Добавил:
Sekretar
kiopkiopkiop18@yandex.ru
t.me/Prokururor I Вовсе не секретарь, но почту проверяю
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Ординатура / Хирургия / Библиотека им академика М.И. Перельмана / Книга_3123_Библиотеки_им_академика_М_И_Перельмана
.pdf
21
9. New inventions in the Practice of Medicine and Surgery: Dr Nelson's improved
eartherwear inhaler // Lancet. 1865. Vol. 85. P. 152.
10. Scudder J.M. Eclectic Manual No. 2. On the use of Medicated Inhalations in the
Treatment of Diseases of the Respiratory Organs. Cincinnati : John M. Scudder's Sons,
1895. P. 22.
11. Dessanges J. A history of nebulization // J. Aerosol Med. 2001. Vol. 14, N 1. P. 65-71.
12. Sanders M. Sales-Girons Pulverisateur.
URL: http://www.inhalatorium.com/ page148.html. (date of access June 20, 2017)
13. Aiache J. Aerosol therapy in France // J. Aerosol. Med. 1990. Vol. 3. P. 85-120.
14. Scudder J.M. Eclectic Manual No. 2. On the Use of Medicated Inhalations in the
Treatment of Diseases of the Respiratory Organs. Cincinnati : John M. Scudder's Sons,
1895. P. 23-24.
15. Grossman J. The evolution of inhaler technology // J. Asthma. 1994. Vol. 31. P. 55-64.
16. Snell N. The carbolic smoke ball // Int. J. Pharm. Med. 2001. Vol. 15. P. 195-196.
17. Rau J.L. Inhaled adrenergic bronchodilators: historical development and clinical
application // Respir. Care. 2000. Vol. 45. P. 854-863.
18. Aranson R., Rau J.L. The evolution of beta-agonists // Respir. Care Clin. N. Am. 1999.
Vol. 5. P. 479-519.
19. Walker I.C. Bronchial asthma // The Oxford Medicine / ed. H.A. Christian. New York :
Oxford University Press, 1932. P. 217-243.
20. Sanders M. The Pneumostat. URL: http://www.inhalatorium.com/page131. html. (date of
access June 20, 2005)
21. Sanders M. The London Inhalatorium.
URL: http://www.inhalatorium.com/ page134.html. (date of access June 20, 2005)
22. Freedman T. Medihaler therapy for bronchial asthma: a new type of aerosol therapy //
Postgrad. Med. 1956. Vol. 20. P. 667-673.
23. American Thoracic Society statement on intermittent positive-pressure breathing (IPPB)
// Respir. Care. 1979. Vol. 24. P. 698-699.
24. Braun S.R., Smith F.R., McCarthy T.M., Minsloff M. Evaluating the changing role of
respiratory therapy services at two hospitals // JAMA. 1981.
Vol. 245. P. 2033-2037.
25. Conference on the scientific basis of respiratory therapy. Final reports: summaries and
recommendations // Am. Rev. Respir. Dis. 1974. Vol. 110.P. 7-9.
26. Findeisen W. Uber das absetzen kleiner, in der luft suspendierter teilchen in der
menschlichen lunge bei der atmung // Arch. Ges. Physiol. 1935. Vol. 236.P. 367-379.
27. Swift D. Use of mathematical aerosol deposition models in predicting the distribution of
inhaled therapeutic aerosols // Inhalation Aerosols: Physical and Biological Basis for
Therapy (Lung Biology in Health and Disease Series. Vol. 94) / ed. A.J. Hickey. New York :
Marcel Dekker,1996. P. 51-81.
28. Landahl H.D. On the removal of air-borne droplets by the human respiratory tract: I. The
lung // Bull. Math. Biophys. 1950. Vol. 12. P. 43-56.
https://t.me/medicina_free
22
29. Bates D.V., Fish B.R., Hatch T.F., Mercer T.T. et al. Deposition and retention models for
internal dosimetry of the human respiratory tract. Task group on lung dynamics // Health
Phys. 1966. Vol. 12. P. 173-208.
