JP5032121B2 - 浸透体物質の経皮送達のための方法 - Google Patents

Description

（発明の技術分野）
本発明は、体内への経皮的な薬物の送達または体からの経皮的な分析物の抽出に関する。さらに詳細には、本発明の対象は、体の膜中の送達開口部を通る薬物の送達または分析物の抽出に関する。

（発明の背景）
皮膚は、これを通って分析物が収集され得るかまたは薬物が送達され得る、最も大きく最も容易に接近可能な生体膜を示す。粘膜および周口膜は、収集および送達に適しているが、接近しにくい部位に存在する。残念なことに、皮膚ならびに（やや低い程度に）粘膜および周口膜は、これらを介した物質の移送に対して高度に抵抗性である。皮膚は、一般に、２つの主要部分である表皮および真皮を含む。表皮は、皮膚の外側部分を形成し、それ自体がいくつかの異なる層を含む。表皮の最外層である角質層は、脱核の、角質化した、透明の死細胞で構成されており、代表的には１０〜３０ミクロンの間の厚みである。

角質層は、皮膚の周知の障壁特性を主に担う。従って、薬物または他の分子の体内への経皮流入および分析物の体外への経皮流出に対して最大の障壁を示すのは、この層である。角質層（皮膚の外側の角質層）は、細胞間脂質ドメインで隔てられた緻密な角質化細胞の複雑な構造である。口腔粘膜または胃粘膜と比較して、角質層は、体外または体内のいずれかの分子に対して浸透性がはるかに低い。角質層はケラチノサイトから形成され、このケラチノサイトは、核を失って角質細胞になった表皮細胞の大部分を含む。次いで、これらの死細胞は角質層を形成し、この角質層は、外部の物質による侵入ならびに体液および溶存分子の外部への移動から身体を保護する、非常に抵抗性の防水膜である。角質層は、落屑の間に角質細胞を脱落させ、そして角質化プロセスにより新しい角質細胞を形成することによって、連続的に再生される。

薬物の送達を促進するための角質層を通るマイクロポアの形成（すなわち、マイクロポレーション）または送達開口部の形成は、種々の研究の対象であり、このような技術についての特許の発行をもたらしてきた。

非特許文献１は、制御された非侵襲性のグルコースレベルのモニタリングを行うためのポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）パッチを開示する。ＰＤＭＳパッチは、マイクロポレーションシステムと併せて用いられ、患者の角質層を通ってマイクロポアを開口させる。マイクロポアは、皮膚に接触するパッチ側に一体化されたマイクロヒーターを用いて、皮膚組織を切除することによって形成される。次いで、このパッチを用いて、グルコースレベルのモニタリングが達成される。

Ｔａｎｋｏｖｉｃｈ（特許文献１）は、ヒトまたは動物の皮膚を、皮膚組織の蒸発を引き起こすの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して、皮膚の中に表皮を通って伸長する穴を生成し、かつ少なくとも１つの血管を切断して、多量の血液が収集され得るようにこの穴を通って放出させることによって、血液サンプルを得る方法を開示する。従って、Ｔａｎｋｏｖｉｃｈの特許文献１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に角質層の非侵襲性または最小の侵襲性の透過化処理を行うのには不適切である。

Ｔａｎｋｏｖｉｃｈら（特許文献２）は、美容用途のための、ヒトの皮膚中の表在性表皮細胞のレーザー除去方法を開示する。この方法は、光吸収性「夾雑物」を表皮の外層に塗布する工程、およびこの夾雑物の一部を角質層内の細胞間スペース中に押し込む工程、およびこの夾雑物を浸入させた皮膚を、十分な強度のパルスまたはレーザー光で照射する工程であって、この夾雑物によって吸収されるエネルギーの量が、表皮細胞のいくつかを剥ぎ取るのに十分なエネルギーでこの夾雑物を爆発させる工程を包含する。Ｔａｎｋｏｖｉｃｈら（特許文献２）は、レーザー光線の波長でこの夾雑物による高いエネルギー吸収があるべきであり、このレーザー光線は、１マイクロ秒未満の持続時間のパルスビームでなければならず、この夾雑物は、表皮の上層中に押し込まれなければならず、そしてこの夾雑物は、レーザーエネルギーの吸収の際に表皮細胞を剥ぎ取るのに十分なエネルギーで爆発しなければならないことを、さらに教示する。この発明はまた、薬物の送達方法または分析物の収集方法を開示あるいは示唆しない。

Ｒａｖｅｎら（特許文献３）は、選択された組織に、波長７５０〜８６０ｎｍの赤外線の吸収性が高い化合物を投与し、この化合物が投与された組織の熱蒸発を引き起こすのに十分であるが、この化合物が投与されていない組織の蒸発を引き起こすには不十分な電力で、該当する赤外線でこの領域を照射することによって、身体から病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、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、水または血清に可溶性であるべきであり、そして電力レベルは、５０〜１０００Ｗ／ｃｍ^２の範囲内であるかまたはそれより高い。

Ｋｏｎｉｇら（特許文献４）は、腫瘍組織の熱処理のためのプロセスを教示し、このプロセスは、赤外および／または近赤外スペクトル領域における放射線を吸収する媒体を腫瘍組織中に沈着させる工程、ならびにこの媒体を浸入させた組織を、適切な波長のレーザー光線で照射する工程を包含する。吸収媒体としては、メチレンブルー、還元型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が挙げられ得る。６００〜７００ｎｍで強く吸収するメチレンブルーならびに６４７および６７６ｎｍで放射するクリプトンレーザーが例示される。電力レベルは、少なくとも２００ｍＷ／ｃｍ^２であるべきである。

初期の原型マイクロポレーションシステムは、選択された生体膜（例えば、皮膚）中に送達開口部を作製するのに成功し、被験体の体内への浸透体化合物の効率的な送達が可能になった。しかし、生体膜中の最適な送達開口部を数量化し、より明確に記載する必要性が依然として残っている。さらに詳細には、治療的に活性な物質の送達、および分析されるべき身体からの分析物の抽出におけるマイクロポレーションシステムの使用を最適化するために、送達開口部の深度および形態を一貫して測定する方法を開発する必要性が存在する。

多くの初期の原型マイクロポレーションシステムにより、生体膜を横切る浸透体化合物の送達が可能になる一方で、多くのこのような化合物にとって好ましい送達様式は、依然として、シリンジと連結している中空針を使用した注射による経皮的な様式である。言い換えれば、現在の浸透剤の大きな割合が、皮下注射針（これは、皮膚を穿刺し、次いで薬物処方物の液体ボーラスを送達する）によって、皮膚を通して患者に投与される。したがって、これらのような浸透体物質を、それらを必要とする患者に経皮的に送達する方法（ここで、体内の浸透体の血清中濃度プロフィールは、マイクロポレーションシステムによって送達される場合、皮下注射針によって送達される浸透体の血清中濃度プロフィールを擬態する）も必要とされる。
米国特許第５，１６５，４１８号明細書 米国特許第５，４２３，８０３号明細書 国際公開第９２／００１０６号パンフレット 東独国特許第２５９３５１号明細書 Ｐａｒａｎｊａｐｅら、「Ａ ＰＤＭＳ ｄｅｒｍａｌ ｐａｔｃｈ ｆｏｒ ｎｏｎ−ｉｎｔｒｕｓｉｖｅ ｔｒａｎｓｅｒｍａｌ ｇｌｕｃｏｓｅ ｓｅｎｓｉｎｇ」、２００３年５月、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ、１９５〜２０４

（発明の要旨）
本発明の対象は、動物の生体膜を通じて浸透体物質を送達する方法に関し、この方法は、膜中に少なくとも１つの送達開口部を形成する工程を包含し、この少なくとも１つの送達開口部は、約４０〜約９０ミクロンの間の平均開口深度を有する。

本発明の対象は、さらに、動物の生体膜中に経皮的に薬物を送達する方法に関し、この方法は、膜を通る複数の送達開口部を形成する工程を包含し、ここで、前記送達開口部は釣鐘形曲線を生じる分布を有し、かつ前記送達開口部は約４０〜約９０ミクロンの間の平均開口深度を有する。

本発明の対象はまた、マイクロポレーターの有効性を評価する方法に関し、この方法は以下の工程を包含する：前記マイクロポレーターを用いて哺乳動物の生体膜中に少なくとも１つの送達開口部を形成する工程、前記少なくとも１つの送達開口部を有する膜の領域を横切って、浸透体物質を送達する工程、前記浸透体物質について定常血清中濃度を測定する工程、哺乳動物の膜を横切る経表皮水分損失を測定する工程、および前記測定の結果を、各々に対して所望の結果が生じる既知の値と比較する工程。

なおさらに、本発明の対象は、マイクロポレーターの有効性を評価する方法に関し、この方法は以下の工程を包含する：前記マイクロポレーターを用いて哺乳動物の生体膜中に複数の送達開口部を形成する工程、前記少なくとも１つの送達開口部を有する膜の領域を横切って、浸透体物質を送達する工程、前記浸透体物質について定常血清中濃度を測定する工程、哺乳動物の膜を横切る経表皮水分損失を測定する工程、および前記測定の結果を、各々に対して所望の結果が生じる既知の値と比較する工程であって、ここで、前記複数の開口部は釣鐘形曲線を生じる分布を有し、前記複数の開口部は約４０〜約９０ミクロンの間の平均開口深度を有する、工程。

（発明の詳細な説明）
本明細書および添付の特許請求の範囲内で使用される場合、単数形の「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈が明らかに別のものを指示しない限り、複数の言及をも含むことに留意する。従って、例えば、「薬物（ａ ｄｒｕｇ）」との言及は、２つ以上の薬物の混合物への言及を含み、「分析物（ａｎ ａｎａｌｙｔｅ）」との言及は、２つ以上の分析物の混合物への言及を含む。これらの例は、例示の目的のためであり、本開示を多少なりとも限定することを意味するものではない。

本明細書中で使用される場合、「経皮」または「経皮的に」とは、浸透体の有効な治療的血中レベルまたは局所組織レベルを達成するための生体膜中または生体膜を通じての浸透体の通過、あるいは、体内に存在する分子または流体（「分析物」）をその分析物分子が体の外側で収集され得るように通過させることを意味する。

