NO334437B1

NO334437B1 - Mikroporering av menneskehud for medikamentavlevering og overvåkningsanvendelser

Info

Publication number: NO334437B1
Application number: NO19980878A
Authority: NO
Inventors: Jonathan A Eppstein; Michael R Hatch; Difei Yang
Original assignee: Spectrx Inc; Altea Therapeutics Corp
Priority date: 1995-08-29
Filing date: 1998-02-27
Publication date: 2014-03-03
Also published as: CA2199002C; CA2199002A1; CN1195276A; AU707065B2; TR199800347T1; GB9702766D0; IL123379A0; BR9610012A; GB2307414B; EP0858285A1; NO980878D0; EP0858285A4; IL123379A; PT1563788E; AU6863196A; CN1174713C; HK1009321A1; JP2006192285A; ES2536459T3; NO980878L

Abstract

Det beskrives en fremgangsmåte for å forbedre permeabiliteten av huden (120, 274) overfor en analytt for diagnostiske formål eller overfor et medikament for terapeutiske formål, ved å gjøre bruk av mikroporering og eventuelt lydenergi og en kjemisk forsterker. Dersom lydenergi velges, kan den moduleres ved hjelp av frekvensmodulering, amplitudemodulering, fasemodulering og/eller kombinasjoner derav. Mikroporering oppnås ved (a) bortsmelting av stratum corneum (274) med lokalisert hurtig oppvarming av vann slik at vannet fordampes og derved eroderer celler; (b) punktering av stratum corneum (274) med en mikrolansett kalibrert for å danne en mikropore med en diameter på opptil 1000 (am; (c) bortsmelting av stratum corneum (274) ved fokusering av en snevert fokusert stråle av lydenergi mot stratum corneum (274); (d) hydraulisk punktering av stratum corneum (274) med en høytrykks fluidstråle for å danne en mikropore på opp til ca. 1000 nm i diameter; eller (e) punktering av stratum corneum (274) med korte elektriske pulser for å danne en mikropore på opp til ca. 1000 μm i diameter.

Description

BAKGRUNN FOR OPPFINNELSEN

Denne oppfinnelsen vedrører en minimalt invasiv til noninvasiv metode for å øke hudpermeabiliteten gjennom mikroporering av stratum corneum, hvilket kan kombineres med lydenergi, kjemiske permeasjonsforsterkere og trykk, for selektivt å forsterke den utadrettede strøm av analytter fra kroppen for å overvåke slike eller for avlevering av medikamenter inn i kroppen.

Stratum corneum er i hovedsak ansvarlig for hudens velkjente barriere-egenskaper. Det er således dette laget som utgjør den største barrieren mot transdermal strømning av medikamenter eller andre molekyler inn i kroppen og av analytter ut av kroppen. Stratum corneum, hudens ytre hornlag, er en kompleks struktur av kompakte keratiniserte cellelevninger adskilt av lipidområder. Sammenlignet med den orale eller gastriske mukosa er stratum corneum vesentlig mindre permeabel for molekyler eksternt så vel som internt i kroppen. Stratum corneum dannes av keratinocytter som omfatter majoriteten av epidermisceller som mister deres kjerne og blir corneocytter. Disse døde cellene omfatter stratum corneum, som bare har en tykkelse på ca. 10-30^m og som, som nevnt ovenfor, er en meget motstandsdyktig vanntett membran som beskytter kroppen mot inntrengning av substanser utenfra og mot utadrettet migrering av væsker og oppløste molekyler. Stratum corneum fornyes kontinuerlig gjennom felling av corneum-celler under deskvamasjonen og dannelsen av nye corneum-celler gjennom keratiniseringsprosessen.

Strømningen av et medikament eller en analytt gjennom huden kan økes ved å endre enten motstanden (diffusjonskoeffisienten) eller drivkraften (diffusjonsgradienten). Strømning kan forsterkes ved bruk av såkalte penetreringsforsterkere eller kjemiske forsterkere. Kjemiske forsterkere er velkjent på området, og en mer detaljert beskrivelse vil bli gitt senere.

En annen metode for å øke hudens permeabilitet for medikamenter, er iontoforese. lontoforese innebærer anleggelse av et ytre elektrisk felt og lokal avgivelse av en ionisert form av medikament eller et ikke-ionisert medikament som bæres med den vannstrøm som er assosiert med ionetransport (elektro-osmose). Selv om permeasjonsforsterkning gjennom iontoforese har vært effektiv, er teknikken forbundet med problemer med kontroll av medikamentavlevering og irreversible hudskader.

Lydenergi har også vært benyttet for å forbedre permeabiliteten av huden og syntetiske membraner overfor medikamenter og andre molekyler. Ultralyd har vært definert som mekaniske trykkbølger med frekvenser høyere enn 20 kHz, H. Lutz et al., Manual of Ultrasound 3-12 (1984). Ultralydenergi genereres ved å vibrere en piezoelektrisk krystall eller et annet elektromekanisk element, ved å sende en vekselstrøm gjennom materialet, R. Brucks et al., 6 Pharm. Res. 697 (1989). Anvendelsen av ultralydenergi for å øke hudens permeabilitet overfor medikamentmolekyler betegnes sonoforese eller fonoforese.

Selv om det har vært erkjent at forbedret permeabilitet av huden teoretisk skulle gjøre det mulig å transportere molekyler fra innsiden av kroppen gjennom huden til utsiden av kroppen for oppsamling eller overvåkning, har det ikke vært beskrevet praktiserbare metoder. US-patent 5.139.023 til Stanley et al., omtaler et apparat og en fremgangsmåte for noninvasiv blodglukose-overvåkning. I denne oppfinnelse benyttes kjemiske permeasjonsforsterkere for å øke permeabiliteten av mukosavev eller hud, overfor glukose. Glukose diffunderer deretter passivt gjennom mukosavevet eller huden og oppfanges i et mottager-medium. Mengden av glukose i mottager-mediet måles og korreleres for å bestemme blodglukosenivået. Som beskrevet av Stanley et al., er imidlertid denne metode mer effektiv når den benyttes på mukosavev, som f.eks. buccalt vev, som resulterer i at påvisbare mengder glukose oppsamles i mottager-mediet etter en tidsforsinkelse på ca. 10-20 minutter. Metoden beskrevet av Stanley et al., resulterer imidlertid i en ekstremt lang tidsforsinkelse som varierer fra 2 til 24 timer, avhengig av den anvendte kjemiske forsterkerblanding, før påvisbare glukosemengder kan påvises diffunderende gjennom menneskehud (varme-separert epidermis) in vitro. Disse lange tidsforsinkelsene kan tilskrives den lange tid som fordres for at de kjemiske permeasjonsforsterkerne passivt skal diffundere gjennom huden og forsterke permeabiliteten av stratum corneum-barrieren, så vel som den lange tid som fordres for at glukosen passivt skal diffundere ut gjennom huden. Stanley et al., beskriver således helt klart ikke en metode for å transportere blodglukose eller andre analytter non in vasi vt gjennom huden på en måte som gir mulighet for hurtig overvåkning, slik som det fordres for blodglukose-overvåkning hos diabetikere, og for mange andre analytter i kroppen, som f.eks. blod-elektrolytter.

Selv om anvendelsen av lydenergi for medikamentavlevering er kjent, har resultatene stort sett vært skuffende ved at permeabilitetsforsterkningen har vært relativt liten. Det er ingen generell enighet om effektiviteten av lydenergi for å øke medikamentstrømning gjennom huden. Mens enkelte studier rapporterer vellykket sonoforese, J. Davick et al., 68 Phys. Ther. 1672 (1988); J. Griffin et al., 47 Phys. Ther. 594 (1967); J. Griffin & J. Touchstone, 42 Am. J. Phys. Med. 77 (1963); J. Griffin et al., 44 Am. J. Phys. Med. 20 (1965); D. Levy et al., 83 J. Clin. Invest. 2074); D. Bommannan et al., 9 Pharm. Res. 559 (1992); har andre oppnådd negative resultater, H. Benson et al., 69 Phys. Ther. 113 (1988); J. McElnay et al., 20 Br. J. Clin. Pharmacol. 4221 (1985); H. Pratzel et al., 13 J. Rheumatol. 1122

(1986). Systemer hvor det ble benyttet gnagerhud har vist de mest lovende resultatene, mens systemer hvor det ble benyttet menneskehud, i alminnelighet har gitt skuffende resultater. Det er velkjent for fagmannen at huden hos gnagere er meget mer permeabel enn menneskehud, og ovennevnte resultater forteller følgelig ikke fagmannen hvorledes sonoforesen effektivt kan utnyttes for transdermal avlevering og/eller overvåkning gjennom menneskehud.

En vesentlig forbedring ved bruken av ultralydenergi til overvåkning av analytter og også til avlevering av medikamenter til kroppen, er beskrevet og krevd beskyttet i samtidig verserende søknader serie nr. 08/152.442 av 15. november, 1993, nå US-patent 5.458.140 og serie nr. 08/152.174 av 8. desember, 1993, nå US-patent 5.445.611.1 disse oppfinnelsene oppnås den transdermale prøvetakning av en analytt eller den transdermale avlevering av medikamenter ved bruk av lydenergi som er modulert i intensitet, fase eller frekvens, eller en kombinasjon av disse parametere koblet med anvendelsen av kjemiske permeasjonsforsterkere. Også anvendelsen av lydenergi, eventuelt med modulering av frekvens, intensitet og/eller fase, for kontrollert å kunne trykke og/eller pumpe molekyler gjennom stratum corneum via perforeringer innført gjennom nålepunksjon, hydraulisk stråle, laser, elektroporering eller andre metoder, er beskrevet.

Dannelsen av mikroporer (dvs. mikroporering) i stratum corneum for å fremme avleveringen av medikamenter har vært gjenstand for forskjellige studier og har resultert i utstedelse av patenter for slike teknikker.

Jacques et al., J. Invest. Dermatol. 88-93 (1987) beskriver en fremgangsmåte for administrering av et medikament ved ablasjon av stratum corneum av et hudområde ved å benytte pulset laserlys av tilstrekkelig bølgelengde, pulslengde, pulsenergi, pulstall og pulsrepetisjonshastighet til å bortsmelte stratum corneum uten vesentlig å skade den underliggende epidermis, og deretter påføre medikamentet til ablasjonsområdet. Dette arbeidet har resultert i utstedelse av US-patent 4.775.361 til Jacques et al. Ablasjon av hud gjennom bruk av ultrafiolett laserbestråling har tidligere vært rapportert av Lane et al., 121 Arch. Dermatol. 609-617 (1985). Jacques et al., er begrenset til anvendelse av noen få lys-bølgelengder og kostbare lasere.

Tankovich, US-patent 5.165.418 (heretter «Tankovich '418») beskriver en fremgangsmåte for å oppnå en blodprøve ved å bestråle menneske- eller dyre-hud med én eller flere laserpulser av tilstrekkelig energi til å bevirke fordampning av hudvevet slik at det dannes et hull i huden som strekker seg gjennom epidermis, og til å avskjære minst ett blodkar, som bevirker at en blodmengde kan ledes ut gjennom hullet slik at den kan oppsamles. Tankovich '418 er således utilstrekkelig for noninvasiv eller minimal invasiv permeabilisering av stratum corneum, slik at et medikament kan avleveres til kroppen, eller at en analytt fra kroppen kan analyseres.

Tankovich et al., US-patent 5.423.803 (heretter «Tankovich '803») beskriver en fremgangsmåte for laserfjerning av overfladiske epidermale hudceller i menneskehud for kosmetiske anvendelser. Fremgangsmåten omfatter at en lysabsorberende «kontaminant» påføres de ytre lag av epidermis og at noe av denne kontaminant innføres i de intercellulære rom i stratum corneum, og bestråling av den infiltrerte hud med pulser av laserlys av tilstrekkelig intensitet til at den energimengde som absorberes av kontaminanten vil få kontaminanten til å eksplodere med tilstrekkelig energi til å rive av noe av de epidermale hudcellene. Tankovich '803 beskriver videre at kontaminanten må ha en høy energiabsorpsjon ved laserstrålens bølgelengde, at laserstrålen må være en pulset stråle av mindre enn 1 us varighet, at kontaminanten må tvinges inn i de øvre lag av epidermis og at kontaminanten må eksplodere med tilstrekkelig energi til å rive av epidermale celler etter absorpsjon av laserenergien. Denne oppfinnelse mangler også beskrivelse eller antydning om en metode for medikamentavlevering eller analytt-oppsamling.

Raven et al., WO 92/00106, beskriver en fremgangsmåte for selektivt å fjerne sykt vev fra kroppen, ved å administrere det utvalgte vev en forbindelse som er en sterk absorbent av infrarødt-stråling av 750-860 nm bølgelengde, og bestråle området med tilsvarende infrarødt-stråling av tilstrekkelig styrke til å bevirke varmefordampning av det vev som forbindelsen ble administrert til, men utilstrekkelig til å bevirke fordampning av vev som forbindelsen ikke var administrert til. Absorbent-forbindelsen bør være løselig i vann eller serum, så som indocyanin-grønt, klorofyll, porfyriner, hem-holdige forbindelser eller forbindelser som inneholder en polyenstruktur, og effektnivåene er i området 50-1000W/cm<2>eller endog høyere.

Konig et al., DD 259351, beskriver en fremgangsmåte for varmebehandling av tumorvev, som omfatter at det i tumorvevet anbringes et medium som absorberer bestråling i det røde og/eller det nær røde infrarød spektralområdet og bestråling av det infiltrerte vev med laserlys av riktig bølgelengde. Det absorberende mediet kan være metylenblått, redusert porfyrin eller dets aggregater, samt ftalocyaninblått. Metylenblått som absorberer sterkt ved 600-700 nm og en krypton-laser som emitterer ved 647 og 676 nm er eksemplifisert. Effektnivået bør være minst 200 mW/cm<2>.

US 5019034 omhandler en anordning for å øke transport av stoffer gjennom huden. Det brukes elektriske pulser med høy spenning og kort varighet på pulsene for å porere huden.

US 4449528 omhandler en anordning som kan fjerne deler av huden. Anordningen består av en elektrisk drevet termisk probe som kan varmes opp for å smelte vev og så avkjøles raskt. Proben varmes opp i korte energipulser.

US 3207159 omfatter en anordning for å stimulere huden ved å avkjøle huden og oppvarme denne. Avkjøling kan utføres ved hjelp av en Peltier innretning.

US 5342355 A omhandler et apparat for bortsmelting av kroppsvev innenfor et begrenset område ved hjelp av varmekilde i form av et fast element.

US 4767402 A omhandler bruk av ultralyd med en frekvens på 20kHz til 100 MHz og å variere frekvens og intensitet over tid (modulasjon) for mer effektivt å overføre molekyler gjennom huden.

Det har vært vist at man ved å fjerne stratum corneum fra et lite område av huden ved gjentatt påføring og fjerning av cellofantape på det samme sted, lett kan samle opp vilkårlige mengder av interstitialvæske som så kan undersøkes med henblikk på en rekke interessante analytter. På lignende måte har «tape-strippet» hud også vist seg å være gjennomtrengelig for transdermal avlevering av forbindelser inn i kroppen. Dessverre etterlater «tape-stripping» et åpent sår som trenger uker for tilheling, og ansees av denne, så vel som av andre grunner, ikke som akseptabel praksis for forbedret transkutan transport for bredere anvendelser.

Som omtalt ovenfor har det vært vist at pulsede lasere, så som excimer-laseren som opererer ved 193 nm, erbium-laseren som opererer nær 2,9 um eller C02-laseren som opererer ved 10,2 um, kan benyttes for effektivt å smelte små hull i det humane stratum corneum. Disse laser-ablasjonsteknikkene gir mulighet for en selektiv og potensielt ikke-traumatisk metode for å åpne et avleverings- og/eller prøvetaknings-hull gjennom stratum corneum. Som følge av de prohibitivt høye omkostninger som er forbundet med disse lyskildene, har det imidlertid ikke vært utviklet kommersielle produkter basert på dette konsept. Ved å angi en fremgangsmåte for direkte å lede varmeenergi inn i stratum corneum med en meget snevert definert romlig og tidsmessig oppløsning, gjør den her beskrevne oppfinnelse det mulig å frembringe den ønskede mikro-ablasjon av stratum corneum ved å benytte meget rimelige energikilder.