30. Hinds W.C. The lung and the environment // Semin. Respir. Med. 1980.Vol. 1. P. 197-
210.
31. Weibel E.R. Morphometry of the Human Lung. Berlin : Springer-Verlag, 1963.
32. Crowder T.M., Rosati J.A., Schroeter J.D., Hickey A.J. et al. Fundamental effects of
particle morphology on lung delivery: predictions of Stokes' law and the particular relevance
to dry powder inhaler formulation and development // Pharm. Res. 2002. Vol. 19. P. 239-
245.
33. Martonen T.B., Musante C.J., Segal R.A., Schroeter J.D. et al. Lung models: strengths
and limitations // Respir. Care. 2000. Vol. 45. P. 712-736.
34. Landahl H.D., Tracewell T.N., Lassen W.H. On the retention of airborne particulates in
the human lung // Arch. Ind. Hyp. Occup. Med. 1951. Vol. 3.P. 359-366.
35. Altshuler B., Yarmus L., Palmes E.D., Nelson N. Aerosol deposition in the human
respiratory tract // Arch. Ind. Health. 1957. Vol. 15. P. 293-303.
36. Heyder J., Gebhart G., Heigwer G., Roth C. et al. Experimental studies of the total
deposition of aerosol particles in the human respiratory tract // Aerosol Sci. 1973. Vol. 4. P.
191-208.
37. Morrow P.E. Conference on the scientific basis of respiratory therapy. Aerosol therapy.
Aerosol characterization and deposition // Am. Rev. Respir. Dis. 1974. Vol. 110. P. 88-99.
38. Hinds W.C. Aerosol Technology. New York : John Wiley and Sons, 1982.P. 211-232.
39. Clark A.R., Gonda I., Newhouse M.T. Towards meaningful laboratory tests for
evaluation of pharmaceutical aerosols // J. Aerosol Med. 1998. Vol. 11,suppl. 1. P. S1-S7.
40. Copley M. Cascade Impactors. Theory, Design, and Practical Information for Optimal
Testing. 2008. URL: www.inhalationmag.com.
41. United States Department of Health and Human Services, Food and Drug
Administration, Center for Drug Evaluation and Research. Guidance for Industry. Metered-
dose inhaler (MDI) and Dry Powder Inhaler (DPI) Drug Products (Draft). October, 1998.
URL: http://www.fda.gov/cder/guid-ance/2180dft.htm. (date of access June 20, 2005)
42. Snell N.J.C., Ganderton D. Assessing lung deposition of inhaled medications.
Consensus statement from a workshop of the British Association for Lung Research, held at
the Institute of Biology, London, U.K. on 17 April 1998 // Respir. Med. 1999. Vol. 93. P. 123-
133.
43. Anger H.O. Scintillation camera // Rev. Sci. Instr. 1958. Vol. 29. P. 27-33.
44. Newman S.P., Pitcairn G.R., Hirst P.H., Rankin L. Radionuclide imaging technologies
and their use in evaluating asthma drug deposition in the lungs // Adv. Drug Deliv. Rev.
2003. Vol. 55. P. 851-867.
45. Newman S.P. Deposition and Effects of Inhalation Aerosols. Lund : Rahns i Lund
Tryckeri AB, 1983.
46. Mobley C., Hochhaus G. Methods used to assess pulmonary deposition and absorption
of drugs // Drug Discov. Today. 2001. Vol. 6. P. 367-375.
47. Borgstrom L., Newman S., Weisz A., Moren F. Pulmonary deposition of inhaled
terbutaline: comparison of scanning gamma camera and urinary excretion methods // J.
Pharm. Sci. 1992. Vol. 81. P. 753-755.
https://t.me/medicina_free
23
48. Leach C.L. Approaches and challenges to use freon propellant replacements // Aerosol
Sci. Technol. 1995. Vol. 22. P. 328-334.