本明細書中で使用される場合、用語「釣鐘曲線型分布」または「釣鐘曲線」とは、特定の値（例えば、マイクロポアまたは送達開口部の平均深度）の出現の相対度数を表わす確率分布関数を意味する。この分布は、対称的な（ガウスの）β型分布であるか、または任意の特定の数学的に正確に規定された分布である必要はない。この分布は、１つの値域から別の値域への段階的な飛躍を示し、プレゼンテーションに応じて異なるヒストグラムによって表され得、事実上多様式であるようにさえ見える。

「最小の侵襲性」とは、本明細書中で使用される場合、組織または膜の表面に小さな穴、ポアまたは開口部を形成することによって生体膜または組織が侵入されるが、その下にあるこの組織または膜の非表面部分には実質的に損傷を与えない技術をいう。

本明細書中で使用される場合、「ＯＰＴＯ」とは、プログラムされた電流パルスをプレーナーポレーションアレイ（ｐｌａｎａｒ ｐｏｒａｔｉｏｎ ａｒｒａｙ）に送達するアクチベーターシステムのパラメーター設定をいう。具体的には、このＯＰＴＯ値は、０〜３０００の範囲内にある数値であり、ＯＰＴＯ数が高いほど、特定のパルスにおいてもたらされるポレーションフィラメントのピーク温度が高くなる。このＯＰＴＯ数は、アクチベーター中に設置されるシリコン光検出器から、プレーナーアレイインターフェースへと誘導され、その結果、ポレーションフィラメントのアレイの裏面を画像化している。作動の際、フィラメントが加熱を開始する時に、ある時点でこれらのフィラメントは、シリコン光検出器（これは、その視野内のフィラメントの温度に比例した電気出力を生じる）によって放射エネルギーが検出されかつ定量され得るのに十分な放射量を生成する。この値は、閉ループフィードバック制御システムにおいて、入力として用いられ、このシステムは、一旦所定のＯＰＴＯ値設定に到達すると、次に、制御ループがアレイに送達される電流を積極的に調節し、このようにして、プログラムされたパルス幅の持続時間の間、ピーク温度を一定値に維持することによって、このＯＰＴＯ値を維持する。言い換えれば、ＯＰＴＯ設定１００は、ポレーションフィラメントを、プログラムされたパルス幅の長さにかかわらずＯＰＴＯ設定２５よりも高い温度に導き、かつ維持する。

本明細書中で使用される場合、「非侵襲性」とは、体内への針、カテーテル、または他の侵襲性の医療機器の侵入を必要としない技術をいう。

「送達開口部」とは、生体膜の障壁特性を減少させ、従って、生体膜を横切る治療法および／または分析物のより容易な通過を可能にするために、動物の生体膜の一部分を除去することをいう。生体膜が皮膚である場合、送達開口部は、この皮膚の選択された領域内の角質層中の細胞を除去することによって作製される。好ましくは、送達開口部は、直径が約１ｍｍ以内であり、より好ましくは、直径が約１００ミクロン以内であって、障壁特性を破壊するのに十分に、角質層を通って伸長する。本明細書中で使用される場合、「送達開口部」は、「ポア」、「マイクロポア」、「開口部」、および「小さな穴」と同義である。

「生体膜」とは、生体、好ましくは動物、より好ましくはヒトの体内に存在する膜物質を意味し、これは、生体の１つの領域を別の領域と分離する。多くの場合、生体膜は、生体をその外界または環境と分離する。生体膜の非限定的な例としては、ヒトにおける皮膚および粘膜が挙げられる。

本明細書中で使用される場合、「開口深度」または「送達開口深度」とは、生体膜中に作製された送達開口部の深度を意味する。開口深度は、生体膜の上面から送達開口部の底面までの距離と定義される。「開口深度」のさらなる意味は、以下にさらに定義される。

「平均開口深度」とは、送達開口部の深度について２回以上の測定がなされる場合に、送達開口部の平均（ｍｅａｎ）または平均（ａｖｅｒａｇｅ）深度をいう。例えば、開口深度が２人以上の人物によって測定され得るか、同一人物が開口深度を２回以上測定し得るか、または深度測定が送達開口部内の２つ以上の位置で行われ得る。このような場合に、所定の送達開口部についての種々の測定値は、平均開口深度を得るために平均される。

また、「平均開口深度」とは、複数の送達開口部が生体膜内に作製される状況をいう。これらの送達開口部の各々の深度が測定され、次いで、これらの深度の平均が算出されて、当業者に平均開口深度をもたらす。

「切除」とは、本明細書中で使用される場合、膜組織を蒸発させる温度の加熱素子をアプライすることによって、膜組織（好ましくは皮膚組織）を除去するプロセスをいう。

本明細書中で使用される場合、「浸透体」とは、哺乳動物の生体膜を通って通過するのに適した任意の化学または生物学的物質または化合物を意味する。好ましくは、「浸透体」とは、哺乳動物に投与される治療的物質をいう。このような浸透体の非限定的な例は、インスリン、ヒドロモルフォン、ワクチンなどである。

本発明の対象は、少なくとも１つの送達開口部を動物の膜中に形成する工程を包含する、動物へ経皮的に薬物を送達する方法に関し、この少なくとも１つの開口部は、約４０〜９０ミクロンの間の平均開口深度を有する。好ましくは、この平均開口深度は、約５０〜約７０ミクロンの間である。より好ましくは、この平均開口深度は、約５５〜約６５ミクロンの間である。さらにより好ましくは、この平均開口深度は、約６０ミクロンである。上記で特定されるこれらの好ましく選択された平均開口深度にかかわらず、特定の浸透体を送達する各々の選択された適用につき、各送達開口部を通る生物体内への浸透体の所望の平均流動速度を測定し、次いで、これらの結果を所望の標的流動速度、平均ポア深度および穿孔された皮膚表面の経表皮水分損失測定値と相関させることによって、より最適な選択された平均開口深度が実験的に決定され得る。

本発明の方法は、動物の膜の中に少なくとも１つの送達開口部を形成する工程を包含する。好ましくは、少なくとも１つの送達開口部が、動物の皮膚の中に形成される。本明細書中で使用される場合、「動物」とは、任意の哺乳動物を意味し、そして非限定的に、任意の哺乳動物被験体（例えば、マウス、ラット、モルモット、ネコ、イヌ、ヒト、雌ウシ、ウマ、ヒツジまたは他の家畜）が挙げられる。「動物」および「哺乳動物」は、本明細書中で交換可能に用いられる。動物は、好ましくはヒトである。

さらに本発明の対象の範囲内に企図されるものは、動物の膜中の複数の送達開口部を形成する工程を包含する、動物へ薬物を送達する方法であって、これらの複数の送達開口部の大多数は、約４０〜約９０ミクロンの範囲内の平均開口深度を有する。好ましくは、これらの複数の送達開口部の約７５％は、約５０〜約７０ミクロンの範囲内にある平均開口深度を有する。より好ましくは、これらの複数の送達開口部の約７５％は、約５５〜約６５ミクロンの範囲内にある平均開口深度を有する。

本明細書中で使用される場合、「大多数」とは、膜の中に形成された送達開口部の半数よりも多いことを意味する。好ましくは、大多数とは、膜の中に形成された送達開口部の６０％〜８０％の間を意味する。より好ましくは、「大多数」とは、膜の中に形成された送達開口部の約７５％を意味する。

本発明の対象はまた、送達開口部の深度を測定する方法に向けられる。以前に記載されているように、膜のマイクロポレーションは、当該分野で公知である。しかし、マイクロポレーションデバイスによって形成される送達開口部の深度を特徴付けること、および開口部の平均深度とこの開口部を通る生物体内への流動との間の関係を確立することは、これまでに誰も試みたことがない。

送達開口部または一群の送達開口部を一貫して特徴付けようとする試みには、困難が内在する。送達開口部の形態の測定に影響を及ぼし得る、多数の変動要因が存在する。これらの変動要因としては、膜の形状、生体膜の正常な表面変動、同時発生する生理学的状態における変動（例えば、被験体が発汗しているか否か、鳥肌が立っているか否か、または非常に毛深いか否か）、マイクロポレーションデバイスと膜との間の接触表面積、観察されかつイメージされる生体膜の任意の動き、表面上の湿気、心拍の影響などが挙げられるが、これらに限定されない。

送達開口部のサイズ（深度を含む）は、浸透体物質が膜を横切って体内に取り込まれるかまたは分析物が膜を横切って体外に取り出される速度の決定に役立つと判断されてきた。言い換えれば、送達開口部のサイズおよび深度は、膜を横切る物質の流動速度を決定するのに重要な変動要因である。大分子（例えば、約３６，０００ダルトンの分子量を有する六量体として通常は処方されるインスリン）を有する浸透体物質について、膜を横切るインスリンの所望の流動を達成するために、ヒドロモルフォン（約３００ダルトンの分子量）のようなより小さな分子に必要とされるよりも大きくかつ深い送達開口部が必要とされる。

初期の原型マイクロポレーションシステムは、膜を横切って物質を送達または抽出するために、膜の中に開口部を提供するのに有効であった。初期の原型マイクロポレーションシステムは、薬物を送達するのに有効であったので、第二世代のマイクロポレーションシステムは、初期の原型システムの結果（例えば、マイクロポアの深度）を再現するために開発された。第一および第二世代の原型マイクロポレーションシステムの両方を評価するために、各システムによって作製されたマイクロポアの寸法がまず特徴付けされなければならない。本発明の方法により、当業者がこのような特徴付けを行うことが可能になる。本発明の方法により、用いられるマイクロポレーションシステムにかかわらず、開口深度および平均開口深度を一貫して測定することが可能になる。

好ましくは、本発明の方法論は、複数のマイクロポアの寸法を特徴付けする手段を提供し、これらの測定値の統計的概要は、開口深度の釣鐘曲線型分布をもたらし、その平均開口深度は曲線の「ピーク」にある。送達開口部の作製後、その開口深度が本発明の方法に従って決定される。これらの開口部の開口深度は、適切な装置を用いて測定される。複数の開口部の開口深度を決定するための装置の非限定的な例は、標識および測定システムと連動したビデオ顕微鏡である。しかし、他のこのような測定装置もまた、本発明の対象の範囲内で用いられ得る。