I betraktning av ovennevnte problemer og/eller svakheter, ville utviklingen av en fremgangsmåte for trygt å forsterke hudpermeabiliteten for minimalt invasiv eller noninvasiv overvåkning av analytter i kroppen innenfor en hurtigere tidsramme, være et vesentlig fremskritt på området. Et annet betydelig fremskritt på området ville være å frembringe en fremgangsmåte for minimalt invasivt eller noninvasivt å forsterke den transdermale strømningshastighet for et medikament inn i utvalgte områder av et individs kropp.

KORT SAMMENFATNING AV OPPFINNELSEN

Et formål med oppfinnelsen er å minske stratum corneum's barriere-egenskaper ved å benytte porering, for på kontrollerbar måte å oppsamle analytter fra kroppen gjennom perforeringer i stratum corneum for å muliggjøre overvåkning av disse analytter.

Porering gir mulighet til å overvåke valgte analytter i kroppen gjennom mikroporer i stratum corneum i kombinasjon med lydenergi, permeasjonsforsterkere, trykkgradienter og lignende.

Porering gir også mulighet til å kontrollere transdermale strømningshastigheter av medikamenter eller andre molekyler inn i kroppen og eventuelt inn i blodstrømmen, gjennom ørsmå perforeringer i stratum corneum.

Porereing gir også mulighet til å tilveiebringe en fremgangsmåte for avlevering av medikamenter inn i kroppen gjennom mikroporer i stratum corneum i kombinasjon med lydenergi, permeasjonsforsterkere, trykkgradienter og lignende.

Oppfinnelsen angår system for bortsmelting av stratum corneum-laget i huden til en organisme, som omfatter et middel (140) for bortsmelting av huden (160) til organismen ved et valgt område for å danne minst én mikropore, hver mikropore er 1-1000 um i diameter og rager til en ønsket dybde,

karakterisert vedat middelet (140) for bortsmelting er et middel for oppvarming av et valgt område av stratum corneum med en varmekilde (144) for å smelte bort stratum corneum, hvori varmekilden (144) omfatter et fast element (148) i operativ kommunikasjon med et middel (156) for modulering av temperaturen til nevnte faste element (148) fra en redusert temperaturtilstand til en forhøyet temperaturtilstand, hvori, i den forhøyede temperaturtilstanden, overfører nevnte faste element (148) termisk energi til huden (160) slik at temperaturen til hudoverflaten ved kontaktpunktet er høyere enn 123 °C, for å smelte bort en del av huden (160), og hvori, i den reduserte temperaturtilstanden, overfører nevnte faste element (148) mindre termisk energi til huden (160) enn det som kreves for å smelte bort huddelen (160).

KORT BESKRIVELSE AV DE FORSKJELLIGE SNITT AV TEGNINGENE

FIG. 1 viser en skjematisk fremstilling av et system for avgivelse av laserdiode-lys og overvåkning av poreringsutviklingen. FIG. 2 viser en skjematisk fremstilling av et lukket omløpssystem for overvåkning av porering. FIG. 3A viser en skjematisk fremstilling av et optisk poreringssystem som omfatter en kjøleanordning. FIG. 3B viser et oppriss av en skjematisk fremstilling av en illustrerende kjøleanordning ifølge FIG. 3A. FIG. 4 viser en skjematisk fremstilling av en ohmsk oppvarmingsanordning med en mekanisk aktuator. FIG. 5 viser en skjematisk fremstilling av en oppvarmingsanordning med en høyresistans-strømsløyfe. FIG. 6 viser en skjematisk fremstilling av en anordning for oppvarmings-modulering ved å benytte induktiv oppvarming. FIG. 7 viser en skjematisk fremstilling av en lukket impedans-monitorsløyfe som benytter impedans-endringer for å bestemme poreringsgraden. FIG. 8A-D viser tverrsnitt av menneskehud behandlet med kobberftalocyanin og deretter underkastet henholdsvis 0, 1, 5 og 50 pulser av 810 nm lys med en energitetthet på 4000 J/cm<2>i en pulsperiode på 20 ms. FIG. 9-11 viser diagrammer over temperaturfordelingen under simulerte varmeporeringer under bruk av optisk porering. FIG. 12 og 13 viser grafiske fremstillinger av temperaturen som en funksjon av tiden i henholdsvis stratum corneum og levende epidermis, under simulert varmeporering ved bruk av optisk porering. FIG. 14-16 viser grafiske fremstillinger av henholdsvis temperaturfordeling, temperatur som funksjon av tiden i stratum corneum og temperatur som funksjon av tiden i levende epidermis under simulert varmeporering under bruk av optisk porering når vevet var avkjølt før porering. FIG. 17-19 viser grafiske fremstillinger av henholdsvis temperaturfordeling, temperatur som funksjon av tiden i stratum corneum og temperatur som funksjon av tiden i levende epidermis under simulert varmeporering når vevet ble oppvarmet med en varmetråd. FIG. 20-22 viser grafiske fremstillinger av henholdsvis temperaturfordeling, temperatur som funksjon av tiden i stratum corneum og temperatur som funksjon av tiden i levende epidermis under simulert varmeporering når vevet ble oppvarmet med en varmetråd og vevet var avkjølt før porering. FIG. 23 og 24 viser grafiske fremstillinger av henholdsvis temperaturfordeling, temperatur som funksjon av tiden i stratum corneum under simulerte varmeporeringer når vevet oppvarmes optisk i henhold til innstillingsparameterne ifølge Tankovich '803. FIG. 25 viser en grafisk fremstilling av interstitialvæske (ISF; O) og blod (<*>) glukosenivåer som funksjon av tiden. FIG. 26 viser et punktdiagram av differansetermen mellom ISF-glukose og blodglukose-dataene i FIG. 25. FIG. 27 viser et histogram av det relative avvik av ISF i forhold til blodglukosenivåene fra FIG. 25. FIG. 28 viser et tverrsnitt av et illustrerende avleveringsapparat for avlevering av et medikament til et valgt område av et individs hud. FIG. 29A-C viser grafiske fremstillinger av hudområder påvirket gjennom avlevering av lidokain til valgte områder, hvor stratum corneum er porert (FIG. 29A-B) eller ikke porert (FIG. 29C). FIG. 30 viser et diagram som sammenligner mengden av interstitialvæske tatt fra mikroporer med bare sug (O) og med en kombinasjon av sug og ultralyd (<*>). FIG. 31, 32 og 33 viser henholdsvis et snitt i perspektiv av et ultralyd-transducer/vakuum-apparat for uttak av interstitialvæske, et tverrsnitt av det samme apparat og et skjematisk tverrsnitt av det samme apparat. FIG. 34A-B viser henholdsvis et oppriss av en ultralyd-transducer til å holde i hånden og et oppriss av den spatelformede ende av denne.

DETALJERT BESKRIVELSE

Omfanget av oppfinnelsen fremgår av kravene.

Det skal bemerkes at entallsformene «en», «ett» og «det» i denne beskrivelse og de ledsagende krav, inkluderer flertall om intet annet klart fremgår av sammenhengen. For eksempel inkluderer referanse til en fremgangsmåte for avlevering av «et medikament», avlevering av en blanding av to eller flere medikamenter, referanse til «en analytt» inkluderer én eller flere slike analytter og referanse til «en permeasjonsforsterker» inkluderer referanse til en blanding av to eller flere permeasjonsforsterkere.

I foreliggende beskrivelse og krav vil følgende terminologi bli benyttet om de ikke på annen måte fremgår av kravene i henhold til de nedenfor angitte definisjoner.

I denne sammenheng betyr «porering», «mikroporering» eller en hvilken som helst lignende betegnelse, dannelsen av et lite hull eller en pore i stratum corneum i

et valgt hudområde på et individ, for å minske barriere-egenskapene av dette hudlag mot passasje av analytter fra under hudoverflaten for analyseformål eller passasje av aktiv permeant eller medikament inn i kroppen for terapeutiske formål. Fortrinnsvis vil hullet eller poren ikke være større enn ca. 1 mm i diameter, og mer foretrukket, ikke større enn ca. 100 um i diameter, og rage tilstrekkelig inn i stratum corneum til å bryte barriere-egenskapene av dette lag uten ugunstig å påvirke de underliggende vev.

I denne sammenheng betyr «ablasjon» den kontrollerte cellefjerning forårsaket av kinetisk energi som frigjøres når de fordampbare komponentene i cellen er blitt oppvarmet til det punkt hvor fordampning inntrer, og den resulterende hurtige volumekspansjon som følge av denne faseforandring bevirker at celler og eventuelt enkelte naboceller «blåses bort» fra ablasjonsstedet.

I denne sammenheng betyr «punktering» eller «mikropunktering» anvendelsen av mekaniske, hydrauliske eller elektriske anordninger for å perforere stratum corneum.

I den utstrekning «ablasjon» og «punktering» bevirker samme poreringsformål, dvs. frembringelse av et hull eller en pore i stratum corneum uten vesentlig å skade de underliggende vev, kan disse betegnelsene benyttes om hverandre.

I denne sammenheng betyr «penetreringsforsterkning» eller «permeasjonsforsterkning» en økning i hudens permeabilitet for et medikament, analytt, farvestoff eller annet molekyl (også betegnet «permeant») dvs. for å øke den hastighet som et medikament, analytt eller molekyl permeerer stratum corneum med og letter poreringen av stratum corneum, uttak av analytt gjennom stratum corneum eller avgivelse av medikament gjennom stratum corneum og inn i de underliggende vev. Den forsterkede permeasjon som bevirkes gjennom anvendelsen av slike forsterkere kan iakttas, for eksempel ved å observere diffusjon av et farvestoff, som en permeant, gjennom dyre- eller menneske-hud, ved å benytte et diffusjonsapparat.

I denne sammenheng inkluderer «kjemisk forsterker», «penetrerings-forsterker», «permeasjonsforsterker», og lignende, alle forsterkere som øker strømmen av permeant, analytt eller annet molekyl gjennom huden og er kun begrenset av funksjonalitet. Alle «cell envelope disordering»-forbindelser og løsningsmidler og et hvilket som helst annet kjemisk forsterkningsmiddel, er med andre ord ment inkludert.

I denne sammenheng vil «farvestoff», «farving» og lignende, bli benyttet om hverandre og refererer seg til en biologisk passende kromofor som oppviser sterk absorpsjon i emisjonsområdet for en pulset lyskilde benyttet for å bortsmelte vev i stratum corneum for å danne mikroporer i dette.

I denne sammenheng betyr «transdermal» eller «perkutan» passasje av en permeant inn i og gjennom huden for å oppnå effektive terapeutiske blodnivåer eller dypvevsnivåer av et medikament, eller passasje av et molekyl som forekommer i kroppen («analytt») ut gjennom huden slik at analytt-molekylet kan oppsamles på kroppens utside.

I denne sammenheng betyr betegnelsen «permeant», «medikament» eller «farmakologisk virksomt middel» eller en hvilken som helst annen lignende betegnelse, et hvilket som helst kjemisk eller biologisk materiale eller forbindelse som egner seg for transdermal administrering etter tidligere kjente metoder og/eller etter de metoder som fremgår av foreliggende oppfinnelse, som induserer en ønsket biologisk eller farmakologisk effekt, hvilket kan innbefatte, men ikke er begrenset til (1) å ha en profylaktisk effekt på organismen og forhindre en uønsket biologisk effekt, f.eks. forhindring av infeksjon, og (2) lindring av en tilstand forårsaket av en sykdom, for eksempel lindring av smerte eller inflammasjon som resultat av sykdom, og/eller (3) enten lindring, reduksjon eller fullstendig eliminering av sykdommen fra organismen. Effekten kan være lokal som ved frembringelse av en lokalanestetisk effekt, eller den kan være systemisk. Denne oppfinnelse retter seg ikke mot nye permeanter eller nye klasser av virkestoffer. Den er derimot begrenset til måten for avlevering av midler eller permeanter som eksisterer på området eller som kan etableres som virkestoffer senere og som egner seg for avlevering ifølge foreliggende oppfinnelse. Slike substanser inkluderer store klasser av forbindelser som normalt avleveres til kroppen, inklusivt gjennom kroppsoverflater og membraner, herunder hud. I alminnelighet inkluderer dette: anti-infeksjonsmidler som f.eks. antibiotika og antivirale midler; analgetika og analgetiske kombinasjoner; anoreksimidler; anthelmintika; midler mot artritt; antastmatika; antikonvulsiva: antidepressiva; antidiabetiske midler; antidiarroika; antihistaminer; anti-inflammatoriske midler; midler mot migrene; midler mot kvalme; antineoplastiske midler; antiparkinsonmidler; midler mot kløe; antipsykotika; antipyretika; antispasme-midler; antikolinergika; sympatomimetika; xantinderivater; kardiovaskulære preparater, inklusivt kalium- og kalsiumkanal-blokkere, beta-blokkere, alfa-blokkere og antiarytmika; antihypertensive midler; diuretika og antidiuretika; vasodilatorer inklusivt generelle koronare, perifere og cerebrale vasodilatorer; sentralnervesystem-stimulerende midler; vasokonstriktorer; hoste- og forkjølelses-preparater, inklusivt slimhinne-avsvellende midler; hormoner som f.eks. østradiol og andre steroider, inklusivt kortikosteroider; hypnotika; immunsuppressiva; muskelrelakserende midler; parasympatolytika; psykostimulanter; sedativer og tranquillizers. Etter fremgangsmåten ifølge foreliggende oppfinnelse kan det avleveres både ioniserte og ikke-ioniserte medikamenter så vel som medikamenter både av høy eller lav molekylvekt.

I denne sammenheng betyr en «effektiv» mengde av et farmasøytisk aktivt middel, en tilstrekkelig mengde av en forbindelse til å gi den ønskede lokale eller systemiske effekt og oppførsel med et rimelig nytte/risiko-forhold som følger en hvilken som helst medisinsk behandling. En «effektiv» mengde av en permeasjons-eller kjemisk forsterker betyr i denne sammenheng en mengde som velges slik at den gir den ønskede økning i hudpermeabilitet og den ønskede penetreringsdybde, administrasjonshastighet og mengde av avlevert medikament.

I denne sammenheng refererer «bærere» seg til bærermaterialer uten vesentlig farmakologisk virkning i de anvendte mengder, som egner seg for administrering med andre farmasøytiske virkestoffer, og innbefatter et hvilket som helst av slike materialer som er kjent på området, f.eks. en hvilken som helst væske, gel, løsningsmiddel, flytende fortynningsmiddel eller solubiliseringsmiddel som er ugiftig i de anvendte mengder og ikke gir noen uheldig interaksjon med det medikament som skal administreres. Eksempler på egnede bærere for bruk i denne sammenheng er vann, mineralolje, silikon, uorganiske gel, vandige emulsjoner, flytende sukkere, vokser, vaselin og en rekke andre oljer og polymere materialer.

I denne sammenheng er en «biologisk membran» ment å stå for et membranmateriale forekommende inne i en levende organisme, som adskiller ett område av organismen fra et annet og, i mange tilfeller, som adskiller organismen fra dens ytre miljø. Hud- og slimhinne-membraner er således inkludert.

I denne sammenheng refererer «individ» seg både til et menneske og et dyr som foreliggende oppfinnelse anvendes for.

I denne sammenheng betyr «analytt» et hvilket som helst kjemisk eller biologisk materiale eller forbindelse, som kan passere gjennom en biologisk membran ved den teknologi som fremgår av foreliggende oppfinnelse eller ved tidligere kjent teknologi, som man måtte ønske å kjenne konsentrasjonen eller aktiviteten av i kroppen. Glukose er et spesifikt eksempel på en analytt ved at det er et sukker som egner seg for passasje gjennom huden, og individer som for eksempel diabetikere, kan ønske å vite hvilke blodglukosenivåer de har. Andre eksempler på analytter inkluderer forbindelser som natrium, kalium, bilirubin, urea, ammoniakk, kalsium, bly, jern, litium og salicylater.