49. Seale J.P., Harrison L.I. Effect of changing the fine particle mass of inhaled
beclomethasone dipropionate on intrapulmonary deposition and pharmacokinetics // Respir.
Med. 1998. Vol. 92, suppl. A. P. 9-15.
https://t.me/medicina_free
24
Глава 2. ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ АЭРОЗОЛЬНОЙ
МЕДИЦИНЫ С.Н. АВДЕЕВ
Введение
При заболеваниях легких ингаляционная терапия - наиболее логичный выбор, так как
лекарственный препарат непосредственно направляется к тому месту, где он должен
действовать - в ДП. Другие пути введения лекарственных препаратов, используемых
для терапии заболеваний легких, имеют ряд недостатков [1]:
• для достижения легких препарат должен быть абсорбирован из ЖКТ и попасть в
системный кровоток;
• во время прохождения через печень препарат подвергается активному метаболизму
(эффект первой дозы);
• к месту своего действия препарат поступает через трахеобронхиальный кровоток,
который составляет лишь около 1% сердечного выброса (СВ).
Можно выделить следующие преимущества ингаляционного пути ведения:
• более быстрое начало действие лекарственного препарата;
• более низкая доза по сравнению с другими методами введения лекарств (например,
по сравнению с таблетированными формами);
• меньший риск развития побочных эффектов.
Успех ингаляционной терапии зависит не только от правильного выбора
лекарственного препарата, но и от адекватного способа доставки лекарства в ДП.
Идеальное устройство доставки должно обеспечивать депозицию большой фракции
препарата в легких, быть достаточно простым в использовании, надежным и
доступным для применения в любом возрасте и при тяжелых стадиях заболевания
[2].
Физические основы аэрозольной медицины
Задача любой ингаляционной техники - доставка лекарственного препарата в ДП.
Одним из основных параметров эффективности
ингаляционного устройства является такая величина, как депозиция (то есть
отложение) препарата в дыхательных путях. Средняя депози-ция при использовании
обычного небулайзера составляет около 10- 15% отмеренной дозы препарата, около
10-30% для ДАИ, около 15- 20% для комбинации ДАИ-спейсер и до 15-35% для
некоторых ДПИ [3-5].
Основные механизмы депозиции - инерционное столкновение, седиментация
(оседание) и диффузия (рис. 2.1, см. цв. вклейку) [6]. Электростатическая
преципитация и интероцепция частиц также могут иметь определенное значение,
однако чаще всего лишь при определенных условиях. Депозиция аэрозоля путем
инерционного столкновения происходит, когда инерция частицы не в состоянии
обеспечить ее дальнейшее движение с потоком воздуха при изменении направления
потока [7]. Такой механизм имеет место в верхних дыхательных путях, в глотке и
гортани и в местах бифуркации ДП. Степень столкновения (импакции)
пропорциональна d
2
Q, где d - диаметр частицы и Q - скорость воздушной струи. В
результате число частиц, подвергшихся депо-зиции вследствие столкновения,
https://t.me/medicina_free
25
увеличивается с повышением потока, размером частиц, остротой угла изменения
воздушной струи и с уменьшением диаметра ДП.
Седиментация ответственна за депозицию частиц аэрозоля, не подвергнувшихся
столкновению при вхождении в легкие [7]. Размер таких частиц составляет обычно
менее 5 мкм, а гравитационные силы, воздействующие на них, пропорциональны
квадрату их диаметра. Седиментация увеличивается при задержке дыхания и при
медленном, спокойном дыхании.
Броуновская диффузия - основной механизм депозиции в легких частиц размером
менее 0,5 мкм. Такая депозиция наблюдается в дистальных, газообменных отделах
легких и составляет очень малую долю от общей легочной депозиции
терапевтического аэрозоля [8].
