JP3899427B2 - 薬物送達および鑑視適用のためのヒト皮膚の微細穿孔 - Google Patents

Description

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本出願は、1995年８月29日に出願された米国特許出願番号第08/520,547号の一部継続出願である。米国特許出願第08/520,547号は、1993年11月15日に出願された米国特許出願第08/152,442号で現在の米国特許第5,458,140号、および1993年12月８日に出願された米国特許出願第08/152,174号で現在の米国特許第5,445,611号の一部継続出願である；本出願はまた、1995年10月30日に出願された米国仮出願第60/008,043号の利益を享受することを主張する。
発明の背景
本発明は、一般に、身体内の分析物の鑑視および身体への薬物の経皮的な送達の分野に関する。より詳細には、本発明は、角質層の微細穿孔による皮膚の浸透性を増加する最小侵襲性から非侵襲性までの方法に関する。これは、分析物を鑑視するために身体からの分析物の外向きのフラックス(flux)を選択的に増強するため、または身体内への薬物送達のために、音波エネルギー、化学的浸透増強剤、圧力などを組合せ得る。
角質層は、周知の皮膚障壁特性の主な原因である。従って、この層は、薬物または他の分子の身体内への経皮フラックスおよび分析物の身体外への経皮フラックスに対する最大の障壁を提示する。皮膚の外側の角質の層である角質層は、脂質ドメインにより分離された緻密な角質化した細胞残遺物の複雑な構造である。口腔粘膜または胃粘膜に比較して、角質膜は身体に対して外部または内部いずれかの分子に対してもかなり浸透性が劣る。角質層はケラチノサイトから形成される。ケラチノサイトは、表面細胞の大部分を構成し、それらの核を失い、そして角質細胞になる。これらの死んだ細胞は、たった約10〜30μmの厚みを有する角質を構成し、上記のように、非常に耐性の防水性の膜であり、外部の物質による侵襲、および流体および溶解した分子の外向きの移動から身体を保護する。角質層は、剥離の間の角質細胞の脱落および角質化プロセスによる新たな角質細胞の形成により間断なく再生される。
皮膚を横切る薬物または分析物のフラックスは、抵抗（拡散係数）または駆動力（拡散に対する勾配）のいずれかを変化されることにより増加され得る。フラックスは、いわゆる浸透または化学的増強剤の使用により増強され得る。化学的増強剤は、当該分野で周知であり、そしてより詳細な記載を以下に記す。
薬物に対する皮膚の浸透性を増加する別の方法は、イオン導入法（iontophoresis）である。イオン導入法は、外部電場の適用およびイオン化形態の薬物またはイオン輸送（電気浸透）に伴う水のフラックスにより運搬される非イオン化薬物の局所送達を含む。イオン導入法による浸透増強は効果的であったが、薬物送達の制御および不可逆的な皮膚の損傷がこの技術に関連する問題である。
音波エネルギーもまた、薬物および他の分子に対する皮膚および合成膜の浸透を増強するために用いられてきた。超音波は、20kHzより大きい周波数を有する機械的な圧力の波として定義されてきた（H. Lutzら、Mannual of Ultrasound 3-12 (1984)）。音波エネルギーは、物質を通じて交流電流を通過させることによって圧電結晶または他の電気機械的要素を振動させることにより生成される（R. Brucksら、6 Pharm. Res. 697 (1989)）。薬物分子に対する皮膚の浸透性を増加するための音波エネルギーの使用は、音波泳動法（sonophoresisまたはphonophoresis）と名付けられている。
皮膚の浸透性を増強することは、理論的に、回収または鑑視のために、身体内からの分子を皮膚を通して身体外に輸送することを可能にするはずであると考えられてきたが、実施可能な方法は開示されていない。Stanleyらの米国特許第5,139,023号は、非侵襲的な血中グルコース鑑視のための装置および方法を開示する。この発明では、化学的浸透増強剤を用いて、グルコースに対する粘膜組織または皮膚の浸透性を増加させる。次いで、グルコースは、粘膜組織または皮膚を通して受動的に拡散し、そして受容媒体中に捕捉される。受容媒体中のグルコースの量が測定され、そして血中グルコースレベルを決定するために関連付けられる。しかし、Stanleyらにおいて教示されるように、この方法は、粘膜組織（例えば、頬側組織）において用いられる場合、より一層効果的であり、検出可能な量のグルコースが、約10〜20分の遅延時間後に受容媒体に回収される。しかし、Stanleyらにより教示される方法は、用いられる化学的増強剤組成物に依存して、２〜24時間の範囲に及ぶ非常に長い遅延時間の後、検出可能な量のグルコースが、インビトロでヒト皮膚（熱で分離された表皮）を通して拡散して検出され得る。これらの長い遅延時間は、皮膚を通して受動的に拡散し、かつ障壁角質層の浸透性を増強するために化学的浸透増強剤が必要とする時間の長さ、および皮膚を通して受動的に拡散するためにグルコースが必要とする時間の長さに起因し得る。従って、Stanleyらは、明らかに、糖尿病患者の血中グルコース鑑視および血中電解質のような多くの他の身体内分析物の鑑視に要求されるような迅速な鑑視を可能にする様式で、皮膚を通して血中グルコースまたは他の分析物を非侵襲的に輸送するための方法を教示しない。
薬物送達のための音波エネルギーの使用が知られているが、多くは浸透性の増強が比較的低かった点において期待に反する結果となっている。皮膚を横切って薬物フラックスを増加するに音波エネルギーの効力に関する意見の一致はない。いくつかの研究が音波泳動法の成功を報告しているが（J. Davickら、68 Phys. Ther. 1672 (1988); J. Griffinら、47 Phys. Ther. 594 (1967); J. GriffinおよびJ. Touchstone, 42 Am. J. Phys. Med. 77 (1963); J. Griffinら、44 Am. J. Phys. Med. 20 (1965); D. Levyら、83 J. Clin. Invest. 2074; D. Bommannanら、9 Pharm. Res. 559 (1992)）、他は否定的な結果を得ている（H. Bensonら、69 Phys. Ther. 113 (1988); J. McElnayら、20 Br. J. Clin. Pharmacol. 4221 (1985); H. Pratzelら、13 J. Rheumatol. 1122 (1986)）。齧歯類の皮膚が用いられた系は、最も期待できる結果を示したが、ヒト皮膚が用いられた系は、一般に，期待に反する結果を示している。齧歯類の皮膚はヒト皮膚よりもずっと浸透性であることが当業者に周知であり、従って上記の結果は、ヒト皮膚を通じる経皮的送達および/または鑑視に適用された場合に、音波泳動法の効果的な利用法を当業者に教示しない。
分析物の鑑視、およびまた身体への薬物送達における超音波エネルギーの使用における有意の改善が、同時係属中の1993年11月15日に出願された米国特許出願第08/152,442号で現在の米国特許第5,458,140号、および1993年12月８日に出願された米国特許出願第08/152,174号で現在の米国特許第5,445,611号に開示および請求項に記載され、これらの両方が本明細書中に参考として援用される。これらの発明において、分析物の経皮的サンプリングまたは薬物の経皮送達は、強度、位相、もしくは周波数、またはこれらパラメーターの組合せにおいて変調される音波エネルギーの、化学的浸透増強剤の使用と組み合わた使用により達成される。ニードル穿孔、水動力学的ジェット(hydraulic jet)、レーザー、エレクトロポレーション、または他の方法により導入される穿孔を介して角質層を通して制御可能に分子を押し、および/または汲み上げるために、必要に応じて、周波数、強度、および/または位相の変調を伴う音波エネルギーの使用もまた開示される。
薬物の送達を増強するための角質層における微細孔（すなわち、微細穿孔）の形成は、種々の研究の主題であって、そしてこのような技術の特許の発行に至った。
Jacquesら（88 J. Invest. Dermatol. 88-93 (1987)）は、下にある表皮を有意に損傷せずに角質層を切除するために十分な波長、パルス長、パルスエネルギー、パルス数、およびパルス反復速度を有するパルス化レーザー光を用いて皮膚の領域の角質層を切除し、次いで切除した領域に薬物を付与することにより薬物を投与する方法を教示する。この研究は、Jacquesらへの米国特許第4,775,361号の発行に至った。紫外レーザー照射の使用による皮膚の切除は、Laneら、121 Arch. Dermatol. 609-617 (1985)により初期に報告された。Jacquesらは、光の少数の波長および高価なレーザーの使用に制限される。
Tankovich（米国特許第5,165,418号（本明細書中以下では「Tankovich '418」））は、ヒトまたは動物の皮膚を、皮膚に表皮を通して伸びる穴を開け、そして少なくとも１つの血管を切断するように、皮膚組織を蒸発させ、所定量の血液がその穴を通してそれが回収され得るように放出させるに十分なエネルギーの１つ以上のレーザーパルスで照射することにより血液サンプルを得る方法を開示する。従って、Tankovich '418は、薬物が身体に送達され得るかまたは身体からの分析物が分析され得るような角質層の非侵襲性または最小侵襲性である透過化処理としては不適切である。
Tankovichら、米国特許第5,423,803号（本明細書中以下では「Tankovich '803」）は、美容的適用にためのヒト皮膚における表面表皮皮膚細胞のレーザー除去法を開示する。この方法は、表皮外層に光吸収性「混入物質」を付与する工程、そしてこの混入物質のある量を角質層の細胞内空間に押し入れる工程、および浸潤された皮膚を、混入物質により吸収されたエネルギーの量がいくつかの表皮皮膚細胞を引き剥がすに十分なエネルギーで混入物質を爆発させる十分な強度のレーザー光のパルスで照射する工程を包含する。Tankovich'803はさらに、レーザービームの波長における混入物質によるエネルギーの高い吸収があるべきであること、レーザービームが１μsより短い持続時間のパルス化ビームでなければならないこと、混入物質が表皮の上層に押し入れられねばならないこと、および混入物質がレーザーエネルギーを吸収する際に表皮細胞を引き剥がすに十分なエネルギーを用いて爆発しなければならないことを教示する。この発明もまた、薬物送達または分析物回収の方法を開示も示唆もしていない。
RavenらのWO92/00106は、波長750〜860nmの赤外線に対して高度に吸収性である化合物を、選択された組織に投与し、そしてその領域を、対応する赤外線を用いて、化合物が投与された組織の熱気化が起こるのに十分であるが化合物が投与されなかった組織の気化が起こるには不十分なパワーで照射することにより、身体から非健康的な組織を選択的に除去する方法を開示する。この吸収性化合物は、（例えば、インドシアニングリーン、クロロフィル、ポルフィリン、ヘム含有化合物、またはポリエン構造を含む化合物のように）水中または血清中で可溶性であるべきであり、そしてパワーレベルは、50〜1000W/cm²の範囲またはこれよりさらに高くあるべきである。
KonigらのDD259351は、赤外および/または近赤外スペクトル領域において放射を吸収する腫瘍組織中に媒体を沈着させる工程、および浸潤された組織を適切な波長のレーザー光で照射する工程を包含する腫瘍組織の熱処理のためのプロセスを教示する。吸収性媒体は、メチレンブルー、還元ポルフィリンまたはその凝集体、およびフタロシアニンブルーを含み得る。600〜700nmに強い吸収のあるメチレンブルー、および647nmおよび676nmで放射するクリプトンレーザーが例示される。パワーレベルは、少なくとも200mW/cm²であるべきである。
同じ部位へセロハンテープの付与および除去を繰り返すことによって、角質層を、皮膚の小さい領域からはぎ取ることにより、任意の量の間質液を容易に回収し得、これは次いで多数の目的分析物についてアッセイされ得ることが示されている。同様に、「テープではぎ取られた」皮膚はまた、化合物の身体内への経皮送達にとって浸透性であることが示されている。不運にも、「テープはぎ取り」は、開存性のただれを残し、これは治るのに何週間もかかり、そしてこの理由および他の理由により、広範な適用における経皮的輸送を増強するために受容可能な実施であるとは考えられていない。
上記のように、パルス化レーザー（例えば、193nmで作動するエキサイマーレーザー、2.9μm近くで作動するエルビウムレーザー、または10.2μmで作動するCO₂レーザー）は、ヒトの角質層に小さな穴を効果的に切除するために用いられ得ることが示されてきた。これらのレーザー切除技術は、送達穴および/またはサンプリング穴を角質層を通して開口するための選択的でそして潜在的に非外傷性の方法に対する可能性を提供する。しかし、これらの光供給源に関連する法外に高いコストのために、この概念に基づいて開発された商業用の製品は存在していない。本明細書中で開示される発明は、非常に緊密に規定された空間的および時間的解像度で角質層中に熱エネルギーを直接伝導する方法を規定することにより、非常に低コストのエネルギー供給源を用いて角質層の所望の微小切除を作製することを可能にする。
前述の問題および/または欠陥を考慮すると、より迅速な時間フレームで身体の分析物の最小侵襲性または非侵襲性の鑑視のための皮膚の浸透性を安全に増強する方法の開発は、当該分野において著しい進歩であり得る。個体の身体の選択された領域中に薬物の経皮フラックス速度を最小侵襲的にまたは非侵襲的に増強する方法を提供することは、当該分野における別の著しい進歩であり得る。
本発明の簡単な要旨
本発明の目的は、穿孔を用いて角質層の障壁特性を最小にし、その結果角質層の穿孔を通して身体内から分析物を制御可能に回収し、これらの分析物の鑑視を可能にすることである。
音波エネルギー、浸透増強剤、圧力勾配などと組み合わせて、角質層の微細孔を通して身体内の選択された分析物を監視する方法を提供することもまた本発明の目的である。
本発明の別の目的は、角質層の微細穿孔を通して身体内へ、そして所望であれば血流への、薬物または他の分子の経皮フラックス速度を制御するための方法を提供することである。
音波エネルギー、浸透増強剤、圧力勾配などと組み合わせて、角質層の微細孔を通して身体内に薬物を送達する方法を提供することは、本発明のなお別の目的である。
これらおよび他の目的は、個体の身体内の分析物の濃度を監視するための方法を提供することにより達成され得る。この方法は、個体の身体表面の選択された領域の角質層の分析物に対する浸透性を、以下の手段により増強する工程を包含する。
（a）下にある組織に重大な損傷を起こさずに角質層に微細孔を形成し、それによって角質層の分析物の回収に対する障壁特性を減少することにより、選択された領域の角質層を穿孔する工程；
（b）分析物の選択された量を回収する工程；および
（c）回収された分析物を定量する工程。
１つの好ましい実施態様において、本発明の方法は、約５kHzから100MHzの範囲にある周波数で音波エネルギーを穿孔された選択領域に適用する工程をさらに包含する。ここで、この音波エネルギーは、周波数変調、振幅変調、位相変調、およびこれらの組合せからなる群より選択されるメンバーによって変調される。別の好ましい実施態様では、本発明の方法は、音波エネルギーの適用とともに個体の身体の選択された領域を化学的増強剤と接触させ、分析物回収をさらに増強する工程をさらに包含する。
角質層の穿孔は、（a）約1000μmまでを横切って、角質層の選択された領域を、選択された領域において組織に結合した水および他の気化し得る物質の温度が、水および他の気化し得る物質の沸点を超えて上昇し、それによって選択された領域中の角質層を除去するように熱供給源と接触させることにより角質層を切除する工程；（b）直径約1000μmまでの微細孔を形成するように較正された微小ランセットで角質層を穿孔する工程；（d）角質層を、密接に焦点を合わせられた音波エネルギーのビームを角質層上に焦点を合わせることにより切除する工程；（e）流体の高圧ジェットで角質層を水動力学的に穿孔し、直径約1000μmまでの微細孔を形成する工程、および（f）電気の短いパルスで角質層を穿孔し、直径約1000μmまでの微細孔を形成する工程、からなる群より選択される手段により達成される。
角質層を熱で切除する１つの好ましい実施態様は、少なくとも選択された領域を、パルス化光供給源の発光範囲にわたって強い吸収を示す有効量の色素で処置する工程、およびパルス化光供給源からの一連のパルスの出力を、色素上に、この色素が熱を角質層に伝導的に移すために十分に加熱され、選択された領域で組織に結合した水および他の気化し得る物質の温度を水および他の気化し得る物質の沸点を超えて上昇するように焦点を合わせる工程を包含する。好ましくは、パルス化光供給源は、皮膚により有意に吸収されない波長を放射する。例えば、パルス化光供給源は、約630から1550nmの範囲で発光するレーザーダイオード、約700nmと3000nmの範囲で発光する光学パラメトリックス発振器で駆動されるレーザーダイオード、またはアークランプ、白熱電球、および発光ダイオードからなる群から選択されるメンバーであり得る。角質層の障壁性質が克服されたとき、測定用の感知システムもまた提供され得る。１つの好ましいセンシングシステムは、選択された領域から反射された光を受け取りそして発光ダイオード上に反射された光の焦点を合わせるための光収集手段、焦点を合わせられた光を受け取りそしてコントローラーに信号を送る発光ダイオードであって、シグナルが反射された光の質を示す、発光ダイオード、および信号を受け取りそして予め選択されたシグナルが受け取られるとパルス化光供給源を遮断するための発光ダイオードならびにパルス化光供給源に接続されたコントローラーを備える。
別の好ましい実施態様において、本発明の方法は、角質層および隣接する皮膚組織の選択された領域を、冷却手段で、穿孔の前に、選択された領域および隣接する皮膚組織が、選択された予め冷却された定常状態条件であるように冷却する工程をさらに包含する。
なお別の好ましい実施態様において、本発明の方法は、間質液が微細孔から滲出するように角質層を切除する工程、この間質液を回収する工程、および回収された間質液中で分析物を分析する工程を包含する。間質液を回収した後、微細孔は、レーザーダイオードまたは他の光供給源から有効量のエネルギーを、微細孔中に残存する間質液が凝固させられるように付与することにより塞がれ得る。好ましくは、真空が、間質液の回収を増強するために穿孔された選択された領域に適用される。
なお別の好ましい実施態様において、本発明の方法は、角質層を穿孔する前に、少なくとも選択された領域を、光で照射された選択された領域が滅菌されるようにパルス化光供給源からの焦点を合わせていない光で照射する工程を包含する。
角質層を穿孔する別の好ましい方法は、選択された領域と、金属ワイヤとを、選択された領域の温度が周辺の皮膚温度から100℃を超えるまで約10〜50ms以内に上昇するように接触させる工程、および次いで選択された領域の温度をほぼ周辺の皮膚温度まで約30〜50ms以内に戻す工程を包含し、ここで温度を上昇させる工程およびほぼ周辺の皮膚温度に戻す工程のこのサイクルが角質層の障壁特性を減少させるために効果的である回数繰り返される。好ましくは、ほぼ周辺の皮膚温度までに戻す工程は、ワイヤを角質層との接触から引き離すことにより行われる。ワイヤと個体の身体との間の電気的インピーダンスを、角質層の選択された領域および隣接皮膚組織を通して監視するための手段、および切除が抵抗の減少と同時に起こるようにワイヤの位置を進行させるための手段を提供することもまた好ましい。ここでこの進行させるための手段は、ワイヤの加熱の間にワイヤが角質層と接触しているようにワイヤを進行させる。さらに、ワイヤを角質層との接触から引き離すための手段を提供することもまた好ましく、ここで、鑑視手段は、角質層の下にある表皮層との接触に関連するインピーダンスの変化を検出し得、そして引き離すための手段に、ワイヤを角質層との接触から引き離すための信号を送り得る。ワイヤは、オーム発熱要素により加熱され得、高い抵抗点を有する電流ループを有し得、ここで高い抵抗点の温度が、変調された電流を該電流ループを通して通過させて熱をもたらすことにより変調され、または励起コイルの変調可能な交流磁場に、励起コイルに交流を通過することによりワイヤを内部の抵抗損失により加熱するに十分な渦電流を発生するように配置され得る。
個体の身体の選択された領域への活性な浸透物の経皮フラックスの速度を増強する方法であって、以下の工程により、個体の身体表面の選択された領域の角質層の活性な透過物に対する浸透性を増大する工程を包含する。
（a）下にある組織に重大な損傷を起こさずに角質層に微細孔を形成し、そしてそれにより活性な浸透物のフラックスに対する角質層の障壁特性を減少させる手段により、選択された領域の角質層を穿孔する工程；および
（b）穿孔された選択領域を、有効量の浸透物を含む組成物と、浸透物の身体へのフラックスが増強されるように接触させる工程。
好ましい実施態様において、本発明の方法は、穿孔された選択領域に流体のストリーミング（streaming）効果を作成するに効果的な時間および強度および周波数で音波エネルギーを適用し、それにより浸透物の身体への経皮フラックス速度を増強する工程をさらに包含する。
個体の身体表面の選択された皮膚領域に入れ墨(tatoo)を適用するための方法がまた提供され、この方法は以下の工程：
（a）下にある組織に重大な損傷を起こさずに角質層に微細孔を形成し、そしてそれにより浸透物のフラックスに対する角質層の障壁特性を減少させる手段により、選択された領域の角質層を穿孔する工程；および
（b）このインクの身体へのフラックスが増強するように、穿孔された選択領域を、有効量の入れ墨用インクを含む組成物と接触させる工程、
を包含する。
個体の血液から、上記皮膚の選択された領域中の個体の間質液への分析物の拡散において時間的な遅れを減少させるための方法がなおさらに提供され、この方法は、冷却手段を上記選択された皮膚領域に適用する工程を包含する。
間質液の蒸発およびその蒸気圧を減少させる方法が、なおさらに提供され、ここで該間質液は個体の皮膚の角質層の選択された領域における微細孔から回収され、上記選択された皮膚領域に冷却手段を適用する工程を包含する。
図面のいくつかの図の簡単な説明
図１は、レーザーダイオード光を送達し、そして穿孔の進行を鑑視するためのシステムの概略を示す。
図２は、穿孔を鑑視するための閉ループフィードバックシステムの概略を示す。
図3Aは、冷却デバイスを備える光学的穿孔システムの概略を示す。
図3Bは、図3Aに従う例示的な冷却デバイスの概略の平面図を示す。
図４は、機械的アクチュエーターを有するオーム加熱デバイスの概略を示す。
図５は、高抵抗電流ループ加熱デバイスの概略を示す。
図６は、誘導性加熱を用いる加熱を変調するためのデバイスの概略を示す。
図７は、インピーダンスの変化を使用して穿孔の程度を測定する、閉ループインピーダンスモニターの概略を示す。
図8A〜Dは、フタロシアニン銅で処理をし、次いで、20msのパルス周期の間に4000W/cm²のパワー密度で、それぞれ、０、１、５、および50パルスの810nm光を受けたヒト皮膚の断面を示す。
図９〜11は、光学的穿孔を用いるシュミレートされた熱穿孔事象の間の温度分布のグラフ表示を示す。
図12および13は、光学的穿孔を用いるシュミレートされた熱穿孔事象の間の、角質層および生存表皮のそれぞれにおける時間の関数としての温度のグラフ表示を示す。
図14〜16は、組織が穿孔前に冷却された光学的穿孔を用いるシュミレートされた熱穿孔事象の間の、それぞれ、温度分布、角質層における時間の関数としての温度、および生存表皮における時間の関数としての温度のグラフ表示を示す。
図17〜19は、組織が熱ワイヤで加熱されたシュミレートされた熱穿孔事象の間の、それぞれ、温度分布、角質層中の時間の関数としての温度、および生存表皮中の時間の関数としての温度のグラフ表示を示す。
図20〜22は、穿孔前に、組織がホットワイヤで加熱され、そして組織が冷却されたシュミレートされた熱穿孔事象の間の、それぞれ、温度分布、角質層における時間の関数としての温度、および生存表皮における時間の関数としての温度のグラフ表示を示す。
図23および24は、組織が必要に応じてTankovich'803の操作パラメーターに従って光学的に加熱される刺激された熱穿孔事象の間の、それぞれ、温度分布および角質層における時間の関数としての温度のグラフ表示を示す。
図25は、時間の関数として間質液(ISF;^○)および血液（^*）のグルコースレベルのグラフ表示を示す。
図26は、図25のISFグルコースデータと血液グルコースデータとの間の異なる期間の分散プロット表示を示す。
図27は、図25からの血液グルコースに対するISFの相対偏差のヒストグラムを示す。
図28は、個体の皮膚上の選択された領域へ薬物を送達するための例示的な送達装置の断面を示す。
図29A〜Cは、選択された領域へのリドカインの送達により影響される皮膚の領域のグラフ表示を示す。ここで、角質層は、穿孔されるか（図29A〜B）または穿孔されていない（図29C）。
図30は、吸引単独（^○）ならびに吸引および超音波の組合せ（^*）により微細孔から採集した間質液の量を比較するプロットを示す。
図31、32、および33は、それぞれ、間質液を採集するための超音波トランスデューサー/真空装置の斜視図、同じ装置の断面、および同じ装置の断面概略図を示す。
図34A〜Bは、それぞれ、手で握れる大きさの超音波トランスデューサーの平面図およびそのへら状端部の側面図を示す。
詳細な説明
経皮薬物送達および分析物サンプリングを容易にするための角質層を浸透する本発明の方法を開示および記載する前に、本発明は、本明細書中で開示される特定の構成、プロセス工程、および材料に限定されないことを理解すべきである。なぜなら、このような構成、プロセス工程、および材料は、多少変化し得るからである。また、本明細書中で使用される用語は、特定の実施態様のみを記載する目的のために使用され、そして限定することを意図せず、なぜなら、本発明の範囲は、添付の請求の範囲およびその等価物よりのみ制限されることも理解すべきであ。
本明細書および添付の請求の範囲に使用されるように、単数形「a」、「an」、および「the」は、文脈が明らかに別のものを示さない限り、複数形を含むことを注意しなければならない。従って、例えば、「薬物（単数）」の送達方法に対する参照は、２つ以上の薬物の混合物の送達に対する参照を含み、「分析物（単数）」に対する参照は、１つ以上のこのような分析物に対する参照を含み、そして「浸透増強剤」に対する参照は、２つ以上の浸透増強剤の混合物に対する参照を含む。
本発明を説明および請求の範囲に記載するにあたり、以下の用語が以下に示す定義に従って使用される。
本明細書中に使用する、「穿孔」、「微細穿孔」またはこのような類似の用語は、分析のために、皮膚表面より下からの分析物の通過、または治療目的のために、身体への活性浸透剤もしくは薬物の通過に対する皮膚の角質層の障壁特性を低減するために、個体皮膚の選択された領域にある角質層に小さな穴または細孔を形成することを意味する。好ましくは、穴または細孔は、直径が約１mmより大きくなく、そしてより好ましくは、直径が約100μmより大きくなく、そして下にある組織に有害な影響を及ぼすことなく、この層の障壁特性を破壊するに十分、角質層に伸長する。
本明細書中に使用する「切除」は、細胞の蒸発可能な成分が蒸発が起こる点まで加熱され、そしてこの位相変化に起因して得られる急速な体積膨張が、切除部位から細胞および潜在的にはいくつかの隣接細胞を「なくす」ことを引き起こすとき、放出される動力学的エネルギーにより起こる細胞の制御された切除を意味する。
本明細書中に使用する「穿孔」または「微細穿孔」は、角質層を穿孔するための機械的、水動力学的、または電気的手段の使用を意味する。
穿孔の同一目的を達成する「切除」および「穿刺」が穿孔の同一目的（すなわち、下にある組織に著しい損傷を与えることなく、角質層に穴または細孔を生成すること）を達成する限り、これらの用語は交換可能に使用され得る。
本明細書中に使用する「透過増強」または「浸透増強」は、薬物、分析物、色素、染料または他の化学分子（「浸透剤」とも呼ばれる）に対する皮膚の浸透性の増加（すなわち、薬物、分析物、または化学分子が角質層に浸透し、そして角質層の穿孔、角質層からの分析物の回収、または角質層を通して下にある組織への薬物の送達を容易にする速度を増大すること）を意味する。このような増強剤の使用によりもたらされる増強された浸透は、例えば、拡散装置を用いて動物またはヒトの皮膚を通した浸透剤としての色素の拡散を観察することにより、観察され得る。
本明細書中に使用する「化学的増強剤」、「透過増強剤」、「浸透増強剤」などは、皮膚を横切って浸透剤、分析物、または他の分子のフラックスを増強する全ての増強剤を包含し、機能性によってのみ限定される。換言すると、全ての細胞エンベロープを乱す化合物および溶媒ならびに任意の他の化学的増強剤が包含されることが意図される。
本明細書中に使用する「色素」、「染料」などは、変換可能に使用され、そして角質層の組織を切除しその中に微細穿孔を形成するために使用されるパルス化光供給源の発光範囲で強力な吸収を示す、生物学的に適切な発色団をいう。
本明細書中に使用する「経皮(transdermalまたはpercutaneous）」は、薬物の有効な治療的血液レベルまたは深組織レベルを達成するための、皮膚へのおよび皮膚を通した浸透剤の通過、あるいは分析物分子が身体の外側へ回収される得るような、皮膚を通って外へ身体に存在する分子（「分析物」）の通過を意味する。
本明細書中に使用する用語「透過剤」、「薬物」、または「薬理学的に活性な薬剤」、あるいは任意の他の類似する用語は、所望の生物学的または薬理学的効果を誘導する、当該分野で既に公知の方法および/または本発明において教示される方法による経皮投与に適切な任意の化学的または生物学的な物質または化合物を意味する。これらは、（１）生物に対して予防効果を有し、そして所望でない生物学的効果を妨げること（例えば、感染を妨げること）、（２）疾患により引き起こされる状態を軽減すること（例えば、疾患の結果として引き起こされる疼痛または炎症を軽減すること）、および/または（３）生物から疾患を軽減すること、低減すること、または完全に排除することのいずれかを包含し得るが、これらに限定されない。この効果は局所的であり得（例えば、局所的麻酔効果を提供すること）、または全身性であり得る。本発明は、新規な浸透剤または新規なクラスの活性薬剤に関していない。むしろ、当該技術の状態において存在するか、または活性薬剤として後で確立され得、しかも本発明による送達に適切である薬剤または浸透剤の送達の様式に制限される。このような物質は、身体に（身体表面および膜（皮膚を含む）を通してを含む）正常に送達される広範なクラスの化合物を包含する。一般に、これは、以下のものを含むが、これらに限定されない：抗感染薬（例えば、抗生物質および抗ウイルス剤）；鎮痛薬および鎮痛薬の組合せ；摂食障害薬；抗寄生虫薬；抗関節炎薬；抗喘息剤；抗痙攣薬；抗抑制薬；抗糖尿病剤；抗下痢薬；抗ヒスタミン薬；抗炎症剤；抗片頭痛調製物；抗悪心薬；抗悪性腫瘍薬；抗パーキンソン薬；抗そう痒薬；抗精神病薬；抗発熱薬；鎮痙薬；抗コリン薬；交感神経模倣薬；キサンチン誘導体；カリウムおよびカルシウムチャンネルブロッカー、βブロッカー、αブロッカーおよび抗不整脈薬を含む心血管調製物；降圧薬；利尿薬および抗利尿薬；一般冠状血管、末梢血管、大脳血管を含む血管の血管拡張薬；中枢神経系刺激薬；血管収縮薬；鬱血除去薬を含む咳および風邪の調製物；副腎皮質ステロイドを含むエストラジオールおよび他のステロイドのようなホルモン；睡眠薬；免疫抑制薬；筋弛緩薬；副交感神経遮断薬；覚醒剤；鎮静薬；および精神安定薬。本発明の方法により、イオン化および非イオン化薬物の両方が送達され得る。同様に、高分子量または低分子量のいずれかの薬物が送達され得る。
本明細書中に使用する、薬理学的に活性な薬剤の「有効」量は、所望の局所的または全身的効果、および任意の医療処置に伴う合理的な利益/危険比での実行を提供するために十分な量の化合物を意味する。本明細書中に使用する浸透増強剤または化学的増強剤の「有効」量は、送達される薬物の皮膚浸透性における所望の増加および透過の所望の深さ、投与の速度、および量を提供するために選択された量を意味する。
本明細書中に使用する「キャリア」または「ビヒクル」は、他の薬学的に活性な物質との投与に適切である使用量で著しい薬理学的活性を有さないキャリア材料をいい、そして当該分野で公知の任意のこのような物質（例えば、任意の液体、ゲル、溶媒、液体希釈剤、可溶化剤など）を含む。これらは、使用される量で非毒性であり、そして投与される薬物と有害な様式で相互作用しない。本明細書中における使用に適切なキャリアの例として、水、鉱物油、シリコーン、無機物ゲル、水性エマルジョン、液糖、ワックス、ワセリン、ならびに種々の他の油およびポリマー性材料が挙げられる。
本明細書中に使用する「生物学的膜」は、生物のある領域を別の領域から隔離し、そして多くの例では、生物をその外環境から隔離する、生存生物内に存在する膜物質を意味することが意図される。従って、皮膚および粘膜が含まれる。
本明細書中に使用する「個体」は、本発明が適用され得る、ヒトおよび動物の両方をいう。
本明細書中に使用する「分析物」は、本発明において教示される技術によりまたは当該分野において既に公知の技術により生物学的膜を通る通過に適切な、個体が身体内側のその濃度または活性を知ることを所望する任意の化学的または生物学的な物質または化合物を意味する。グルコースは皮膚を通る通過に適切な糖であるので、分析物の特定の例であり、そして個体、例えば、糖尿病を患う個体は、その血液グルコースレベルを知るのを所望する。分析物の他の例として、ナトリウム、カリウム、ビリルビン、尿素、アンモニア、カルシウム、鉛、鉄、リチウム、サリチル酸などのような化合物が挙げられるが、これらに限定されない。
本明細書中に使用する「経皮フラックス速度」は、個体（ヒトまたは動物）の皮膚を通って外へ任意の分析物の通過の速度、または個体（ヒトまたは動物）の皮膚内のおよび皮膚を通る、任意の薬物、薬理学的に活性な薬剤、色素、または顔料の通過速度である。
本明細書中に使用する用語「強度振幅」、「強度」および「振幅」は同義的に使用され、そして音波エネルギーシステムにより生成されるエネルギー量をいう。
本明細書中に使用する「周波数変調」または「掃引」は、所定の時間期間における超音波の振幅または周波数における、連続的な、勾配的または段階的な変化である。周波数変調は、所定の時間期間におけ周波数の勾配的または段階的な変化、例えば、１秒に5.4〜5.76MHZ、または0.1秒に５〜10MHZ、または0.1秒に10〜５MHZ、あるいは特定の適用に適切な任意の他の周波数範囲または時間期間である。複雑な変調は、同時に周波数および強度の両方を変化することを含み得る。例えば、米国特許第5,458,140号の図4Aおよび4Bは、それぞれ、単一の音波エネルギートランスデューサーに対して同時に付与される振幅および周波数の変調を示す。
本明細書中に使用する「位相変調」は、米国特許第5,458,140号の図4Cに示される、シグナルのタイミングがその開始状態に対して変化したことを意味する。シグナルの周波数および振幅は同一のままであり得る。位相変調は、その以前の状態または別のシグナルを参照して時間的に、そのシグナルを選択的に遅らせるかまたは進ませるように可変の遅滞と共に実行され得る。
本明細書中に記載されるように、例えば、周波数、強度または位相変調あるいはその組合せ、および変調された音波エネルギーと組み合わせた化学的増強剤の使用を用いる音波エネルギーの種々の適用において、音波エネルギーは、約５kHz〜100MHZの間の周波数範囲にわたって変化し得、約20kHzと30MHZとの間の範囲が好適である。
本明細書中に使用する「非侵襲性」は、身体の一部分へ、針、カテーテル、または他の侵襲性医療器具の侵入を必要としないことを意味する。
本明細書中に使用する「最小侵襲性」は、下にある組織に実質的に損傷を与えることなく、小さな穴または微細孔を生成するために角質層を侵襲する、機械的、水動力学的、または電気的手段の使用をいう。
角質層の穿孔のための手段
角質層における微細孔の形成は、種々の状態の当該技術の手段およびその改良である本明細書中に開示される特定の手段により達成され得る。
米国特許第4,775,361号においてJacquesらにより、およびLaneら、上述、により記載されるレーザー切除の使用は、エキシマーレーザーを用いて角質層を切除するための手段を確かに提供する。193nmの波長および14nsのパルス幅で、約0.24〜2.8μmの角質層が、約70〜480mJ/cm²の放射体曝露で各レーザーパルスにより除去され得た。パルスエネルギーの増加につれ、角質層から取り除かれる組織が大きい程、この層の完全な穿孔に必要であるパルスはより少なくなる。熱緩和時間の制限内で、組織切除をもたらす適切な微小破裂を引き起こすために、角質層により吸収されなければならない放射体曝露のより低閾値は、50ミリ秒(ms)時間内で約70mJ/cm²である。換言すれば、合計70mJ/cm²が50ミリ秒ウインドウ間で送達されなければならない。これは、70mJ/cm²の単一パルスで、または7mJ/cm²の10パルスで、または50ミリ秒時間の間の1.4ワット/cm²の連続照射で行われ得る。放射体曝露の上限は、下にある組織に損傷を与えることなく角質層を切除する放射体であり、そして光供給源、光の波長、および当業者の経験および知識の範囲内にある他の変数から経験的に決定され得る。
「送達」は、所定量のエネルギーが切除される組織により吸収されることを意味する。193nmのエキシマーレーザー波長で、本質的に100％の吸収が、最初の１または２μmの角質層組織内で起こる。角質層が約20μmの厚さであると仮定すると、より長い波長（例えば、670nm）では、入射光の約５％のみが、この20μm層内に吸収される。このことは、高パワービームの約95％が、角質層の下にある組織に通過することを意味し、ここで、著しい損傷を引き起こすようである。
分析物が抽出されるかあるいは薬物または他の浸透剤が送達される、下にある組織に対して、出血、熱、または他の損傷を引き起こすことなく、角質層を穿孔するために必要な程度の大きさのパワーのみを使用することが理想である。
エキシマーレーザー由来のエネルギーより経済的なエネルギーの供給源を使用することは有益である。遠UV領域の波長で光を発光するエキシマーレーザーは、例えば、可視およびIR領域（600〜1800nm)にある波長で光を発光するダイオードレーザーより操作および維持するためにかなり多く費用がかかる。しかし、より長い波長で、角質層は漸増的により透明になり、そして最初に下にある組織において吸収が起こる。
本発明は、局所的に適用する場合に、身体への治療物質の経皮的輸送を容易にするか、または分析のために身体内の分析物に接近するために、角質層の障壁機能を取り除く迅速なかつ痛みのない方法を容易にする。この方法は、角質層標的領域への小さな領域熱供給源の接触適用で始まる手順を利用する。
熱供給源は、ここで記載されたように、いくつかの重要な特性を有さなければならない。第１に、熱供給源は、皮膚との接触が小さな領域に限定されるようなサイズ、代表的には、直径約１〜1000μmでなければならない。第２に、それは、周辺の皮膚表面温度レベル(33℃）から123℃を超えるまで、接触点における角質層の温度を、次いで、ほぼ周辺の皮膚温度にサイクル時間で改変する能力を有さなければならず、生存組織に対する対応する損傷および被験体個体に対する感覚を最小にする。この改変は、電気的に、機械的に、または化学的に生成され得る。
さらに、熱供給源、それが30％を超える水含量を有する組織に接触して置かれる場合、これらの組織における熱分散が、100℃未満に熱供給源の最大温度を限定するに十分であるように、その温度を上昇させるに十分小さな熱質量および限定されたエネルギー供給源の両方を有する場合、微小穿孔プロセスの固有の深さを限定する特徴が容易にされ得る。一旦、熱プローブが角質層を通して表皮のより下の層に貫通されると、この特徴は熱蒸発プロセスを効果的に停止させる。
熱供給源を皮膚と接触させ、それは、周辺の皮膚温度の開始点から123℃を超えるピーク温度まで、ほぼ周辺の皮膚の温度までの一連の１つ以上の温度変調を通してサイクルされる。微小穿孔プロセスの被験体の感覚的知覚を最小または取り除くために、これらのパルスは持続期間に限定され、そしてパルス間の間隔は、皮膚の生存組織層および最も詳細には、弱められた真皮組織の冷却を可能にするのに十分長く、約45℃未満の平均温度を達成する。これらのパラメーターは、熱プローブと下にある真皮中の弱められた組織との間に位置する、生存表皮組織の熱時間定数（およそ30〜80ms)に基づく。パルス化熱エネルギーのこの適用の結果は、小さな標的スポット内の角質層に、十分なエネルギーが伝導され、この容量の組織の局所的温度が角質層内の組織に結合した水含量の気化点より十分に高く上昇されることである。温度が100℃以上に増加するとき、この局在化されたスポット内の角質層の水含量（代表的には５％〜15％）は、非常に急速に蒸発および膨張するように誘導され、この蒸発事象の近傍に位置する角質層内のこれらの角質細胞の蒸発により駆動される除去を引き起こす。米国特許第4,775,361号は、123℃の角質層温度が、この温度でこの型のフラッシュ蒸発が起こる閾値であることを教示する。その後の熱エネルギーパルスが適用される場合、微細孔が、角質層を下って表皮の次の層（淡明層）まで形成されるまで、角質層のさらなる層が取り除かれる。熱パルスの持続時間を、１未満の表皮の熱時間定数に限定し、そして任意の熱エネルギーを表皮に伝導させて、十分に長い十分時間の間、散逸させることにより、表皮の生存層の温度の上昇は最小である。これは、被験体に対していずれの感覚もなく、かつ下にあるおよび周囲の組織に損傷を与えることなく、完全な微細穿孔が生じることを可能にする。
本発明は、ヒト皮膚の角質層中に、約１〜1000μmを横切る、顕微鏡的な穴（すなわち、微細孔）を無痛で生成するための方法を包含する。この方法を首尾良く行うことの鍵は、角質層と接触して保持される、適切な熱エネルギー供給源または熱プローブの作成である。適切な熱プローブを製作することにおける主な技術的挑戦は、皮膚と所望の接触を有し、しかも十分に高い周波数で熱変調され得るデバイスを設計することである。
角質層に、選択された光供給源により発光される波長で光を吸収するその能力のために選択された適切な光吸収性化合物（例えば、色素または染料）を局所的に適用することにより、適切な熱プローブを製作することが可能である。この例では、選択された光供給源は、通常皮膚組織により吸収されない波長で発光するレーザーダイオードであり得る。局所的レーザーの、色素表面上の小さなスポットに、光供給源の焦点を合わせることにより、標的領域は、その上に焦点を合わせた光フラックスの強度を変えることにより温度改変され得る。角質層に、レーザー供給源により発光される波長で光を吸収するその能力により選択された適切な光吸収性化合物（例えば、色素または染料）を最初に局所適用することにより、エキシマーレーザーより長い波長で発光するレーザー供給源からのエネルギーを利用することが可能である。同じ概念が任意の波長で適用され得、そして適切な色素または染料および光学波長を選択しなければならないのみである。適切な色素およびこの色素の最大吸収の波長はどれであるのか見出すために、任意の参考マニュアルを見る必要があるのみである。１つのこのような参考文献は、Green,The Sigma-Aldrich Handbook of Stains.Dyes and Indicators,Aldrich Chemical Company,Inc.Milwaukee,Wisconsin(1991)である。例えば、フタロシアニン銅(Pigment Blue 15;CPC)は約800nmで吸収する；フタロシアニン銅テトラスルホン酸（Acid Blue 249)は約610nmで吸収する；そしてインドシアニングリーンは、約775nmで吸収する、そしてクリプトシアニンは約703nmで吸収する。CPCは、以下の理由のためこの実施態様には特に良好に適切である：それは、非常に安定でかつ不活性な化合物であり、移植可能な縫合における色素としての使用のために、既にFDAにより許可されている；750nm〜950nmの波長で非常に強く吸収し、この波長は、レーザーダイオードおよびLEDのような多くの低コストのソリッドステートエミッターと良く一致し、さらに、この領域の光学的バンド幅は、同様に、任意の有意な量で皮膚組織により直接吸収されない；CPCは非常に高い気化点（真空下で＞550C)を有し、そして液相を経ることなく、固相から気相に直接移行する；CPCは比較的低い熱拡散定数を有し、その上に焦点を合わせた光エネルギーを、「熱スポット」の周囲CPCへの横方向への拡散が非常に少なく、焦点においてその領域のみを直接選択的に加熱し、それによって一定の熱プローブの空間的規定を補助する。
この開示の目的は、適切な色素または染料の排他的なリストを作成することではない。なぜなら、当業者は、これらを、容易に入手可能なデータから容易に確かめ得るからである。
同じことが、任意の所望の特定のパルス化光供給源について真実である。例えば、この方法は、パルス光供給源として、機械的にシャッターを付け、焦点を合わせた発熱ランプを用いて行われ得る。種々のカタログおよび販売文書は、近UV、可視および近IR範囲において動作する多くのレーザーを示している。代表的なレーザーは、2×10^-8Jのパワー出力、415nmの波長で動作する、Hammamatsu Photonic Systems PLP-02モデル；15Jのパワー出力、685nmの波長で動作する、Hammamatsu Photonic Systems PLP-05モデル；2×10⁶Jのパワー出力、約800〜810nmの波長で操作する、SDL,Inc.,SDL-3250シリーズパルス化レーザー；500mWのパワー出力、約670nmの波長で動作する、SDL,Inc.,SDL-8630モデル；15,000mWのパワー出力、790〜830nmの波長で操作する、Uniphase Laser Model AR-081-15000；30mWのパワー出力、690nmの波長で操作する、Toshiba America Electronic Model TOLD9150；および50mWのパワー、780nmの波長で動作する、LiCONIX, Diolite 800-50モデルである。
本発明の目的のために、パルス化レーザー光供給源は、約100nm〜12,000nmの範囲の広範な波長にわたって放射を発光し得る。エキシマーレーザーは、代表的には、約100〜400nmの範囲にわたって発光する。約193nm〜350nmの範囲の波長を有する市販のエキシマーレーザーが現在入手可能である。好ましくは、レーザーダイオードは、約380〜1550nmの発光範囲を有する。周波数倍化レーザーダイオードは、約190〜775nmの発光範囲を有する。約1300nm〜3000nmの範囲のより長い波長は、光学パラメトリック発振器で駆動されるレーザーダイオードを用いて利用され得る。研究の所定量がレーザー技術について蓄積されれば、これらの範囲は時間と共に広がることが予想される。
任意の光供給源としては、レーザー、短アークランプ（例えば、キセノンフラッシュランプ）、白熱ランプ、発光ダイオード(LED)、日光、または任意の他の供給源由来であるか否かに拘わらず使用され得るので、送達または吸収されるエネルギーはレーザーから得られる必要はない。従って、電磁的放射を送達するために使用される特定の器具は、それに関連する波長およびエネルギーほど重要ではない。適切な波長（すなわち、約100nm〜約12,000nmの範囲）で必要なエネルギーを送達し得る任意の適切な器具は、本発明の範囲内にあると考えられ得る。必須の特徴は、エネルギーが光吸収性化合物により吸収され、その局在化された熱を引き起こし、続いて、許可された時間枠内に切除される組織に十分な熱を伝導を引き起こさなければならないことである。
１つの実施態様において、熱プローブ自体は、好ましくは約５〜1000μmの厚さの、固形の、生物学的に活性でない化合物である薄層から形成され、微細孔が作製される部位を覆うのに十分大きい個体の皮膚の選択された領域に局所的に貼布される。化学的化合物の特定の処方は、光吸収化合物にエネルギーを提供することについて選択された光源のスペクトルの領域にわたって高い吸収を示すように選択される。プローブは、例えば、固形の化合物のシートであり得るか、高融点吸収化合物で処理されたフィルムであり得るか、または沈殿物もしくはキャリア中の懸濁物としての皮膚への光吸収化合物の直接貼布であり得る。光吸収熱プローブの形態にかかわらず、いかなる局所的な温度上昇も依然として場所的に定められ、そして熱損失の主要な態様が皮膚とプローブとの間の接触点を通して角質層への直接伝導を介するように、プローブは十分低い側面熱拡散係数を示さなければならない。
プローブの必要とされる温度調節は、光吸収化合物へ光源を集束することにより、およびこの光源の強度を調節することにより達成され得る。照射された領域内で吸収されたエネルギーが十分に高い場合、光吸収化合物が迅速に加熱される。送達されたエネルギーの量、続いて焦点における光吸収化合物の加熱速度およびピーク温度の両方が、光源のパルス幅およびピーク電力を変えることにより容易に調節され得る。この実施態様では、熱プローブを形成するのは集束入射光エネルギーにより加熱された少容量の光吸収化合物であり、実際の穿孔部位より広い範囲にわたって適用され得るさらなる光吸収化合物は副次的である。550℃より高い温度までその固相状態である比較的高い融点を有する固相光吸収化合物（例えば、銅フタロシアニン(CPC)）を用いることにより、熱プローブは急速に数百℃の温度になり得、そしてなお皮膚と接触したままこの熱エネルギーを角質層へ伝える。さらに、この実施態様は、ほとんどのエネルギーが皮膚組織に通常吸収されない、放出スペクトルを有する光源を選択することを含む。
一旦、標的化された領域が光吸収性化合物をその上に局所的に配せば、光源が処置領域の表面と一致するように配されたビームの焦点くびれで活性化されるとき、熱プローブは形成される。焦点くびれにおける光エネルギー密度および光吸収化合物内で生じる吸収量は、光源の焦点により規定される小さなスポットの範囲内の光吸収化合物の温度が、数ミリ秒内で123℃より高い温度になるのに十分であるように設定される。熱プローブの温度が上昇するにつれて、角質層への伝導はエネルギーをこれらの組織へと送達し、角質層の局所温度を上昇させる。十分なエネルギーが角質層のこの小領域へ送達されて、局所温度を、これらの組織内に含まれる水の沸点より高い温度に上昇させるとき、この水の急速な蒸発が生じ、この点の角質層を切除する。
光源のスイッチをつけたり消したりすることにより、熱プローブの温度は迅速に調節され得、そしてこれらの組織の選択的な切除が達成され得、これにより、皮膚の最初の10〜30μmのみを選択的に通過する、非常に正確な大きさの穴が作製される。
本実施態様のさらなる特徴は、皮膚または下層の組織により吸収されるエネルギーを通常ほとんど有しない光源を選択することにより、および十分に高い開口数を有するように集束および送達レンズを設計することにより、熱プローブ自体にたまたま吸収されなかった少量の送達された光が、体内に深く貫通するにつれて素早く分岐することである。送達された波長でほとんど吸収がないので、光源から直接皮膚へ送達されるエネルギーは本質的に全くない。ビーム分岐および未処置組織中の低レベルの吸収に起因する組織中の連結エネルギーのこの３次元希釈は、光ビームと組織との間に完全に穏和な相互作用を生じ、それによってなされる損傷はない。
本発明の１つの好ましい実施態様では、レーザーダイオードが、800±30nmの放出波長を有する光源として使用される。熱プローブは、細かく砕かれた銅フタロシアニン(CPC)の沈殿物から形成された0.5cmのスポットを有する接着側で処理された移植接着テープの局所貼布により形成され得る。CPCは800nmのスペクトル領域で極度に高い吸収係数（代表的にはレーザーダイオードからの放射エネルギーの95％より大きい吸収）を示す。
図１は、このようなレーザーダイオードから個体の皮膚の選択された領域に光を送達し、そして穿孔プロセスの進行を監視するためのシステム10を示す。このシステムは、コントローラー18に連結したレーザーダイオード14を備える。コントローラー18は光のパルスの強度、持続時間、および間隔を制御する。レーザーダイオードは、単数または複数の採集レンズ26に指向するビーム22を放出し、このレンズ26が、ミラー３０にビームを集束する。次いで、このビームはミラーにより単数または複数の対物レンズ34に反射され、このレンズ34はビームを予選択点38に集束する。この予選択点はxyzステージ４２の面およびその対物穴46と対応し、その結果個体の皮膚の選択された領域が照射され得る。xyzステージは、xyzステージの位置が制御され得るようにコントローラーに連結される。このシステムはまた、モニター器５４に連結したCCDカメラ50を備えるモニターシステムを備える。CCDカメラは、穿孔プロセスの進行をモニター上で視覚的に監視し得るように対物レンズと共焦的に整列される。
本発明の別の例示的な実施態様では、検出フォトダイオードと採集光学とが切除光源とが共焦的に整列されたシステムが提供される。図２は、この実施態様において用いられるセンサーシステム60を示す。このシステムは、光ビーム68を放出するための光源64を備え、このビーム68は、予選択点76（例えば、個体の皮膚の表面領域80）にてビームを集束する送達光学システム72に指向される。光が皮膚と接触する部分が反射され、そして他の光が照射された領域から放出される。この反射されかつ放出された光の一部はフィルター84を通過し、次いで、採集光学システム88を通過し、このシステム88は、フォトダイオード92上に光を集束する。コントローラー96は、レーザーダイオードおよびフォトダイオードの両方に連結され、これらはそれぞれ、レーザーダイオードの出力を制御し、フォトダイオードに達する光を検出する。皮膚から放出されたスペクトルの選択された部分のみがフィルターを通過する。標的化された領域から反射され放出された光の移動を分析することにより、このシステムは、角質層が破損されたときを検出する能力を有し、次いで、このフィードバックを用いて光源を制御し、角質層の微細穿孔が達成された場合に光のパルスを失活させる。この型の活性閉ループフィードバックシステムを用いることにより、１個体から次の個体への変動にもかかわらず、最小パワー要求で、角質層に均一な大きさの微細孔を生じる、自己調節的な、一般的に適用可能なデバイスが得られる。
別の例示的な実施態様では、冷却デバイスが皮膚に対するシステムの界面に組み込まれている。図3Aは、その例示的な模式図を示す。このシステム100では、光源104（コントローラー106に連結している）は光ビーム108を放出し、これは送達光学システム112を通過してそれにより集束される。このビームは、送達光学システムにより予選択点116（個体の皮膚120の選択された領域のような）へ集束される。ペルチェデバイスまたは他の冷却手段のような冷却デバイス124は、皮膚と接触してその表面を冷却する。冷却デバイス124の好ましい実施態様(図3B)では、集束光ビームが通過して皮膚と接触する中心穴128が存在する。図3Aについて再び言及すれば、熱シンク132がまた冷却デバイスと接触して好ましく配置される。その中央に光の焦点と一致する小さな穴を有する冷却デバイスを提供することにより、穿孔が作製される一般的な領域の皮膚組織が５℃〜10℃に予冷され得る。この予冷は、使用者への潜在的な感覚および穿孔部位直下の表皮に対する付随するあらゆる損傷の可能性を非冷却実施態様から有意に減少させる点で、システムが操作により大きな安全限界を与える。さらに、モニタリング適用のために、予冷は、間質液の蒸発を最小化し、そしてまた、このような間質液の表面張力を減少させるような、有利な物理的特性をまた提供し得る。なおさらに、組織の冷却が、このような冷却された組織における血流の局在化された増大を引き起こすことが知られているので、これは血液から間質液への分析物の拡散を促進する。
この方法はまた、他のマイクロ外科技術に適用され得る。ここでは、光吸収化合物／熱プローブを切除される領域に貼布し、次いで、光源を用いて、選択された標的部位のプローブの温度を選択的に調節する。これは、生じた蒸発-切除プロセスを介して組織に影響する。
本発明のさらなる特徴は、その有用物が通過した後に微細孔を密封することを援助するために光源を使用することである。特に、内部の分析物のためのモニタリングの場合、微細孔を作製し、そして間質液のいくらかの量をこの開口部を通して抽出する。十分な量の間質液を採集した後、光源を、微細孔内の間質液の迅速なクロッティング(clotting)または凝固を促進するために、低パワーレベルで再活性化する。孔中の流体の凝固またはクロッティングを強行することによって、体内のこの開口部は効果的に密封され、従って感染の危険性を減少させる。また、微細孔の形成およびその密封の両方のための光源自体の使用は、任意のデバイスまたは装置による体内への物理的な透過のない、本質的に無菌の手順である。さらに、光エネルギーにより誘導される熱ショックは、切除部位に偶然に存在し得るいかなる微生物をも殺傷する。
この光学的滅菌の概念は、プロセスにおけるさらなる工程を包含するように拡張され得る。ここでは、光源はまず、集束されない様式で適用され、これは、生じる微細孔の実際のサイズを超える100μm以上に広がる照射された領域を有する標的領域を覆う。集束されていないビームが適用される領域を選択することにより、フラックス密度を切除閾値よりずっと下であるが皮膚の表面を有効に滅菌するのに十分に高いレベルに対応して減少させ得る。より大きな領域の十分に長い曝露の後、ビームを滅菌するために、１つの連続的な工程または一連のパルスのいずれかにおいて、このシステムは、次いで鋭く集束された切除態様に配置され、そして光学微細穿孔プロセスが開始する。
本発明の別の例示的な実施態様は、小さな直径ワイヤのような金属固体から所要熱プローブを作製することである。先に記載された実施態様におけるように、熱プローブの接触表面は、許容された所要時間（好ましくは、高温で約１〜50ms（オン時）、および低温で少なくとも約10〜50ms（オフ時）の間）内で、周囲皮膚温度（33℃）から123℃より高い温度へその温度を調節することができなければならない。特に、５ms周辺の「オン」時および50msのオフ時の間150℃より高い温度まで調節できることは、個体にほとんどまたは全く感覚を感じさせない非常に有効な熱切除を生じる。
ワイヤ熱プローブ接触領域の温度を調節するためのいくつかの方法が、首尾良く実行され得る。例えば、短い長さのワイヤは、溶接鉄のチップにおいて用いられるオーム加熱エレメントのような、外部加熱エレメントにより所望の高温まで上昇し得る。図４は、機械的アクチュエーターを有するオーム加熱デバイス140を示す。オーム加熱デバイスは、ワイヤ熱プローブ148に連結したオーム熱源144を備える。このオーム熱源はまた、断熱マウント152を介してソレノイドのような機械的調節デバイス156に連結している。この配置で、ワイヤプローブのチップが構造の物理的パラメーター（すなわち、オーム熱源の温度、ワイヤの長さおよび直径、ワイヤを取り囲む空気の温度、およびワイヤを構成する材料）により規定されるいくらかの平衡温度で安定化する定常状態に達し得る。一旦所望の温度に達したら、個体の皮膚160の選択された領域の温度の調節を、交互にワイヤのホットチップを皮膚と接触して配置し（好ましくは、５msオン時）、次いでそれを空気中に引っ込める（好ましくは、50msオフ時）機械的調節デバイスを介して直接行う。
別の例示的な例（図５）は、コントローラー178に連結した電源174を備えるデバイス170を示す。電源は、高い抵抗点を示すような構造に形成されたワイヤ186を備える電流ループ182に連結している。好ましくは、このワイヤはマウント190上に保持され、そして絶縁体194は電流ループの異なる部を分離している。よって、温度の所望の調節が、ワイヤを通る電流を単に調節することにより達成される。ワイヤエレメントの熱量が適切にサイズ化され、そして電源に連結する電極により提供される放熱が十分な場合、ワイヤエレメントの予熱および冷却時間は数ミリセカンドで達成され得る。ワイヤを皮膚198の選択された領域と接触させて角質層を加熱し、選択された切除を達成する。
図６では、ホットワイヤで角質層を穿孔するなお別の例示的な例を示す。このシステム200では、ワイヤ204は、励磁コイルであるワイヤコイル208により形成された変調可能交流磁場内に配置され得る。そこに連結したコントローラー212によって励磁コイル内に交流を励磁することにより、渦電流が、内部抵抗損を介して直接的に加熱される十分な強度のワイヤ熱プローブ中に誘導され得る。これは、本質的に、ツールのチップを熱処理するか、あるいは真空管またはフラッシュ管中の電極から除気することを誘導するために通常用いられる誘導加熱システムの小型バージョンである。誘導加熱法の利点は、ワイヤ熱プローブ中へ送達されるエネルギーが密に制御され得、そして励磁コイルの電気的制御を介して容易に変調され得る。ワイヤプローブ自体の熱量、およびプローブのチップと接触した角質層の熱量が既知であれば、送達された誘導エネルギーを制御することは、皮膚220との接触点216における温度の非常に正確な制御を生じ得る。誘導加熱が達成され得る低周波数では皮膚組織が本質的に非磁性であるので、適切に選択された周波数が励磁コイル中で用いられる場合、この交流電磁場は皮膚組織上でなんの効果も有さない。
機械的に制御される接触調整が用いられる場合、さらなる特徴が単純な閉ループ制御システムを取り込むことにより具現化され得る。ここでは、プローブチップと被検体の皮膚との間の電気インピーダンスが監視される。この様式において、プローブの位置は、被検体の皮膚と接触するようにされ得、接触がなされれば抵抗の段階的な減少により示され得、次いで所望の「オン時」の間そこに保持され、その後引っ込められ得る。音声コイル機構、単純なソレノイド、カムクランクまたはベルクランクを有するロータリーシステムなどのような、いくつかの型の線形アクチュエーターが、この形態の閉ループ制御のために適切である。利点は、熱除去が進行するにつれて、熱プローブチップの位置が同様に皮膚中に進み得、所要熱エネルギーの効率的な移行を促進するための良好な接触を常に確実にすることである。また、角質層および表皮の電導特性の変化が、穿孔プロセスが完全である洗練された閉ループ検査を提供するために用いられ得る。すなわち、抵抗が表皮に達したことを示したら、穿孔プロセスを停止する時期である。
図７は、このような閉ループインピーダンスモニターの例示的な例を示す。このシステム230では、ワイヤ熱プローブ238に連結したオーム熱源234がある。熱源は、断熱マウント242を通して機械的変調器246にマウントされている。コントローラー250は、ワイヤおよび皮膚254に連結され、ここでコントローラーは皮膚の選択された領域258中のインピーダンスの変化を検出し、そして所定のレベルが得られるときにコントローラーは穿孔プロセスを停止する。
液体の高圧ジェットと同じラインに沿って、マイクロランセットが、形成された孔を通して薬物のような透過剤を投与する目的のために、または分析のための孔を通して分析物を回収するために、角質層をちょうど貫通するように適合される。このようなデバイスは、非浸潤性のデバイスおよび／または技術と比較して「最小浸潤性」であると考えられる。血液を回収するための角質層下を貫通するマイクロランセットの使用が周知である。このようなデバイスは、Becton-DickinsonおよびLifescanのような製造者から市販されており、そして貫通の深さを制御することにより本発明で利用し得る。体液を採集するためのマイクロランセットデバイスの例としては、Ericksonら、国際公開PCT出願WO 95/10223 （1995年４月20日公開）に言及される。この出願は、皮下組織へ貫通することなく皮膚の表皮層へ貫通して、血中グルコースレベルなどをモニタリングするために体液を採集するためのデバイスを示す。
角質層の穿孔はまた、音波手段を用いて達成され得る。音波穿孔は、光源を用いる代わりに、音波エネルギーの非常に強固に集束されたビームが切除される角質層の領域に送達されることを除いて、上述の光学手段の変型である。同レベルのエネルギーが必要である。すなわち、70mJ/cm²/50msの閾値がなお吸収されねばならない。親出願第08/152,442号および同第08/152,174号に記載と同様のパルス化集束超音波変換器を利用して、分析物の経皮サンプリングまたは薬物の経皮送達のために、強度、相、または周波数あるいはこれらのパラメーターの組み合わせにおいて変調された音波エネルギーの送達で使用されるのと同様に、切除のために必要なエネルギー密度を送達する。これは、角質層を通して薬物を入れるか、または分析のために体液を表面に引き出すために、同じ変換器の使用を、微細孔を最初に作製するために用いることを可能にするという利点を有する。
さらに、エレクトロポレーションあるいは電流の短いバーストまたはパルスは、微細孔を形成するのに十分なエネルギーをもって角質層へ送達され得る。エレクトロポレーションは生体膜に孔を生じることについて当該分野で公知であり、そしてエレクトロポレーション装置は市販されている。従って、当業者は、装置およびその使用のための条件を本明細書中に提供されるガイドラインに従って過度の実験をすることなく選択し得る。
本発明の方法により角質層で生じた微細孔は、経皮的に送達される大きい分子量の治療的化合物の高フラックス率を許容する。さらに、体内へのこれらの非傷害性の顕微鏡的開口部は、それらの内部濃度を決定するためにアッセイされ得る、体内の種々の分析物への接近を可能にする。
実施例１
この実施例において、皮膚サンプルを以下のように調製した。表皮膜を、ヒト屍体全皮膚からKlingmanおよびChristopher, 88 Arch. Dermatol. 702 (1963)の熱分離法により分離した。この方法は、全厚皮膚の温度60℃への60秒間の曝露を含み、この時間の後、角質層および表皮（表皮膜）の一部を真皮から静かに引き剥がした。
実施例２
実施例１の手順により調製された、熱分離角質層サンプルを、１cm²の切片に切り分けた。次いで、これらの小さいサンプルをスライドの上に載せそして中央に６mmの穴を有する感圧性接着剤塗布ディスクを皮膚サンプルの上に適用することにより、これらをガラスのカバースライドに付着させた。次いで、サンプルを実験的試験のために準備した。いくつかの場合には、中性の緩衝化リン酸溶液または純水中に数時間浸すことにより、皮膚サンプルを水和させた。
これらの未処理の皮膚サンプルの試験として、およそ810、905、1480および1550ナノメーターで放出するいくつかの異なる赤外レーザーダイオードの出力をサンプルに適用した。送達光学システムを、横に25μmの焦点くびれを最終対物が0.4の開口数を有して生じるように設計した。焦点に送達される全パワーを測定して、810nmと1480nmのレーザーダイオードについて50と200ミリワットとの間にあるようにした。このレーザーダイオードは連続波(CW)の様式で操作可能であった。905nmおよび1550nmのレーザーダイオードを、およそ10から200ナノ秒長の高ピークパワーパルスを5000Hzまでの反復速度で産出するように設計した。パルス化されたレーザーについては、ピークのパワーレベルを測定して、905nmで45ワットそして1550nmで3.5ワットであるようにした。
これらの操作条件下では、どのレーザーからも、皮膚サンプルに対する明らかな影響はなかった。標的領域を60秒間連続的に照射し、次いで顕微鏡で検査した結果、いかなる可視的な影響もなかった。さらにサンプルを、改変されたFranzセル（代表的には、経皮送達系を化学的透過増強剤に基づいて試験するために用いられる）中に置き、膜の一つの側から他方の側への電導率を、レーザーによる照射の前と後の両方において測定し、そして何の変化も示さなかった。４人の異なるドナーからの皮膚サンプルにおいて行われたこれらの試験に基づき、これらの波長において光学的エネルギーの皮膚組織へのカップリングは小さすぎて影響が検出不可能であると結論した。
実施例３
実施例２の条件下で光エネルギーで照射された場合の生存被験体への潜在的な感覚を評価するために、６人のボランティアを用いて、各レーザー源の出力を彼らの指先、前腕および手の甲に適用した。810、905、1550nmレーザーの場合には、被験体はレーザーが点けられた時または消された時に感じることができなかった。1480nmレーザーの場合には、70mW CWで操作する1480nmレーザーによる照射の間にいくらかの感覚があり、そして短時間後には、水吸収バンドの１つによる1480nm放射の吸収に起因して、小さな水泡が皮膚の下に形成された。明らかに、吸収されたエネルギーの量は、水泡の形成を誘導するのに十分であったが、角質層の切除を生ずるのには十分ではなかった。また、1480nmの光の吸収は、より深く、十分に水和された（85％から90％の水含有率）表皮および真皮の組織において主に起こり、比較的乾燥した（10％から15％の水含有率）角質の組織においては起こらなかった。
実施例４
天然の状態にある皮膚に対して影響がないことを実証した（実施例３）上で、一連の化学的化合物を、光エネルギーの吸収、次いでこの吸収されたエネルギーの伝導を介しての角質層の標的組織への移動における有効性について評価した。試験された化合物には、Indiaインク；「SHARPIE」ブランドの消えない黒、青、および赤のマーキングペン；メチレンブルー；fuschian赤；epolite#67（保護的レーザーゴーグルのためのポリカーボネートレンズに成型するために開発された吸収化合物）；ヨードチンキ；ヨードポリビニルピロリドン複合体（「BETADINE」）；銅フタロシアニン；およびプリンターのインクが含まれる。
実施例２に記載されたCWレーザーダイオードの両方を用いて、これら全ての製品が、角質層の標的組織に移動することが、実施例１に従って調製された熱分離角質層のインビトロサンプルにおいて観察された。しかし、いくつかの製品は他の製品よりもより良好な性能を示した。特に、銅フタロシアニン(CPC)およびepolite#67は、最も効果的な製品であった。CPCのよりよい性能についての１つの推定的な理由としては、500℃よりも高いその高い沸点、およびCPCがその固相をこの温度まで維持するという事実があげられる。
実施例５
銅フタロシアニンは、移植可能な縫合における使用に関してすでにFDAにより認可されており、そしてMerckインデックスにヒト生体適合性に関してやや温和なそして安定な分子として列挙されているので、採られた次の段階は、健常なヒトのボランティアの皮膚へのCPCおよび集束光源の局所適用を組合せることであった。微細に砕粉されたCPCのイソプロピルアルコール中の懸濁液を調製した。用いられた適用方法は、溶液を振盪し、次いで標的部位に小滴を適用することであった。アルコールが気化するにつれ、次いで、固相のCPCの微細で均一なコーティングが皮膚の表面上に残った。
次いで図１に示す装置を、個体の皮膚の選択された領域を参照プレートに対して配置することにより、その部位に適用した（ここでCPCは局所的に皮膚の上にコートされている）。参照プレートは、中央に４mmの穴を有するおよそ３cm×３cmの薄いガラス窓からなる。次いで、CPCで被覆された領域が中央の穴の中にくるように配置した。次いで、共焦点のビデオ顕微鏡（図１）を用いて皮膚の表面に鋭く焦点が合うようにした。ビデオシステムにおいて最も鋭く焦点が合うように皮膚を配置することはまた、レーザーシステムの焦点が皮膚の表面に一致するようにビデオシステムを配置することになった。次いで操縦者は、ビデオモニター上で標的部位における影響を観察しながら、レーザー光のパルスを活性化した。操縦者は、微細孔の深さが増加するにつれ微細孔におけるレーザースポットの集束ずれの程度を測定することにより、貫通の程度を視覚的に評価した。これは、切除された表面を組織の中へ、カメラ/レーザー源の位置を「z」軸に沿って皮膚の中へ向かって動かすことによって追跡することにより、操縦者が動力学的に補正し得る。角質層が表皮まで除去されているところで、穴の底の外見が顕著に変わり、より湿っぽくそしてより光るようになる。この変化を観察したら、操縦者はレーザーを脱活性化した。多くの場合、被験体の水和状態ならびに他の生理学的条件に依存して、間質液の劇的な流出が、この小さな領域にわたって角質層の障壁機能が除去されたことに応答して起こった。ビデオシステムを用いて、この穿孔部位での間質液の利用可能性の視覚的な記録を記録した。
実施例６
CPCを透明な粘着性テープに適用し、次いでこれを個体の皮膚上の選択された部位に接着させることを除いては、実施例５の手順に従った。結果は実質的に実施例５の結果と類似していた。
実施例７
所定の色素混合物および付随する損傷の情報について切除の閾値パラメーターを決定するために、当該分野で周知の方法に従って、屍体の皮膚上で組織学的実験を行った。皮膚サンプルの一番上の表面を、アルコール中の銅フタロシアニン(CPC)溶液で処理した。アルコールが気化した後、固相CPCの局所層は、皮膚表面上にわたって平均の厚さ10〜20μmで分布した。図8Aは、レーザー適用前の全厚皮膚の断面図を示す。ここで、CPC層270、角質層274、および下にある表皮層278を示す。図8Bは、810nm光の単一パルスが直径80μmの円にエネルギー密度4000w/cm²で20msのパルス時間適用された後のサンプルを示す。有意の量のCPCが角質層の表面上に、切除されたクレーター282の中心においてさえも、まだ存在することは注目に値する。実験室測定は、CPC上に入射する光エネルギーのたった約10％のみが実際に吸収され、他の90％は反射されるかまたは後方散乱されることを示すことはまた注目すべきである。従って、所望の加熱を生じ得る色素層に送達される有効エネルギーフラックスは、約400W/cm²だけである。8Cは、810nm光の５つのパルスが適用された後のサンプルを示し、ここで角質層障壁は下にある組織に損傷を与えずに除去された。これらの結果は、「理想の」光学的に調節された熱切除性能を良く表している。図8Dは、50パルスが適用された後のサンプルを示す。損傷を受けた組織286は、切除されなかった組織の炭化および下にある組織の熱変性に起因して表皮層中に存在した。図8A〜8Cは、脱水、凍結、および画像化のための調製物のアーチファクトに起因した角質層と下にある表皮層との間の分離を示す。
実施例８
熱の切除機構の詳細を試験するために、熱切除法の種々の異なる実施態様を試行し得る皮膚組織の数学モデルを構築した。このモデルは、表面に局所的に投入された特定の熱フラックス、およびいくらか距離が離れている表面からの熱の除去を用いて、層状の半無限(semi-infinite)媒体における温度分布を計算する。すなわち、対流は、この２者の間で適用される。線対称の時間依存的拡散の方程式は、ADI法(alternating-direction-implicit method)を使用して、円柱状の座標において解かれる。（注意：一定温度B.C.を低い方の境界に適用し、ｚ＞infとして扱う；そしてゼロ半径の熱フラックスを、最大半径の境界に適用し、ｒ＞infとして扱う）。層は表面に対して平行であり、そして以下のように定義される：(1)色素；(2)角質層；(3)下層の表皮；および(5)真皮。半無限媒体中の深さおよび熱の特性、密度(rho)、比熱(c)、および伝導性(k)は、各層について明記されなければならない。
第１に、皮膚上の熱移動係数ｈを、周囲の大気温度、皮膚表面温度、および真皮の温度によって決定される「定常の」「1-D」温度分布に基づいて計算する。色素は存在しないと仮定して、皮膚表面上に「ｈ」を提供する。次いで、このプログラムによって色素層表面でのこの「ｈ」の使用、または色素表面に所望される別の「ｈ」の投入が可能になる。次に、「定常の」温度分布を、色素表面での明記された「ｈ」を用いて、全ての層(色素層を含む)を通して計算する。この温度分布は、時間依存的な加熱の問題についての初期条件である。これは、「ｍ−ファイル」初期ｍを構成する。次いで、このプログラムは、時間的に進行させ、計算し、そして各工程の温度フィールドを提示することによって、時間依存的な温度分布を解明する。
本明細書中で記載される方法の各実施態様(そのそれぞれについて経験的なデータが集められている)が、操作パラメーターの少なくとも１セットについてモデル化されている。これは角質層の切除がどのようにして正確かつ制御可能な様式で達成されるかを示す。シミュレーションの出力を、以下の異なる二つの形式のグラフにより示す：(1)皮膚の断面図、これは、この図の最上部にプロットされた、３つの臨界温度閾値を規定する３本の等温線と共に、異なる組織層を示す、および(2)２つの異なる温度対時間のプロット、１つは標的部位の直下にある角質層の中心部の地点についてであり、もう一方は表皮の生存細胞層と角質層の下面との境界の地点についてである。これらのプロットは、ミクロ熱電対を組織中へ移植することが可能であるかのように熱パルスを適用すると、各地点での温度が経時的にどのように変動するかを示す。さらに、このモデルの適用によって、この方法が使用され得る範囲内である、パラメーター限界の調査が可能になり、本方法の実施の２つの重要な局面のために外部の限界を設定し得る。第１に、本方法を疼痛または所望されない組織の損傷を伴わずに使用し得る範囲内である、外延を規定する一般的な場合を示す。
本発明のいくつかの異なる実施態様において記載されるように、与えられた熱源のいずれについても、以下の点で、被験体の皮膚組織に対する効果が最適でなくなる点が存在する。それは、被験体が疼痛知覚を感知する、または下層の表皮および／または真皮中の生存細胞が温度を持続する、という点である。これによって、十分に長期間維持される場合、これらの組織に損傷が与えられる。従って、最適に加熱した局所銅フタロシアニン(CPC)色素の実施態様を基準線の方法として用いて試験シュミレーションを行って、異なる皮膚組織層の熱時間定数が、本方法が疼痛または隣接組織層の損傷を伴わずに用いられ得る領域を本質的にどのように規定するかを確立した。
図９および１０は、皮膚および局所色素層の概略断面図を示す。各図において、３本の別々の等温線を示す：(1)123℃、この温度で組織中の水分の蒸発が組織の切除を生じる；(2)70℃、この温度が数秒間維持された場合、生存細胞が損傷を受ける；および(3)45℃、被験体が疼痛の知覚を感知する平均的な温度。この疼痛閾値は、いくつかの基本的な生理学の教科書に記載されているが、経験からこの閾値はいくらか主観的であることが示されている。実際、同一の個体での反復試験では、穿孔部位が互いに数ミリメートル以内で異なると、有意に異なる知覚量を示し得る。これはおそらく穿孔部位に関係した神経末端への近接度によるものである。
グラフ上の寸法は、色素および皮膚の層を規定する平坦な境界と共に、それらの異なる層を示す(μmで測定）。含まれる寸法について平均的な意味で、実際の皮膚組織は、より回旋状の境界を有しているが、このモデルは実際の組織に存在する熱勾配の良好な近似値を提供する。ここ、およびこれに続く全てのシミュレーションで用いた、CPC色素層および種々の皮膚層の厚さの寸法は、以下の通りである；色素、10μm；角質層、30μm；下層の表皮、70μm；および真皮、100μm。
この特定のシミュレーションのためにこのモデルで用いたさらなる条件は、以下の表に示す：

これらのシミュレーションを行う場合、以下の控えめな仮定を課する：
１．角質層のある部分が、その温度が含有水分の熱蒸発についての切除閾値温度を既に超えていることが示され得るが、この事象はモデル化されておらず、そしてこの蒸発によって生じる組織の続く熱エネルギーの損失は、このシミュレーションに計算に入れていない。これにより、シミュレーションを開始した時点から、下層の組織においてわずかな温度上昇がもたらされる。
２．同様に、銅フタロシアニン(CPC)色素層のある部分が蒸発点の550℃に達したことが示されたとき、この事象はモデル化されていないが、この温度はこのレベルに完全に限定されている。このことによっても、シミュレーションが進行するにつれて、下層における続くわずかな温度上昇がもたらされる。
これらの単純化をこのモデルにおいて用いたときでさえ、ドナーの組織サンプルでの臨床的研究と組織学的研究との両方に基づく、実行の予測値と実行の経験的観察値との間の相関は、顕著である。図９および１０において注目すべき重要なデータは、熱パルスが適用される時間の長さ、および等温線によって示される３つの異なる閾値温度の位置である。
図９では、21ミリ秒のパルス長を用いており、70℃の等温線は、表皮中の角質層と生存細胞層とを分離する境界をちょうど横切る。これらの条件下でのドナー皮膚サンプルでのインビトロの研究では、50ミリ秒で送達された熱エネルギーの50パルスにより、生きている細胞のこの最上層に検出可能な損傷が生じる(図8Dを参照のこと)。しかし、インビトロの研究において、これらの同一の操作パラメーターでの熱エネルギーの５パルスによっては、これらの組織には何らの顕著な損傷も生じなかったことも示された。少なくとも一過性の意味では、たとえ見かけの損傷閾値を超え得たとしても、この温度は、実際に細胞に何らかの損傷を生じさせるには、いくらかの累積的な時間の間維持されなけれなならないことが理にかなうようである。にもかかわらず、このシミュレーションによって示される基本的な情報は、熱パルスを400W/cm²の束密度(flux density)で20ミリ秒未満、「オン時」に保つ場合、たとえ切除の閾値等温線が角質層中に十分に移動したとしても、下層の表皮内の生存細胞にへの損傷は生じない。言い換えれば、「オン時」が適切に短くなるように調節された低束密度の熱エネルギー源を使用することにより、角質層の切除は、下層の表皮内の隣接する細胞にいかなる損傷も与えることなく達成され得る(図8Cを参照のこと)。このことは、大部分はおそらくこれらの２つの組織層の熱の拡散率が有意に異なることによる。すなわち、角質層は、約10％から20％しか水分を含まず、熱伝導率が0.00123J(S*cm*K)であり、真皮（0.00421J(S*cm*K))よりもはるかに低い。このことによって、切除が生じる地点に強力な空間的限定を維持しながら、温度を角質層に蓄積させ得る。
図１０では、図９で概略した損傷の閾値臨界点で開始した大筋で同一のシミュレーションを、さらに長い時間で行った。加熱されている色素の直径60μmの環の内で、400W/cm²の同一の束密度で58ミリ秒間熱パルスをオンにすることによって、45℃の疼痛知覚の等温線は、ちょうど、真皮に含まれる皮膚の衰弱した層に入った。さらに、損傷の閾値等温線は、図９で見られるよりもさらに表皮層へと有意に遠くに移動した。このシミュレーションをこの方法で行った多くの臨床的研究と関係付けて、モデルの精度の優れた変型が、このモデルが、熱プローブを個体が感知する前に皮膚に適用し得る「オン時」期間をほぼ正確に示したという点で、得られる。臨床試験において、制御可能なパルス発生器を使用して、皮膚上の銅フタロシアニン(CPC)色素の局所的な層に適用される一連の光パルスの「オン時」と「オフ時」とを設定した。80ミリ秒の一定の「オフ時」を維持する一方で、被験体が軽い「疼痛」知覚を訴えるまで「オン時」を段階的に増加した。例外なく、この研究に関与した全ての被験体は、45ミリ秒と60ミリ秒との間の「オン時」で、最初の「疼痛」を訴えたが、これはモデルによって予測されたものと非常に近似していた。さらに、「疼痛」の知覚に関して予め述べられていた部位−部位の変わりやすさが、これらの臨床研究において注目された。従って、「疼痛」として訴えられたものは、最初の明確な知覚が気付かれ得る時点である。１つの部位では、これが痛みとして訴えられ得、一方、隣接する部位では、同一の被験体は、単に「気づき得る」として訴らえ得たのみである。
この臨床研究の１つの要素は、同じ部位でさえ、熱パルスの不規則なパルス列が、被験体の精神生理的神経知覚と共に作用して、知覚を受けた感覚の真性の減少を引き起こし得るということの現実化である。例えば、一連のより短い長さの熱パルスを用いて、その領域のニューロンを飽和させ、このシナプス接合部で利用し得る神経伝達物質を瞬時に涸渇させ、それによって「疼痛」のメッセージを送る能力を制限させ得る。次いで、これによって、これらの短いパルスに続くより長いパルスが、この順序の最初に適用された場合よりも気づきにくくなることが可能になる。従って、いくつかの任意に生じさせたパルス列で一連の実験を行って、その結果はこの仮説と一致した。この状況についての類似点は、非常に熱い浴槽で第１段階を行った場合の知覚において見出され得た。この知覚は、まず疼痛を感じるが、熱知覚に対して順応するにつれてすぐに耐え得るようになるというものである。
実施例９
本発明の１つの目的は、隣接する生存組織にいかなる顕著な損傷も与えることなく、無痛で角質層に微細穿孔を達成することである。実施例８および図９〜10に概略したシミュレーションに記載するように、微細穿孔がこのような無痛かつ非外傷性の様式で達成され得る、切除の標的スポット内の所定の熱エネルギー束密度のいずれもについても、境界が存在するようである。インビボおよびインビトロの研究の両方が、これが問題であることを示し、そしてこれにより、経験的方法による、非常によく働くようであるいくつかの操作パラメーターの開発が可能になった。以下のシミュレーションのセットは、この方法が、これらの特定のパラメータを使用した場合にどのように働くかを示す。
最初の場合では、10パルスのパルス列(10ミリ秒の「オフ時」で分けられる10ミリ秒の「オン時」)を、CPCで覆った皮膚に適用する。図１１は、このパルス列が終了した直後の皮膚組織における最終的な温度分布を示す。見られ得るように、３つの臨界温度閾値を示す等温線は、角質層の切除が、真皮層神経には知覚が全くなく、かつ下層の表皮の生存細胞への損傷の閾値の交差がほとんど無く達成されたことを示す。前述したように、実際に永久的な損傷を細胞に与えるためには、表皮細胞は特定の箇所まで加熱されなければならないのみならず、ある一定の時間(一般には約５秒間と考えられる)、その温度で維持されなければならないようである。図１２および図１３は、時間を関数とした角質層および生存表皮の温度をそれぞれ示し、「オン時」の間の加熱および「オフ時」の間の冷却が全体で10サイクルであることを示している。このシミュレーションを行ったインビボ研究と関係付けて、このシミュレーションに適合するように設定した系パラメーターを伴う穿孔試みの90％以上において、角質層の有効な穿孔は、被験体に疼痛を伴わずに達成され、そして数日後の続く穿孔部位の顕微鏡検査では、組織への目立った損傷は見られなかったことに留意されたい。ドナーの全層皮膚サンプルで行ったインビトロの研究もまた、モデルの挙動予測と一致した。
実施例10
インビボの経験的研究とこれらのシミュレーションとの両方を行うにあたり、皮膚を予冷することによって、疼痛または隣接する組織への損傷が起こる確率を減少させるための微細穿孔のプロセスの最適化が補助されるようである。実際に、冷却した単純なプレートを穿孔プロセスの前に皮膚に配置することによって、これは容易に達成され得る。例えば、穿孔標的部位を囲む直径１cm円に冷却したペルチェプレートを適用して、このプレートを数秒間約５℃で維持すると、組織の温度は顕著に低下する。実験室でこの目的のために使用する実験デバイスの概略図を図３Ａ〜Ｂに示す。実施例９で概略した実行において用いられるものと正確に同じ10サイクルのパルス列を適用することによって、図１１と図１４、図１２と図１５、および図１３と図１６を比較することによって、皮膚組織への温度の浸透の制御がどれだけ改善されたかを理解することができる。さらに、角質層は表皮および真皮に比較して比較的低い温度拡散係数および比熱を有することが有利である。一旦冷却されると、表皮および真皮の高度に水和した組織は、その温度を上昇させるためにはより大きな熱エネルギー投入を要求し、一方、角質層は、比較的乾燥されており、切除の閾値まで迅速に加熱され得る。
実施例11
一旦、角質層の効果的な無痛の切除および微細穿孔の基礎になるエネルギーを皮膚組織に送達する基本的な熱伝導機構が理解されると、図４〜７に示すホットワイヤ態様のような、必要とされる迅速な接触点の温度調節を達成するためのいくつかの異なる特定の方法が考えられ得る。
本明細書中で記載するように、基本的な実施態様は、オーム加熱エレメント(図４)(例えば、小さなコードレスの溶接鉄のチップ)を使用する。適切なサイズの比較的非反応性のワイヤがその回りを巻き付け、ワイヤの少量が、ヒーターの本体から突き出された状態にある。定電流源で電流を適用する場合、ヒーターはある温度に達すると、数秒以内に、周囲の大気への対流損失によって定常状態に達する。同様に、ワイヤ(この熱システムの一部である)は、定常状態に達して、その結果、ワイヤのまさにチップが、ほぼ任意温度(これらのタイプの成分では約1000℃まで)に上昇され得る。このチップは、所望の大きさの微細孔を正確に提供し得るようにサイズ決定され得る。
実験室では、チップから突き出ている約２mmのワイヤを伴う「WAHL」コードレス溶接鉄の置き換え可能なチップに据え付けられた、直径80μmのタングステンワイヤが使用されてきた。熱電対を用いて、チップの温度はその定常状態で測定され、そして定電流設定を変化させることによって、700℃を超える定常状態の温度に容易に達し得ることが留意された。所望の調節を達成するために、低重量の、高速電気機械的アクチュエーターを、ワイヤの位置が200Hzの速さまでで2mmを超えて直線的に移動され得るようチップに連結した。次いで、精密ステージ上に装置全体を備え付けることによって、この振動しているチップは、一回10ミリ秒未満の時間のみ皮膚に接触し(「オン時」)、一方、任意に長い期間の「オフ時」がパルス発生器を適宜にセットすることによって達成され得るようなかたちで、非常に制御可能に皮膚表面と接触させ得た。これらのインビボの研究によって、穿孔は、穿孔を受けている被験体が、ワイヤのチップが皮膚と接触していることを知ることすらする前に、実際に達成し得ることが示された。
光加熱された局所CPC色素の実施態様とこの実施態様の性能とを比較するために、以下のシミュレーションを実施例８の手順に従って行った。本質的に、初期条件を変えるだけで、ホットワイヤの実施態様は同一のシミュレーションコードを用いて行われ得る。ワイヤとの接触は本質的に瞬時に起こるので、CPC色素層において時間依存的な熱の蓄積はなく、そしてワイヤが物理的に皮膚との接触から除去される場合、加熱されたCPC色素層と共に存在した時は表面上になお残る残熱は存在しない。また、ワイヤそれ自身が切除/微細穿孔についての標的される領域を規定する場合、角質層への適用前に熱エネルギーの横への拡散はあってはならない。「ホットワイヤ」実施態様の比較性能を図１７〜１９に示す。
実施例12
この実施例では、実施例１０の手順に従って皮膚を予冷した以外は、実施例１１の手順に従った。同様に、標的部位を予冷することによって、「ホットワイヤ」実施態様と同様の明確な結果が得られた。「ホットワイヤ」アプローチの予冷したシミュレーションの結果を、図２０〜２２に示す。
実施例13
本開示の背景の導入で議論したように、Tankovichの803特許は、一見したところ本発明に類似しているようである。本実施例では、シミュレーションモデルを、Tankovich 803において明記された操作パラメーターで構成した。すなわち、１μsのパルス幅および40,000,000W/cm²の電力。図２３および２４は、これらの条件下では、角質層のどの部分も、水分が瞬時に蒸発する閾値である123℃に達しず、従って角質層の切除/微細穿孔が生じないことを示す。実際、このタイプの高ピークパワーを適用すれば、局所色素層への短時間のパルスは、皮膚に影響を及ぼさずに単に皮膚の表面の色素を蒸発させるのみである。従って、この実施例から、Tankovich'803に明記される条件は、本発明では有効でないことが示される。
実施例14
この実施例では、実施例６の手順に従って皮膚を穿孔した後に得た間質液を採取して分析し、そのグルコース濃度を決定した。データを４人の糖尿病でない被験体およびグルコース負荷試験を受けている６人のI型糖尿病の被験体について得た。被験体の年齢は、27から43歳の範囲であった。研究の目的は、被験体から十分な間質液(ISF)を無痛的に採取するための方法の有用性を試験して、ISFサンプルのグルコース含量についてのアッセイを可能にし、次いでこの濃度を被験体の全血中に存在するグルコースレベルと比較することである。
全ての被験体に、血液およびISFのグルコースアッセイの両方を、Miles-Bayerからの「ELITE」システムを使用して行った。10人の被験体全員が同一の測定プロトコルを受け、インスリン依存性糖尿病の被験体についてはグルコース負荷およびインスリン注射についての調整を行った。
研究の基本的な設計は、適度な数のボランティア(このうち何人かは糖尿病であり、何人かは糖尿病でない)を募集することであり、彼らから、一連のISFと全血とのサンプルの対を３〜４時間の研究期間を通して３〜５分毎に採取した。全血およびISFのサンプルを共にグルコースについてアッセイし、そして血中グルコースレベルと間質液との間の統計学的関係を決定した。全血のグルコースレベルと比較して、仮説をたてたISFグルコースレベルの時間的な遅れを試験するために、研究の被験体をそのグルコースレベルが顕著で劇的な変化を現すように誘導した。これは、各被験体を試験の開始前の12時間絶食させ、次いで、３つの絶食した血液およびISFのグルコースレベルの対で基準線グルコースレベルを確立した後に、被験体にグルコース負荷を与えることによって行った。基準線レベルを確立した後、被験体に以下のガイドラインに基づいて甘いジュースを与えてグルコース負荷を与えた：
ｉ．対照被験体については、グルコース負荷を体重１ポンドあたり0.75グラムのグルコースに基づいて算出した。
ii．インスリン依存性糖尿病の被験体については、グルコース負荷は50グラムのグルコースであった。さらに、グルコース負荷の直後、糖尿病の被験体には、絶食作用のインスリンの午前の自己注射を通常通り行わせた。糖尿病の被験体が300mg/dLを上回る絶食時グルコースレベルを示す場合には、最初にインスリンの自己注射を行ってもらい、そしてグルコース負荷を血中グルコースレベルが120mg/dLを下回った後に提供した。
募集した各被験体には、まず「インフォームド・コンセント」文書において研究について完全に説明した。この文書は、彼らに公式的にこのプログラムに参加する前に理解し、そして署名することを求めた。受諾に際し、彼らは既往症についての問診を完了した。実行した詳細な臨床的手順は以下の通りであった：
（ａ）被験体は、研究の前夜の午前午後9:00から絶食し、水のみを摂取した。カフェイン、たばこ、果汁はこの期間中許可しなかった。
（ｂ）被験体は、翌日の午前9:00までに試験の施設に到着した。
（ｃ）被験体は、研究手順の間リラックスできるように、リクライニングチェアに座った。
（ｄ）被験体が到着したときから開始して３〜５分間隔で全血およびISFのサンプルの両方を採取し、次の３〜４時間これを続けた。データを採取した期間は、被験体の血中グルコースレベルがグルコース負荷後に正常な範囲に戻り、そして安定した時に基づいた。ISFサンプルを、光学穿孔であるISFポンプ法(以下により詳細に記載)を用いて採取した。各ISFサンプルは、ほぼ５μL容量であり、ELITE試験片(strip)を満たすに十分であることを確実にした。血液サンプルを、従来の指穿刺ランセット(finger prick lancet)を用いて得た。ISFおよび血液のサンプルの両方を、Miles-BayerからのELITE家庭用血糖値測定器システムで迅速にグルコースについてアッセイした。「真の」血中グルコースレベルの評価値を改善するために、各指穿刺サンプルについて２つの別々のELITEアッセイを行った。
（ｅ）与えられた個体について全データ採取期間を通して同一部位からのISFの連続した採取を容易にするために、５×５行列の25の微細孔を被験体の上部前腕部に作製した。各微細孔は直径が50μmと80μmとの間であり、それぞれは300μm離れていた。中央に６mmの穴を有する直径30mmのテフロンディスクを、感圧接着剤で被験体の前腕部に接着し、そして6mmの中央の穴が５×５行列の微細孔にわたって位置するように、設置した。この接着によって、穿孔した領域を穏やかに吸引する(10〜12インチHg)小さな吸引ホースを接続し得た従来の方法で、ISFを微細孔を通して体外へ流出させるように誘導することが可能になった。テフロンディスクの最上部に、透明なガラス窓を設置し、これによって操作者がその下の微細穿孔される皮膚を直接目視することが可能になる。５μLのISF滴が皮膚の表面上に形成された場合、この窓を通してその部位を視覚的に監視することによってこれは容易に確認され得た。この吸引のレベルは、約５ポンド/インチ²(PSI)の見かけの圧力勾配を生じた。微細孔がなければ、ISFは、穏やかな吸引のみでは被験体の身体から吸引され得なかった。
（ｆ）最初の３つのサンプルの対を吸引した後、被験体に非常に甘くしたオレンジジュースを与えてグルコース負荷を与えた。与えたグルコースの量は、糖尿病でない被験体については体重１ポンドあたり0.75グラムであり、そして糖尿病の被験体については50グラムであった。糖尿病の被験体にはまた、グルコース負荷の摂取と同時に、この50グラムレベルのグルコースに基づいて適切に算出した投与量で、早効作用のインスリンの注射(定期的)を自己投与させた。インスリンの注射を受けたときと注射の最大の効果が現れる時との間の通常の1.5〜2.5時間の遅れで、糖尿病の被験体は、300mg/dLまでの範囲で血中グルコースレベルが上方向へ偏移し、次いで、インスリンが効果をもたらしたときに正常な範囲へ急速に低下することを示すことが予測された。糖尿病でない被験体は、標準的なグルコース耐性試験のプロフィールを示すことが予測され、これは、代表的にはグルコース負荷の投与後の45分から90分までに、150mg/dLと220mg/dLとの間で血中グルコースレベルがピークに達し、次いで次の１時間程度でその正常な基準線レベルに急速に低下することを示した。
（ｇ）グルコース負荷の投与、またはグルコース負荷およびインスリン注射の投与に続き、被験体に、次の３〜４時間の間に５分毎に、ISFおよび指穿刺全血のサンプルの採取を、同時に行った。３つの連続するサンプル中の血中グルコースレベルが被験体のグルコースが安定したことを示したときに、サンプリングを終了した。
これらのデータの試験に際して、いくつかの特徴が明らかであった。特に、ELITE試験片の特定のバッチのいずれについても、血液について示されたレベルと比較して、血糖測定器でmg/dlのグルコースで示された出力において、明らかな推移が存在する。読みとり値の上昇は、ISF中にヘマトクリットが存在しないこと、およびISFと全血との間の電解質濃度の正常な差異によると予測される。この出力における推移の基礎となる理由に関わらず、参照アッセイとの比較によって、真のISFグルコースレベルがELITEシステムによって出された値と直線的に関係があることが決定された。そのスケーリング係数は、ELITE片のいずれの特定のバッチについても一定であった。結果として、ISFグルコースレベル値対全血測定値の比較については、一次の直線相関がISFデータに対して以下のように適用された：ISF_{グルコース}=0.606＊ISF_ELITE＋19.5。
ISFグルコースレベルを測定するために使用した場合、このELITE血糖測定器の出力のスケーリングは、全データセットにわたって、血中グルコースレベルを評価するためにISFの使用に関する誤差項(error terms)を試験することが可能になる。もちろん、線形スケーリングが全くなくても、ISFグルコース値と血中グルコースレベルとの間の相関は、スケーリングした場合と同一である。
ISFグルコースの題目に関する公開された大多数の文献ならびに予備的なデータに基づくと、ISFグルコースレベルと指穿刺からの全血中に存在するグルコースレベルとの間には、15〜20分の遅れが観察されることがもともと予測された。このことは、分析時のデータが示したものではない。特に、各個体のデータセットを解析して、ISFグルコースレベルと血中グルコースレベルとの間の最大の相関を達成するために必要とされた時間の推移を決定したとき、被験体のこのセットについての最悪の場合の時間の遅れはわずか13分であり、そして平均的な時間の遅れは、わずか6.2分であったことが発見された。数人の被験体は、ほとんど瞬間的(約１分)な時間的追従を示した。
このデータセットで観察された最小の遅れ量に基づいて、図２５に示すグラフは、長期の時間スケールで次々に結び付けた全10個のグルコース負荷試験を示す。時間のシフトがまったくなくても、全臨床データセットを全く同じ様式で処理したISFグルコースレベルと血中グルコースレベルとの間で高レベルの追従を示すデータが示される。全データセットを全体的にシフトさせて最良の時間的追従評価値を見出した場合、ISFグルコースレベルと血中グルコースレベルとの相関は、２分の遅れでｒ＝0.97のｒ値でピークになる。これはｒ＝0.964の非シフト相関からごく些細に改善されただけである。従って、分析の残りについては、ISF値を時間のシフトを課さずに処理する。すなわち、血液およびISFのグルコースレベルの各セットを、同時に採取したデータ対として扱う。
非シフトElite ISF読みとり値をISF中に存在する比例グルコースを反映するようにスケーリングした後、これらのデータに関する誤差を試験することは可能であった。これに関して最も単純な方法は、２つのELITE指スティック血中グルコース読みとり値の平均値が実際に絶対的に正しい値であると仮定し、次いでスケーリング化ISF値をこれらの平均血中グルコース値と単に比較することである。これらのデータは以下の通りである：標準偏差血液-ISF、13.4mg/dL；ISFの分散係数、9.7％；２つのELITEの標準偏差、8.3mg/dL；および血液の分散係数(Miles)、６％。
これらのデータが示すように、血液に基づく測定値は既に誤差項を含んでいる。実際、製造業者が公開した実施データは、ELITEシステムが、５％と７％との間の見かけの分散係数(CV)を有し、これは、血中のグルコースレベルおよびヘマトクリット量に依存していることを示している。
ISFグルコースと血中グルコースとの間の差異限界点をさらに見たものを、図２６に分散プロットの形で示す。この図では、90％信頼区間の上部および下部の境界もまた、参考のために示す。たった２つの例外だけで、100mg/dL未満の血中グルコースレベルの範囲内の全てのデータがこの90％信頼区間の誤差バー内に収まっていることに留意すると興味深い。このことは、低血糖への傾向が消失する結果が、糖尿病の使用者にとって非常に重要であるので、重要である。すなわち、それらを高めに予測するよりも40〜120mg/dLでグルコースレベルを低めに予測することがはるかに良い。
本質的に、ELITEシステムをISFで使用したときの基本的なアッセイ誤差が全血でのELITEの使用に関連したアッセイ誤差に匹敵すると仮定した場合、血中グルコースからのISFグルコースの偏差は以下のように記載され得る：
ISF_偏差＝[(ISF_実測値)²＋(ISF_実測値)²]^1/2
この式を上記の値に適用して、ISF誤差項の評価した「真の」値を求め得る：
ISF_実測値＝[(ISF_偏差)²−(血液_実測値)²]^1/2
すなわち、式を解くと、
ISF_実測値＝[(13.4)²−(8.3)²]^1/2＝10.5mg/dl
血中グルコースレベルに対するISFの相対的偏差のヒストグラムを図27に示す。
角質層における孔を通る薬物送達
本発明はまた、薬物(現在は経皮的に送達されている薬物を包含する)を、角質層の微細孔を通して送達するための方法を包含する。１つの例示的な実施態様では、送達は、穿孔部位の上のリザーバーに溶液を入れて配置することにより達成される。別の例示的な実施態様では、圧力勾配を、送達をさらに増強するために使用する。なお別の例示的な実施態様では、音波エネルギーを、送達をさらに増強するための圧力勾配と共にまたは用いずに、使用する。音波エネルギーは、伝統的な経皮的パラメーターに従って操作され得るか、または瞬間的に記載される音響流動効果の利用によって操作され得る。これにより、送達溶液を穿孔された角質層に押し込む。
実施例15
本実施例は、局所鎮痛剤であるリドカインの送達のための角質層穿孔の使用を示す。リドカイン溶液はまた、角質層を横切るその受動的拡散を増強するために設計された化学的浸透増強製剤を含んでいた。例示的な送達装置300の図面を図28に示し、ここでは、装置は、薬物含有溶液312を保持するためのリザーバー308を囲むハウジング304を備える。ハウジングの上部は、音波エネルギーを提供し、角質層324中の微細孔320を通して薬物含有溶液の輸送を補助するための超音波トランスデューサー316を備える。超音波トランスデューサー中のポート328は、角質層中の微細孔を通して薬物含有溶液の輸送をさらに補助するために、それに対する圧力の付与を可能にする。送達装置は、個体の皮膚の選択された領域に対して、それが、少なくとも１つの、そして好ましくは複数の微細孔の上に置かれるように適用される。ハウジングの下部に付着された接着層332は、この装置を、リザーバー中の薬物含有溶液が微細孔と液体連絡するように、皮膚に接着させる。微細孔を通しての薬物の送達は、下にある表皮336および真皮340中への輸送をもたらす。
５人の被験体について、超音波とともに穿孔を用いて薬物送達の有効性を試験した。この実験では、親指と上腕との間で等しく間隔の間を置いて配置され、約３インチ離れた被験体の左前腕上の２つの部位を用いた。親指近くの部位を、部位１と呼び、親指から最も遠い部位を部位２と呼ぶ。部位１は、対照として用い、ここでは、リドカインおよび増強剤溶液が、同じ送達装置300を用いて、しかし任意の角質層の微細穿孔または音波エネルギーを用いずに付与された。部位２は、穿孔されて、１cmの直径の円内に含まれる格子中で0.8mmの間隔を置いて配置された24の穴で穿孔されていた。部位２中の微細孔は実施例６の手順に従って生成された。リドカインおよび低レベルの超音波が付与された。超音波の付与は、ENI #2100L LinearAmplifierへの0.4ボルトのピーク間入力(peak to peak input)を用い、65.4kHz基礎周波数を伴う10Hzで生じる1000カウントのバースト(burst）、即ち、15ミリ秒のバーストの間エネルギー化され、次いで次の85ミリ秒の間は切られるトランスデューサーを用いたパルス変調信号を用い、バースト方式(burst mode)にセットされた注文製造のZevex超音波トランスデューサーアセンブリを用いてなされた。増幅器のトランスデューサーへの測定された出力は、0.090ワットRMSであった。
リドカインの付与の後、試験部位を横切って30ゲージのワイヤで擦ることにより感覚測定を行った。実験は両方の部位で行なわれ、部位１では10〜12分間および部位２では２回の５分間の間隔で、同じ部位に対して連続的に付与された。両方の部位は、10〜０のスケールを用いるしびれ感について評価された。ここで、10はしびれ感のないことを示し、そして０は試験された被験体により報告されたような完全なしびれ感を示した。以下の結果の要約は５人の被験体すべてについてである。
対照部位である部位１は、10〜12分でほとんどまたは全くしびれ感を示さなかった(スケール７〜10)。約20分で、溶液が完全に角質層に浸透するにつれて、いくらかのしびれ感(スケール３)が部位１で観察された。部位１は、リドカイン付与の終了時にきれいにされた。部位２は、穿孔を含む１cm円中でほぼ完全なしびれ感(スケール０〜１)を示した。この１cm直径の円の外側では、しびれ感は、2.5cm直径の円では１までほぼ直線的に減少し、2.5cm直径の円の外側ではしびれ感はなかった。第２回目の付与後の部位２の評価は、約1.2cm直径の全体としてわずかにより大きなしびれの円を生じ、しびれ感は、前腕に対して垂直な２〜2.5cmの直径と前腕に対して平行な２〜６cmの直径とを有する不規則な卵形パターンで１まで直線的に減少した。この領域の外側ではしびれ感は気付かれなかった。代表的な被験者に対して得られた例示の結果のグラフ表示を図29A〜Cに示す。図29Aおよび29Bは、それぞれ、Sおよび10分後に(穿孔された)部位２で得られた結果を示す。図29Cは、部位１(穿孔のない対照)で得れれた結果を示す。
経皮フラックスを増強するための音波エネルギーおよび増強剤
音波トランスデューサーにより作り出された音波エネルギー領域(field)の物理学が、音波周波数が変調され、他の方法により達成されるフラックス速度を改善し得る方法で利用され得る。本明細書で参考として援用される米国特許第5,445,611号の図１に示されるように、音波トランスデューサーのエネルギー分布は、近領域および遠領域に分けられ得る。長さNにより特徴付けられる近領域は、最初のエネルギー最小から最後のエネルギー最大までのゾーンである。最後の最大の遠位にあるゾーンが遠領域である。近(N)領域パターンは、多数の密接に間隔を置いて配置された局所圧力ピークおよび空白(null)が優勢である。近領域ゾーンの長さNは、周波数、サイズ、およびトランスデューサー面の形状、および超音波が通って伝わる媒体中の音の速度の関数である。単一トランスデューサーについては、その通常操作範囲内の強度変動は、線形様式である以外は、音波エネルギー分布の性質に影響しない。しかし、複数トランスデューサーを備えたシステムについては、すべてが周波数および振幅の両方において変調され、分離したトランスデューサーの相対強度は、それが皮膚であるか別の媒体であるか否かに拘わらず、音波媒体中のエネルギー分布に影響する。
例えば、約１〜20％の範囲内で、適度の量だけ音波エネルギーの周波数を変えることにより、ピークと空白のパターンは、相対的に一定なままであるが、近領域ゾーンの長さNは周波数に直接比例して変化する。周波数の主な変化(例えば、２またはそれを超えるファクター)は、トランスデューサー中に異なるセットの共鳴または振動モードを生成する可能性が高く、有意にかつ予期不能な異なる近領域エネルギーパターンを生じる。従って、音波周波数における適度な変化を用いて、ピークと空白の複合パターンは、アコーディオン様様式で圧縮または伸張される。周波数変調の方向を選択することにより、これらの局所圧力ピークのシフトの方向は制御され得る。皮膚の表面で音波エネルギーを付与することにより、音波周波数の選択的変調は、皮膚を通るこれらの局所圧力ピークの動きを、身体の内部に向かって、または身体の表面に向かってのいずれかに制御する。高から低への周波数変調は、圧力ピークを身体内に駆動し、その一方、低から高への周波数変調は、圧力ピークを、身体内から皮膚の表面に向かってかつ皮膚を通って身体の外側に引っ張る。
この適用のための代表的なパラメーターを、例えば、1.27cm直径の音波トランスデューサーおよび公称10MHzの操作周波数および水の音響学的インピーダンスに類似の音響学的インピーダンスを仮定すると、1MHzの周波数変調は、角質層の近傍で近領域エネルギーパターンのピークと空白の約2.5mmの動きを生成する。分析物の経皮的および/または経粘膜的回収の展望からは、この程度の動きは、角質層の十分に下の領域、そして表皮、真皮、およびその下のその他の組織さえへの接近を提供する。任意の所定のトランスデューサーについて、この周波数変調が最も効果的である周波数の最適範囲が存在し得る。
皮膚を横切る薬物または分析物のフラックスはまた、抵抗力(拡散係数)または駆動力(拡散に対する勾配)のいずれかを変えることにより増加させ得る。フラックスは、いわゆる浸透または化学的増強剤の使用により増強され得る。
化学的増強剤は、２つの主な成分のカテゴリー、即ち、細胞エンベロープ混乱性化合物および溶媒、または細胞エンベロープ混乱性化合物と溶媒との両方を含む二元(binary)システムから構成される。
細胞エンベロープ混乱性化合物は、局所的薬学的調製物において有用であるとして当該技術分野で公知であり、そしてまた皮膚を通じる分析物の回収において機能する。これらの化合物は、角質層の細胞エンベロープの脂質構造を混乱させることにより皮膚浸透を補助すると考えられている。これら化合物の包括的なリストは、本明細書中に参考として援用される1982年６月13日に公開された欧州特許出願第43,738号に記載されている。任意の細胞エンベロープ混乱性化合物が本発明の目的に有用であると考えられる。
適切な溶媒は、水；プロピレングリコールおよびグリセロールのようなジオール；エタノール、プロパノール、および高級アルコールのようなモノアルコール；DMSO；ジメチルホルムアミド；N,N-ジメチルアセトアミド；2-ピロリドン；N-(2-ヒドロキシエチル)ピロリドン、N-メチルピロリドン、1-ドテシルアザシクロヘプタン-2-オンおよびその他のn-置換-アルキル-アザシクロアルキル-2-オン(アゾン)などを含む。
1985年８月27日に発行された、Cooperの米国特許第4,537,776号は、浸透増強のための特定の二元システムの使用を詳述する先行技術および背景情報の優れた要約を含む。その開示の完全性のため、その中で用いられる情報および用語を本明細書中に参考として援用する。
同様に、上記で言及した欧州特許出願第43,738号は、親油性薬理学的活性化合物送達用の細胞エンベロープ混乱性化合物の広範なカテゴリーとともに、溶媒として選択されたジオールを用いることを教示する。細胞エンベロープ混乱性化合物およびジオールの開示における詳細さのために、欧州特許出願第43,738号のこの開示もまた、本明細書中に参考として援用される。
メトクロプラミド浸透を増強するための二元システムが、1985年８月21日に公開された、英国特許出願第GB 2,153,223 A号に開示され、そしてC8-32の脂肪族モノカルボン酸(C18-32の場合不飽和および/または分枝)の一価アルコールエステルまたはC6-24脂肪族モノアルコール(C14-24の場合不飽和および/または分枝)および2-ピロリドン、N-メチルピロリドンなどのようなN-環状化合物からなる。
プロピレングルコールモノラウレートおよびメチルラウレートとともに、ジエチレングリコールモノエチルまたはモノメチルエーテルからなる増強剤の組合せは、プロゲストゲンおよびエストロゲンのようなステロイドの経皮送達を増強することが、米国特許第4,973,468号に開示されている。グリセロールモノラウレートおよびエタノールからなる、薬物の経皮送達のための二重の増強剤が、米国特許第4,820,720号に示されている。米国特許第5,006,342号は、エステル/エーテルの各脂肪酸/アルコール部分が約８〜22炭素原子である、C₂からC₄アルカンジオールの脂肪酸エステルまたは脂肪アルコールエーテルからなる、経皮薬物投与のための多くの増強剤を列挙している。米国特許第4,863,970号は、局所適用のための浸透増強組成物を示し、この組成物は、所定量の、オレイン酸、オレイルアルコール、およびオレイン酸のグリセロールエステルのような１つまたはそれ以上の細胞エンベロープ混乱性化合物；C₂またはC₃アルカノールおよび水のような不活性希釈剤を含む浸透増強ビヒクル中に含まれる活性浸透剤を含む。
その他の化学的増強剤は、二次システムに必ずしも関連せず、Herschler、米国特許第3,551,554号；Herschler、米国特許第3,711,602号；およびHerschler、米国特許第3,711,606号で教示されるようなDMSOまたはDMSOの水性溶液、ならびにCooper、米国特許第4,557,943号に記載されるようなアゾン(n-置換-アルキルアザ-シクロアルキル-2-オン)を含む。
いくつかの化学的増強剤システムは、毒性および皮膚炎症のような負の副作用を有し得る。米国特許第4,855,298号は、皮膚炎症特性を有する組成物を含む化学的化学的増強剤により引き起こされる皮膚炎症を、抗炎症性効果を提供するに十分な所定量のグリセリンを用いて低減する組成物を開示する。
角質層の微細穿孔と、化学的増強剤の使用をともなう音波エネルギー適用の組合せは、角質層を通じる分析物回収または浸透送達の改善された速度を生じ得るので、利用された特定のキャリアビヒクルおよび特に化学的増強剤は、このいくつかが上記で述べられそして本明細書中に参考として援用されている先行技術ビヒクルの長いリストから選択され得る。当該技術分野で容易に入手可能であるものを特に詳細に記述しまたは列挙する必要があるとは考えられない。本発明は、化学的増強剤自身の使用に関せず、そして皮膚を通じる薬物の送達に有用なすべての化学的増強剤は、光学的微細穿孔において色素とともに、かつまた皮膚表面の下からおよび皮膚表面を通じて分析物の測定可能な回収または皮膚表面を通じる浸透剤または薬物の送達を行うことにおいて音波エネルギーとともに機能すると考えられる。
実施例16
変調された音波エネルギーおよび化学的増強剤を、ヒト死体皮膚試料に対する経皮フラックスを制御するそれらの能力について試験した。これらの試験では、表皮膜は、実施例１の熱分離法によりヒト死体全体皮膚から分離した。表皮膜を切断し、そして角質層を上部(ドナー)区画または下部(レシーバー)区画のいずれかに面して浸透セルの二等分の間に配置した。改変されたFranzセルを用いて、米国特許第5,445,611号の図２に示されるように表皮を保持した。各Franzセルは、１つまたはそれ以上のクランプを用いて一緒に保持された上部チャンバーと下部チャンバーからなる。下部チャンバーは、そこを通じて物質が添加または取り出されるサンプリングポートを有する。角質層試料は、上部チャンバーと下部チャンバーとの間に、それらが一緒にクランプで固定されるときに保持される。各Franzセルの上部チャンバーは改変されて、超音波トランスデューサーを、角質層膜の1cm以内に配置させるようにする。メチレンブルー溶液を指標分子として用い、角質層の浸透を評価した。各実験のプロセスおよび結果の視覚による記録を、ビデオカメラおよびビデオカセットレコーダー(示さず)を用いて日時を記録した磁気テープ形式で得た。さらに、試料を、吸収分光光度計を用いる測定のために回収し、実験の間に角質層膜を浸透した色素の量を定量した。使用に適した化学的増強剤は、上記のような広範な範囲の溶媒および/または細胞エンベロープ混乱性化合物にわたって変動し得る。利用された特定の増強剤は、50/30/15/2.5/2.5容量比のエタノール/グリセロール/水/グルセロールモノオレート/メチルラウレートであった。音波エネルギーを生成かつ制御するためのシステムは、プログラム可能な０〜30MHzの任意の波形発生器(Stanford Research Systems Model DS345)、20ワット０〜30MHz増幅器、および15および25MHzにそれぞれピーク共鳴を有する２つの非焦点超音波浸漬トランスデューサーを備えていた。同じドナーからの角質層試料の試験のために６つのセルを同時に調製した。一旦角質層試料を取り付けると、それらは、任意の試験がなされる前に少なくとも６時間の間、蒸留水を用いて水和させた。
実施例17
化学的増強剤なしの音波エネルギーの効果
実施例16で上記したように、熱分離した表皮を、特に他に注記されなければ、表皮側を上に向け、そして角質層側を下に向けてFranzセル中に置いた。下部チャンバーを蒸留水で満たす一方、上部チャンバーを蒸留水中の濃縮メチレンブルー溶液で満たした。
熱分離された表皮：上部チャンバーをメチレンブルー溶液で満たした直後、セルの１つにトランスデューサーを完全に浸漬して音波エネルギーを付与した。この配置は、例えば、トランスデューサーを、皮膚のひだの対向する側に有すること、または音波エネルギーを、同様に配置された反射体プレートから反射させられるようにしてひだの他の側から収集デバイス中に分析物を「押す」ために用いられること相当し得る。音波エネルギーセッティングは、最初、20ボルトピーク間(P-P)入力波形に等しい強度で、25MHzの公称操作周波数にセットする。これは、おおよそ、トランスデューサーに対して１ワットの平均入力パワーに相当し、そして同様に、この特定のトランスデューサーについて製造者の公称値１％の変換効率、活性面積の0.78cm²表面上に約0.01ワットの音波出力パワーまたは0.13ワット/cm²の音波強度を仮定する。３つのその他の対照セルは、それらに付与される音波エネルギーを有さなかった。５分後に音波エネルギーを遮断した。この間隔の間に任意のセルで角質層を横切る色素フラックスの可視的な指標は観察されず、２mlのレシーバー媒体中、約0.0015％(v/v)より低いレベルの色素溶液を示した。
これらの同じ３つの対照セルおよび１つの実験セルの試験を以下のように継続した。音波エネルギーの強度は、70ボルトピーク間入力12ワット平均パワー入力の駆動装置から利用できる最大限の可能な出力、即ち(約0.13ワット/cm²)の音波出力強度まで増加させた。また、周波数をセットして30MHzから10MHzに変調または掃引(sweep)した。この20MHzの掃引は１秒あたり10回実施し、即ち、掃引速度は10Hzであった。これらの入力パワーレベルでは、オーバーヒートを避けるために音波エネルギートランスデューサーを監視する必要があった。接触熱電対をトランスデューサーの本体に付与し、そしてパワーのオンとオフをサイクルさせて42℃以下でトランスデューサーの最大温度を維持した。１分オンおよび１分オフの約50％のデューティサイクルで、約30分のサイクル最大パワーの後、なおメチレンブルー色素による角質層の肉眼で検出可能な浸透はなかった。
次いで、冷却水ジャケットを音波エネルギートランスデューサーに取り付け、最大エネルギーレベルでさらなる励起を可能にした。同じ３つの対照セルおよび１つの実験セルを用い、音波エネルギーを、最大パワーで12時間実験セルに付与した。この時間の間、上部チャンバー中の流体の温度は、インビボの角質層の通常温度約31℃をほんのわずかに超える、ほんの35℃まで上昇した。上記のように、付与された音波エネルギーの12時間後、４つのセルすべてにおいて、角質層を通る色素フラックスの可視的な証拠がないことは明らかであった。
実施例18
化学的増強剤なしの音波エネルギーの効果
穿孔された角質層：６つのセルを、実施例16で上記したように調製した。Franzセルの上部チャンバーと下部チャンバーを保持するクランプを、上部区画を下部区画から通常シールするために必要な程度よりきつく、そして熱分離された表皮試料中に穿孔および「ピンホール」を人工的に導入する程度まで締めた。色素溶液を各セルの上部チャンバーに添加したとき、角質層中に形成された穿孔を通じる下部チャンバー中への色素漏失の即座の可視的な兆候があった。角質層が小さな「ピンホール」を有してこのように穿孔された細胞に音波エネルギーを付与したとき、角質層中のピンホールを通じる流体の輸送における急速な増加が観察された。指標色素分子の輸送速度は、音波エネルギーが付与されるか否かに直接関係した。即ち、音波エネルギーの付与は、角質層中のピンホールを通じる指標分子の即座の(ほぼ0.1秒未満の遅延時間)パルスを引き起こした。指標分子のこのパルスは、音波エネルギーの遮断に際し即座に止まった(ほぼ0.1秒未満の遮断遅延)。パルスは上記のように繰り返し得た。
実施例19
音波エネルギーおよび化学的増強剤の効果
２つの異なる化学的増強剤製剤を用いた。Chemical Enhancer 1またはCE1は、50/30/15/2.5/2.5容量比のエタノール/グリセロール/水/グリセロールモノオレート/メチルラウレートの混合物であった。これらは、一般に、薬学的賦形剤としての使用についてFDAにより安全、即ちGRASと見なされる成分である。化学的増強剤Two or CE2は、経皮薬物送達の増強に非常に効果的であることが示された実験製剤であるが、一般に、長期間の経皮送達適用には刺激的過ぎると考えられている。CE2は、エタノール/グリセロール/水/ラウラドン(lauradone)/メチルラウレートを50/30/15/2.5/2.5の容量比で含んでいた。ラウラドンは、2-ピロリドン-5-カルボン酸(「PCA」)のラウリル(ドデシル)エステルであり、そしてまたラウリルPCAとも呼ばれる。
６つのFranzセルを、熱分離された表皮を表皮層を下に設置、即ち、角質層側を上に向けたことを除いて先(実施例16)のようにセットアップした。水和は、各試料を一晩蒸留水に曝すことにより確立した。実験を始めるために、６つのすべてのセル中の下部チャンバー中の蒸留水をメチレンブルー色素溶液で置き換えた。上部チャンバーを蒸留水で満たし、そしてセルを約30分間観察し、色素の通過がないことを確認し、いずれの細胞にもピンホール穿孔のないことを確認した。なにも見いだされなかったとき、上部チャンバー中の蒸留水を４つのセルから取り除いた。その他の２つのセルは、蒸留水対照として供した。次いで、２つの実験セルの上部チャンバーをCE1で満たし、そして他の２つの実験セルをCE2で満たした。
音波エネルギーを、２つのCE2セルの１つに直ちに付与した。25MHzトランスデューサーを、約0.13ワット/cm²の最大強度で10MHzから30MHzまで0.1秒毎の周波数掃引(sweeping)で用いた。50％デューテイサイクルで付与された音波エネルギーの10-15分後、色素フラックスが肉眼で検出された。他の５つのセルでは色素フラックスは検出されなかった。
次いで、同じセッティングでCE1を含む２つのセルのうちの１つに音波エネルギーを付与した。５分以内に上部チャンバー中に色素が出現し始めた。従って、化学的増強剤をともなう音波エネルギーは、角質層を通るマーカー色素の経皮フラックス速度を著しく増加し、そして遅延時間を低減した。
実施例20
音波エネルギーおよび化学的増強剤の効果
２つの化学的増強剤CE1およびCE2の製剤を、グリセリンを除いて調製し、そしてこれらのCE1MGおよびCE2MGと呼ぶ新たな製剤を、先のように試験した。水をグリセリンの代わりに置き換え、その他の成分の比率は変えなかった。３つのセルを、改変されたFranzセル中に、熱分離された表皮試料の表皮側を、チャンバーの上側に向けて調製した。次いで、これらの試料を８時間蒸留水中で水和させた。水和工程の後、下部チャンバー中の蒸留水を、CE1MGまたはCE2MGのいずれかで置き換え、そして上部チャンバーを色素溶液で満たした。音波エネルギーを、３つのセルの各々に連続的に付与した。
パルス状の、周波数変調された音波エネルギーを10分未満の合計時間付与したとき、角質層試料の浸透性における顕著な増加が観察された。角質層の浸透性は、化学的増強剤および音波エネルギーの両方に曝された領域を横切って比較的均一に変わった。色素が角質層を横切り得た「ピンホール」穿孔は観察されなかった。経皮フラックス速度は、音波エネルギーをオンまたはオフにすることによりすぐに制御可能であった。音波エネルギーをオフにすると、皮膚試料を通じて能動的に輸送される肉眼で観察できる色素がないように、経皮フラックス速度をすぐに低下させるように見えた；恐らく、速度は受動的拡散の速度まで減少した。音波エネルギーを再びオンにするとすぐに高レベルのフラックス速度を取り戻した。変調されたモードは、変調された速度で経皮フラックス速度における規則的な脈動増加を提供するようであった。音波エネルギーを一定の周波数にセットしたとき、この形態の経皮フラックス速度における最大の増加は、約27MHzで生じるようであった。
３つすべての試料を用いて同じ結果が得られ、次いで細胞からすべての流体を取り除き、そして角質層の両側に蒸留水をかけた。次いで、すぐに下部チャンバーを蒸留水で満たし、そして上部チャンバーを色素溶液で再び満たした。セルを30分間観察した。角質層試料中に穴は観察されず、そして下部チャンバー中に大量の色素は観察されなかった。下部チャンバー中に、先に曝され皮膚試料中に捕獲された色素および増強剤に恐らく起因する少量の色素が肉眼で見えるようになった。さらに12時間後、検出された色素の量はなお非常に少量であった。
実施例21
音波エネルギーおよび化学的増強剤の効果
穿孔された角質層：実施例16と同じドナーからの熱分離された表皮試料を用い、表皮側をチャンバーの上側に向けて３つのセルを調製した。試料を８時間水和させ、次いで下部チャンバー中の蒸留水をCE1MGまたはCE2MGのいずれかで置き換えた。次いで上部チャンバーを色素溶液で満たした。角質層試料中のピンホール穿孔は、色素を、角質層試料を通って下にある増強剤含有チャンバー中に漏失させる。音波エネルギーを付与した。音波エネルギーを付与するとすぐに、色素分子が急速に孔を通じて押された。上記で示したように、孔を通る色素の急速なフラックスは、音波エネルギーの付与と直接にかつ即座に相関していた。
実施例22
音波エネルギーおよび化学的増強剤の効果
低コスト音波エネルギートランスデューサーTDK#NB-58S-01(TDK Corp.)を、経皮フラックス速度を増強するその能力について試験した。このトランスデューサーのピーク応答は、約5.4MHzであると測定され、他の局所ピークが、約７MHz、９MHz、12.4MHz、および16MHzに生じた。
次いで、このTDKトランスデューサーを、5.4MHzで、CE1MGと組み合わせた経皮フラックス速度を増強するその能力について試験した。表皮側を下部チャンバーに向けて３つのセルをセットアップし、次いで皮膚試料を８時間水和させた。色素溶液を下部チャンバーに置いた。トランスデューサーを、CE1MG中に侵漬した上部チャンバー中に置いた。音波エネルギー励起として5.3から5.6MHzに掃引された周波数を用いると、顕著な量の色素が角質層を通って移動し、そして５分でセルの回収ウェルに検出された。トランスデューサーが48℃の温度に達する局所加熱が生じた。音波エネルギーなしのCM1MGを用いる対照では、24時間の曝露は、音波エネルギーをともなう５分の曝露より少ない色素を回収ウェル中に生成した。
本実施例は、低コストの、低周波数音波エネルギートランスデューサーが、適切な化学的増強剤と組み合わせて用いられるとき、経皮フラックス速度に著しく影響し得ることを示す。理論的には、化学的増強剤とともに用いたとき、より高い周波数の音波エネルギーがより多くのエネルギーを角質層中に集中するが、より低い周波数の変調された音波エネルギーは、経皮フラックス速度を加速し、この技術を有用かつ実際的にし得る。
実施例23
ヒト皮膚を横切る分子移動の証明：上記のTDKトランスデューサーおよびCE1MGを用いる試験を、このトランスデューサーの最高の局所共鳴ピークの１つである約12.4MHzで、12.5から12.8MHzまでの2Hz速度での周波数掃引および0.1W/cm²未満の音波エネルギー密度を用いて繰り返した。熱分離した表皮の表皮側を下に向け、色素溶液を下部チャンバーに置き、そして増強剤溶液および音波エネルギーを上部チャンバー中に置いた。５分以内に顕著な量の色素が、角質層を横切って回収ウェル中に移動した。トランスデューサーにおけるオーム加熱は、5.4MHzで駆動される同じトランスデューサーを用いたときより顕著に少なく、化学的増強剤の温度増加はほんの約33℃であった。
これらの低効率レベルでさえ、CE1MGおよびTDKトランスデューサーからの音波エネルギーを用いて得た結果は、方向を監視することにおいて顕著であった。米国特許第5,445,611号の図3Aおよび3Bは、方向を監視して測定された経皮フラックス速度で３つの別のセルから得たデータのプロットを示す。５分の時点でさえ、容易に測定可能な量の色素が、角質層の外側で、化学的増強剤中に存在し、これは表皮側から角質層を通り皮膚試料の「外側」領域までの輸送を示す。
身体から分析物を回収および監視するための音波エネルギーまたは音波エネルギー/化学的増強剤アプローチの使用を最適化するために、目的の分析物の量をアッセイする手段が必要である。ユニットが、化学的増強剤を用いるかまたは用いないで音波エネルギーによって分析物を回収するプロセスにある間に複数の読み値を得るアッセイシステムは、広範な集団の基礎にわたって標準化し、かつ異なる皮膚特性およびフラックス速度について規準化する必要性をなくする。回収システム中の分析物濃度が増加する時間に２つまたはそれ以上のデータ点をプロットすることにより、曲線に適合するアルゴリズムを適用して、曲線に関連する分析物の回収またはフラックス速度を、平衡が達成される点に対して記載し、それによって区間(interval)濃度の測定を確立するパラメーターを決定し得る。この曲線の一般形は、個体により不変であり；パラメーターのみが変化する。一旦これらのパラメーターが確立されると、この関数の定常状態の解答(即ち時間無限大に等しい)は、即ち、完全な平衡が確立される場合、体内の分析物の濃度を提供する。従って、このアプローチは、皮膚浸透性における個体の変動に拘わらず、集団のすべてのメンバーについて、測定を、同じ量の時間で所望の正確さのレベルにすることを可能にする。
いくつかの現存する検出技術が、本出願に適用可能であり、目下存在する。D.A.Christensen、1648 Proceedings of Fiber Optic, Medical and Fluorescent Sensors and Applications 223-26(1992)を参照のこと。１つの方法は、ほぼ平行な様式で一緒に密接に配置されている一対の光ファイバーの使用を含む。ファイバーの１つは、これを通って光エネルギーが伝達される供給源ファイバーである。他方のファイバーは感光ダイオードに連結された検出ファイバーである。光が供給源ファイバーを通って伝達されるとき、光エネルギーの一部である減衰波が、ファイバー表面に存在し、そしてこの光エネルギーの一部が検出ファイバーにより収集される。検出ファイバーは、捕獲した減衰波エネルギーを、それを測定する感光ダイオードに伝達する。このファイバーは、バインダーで処理されて測定されるべき分析物を引き付けかつ結合する。分析物分子が表面に結合する場合(分析物グルコースのコンカナバリンAのような固定化レクチンへの、または固定化抗グルコース抗体への結合のように)、２つのファイバー間の減衰波カップリングの量は変化し、そして検出ファイバーにより捕獲されそしてダイオードにより測定されるエネルギー量も同様に変化する。短時間にわたって検出された減衰波エネルギーのいくつかの測定は、平衡曲線を記載するパラメーターの迅速な測定を支持し、それ故、身体内の分析物濃度の可能な計算を行う。このシステムを用いる５分以内の測定可能なフラックスを示す実験結果(米国特許第5,445,611号の図3Aおよび3B)は、正確な最後の読み値に対する十分なデータは、５分以内に採集されることを示唆する。
その最も基礎的な実施態様では、音波エネルギーの付与および分析物の採集にに利用され得るデバイスは、天然または合成材料のいずれかの吸収パッドを備え、これは、用いられる場合、化学的増強剤の、そして皮膚表面からの分析物を受けるリザーバーとして供される。このパッドまたはリザーバーを、革ひもまたは接着テープのような適切な固定手段により、皮膚表面の選択された領域上の適所に受動的にまたは補助されるかのいずれかにより保持される。
音波エネルギートランスデューサーは、パッドまたはリザーバーが皮膚表面とトランスデューサーとの間にあり、そして適切な手段により適所に保持されるように配置される。電源がトランスデューサーに連結され、そしてスイッチ手段または任意の他の適切な機構により活性化される。トランスデューサーは活性化されて、周波数、位相または強度が変調された音波エネルギーを送達し、所望により、用いられる場合化学的増強剤を、リザーバーから皮膚表面を通って送達し、次いで、皮膚表面からリザーバー中に分析物を収集する。所望の固定されまたは変化する時間の後、トランスデューサーを不性化する。今や目的の分析物を含むパッドまたはリザーバーは取り出され、分析物を、例えば、実験室で利用する任意の数の従来の化学的分析により、またはポータブルデバイスにより定量し得る。あるいは、分析物を定量するための機構を、分析物の収集のために用いるデバイス中に、デバイスの一体部分としてまたは付属物としてのいずれかとして構築し得る。分析物を監視するデバイスは、本明細書に参考として援用される米国特許第5,458,140号に記載されている。
実施例24
上記のような穿孔された皮膚表面を通じる試料採集の後、グルコースのような分析物を検出するための代替法は、酵素手段の使用により達成され得る。いくつかの酵素的な方法が、生物学的試料中のグルコースの測定のために存在する。１つの方法は、グルコースオキシダーゼを用いて試料中のグルコースを酸化し、グルコノラクトンおよび過酸化水素を発生させることに関する。無色の色原体の存在下で、次いで過酸化水素を、ペルオキシダーゼによって水および発色産物に転換する。
グルコースオキシダーゼ
グルコース −−−−−−−−−−−−→グルコノラクトン＋H₂O₂
2H₂O₂ + 色原体 −−−−−−−−−−−→H₂O₂＋発色産物
タイル色(tile colored)の産物の強度は、流体中のグルコースの量に比例する。この色は、従来の吸光度法または反射率法の使用により測定され得る。既知濃度のグルコースを用いる校正により、発色の量を用いて、採集した分析物中のグルコースの濃度を決定し得る。関係を決定するために試験することにより、被験体の血液中のグルコース濃度を計算し得る。次いで、この情報を同じ方法で用い得、フィンガー穿孔からの血中グルコース試験から得た情報が用いられる。結果は５〜10分以内に得られ得る。
実施例25
グルコース濃度の可視表示または読み出しを用いる任意のシステムは、診断医または患者にインスリンの投与または他の適切な投薬の必要性を示す。一定の監視が所望され、そして矯正動作がほとんど同時にとられる必要がある重要な看護またはその他の状況では、表示は、適切な様式でのインスリンの投与またはその他の投薬の引き金となる適切な信号手段と連結され得る。例えば、外部または内部刺激に応答して活性化され得る、腹膜またはその他の体腔中に移植されるインスリンポンプがある。あるいは、角質層の微細穿孔による可能な増加した経皮フラックス速度および本発明で記載されたその他の技術を利用して、グルコース感知システムからの信号により調整されたフラックス速度の制御を備えたインスリン送達システムを経皮的に実施し得る。このように、医療要求を監視および/または診断するのみならず、矯正動作を同時に提供する、完全な生物医学的制御システムが利用可能であり得る。
同様の特性の生物医学的制御システムは、正確な電解質バランスを維持すること、またはプロスタグランジンのような測定された分析物パラメーターに応答して鎮痛薬を投与することのようなその他の状況で提供され得る。
実施例26
聞こえる音と同様に、音波の波は、異なる特性を有する別の媒体に遭遇するとき、反射、屈折、および吸収を行い得る[D.Bommannanら、9 Pharm.Res. 559(1992)]。反射器またはレンズを用いて、目的の組織中の音波エネルギーの分布を集め得るかまたはそうでなければ制御し得る。ヒト身体上の多くの位置に対して、肌のひだ(fold of flesh)がこのシステムを支持することを見出し得る。例えば、耳たぶは、音波の周波数および強度を変えることにより実現されることと同様の、方向制御を奏すること(例えば、分析物または浸透物を穿孔された角質層を通して「押すこと」)を補助するために反射器またはレンズの使用を可能にし得る便利な位置にある。
実施例27
複数の音波エネルギートランスデューサーを用いて、穿孔された角質層を通る経皮フラックスの方向を、身体中にまたは身体からのいずれかに、選択的に向け得る。耳たぶのような皮膚のひだは、トランスデューサーをひだのいずれかの側上に位置させ得る。トランスデューサーは、選択的にまたは段階的な様式でエネルギーを与えられ得、所望の方向の経皮フラックスを増強させる。トランスデューサーまたは音響回路のアレイ(array)を構築し、レーダーおよびマイクロ波連絡システムについて開発されたのと類似の段階的アレイ概念を用いて、目的の領域中に音波エネルギーを向けかつ集め得る。
実施例28
この実施例では、熱分離された表皮試料が、最初、エキシマーレーザー(例えば、Lambda PhysikのモデルEMG/200；193nm波長、14nsパルス幅）で処理され、本明細書に参考として援用される米国特許第4,775,361号に記載される手順に従って角質層を切除することを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例29
この実施例では、熱分離された表皮試料が、最初、１,1'-ジエチル-4,4'-カルボシアニンヨウ化物(Aldrich、λ_max=703nm)で処理され、次いで、合計70mJ/cm²/50msを送達して色素処理した試料にモデルTOLD9150ダイオードレーザー(Toshiba America Electronic、690nmで30mW)を用いて角質層を切除することを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例30