好ましい実施形態において、開口深度は、顕微鏡およびデジタル深度インジケーターを用いて測定される。バネ荷重式インジケーターは、インジケーターゲージの端部が顕微鏡のステージの平面上にあるように、位置決めされる。インジケーターのゼロ関数は、開口部の「Ｚ」方向の距離（すなわち、開口部の深度）を記録するのに用いられる。当業者は、膜の上面に焦点を合わせ、この点でデジタルインジケーターをゼロに合わせる。次いで、ステージを、開口部の底面に焦点が合うまでごく少しずつ下方へ移動させる。ゼロ合わせした位置とポアの底面の焦点が合った位置との間をステージが移動した距離が、開口深度として記録される。顕微鏡で使用される対物レンズは、操作者が、「Ｚ」のどの位置で視界の中心に焦点が合うかをはっきりと識別可能になるように、十分に短い深度の視野を有するように選択される。

開口部の深度は、異なる個体によって開口部内の複数の異なる位置で複数回測定され得、そして開口部の上端に沿った複数の異なる位置を参照して、この開口部についての平均開口深度を得る。さらに、深度は、開口部の底面に沿って種々の位置で測定され得、この開口部についての平均開口深度を得る。いずれの場合においても、平均開口深度は、この開口部についての開口深度として記録される。開口深度に影響を及ぼす多くの変動要因に起因して、特定の開口部についての平均開口深度を用いることがしばしば有利である。これらの変動要因としては、膜の粗さ、膜サンプルの傾斜（この膜サンプルは、正確には平面でなくてもよい）、マイクロポレーションデバイスの接触面、圧力、および膜サンプルの水和が挙げられる。平均開口深度の使用は、異なる開口部の測定値に対するこれらの変動要因の影響を最小化するのに役立つ。

開口部の深度は、トレーサー化合物（例えば、蛍光を発するように処方されているが、開口部が測定される時間枠内に、開口部自体から周囲組織構造へのこの液体の浸出を最小化するようにも設計されている液体）を注入することによっても測定され得る。この場合において、蛍光顕微鏡を用いて開口部を画像化し得、トレーサーによって生成された蛍光の強度を較正することによって、開口部の正確なプロフィールが計算され得る。あるいは、介在し取り囲んでいる組織によるこれらの光子に対する本来の影響がほとんどない波長で吸収し蛍光を発するフルオロフォアを選択することによって、たとえ開口部の最も外側の部分が共に後方に翻って、開口部の底面領域への明瞭な光学的視界を覆い隠しても、共焦点蛍光顕微鏡を使用して開口部を正確に測定し得る。この共焦点システムは、これらの組織を通して容易に走査し得、皮膚のような生体膜内での開口部の完全な三次元プロフィールを精密に図示し得る。この目的に適したフルオロフォアは、Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｂｅｓ’（Ｅｕｇｅｎｅ，Ｏｒｅｇ．）ＦｌｕｏｒｏＳｐｈｅｒｅｓ Ｆｌｕｒｅｓｃｅｎｔ Ｃｏｌｏｒ Ｋｉｔ Ｆ−１０７２０のような、６００〜８００ナノメートルの波長範囲にピーク吸収を有し、６５０〜８５０ナノメートルの範囲にピーク放射を有する、水中に懸濁した不活性な高分子ミクロスフェアから構築されるフルオロフォアである。

さらに、個々のポアの深度測定評価は、開口部にわたって小さな電極を走査し、この電極と、この生物体上に少し離れて設置された第２の対電極との間の複素インピーダンスを測定することによってなされ得る。哺乳動物の皮膚の最外層の抵抗性は、代表的には、より深い表皮および真皮の層よりもずっと高いので、インピーダンスの測定は、他の手段によって測定されるように、個々のポアの深度と相関し得る。同様に、以前に記載されている経表皮水分損失（ＴＥＷＬ）測定値は、複数のマイクロポアの平均深度を評価するのに用いられ得る。

これらの測定手順の１つ以上が、マイクロポレーションシステムによって作製される各開口部について繰り返され、特定のマイクロポレーションシステムについてのある範囲のデータを得る。所定のバージョンのマイクロポレーションシステムによって形成される個々の開口部の数が増加するにつれて、平均深度値を特徴付ける統計学の検出力は増大する。好ましくは、データの範囲は、この曲線のピーク値であり、かつこのマイクロポレーションシステムについての代表的な深度として用いられる、マイクロポレーションシステムによって作製される開口部の平均開口深度を用いて、開口深度の釣鐘曲線型分布を提供する。さらに、特定のマイクロポレーションシステムによって作製される分布に含まれる、狭い範囲を有することが望ましい。この分布における範囲がより狭いことにより、浸透体が開口部から開口部へ膜を横切ってより一貫した速度で流動することが可能になる。従って、送達開口部の平均開口深度は、約５０〜約７０ミクロンの１標準偏差内に収まるある範囲の深度を有することが好ましい。より好ましくは、送達開口部の平均開口深度は、約６０ミクロンの１標準偏差内の範囲を有する。

マイクロポレーションシステムについてのこの標的平均開口深度は、膜を横切る浸透体の受容可能な流動を可能にする開口部の深度である。言い換えれば、送達される浸透体がヒドロモルフォンのような小分子である場合、この標的平均開口深度は、送達される浸透体がインスリンまたはナノ粒子のような、より大きな分子または粒子である場合よりも小さい。例えば、ヒドロモルフォンが送達される場合、受容可能な平均開口深度は約４０〜６０ミクロンであり得る。しかし、インスリンが送達される場合、受容可能な平均開口深度は約６５〜９０ミクロンであり得る。本発明の対象はまた、ワクチン、局所分析物のレベルのシフトに応じていくつかの測定可能な状態を変更し得る粒子および他の浸透体の経皮的な送達も企図する。

本発明の対象の好ましい実施形態において、このマイクロポレーションシステムの平均開口深度は、約４０〜約９０ミクロンの間である。より好ましくは、このマイクロポレーションシステムの平均開口深度は、約５０〜約７０ミクロンの間であり、そしてさらにより好ましくは、約６０ミクロンである。

本発明の対象の別の好ましい実施形態内において、このマイクロポレーションシステムによって作製される開口部の約７５％は、約４０〜約９０ミクロンの間の平均開口深度、より好ましくは約５５〜約６５ミクロンの間の平均開口深度、そしてさらにより好ましくは、約６０ミクロンの平均開口深度を有する。

マイクロポレーションシステムを改良すると、特定のマイクロポレーションシステムの平均開口深度の釣鐘曲線型分布が引き締まり、これは平均開口深度の範囲が狭くなることを意味し、本発明の対象の範囲内に企図される。この平均開口深度の範囲が狭くなることは望ましい。なぜなら、開口部が浅すぎると、膜を横切る浸透体の適切な流動が可能にならず、そして開口部が深すぎると、しばしば皮膚紅斑を生じ、哺乳動物にとって不快であるためである。最適には、特定のマイクロポレーションシステムによる開口部の平均開口深度の範囲は、浅すぎる開口部または深すぎる開口部を避けるために、十分に狭い。

本発明の対象によって提供される利点は、開口深度および平均開口深度の測定が、用いられるマイクロポレーションシステムのタイプに依存しないことである。本発明の対象は、任意のマイクロポレーションシステムによって作製される任意の開口部の開口深度を決定するのに用いられ得る。

好ましい実施形態において、タンパク質およびペプチド、小さな親水性分子、粒子、ワクチンならびに遺伝子を皮膚を通って送達するために、角質層を通る送達開口部（マイクロポア）の作製は、プレーナーアレイマイクロポレーションシステムを用いて達成される。この技術は、小さな、空間的に厳重に規定された皮膚表面の領域へのエネルギーの適用に基づく。このエネルギーを皮膚中に送達する１つの方法は、皮膚を、極めて小さな電気的に加熱されたフィラメントと直接接触するように配置することによるものであり、このフィラメントは、これを通って規定の電流が流れることによって温度が急速に調節され得、その結果、熱くなることによって、この接触域のすぐ近くの領域内でエネルギーの急速なパルスを皮膚に送達する。短期間のエネルギーの電流パルスが皮膚に送達されると、この標的ゾーン内の皮膚細胞はフラッシュ蒸発して、より下の表皮の生存層中にアクセス可能な角質層を通る開口部が残る。あるいは、このプレーナーアレイマイクロポレーションシステムは、鋭い微小突起のマトリックスを用いて、角質層中にこれらの裂け目を形成し得る。マイクロポアのパターンが作製された後、薬物または所望の浸透体を含むパッチが、これらのマイクロポア上に適用される。送達プロフィールは、以下によって決定される：浸透体の濃度および他の賦形剤（例えば、界面活性剤、粘度調整剤、有機溶媒、下にある皮膚の層の透過性を高めるように設計された増強剤）との処方、パッチ面積、マイクロポア密度、ならびにパッチ適用時間。電気的に加熱されたフィラメントの特性（形状、材料、寸法）および活性化パラメーター（電流パルス持続時間、ピーク電流レベル、パルス波形、など）は、作製されるマイクロポアのサイズおよび深度を決定する。

送達開口部のサイズ（長さ、幅、および深度）は、所定の時間枠内に送達され得る浸透体の量（流動速度）にとって重要である。伝統的な経皮送達の文献は、任意の浸透体の流動を劇的に増大させるために、送達開口部の深度は、角質層の厚さ（厚さ１５〜３０ミクロン）をちょうど通り抜ける深度にするだけでよいことを示唆する。しかし、送達開口部寸法のプロファイリングデータと得られた浸透体流動速度とが相関するという最近のデータに基づいて、特定の分子について、適切な、またはある場合には測定可能な流動を達成するために、より大きくかつより深い開口部が必要とされるようである。一方、多くのポアプロファイリングデータは、モデル系（ヒトドナー死体皮膚）を用いて得られており、形成されたポアの寸法および切除された皮膚組織の体積は、種々の動物モデルおよび臨床研究におけるヒトで得られた（主にインスリンおよびヒドロモルフォンを用いた）インビボの薬物送達実験データと相関する。

送達に必要なマイクロポアの限界寸法は、以下の幾通りかの方法で記載され得る：１）測定された全てのマイクロポアについて上回る限界深度／サイズ；２）所定のパターンについて測定された全てのマイクロポアの分布の限界平均＋／−標準偏差；および３）特定の標的範囲の深度／サイズを超える深度／サイズを有するマイクロポアの比率（％）。これらの各々は、さらに上記で議論されている。

作製される送達開口部の臨界サイズを規定する際に、マイクロポアの輪郭を描くのに用いられる技術の限界を理解することが重要である。生存被験体またはヒトにおいて直接にマイクロポア寸法を定量的に測定することは、小さな顕微鏡的スケール（１００μｍ）および不随意筋運動の人為的結果である顕著な運動の存在、および微小血管の脈動に起因して、非常に困難である。従って、本発明の対象の方法、装置および技術は、人工合成皮膚代理物、ヒト死体の皮膚、切除された動物の皮膚ならびに生存ヒトおよび動物の皮膚を問わず、マイクロポレーションを研究するために開発されてきた。