Большинство аэрозолей несут электростатический заряд. Вследствие этого
электростатическая преципитация также может вносить вклад в депозицию очень
малых частиц в легких. Электростатическая преципитация может иметь большее
значение вне легких, благодаря этому механизму происходит повышение депозиции
аэрозоля в узких пластиковых трубках, что приводит к уменьшению объема
препарата, доставленного в легкие, особенно при использовании порошковых
ингаляторов и спейсеров [9, 10].
Интероцепция (связывание) частиц происходит, если дистанция от частицы до
поверхности меньше, чем диаметр самой частицы. Данный механизм важен для
депозиции волокон (асбест, фиберглас и др.), однако его участие в доставке
терапевтических аэрозолей очень мало [6].
Основной фактор, определяющий депозицию частиц в дыхательных путях, - размер
частиц аэрозоля. Важнейшие понятия, используемые в аэрозольной медицине,
представлены в табл. 2.1 [2].
Таблица 2.1. Определение наиболее используемых терминов, характеризующих
аэрозоль
Термины
Аббревиатура
Определение
Аэрозоль
-
Двухфазная система, состоящая из непрерывной
газообразной фазы (обычно воздух) и прерывистой
фазы жидких или твердых частиц
Номинальная доза*
-
Масса лекарственного препарата, отмеряемая во время
каждой активации ингалятора. Это доза, указанная на
упаковке
Общая эмиттируемая доза или
доза, доставляемая в
дыхательные пути* (total emitted
dose)
TED
Масса лекарственного препарата, выпускаемая из
сопла ингалятора при его активации, которая попадает
в ротовую полость пациента
Респирабельная частица
(respiratory particles)
РЧ (RP)
Частицы с аэродинамическим диаметром <5 мкм
Респирабельная фракция
(respiratory fraction)
РФ (RF)
Пропорция респирабельных частиц выхода аэрозоля,
выраженная в процентах
Респирабельный выход
(respiratory output)
РВ (RO)
Масса респирабельных частиц аэрозоля, производимая
небулайзером за 1 мин (выход аэрозоля × респира-
бельная фракция)
Мелкодисперсная доза (fine
particle dose)
МДД (FPD)
Масса частиц диаметром <5 мкм в общей
эмиттируемой дозе
Мелкодисперсная фракция (fine
particle fraction)
МДФ (FPF)
Доза мелкодисперсных частиц, разделенная на общую
эмиттируемую дозу
Аэродинамический
эквивалентный диаметр
(aerodynamic equivalent diameter)
d
ае
Диаметр условной сферической частицы с плотностью
1 г/см
3
, которая имеет ту же гравитационную скорость,
что и данная частица, в газе, аналогичном данному
аэрозолю
https://t.me/medicina_free
26
Термины
Аббревиатура
Определение
Масс-медианный
аэродинамический диаметр
(mass-median aerodymanic
diameter)
ММАД
(MMAD)
Масс-медианный аэродинамический диаметр делит все
частицы аэрозоля на две группы. Это диаметр,
относительно которого 50% частиц данной массы
имеют большие размеры, а 50% - меньшие
Геометрическое стандартное
отклонение (geometric standart
devition)
σ
g
или GSD
GSD отражает распределение частиц аэрозоля по
диаметру и определяется как соотношение медианы
диаметра к диаметру, равному медиане ±1 стандартное
отклонение (σ)
Гетеродисперсный аэрозоль
-
Аэрозоль, состоящий из частиц различных размеров (с
GSD >1,2)
Гомодисперсный аэрозоль
-
Аэрозоль, состоящий из частиц примерно одинаковых
размеров
(с GSD <1,2)
* Депозицию в легких можно представить как процент от номинальной или
эмиттируемой дозы.