I denne sammenheng er «transdermal strømningshastighet» passasjehastigheten av en hvilken som helst analytt gjennom huden til et individ, menneske eller dyr, eller passasjehastigheten av et hvilket som helst medikament, farmakologisk virkestoff, farvestoff eller pigment inn i og gjennom huden til et individ, menneske eller dyr.

I denne sammenheng benyttes betegnelsene «intensitetsamplitude», «intensitet» og «amplitude» synonymt og refererer seg til den energimengde som produseres av lydenergi-systemet.

I denne sammenheng betyr «frekvensmodulering» eller »sveip» en kontinuerlig, gradert eller trinnvis variasjon i amplitude eller frekvens av ultralyd i et gitt tidsrom. En frekvensmodulering er en gradert eller trinnvis variert frekvens i et gitt tidsrom, for eksempel 5,4-5,76 MHz i 1 sek. eller 5-10 MHz i 0,1 sek. eller 10-5 MHz i 0,1 sek., eller et hvilket som helst annet frekvensområde eller tidsrom som er relevant for en bestemt anvendelse. En kompleks modulering kan inkludere samtidig variasjon både av frekvensen og intensiteten. For eksempel kan FIG. 4A og 4B i US-patent 5.458.140 representere henholdsvis amplitude- og frekvens-modulering pålagt samtidig av en enkelt lydenergi-transducer.

I denne sammenheng betyr «fasemodulering» at signalets tidstilpasning er endret i forhold til dens opprinnelige tilstand vist i FIG. 4C i US-patent 5.458.140. Frekvensen og amplituden av signalet kan være den samme. En fasemodulering kan realiseres med en variabel forsinkelse slik at den selektivt retarderer eller fremskynder signalet temporært i forhold til dets tidligere tilstand eller til et annet signal.

Lydenergien i dens ulike anvendelser, så som frekvens-, intensitet- eller fasemodulering, eller kombinasjoner derav, og bruken av kjemiske forsterkere, kombinert med modulert lydenergi, som her beskrevet, kan variere over et frekvensområde på mellom ca. 5 kHz til 100 MHz, hvorav området mellom ca. 20 kHz og 30 MHz er å foretrekke.

I denne sammenheng betyr «noninvasivt» at det ikke fordres innføring av en nål, et kateter eller andre invasive instrumenter inn i en kroppsdel.

I denne sammenheng refererer «minimalt invasivt» seg til anvendelsen av mekaniske, hydrauliske eller elektriske anordninger som trenger inn i stratum corneum for å danne et lite hull eller en mikropore uten å forårsake vesentlig skade på de underliggende vev.

Anordninger for porering av stratum corneum

Dannelsen av en mikropore i stratum corneum kan oppnås ved hjelp av forskjellige kjente anordninger, så vel som visse her beskrevne anordninger som utgjør forbedringer av slike.

Bruken av laser-ablasjon som beskrevet av Jacques et al. i US-patent 4.775.361 og av Lane et al, supra, tilveiebringer unektelig en anordning for ablasjon av stratum corneum ved å benytte en excimer-laser. Ved en bølgelengde på 193 nm og 14 ns pulsbredde viste det seg at ca. 0,24 til 2,8 um av stratum corneum kunne fjernes med hver laserpuls ved en strålingseksponering på mellom ca. 70 og 480 mJ/cm<2>. Etter som pulsenergien øker, fjernes mer vev fra stratum corneum, og det fordres færre pulser for fullstendig porering av dette lag. Den lavere terskel for bestrålingseksponering som må absorberes av stratum corneum innenfor begrensningen av varme-relaksasjonstiden for å forårsake passende mikroeksplosjoner som resulterer i vevs-ablasjon, er ca. 70 mJ/cm<2>i løpet av 50 millisekunder (ms). Med andre ord må totalt 70 mJ/cm<2>avgis innenfor et 50 ms vindu. Dette kan gjøres med en enkelt puls på 70 mJ/cm<2>eller i 10 pulser på 7 mJ/cm<2>eller ved kontinuerlig bestråling med 1,4 W/cm<2>i løpet av 50 ms. Den øvre grense for bestrålingseksponering er den som vil bevirke ablasjon av stratum corneum uten skade på underliggende vev, og den bestemmes empirisk ut fra lyskilde, lysbølgelengde og andre variabler som fagmannen vil ha erfaring og kjennskap til.

Med «avgi» menes at den angitte energimengde absorberes av vevet som skal fjernes. Ved excimer-laserens bølgelengde på 193 nm, inntrer tilnærmet 100% absorpsjon i løpet av de første 1 eller 2^m av stratum corneum-vev. Forutsatt at stratum corneum er ca. 20 um tykk, absorberes det ved lengre bølgelengder, som f.eks. 670 nm, bare ca. 5% av innfallende lys i 20 u,m laget. Dette betyr at ca. 95% av høyenergistrålen går inn i vevet som ligger under stratum corneum, hvor det sannsynligvis vil forårsake betydelig skade.

Det ideelle er å bare benytte så meget energi som trengs for å perforere stratum corneum uten å forårsake blødning, termisk eller annen skade på underliggende vev, som analytter skal ekstraheres fra, eller medikamenter eller andre permeanter avgis til.

Det ville være gunstig å benytte mer økonomiske energikilder enn energi fra excimer-lasere. Excimer-lasere som emitterer lys ved bølgelengder i det fjerne UV-området, er betydelig mer kostbare å operere og vedlikeholde enn for eksempel diodelasere som emitterer lys av bølgelengder i det synlige området og i IR-området (600 til 1800 nm). Ved lengre bølgelengder blir imidlertid stratum corneum stadig mer transparent, og absorpsjon inntrer primært i de underliggende vev.

Foreliggende oppfinnelse utgjør en hurtig og smertefri metode for å eliminere barriere-funksjonen av stratum corneum, slik at det letter den transkutane transport av terapeutiske substanser inn i kroppen ved lokal påføring, eller gir adgang til analyse av analytter i kroppen. Metoden gjør bruk av en fremgangsmåte som begynner med å påføre et lite område varmekontakt på det tilsiktede området av stratum corneum.

Varmekilden må ha flere viktige egenskaper som nå skal beskrives. For det første må varmekilden være av en slik størrelse at kontakten med huden begrenses til et lite område, i alminnelighet med diameter ca. 1 til 1000 um. For det andre må den være i stand til å modulere temperaturen av stratum corneum i kontaktpunktet fra omgivende hudoverflatetemperatur (33°C) til mer enn 123°C og deretter vende tilbake til ca. omgivende hudtemperatur med cykliseringstider som minimaliserer skade på omgivende levende vev og sansefornemmelse hos vedkommende individ. Denne moduleringen kan frembringes elektronisk, mekanisk eller kjemisk.

I tillegg kan et iboende dybdebegrensende trekk ved mikroporeringsprosessen forenkles dersom varmekilden både har tilstrekkelig liten termisk masse og begrenset energikilde til at dens temperatur heves slik at når den anbringes i kontakt med vev med mer enn 30% vanninnhold, varmedispersjonen i disse er tilstrekkelig til å begrense maksimaltemperaturen av varmekilden til mindre enn 100°C. Dette trekk stanser effektivt varmefordampningsprosessen straks varmesonden har penetrert stratum corneum og inn i de nedre lagene av epidermis.

Med varmekilden anbragt i kontakt med huden, cykliseres den gjennom en rekke på én eller flere temperaturmoduleringer fra et utgangspunkt ved omgivende hudtemperatur til en maksimaltemperatur i overkant av 123°C til tilnærmet omgivende hudtemperatur. For å minske eller fjerne individets fornemmelse av mikroporeringsprosessen, begrenses til pulsenes varighet, og gjøres avstanden mellom pulsene lang nok til at de levende vev i huden, og særlig de svekkede hudvev, kan avkjøles til en gjennomsnittlig temperatur på mindre enn ca. 45°C. Disse parameterne er basert på varmetidskonstantene for det levende epidermisvev (ca. 30-80 ms) som befinner seg mellom varmesonden og det svekkede vev i den underliggende dermis. Resultatet av denne påføring av pulset varmeenergi er at tilstrekkelig energi ledes inn i stratum corneum innenfor den ørlille målflekk, slik at lokaltemperaturen avdette vevsvolum heves tilstrekkelig overfordampningspunktet for det vevsbundne vanninnhold i stratum corneum. Idet temperaturen stiger over 100°C, induseres vanninnholdet i stratum corneum (typisk 5% til 15%) i dette lokalområdet til å fordampe og ekspandere meget raskt slik at det forårsaker en damp-utløst fjerning av de corneocytter i stratum corneum som er lokalisert nær denne fordampning. US-patent 4.775.361 angir at en stratum corneum-temperatur på 123°C representerer en terskel som denne type lynfordampning inntrer ved. Etter hvert som påfølgende pulser av varmeenergi påføres, fjernes ytterligere lag av stratum corneum inntil det er dannet en mikropore gjennom statum corneum ned i det neste lag av epidermis, stratum lucidum. Ved å begrense varigheten av varmepulsen til mindre enn 1 varmetidskonstant av epidermis og la enhver varmeenergi som ledes inn i epidermis unnvike i tilstrekkelig lang tid, er temperaturøkningen i de levende epidermis-lag minimal. Gjennom dette kan hele mikroporeringsprosessen finne sted uten at vedkommende fornemmer noe og uten skade på underliggende og omgivende vev.

Foreliggende oppfinnelse omfatter en fremgangsmåte for smertefri dannelse av mikroskopiske hull, dvs. mikroporer, med diameter fra ca. 1 til 1000 um i stratum corneum i menneskehud. Nøkkelen til vellykket gjennomføring av fremgangsmåten er frembringelsen av en passende varmeenergikilde eller varmesonde, som holdes i kontakt med stratum corneum. Den vesentligste tekniske utfordring i fremstilling av en passende varmesonde er utviklingen av en anordning som har den ønskede kontakt med huden og som kan moduleres termisk med tilstrekkelig høy frekvens.

Det er mulig å fremstille en passende varmesonde ved lokalt å påføre stratum corneum en passende lysabsorberende forbindelse, så som et farvestoff, valgt på grunn av dets evne til å absorbere lys ved den bølgelengde som emitteres av en valgt lyskilde. I dette tilfellet kan den valgte lyskilde være en laserdiode som emitterer ved en bølgelengde som normalt ikke absorberes av hudvevet. Ved å fokusere lyskilden til en liten flekk på overflaten av det lokale farvestofflag, kan det farvede området temperaturmoduleres ved å variere intensiteten av den lysstrøm som fokuseres på dette. Det er mulig å utnytte energien fra laserkilder som emitterer ved lengre bølgelengder enn en excimer-laser, ved først lokalt å påføre stratum corneum en passende lysabsorberende forbindelse, som f.eks. et farvestoff, valgt på grunn av dets evne til å absorbere lys ved den bølgelengde som emitteres av laserkilden. Det samme konsept kan gjelde ved en hvilken som helst bølgelengde og det må bare velges et passende farvestoff og riktig optisk bølgelengde. Man trenger bare se etter i et hvilket som helst passende oppslagsverk for å finne egnede farvestoffer og bølgelengder for vedkommende farvestoffs maksimalabsorbans. Et slikt oppslagsverk er Greene, The Sigma-Aldrich Handbook of Stains, Dyes and Indicators, Aldrich Chemical Company, Inc., Milwaukee, Wisconsin (1991). For eksempel absorberer kobberftalocyanin (Pigment Blue 15; CPC) ved ca. 800 nm; kobber-ftalocyanin-tetrasulfonsyre (Acid Blue 249) absorberer ved ca. 610 nm; indocyanin-grønt absorberer ved ca. 775 nm og kryptocyanin absorberer ved ca. 703 nm. CPC er spesielt velegnet for denne utførelsesform av følgende årsaker: det er en meget stabil og inert forbindelse, allerede godkjent av FDA for anvendelse som et farvestoff i implanterbare suturer; det absorberer meget sterkt ved bølgelengder fra 750 nm til 950 nm som passer godt sammen med en rekke billige halvleder-emittere, som f.eks. laserdioder og LED, samtidig som dette området av den optiske båndbredde ikke absorberes direkte av hudvevet i vesentlig grad. CPC har et meget høyt fordampningspunkt (>550°C i vakuum) og går direkte over fra fastfase til dampfase uten noen flytende fase. CPC har en relativt lav varmediffusivitetskonstant som lar lysenergien fokusert på dette, selektivt oppvarme kun det området som ligger direkte i fokus, med meget liten sidevis spredning av «varme-flekken» inn til omgivende CPC, og bidrar derved til den romlige avgrensning av kontakten mellom varme og sonde.

Formålet med denne omtale er ikke å angi en fullstendig liste over egnede farvestoffer da slike lett kan fremskaffes av fagmannen ut fra lett tilgjengelige data.

Det samme gjelder for en hvilken som helst ønsket pulset lyskilde. For eksempel kan metoden iverksettes med en mekanisk lukkende, fokusert glødelampe som den pulserende lyskilde. Forskjellige kataloger og brosjyrer viser en lang rekke lasere som opererer i det nær-UV-, synlige og nær-IR-området. Representative lasere er Hammamatsu Photonic Systems Model PLP-02 som opererer med en utgangseffekt på 2 x 10"<8>J, Hammamatsu Photonic Systems Model PLP-05 som opererer med en utgangseffekt på 15 J.ved en bølgelengde på 685 nm; SDL, Inc. SDL-3250 serien pulset laser som opererer med en utgangseffekt på 2 x 10<6>J ved en bølgelengde på ca. 800-810 nm; SDL, Inc. Model SDL-8630 som opererer med en utgangseffekt på 500 mW ved en bølgelengde på ca. 670 nm; Uniphase Laser Model AR-081-15000 som opererer med en utgangseffekt på 15.000 mW ved en bølgelengde på 790-830 nm; Toshiba America Electronic Model TOLD9150 som opererer med en utgangseffekt på 30 mW ved en bølgelengde på 690 nm; og LiCONIX, Model Diolite 800-50 som opererer med en effekt på 50 mW ved en bølgelengde på 780 nm.

For foreliggende oppfinnelse kan en pulset laserlys-kilde emittere stråling over et bredt bølgelengdeområde varierende fra mellom ca. 100 nm til 12.000 nm. Excimer-lasere vil i alminnelighet emittere over et område på mellom 100 og 400 nm. Kommersielle excimer-lasere med bølgelengder i området fra ca. 193 nm til 350 nm er kommersielt tilgjengelige. Fortrinnsvis vil en laserdiode ha et emisjonsområde på mellom ca. 380 og 1550 nm. En frekvensdoblet laserdiode vil ha et emisjonsområde på mellom ca. 190 og 775 nm. Lengre bølgelengder varierende fra mellom ca. 1300 og 3000 nm kan benyttes ved å gjøre bruk av en laserdiode-pumpet optisk parametrisk oscillator. Det må forventes at med den forskning som finner sted på laserteknologi-feltet at disse områdene etterhvert vil utvides.

Avgitt eller absorbert energi, behøver ikke oppnås fra en laser, idet en hvilken som helst lyskilde, enten den er fra en laser, en kort buelampe, så som en xenon-blitzlampe, en glødelampe, en lysemitterende diode (LED), solen eller en annen kilde, kan benyttes. Det bestemte instrument som benyttes for å avgi elektromagnetisk stråling er mindre viktig enn den bølgelengde og energi som er assosiert med denne. Et hvilket som helst egnet instrument som kan avlevere den nødvendige energi ved passende bølgelengder, dvs. i området fra ca. 100 nm til ca. 12.000 nm, kan ansees å ligge innenfor rammen av oppfinnelsen. Det essensielle trekk er at energien må absorberes av den lysabsorberende forbindelse for å bevirke lokal oppvarming av denne med påfølgende ledning av tilstrekkelig varme til det vev som skal bortsmeltes innenfor den tillatte tidsramme.