さらに、種々の浸透体の送達は、その化合物が必要とする浸透体レベルに依存して異なる流動速度を必要とする。これまでは、試験されるマイクロポアの深度およびサイズは、２つの代表的な化合物であるインスリンおよびヒドロモルフォンに主に限定されてきたが、多くの他のタンパク質、ペプチド小分子、粒子、ワクチンおよび遺伝子にも同様に適用可能である。

いくつかの前臨床および臨床研究での経験に基づいて、以下の範囲が決定されている：１）所定のマイクロポアを通って意味のある流動が可能になるために超えるべき限界深度／サイズが、約３０ミクロンである；２）標的分布が、５０〜６０＋／−１０〜１５ミクロンの範囲に概算平均＋／−標準偏差を有する；および３）４０〜９０ミクロンの範囲に深度を有するマイクロポアの比率は、約７５％である。４）３０ミクロンの限界深度を超える深度を有するマイクロポアの比率は、約９０％である。これらの標的送達開口深度特性は、主に、フィラメントのプレーナーアレイを用いた臨床研究に基づいて得られてきた。

マイクロポレーションシステムがプレーナーアレイマイクロポレーターを備えることは、本発明の対象内であることが好ましい。形成された開口部の深度を定量するために、本発明と一緒に用いられ得るマイクロポレーターの例としては、生体膜との直接接触によって熱エネルギーを伝導的に送達してマイクロポアを形成するのに十分な深さの膜のいくらかの部分の切除を引き起こし得る、加熱プローブ素子（この加熱プローブは、生体膜を切除し得る電気的に加熱される抵抗素子または光学的に加熱される局所色素／吸収体層から構成され得る）、電気機械式アクチュエータ、マイクロランセット、マイクロニードル（中実または中空）、微小突起、微細構造またはランセットのアレイ、音波エネルギーアブレータ、レーザーアブレーションシステム、および高圧流体ジェット穿刺器が挙げられるが、これらに限定されない。好ましくは、マイクロポレーターは、加熱プローブ素子の温度を急速に調節することを可能にする加熱素子を備える。

本発明の対象での使用に適したマイクロポレーションシステムの非限定的な例は、マイクロニードルを用いて送達開口部を作製する。このような皮膚穿孔デバイスは、ディスクの円周上に形成された皮膚穿孔マイクロニードルを備える、複数の円形ニードルディスクを備える。このデバイスはまた、ニードルディスクを互いに対面した関係で保持する中心軸を備え、ディスクの回転を可能にする。マイクロニードルは三角形であり、鋭い波形の側部を有する。各々のニードルディスク中のマイクロニードルは、等しいピッチで間隔があけられ、これらの個々のニードルディスクは、１つのニードルディスク中のマイクロニードルが、隣接しているニードルディスクのマイクロニードルから交互にずらされているように一体化される。

この非限定的な例において、送達開口部は、このデバイスを膜に接触させることによって形成される。従って、これらのマイクロニードルは膜と接触するようになる。その後、このデバイスのニードルディスクは、このデバイスを膜上に定圧で均等に押し付けながら膜上を転がされる。このデバイスを定圧で膜上に転がすと、ニードルディスクが回転し、このニードルディスクの円周上のマイクロニードルが膜中に送達開口部を作製する。この様式で、マイクロニードルは、所望の数の所定の深度の送達開口部を皮膚中に形成する。

マイクロニードルの使用は、使用可能なマイクロポレーションシステムの一例である。他のこのようなマイクロポレーションシステムもまた、本発明の対象の方法において使用可能である。１つの他のこのようなシステムは、個々の電極のプレーナーアレイを使用し得、その際に、対電極と呼ばれる各電極に電位を適用することによって、接触した組織を通る局所電流フローが確立され得、この局所電流フローが、所望の切除およびマイクロポアの形成を生じるのに十分なエネルギーを送達する。

平均開口深度に影響を及ぼす別の変動要因は、マイクロポレーションシステム中のマイクロポレーターと開口部が作製される膜との間に加えられる圧力の量である。所望の特性を有する開口部を生成するのに十分な、マイクロポレーターと膜との間の接触を確実にするために、マイクロポレーターに陽圧を加えることがしばしば望ましい。マイクロポレーターフィラメントまたは電極とエネルギー移動を促進する必要のある組織膜との間に必要とされる物理的接触圧力は、マイクロポレーターに真空を適用し、それによって、マイクロポレーターポレーション部品と膜との間の親密な接触を確実にすることによって達成され得る。好ましくは、マイクロポレーターと膜との間に適用される真空量は、約０．２５バール〜約０．８０バールである。より好ましくは、マイクロポレーターと膜との間に適用される真空量は、約０．５０バールである。

マイクロポレーションシステムと膜との間の接触の改善は、マイクロポレーションシステムの中のより多くのマイクロポレーションデバイスが膜と接触するのを確実にすることによって、より狭い範囲の深度の送達開口部を提供するのに役立つ。上記のようなマイクロポレーションシステムと膜との間に真空を適用することに加えて、接触の改善は、マイクロポレーションシステムのマイクロポレーターが収容された基材の特性を変化させることによって達成される。驚くべきことに、剛性の基材を提供することによって、マイクロポレーターと膜との間の接触の改善が達成される。剛性の基材と共に用いられる好ましい材料としては、ポリエチレンフィルムおよびアクリル接着剤でコーティングされたポリエチレンフィルムが挙げられる。

マイクロポレーターと膜との間の接触を改善するための別の様式は、マイクロポレーターと膜との間の接触を確立するのに役立つ突起を付加することによって、プレーナーアレイの表面を改変することである。これらの突起は、プレーナーアレイを固定するのを助けることによって、マイクロポレーターと膜との間の接触に役立つ。

本発明の対象は、膜における開口部の形成後の、浸透体の送達プロフィールも含む。マイクロポレーションシステムに最適な送達プロフィールは、あたかも薬物が皮下注射針によって膜を横切って皮下に送達されるような送達プロフィールを模倣することである。マイクロポレーションシステムによって作製される開口部の平均開口深度を最適化することによって、皮下送達のプロフィールを模倣する送達プロフィールが達成される。例えば、インスリンは、被験体に移植された薬物注入ポンプおよび皮下カニューレを介して所定の速度で哺乳動物に投与され、そして、この哺乳動物におけるインスリンの血清プロフィールをモニターして、血清プロフィールを得る。次いで、マイクロポレーションシステムを用いて、この哺乳動物の皮膚に開口部を作製する。次に、開口部が形成された皮膚の領域にわたってインスリンリザーバを配置することによって、インスリンがこれらの開口部を通って哺乳動物に送達され、そして血清インスリンレベルがモニターされ、そして血清プロフィールが作成される。本発明の対象に従って、開口部を介してインスリンが送達された哺乳動物の血清プロフィールは、インスリンがインスリンポンプを介して皮下に投与された後の哺乳動物の血清プロフィールを模倣する。マイクロポレーションシステムによって形成された開口部の平均開口深度を最適化することにより、これを達成することが可能になる。

さらに、インスリンのボーラス注射は、皮下注射によって哺乳動物に投与され得、そして血清レベルをモニターして血清プロフィールを得る。次いで、マイクロポレーションシステムを用いて、哺乳動物の皮膚に開口部を作製する。次に、開口部が形成された皮膚の領域にわたってインスリンリザーバを配置し、かつ能動流動促進システムを加えて、受動拡散のみでインスリンの送達を提供する場合に達成される流動速度よりも高い流動速度で、インスリン分子を哺乳動物中に開口部を通して強制的に送達することによって、インスリンがこれらの開口部を通って哺乳動物に送達される。この能動流動促進は、圧力、インスリン分子を哺乳動物中へ移動させる起電力をインスリン分子に提供するための電場、または哺乳動物中へのインスリンの拡散を促進するための音波エネルギーであり得る。再度、血清インスリンレベルがモニターされ、そして血清プロフィールが作成される。本発明の対象に従って、これらの開口部および能動流動促進によってインスリンが送達された哺乳動物の血清プロフィールは、皮下注射によってインスリンボーラスが投与された後の哺乳動物の血清インスリンプロフィールを厳密に模倣する。マイクロポレーションシステムによって形成された開口部の平均開口深度を最適化することにより、これを達成することが可能になる。

本発明の対象のさらなる態様は、マイクロポレーションシステムおよびこれを用いた薬物送達の有効性を、膜を横切る経表皮水分損失（ＴＥＷＬ）を決定することによって評価することに向けられる。ＴＥＷＬ測定を行う際、膜のマイクロポレーションの後に、単位時間当たりに単位面積当たりの膜を通過する水の量が測定される。ＴＥＷＬ測定は、マイクロポレーションシステムによって単位面積中の膜に作製されたポアの平均深度の定量的測定であり得、膜を横切る水の流動速度として測定される測定値がより高ければ、このマイクロポレーションシステムによって形成されたマイクロポアは、平均して、より多くの流体が膜を通過することを可能にする深度のマイクロポアであることが示される。ヒト皮膚の特定の場合において、表皮の種々の層の含水量は、適度によく特徴付けられ、マイクロポア当たりの単位面積当たりのＴＥＷＬ測定値における変動は、マイクロポア平均深度の独立した測定値と相関し得る。

ＴＥＷＬ読取値とマイクロポア平均深度との間に、正の関係が存在しており、大量の水が膜を通過することは、平均マイクロポレーションがより深いことを示し、一方、低いＴＥＷＬ読取値は、平均マイクロポレーションがより浅いことを示す。この関係を、以前に確立された、平均開口深度と浸透体の流動速度との間の関係に拡張すると、高いＴＥＷＬ読取値は、膜を横切る浸透体のより高い流動速度と相関し、一方、低いＴＥＷＬ測定値は、膜を横切る薬物のより低い流動速度と相関する。本発明の対象の目的で、２５よりも大きいＴＥＷＬ測定値は、ヒドロモルフォンの送達に良好な結果をもたらす。好ましくは、ヒドロモルフォンの投与のために、ＴＥＷＬ測定値は約２５〜約４５である。５０よりも大きいＴＥＷＬ測定値は、インスリンの投与に良好な結果をもたらす。好ましくは、インスリンの送達のために、ＴＥＷＬ測定値は約５０〜約６５である。