Условно распределение частиц аэрозоля в дыхательных путях в зависимости от их
размера можно представить следующим образом:
• более 10 мкм - осаждение в ротоглотке;
• 5-10 мкм - осаждение в ротоглотке, гортани и трахее;
• 2-5 мкм - осаждение в нижних дыхательных путях;
• 0,5-2 мкм - осаждение в альвеолах;
• менее 0,5 мкм - не осаждаются в легких [11, 12]. Инерционное столкновение -
основной механизм депозиции частиц аэрозоля в назофарингеальной области,
инерционное столкновение и седиментация определяют депозицию в
трахеобронхиальных отделах, а седиментация и диффузия играют основную роль на
уровне альвеол [6]. В целом чем меньше размер частиц, тем более дистально
происходит их депозиция: если при размере частиц 10 мкм отложение аэрозоля в
ротоглотке равно 60%, то при размере 1 мкм приближается к нулю (рис. 2.2) [13].
Частицы размерами 6-7 мкм осаждаются в центральных дыхательных путях, в то
время как оптимальным размером для депозиции в периферических дыхательных
путях является частица 2-3 мкм [14].
Существует четкая зависимость между размерами аэрозольных частиц и величиной
легочной депозиции препарата. По данным Olsson и соавт., процент депонированного
препарата оказался прямо пропорциональным РФ препарата [15]. Существует также
зависимость между легочной депозицией и клиническим эффектом препарата. Для
брон-хорасширяющих препаратов эта зависимость линейная: так, например,
Borgstrom и соавт. при сравнении эффектов тербуталина показали, что различие
легочной депозиции в 2 раза [между ДАИ и Turbuhaler (ДПИ)] приводит к различиям в
бронхорасширяющем эффекте препарата, также равном примерно двум [16]. В
работе Goldberg и соавт. при изучении клинической эффективности
комбинации фенотерол + ипратропия бромид с помощью системы доставки Respimat
также было показано, что ингаляционная система, обеспечивающая четырехкратное
увеличение легочной депозиции препарата по сравнению с ДАИ (соответственно 40 и
10%), позволяет уменьшить дозу препарата также примерно в 4 раза [17].
https://t.me/medicina_free
27
Рис. 2.2. Модель Международной комиссии по радиационной защите,
демонстрирующая взаимосвязь между аэродинамическим диаметром и
распределением частиц в легких (Kobrich R., Rudolf G., Stahlhofen W., 2004)
Для глюкокортикоидов (ГКС) зависимость между легочной депози-цией и клиническим
эффектом уже не такая линейная, как для бронхо-дилататоров. Так, применение
беклометазона с помощью ДАИ с про-пеллентом HFA-134a приводит к повышению
легочной депозиции от 5-10 («старый» ДАИ с фреоновым пропеллентом) до 60%,
однако клиническая эффективность повышается в 2-3 раза [18]. Объясняет данный
феномен локализация рецепторов для лекарственного препарата. В случае с ГКС
противовоспалительное действие препарата реализуется на протяжении всего
бронхиального дерева, в то время как для бронхо-дилататоров эффект связан с
воздействием на рецепторы в его центральных отделах. Поверхность ДП
экспотенциально возрастает по мере увеличения порядка бронхов, поэтому для
обеспечения противовоспалительного эффекта кортикостероидов на уровне мелких
ДП требуется значительно большая доза аэрозоля по сравнению с дозой для
центральных ДП.
Факторы, определяющие эффективность
использования ингаляционных устройств
Условно все факторы, оказывающие влияние на продукцию аэрозоля, его качество и
депозицию в дыхательных путях пациента, то есть определяющие эффективность
ингаляционной техники, можно разделить на три большие группы [19]:
• факторы, связанные с ингаляционным устройством;
• факторы, связанные с пациентом;
• факторы, связанные с лекарственным препаратом.
Факторы, связанные с ингаляционным устройством
https://t.me/medicina_free
28
Эффективность продукции аэрозоля, свойства аэрозоля и его доставка в ДП зависят
от типа ингаляционного устройства, его конструкционных особенностей и др.