I en illustrerende utførelsesform er varmesonden selv dannet fra et tynt lag, fortrinnsvis ca. 5 til 1000 um tykt, av en fast ikke-biologisk aktiv forbindelse som påføres lokalt på et valgt område av et individs hud, som er tilstrekkelig stort til å dekke det sted hvor det skal frembringes en mikropore. Den bestemte formulering av den kjemiske forbindelse velges slik at den oppviser høy absorpsjon over det spektralområdet for lyskilden som er valgt for å gi energi til den lysabsorberende forbindelse. Sonden kan for eksempel være et ark av en fast forbindelse, en film behandlet med en høytsmeltende absorberende forbindelse eller en direkte påføring av den lysabsorberende forbindelse på huden som en avsettning eller som en suspensjon i en bærer. Uansett konfigurasjonen av den lysabsorberende varmesonde, må den oppvise en tilstrekkelig lav lateral varmediffusjonskoeffisient slik at enhver lokal hevning av temperaturen vil forbli romlig avgrenset, og den dominerende form av varmetap være via direkte ledning inn i stratum corneum gjennom kontaktpunktet mellom huden og sonden.

Den nødvendige temperaturmodulering av sonden kan oppnås ved å fokusere en lyskilde på den lysabsorberende forbindelse og modulere intensiteten av denne lyskilden. Dersom den absorberte energi innenfor det belyste området er tilstrekkelig høy, vil den bevirke at den lysabsorberende forbindelse hurtig oppvarmes. Mengden av avgitt energi og deretter både oppvarmingshastigheten og maksimaltemperaturen i brennpunktet for den lysabsorberende forbindelse, kan lett moduleres ved å variere pulsbredden og maksimaleffekten av lyskilden. I denne utførelsesform er det bare det lille volumet av lysabsorberende forbindelse oppvarmet av den fokuserte, innfallende optiske energi, som danner varmesonden, idet ytterligere lysabsorberende forbindelse som måtte ha vært påført over et større område enn det aktuelle poreringssted, er tilfeldig. Ved å benytte en lysabsorberende faststoff-forbindelse med et relativt høyt smeltepunkt, så som kobberftalocyanin (CPC), som forblir i fast tilstand opp til en temperatur på mer enn 550°C, kan varmesonden hurtig bringes opp til en temperatur på flere hundre grader C og fremdeles forbli i kontakt med huden slik at varmeenergien kan ledes inn i stratum corneum. Denne utførelsesform omfatter dessuten valg av en lyskilde med et emisjonsspektrum hvor det normalt ville bli absorbert meget lite energi i hudvevet.

Etter at det tilsiktede område lokalt har fått anbragt den lysabsorberende forbindelse, dannes varmesonden når lyskilden aktiveres slik at den fokale innsnevring av strålen anbringes slik at den faller sammen med overflaten av det behandlede område. Lysets energitetthet ved den fokale innsnevring og graden av absorpsjon som finner sted i den lysabsorberende forbindelse, innstilles slik at den er tilstrekkelig til å bringe temperaturen av den lysabsorberende forbindelse innenfor området for den lille flekk som avgrenses av lyskildens brennpunkt, til mer enn 123°C i løpet av noen få millisekunder. Etter hvert som temperaturen i varmesonden øker avgir ledning inn i stratum corneum energi til disse vev, hvorved den lokale temperatur av stratum corneum heves. Når det er avgitt tilstrekkelig energi til dette lille området av stratum corneum til å bringe den lokale temperatur over kokepunktet for vannet som disse vev inneholder, inntrer det en lynsnar fordampning av dette vannet, hvorved stratum corneum på dette punkt fjernes.

Ved å slå lyskilden på og av, kan temperaturen av varmesonden hurtig moduleres og den selektive ablasjon av disse vev oppnås slik at det kan skapes et meget nøyaktig dimensjonert hull som selektivt kun penetrerer gjennom de første 10 til 30 um av huden.

Et ytterligere trekk ved denne utførelsesform er at man ved å velge en lyskilde som normalt ville gi huden eller underliggende vev meget lite absorbert energi, og ved å utforme fokuserings- og avgivnings-optikk med en tilstrekkelig høy numerisk apertur, vil den lille mengde avgitt lys som ikke tilfeldigvis absorberes i selve varmesonden, hurtig spre seg etter som det penetrerer dypere inn i kroppen. Siden det ved de avgitte bølgelengder er meget liten absorpsjon, avgir lyskilden praktisk talt ingen energi direkte til huden. Denne tredimensjonale fortynning av koblet energi i vevet som følge av strålingsspredning og det lave absorpsjonsnivå i det ubehandlede vev, resulterer i en fullstendig benign interaksjon mellom lysstrålen og vevet uten at dette gjør skade.

I en foretrukket utførelsesform av oppfinnelsen benyttes som lyskilde en laserdiode med en emisjonsbølgelengde på 800+30 nm. En varmesonde kan dannes ved lokal påføring av en transparent klebende tape, som er behandlet på klebesiden med en 0,5 cm flekk dannet av en avsetting av finmalt kobberftalocyanin (CPC). CPC oppviser ekstremt høye absorpsjonskoeffisienter i 800 nm spektralområdet, og absorberer i alminnelighet mer enn 95% av stråleenergien fra en laserdiode.

FIG. 1 viser et system 10 for avgivelse av lys fra en slik laserdiode til et utvalgt hudområde på et individ og for styring av utviklingen av poreringsprosessen. Systemet omfatteren laserdiode 14, koblet til en kontroller 18, som kontrollerer intensiteten, varigheten og avstanden mellom lyspulsene. Laserdioden emitterer en stråle 22, som er rettet mot én eller flere samlelinser 26, som fokuserer strålen på et speil 30. Strålen reflekteres deretter av speilet mot én eller flere objektivlinser 34, som fokuserer strålen mot et på forhånd valgt punkt 38. Dette på forhånd valgte punkt tilsvarer planet for et xyz-podium 42, og objektivhullet 46, i dette, slik at et på forhånd valgt område av huden til et individ kan bestråles. Dette xyz-podiet er forbundet med kontrolleren slik at posisjonen av xzy-podiet kan kontrolleres. Systemet omfatter også et styringssystem som omfatter et CCD-kamera 50 koblet til en monitor 54. CCD-kameraet er konfokalt på linje med objektivlinsen slik at utviklingen av poreringsprosessen kan styres visuelt på monitoren.

I en annen illustrerende utførelsesform av oppfinnelsen tilveiebringes et system for avfølende fotodioder og samleoptikk som er konfokalt på linje med ablasjons-lyskilden. FIG. 2 viser et følersystem 60, for bruk for denne utførelsesform. Systemet omfatter en lyskilde 64, for emittering av en lysstråle 68, som styres av et optisk avgivningssystem 72, som fokuserer strålen mot et på forhånd valgt punkt 76, så som hudoverflaten 80, til et individ. En del av lyset som treffer huden reflekteres og annet lys emitteres fra det bestrålte området. En del av det reflekterte og emitterte lys passerer gjennom et filter 84, og deretter gjennom et samleoptikk-system 88, som fokuserer lyset mot en fotodiode 92. En kontroller 96, er koblet både til laserdioden og fotodioden for henholdsvis å kontrollere laserdiodens utgang og påvise det lys som når fotodioden. Bare utvalgte deler av spekteret emittert fra huden, passerer gjennom filteret. Ved å analysere forskyvningene i det reflekterte og emitterte lys fra det tilsiktede området, har systemet mulighet for å påvise når stratum corneum er gjennombrutt, og denne tilbakekobling benyttes deretter til å kontrollere lyskilden, som deaktiverer lyspulsene når mikroporeringen av stratum corneum er oppnådd. Ved å benytte denne type aktivt system for lukket tilbakekobling oppnås en selvregulerende universelt anvendelig anordning som produserer jevnt dimensjonerte mikroporer i stratum corneum, med minimale effektkrav på tross av variasjoner fra et individ til et annet.

I en annen illustrerende utførelsesform er en kjøleanordning inkorporert i systemets anlegg mot huden. FIG. 3A viser en illustrerende skjematisk fremstilling av denne. I dette system 100, emitterer en lyskilde 104 (koblet til en kontroller 106) en lysstråle 108, som passerer gjennom, og fokuseres, av et optisk avgivningssystem 112. Strålen fokuseres av det optiske avgivningssystem til et på forhånd valgt punkt 116, så som et valgt hudområde 120, på et individ. En kjøleanordning 124, så som en peltier-innretning eller andre kjøleanordninger, står i kontakt med huden for å avkjøle overflaten av denne. I en foretrukket utførelsesform av kjøleanordningen 124

(FIG. 3B) er det et sentralt hull 128, som den fokuserte lysstråle passerer for å kontakte huden. Av FIG. 3A fremgår det at et kjøleelement 132, også fortrinnsvis er anbragt i kontakt med kjøleanordningen. Ved å benytte en kjøleanordning hvor et lite hull i dens sentrum faller sammen med lysets brennpunkt, kan hudvevet i det generelle området hvor poreringen skal frembringes, avkjøles på forhånd til 5°C til 10°C. Denne forutgående kjøling gir en større sikkerhetsmargin for bruken av systemet ved at det brukeren eventuelt måtte føle, og muligheten for eventuell sideveisskade på epidermis umiddelbart nedenfor poreringsstedet, reduseres betydelig i forhold til utførelsesformer uten kjøling. For overvåknings-anvendelser minsker forutgående kjøling dessuten fordampning av interstitialvæske og kan også medføre fordelaktige fysikalske egenskaper, så som nedsatt overflatespenning av slik interstitialvæske. I tillegg er det kjent at avkjøling av vevet forårsaker en lokalisert økning i blodstrømmen i det avkjølte vev som derved fremmer diffusjon av analytter fra blodet over i interstitialvæsken.

Metoden kan også anvendes for andre mikrokirurgiske teknikker, hvor den lysabsorberende forbindelse/varmesonden påføres det området som skal fjernes, hvoretter lyskilden benyttes for selektivt å modulere temperaturen av sonden på det valgte målsetet under påvirkning av vevet via den frembragte fordampnings-ablasjonsprosess.

Et ytterligere trekk ved oppfinnelsen er å benytte lyskilden for å bidra til forsegling av mikroporen etter at nytten av den er over. Når det gjelder overvåkning av en intern analytt, frembringes en mikropore hvorpå en viss mengde interstitialvæske ekstraheres gjennom denne åpning. Etter at en tilstrekkelig mengde interstitialvæske er oppsamlet, reaktiveres lyskilden med en nedsatt effekt for å lette hurtig levring eller koagulering av interstitialvæsken i mikroporen. Ved å påtvinge koagulering eller levring av væsken i poren, forsegles denne åpningen effektivt slik at risikoen for infeksjon reduseres. Bruken av lyskilden både for dannelse av mikroporen og forseglingen av denne, er også i seg selv en steril prosess uten noen fysisk penetrering av noen som helst anordning eller apparat inn i kroppen. Det varmesjokk som induseres av lysenergien dreper dessuten eventuelle mikrober som måtte forekomme på ablasjonsstedet.

Denne optiske sterilisering kan utvides til å inkludere et ytterligere trinn i prosessen, hvor lyskilden først påføres uten å fokuseres, hvorved målområdet dekkes med et belyst område som rager 100 jam eller mer utenfor det aktuelle sted for frembringelse av mikroporen. Ved å velge området som den ikke-fokuserte stråle skal påføres over, kan fluks-tettheten tilsvarende reduseres til et nivå godt nedenfor ablasjonsterskelen, men høyt nok til effektivt å sterilisere hudoverflaten. Etter tilstrekkelig lang eksponering av det større området, enten i et kontinuerlig trinn eller under en rekke pulser, for steriliseringsstrålen, konfigureres systemet deretter til den skarpt fokuserte ablasjons-modus, hvorved den optiske mikroporeringsprosess begynner.

En annen illustrerende utførelsesform av oppfinnelsen består i å frembringe den nødvendige varmesonde fra et metallisk faststoff, som f.eks. en tråd med liten diameter. Som i den ovenfor beskrevne utførelsesform må den kontaktgivende overflate av varmesonden være i stand til å få temperaturen modulert fra omgivende hudtemperatur (33°C) til temperaturer høyere enn 123°C innenfor den nødvendige tillatte tid på fortrinnsvis mellom ca. 1 og 50 ms ved den høye temperatur (på-tid) og minst ca. 10 til 50 ms ved den lave temperatur (av-tid). Spesielt gjennom å kunne modulere temperaturen opptil mer enn 150°C i en «på»-tid på ca. 5 ms og en av-tid på 50 ms oppnås en meget effektiv varme-ablasjon med liten eller ingen smertefornemmelse for vedkommende.

Flere metoder for temperaturmodulering av den trådformede varmesondes kontaktområde kan med hell benyttes. For eksempel kan en kort lengde av tråd bringes opp til den ønskede høye temperatur gjennom et eksternt varmelement, så som et ohmsk varmelement benyttet i spissen av en loddebolt. FIG. 4 viser en ohmsk varmeanordning 140, med en mekanisk aktuator. Den ohmske varmeanordningen består av en ohmsk varmekilde 144, koblet til en trådformet varmesonde 148. Den ohmske varmekilden er også koblet gjennom en isoleringsplate 152, til en mekanisk moduleringsanordning 156, som f.eks. en spole. I denne konfigurasjon kan det nås en likevektstilstand hvor spissen av trådsonden vil stabiliseres ved en viss likevektstemperatur som bestemmes av strukturens fysikalske parametere, dvs. temperaturen av den ohmske varmekilde, lengden og diameteren av tråden, temperaturen av luften som omgir tråden og det materialet som tråden består av. Når den ønskede temperatur er oppnådd, bevirkes moduleringen av temperaturen av det valgte området av huden 160, til et individ, direkte via den mekaniske moduleringsanordning for alternativt å anbringe den varme trådspissen i kontakt med huden i, fortrinnsvis 5 ms på-tid og deretter trekke den tilbake i luften i fortrinnsvis, en 50 ms av-tid.

Et annet illustrerende eksempel (FIG. 5) viser en anordning 170, som omfatter en strømkilde 174, koblet til en kontroller 178. Strømkilden er koblet til en strømsløyfe 182, som omfatter en tråd 186, formet til en struktur slik at den frembringer et punkt med høy motstand. Fortrinnsvis holdes tråden i et stativ 190, og en isolator 194, adskiller ulike deler av strømsløyfen. Den ønskede temperaturmodulering oppnås da ved kun å modulere strømmen gjennom tråden. Dersom den termiske masse av trådelementet er av riktig størrelse og kjølelegemet som frembringes av elektrodene som forbinder den med strømkilden, er tilstrekkelig, kan oppvarmings- og nedkjølings-tidene for trådelementet oppnås på få millisekunder. Ved å bringe tråden i kontakt med det valgte hudområdet 198, oppvarmes stratum corneum for å oppnå den tilsiktede ablasjon.

I FIG. 6 er det vist ytterligere et annet illustrerende eksempel på porering av stratum corneum med en varmetråd. I dette system 200, kan tråden 204, anbringes i et modulerbart varierende magnetfelt dannet av en trådspole 208, feltspolen. Ved å energisere vekselstrømmen i feltspolen ved hjelp av en kontroller 212, koblet til denne, kan det i den trådformede varmesonde induseres virvelstrømmer av tilstrekkelig intensitet til at den oppvarmes direkte via de indre ohmske tap. Dette er i det vesentlige en miniatyrversjon av et induktivt oppvarmingssystem som er vanlig benyttet for varmebehandling av verktøyender eller indusere utgassing fra elektrodene i vakuumrør eller elektronblitz. Fordelen ved den induktive oppvarmingsmetode er at den energi som avgis til den trådformede varmesonde, kan kontrolleres nøyaktig og lett moduleres via feltspolens elektroniske kontroll. Dersom den termiske masse av trådsonden som sådan, og den termiske masse av stratum corneum i kontakt med spissen av proben, er kjent, kan kontroll av den avgitte induktive energi frembringe meget presis kontroll av temperaturen i kontaktpunktet 216, med huden 220. Siden hudvevet er praktisk talt umagnetisk ved de lavere frekvenser som den induktive oppvarming kan oppnås ved, dersom riktige valgte frekvenser benyttes i feltspolen, vil dette varierende elektromagnetiske felt ikke ha noen effekt på hudvevet.