個体のＴＥＷＬを測定する場合には、注意を要する。もしＴＥＷＬ測定を行うときに患者が発汗しているならば、不当に高い読取値を生じる。従って、患者が快適であり、発汗していない条件下でＴＥＷＬを測定することが重要である。ＴＥＷＬ測定で可能性のある無関係な変動要因を最小化するために特別に開発されたアルゴリズムを用いてコンピューター制御された標準化法が、臨床で高品位のＴＥＷＬ読取値を得るために開発されている。

１つのこのようなＴＥＷＬ測定デバイスは、ＤｅｒｍａＬａｂによって提供され、モデルＥＮ６０６０１−１番である。種々のプローブが、この測定デバイスと共に使用されるために入手可能である。さらに、この測定デバイスに付属しているソフトウェアにより、以下のプロトコールに従ってＴＥＷＬ測定値の読み取りが可能になる：１）ＴＥＷＬが「停止」モードにあることを確認する；ソフトウェアによって提供されるメニューから「ＳＥＴ ＵＰ（セットアップ）」を選択する；３）「ＥＮＶＩＲＯＮＭＥＮＴ（環境）」を選択し、「ＲＨ（相対湿度）」「ＴＥＭＰ（温度）」を記録する；４）「ＥＸＩＴ（終了）」を選択する；５）ＴＥＷＬ測定デバイスに接続されたコンピューター上でＤａｓｙＬａｂ３．５プログラムをスタートさせる；６）マウスを用いて「ＳＴＡＲＴ（開始）」をクリックする；７）皮膚側を下に、所定の位置を覆う所望の部位全体にわたってプローブを配置する；８）有効なオプションから「収集」をクリックする；９）６０秒間タイマーが完了するまで待つ；１０）「２０秒平均」および「２０秒標準偏差」を記録する。これは、ＴＥＷＬ測定デバイスおよび添付のソフトウェアの１つの例示的な例にすぎず、いかなる様式においても本発明の対象の限定を意味するものではない。他のこのようなＴＥＷＬ測定システムもまた、本発明の対象と併せて用いられ得る。

本発明の対象の上記態様は、膜を通じて浸透体を送達することについて議論するが、本発明の対象はまた、送達開口部を経由して哺乳動物から物質を抽出することも企図する。従って、本発明はまた、動物の膜中に複数の送達開口部（これらの複数の送達開口部の大多数が、約４０〜約９０ミクロンの範囲内の平均開口深度を有する）を形成する工程、およびこれらの開口部を経由して動物から物質を抽出する工程を包含する、動物から物質を抽出するための方法にも向けられる。

本発明の対象の種々の実施形態および好ましい実施形態の他の態様は、以下の実施例において見出される。以下の実施例は、本発明の好ましい実施形態を例示するものであり、本発明をこれらの実施例に限定すると解釈されるべきではない。

（実施例１）
本実施例は、マイクロポレーションシステムによって作製される開口部の深度を測定するための方法を示す。

ヒト死体皮膚組織を、Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｄｉｓｅａｓｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｉｎｔｅｒｃｈａｎｇｅ（ＮＤＲＩ）およびＣｏｏｐｅｒａｔｉｖｅ Ｈｕｍａｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｎｅｔｗｏｒｋ（ＣＨＴＮ）から入手した。１つの組織を、多量の脂肪組織を含む１０ｃｍ×１０ｃｍの全層サンプルとして得た（ＮＤＲＩ＃００４１７８５）。採取の位置は不明であった。このサンプルを、２０００年１１月１０日に死後８時間で回収し、そして採取後直ちに凍結した。このサンプルを、２００１年１月１６日に発送し、Ａｌｔｅａ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓでの受取の際に−６６℃で維持した。ドナーは、皮膚病の病歴のない非糖尿病の白人女性（５０歳）であった。死因はおそらく心筋梗塞であると報告されている。

死体皮膚を準備し、約２ｃｍ×４ｃｍの個々のサンプルに切断した。各サンプルを、同日に、使用および測定のために解凍して切断した。方法の開発中、サンプルを保持するために、以下の２つのサンプル実装デバイスを使用した：（１）ベルクロを備えたアクリルスライドまたは（２）ステープルを備えた独立気泡フォーム。

いずれかのサンプル実装デバイスを、３軸ステージ上の所定の位置にクランプで保持した。ビデオ顕微鏡の対物レンズを、強固な実験室スタンドおよびバネクランプを備えたステージ上の所定の位置に保持した。焦点（「Ｚ」軸における移動）およびサンプル位置合わせ（測定する個々のポアを選択するための、「Ｘ」軸および「Ｙ」軸における移動）を、３軸ステージの位置を操作者が手動で調節することによって制御する。ビデオ顕微鏡の出力をソニーのメディアコンバータに接続した。メディアコンバータのＳｖｉｄｅｏ出力をＩｍａｇｅｘ Ｍａｒｋｉｎｇ ａｎｄ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍに接続し、続いて、１３インチのテレビジョンモニターに表示した。メディアコンバータのデジタル出力をＰＣに接続し、Ｕｌｅａｄ Ｖｉｄｅｏ Ｓｔｕｄｉｏソフトウェアを使用して個々の静止画像として取り込んだ。Ｉｍａｇｅｘシステムを設計して、ビデオ画面から直接的に種々の測定計算（例えば、ｘおよびｙにおける長さ、直線経路長、または平面の面積）を行った。このＩｍａｇｅｘシステムは、１ミリメートル当たり１００分割の目盛付きレンズ（Ｐｙｓｅｒ−ＳＧＩ Ｌｔｄ Ｇｒａｔｉｃｕｌｅｓ，ＵＫ）を使用して、ｘおよびｙの両方向に目盛を定めた。この目盛付きレンズを３軸ステージ上に設置し、スケールが表示画面上で水平であるように手動で方向を合わせた。このＩｍａｇｅｘシステムの目盛定め機能を使用して、１００μｍの長さでデバイスを目盛定めした。種々の長さおよび配向（垂直、水平、任意）ならびに視野内の位置で、同じ目盛付きレンズの測定を行なうことによって、目盛定めを確認した。寸法も、既知の幅（直径５０μｍおよび８０μｍのタングステン線）の対象物を測定することによって確認した。

ソニーのデジタルインジケーターを使用して、ステージによってＺ方向に移動した距離を記録した。ゲージの端部がステージの平面上にあるように、バネ荷重式インジケーターを配置した。デバイスのゼロ関数を用いて、皮膚の上面とマイクロポアの底面との間の距離を記録した。

浅い被写界深度の固定焦点光学システムの場合、ポア深度は、皮膚の上面およびマイクロポアの底面上で鮮明な焦点を得るためにサンプルが移動されなければならない距離と等しい。使用した対物レンズは、＋／−５ミクロンの被写界深度解像度のスカラービデオ顕微鏡上で１００×であった。

この実施例の開始時に、１０×１０ｃｍの皮膚のサンプル全体を解凍した。皮下脂肪組織を外科的に取り除いた。サンプルを細分して凍結した。データ収集日毎に、その日に使用するのに十分なサンプルを解凍して切断した。解凍および実装後に、インビボで実行されるような手順を模倣するために皮膚の表面をアルコールで拭き取った。マイクロポアのアレイを、所望の実験パラメーターを用いて各サンプルにおいて作製した。ポアの作製後、緑色食品着色料の小滴を、ポアを有するエリア全体にわたって塗りつけた。約５〜１０秒後、この食品着色料を吸収性のティッシュペーパーで優しく吸い取ることによって除去した。このプロセスは、各マイクロポアの縁を強調するが、マイクロポアを有さない組織を染色しない。

デジタルスチール写真は、Ｕｌｅａｄソフトウェアを使用して記録した。Ｉｍａｇｅｘシステムの「距離」または「経路長」機能を使用して、ポアの長さおよび幅の両方を測定した。この距離機能は、単に水平にまたは垂直に測定するので、各サンプルをなるべく接近させて配置して、このシステムの測定軸と合わせた。位置合わせが最適とは言えない場合、「経路長」機能を使用してマイクロポアの長さおよび幅の両方を測定した。Ｉｍａｇｅｘシステムの「面積」機能により、ユーザが任意の形状のエリアの周囲をトレースすることが可能になり、その結果、その形状によって規定された平面の面積が表示された。各開口部については、ポアの最も明白な「最上」端をトレースし、その面積を記録した。

浅い被写界深度の制限内で、操作者は、測定されているポアの縁に隣接している皮膚の上面に鮮明な焦点を合わせた。皮膚の上面の位置を決定して、デジタルインジケーターをゼロに合わせ、次いで、マイクロポアの底面に鮮明な焦点が合うまでステージを徐々に「Ｚ」方向に移動する。ステージが焦点間を移動した距離を、ポア深度として記録する。ポアの円周付近の皮膚の縁部の形態が、高さにおいて顕著な変動を有した場合、操作者が、そのポアについて妥当な「平均」ポア深度数を確立し得たと抵抗なく感じるまで、このような測定を単一のポアについて数回行った。さらに、この測定システムの操作者要素が無視できることを確認するために、多数の異なる操作者を使って同じセットのマイクロポアを測定し、次いで、それらの結果を比較した。同じセットのマイクロポアを測定する異なる操作者間の全てのこのような比較において、１セットの８０個のポアについての平均深度は９ミクロン以内であり、８０個のポアサンプル間にわたる深度の標準偏差は事実上同一であることが見出された。

図１は、パルス制限された平面ポアおよびステップアンドリピート式プロセスにおいて８０ミクロンのタングステン線を使用してポアのアレイを形成する初期の原型システムのポア深度測定の結果を示す。

図２は、上記の手順に従って死体皮膚中に作製された、同じ８つの開口部についての深度測定値の操作者間の変動を示す。深度測定差は０から６２％まで変動した；しかしながら、サンプルサイズが限定されている場合、両操作者によって測定された平均深度は５３±１４および４４±１３ミクロンであった。

（実施例２）
本実施例は、第二世代のマイクロポレーションシステム（「プレーナーアレイ」マイクロポレーター）を使用して、初期の原型マイクロポレーションシステム（「ステップアンドリピート式」マイクロポレーター）のマイクロポア深度を達成することを実証する。

初期の原型マイクロポレーションシステムを使用して、ヒトドナー皮膚中に開口部またはマイクロポアのアレイを生成した。マイクロポアの深度は、実施例１において提供される方法を用いて測定した。マイクロポアの深度の分布を図３に示す。平均深度は５５±１８ミクロンであった。この値を用いて、アクチベーターを備えるプレーナーアレイマイクロポレーターを使用した第二世代のマイクロポレーションシステムを評価した。

（試験１）
複数のマイクロポアパターンを、平面のマイクロポレーターアレイを使用して作製し、そして臨床研究からのアクチベーターおよびパラメーター設定（アクチベーターモデルＡＡＣＴ−０１、遮蔽アレイ、５ミリ秒×４パルス １００ｏｐｔｏ）を、２人の皮膚ドナーについて検査した。

観察されたマイクロポア深度は目標を達成せず、期待されたよりもかなり浅かった。このデータから、臨床で観察された送達不足は、浅いマイクロポア形成の結果であり、入力エネルギーがより大きければ目標が達成され、改善された薬物送達が可能になることが示唆された。

これらの臨床試験中に得られたＴＥＷＬ読取値を引き続いて比較することによっても、ＴＥＷＬ測定値が期待されていたよりも浅いポアを示すことが確認された。

（試験２）
適切な入力エネルギー調整を決定するために、マイクロポア深度に対する各デバイスパラメーターの変動の影響を特徴付けることが必要であった。

アクチベーターの上昇時間が速いほど、切断されている組織のフラッシュ蒸発中により高いピーク圧力を生成することによって皮膚組織のより揮発性の高い良好な除去を誘導し、従って、より効率的にマイクロポアを作製する。より速い上昇時間のアクチベーターを構築し（ＡＡＣＴ−０２）、そしてパラメーターの特性決定と同時に試験した。

パルスの数または色温度が変化した時に、観察可能な傾向はなかった。

これらの結果を再検討する際、これらの観察を説明するために複数の仮説が提案された。これらの仮説としては、アレイ間の変動、ドナー皮膚における差異、実装／染色／測定技術における差異、および各ポレーションフィラメントでのアレイから皮膚へのエネルギー移動における可変性（すなわち、接触不良）が挙げられた。

（試験３）
試験２の５ミリ秒×４パルスデータから、より速い上昇時間のアクチベーターは、マイクロポアを作製する効率を改善しなかったことが示唆された。このデータは単一パターンからのものであったので、試験を繰り返す必要があった。さらに、試験２でのデータから導き出された仮説のうちのいくつかを検討する必要もあった。より速い上昇時間のアクチベーター（モデルＡＡＣＴ−０２）を使用して、一人のドナーにおいて複数のパターンを作製した。

測定を繰り返しても、試験２からのデータは実証されなかった。実際、このデータは、より遅い上昇時間のアクチベーター（ＡＡＣＴ−０１）から得られたデータに非常に類似しており、上昇時間がマイクロポア深度に影響を及ぼさない場合があることを示唆している。フォローアップのために、同じ設定を使用して、同じドナー上で２つの追加のパターンを作製し、かつ新しいドナー上で２つのパターンを作製した。４つのパターン全てを、同じアレイを用いて作製した。

異なる皮膚サンプルが、マイクロポア深度に影響を及ぼすようではなかった。同じプレーナーアレイを使用した累積的な測定は非常に類似していたが、フィラメントベースでのパターン間の相関性は比較的弱かった。

（試験４）
データにおける可変性および明白な傾向の欠如に基づいて、エネルギーがアレイ中の各フィラメントから皮膚に一貫して伝達されていなかった可能性が高いことが結論付けられた。これは、アレイが皮膚から離れて屈曲することに起因し得るか、またはアレイのフィラメントが粘着性プラスチックシールドに埋め込まれている場合がある。この仮説を試験するために、これらのアレイを、吸引孔を備える堅いプラスチック片に実装した。このプラスチック片は、アレイのフィンガーを支持して、皮膚から離れて屈曲することを防ぎ、真空が皮膚に適用されるのを可能にした。この真空により、作動の間にフィラメントの周りで皮膚を引き上げることによって、アレイと皮膚との間の積極的な接触が確実になる。上昇時間の速いアクチベーター（ＡＡＣＴ−０２）および５ミリ秒×４パルス １００ｏｐｔｏパラメーターを、真空と組み合わせるかまたは組み合わさずに用いて、２つのパターンを作製した。

このデータは、積極的な接触によってエネルギー移動が改善され、有意により深いマイクロポアが生成されることを示す。このデータはまた、積極的な接触では、以前に達成された目標レベルに到達するのに必要な入力エネルギーがずっと低いことも示唆する。次の工程は、多数のパラメーターの組み合わせを直ちにスクリーニングして、送達のための高電位を有する設定に狭めることである。

パラメーターの組み合わせのランダムな群もまた、臨床応用のための有力候補を同定するのに役立てるために試験した。

（試験５）
意外にも、真空無しの１ミリ秒×５パルス ２５ｏｐｔｏ設定は、目標とするマイクロポア形態に近いようである。アレイフィンガーを支持するプラスチック裏打ちは、アレイの屈曲を防ぎ、アレイと皮膚の間の接触を改善した。セットアップされた現在のアレイに、より低い可撓性のプラスチック裏打ちを追加することは、比較的簡単な改変であったが、深度を劇的に増加させ、かつ薬物送達の可能性を改善する。これらの試験を複数のドナーについて複数のパターンで繰り返した。

（試験６）
改変されたアレイ、上昇時間の速いアクチベーター（ＡＡＣＴ−０２）、および新しいデバイスパラメーターを試験する完全な且つ強固なデータセットが作成された。ヒトドナー皮膚をフリーザー（−６７℃）から取り出し、室温で生理食塩水中に入れた。これらのサンプルを７５分間平衡化させ、次いで吸い取って乾燥させ、皮膚膨張ユニットに実装した。４つのパターンのマイクロポアを、使用毎に新しいアレイを用いて各サンプル上に作製し、そして染色した。アクチベーターヘッドを、全てのパターンにつき３ポンドの力で適用した。上昇時間を、パターン毎に各パルスについて記録した。

平均深度は一貫して目標範囲内にあり、そして深度分布は、初期の原型を用いて達成された分布に非常に類似しているように見えた。ヒトドナー皮膚で試験された全てのプレーナーアレイ配置に関して、特定の個々のマイクロポアは測定不可能（「ｎ／ｍ」）と分類された。以前のプレーナーアレイ配置に関して、大多数のｎ／ｍは、単に浅すぎて測定することができなかった。このフィラメントは、染色液をひき寄せた皮膚中に痕跡を残したように見えたが、識別可能な深度はなかった。しかし、この試験では、大多数のｎ／ｍは質的に異なっていた。このフィラメントは、かなりの深度でマイクロポアを作製するように見えたが、アレイが除去されると、これらのマイクロポアの縁は、互いに折り重なるように見えた。顕微鏡下では、これらのｎ／ｍはスリットのように見えた。この試験中に観察されたｎ／ｍは、より有望なマイクロポアであるが、これらのマイクロポアが送達を実行可能か否かは、不明瞭である。このタイプの「折り重ねられた」マイクロポアは、上述の蛍光トレーサーおよび／または共焦点顕微鏡技術を用いて測定され得る種類である。

（実施例３）
本実施例は、マイクロポレーションシステムを使用して、生体膜を横切って小分子薬物（ヒドロモルフォン）を送達する能力を実証する。

全ての化学薬品は、ヒドロモルフォン（Ｓｉｇｍａ）を除いてＦｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃから購入した。無毛マウス（ＳＨＫ１系）は、Ｃｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒ Ｌａｂｓ（Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ，ＭＡ）から購入した。本発明の対象に従うマイクロポレーションシステムは、角質層（７５個のマイクロポア／ｃｍ^２）の中にマイクロポアを作製するために提供され、使用された。皮膚サンプルをフランツセル中に実装した。このフランツセルは、上面チャンバー中にドナー相を収容し、底面チャンバー中にレセプター相を収容し、これらの２つのチャンバーの間に皮膚サンプルが実装される。ＨＰ／Ａｇｉｌｅｎｔ １１００ ＨＰＬＣシステムをサンプル分析に使用した。

ドナーコンパートメントは、別段の定めがない限り、１０ｍｇ／ｍｌのヒドロモルフォン塩酸塩を含んだ。ドナーコンパートメントとレセプターコンパートメントの両方は、５０ｍＭのリン酸緩衝液（ｐＨ７．５）を含んだ。無毛マウスの皮膚を実験の直前に採取した。無毛マウスの皮膚を、残存酵素および血液を除去するために５０ｍＭリン酸緩衝液中に浸漬した。

マイクロポレーション群のマウスは、採取および洗浄の後にマウス皮膚上に作製されたマイクロポアのアレイを有した。コントロール群（インタクトな皮膚）は、マイクロポアを有さなかった。次いで、皮膚をレセプター相で満たされたフランツセルに実装した。サンプル容量は、採取された全てのサンプルについて５００μｌであり、新鮮なレセプター溶液を用いて、このレセプター中にサンプリングされた容量を交換した。ドナー相をドナーコンパートメントに添加した直後に、時間０サンプルでのサンプルを採取した。サンプルを８時間の間１時間毎に採取した。サンプルを、ＵＶ検出を使用して逆相ＨＰＬＣによって分析した。

送達されたヒドロモルフォンの累積的な量を、レセプターコンパートメントから採取されたサンプル中で測定した。第一の実験では、マイクロポアを有する皮膚を通じての送達を、１ｍｇ／ｍｌのヒドロモルフォン濃度についてインタクトな皮膚と比較した。８時間で送達されたヒドロモルフォンの量は、１ｍｇ／ｍｌにてインタクトな皮膚と比較した場合、マイクロポアを有する皮膚で１８倍高かった。

次いで、送達された量に対するドナーコンパートメント濃度の影響を、０．１、１．０、５．０、１０．０ｍｇ／ｍｌを評価することによって試験した。１０ｍｇ／ｍｌについて８時間でマイクロポアを有する皮膚を通して送達されたヒドロモルフォンの量は、１ｍｇ／ｍｌについて送達された量と比較した場合、１３倍高かった。

これらの結果から、マイクロポレーションは新たに切除された無毛マウス皮膚を通じてのヒドロモルフォンの送達を可能にする有効なアプローチであることが実証された。インタクトな皮膚を通じてのヒドロモルフォン流動は最小限であった。流動速度および送達された量は、８時間にわたってドナーコンパートメント中のヒドロモルフォン溶液の濃度に比例する。