Например, несмотря на сходный дизайн и конструкцию, небулайзе-ры различных
моделей могут иметь значительные различия. В исследовании Loffert и соавт. при
сравнении 17 типов струйных небулайзеров in vitro было показано, что объем
аэрозоля в выходе различался в 2 раза (0,98-1,86 мл), величина РФ аэрозоля - в 3,5
раза (22-72%), а скорость доставки частиц РФ препаратов - в 9 раз (0,03-0,29 мл/мин)
[20]. В другом исследовании при сравнении эффективности доставки пентамидина 8
небулайзерами (5 струйных и 3 УЗ) у ВИЧ-инфицированных больных было показано,
что средняя депозиция препарата в легких различалась в 5 раз (2,9-14,3 мг от дозы
300 мг), а средняя оро-фарингеальная депозиция - в 17 раз (0,5-8,5 мг) [21].
Факторы, связанные с пациентом
В дополнение к размерам частиц на депозицию аэрозоля могут влиять такие
факторы, как дыхательный паттерн, носовое дыхание, геометрия ДП, наличие
заболевания ДП, позиция тела пациента.
Дыхательный паттерн. Основными компонентами дыхательного паттерна, влияющими
на депозицию частиц аэрозоля, являются дыхательный объем (V
T
), инспираторный
поток (V') и инспираторная фракция - соотношение времени вдоха к общей
длительности дыхательного цикла (t
I
/t
tot
) [19]. На рис. 2.3 представлен график потока
во время одного респираторного цикла спонтанно дышащего пациента. Средняя
инспираторная фракция у здорового человека составляет около 0,4- 0,41, у больных с
тяжелым обострением ХОБЛ - около 0,34-0,36 [22]. При использовании обычного
небулайзера генерация аэрозоля небу-лайзером происходит на протяжении всего
дыхательного цикла, а его доставка в ДП возможна лишь во время фазы вдоха, то
есть прямо пропорциональна инспираторной фракции, а масса ингалируемого
препарата может быть рассчитана как: t
I
/t
tot
× (V' × С) × t(s),
где t
I
/t
tott
- инспираторная фракция; V' - поток рабочего газа; С - концентрация
препарата в потоке газа; t(s) - общее время небулизации.
https://t.me/medicina_free
29
Рис. 2.3. График потока во время одного респираторного цикла спонтанно дышащего
пациента
Быстрый вдох и подача струи аэрозоля в струю воздушного потока в середине и
конце вдоха повышает центральную депозицию [23]. В противоположность этому
медленный вдох, ингаляция аэрозоля в начале вдоха и задержка дыхания в конце
вдоха повышают периферическую (легочную) депозицию [24]. Повышение минутной
вентиляции, что происходит обычно во время физической нагрузки, также
увеличивает отложение частиц аэрозоля в легких. Однако в данном случае депозиция
может претерпеть значительное влияние таких факторов, как повышение
инспираторного потока и снижение способности полного увлажнения аэрозоля
(уменьшение гигроскопического роста).
Особая проблема для детей - нерегулярный дыхательный паттерн, связанный с
наличием диспноэ, кашля, с плачем и т.д. Такая вариабельность делает
непредсказуемыми доставку и контроль свойств лекарственного аэрозоля [25].
Дыхание через нос или рот влияет на доставку аэрозоля. Вследствие узкого
поперечного сечения, крутого изменения направлений воздушного потока, наличия
волосков нос создает идеальные условия для инерционного столкновения частиц и
является прекрасным фильтром для большинства частиц размером более 10 мкм
[26]. Существует зависимость носовой депозиции аэрозоля от возраста пациента: в
одной из работ было показано, что у детей в возрасте 8 лет в носовой полости
осаждается около 13% аэрозоля, у детей 13 лет - 16%, а у взрослых (средний возраст
36 лет) - 22%, то есть носовая депозиция увеличивается с возрастом [27]. В
дополнение ко всему увлажнение аэрозоля приводит к росту гигроскопичных частиц,
что также благоприятствует импакции.