Dersom en mekanisk kontrollert kontaktmodulasjon benyttes, kan et ytterligere trekk realiseres ved å inkorporere et kontrollsystem med en enkelt lukket sløyfe hvor den elektriske impedans mellom sondespissen og individets hud styres. På denne måte kan sondeposisjonen bringes i kontakt med individets hud, hvilket gir seg tilkjenne ved den trinnvise motstandsreduksjon straks kontakten er sluttet, og holdes der i den ønskede «på-tid» hvoretter den kan trekkes tilbake. Flere typer av lineære aktuatorer egner seg for denne form for lukket sløyfe-kontroll, så som en talespole-mekanisme, en enkel spole, et roterende system med en kam eller vinkelarm, og lignende. Fordelen er at etterhvert som varmeablasjonen utvikler seg kan posisjonen av varmesonde-spissen likeledes føres frem inn i huden, hvilket alltid sikrer god kontakt for å lette effektiv overføring av den nødvendige varmeenergi. Dessuten kan endringen i ledningsegenskapene til stratum corneum og epidermis benyttes for å frembringe en elegant lukket sløyfe-bekreftelse på at poreringsprosessen er fullført, dvs. når motstanden indikerer at epidermis er nådd, er det på tide å stanse poreringsporsessen.

FIG. 7 viser et illustrerende eksempel på en slik lukket sløyfe-impedans-monitor. I dette system 230, er en ohmsk varmekilde 234, koblet til en trådformet varmesonde 238. Varmekilden er montert gjennom en isolasjonsholder 242, på en mekanisk modulator 246. En kontroller 250, er koblet til tråden og til huden 254, hvor kontrolleren påviser impedans-endringer i det valget området 258, av huden, og hvor kontrolleren stanser poreringsprosessen når et forutbestemt nivå er oppnådd.

I tråd med de hydrauliske poreringsanordningene er mikrolansetter beregnet til akkurat å penetrere stratum corneum med formål å administrere en permeant, så som et medikament, gjennom den dannede pore eller gjennom poren og utta en analytt for analyse. En slik anordning ansees å være «minimalt invasiv» sammenlignet med anordninger og/eller teknikker som er noninvasive. Bruken av mikrolansetter som penetrerer nedenfor stratum corneum for uttak av blod er velkjent. Slike anordninger er kommersielt tilgjengelig fra produsenter som Beckton-Dickinson og Lifescan og kan benyttes for foreliggende oppfinnelse ved å kontrollere penetreringsdybden. Som et eksempel på en mikrolansett-anordning for oppsamling av kroppsvæsker, vises til Erickson et al. internasjonalt publisert PCT søknad WO 95/10223 (publisert 20. april, 1995). Denne søknad viser en anordning for penetrering inn i hudens dermis uten å penetrere inn i subkutant vev, for å oppsamle kroppsvæsker for overvåkningsformål, som f.eks. blodglukosenivåer.

Porering av stratum corneum kan også oppnås ved å benytte lydanordninger. Lydporering er en variant av de ovenfor beskrevne optiske anordninger, bortsett fra at i stedet for anvendelse av en lyskilde, avgis en meget tett fokusert stråle av lydenergi til det området av stratum corneum som skal bortsmeltes. De samme energinivåer fordres, dvs. en terskel på 70 mJ/cm<2>/50 ms må fremdeles absorberes. De samme pulsede fokuserte ultralyd-transducerne som beskrevet i våre stamsøknader serie nr. 08/152.442 og 08/152.174, kan benyttes for å avgi de nødvendige energitettheter for ablasjon, som de som benyttes ved avgivelse av lydenergi som moduleres i intensitet, fase eller frekvens eller en kombinasjon av disse parameterne for det transdermale prøveuttak av en analytt eller den transdermale avgivelse av medikamenter. Dette har den fordel at det tillater bruk av den samme transducer til å presse et medikament gjennom stratum corneum eller trekke en kroppsvæske til overflaten for analyse, som den som benyttes for først å danne en mikropore.

Dessuten kan elektroporering eller korte utbrudd eller pulser av elektrisk strøm avgis til stratum corneum med tilstrekkelig energi til å danne mikroporer. Elektroporering er kjent på området for å produsere porer i biologiske membraner, og elektroporeringsinstrumenter er kommersielt tilgjengelige. Fagmannen kan således uten omfattende eksperimentering, velge et instrument og betingelser for bruk av dette, ut fra de retningslinjer som her er angitt.

De mikroporene som produseres i stratum corneum etter fremgangsmåtene ifølge foreliggende oppfinnelse, tillater transdermal avgivelse av høye strømningshastigheter av høymolekylære terapeutiske forbindelser. I tillegg tillater disse ikke-traumatiske mikroskopiske åpningene i kroppen adgang til ulike analytter i kroppen, som så kan analyseres for å bestemme deres konsentrasjoner.

Eksempel 1

I dette eksempel ble hudprøver fremstillet som følger. Epidermale membraner ble fraskilt fra hel hud fra menneskelik, ved varme-separasjonsmetoden til Klingman & Christopher, 88 Arch. Dermatol. 702 (1963) som innebærer eksponering av huden i full tykkelse for en temperatur på 60°C i 60 sekunder, hvoretter stratum corneum og en del av epidermis (epidermal membran) forsiktig ble skrellet fra dermis.

Eksempel 2

Varme-fraskilte stratum corneum-prøver fremstillet i henhold til fremgangsmåten i Eksempel 1, ble kuttet i 1 cm<2>snitt. Disse små prøvene ble deretter festet til et dekkglass ved å plassere dem på glasset og anbringe en trykkfølsom klebemiddel-belagt skive med et 6 mm hull i sentrum over hudprøven. Hudprøvene var deretter klar for eksperimentell undersøkelse. I enkelte tilfeller ble hudprøvene hydratisert ved å la dem bløtes i flere timer i en nøytralbuffret fosfatløsning eller i rent vann.

Som en test på disse ubehandlede hudprøvene, ble utgangen fra flere ulike infrarødt-laserdioder som emitterte ved ca. 810, 905, 1480 og 1550 nm, påført prøven. Utgangsoptikken ble utformet for å produsere en brennpunkt-innsnevring med en diameter på 25 um med et sluttobjektiv med en numerisk apertur på 0,4. Den totale effekt avgitt til brennpunktet ble målt til mellom 50 og 200mW for 810 og 1480 nm lasediodene, som kunne operes i CW-modus (continous wave). 905 og 1550 nm laserdiodene ble utformet med tanke på å frembringe høye maksimal-effektpulser med en lengde på ca. 10 til 200 nanosekunder og repetisjonshastigheter opp til 500 Hz. For de pulsede laserne ble maksimaleffektnivåene målt til 45W ved 905 nm og 3,5W ved 1550 nm.

Under disse driftsbetingelsene var det tilsynelatende ingen effekt på hudprøvene fra noen av laserne. Det tilsiktede området ble kontinuerlig belyst i 60 sekunder og deretter undersøkt mikroskopisk, hvilket ikke røpet noen synlige effekter. Dessuten ble prøvene anbragt i en modifisert Franz-celle som i alminnelighet benyttes for å teste transdermale avgivningssystemer basert på kjemiske permeasjonsforsterkere, og konduktiviteten fra den ene side av membranen til den andre ble målt både før og etter bestrålingen med laseren og oppviste ingen forandring. På grunnlag av disse testene som ble foretatt på hudprøver fra fire forskjellige donorer, ble det konkludert med at ved disse bølgelengdene var koblingen av den optiske energi inn i hudvevet så liten at det ikke kunne påvises noen effekter.

Eksempel 3

For å vurdere et levende individs eventuelle fornemmelse når det belyses med optisk energi under betingelsene ifølge Eksempel 2, ble det benyttet seks forsøkspersoner og utstrålingen av hver laserkilde rettet mot deres fingerspisser, underarmer og håndbak. Ved anvendelse av 810, 905 og 1550 nm lasere kunne forsøkspersonene ikke føle når laseren ble slått på eller av. For 1480 nm laseren var det en viss fornemmelse under belysningen med 1480 nm laseren operert ved 70 mW CW, og kort tid etter dannet det seg en ørliten blære under huden som følge av absorpsjonen av 1480 nm bestrålingen av ett av vann-absorpsjonsbåndene. Den absorberte energimengde var tilsynelatende tilstrekkelig til å indusere dannelsen av blæren, men ikke til å bevirke bortsmelting av stratum corneum. Absorpsjonen av 1480 nm lyset skjedde dessuten hovedsakelig i de dypere fullstendig hydratiserte (85% til 90% vanninnhold) vev av epidermis og dermis, ikke i det relativt tørre (10% til 15% vanninnhold) vev i stratum corneum.

Eksempel 4

Etter å ha demonstrert mangelen på effekt på huden i dens naturlige tilstand (Eksempel 3), ble en rekke kjemiske forbindelser vurdert på effektivitet med hensyn til å absorbere lysenergien og deretter overføre den absorberte energi gjennom ledning inn i målvevet i stratum corneum. Undersøkte forbindelser inkluderte tusj; «SHARPIE» merket avfarvefaste sorte, blå og røde merkepenner; metylenblått; fuksinrødt; epolite #67, en absorberende forbindelse utviklet for innstøpning i polykarbonatlinser for laserbeskyttelsesbriller; jodtinktur; jod-polyvinylpyrrolidon-kompleks («BETADINE»); kobberftalocyanin; og trykksverte.

Ved å benytte begge de CW-laserdiodene som er beskrevet i Eksempel 2, ble det fastslått positive ablasjonsresultater på in vitro prøver av varme-separert stratum corneum fremstillet ifølge Eksempel 1, ved bruk av samtlige av disse produktene selv om enkelte virket bedre enn andre. Særlig var kobberftalocyanin (CPC) og epolite #67 blant de mest effektiv. En mulig årsak til den bedre virkning av CPC er dets høy kokepunkt på mer enn 500°C og det at den beholder sin faste form opp til denne temperatur.

Eksempel 5

Siden kobberftalocyanin allerede er godkjent av FDA for anvendelse i implanterbare suturer og dessuten er angitt i Merck index som et relativt benignt og stabilt molekyl med hensyn til human bioforlikelighet, var det neste trinn å kombinere den lokale påføring av CPC og den fokuserte lyskilde på huden til friske forsøkspersoner. Det ble fremstillet en suspensjon av finmalt CPC i isopropylalkohol. Påføringsmetoden besto i å riste løsningen og deretter avsette en liten dråpe på målstedet. Etter som alkoholen fordampet ble det etterlatt et fint og jevnt belegg av det faste CPC på hudoverflaten.

Apparatet vist i FIG. 1 ble deretter anbragt mot det sted hvor CPC lokalt dekket huden, ved å anbringe det valgte området av vedkommendes hud mot en referanseplate. Referanseplaten besto av et tynt glassvindu på ca. 3 cm x 3 cm, med et 4 mm hull i sentrum. Det CPC-dekkede området ble deretter posisjonert slik at det befant seg i det sentrale hull. Et konfokalt videomikroskop (FIG. 1) ble deretter benyttet for å bringe overflaten av huden i skarpt fokus. Posisjoneringen av huden for å oppnå skarpest mulig fokus på videosystemet, posisjonerte det også slik at brennpunktet for lasersystemet falt sammen med hudoverflaten. Operatøren utløste deretter pulser av laserlys mens virkningene på målstedet ble betraktet på videomonitoren. Penetreringsgraden ble anslått visuelt av operatøren ved å måle graden av avfokusering av laserflekken i mikroporen etterhvert som mikroporens dybde tiltok, og dette kan korrigeres dynamisk av operatøren i det vesentlige ved å følge den bortsmeltede overflate ned i vevene ved å bevege posisjonen av kamera/laser-kilden langs «Z»-aksen inn i huden. På det punkt hvor stratum corneum var fjernet ned til epidermis, endret utseende av bunnen i hullet seg merkbart ved å bli fuktigere og mer skinnende. Etter registrering av denne endring, deaktiviserte operatøren laseren. I mange tilfeller som avhang av individets hydratiseringstilstand så vel som av andre fysiologiske betingelser, inntrådte en oppsiktsvekkende utstrømming av interstitialvæske som respons på at stratum corneums barriere-funksjon ble fjernet i dette lille området. Videosystemet ble benyttet for å registrere denne visuelle registrering av tilgangen til interstitialvæske i poreringsstedet.

Eksempel 6

Fremgangsmåten i Eksempel 5 ble fulgt bortsett fra at CPC ble påført en gjennomsiktig klebetape som så ble klebet til et valgt sted på huden til et individ. Resultatene var i det vesentlige som i Eksempel 5.

Eksempel 7

Histologiske eksperimenter ble foretatt på likhud etter velkjente metoder for å bestemme ablasjons-terskelparametere for gitte farvestoffblandinger og informasjon om kollateral skade. Den øvre hudoverflate ble behandlet med en løsning av kobberftalocyanin (CPC) i alkohol. Etter at alkoholen var fordampet var det over hudflaten lokalt fordelt et lag av fast CPC med en gjennomsnittlig tykkelse på 10 til 20 nm. FIG. 8A viser et tverrsnitt av hud i full tykkelse før laseranvendelsen, hvor CPC-laget 270, stratum corneum 274, og underliggende epidermislag 278, er vist. FIG. 8B viser prøven etter at en enkelt puls av 810 nm lys rettet mot en sirkel med diameter på 80 um var påført en energitetthet på 4000 J/cm<2>i en pulstid på 20 ms. Det skal bemerkes at det fremdeles er en betydelig mengde CPC tilstede på overflaten av stratum corneum selv i midten av krateret, 282. Det skal også bemerkes at laboratoriemålinger tydet på at kun 10% av den lysenergi som falt på CPC faktisk ble absorbert, mens de øvrige 90% ble reflektert eller spredt. Den effektive energistrøm avgitt til farvestoff laget som kunne forårsake den ønskede oppvarming, var således bare ca. 400 J/cm<2>. 8C viser prøven etter at fem pulser av 810 nm lys var påført, hvor stratum corneum-barrieren ble fjernet uten skade på underliggende vev. Disse resultatene gir en god fremstilling av den «ideelle» optisk modulerte varmeablasjon. FIG. 8D viser prøven etter at femti pulser var påført. Skadet vev 286, forekom i epidermislagene som følge av forkulling av vev som ikke var bortsmeltet og varmedenaturering av underliggende vev. FIG. 8A-8C viser separasjoner mellom stratum corneum og de underliggende epidermis-lag som følge av en kunstig pf dehydratisering, frysing og prepareringer for avbildning.

Eksempel 8

For å undersøke detaljer ved varmeablasjonsmekanismen ble det satt opp en matematisk modell av hudvevet som de forskjellige utførelsesformer av varmeablasjonsmetoden kunne forsøkes på. Denne modellen beregner temperaturfordelingen i et lagdelt semi-«infinite» medium med en spesifisert varmestrøm-tilførsel lokalt på overflaten og fjerning av varme fra overflaten et stykke bortenfor, dvs. det dannes konveksjon mellom de to. Den aksesymmetriske tidsavhengige diffusjonsligning løses i sylindriske koordinater ved å benytte ADI-(alternating-direction-implicit) metoden (anmerkning: konstant temp. B.C. påføres den nedre grense for å tjene som z->inf; og null radial varmestrøm påføres den maksimale radialgrense for å tjene som r->inf). Lagene er parallelle med overflaten og er definert som: (1) farvestoff; (2) stratum corneum; (3) underliggende epidermis og (4) dermis. Dybden ned i det semi-«infinite» medium og varmeegenskaper, tetthet (rho), spesifikk varme (c) og konduktivitet (k) må angis for hvert lag.

Det ble først beregnet en varmeoverførings-koeffisient, h, på huden basert på den «stabile» «l-D», temperaturfordeling bestemt av temperaturen av den omgivende luft, hudoverflatetemperatur og dermistemperatur. Det forutsettes at det ikke forefinnes farvestoff og gir «h» på hudoverflaten. Programmet gir derved mulighet for å benytte denne «h» på farvestoff-flaten eller sette inn en annen ønsket «h» for farvestoff-flaten. Deretter beregnes den «stabile» temperaturfordeling gjennom alle lagene (inklusivt farvestoff-laget) ved å benytte den angitte «h» ved farvestoff-overflaten. Denne temperaturfordeling er initialtilstanden for det tidsavhengige oppvarmingsproblem. Dette utgjør «m-file» initial.m. Programmet løser deretter med henblikk på tidsavhengig temperaturfordeling ved «marching in time» beregne og fremvise temperaturfeltet for hvert trinn.

Hver utførelsesform av den her beskrevne fremgangsmåte som det foreligger empiriske data for, er blitt modelert for minst ett sett av driftsparametere for å vise hvorledes stratum corneum ablasjon kan oppnås på en nøyaktig og kontrollerbar måte. Resultatet av simuleringene er presentert grafisk i to ulike formater: (1) et tverrsnitt av huden som viser forskjellige lag av vev med tre isotermer innplottet øverst i figuren og som avgrenser tre kritiske temperaturterskler, og (2) to forskjellige temperatur-vs-tid plott, det ene for midtpunktet av stratum corneum direkte under målstedet, og det andre for punktet ved grensen av de levende cellelag av epidermis og undersiden av stratum corneum. Disse plottene viser hvorledes temperaturen i hvert punkt varierer med tiden etter hvert som varmepulser påføres, som om man kunne implantere et mikroskopisk termoelement inn i vevet. Anvendelsen av denne modell muliggjør dessuten undersøkelse av de parametriske grenseverdier som metoden kan benyttes innenfor, for å fastsette begrensningen for to viktige sider av metodens oppførsel. For det første presenteres generelle tilfeller som definerer den ramme som metoden kan anvendes innenfor uten å forårsake smerte eller uønsket vevsskade.

For en hvilken som helst gitt varmekilde beskrevet i de forskjellige utførelsesformer av oppfinnelsen, eksisterer et punkt hvor effekten på individets hudvev ikke lenger er optimal, slik at vedkommende føler en smertefornemmelse eller at de levende cellene i den underliggende epidermis og/eller dermis når temperaturer som, dersom de opprettholdes tilstrekkelig lenge, vil skade disse vevene. Det ble følgelig kjørt en testsimulering hvor utførelsesformen med optisk oppvarmet lokalt anbragt kobberftalocyanin- (CPC) farvestoff utgjør en basismetode for å fastslå hvorledes varmetidskonstantene for de ulike hudlag nærmest definerer et vindu som metoden kan benyttes innenfor uten smerte eller skade på lagene av tilstøtende vev.

FIG. 9 og 10 viser skjematiske tverrsnitt av huden og det lokale farvestoff-lag. I hver figur er det vist tre adskilte isotermer: (1) 123°C, punktet hvor fordampning av vannet i vevet fører til en ablasjon av vevet; (2) 70°C, punktet hvor levende celler vil bli skadet dersom temperaturen opprettholdes i flere sekunder og (3) 45°C, det gjennomsnittlige punkt hvor individet vil merke en smertefølelse. Denne smerteterskelen er beskrevet i flere fysiologiske bøker, men erfaring viser at terskelen er noe subjektiv. I gjentatte forsøk på samme individ kan faktisk forskjellige poreringssteder noen få millimeter fra hverandre vise betydelig fornemmelsesforskjell, muligens som følge av den korte avstand mellom en nerveende og poreringsstedet.

Dimensjonene i diagrammet viser de forskjellige lag av farvestoff og hud, målt i um, avgrenset av jevne grenselinjer. Mens det faktiske hudvev har vesentlig mer snodde grenselinjer, gir imidlertid modellen i gjennomsnitt for de involverte dimensjoner, en god tilnærming av varmegradientene som forekommer i de aktuelle vev. De dimensjoner som er benyttet i denne og alle senere simuleringer for tykkelsen av CPC-laget og de forskjellige hudlag, er som følger: farvestoff, 10 um; stratum corneum, 30 \ im; underliggende epidermis, 70 um og dermis 100 um.

Ytterligere betingelser benyttet for modellen for denne bestemte simulering er vist i de etterfølgende tabeller:

Når disse simuleringene foretas benyttes følgende konservative antagelser:

1. Selv om det kan se ut som om en del av stratum corneum har en temperatur som allerede overskrider ablasjonsterskelen for varmefordampning av vanninnholdet, er denne situasjon ikke tatt med i modellen, og det påfølgende tap av varmeenergi i vevet som følge av denne fordampning ikke tatt inn som faktor i simuleringen. Dette vil bevirke en svak hevning av temperaturene vist i de underliggende vev fra det punkt av i simuleringen. 2. Når en del av kobberftalocyanin- (CPC) farvestoff-laget tilsvarende er vist å ha nådd fordampningspunktet på 550°C, er denne situasjon ikke tatt med i modellen, men temperaturen er kun begrenset til dette nivå. Dette vil også bevirke en svak hevning av senere temperaturer i de underliggende lag etter som simuleringen utvikler seg. Selv med disse forenklingene i modellen, er korrelasjonen mellom forutsagt oppførsel og den empirisk observerte oppførsel basert både på kliniske studier og histologiske studier på prøver av donorvev, bemerkelsesverdig. De nøkkeldata som skal bemerkes i FIG. 9 og 10 er varigheten av varmepulsen, og lokaliseringen av de tre forskjellige terskeltemperaturene som isotermene viser.

I FIG. 9, med en pulslengde på 21 ms., skjærer 70°C isotermen akkurat grensen som skiller stratum corneum og de levende cellelag i epidermis. I en in vitro undersøkelse på donor-hudprøver forårsaket 50 pulser varmeenergi gitt med 50 millisekunders mellomrom, under disse betingelsene, påvisbar skade på det øvre lag av levende celler (se FIG. 8D). Det ble imidlertid også vist i in vitro undersøkelsene at 5 pulser varmeenergi under samme operasjonsparametere ikke ga noen signifikant skade på vevene. Det synes rimelig at selv om den nominelle skadeterskel kan være overskredet, i det minste forbigående, må denne temperatur opprettholdes i et visst kumulativt tidsrom for faktisk å forårsake noen skade på cellene. Den vesentlige informasjon som fremgår av simuleringen er ikke desto mindre at om man holder varmepulsens «på-tid» i mindre enn 20 millisekunder med strømningstettheten på 400 Joules/cm<2>, vil de levende cellene i den underliggende epidermis ikke lide noen skade selv om ablasjonsterskel-isotermen er forskjøvet godt inn i stratum corneum. Ved å benytte en varmeenergikilde med lav feltintensitet, modulert slik at «på-tiden» er passelig kort, kan med andre ord ablasjonen av stratum corneum oppnås uten skade på tilstøtende celler i den underliggende epidermis (se FIG. 8C). Dette er mulig i stor grad som følge av de betydelig forskjellige varmeledningsevner i disse to vevslagene. Det vil si at stratum corneum som bare inneholder ca. 10 til 20% vann, har en vesentlig lavere varmelednings-konstant, 0,00123 J/(S<*>cm<*>K) enn den på 0,00421 J/(S<*>cm<*>K) for epidermis. Dette gjør at temperaturen kan bygges opp i stratum corneum under opprettholdelse av en snever romlig avgrensning til det punkt hvor ablasjon vil inntre.

I FIG. 10 er det samme simuleringsscenarium startet i det kritiske skadeterskelpunkt illustrert i FIG. 9, ført videre i tid. Ved å holde pulsen på i 58 millisekunder ved samme feltintensitet på 400 J/cm<2>innenfor den 60 um diameter omkrets av farvestoffet som oppvarmes, går smertefølsomhets-isotermen ved 45°C akkurat over i det svekkede hudlag som utgjøres av dermis. I tillegg beveger skadeterskel-isotermen seg vesentlig lenger inn i epidermis-laget enn der hvor den ble vist å forekomme i FIG. 9. Ved å se denne simulering i forhold til de mange kliniske undersøkelser som er foretatt med denne metode, oppnås en utmerket verifisering av modellens nøyaktighet ved at modellen viser nesten nøyaktig den varighet av «på-tid» som varmesonden kan påføres på hud før vedkommende individ føler det. I kliniske tester ble det benyttet en kontrollerbar pulsgenerator for å innstille «på-tid» og «av-tid» av en rekke lyspulser påført det lokale lag av kobberftalocyanin-(CPC) farvestoff på huden. Under opprettholdelse av en konstant «av-tid» på 80 millisekunder ble «på-tiden» gradvis øket inntil forsøkspersonen uttrykte en svak «smerte»-fornemmelse. Uten unntak ga alle individer som var involvert i disse undersøkelsene, uttrykk for den første «smerte» ved en «på-tid» på mellom 45 og 60 millisekunder, meget nær det som var forutsagt ved hjelp av modellen. I tillegg ble den sted-til-sted variasjon som tidligere er nevnt med hensyn til fornemmelsen av

«smerte» bemerket i disse kliniske undersøkelsene. Det som er angitt som «smerte» er følgelig det punkt hvor den første utvetydige fornemmelse kan merkes. På ett sted kan dette angis som smerte, mens tilstøtende sted av samme person, kan angis som kun «merkbart».

Ett element av denne kliniske granskning er erkjennelsen av at selv på det samme sted kan et ujevnt pulstog av varmepulser påvirke individets psyko-fysiologiske nevro-persepsjon til å bevirke en genuin reduksjon i oppfattet fornemmelse. For eksempel kan en rekke varmepulser av kortere lengde benyttes for å mette neuronene i området og i et øyeblikk berøve denne synapsekløft for tilgjengelige neurotransmittere og derved begrense evnen til å sende en «smerte»-melding. Dette gjør at en lengre puls som følger etter disse korte pulsene vil merkes mindre enn dersom den ble påført i begynnelsen av sekvensen. En rekke eksperimenter ble følgelig foretatt med enkelte vilkårlig frembragte pulstog, og resultatene stemte overens med denne hypotese. En analogi til denne situasjon kan finnes i den fornemmelse som gjøres når man først stiger inn i et meget varmt bad som i første omgang er smertefullt, men som hurtig blir akseptabelt etter som man akklimatiserer seg til varmefornemmelsen.

Eksempel 9

Et formål med denne oppfinnelse er å oppnå en smertefri, mikroporering av stratum corneum uten å forårsake noen vesentlig skade på tilstøtende levende vev. Som beskrevet i simuleringen illustrert i Eksempel 8 og FIG. 9-10, synes det å eksistere en grense for en hvilken som helst gitt feltintensitet av varmeenergi i den ablasjons-målflekk som det kan oppnås mikroporering i på en akkurat så smertefri og ikke-traumatisk måte. Både in vivo- og in v/fro-undersøkelser har vist at dette er tilfelle, og dette har gjennom empiriske metoder muliggjort utvikling av enkelte driftsparametere som synes å virke meget bra. Det følgende sett av simuleringer viser hvorledes metoden virker når disse bestemte parametere benyttes.

I det første tilfelle ble et pulstog på 10 pulser, 10 millisekunder «på-tid» adskilt med 10 millisekunder «av-tid» påført den CPC-dekkede hud. FIG. 11 viser den endelige temperaturfordelling i dette hudvev umiddelbart etter at pulstoget var over. Som det fremgår, viser de isotermene som representerer de tre kritiske temperaturtersklene, at stratum corneum ablasjon er oppnådd uten noen fornemmelse i nervene i hudlaget og meget liten overgang av skadeterskelen til de levende celler i den underliggende epidermis. Som nevnt tidligere ser det ut til at de epidermale cellene for virkelig å gjøre permanent celleskade, ikke bare må oppvarmes til et visst punkt, men at de også må holdes ved denne temperatur i et visst tidsrom som i alminnelighet antas å være ca. 5 sekunder. FIG. 12 og 13 viser temperaturen henholdsvis i stratum corneum og den levende epidermis, som funksjon av tiden, med oppvarming under «på-tiden» og avkjøling under «av-tiden» hvor samtlige 10 sykluser vises. Ved sammenhold av denne simulering med de foretatte in vivo undersøkelser må det bemerkes at mer enn 90% av poreringsforsøkene med systemparameterne innstillet for å tilpasses simuleringen, ble effektiv porering av stratum corneum oppnådd uten smerte for vedkommende individ, og i mikroskopisk undersøkelse av poreringsstedet flere dager senere var ingen nevneverdig vevskade synlig. De in vitro studier som ble foretatt på donor-hudprøver av full tykkelse, stemte også overens med modellens forutsigelse angående oppførsel.

Eksempel 10

Både når de empiriske in vivo undersøkelser og disse simuleringene foretas, synes det som om forutgående nedkjøling av huden bidrar til å optimalisere mikroporeringsprosessen med hensyn til å redusere muligheten for smerte eller ødeleggelse av tilstøtende vev. I praksis kan dette lett oppnås ved å benytte en enkel kjøleplate anbragt mot huden før poreringsprosessen. For eksempel vil anbringelse av en Peltier-kjølt plate mot den sirkel med 1 cm diameter som omgir porerings-målstedet, med platen holdt ved ca. 5°C i noen få sekunder, tydelig nedsette vevstemperaturen. En skjematisk illustrasjon av en forsøksanordning benyttet for dette formål i laboratoriet, er vist i FIG. 3A-B. Ved å påføre nøyaktig det samme pulstog på 10 sykluser som i den simulering som er illustrert i Eksempel 9, kan man ved å sammenligne FIG. 11 med FIG. 14, FIG. 12 med FIG. 15 og FIG.13 med FIG. 16, se hvilken forbedring som kan gjøres med hensyn til kontrollen av temperatur-penetreringen inn i hudvevene. Igjen er den relativt lave varmediffusivitet og spesifikke varme av stratum corneum, sammenlignet med epidermis og dermis, fordelaktig. Etter at de først er avkjølt, fordrer de sterkt hydratiserte epidermis- og dermis-vev en vesentlig større tilførsel av varmeenergi for temperaturhevning, mens stratum corneum med dets relativt tørre beskaffenhet, hurtig kan oppvarmes til ablasjonsterskelen.

Eksempel 11

Etter at den grunnleggende varmeledningsmekanisme for avgivelse av energien til hudvevet og som ligger til grunn for den effektive smertefrie ablasjon og mikroporering av stratum corneum er erkjent, kan flere forskjellige spesifikke metoder for å oppnå de nødvendige hurtige temperaturmoduleringer av kontaktpunktet tenkes ut, så som varmetråds-utførelsene illustrert i FIG. 4-7.

En grunnleggende utførelsesform som her beskrives, gjør bruk av et ohmsk varmelement (FIG. 4), som f.eks. spissen av en liten trådløs loddebolt, med en passende dimensjonert relativt ikke-reaktiv tråd viklet omkring denne, hvor en kort del av tråden er etterlatt slik at den stikker ut fra varmelegemet. Når det tilføres elektrisitet fra en kontantstrøm-kilde vil varmelementet oppnå en viss temperatur og i løpet av få sekunder oppnå en likevektstilstand med konveksjonstapet til den omgivende luft. På tilsvarende måte vil tråden som er en del av dette oppvarmingssystem, nå en likevektstilstand slik at selve spissen av tråden kan heves til omtrent hvilken som helst vilkårlig temperatur opp til ca. 1000°C med disse typer komponenter. Spissen kan dimensjoneres for å gi nøyaktig den mikropore-dimensjon som ønskes.

I laboratoriesammenheng er det benyttet wolframtråder med en diameter på 80fam festet til den uskiftbare spissen av en «WAHL» trådløs loddebolt med ca.

2 mm tråd stikkende ut fra spissen. Med et termoelement er temperaturen av spissen målt i likevektstilstanden, og det er fastslått at ved å variere konstantstrøm-innstillingene kan det lett oppnås likevektstemperaturer på mer enn 700°C. For å oppnå den ønskede modulering ble en hurtig-responderende elektromekanisk aktuator med liten masse, koblet til spissen slik at posisjonen av tråden kunne forskyve seg lineært mer enn 2 mm med en hastighet på opp til 200 Hz. Ved å montere hele apparatet på et presisjonsstativ, kunne denne vibrerende spiss under god kontroll, bringes i kontakt med hudoverflaten slik at den bare var i kontakt i mindre enn 10 millisekunder om gangen, «på-tiden», mens en «av-tid» på vilkårlig lange perioder kunne oppnås ved tilsvarende innstilling av pulsgeneratoren. Disse in vivo undersøkelsene viste at poreringen faktisk kunne oppnås før pasienten enda visste at trådspissen var bragt i kontakt med huden.

For å sammenligne oppførselen av denne utførelsesform med den optisk oppvarmede CPC-farvestoff-utførelsesform, ble følgende simuleringer foretatt i henhold til fremgangsmåten i Eksempel 8. Ved kun å variere begynnelses-betingelsene kunne varmetrådsutførelsen i det vesentlige gjennomføres med den samme simuleringskode. Siden kontakten med tråden i det vesentlige inntrer momentant, er det ingen tidsavhengig varmeopphopning i CPC-laget, og når tråden fysisk fjernes fra kontakt med huden, er det ingen restvarme tilbake på overflaten, som med det oppvarmede CPC-laget. Siden tråden selv avgrenser det området som tilsiktes for ablasjons/mikro-porering, skulle det dessuten ikke være noen lateral diffusjon av varmeenergi før dens påføring på stratum corneum. Sammenligninger av ytelsene til «varmetråds»-utførelsesformen er vist i FIG. 17-19.

Eksempel 12

I dette eksempel ble fremgangsmåten fra Eksempel 11 fulgt, bortsett fra at huden ble avkjølt på forhånd i henhold til fremgangsmåten i Eksempel 10. På tilsvarende måte ga forutgående kjøling av målstedet lignende positive resultater med «varmetråds»-utførelsesformen. Resultatene av simulering av varmetråds-måten etter forutgående kjøling, er vist i FIG. 20-22.

Eksempel 13

Som diskutert under innføringen i denne beskrivelse synes Tankovich '803-patentet ved første blikk å tilsvare foreliggende oppfinnelse. I dette eksempel ble simuleringsmodellen innstillet på de driftsparametere som er angitt i Tankovich '803, dvs. en pulsbredde på 1^s og et effektnivå på 40.000.000 W/cm<2>. FIG. 23 og 24 viser at ingen del av stratum corneum under disse betingelsene nådde terskelverdien for hurtig-fordampning av vann, 123°C, og at det derfor ikke inntrådte noen ablasjon/mikroporering av stratum corneum. Ved å anvende denne type høye toppeffekt, fordamper de kortvarige pulsene mot det lokalt påførte farvestoff-lag kun farvestoffet fra hudoverflaten uten noen effekt på huden. Dette eksempel demonstrerer således at de betingelsene som er angitt av Tankovich '803 er uten virkning for foreliggende oppfinnelse.

Eksempel 14

I dette eksempel ble interstitialvæske oppnådd etter porering av huden i henhold til fremgangsmåten i Eksempel 6, oppsamlet og analysert for å bestemme glukosekonsentrasjonen i denne. Data ble frembragt fra fire ikke-diabetikere og seks type I diabetikere som ble underkastet en glukosebelastningstest. Deres alder varierte fra 27 til 43 år. Formålet var å undersøke metodens egnethet for smertefritt uttak av tilstrekkelig interstitialvæske (ISF) fra forsøkspersonene til å muliggjøre analyse av ISF-prøver med henblikk på glukoseinnhold og deretter sammenligne disse konsentrasjonene med glukosenivåer funnet i deres helblod.

Alle individene fikk både blod- og ISF-glukose-bestemmelsene foretatt med «ELITE»-systemet fra Miles-Bayer. Alle ti personene var gjenstand for identiske målingsprotokoller, hvor det ble foretatt justeringer med hensyn til glukosebelastningen og insulininjeksjon for individer med insulinavhengig diabetes.

Forsøksopplegget gikk ut på å rekruttere et moderat antall frivillige, enkelte med diabetes og enkelte uten diabetes, som det ble uttatt en rekke prøvepar fra av ISF og helblod hvert 3. til 5. minutt i løpet av de 3 til 4 timer undersøkelsen varte. Både blod- og ISF-prøvene ble analysert på glukose, og det stastistiske forhold mellom blodglukosenivåene og interstitialvæske ble bestemt. For å undersøke hypotesen om en forbigående forsinkelse av ISF-glukosenivåene i forhold til glukosenivåene i helblod, ble forsøkspersonene påvirket til å frembringe en signifikant og dynamisk endring i deres glukosenivåer. Dette ble oppnådd ved å la hver person faste i 12 timer før testens begynnelse og deretter gi personene en glukosebelastning etter at hans eller hennes basale glukosenivå var etablert, gjennom et sett av tre fastenivåer av blod- og ISF-glukose. Etter at basalnivåene var etablert ble forsøkspersonene gitt en glukosebelastning i form av søt saft, i henhold til følgende retningslinjer:

i. For kontrollindivider ble glukosebelastningen beregnet på basis av

1,7 gram glukose per kg legemsvekt.

ii. For personer med insulinavhengig diabetes var glukosebelastningen 50 gram glukose. I tillegg injiserte diabetikerne etter inntak av glukosebelastningen, selv deres nomale morgendose av hurtig-virkende insulin. I tilfelle diabetikeren hadde fastende glukosenivåer høyere enn 300 mg/dL, ble de bedt om først å gi seg deres insulininjeksjon, hvoretter deres glukosebelastning ble gitt etter at blodglukosenivåene var falt til under 120 mg/dL.

Hver av deltagerne ble gitt en fullstendig beskrivelse av undersøkelsen i det «Informed Consent» dokument som de ble bedt om å sette seg inn i og signere før de formelt ble med i programmet. Etter å ha godtatt dette fylte de ut et medisinsk spørreskjema. Den iverksatte kliniske prosedyre var: (a) Deltageren fastet fra klokken 21.00 kvelden før fremmøte og inntok kun vann. Det ble ikke anledning til koffein, sigaretter eller fruktsaft i løpet av dette tidsrom.

(b) Deltageren møtte frem til test klokken 09.00 neste dag.

(c) Deltageren ble plassert i en hvilestol for å kunne slappe av under undersøkelsesprosessen. (d) Både helblod og ISF-prøver ble tatt med 3 til 5 minutters mellomrom med start ved ankomst og fortsatt de neste 3 til 4 timer. Prøveinnsamlingstiden ble bestemt av tidspunktet når vedkommendes blodglukosenivå igjen hadde inntatt normalområdet og stabilisert seg etter glukosebelastningen. ISF-prøvene ble tatt ved å benytte den optiske porering, ISF-pumpemetoden, beskrevet mer detaljert nedenfor. Hver ISF-prøve utgjorde ca. 5^L for å sikre at ELITE-teststrimmelen ble skikkelig fylt. Blodprøvene ble tatt ved hjelp av en konvensjonell fingerpunkterings-lansett. Både ISF- og blod-prøvene ble umiddelbart undersøkt på glukose med ELITE hjemmeglukometer-systemet fra Miles-Bayer. For å forbedre estimatet av de «sanne» blodglukosenivåene ble det foretatt to separate ELITE-tester på hver finger-punkteringsprøve. (e) For å lette det kontinuerlige uttak av ISF fra samme sted på pasienten under hele data-innsamlingsfasen, ble det på vedkommendes underarm frembragt en 5 ganger 5 matrise av 25 mikroporer, hvor hver mikropore var mellom 50 og 80 nm i en avstand av 300^m. En teflonskive med en diameter på 30 mm med et 6 mm hull i sentrum, ble festet til vedkommendes underarm med et trykkfølsomt klebemiddel og plassert slik at 6 mm hullet i sentrum ble lokalisert over 5 ganger 5-matrisens mikroporer. Dette festet muliggjorde en lettvint metode, hvorved det porerte området via en liten sugeslange, kunne forbindes med et svakt vakuum (250-300 mm Hg) for å få ISF til å strømme ut av kroppen gjennom mikroporene. Den øvre del av teflonskiven var forsynt med et klart glassvindu som ga operatøren anledning til å direkte å betrakte den underliggende mikroporerte hud. Når en 5 \ iL ISF-kule dannet seg på hudoverflaten, kunne dette lett fastslås gjennom en visuell betraktning av stedet gjennom dette vinduet. Dette vakuum frembragte en nominell trykkgradient på ca. 0,35 kg/cm<2>. Uten mikroporene kunne det i det hele tatt ikke uttas noe ISF fra forsøkspersonens kropp ved bare å benytte det svake vakuum. (f) Etter at de første tre prøvepar var uttatt, ble forsøkspersonen gitt en glukosebelastning i form av en sterkt sukret appelsinsaft. Glukosemengden som ble gitt var 1,7 gram per kg legemsvekt for ikke-diabetikere og 50 gram for diabetikere. Diabetikerne ga seg også selv en injeksjon av hurtig-virkende insulin (regulær) av den riktig beregnede dose ut fra dette 50 gram nivå glukose samtidig med inntaket av glukosebelastningen. Med den normale 1,5 til 2,5 timers forsinkelse mellom insulininjeksjonen og maksimaleffekten av injeksjonen, ble det forventet at diabetikeren skulle oppvise en stigning av glukosenivåene opp mot 300 mg/dL og deretter falle tilbake til normalområdet etter hvert som insulinen gjorde sin virkning. Ikke-diabetikerne ble forventet å oppvise standard-glukosetoleranseprofilene som i alminnelighet viser en topp i blodglukosenivåene mellom 150 mg/dL og 220 mg/dL fra 45 minutter til 90 minutter etter administrering av glukosebelastningen, og deretter et hurtig fall tilbake til deres normale basislinjenivå i løpet av den neste time eller der omkring. (g) Etter administrering av glukosebelastningen eller glukosebelastning og insulininjeksjon, fikk forsøkspersonene samtidig uttatt tre prøver av ISF og av finger-punkterings-helblod i 5 minutters intervaller i de neste 3 til 4 timene. Prøvetakningen ble avsluttet når blodglukosenivåene i tre suksessive prøver indikerte at vedkommendes glukosenivå var stabilisert.

Ved gjennomgang av dataene var flere trekk synlige. Spesielt forekommer det for enhver bestemt produksjonssats av ELITE-teststrimler, en klar forskyvning av resultatet angitt i mg/dL glukose på glukometeret sammenlignet med nivået indikert av blodet. En høyere avlesning skulle forventes som følge av manglende hematokritt i ISF og de normale forskjeller i elektrolyttkonsentrasjoner mellom ISF og helblod. Uansett de underliggende årsaker for disse forskyvninger i det viste resultatet, ble det ved sammenligning med en referansetest bestemt at de sanne ISF-glukosenivåene er lineært relatert til verdiene produsert av ELITE-systemet, med konstante skaleringskoeffisienter for hver bestemt produksjonssats av ELITE-strimler. For sammenligningen av ISF-glukosenivåene i forhold til helblod-målingene, ble det lagt inn følgende førstegrads lineær korreksjon av ISF-dataene:

ISFgiukose<=>0,606<*>ISFelite<+>19,5.

Denne skalering av avlesningen av ELITE-glukometeret ved måling av ISF-glukosenivåer, gjør det mulig, for hele datasettet, å undersøke feilkilder assosiert med bruk av ISF til bestemmelse av blodglukosenivåer. Selv uten noen som helst lineær skalering er selvsagt korrelasjonene mellom ISF-glukoseverdiene og helblod-glukoseverdiene de samme som for den skalerte versjon.

Basert på hovedtyngden av den publiserte litteratur angående ISF-glukose så vel som preliminære data, ble det opprinnelig forventet at det ville sees en 15 til 20 minutters forsinkelse mellom ISF-glukosenivåene og de som skrev seg fra helblod fra et stikk i fingeren. Dette er imidlertid ikke hva dataene viste når de ble analysert. Nærmere bestemt ble det fastslått at når hver persons datasett ble analysert for å bestemme hvilken tidsforskyvning som trengtes for å oppnå maksimal korrelasjon mellom ISF-glukosenivåene og blodglukosenivåene, at den lengste tidsforsinkelse for dette utvalg av forsøkspersoner bare var 13 minutter, og at den gjennomsnittlige tidsforskyvning bare var 6,2 minutter, hvor også flere personer oppviste en tidsmessig tilpasning som nesten var momentan (ca. 1 minutt).

På grunnlag av den minimale forskyvning som ble observert for dette datasett, presenterer kurven vist i FIG. 21 alle ti glukosebelastningstestene sammenkjedet etter hverandre på en utvidet tidsskala. Dataene er presentert uten noen som helst tidsforskyvning og viser den høye grad av overensstemmelse mellom ISF- og blodglukosenivåene når hele det kliniske datasett ble behandlet på nøyaktig samme måte. Dersom det totale datasett forskyves som et hele for å finne det beste estimat for tidsmessig overensstemmelse, har korrelasjonen mellom ISF- og blodglukosenivåene et maksimum med en forsinkelse på to (2) minutter ved en r-verdi på r=0,97. Dette er kun en bagatellmessig forbedring fra den ikke-forskjøvne korrelasjon på r=0,964. Under resten av analysen ble derfor ISF-verdiene behandlet uten noen tidsforskyvning. Det vil si at hvert sett av blod- og ISF-glukosenivåer ble håndtert som samtidig innsamlede datapar.

Etter at de ikke-forskjøvne ELITE ISF-avlesninger var skalert for å reflektere glukoseandelen i ISF, var det mulig å undersøke feilen assosiert med disse data. Den enkleste metode for dette er å anta at gjennomsnittet av de to ELITE finger-blodglukose-avlesningene faktisk er den absolutt korrekte verdi og deretter bare sammenligne de skalerte ISF-verdiene med disse gjennomsnittlige blodglukose-verdiene. Følgende data ble oppnådd: standardavvik blod-ISF, 13,4 mg/dL; variasjonskoeffisient for ISF, 9,7%; standardavvik av de to ELITE-bestemmelsene, 8,3 mg/dL og variasjonskoeffisienten for blod (Miles), 6%.

Som disse dataene viser inneholder målingene basert på blod allerede en feil-del. Produsentens publiserte ytelsesdata tyder på at ELITE-systemet har en nominell variasjonskoeffisient (CV) på mellom 55 og 7%, avhengig av glukosenivåene og blodets hematokrittverdi.

En ytterligere vurdering av forskjellen mellom ISF-glukose og blodglukose er vist i form av et punktdiagram i FIG. 26.1 denne figur er de øvre og nedre grenser for 90% konfidens-intervallet også angitt. Det er interessant å registrere at alle data, med kun to unntak, i utvalget av blodglukose-nivåene under 100 mg/dL, faller innenfor disse 90% konfidens-intervall feilområder. Dette er av betydning siden konsekvensene av å gå glipp av en tendens i retning av hypoglykemi, vil være av vesentlig betydning for diabetikeren. Det vil si at det ville være meget bedre å undervurdere glukosenivåene i 40 til 120 mg/dL området enn å overvurdere dem. Dersom man i det vesentlige antar at målingsfeilen når ELITE-systemet benyttes på ISF, er sammenlignbar med den målefeil som er assosiert med anvendelsen av ELITE på helblod, kan avviket mellom ISF-glukose og blodglukose beskrives som:

Ved å anvende denne ligning på de nedenfor viste verdier, kan den løses for den estimerte «sanne» verdi av ISF feil-delen: eller løse ligningen

Et histogram av det relative avvik mellom ISF og blodglukosenivåene er vist i

FIG. 27.

Medikamentavlevering gjennom porer i stratum corneum

Foreliggende oppfinnelse innbefatter også en fremgangsmåte for avlevering av medikamenter, inklusivt medikamenter som for tiden avleveres transdermalt, gjennom mikroporer i stratum corneum. I en illustrerende utførelsesform oppnås avleveringen ved å anbringe løsningen i et reservoar over poreringsstedet. I en annen illustrerende utførelsesform benyttes en trykkgradient for ytterligere å forbedre avleveringen. I nok en annen illustrerende utførelsesform benyttes lydenergi med eller uten trykkgradient for ytterligere å forbedre avleveringen. Lydenergien kan styres i henhold til tradisjonelle transdermale parametere eller ved å benytte akustiske strømningseffekter (streaming) som umiddelbart vil bli beskrevet, for å presse avleveringsløsningen gjennom den porerte stratum corneum.