（実施例４）
本実施例は、マイクロポレーションシステムがインスリンの皮下注入の送達を模倣する能力を示す。無毛ラットを購入し、以下に記載される条件に従ってインスリンを投薬した。次いで、これらのラットの血清中のインスリン濃度を所定の時間間隔でモニターして、血清インスリン濃度プロフィールを得た。

（コントロール）
３匹の無毛ラットに、皮下投与によって１Ｕ／ｋｇ用量のインスリンを投与した。ラットの血清中のインスリンの濃度をモニターした。３匹のラットについて平均のインスリン血清中濃度を決定した。３匹のラットについての平均インスリン血清中濃度（ｎｇ／ｍｌ）の時間に対するプロットを、図４に提供する。

（試験１）
５匹の無毛ラットをＣｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒから購入した。頚静脈カニューレ挿入を、手術から動物を回復させるために実験の前日に行なった。

実験は以下のように行なった。アルコール綿棒でラット皮膚の腹部側を清潔にする工程からなる皮膚処置の直前に、ラットを麻酔した。腹部を風乾させた。

腹部を乾燥した後、この清潔にした皮膚の部位上に、マイクロポレーションシステムを縦方向に設置し、そして底面の隅に印を付けた。次いで、このマイクロポレーションシステムを使用して、清潔にした皮膚の部位にマイクロポアを作製した。マイクロポレーションの後に、このマイクロポレーションシステムを除去し、そしてマイクロポアが作製されたエリアに液体リザーバパッチを設置した。次いで、このパッチを５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンで満たし、時間０サンプルを直ちに採取した。残りのサンプルを事前に設定されたスケジュールに従って採取した。

４時間目でのサンプルを採取した後、ラットを麻酔して液体リザーバパッチからドナー溶液を回収した。血液採取を８時間目まで継続した。

５匹のラットの平均濃度を決定し、インスリンの血清中濃度プロフィールを作成した。図５は、上記のコントロールラットおよびこの試験のラットについて、時間に対する平均インスリン血清中濃度（ｎｇ／ｍｌ）を示すチャートである。図に示すように、インスリンがマイクロポアを通って経皮的に送達されたラットは、血清中においてより高い平均インスリン濃度を示した。試験１のラットはまた、より高い平均インスリン血清中濃度をより長い時間持続した。パッチを４時間ラットに適用し、そしてこのプロフィールから、その４時間の間のインスリンの濃度は高く、この濃度はパッチを除去した後にのみ低下したことが示される。

従って、この試験により、ラットへのインスリンの経皮投与は、インスリンを皮下に投与したラットと比較した場合、より高い平均インスリン血清中濃度をより長い期間生じることが示される。

（試験２）
４匹の無毛ラットをＣｈａｒｌｅｓ Ｒｉｖｅｒから購入した。頚静脈カニューレ挿入を、手術から動物を回復させるために実験の前日に行なった。

実験は以下のように行なった。アルコール綿棒でラット皮膚の腹部側を清潔にする工程からなる皮膚処置の直前に、ラットを麻酔した。腹部を風乾させた。

腹部を乾燥した後、この清潔にした皮膚の部位上に、マイクロポレーションシステムを縦方向に設置し、そして底面の隅に印を付けた。次いで、このマイクロポレーションシステムを使用して、清潔にした皮膚の部位にマイクロポアを作製した。マイクロポレーションの後に、このマイクロポレーションシステムを除去し、そしてマイクロポアが作製されたエリアに液体リザーバパッチを設置した。次いで、パッチを５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンで満たし、時間０サンプルを直ちに採取した。残りのサンプルを事前に設定されたスケジュールに従って採取した。

４時間目でのサンプルを採取した後、ラットを麻酔して液体リザーバパッチからドナー溶液を回収した。血液採取を８時間目まで継続した。

この試験の第一部では、ラットのマイクロポアを有する腹部に適用されたパッチは、１ｃｍ^２の面積を有した。その後、この試験を再度行なったが、適用されたパッチの面積は２ｃｍ^２であった。最後に、３ｃｍ^２のサイズを有するパッチを用いて、この試験を３回目に行なった。

４匹のラットの平均濃度を各パッチサイズごとに決定し、インスリン血清中濃度プロフィールを作成した。図６は、異なるパッチサイズを有するラットについて、時間に対する平均インスリン血清中濃度を示すチャートである。

図６に示すように、パッチサイズが１ｃｍ^２から２ｃｍ^２に増加した場合、平均インスリン血清中濃度はおよそ２倍になった。さらに、パッチサイズが２ｃｍ^２から３ｃｍ^２に増加した場合も、平均インスリン濃度はおよそ２倍になった。

（試験３）
３匹の無毛ラットを、上記の試験１に記載した手順に従って準備し、そして試験した。しかしながら、この試験については、第二世代のプレーナーマイクロポレーションシステムを用いて、各ラットの腹部にマイクロポアを作製した。さらに、経皮パッチは、各ラットの皮膚のマイクロポアを有するエリアに適用された時には５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンを含んでいた。

インスリン血清中濃度を、種々の時間間隔で各ラットにおいてモニターした。３匹のラットの平均濃度を決定し、インスリン血清中濃度プロフィールを作成した。

図７は、試験１のラットおよびこの試験のラットについて、時間に対する平均インスリン血清中濃度を示すチャートである。図に示すように、試験１でインスリンがマイクロポアを通って経皮的に送達されたラットは、この試験のラットよりも、血清中においてより高い平均インスリン濃度を示した。各試験においてパッチを４時間ラットに適用し、そしてこのプロフィールから、その４時間の間のインスリンの濃度は高く、この濃度はパッチを除去した後にのみ低下したことが示される。

興味深いことには、この試験（プレーナーアレイマイクロポレーションシステム）におけるラットについてのインスリン血清中濃度は、試験１（ステップアンドリピート式マイクロポレーションシステム）におけるラットについての濃度よりもわずかに低いが、プロフィールの形が一致している。これは、ステップアンドリピート式マイクロポレーションシステムによって形成されたマイクロポアの深度が、プレーナーアレイマイクロポレーションシステムによって形成されたマイクロポアの深度よりも大きいことに起因し得る。

（試験４）
この試験は、マイクロポアを通ってインスリンを送達するのに用いられる経皮パッチのタイプにおける任意の差異を決定するために設計された。５匹の無毛ラットを、上記の試験１に記載した手順に従って準備し、そして試験した。各ラットのマイクロポレーションの後、初期の原型液体リザーバパッチをこれらのラットのうちの２匹に適用し、一方、第二世代の経皮パッチを用いて残りの３匹のラットにインスリンを送達した。各々のパッチは、各ラットの皮膚のマイクロポアを有するエリアに適用された時には、５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンを含んでいた。

インスリン血清中濃度を、種々の時間間隔で各ラットにおいてモニターした。３匹のラットの平均濃度を決定し、インスリン血清中濃度プロフィールを作成した。

図８は、使用されたパッチの世代によって分類されたラットについて、時間に対する平均インスリン血清中濃度を示すチャートである。データに示されるように、平均インスリン濃度は、これらの２つのタイプのパッチについて非常に類似していた。

（試験５）
この試験は、無毛ラットについての血清インスリンプロフィールに対する用量濃度の影響を決定するために計画された。

多数のラットを、上記の試験１に記載した手順に従って準備した。腹部に送達開口部が形成されたラットについては、初期の原型マイクロポレーションシステムを使用してこれらの送達開口部を形成した。所望の濃度のインスリンを含む第二世代の送達パッチを使用して、ラットにインスリンを送達した。

この試験では、３匹のラットが送達開口部の形成を受けなかった。送達パッチを、マイクロポレーションを受けていないラットの腹部に適用した。このコントロール群のラットに、５０ＩＵ／ｍｌ濃度用量のインスリンを投与した。

この試験における他のラットについては、送達パッチは、１０ＩＵ／ｍｌ（６匹のラット）、２５ＩＵ／ｍｌ（６匹のラット）、５０ＩＵ／ｍｌ（５匹のラット）または１００ＩＵ／ｍｌ（６匹のラット）の濃度でインスリンを含んでいた。インスリン血清中濃度を、種々の時間間隔で各ラットにおいてモニターした。特定のインスリン濃度についてのラットの平均濃度（および、送達開口部が形成されたか否か）を決定し、インスリン血清中濃度プロフィールを作成した。

図９は、ラットに供給された用量で用いられたインスリン濃度によって分類されたラットについて、時間に対する平均インスリン血清中濃度を示すチャートである。データによって示すように、平均インスリン濃度は、送達開口部が形成されなかったラットについては非常に低かった。さらに、１００ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンを投与したラットについての平均インスリン血清中濃度は、他の用量を受けたラットと比較して非常に高かった。興味深いことには、５０ＩＵ／ｍｌ用量を受けたラットと２５ＩＵ／ｍｌ用量を受けたラットとの間で、それほど大きな差異は見出されていない。

（実施例４）
本実施例は、経表皮水分損失（ＴＥＷＬ）測定とヒドロモルフォンの有効な送達との間の相関関係を実証する。

ＦＤＡおよび実施される特定のプロトコールにふさわしいＩＲＢの下で募集され、かつＦＤＡおよび実施される特定のプロトコールにふさわしいＩＲＢにＩＮＤ申請された一連のヒトボランティアには、マイクロポレーション用に皮膚のパッチを準備した。皮膚のマイクロポレーションの後、ＴＥＷＬ測定を行い、そしてヒドロモルフォンを経皮パッチによって哺乳動物に送達した。１〜４時間の間の定常血清中濃度（Ｃｓｓ（１〜４時間））の値をヒドロモルフォンについて決定し、そしてＴＥＷＬ測定をマイクロポアを有する皮膚について行った。ＴＥＷＬ測定は、標準ＴＥＷＬ測定デバイス（Ｃｙｂｅｒｄｅｒｍによって提供される）を用いて行った。

その結果を以下の表に示す：

より高いＣｓｓ読取値は、一般に、薬物のより有効な用量と相関するか、または少なくとも薬物がより良好に作用しているという患者の感覚と相関する。この実施例において、より高いＣｓｓ値は、より高いＴＥＷＬ測定値と相関した。被験体が快適であること、および室温が一定の華氏７０〜７２度であること（皮膚のマイクロポアを有するエリアが汗ばんでいないことを意味する）を入念に確認した。

発明の対象がこのように記載されることにより、同発明の対象が様々に変更され得ることは明白である。このような変形形態は、本発明の対象の精神および範囲からの逸脱と見なすべきではなく、このような変更形態はすべて、以下の特許請求の範囲の範囲内に含まれることが意図される。

図１は、プレーナーアレイ送達開口部および８０ミクロンのステップアンドリピート式送達開口部の手動焦点深度測定を示す。 図２は、２人の異なる操作者によって作製された一連の送達開口部の深度測定を示す。 図３は、ステップアンドリピート式マイクロポレーションシステムを用いて作製された送達開口部についての深度分布を示す。 図４は、インスリンの皮下送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。 図５は、膜のマイクロポレーション後の５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンの経皮送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。 図６は、種々のサイズの経皮パッチを用いた５０ＩＵ／ｍｌ用量の経皮送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。 図７は、初期の原型マイクロポレーションシステムおよび第二世代のマイクロポレーションシステムを用いたマイクロポレーション後の５０ＩＵ／ｍｌ用量のインスリンの経皮送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。 図８は、異なる経皮パッチを用いたインスリンの送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。 図９は、異なる用量濃度を用いたインスリンの送達についての血清インスリン濃度プロフィールである。

Claims (66)

1. 動物の生体膜を通じて浸透体物質を送達するためのデバイスであって、該デバイスは、該膜中に少なくとも１つの送達開口部を形成するように構成され、該少なくとも１つの送達開口部は、約４０ミクロンと約９０ミクロンとの間の平均開口深度を有し、加熱プローブ素子を備えるマイクロポレーションデバイスによって形成される、デバイス。
2. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約５５ミクロン〜約６５ミクロンの平均開口深度を有する、請求項２に記載のデバイス。
4. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約６０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項３に記載のデバイス。
5. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約９０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記デバイスは、２以上の送達開口部を生体膜中に形成するように構成され、該送達開口部の大多数の開口深度が約４０ミクロン〜約９０ミクロンの範囲内にある、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記送達開口部の大多数の開口深度が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある、請求項６に記載のデバイス。
8. 前記送達開口部の７５％が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項７に記載のデバイス。
9. 前記送達開口部の７５％が約５５ミクロン〜約６５ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項８に記載に記載のデバイス。
10. 前記送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項６に記載のデバイス。
11. 前記送達開口部が、約６０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項１０に記載のデバイス。
12. 前記送達開口部が、約９０ミクロンの１標準偏差内に収まるある範囲の開口深度を有する、請求項６に記載のデバイス。
13. 前記デバイスが、プレーナーアレイマイクロポレーションデバイスである、請求項１に記載のデバイス。
14. 前記デバイスが、生体膜への直接接触を介して熱エネルギーを伝導的に送達して、マイクロポアを形成するのに十分な深さの、該膜のいくらかの部分の切除を引き起こし得る加熱プローブ素子を備えるマイクロポレーターであって、該加熱プローブ素子は電気的に加熱される抵抗素子を備える、請求項１に記載のデバイス。
15. 前記デバイスが、該デバイスと前記膜との間に存在する陽圧を用いて行われるマイクロポレーションのために構成されている、請求項１に記載のデバイス。
16. 前記デバイスは、該デバイスを作動のときに押し下げることによって、前記陽圧が手動で適用されるように構成されている、請求項１５に記載のデバイス。
17. 前記陽圧が、前記デバイスと前記膜との間に適用される約０．２５バール〜約０．８０バールの真空によって生じる、請求項１５に記載のデバイス。
18. 前記真空が約０．５０バールである、請求項１７に記載のデバイス。
19. 前記浸透体物質の前記送達が、該浸透体物質が皮下送達されたかのように血清プロフィールを模倣する、該浸透体物質についての血清プロフィールを生じる、請求項１に記載のデバイス。
20. 前記生体膜が皮膚である、請求項１に記載のデバイス。
21. 動物の生体膜を通じて浸透体物質を送達するためのデバイスであって、該デバイスは、膜を通る複数の送達開口部を形成するように構成され、ここで、該送達開口部は、釣鐘形曲線を生じる分布を有し、該送達開口部は、約４０ミクロンと約９０ミクロンとの間の平均開口深度を有し、加熱プローブ素子を備えるマイクロポレーションデバイスによって形成される、デバイス。
22. 前記送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項２１に記載のデバイス。
23. 前記送達開口部が、約５５ミクロン〜約６５ミクロンの平均開口深度を有する、請求項２２に記載のデバイス。
24. 前記送達開口部が、約６０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項２３に記載のデバイス。
25. 前記送達開口部が、約９０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項２１に記載のデバイス。
26. 前記送達開口部の大多数が、約４０ミクロン〜約９０ミクロンの範囲内にある平均開口深度を有する、請求項２１に記載のデバイス。
27. 前記送達開口部の大多数の開口深度が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある、請求項２６に記載のデバイス。
28. 前記送達開口部の７５％が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項２７に記載のデバイス。
29. 前記送達開口部の７５％が、約５５ミクロン〜約６５ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項２８に記載のデバイス。
30. 前記送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項２６に記載のデバイス。
31. 前記送達開口部が、約６０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項３０に記載のデバイス。
32. 前記送達開口部が、約９０ミクロンの１標準偏差内に収まるある範囲の開口深度を有する、請求項２１に記載のデバイス。
33. 前記送達開口部が、プレーナーアレイマイクロポレーションデバイスによって形成される、請求項２１に記載のデバイス。
34. 前記デバイスが、生体膜への直接接触を介して熱エネルギーを伝導的に送達して、マイクロポアを形成するのに十分な深さの、該膜のいくらかの部分の切除を引き起こし得る加熱プローブ素子を備えるマイクロポレーターであって、該加熱プローブ素子は電気的に加熱される抵抗素子を備える、請求項２１に記載のデバイス。
35. 前記デバイスが、該デバイスと前記膜との間に存在する陽圧を用いて行われるマイクロポレーションのために構成されている、請求項２１に記載のデバイス。
36. 前記デバイスを作動のときに押し下げることによって、前記陽圧が手動で適用される様に構成されている、請求項３５に記載のデバイス。
37. 前記陽圧が、前記デバイスと前記膜との間に適用される約０．２５バール〜約０．８０バールの真空によって生じる、請求項３５に記載のデバイス。
38. 前記真空が約０．５０バールである、請求項３７に記載のデバイス。
39. 前記浸透体物質の前記送達が、該浸透体物質が皮下送達されたかのように血清プロフィールを模倣する、該浸透体物質についての血清プロフィールを生じる、請求項２１に記載のデバイス。
40. 前記生体膜が皮膚である、請求項２１に記載のデバイス。
41. マイクロポレーターの有効性を評価するためのシステムであって、該システムは、以下：該マイクロポレーターを使用して動物の生体膜中に少なくとも１つの送達開口部を形成するための手段；該少なくとも１つの送達開口部を有する該膜の領域を横切って、浸透体物質を送達するための手段；該浸透体物質について定常血清中濃度を測定するための手段；該動物の膜を横切る経表皮水分損失を測定するための手段；および、該測定の結果を、各々に対して所望の結果が生じる既知の値と比較するための手段、を包含し、該マイクロポレーターが加熱プローブ素子を備え、該少なくとも１つの送達開口部が、約４０ミクロンと約９０ミクロンとの間の平均開口深度を有する、システム。
42. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項４１に記載のシステム。
43. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約５５ミクロン〜約６５ミクロンの平均開口深度を有する、請求項４２に記載のシステム。
44. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約６０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項４３に記載のシステム。
45. 前記少なくとも１つの送達開口部が、約９０ミクロンの平均開口深度を有する、請求項４１に記載のシステム。
46. 前記システムは、前記生体膜中に複数の送達開口部を形成するように構成され、該送達開口部の大多数の開口深度が、約４０ミクロンおよび約９０ミクロンの範囲内にある、請求項４１に記載のシステム。
47. 前記送達開口部の大多数の開口深度が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある、請求項４６に記載のシステム。
48. 前記送達開口部の７５％が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項４７に記載のシステム。
49. 前記送達開口部の７５％が、約５５ミクロン〜約６５ミクロンの範囲内にある開口深度を有する、請求項４８に記載のシステム。
50. 前記送達開口部が、約５０ミクロン〜約７０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項４６に記載のシステム。
51. 前記送達開口部が、約６０ミクロンの１標準偏差内に収まる範囲の開口深度を有する、請求項５０に記載のシステム。
52. 前記送達開口部が、約９０ミクロンの１標準偏差内に収まるある範囲の開口深度を有する、請求項４１に記載のシステム。
53. 前記少なくとも１つの送達開口部を形成するための手段が、プレーナーアレイマイクロポレーションデバイスである、請求項４１に記載のシステム。
54. 前記少なくとも１つの送達開口部を形成するための手段が、生体膜への直接接触を介して熱エネルギーを伝導的に送達して、マイクロポアを形成するのに十分な深さの、該膜のいくらかの部分の切除を引き起こし得る加熱プローブ素子を備えるマイクロポレーターであって、該加熱プローブ素子は電気的に加熱される抵抗素子を備える、請求項４１に記載のデバイス。
55. 前記生体膜が皮膚である、請求項４１に記載のシステム。
56. 前記複数の送達開口部を形成するための手段が、マイクロポレーターと前記膜との間に存在する陽圧を用いてマイクロポレーションを行うために構成されている、請求項４１に記載のシステム。
57. 前記マイクロポレーターを作動のときに押し下げることによって、前記陽圧が手動で適用される、請求項５６に記載のシステム。
58. 前記陽圧が、前記マイクロポレーターと前記膜との間に適用される約０．２５バール〜約０．８０バールの真空によって生じる、請求項５６に記載のシステム。
59. 前記真空が約０．５０バールである、請求項５８に記載のシステム。
60. 前記浸透体がインスリンである、請求項１に記載のシステム。
61. 前記浸透体がヒドロモルフォンである、請求項１に記載のシステム。
62. 前記浸透体がインスリンである、請求項２１に記載のシステム。
63. 前記浸透体がヒドロモルフォンである、請求項２１に記載のシステム。
64. 前記浸透体がインスリンである、請求項４１に記載のシステム。
65. 前記浸透体がヒドロモルフォンである、請求項４１に記載のシステム。
66. 前記浸透体物質を送達するための手段が、該浸透体物質が皮下送達されたかのように血清プロフィールを模倣する、該浸透体物質についての血清プロフィールを生じる、請求項４１に記載のシステム。

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