Депозиция аэрозоля зависит и от позиции тела пациента. Так, у больных ВИЧ,
получающих регулярные ингаляции пентамидина для профилактики
инфекции Pneumocystis, пневмоцистные пневмонии все-таки могут развиваться в
https://t.me/medicina_free
30
верхних зонах легких, так как при спокойном дыхании в положении сидя только
небольшая доза аэрозоля достигает этих отделов [28, 29].
Здоровые индивидуумы имеют значительные различия в геометрии ДП. Центральная
(трахеобронхиальная) депозиция выше у пациентов с меньшими размерами
кондуктивных ДП [5].
Сужение просвета ДП вследствие любой причины может отражаться на
распределении частиц в легких. Вариации депозиции аэрозоля наблюдаются и у
здоровых людей, однако они еще более усиливаются при наличии заболевания. При
большинстве известных заболеваний отмечаются повышение центральной и
снижение периферической депози-ции [30-32]. Например, у больных муковисцидозом
(МВ), при наличии сужения просвета бронхов, доставка к трахеобронхиальным
отделам уменьшается на 200-300% [33]. В исследовании Diot и соавт. было показано,
что легочная депозиция ингаляционных препаратов обратно пропорциональна
показателю объема форсированного выдоха за одну секунду (ОФВ
1
) [34, 35]. Itoh и
соавт. изучали влияние функциональных легочных нарушений на пенетрацию
аэрозоля коллоидных частиц диаметром 1,5 мкм, меченных радиоактивным
технецием у 58 больных (из них 19 больных ХОБЛ и 11 больных легочным фиброзом)
[36]. Данное исследование показало, что у больных ХОБЛ периферическая депозиция
аэрозоля была тем меньше, чем более выражена бронхиальная обструкция,
диффузия препарата не выходила за границы стеноза бронхов. У больных легочным
фиброзом была выявлена негомогенная пенетрация аэрозоля в нижних долях легких.
Изменения распределения частиц аэрозоля в различных отделах ДП, вызванное
наличием заболевания и другими причинами, может иметь потенциальное
терапевтическое и диагностическое значение в зависимости от класса
лекарственного препарата. Рецепторы для ингаляционных бронходилататоров
распределены по всем отделам легких [37, 38], но наибольшее воздействие
оказывается на рецепторы в гладкомышечной ткани, находящейся в
воздухопроводящих путях. При воздействии на эти рецепторы бронходилататоры
раскрывают (дилатируют) более крупные ДП. Кортикостероидные рецепторы также
присутствуют во всех отделах ДП [39], и было показано, что при астме [39] и ХОБЛ
[40] воспаление развивается во всех отделах респираторного тракта. В связи с этим
может быть более целесообразным равномерное распределение ингаляционных
глюкокортикоидов (ИГКС) по всем ДП.
Факторы, связанные с лекарственным препаратом
Чаще всего в клинической практике для ингаляции с помощью не-булайзеров
используются лекарственные формы в виде растворов. Принципы генерации
аэрозоля из суспензий, являющихся основой некоторых новых препаратов
(будесонид), значительно различаются. Суспензия состоит из нерастворимых
твердых частичек, взвешенных в жидкой среде (воде). При небулизации суспензии
препарата каждая частичка аэрозоля является потенциальным носителем для
твердой частицы, поэтому при ингаляции суспензий очень важно, чтобы размер
частиц суспензированного препарата не превышал размер частиц раствора. Средний
диаметр частиц суспензии будесонида составляет около 3 мкм [41]. УЗ-небулайзер
является малоэффективной системой доставки лекарственных суспензий [42, 43].
Вязкость и поверхностное натяжение раствора препарата также являются
важнейшими факторами, определяющими характеристики аэрозоля и его выход.
Изменение данных параметров происходит вследствие добавления в лекарственные
формы веществ, повышающих растворение основного вещества - ко-солвентов
(например, пропиленгликоля).
https://t.me/medicina_free
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана