas e impida la fácil difusión del fármaco hacia el exterior debido a mayores interacciones electrostáticas entre la DOX y el polímero. Por otra parte, el comportamiento que presentan ambos sistemas a 25 °C es muy similar al de 37 °C, dentro de las primeras 6 h se llega a liberar poco menos del 25% de DOX. De la misma manera, en las siguientes horas ocurre un cambio de pendiente y la liberación se vuelve más sostenible a través del tiempo. Finalmente, para la muestra con 37.5% de injerto se alcanza una liberación del 45.7% de DOX y para la muestra con 20% de injerto una liberación del 50% transcurrido un tiempo total de 71 h.

Cabe resaltar que existe una diferencia estadísticamente significativa entre ambos perfiles de liberación, siendo que la mayor liberación de fármaco

Página 61 ocurrió a 37 °C con una diferencia promedio de aproximadamente 25% de DOX liberada en comparación con el perfil a 25 °C.

Figura 25. Liberación de DOX para los nanocompósitos de 37.5% y 20% de injerto polimérico a 37 y 25 °C.

Esta diferencia del porcentaje de liberación es debida principalmente al carácter termosensible de la PVCL la cual presenta su temperatura crítica inferior de solución (LCST) en el rango de 32-37 °C. A dicha temperatura la PVCL cambia de comportamiento hidrofílico a hidrófobo, este cambio está basado en enlaces de puentes de hidrógeno que están presentes entre el polímero y las moléculas de agua a su alrededor a baja temperatura por lo que las cadenas poliméricas son hidratadas y solubilizadas, resultando así en un sistema de una sola fase. A temperatura más alta, los enlaces de puentes de hidrógeno son debilitados, y las cadenas poliméricas están parcialmente deshidratadas por lo que no pueden solubilizarse más. Las cadenas poliméricas hidratadas exhiben una conformación helicoidal a

Página 62 baja temperatura, pero minimizan su contacto con el agua circundante al cambiar hacia una conformación globular al aumentar la temperatura, esto implica que las cadenas poliméricas se contraigan y, por ende, que el fármaco cargado pueda ser liberado (figura 26) ^[97]. Los resultados de este estudio permiten concluir que el nanocompósito MNPs-g-PVCL presenta una sensibilidad a la temperatura, la cual afecta directamente a la efectividad de liberación del fármaco cargado para tratamientos contra cáncer.

Figura 26. Transición de helicoide a glóbulo de un polímero en solución acuosa al alcanzar su LCST.

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