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在這項研究中，我們調查了用于控制藥物釋放的藥物片劑的溶脹行為和力學性能。 這些信息可以 指導理解溶脹，水化和結構剛度對釋放動力學的影響。

在水化71±3小時，并在蒸餾水中溶脹后，在裝有蒸餾水的腔室內測試片劑。 用千分尺測量片劑的 平均厚度（5.44±0.97mm）和直徑（5.76±0.01mm）mm。 在四種類型的樣品進行應力松弛測量， 這些樣品由在制造過程中粉末上不同的壓縮力和干硬度表征（參見表1）。在力學測試期間，以低 速執行壓縮步驟以將片劑壓縮到均勻厚度。 然后，在每個步驟之后，以0.2％/ s的速度施加4 個厚度為1％的小壓縮步驟，松弛時間為10,000秒。 接下來在相同條件下進行4個釋放步驟。

表1：制造的物理特征

顯示了樣品2的典型應力松弛測試曲線。 這些結果表明溶脹的片劑成功地承受了施加的載荷程序， 因為它們在壓縮和釋放期間具有幾乎可逆的行為，并且具有相似的平衡載荷。 然而，與釋放相 比，壓縮期間的峰值載荷更高。 還顯示了片劑的平衡剛度隨壓縮而增加。 有趣的是，平衡剛度隨 著制造期間施加于粉末的壓縮力以及片劑的干硬度而降低。

在這項研究中使用蠕變測試來觀察溶脹以及溶脹過程中力學性能的變化。 顯示了樣品2在蒸餾水中 5小時后的溶脹。 在溶脹過程中，每半小時施加20 mm的壓縮拐角，其速度為4 mm / s，松弛時間 為10 s。在5個小時內片劑溶脹了700 m。 此外，與水化片劑相比，干燥片劑的力學性能（t =  0s）不同。 片劑的溶脹會改變其結構，從而在水合和溶脹5小時后，其動態剛度將降低到三分 之一。

可以分析來自力學測試的數據以獲得結構信息。 使用為組織力學開發的原纖網增強多孔彈性模 型，可以處理應力松弛曲線以獲得四個模型參數：矩陣平衡剛度（Em），水力滲透率（k），矩 陣泊松比（ν）和原纖網絡剛度（ Ef）（請參考網站上:Soulhat et al 1999）。

k可以直接與孔徑有關，從而與片劑的藥物轉運有關。 Em可能與藥片中央部分的剛度有關，Ef與 膜表面層的剛度有關。 實際上，在溶脹過程中，我們觀察到片劑可由具有不同于中央部分特性的 表面層來表征。 通過將應力松弛曲線與模型擬合來獲得結果。 有趣的是，與釋放相比，Ef較 高，k較小。Ef與釋放時較低的峰值負載直接相關。 k的增加可以通過片劑在壓縮期間繼續溶脹的 事實來解釋。通過使用Navier-Stokes方程估算基體的孔徑，可以進一步獲得微結構信息。 所得基 質的孔徑在5至15 nm之間變化，在水合過程中會增加。 在本案例研究中，我們表明Mach-1可以測量溶脹的藥物片劑的力學性能。 獲得了至關重要的 重要信息，表明干燥片劑的力學性能（粉末的壓縮力和硬度）與水合片劑的力學性能大不相同。  此外，我們假設水合片劑的力學行為與控制藥物釋放的事件更密切相關。 實際上，我們觀察到溶 脹71小時后，對于粉末上壓制力較小的片劑，其平衡剛度較高。 這可能是由于以較高的壓縮力制 造的較硬的片劑中存在缺陷或裂紋。 未顯示的結果還表明，水合片劑的力學性能受測試溶液的鹽 濃度和pH影響。