この実施例では、色素がインドシアニングリーン(Sigmaカタログ番号I-2633；λ_max=775nm)であり、そしてレーザーがモデルDiolite 800-50(LiCONiX、780nmで50mW)であることを除いて、実施例29の手順に従った。
実施例31
この実施例では、色素がメチレンブルーであり、そしてレーザーがモデルSDL-8630(SDL Inc.；670nmで500mW)であることを除いて、実施例29の手順に従った。
実施例32
この実施例では、色素が浸透増強剤、例えば、CE1を含む溶液中に含まれていることを除いて、実施例29の手順に従った。
実施例33
この実施例では、色素および増強剤を含む溶液が、超音波に曝すことにより補助されて角質層に送達されることを除いて、実施例29の手順に従った。
実施例34
この実施例では、パルス光供給源が400〜1100nmの広範囲にわたり発光するが、システム中に配置されたバンドパスフィルターを有して約650〜700nmの波長領域に出力を制限する短アークランプであることを除いて、実施例31の手順に従った。
実施例35
この実施例では、熱分離された表皮試料が、最初、下にある組織に到達することなく、角質層中に微細穿孔を生成するように校正されたマイクロランセット(Becton Dickinson)を用いて穿孔されたことを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例36
この実施例では、熱分離された表皮試料が、最初、70-480mJ/cm²/50の範囲にあわせた音波エネルギーで処理され、角質層を切除することを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例37
この実施例では、角質層が、最初、流体の高圧ジェットを用いて水力学的に穿孔され、約100μmの直径までの微細孔を形成することを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例38
この実施例では、角質層が、最初、電気の短パルスを用いて穿孔され、約100μm直径までの微細孔を形成することを除いて、実施例19の手順に従った。
実施例39
音響学的ストリーミング
治療物質の身体中への送達および/または身体内から外部リザーバー中への角質層中に形成された微細穿孔を通る流体の回収における音波エネルギーの新たな機構および適用がいまや記載される。本発明のさらなる局面は、ヒト皮膚の表皮および真皮中のインタクトな細胞のまわりまたはその間を流れる流体に対する音響学的ストリーミング(streaming)効果を作成する音波エネルギーの利用である。音響学的ストリーミングは、これによって音波エネルギーが流体媒体と相互作用し得る十分に実証されたモードである。Nyborg, Physical Acoustics Principles and Methods、p.265-331、Vol.II-Part B、Academic Press、1965。音響学的ストリーミング現象の最初の理論的分析は、Rayleigh(1884、1945)により与えられた。この主題の拡張的取り扱いにおいて、Longuet-Higgins(1953-1960)は、任意の振動する円筒形表面に近傍に近づく結果となる二次元の流れに適用可能な結果を生じた。任意の表面に対する三次元近似は、Nyborg(1958)により開発された。Fairbanksら、1975 Ultrasonics Symposium Proceedings, IEEE Cat.#75,CHO 994-4SUにより記載されたように、音波エネルギー、および音響学的ストリーミング現象は、多孔性媒体を通る流体のフラックスの促進において非常に有用であり得、潜在的受動的にまたは圧力勾配のみを付与した場合の50倍までによるフラックス速度の測定可能な増加を示す。
超音波を利用するすべての以前の経皮送達または抽出努力は、角質層を浸透化するために設計された音波エネルギーと皮膚組織との間の相互作用の方法に絞られていた。関連する相互作用の正確なモードは、角質層中の温度の局所的な上昇、そして結果として生じる角質細胞間の細胞間空間における脂質ドメインの融解に専ら起因すると仮定されてきた。Srinivasanら。その他の研究者らは、角質層中の構造のマイクロキャビテーションおよびまたはせん断が、流体がより容易に流れ得るチャンネルを切り開くことを示唆した。一般に、経皮フラックス速度の増強のための音波システムの設計は、身体中に送達される薬物を含むゲル化または液体調製物の局所的な適用と組み合わせて用いるとき、被験体に対し「深い加熱」効果を生じるように設計された現存する治療的超音波ユニットの適用が、身体中への薬物フラックス速度における定量化し得る増加を生成し得るという初期の理解に基づいてきた。この障壁層中に微細孔を作成する本明細書で教示された方法の意味では、音波エネルギーの使用は、今や古典的に定義された音移動(sonophoresis)の概念とは全く新たな異なる意味であり得る。
米国特許第5,458,140号および第5,445,611号に述べられた実験的発見に基づき、インビトロ研究で用いられたFranzセル中で角質層(SC)中に小穴が存在したかまたは作成されたとき、穿孔されたSC試料のいずれかの側上の流体リザーバーへの適切に駆動された超音波トランスデューサーの適用は、「音響学的ストリーミング」事象が生成され得、ここで流体の大きなフラックス速度がここでこの穿孔された膜を通じて送液され得る。
本明細書で教示された、生存被験体の皮膚中の角質層中に制御された穿孔を作成する方法を用いて、身体中にまたは身体からの流体の誘導に対する音波/流体相互作用の流体ストリーミングモードの適用が、今や実際的に探索され得る。例えば、臨床研究は、400μm平方中の一連の４つの80μm直径の微細穴を作成することにより、そして次いでこの領域に対して穏和な(Hgの10〜12インチ)の吸引を付与することにより、平均約１μlの間質液を誘導して身体を外部チャンバー中に外部収集のために残し得ることを示した。穿孔部位を取り囲む組織の２〜６mm中に、内側に収束する同心円状の圧力波を能動的に発生するように構成された、小さな低パワーの音波トランスデューサーをこのシステムに追加することにより、このISFフラックス速度が50％まで増加され得ることが証明された。
皮膚組織における音波エネルギーの直接吸収の特定の形態(加熱を生成するために必要とされるような)を作成する要望から我々自身を救うことにより、皮膚組織がそれに対して実質的に透明である、即ち、１kHzから500KHzの非常に低周波数の領域にある音波エネルギーの周波数が決定され得る。試験された最も低い周波数のいくつかでさえ、顕著な音響学的ストリーミング効果が、インビボ試験を観察するために顕微鏡を用いることにより観察され得、ここでは被験体の皮膚が微細穿孔され、そしてISFが誘導されて身体から出てかつ皮膚の表面にプールされた。音波トランスデューサーにエネルギーを与えることにより、ISFが渦巻くとき、粒子物質の小片がISFとともに運ばれるような、音響学的ストリーミングの量の劇的な可視的徴候が示された。示された代表的な動きの大きさは以下のように記載され得る
：皮膚の表面上のISFの３mm直径の円形のプールに対して、単一の可視粒子は、１秒あたりほぼ３つの完全な軌道を終了しているように観察され得た。これは、2．5mm/秒より大きい直線流体速度に等しい。この作用のすべては、組織中への100mW/cm²より小さい音波パワーレベルで証明された。
皮膚の上部表面、およびその上の流体の活動を容易に観察し得るが、音波エネルギーの皮膚組織層内へのカップリングに応答して、これらの組織層内で動力学的になにが起こっているのかを評価することはかなり困難である。このような大きな流体速度(例えば2.5mm/Sを超える)が表面上でこのように容易に誘導され得れば、生存真皮組織中に存在する細胞内チャンネルにおいて流体の流れにおけるいくらかの顕著な増加がまた、この音波エネルギー入力に応答して実現され得ると仮定し得る。現在のところ、低周波数の音波エネルギーが穿孔部位を取り囲む円中の領域に付与された場合の、所定のセットの微細穿孔を通る回収されたISFにおける増加が定量された。この実験では、穏和な吸引(HG10〜12インチ)にのみ基づくISF回収技術を、全く同じ装置を用いて交互させたが、音波トランスデューサーをかみ合わせた。一連の10の２分の回収期間にわたって、５つが単なる吸引でそして５つが吸引と音波エネルギーの両方が活性であり、音波供給源を活性化することにより、ほぼ50％より多いISFが同じ時間期間で回収可能であったことを観察した。これらのデータを図30に示す。ISFフラックス速度におけるこの増加は、音波エネルギーに起因する試験被験体からの感覚の報告された増加はなく実現された。この実験に用いた装置を図31〜33に図示する。図31〜33中のトランスデューサーアセンブリは、ほぼ８mmの内径および４mmの壁厚を有する、圧電材料の厚壁シリンダーからなる。シリンダーは、電場が外径および内径の金属被覆加工された表面を横切って付与されるとき、シリンダーの壁の厚さが場の極性に応答して膨張または収縮するように極性を与えられている。実際には、この構成は、中央の穴の中に吸引されている組織を急速に圧搾するデバイスを生じ、これらの組織中に存在する流体に対して内側の半径方向の音響学的ストリーミング効果を生じる。この内側への音響学的ストリーミングは、穴の中央にある微細穿孔の位置により多くのISFをもたらすように応答し、そこでそれは身体を外部採集に向かわせ得る。
図34A-Bに示される類似のデバイスが構築され、そして試験され、そして類似の初期結果を生じた。図34A-Bの型では、Zevex, Inc., Salt Lake City, Utahにより構築された超音波トランスデューサーを、音波ホーン(horn)に付加されたへら型伸長部を有するように改変された。４mm穴が、この伸長部の0.5mm厚のへら端部中に配置された。活性化されたとき、原則的な動きは、へらの長さに沿って長軸方向にあり、本質的に急速な前後の動きを生じる。４mmの穴の配置により引き起こされる金属へらの物理的摂動は、この点で、非常に活性な、しかし混沌とした大きな変位挙動を生じる。使用では、被験体の皮膚は、この穴に吸引され、そして次に音波エネルギーが、図33に図示されるのと類似の様式で皮膚中に伝えられた。
超音波のこの新たな適用の新規な局面は以下の基礎的な領域に存在する：
１．超音波の機能は、もはや、Langer、Kost、Bommannanおよびその他により教示されたようなSC障壁膜を透過化処理することに焦点をあわせる必要はない。
２．皮膚組織にほとんど吸収されないかなり低い周波数システムを利用し得、間質液を含む表皮細胞間の細胞間経路内に所望の流体のストリーミング現象をなおさらに作成し得る。
３．組織とその中にある流体との相互作用のモードは、音波の文献で、細胞膜をせん断し、かつ受動的な拡散プロセスを加速し得る古典的な振動性の相互作用とは独特かつ異なるモードとして認識されたいわゆる「トスリーミング」モードである。
音波トランスデューサーに付与される幾何学的形状、周波数、パワーおよび変調を最適化することにより、穿孔された皮膚部位を通る流体フラックスにおける顕著な増加が達成され得ることが示された。これらのパラメーターの最適化は、この顕微鏡的なスケールの環境で流体の流れの関係を支配する非線形を開発するために設計される。200kHz以下の周波数を用い、任意の検出可能な加熱またはその他の負の組織相互作用なく、大きな流体効果が観察され得る。これらの測定可能な効果を生成するために必要な音波パワーレベルは非常に低く、代表的には、平均パワーレベルは100ミリワット/cm^２以下である。
従って、上記の実施例は、システムの例示であり、診断目的のためおよび浸透物の経皮送達のために、分析物の採集および定量における超音波または超音波および化学的増強剤の利用でおそらく採用され得る。本発明は、角質層の穿孔とその後の超音波の適正な使用が、特に化学的増強剤の使用をともなう場合に、非侵襲性のまたは最小侵襲性の分析物の経皮的な測定または浸透物の送達を可能にするという発見に関する。しかし、本発明は、特定の例示のみに制限されない。多くの穿孔技術および増強剤システムが存在し、そのいくつかは、角質層を通る特定の分析物の検出および回収または浸透物の送達に、他よりも良好に機能し得る。しかし、本明細書中で呈示された指針内で、最適穿孔、増強剤、または付与される超音波の最適時間、強度および周波数、ならびに付与される超音波の周波数の変調、振幅および位相を得るための一定の量の実験は、当業者により容易に実施され得る。従って、本発明は、以下の請求項およびその機能的な等価物によってのみ範囲が制限される。

Claims (22)

1. 活性な浸透物に対する個体の身体表面の選択された領域の角質層の浸透性を増強することを包含する、個体の身体の選択された領域への活性な浸透物の経皮フラックス速度を増強するシステムであって、該増強することが、
   （a）下にある組織に重大な損傷を起こさずに微細孔を該角質層に形成し、そしてそれによって該活性な浸透物のフラックスに対する該角質層の障壁特性を減少させることにより、該選択された領域の該角質層を穿孔する手段によって行われ、
   ここで、該選択された領域における該角質層を穿孔する手段が、（i）該角質層の約1000μmまでを横切る選択された領域を、熱供給源と、該選択された領域中の組織に結合した水および他の気化し得る物質の温度が該水および他の気化し得る物質の沸点を超えて上昇するように接触させ、それによって該選択された領域の角質層を除去することにより該角質層を切除する手段；および（ii）密接に焦点を合わせた音波エネルギーのビームを該角質層上に焦点を合わせることにより該角質層を切除する手段からなる群より選択される手段により達成され、ここで、該熱供給源が、光吸収色素および金属ワイヤからなる群から選択され、
   （b）該穿孔された選択領域を、有効量の該浸透物を含む組成物と、該身体への該浸透物のフラックスが増強されるように接触させる手段、を備える、システム。
2. 前記穿孔された選択領域に流体のストリーミング効果を作成するに有効な時間および強度および周波数で音波エネルギーを適用し、それによって前記浸透物の前記身体への経皮フラックス速度を増強する手段をさらに包含する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記音波エネルギーが、前記穿孔された選択領域に約５kHzから100MHzの範囲で適用され、該音波エネルギーが、周波数変調、振幅変調、位相変調、およびこれらの組合せからなる群より選択されるメンバーにより変調される、請求項２に記載のシステム。
4. 前記音波エネルギーの適用とともに、前記個体の身体の選択された領域を化学的増強剤と接触させ、該個体の身体への前記浸透物のフラックスを促進する手段をさらに備える、請求項３に記載のシステム。
5. 前記穿孔する手段が、前記角質層の約1000μmまでを横切る前記選択された領域を、熱供給源と、該選択された領域中の組織に結合した水および他の気化し得る物質の温度が、該水および他の気化し得る物質の沸点を超えて上昇し、それによって該選択された領域の角質層を除去するように接触させることにより達成され、ここで、該熱供給源が、光吸収色素および金属ワイヤからなる群から選択される、請求項１に記載のシステム。
6. 少なくとも前記選択された領域を、パルス化光供給源の発光範囲にわたって強い吸収を示す有効量の色素で処理し、そして該パルス化光供給源からの一連のパルス出力を該色素上に焦点を合わせ、該色素が、該選択された領域中の組織に結合した水および他の気化し得る物質の温度を該水および他の気化し得る物質の沸点を超えて上昇するために該角質層に熱を伝導的に移すに十分加熱される手段を包含する請求項５に記載のシステムであって、該色素が熱供給源として機能する、システム。
7. 前記パルス化光供給源が、皮膚により有意に吸収されない波長で発光する、請求項６に記載のシステム。
8. 前記パルス化光供給源が、約630から1550nmの範囲で発光放射するレーザーダイオードである、請求項７に記載のシステム。
9. 前記パルス化光供給源が、約700から3000nmの範囲で発光する、光学パラメトリックス発振器で駆動されるレーザーダイオードである、請求項７に記載のシステム。
10. 前記パルス化光供給源が、アークランプ、白熱電球、および発光ダイオードからなる群から選択されるメンバーである、請求項７に記載のシステム。
11. 前記角質層の障壁特性が克服された時を決定するための感知手段を提供することをさらに包含する、請求項６に記載のシステム。
12. 前記感知手段が、前記選択された領域から反射された光を受け取りそして発光ダイオード上に該反射された光の焦点を合わせるための光収集手段、該焦点を合わせた光を受け取りそしてコントローラーに信号を送る発光ダイオードであって、該シグナルが該反射された光の質を示す、発光ダイオード、および該信号を受け取りそして予め選択されたシグナルを受け取られると該パルス化光供給源を遮断するための該発光ダイオードならびに該パルス化光供給源に接続されたコントローラーを備える、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記角質層の選択された領域および隣接する皮膚組織を、穿孔の前に、該選択された領域および隣接する皮膚組織が、選択された予め冷却された定常状態条件にあるように冷却手段で冷却する手段をさらに備える、請求項６に記載のシステム。
14. 前記冷却手段がペルチェデバイスを備える、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記角質層を穿孔する前に、少なくとも前記選択された領域を、前記パルス化光供給源からの焦点の合わせていない光で、該光によって照射された該選択された領域が滅菌されるように照射する手段をさらに備える、請求項１３に記載のシステム。
16. 前記選択された領域を金属ワイヤと接触させる手段を備える請求項５に記載のシステムであって、該ワイヤが、該選択された領域の温度が周辺の皮膚温度から100℃を超えるまで約10〜50ms以内に上昇され、次いで該選択された領域の温度がほぼ周辺の皮膚温度にまで約30〜50ms以内に戻るような熱供給源として機能し、そして温度を上昇させることおよび周辺の皮膚温度に戻ることのサイクルが該角質層の障壁特性を減少させるために有効な回数繰り返す、システム。
17. 前記ほぼ周辺の皮膚温度まで戻ることが、前記ワイヤを前記角質層との接触から引き離す手段により行われる、請求項１６に記載のシステム。
18. 前記ワイヤと前記個体の身体との間の電気的インピーダンスを前記角質層の選択された領域および隣接皮膚組織を通して監視するための手段、および前記切除が抵抗の減少と同時に起こるように該ワイヤの位置を進行させるための手段であって、該ワイヤの加熱の間に該ワイヤが該角質層と接触するように該ワイヤを進行させる、手段、をさらに備える、請求項１５に記載のシステム。
19. 前記ワイヤを前記角質層との接触から引き離すための手段をさらに包含する請求項１８に記載のシステムであって、前記鑑視手段が、該角質層の下にある表皮層との接触に関連するインピーダンスの変化を検出し得、かつ該ワイヤを該角質層との接触から離れるための信号を該引き離すための手段に送り得る、システム。
20. 前記金属ワイヤが、オーム発熱要素により加熱される、請求項７に記載のシステム。
21. 前記金属ワイヤが、高い抵抗点を有する電流ループを含み、そして該高い抵抗点の温度が、変調された電流を該電流ループを通して通過させることにより変調されるように形成される、請求項１７に記載のシステム。
22. 前記金属ワイヤが、励起コイルの変調可能な交流磁場に、該励起コイルに交流を通電することが該ワイヤを内部の抵抗損失により加熱するに十分な渦電流を発生するように配置される、請求項１７に記載のシステム。

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