Eksempel 15

Dette eksempel viser bruk av porering av stratum corneum for avlevering av lidokain, et lokalanalgetikum. Lidokainløsningen inneholder også en kjemisk permeasjons-forsterkerformulering utviklet for å forbedre dens passive diffusjon gjennom stratum corneum. En tegning av et illustrerende avleveringsapparat, 300, er vist i FIG. 28, hvor apparatet omfatter et hus 304, som omslutter et reservoar 308, for å holde en medikamentholdig løsning 312. Husets øvre del omfatter en ultralyd-transducer 316, som sørger for lydenergi som bidrar til å transportere den medikamentholdige løsning gjennom mikroporer 320, i stratum corneum 324. En åpning 328, i ultralyd-transduceren gjør det mulig å sette denne under trykk for ytterligere å bidra til å transportere den medikamentholdige løsning gjennom mikroporene i stratum corneum. Avleveringsapparatet anbringes på et valgt område på vedkommendes hud slik at det plasseres over i det minst én, og fortrinnsvis flere, mikroporer. Et klebende lag 332, festet til nedre del av huset, får apparatet til å klebe til huden slik at den medikamentholdige løsning i reservoaret står i flytende forbindelse med mikroporene. Avlevering av medikamentet gjennom mikroporene resulterer i transport inn i den underliggende epidermis 336, og dermis 340.

Fem personer ble testet med henblikk på effektiviteten av medikamentavlevering ved å benytte porering sammen med ultralyd. Ved forsøket ble det benyttet to steder på personens venstre underarm i en avstand på ca. 8 cm i lik avstand fra tommel og overarm. Stedet nær tommelen vil bli omtalt som sted 1, stedet lengst fra tommelen vil bli omtalt som sted 2. Sted 1 ble benyttet som kontroll hvor lidokain- og forsterker-løsning ble påført ved å benytte et identisk avleveringsapparat 300, men uten noen mikroporering av stratum corneum eller lydenergi. Sted 2 ble porert med 24 hull med 0,8 mm avstand i et gitter innenfor en sirkel med 1 cm diameter. Mikroporene i sted 2 ble frembragt i henhold til fremgangsmåten i Eksempel 6. Lidokain og lavnivå-ultralyd ble påført. Ultralyd-påføringene ble gjort med spesialbestilt Zevex ultralyd-transducer innstillet på »burst mode» med 0,4 volt topp-til-topp-input til ENI #2100L lineær-forsterkeren med inntreden av 1000 «count bursts» ved 10 Hz med en 65,4 kHz grunnfrekvens, dvs. et pulsmodulert signal med transduceren energisert for 15 millisekunders utbrudd og deretter avslått i de neste 85 millisekunder. Den målte utgang fra forsterkeren til transduceren var 0,090 Watt RMS.

Etter tilføring av lidokainet ble det foretatt fornemmelsesmålinger ved å gni en 30 gauge tråd over teststedet. Forsøkene ble utført på begge steder, sted 1 i 10 til 12 minutters varighet og sted 2 i to 5 minutters intervaller påført etter hverandre på samme sted. Begge stedene ble vurdert med henblikk på nummenhet ved å benytte en skala fra 10 til 0, hvor 10 angir ingen nummenhet og 0 angir at forsøkspersonen angir fullstendig følelsesløshet. Den etterfølgende sammenfatning av resultatene gjelder alle fem personene.

Kontrollstedet, sted 1, oppviste liten eller ingen nummenhet (skala 7 til 10) etter 10 til 12 minutter. Etter ca. 20 minutter ble det observert en viss nummenhet (skala 3) på sted 1, idet løsningen fullstendig gjennomstrømmet stratum corneum. Sted 1 ble renset etter fullført lidokain-tilførsel. Sted 2 oppviste nesten fullstendig følelsesløshet (skala 0 til 1) innenfor det 1 cm område som inneholdt poreringene. Utenfor sirkelen med 1 cm falt nummenheten nesten lineært til 1 i en sirkel på 2,5 cm diameter uten noen nummenhet utenfor 2,5 cm diameter sirkelen. Vurdering av sted 2 etter den andre påføringen resulterte i en litt større sirkel med total nummenhet med ca. 1,2 cm diameter, hvor nummenheten falt lineært til 1 i et uregelmessig ovalt mønster med en diameter på 2 til 2,5 cm perpendikulært på underarmen og en diameter på 2 til 6 cm parallelt med underarmen. Utenfor dette ormådet ble det ikke registrert nummenhet. En grafisk fremstilling av et typisk illustrerende resultat oppnådd på én forsøksperson er vist i FIG. 29A-C. FIG. 29A og 29B viser resultatene oppnådd på sted 2 (porert) etter henholdsvis 5 og 10 minutter.

FIG. 29C viser resultatet oppnådd på sted 2 (kontroll uten porering).

Lydenergi og forsterkere for forsterkning av transdermal gjennomstrømning

Fysikken for lydenergifelt frembragt av akustiske transducere, kan utnyttes i en metode hvor lydfrekvensen kan moduleres for å forbedre strømningshastigheter oppnådd med andre metoder. Som vist i FIG. 1 i US-patent 5.445.611, kan energifordelingen av en akustisk transducer deles i nære og fjerne felt. Det nære felt,karakterisert vedlengden N, er sonen fra det første energiminimum til det siste energimaksimum. Sonen distalt til det siste maksimum er det fjerne felt. Det nære (N) feltmønster domineres av lokale trykktopper og nuller i liten avstand fra hverandre. Lengden av nærfelt-sonen, N, er en funksjon av frekvensen, størrelsen og fasongen av transducer-flaten og lydhastigheten i det medium som ultralyden passerer. For en enkelt transducer påvirker ikke intensitetsvariasjoner innenfor dens normale operasjonsområde, lydenergifordelingens natur på annen enn lineær måte. For et system med flere transducere som alle er modulert i både frekvens og amplitude, påvirker imidlertid de relative intensiteter av de enkelte transducerne, energifordelingen i lydmediet, uansett om det er hud eller annet medium.

Ved å foreta en moderat endring av frekvensen av lydenergien, for eksempel i området 1 til 20%, forblir mønsteret av topper og nuller relativt konstant, men lengden, N, av den nære feltsone endrer seg direkte proporsjonalt med frekvensen. Vesentlige endringer i frekvensen med f.eks. en faktor på 2 eller flere, vil høyst sannsynlig frembringe et annet sett av resonanser eller vibrasjonsmåter i transduceren, som bevirker et viktig og uforutsigelig forskjellig mønster av nærfelt-energien. Med en moderat endring av lydfrekvensen vil kompleksmønsteret av topper og nuller derved komprimeres eller ekspanderes på en trekkspill-lignende måte. Ved å velge retningene av frekvensmodulering, kan retningen av forskyvninger av disse lokale trykktoppene kontrolleres. Ved å påføre lydenergi på overflaten av huden kontrollerer selektiv modulering av lydfrekvensen, bevegelsen av disse lokale trykktoppene gjennom huden enten mot det indre av kroppen eller mot kroppsoverflaten. En frekvensmodulering fra høy til lav, styrer trykktoppene inn i kroppen, mens en frekvensmodulering fra lav til høy trekker trykktoppene fra kroppen mot overflaten og gjennom huden til kroppens utside.

Forutsatt typiske parametere for denne anvendelse, for eksempel en 1,27 cm diameter akustisk transducer og en nominell operasjonsfrekvens på 10 MHz og en lignende akustisk impedans som vann, frembringer en frekvensmodulering på 1 MHz en bevegelse på ca. 2,5 mm av toppene og nullene i nærfelt-energimønsteret i nærheten av stratum corneum. Med tanke på transdermalt og/eller transmukosalt uttak av analytter gir denne grad av bevegelse adgang til området godt nedenfor stratum corneum og enda til epidermis, dermis og andre vev under det. For en gitt transducer kan det være et optimalt frekvensområde som denne frekvensmodulering er mest effektiv innenfor.

Strømmen av et medikament eller en analytt gjennom huden kan også økes ved å endre enten motstanden (diffusjonskoeffisienten) eller drivkraften (diffusjonsgradienten). Strømmen kan forsterkes ved anvendelse av såkalt penetrering eller kjemiske forsterkere.

Kjemiske forsterkere utgjøres av to primærkategorier av komponenter, dvs. cellehylster-forstyrrende forbindelser og løsningsmiddel- eller binær-systemer som inneholder både cellehylster-forstyrrende forbindelser og løsningsmidler.

Cellehylster-forstyrrende forbindelser er på dette området kjent som egnet for farmasøytiske preparater for lokal anvendelse og virker også ved analytt-uttak gjennom huden. Disse forbindelsene antas å bidra til hudpenetrering ved å forstyrre lipidstrukturen i stratum corneum cellehylsteret. En omfattende liste over disse forbindelsene er beskrevet i europeisk patentsøknad 43.738, publisert 13. juni, 1982. Det antas at en hvilken som helst cellehylster-forstyrrende forbindelse er anvendelig for formål i henhold til foreliggende oppfinnelse.

Egnede løsningsmidler er bl.a. vann; dioler, som propylenglykol og glycerol; monoalkoholer, som etanol, propanol og høyere alkoholer; DMSO; dimetylformamid; N,N-dimetylacetamid; 2-pyrrolidon; N-(2-hydroksyetyl)-pyrrolidon, N-metylpyrrolidon, 1-dodecylazacykloheptan-2-on og andre N-substituerte alkyl-azacykloalkyl-2-oner (azoner) og lignende.

US-patent4.537.776, Cooper, av27. august, 1985, inneholderen utmerket sammenfatning av teknikkens stand og bakgrunnsinformasjon, som i detalj beskriver anvendelsen av visse binærsystemer for permeant-forbedring.

Tilsvarende beskriver europeisk patentsøknad 43.738 som det ovenfor er referert til, bruk av utvalgte dioler som løsningsmidler sammen med et bredt utvalg av cellehylster-forstyrrende forbindelser for avlevering av lipofile farmakologisk virksomme forbindelser.

Et binærsystem for å forbedre metoclopramid-penetrering er omtalt i UK-patentsøknad GB 2.153.223 A, publisert 21. august, 1985, og består av en monovalent alkoholester av en C8-32-alifatisk monokarboksylsyre (umettet og/eller forgrenet dersom C18-32) eller en C6-24-alifatisk monoalkohol (umettet og/eller forgrenet dersom C14-24) og en N-cyklisk forbindelse, som f.eks. 2-pyrrolidon, N-metylpyrrolidon og lignende.

Kombinasjoner av forsterkere bestående av dietylenglykol-monoetyl- eller -monometyleter med propylenglykol-monolaurat og metyl-laurat er i US-patent 4.973.468 angitt å forbedre den transdermale avlevering av steroider som f.eks. progestogener og østrogener. En dobbelt forsterker bestående av glycerol-monolaurat og etanol for transdermal avlevering av medikamenter er vist i US-patent 4.820.720. US-patent 5.006.342 angir en rekke forsterkere for transdermal medikamentadministrering bestående av fettsyreestere eller fettalkoholetere av C2-til C4-alkandioler, hvor hver fettsyre/alkoholdel av esteren/eteren er på ca. 8 til 22 karbonatomer. US-patent 4.863.970 viser penetreringsforsterkende blandinger for lokal påføring, som omfatter en aktiv permeant som inngår i en penetreringsforsterkende bærer inneholdende spesifiserte mengder av én eller flere cellehylster-forstyrrende forbindelser, så som oljesyre, oleylalkohol og glycerolestere av oljesyre; en C2- eller C3-alkanol og en inert fortynner, så som vann.

Andre kjemiske forsterkere som ikke nødvendigvis assosieres med binærsystemer, inkluderer DMSO eller vandige løsninger av DMSO som beskrevet i Herschler, US-patent 3.551.554; Herschler, US-patent 3.711.602; og Herschler, US-patent 3.711.606, og azoner (N-substituerte-alkyl-azacykloalkyl-2-oner) som angitt i Cooper, US-patent 4.557.943.

Enkelte kjemiske forsterkersystemer kan ha negative bivirkninger som f.eks. toksisitet og hudirritasjon. US-patent 4.855.298 beskriver blandinger for å redusere hudirritasjon forårsaket av kjemiske forsterkere, som inneholder blandinger som har hudirriterende egenskaper, sammen med en tilstrekkelig mengde glycerol til å gi en anti-irriterende effekt.

Siden kombinasjonen av mikroporering av stratum corneum og anvendelsen av lydenergi ledsages av bruken av kjemiske forsterkere kan resultere i en forbedret uttakshastighet av analytt eller permanent avgivelse gjennom stratum corneum, kan de bestemte bærere og særlig de anvendte kjemiske forsterkerne, velges fra en lang liste over tidligere kjente bærere. Spesifikt å liste opp det som er lett tilgjengelig på området ansees ikke nødvendig. Oppfinnelsen er ikke rettet mot anvendelsen av kjemiske forsterkere som sådanne, og det antas at alle kjemiske forsterkere som egner seg for avlevering av medikamenter gjennom huden, vil virke med farvestoffer ved optisk mikroporering og også med lydenergi til å bevirke målbart uttak av analytt innenfra og gjennom hudoverflaten eller avgivelse av permeanter eller medikamenter gjennom hudoverflaten.

Eksempel 16

Modulert lydenergi og kjemiske forsterkere ble testet på hudprøver fra lik, på deres evne til å kontrollere transdermal gjennomstrømning. I disse testene var epidermis-membranen adskilt fra helhud fra lik ved hjelp av varmeseparasjons-metoden ifølge Eksempel 1. Epidermis-membranen ble snittet og plassert mellom to halvdeler av permeasjonscellen med stratum corneum rettet enten mot det øvre (donor) rom eller nedre (mottager) rom. Modifiserte Franz-celler ble benyttet til å holde epidermis, som vist i FIG. 2 i US-patent 5.445.611. Hver Franz-celle besto av et øvre kammer og et nedre kammer som ble holdt sammen med én eller flere klemmer. Det nedre kammer hadde en prøveuttaksåpning som materialer kunne tilsettes eller fjernes gjennom. En prøve av stratum corneum holdes mellom det øvre og det nedre kar når de klemmes sammen. Det øvre kammer i hver Franz-celle er modifisert for å muliggjøre anbringelse av en ultralyd-transducer 1 cm fra stratum corneum-membranen. Metylenblått-løsning ble benyttet som et indikator-molekyl for å vurdere permeeringen av stratum corneum. En visuell registrering av prosessen og resultatene av hvert forsøk, ble oppnådd gjennom et tidsregistrerende magnet-tape-format med et videokamera og en videokassett-opptaker (ikke vist). Dessuten ble det uttatt prøver for med et absorpsjonsspektrometer å måle den mengde farvestoff som hadde passert gjennom stratum corneum-membranen i løpet av et forsøk. Kjemiske forsterkere som er egnet for bruk, kan variere, som angitt ovenfor, innenfor et bredt utvalg av løsningsmidler og/eller cellehylster-forstyrrende forbindelser. Den bestemte forsterker som ble benyttet var: etanol/glycerol/vann/glycerol-monooleat/metyl-laurat i 50/30/15/2,5/2,5-volumforhold. Systemet for å frembringe og kontrollere lydenergien, inkluderte en programmerbar 0-30 MHz generator for vilkårlig bølgeform (Stanford Research Systems Model DS345), en 20 Watt 0-30 MHz forsterker og to ufokuserte nedsenkbare ultralyd-transducere som hadde maksimal-resonanser ved henholdsvis 15 og 25 MHz. Seks celler ble forberedt samtidig for testing av stratum corneum-prøver fra samme donor. Etter at stratum corneum-prøvene var innstallert, fikk de hydratiseres med destillert vann i minst 6 timer før det ble foretatt noen test.

Eksempel 17

Effekt av lydenergi uten kjemiske forsterkere

Som angitt ovenfor i Eksempel 16, ble den varme-fraskilte epidermis anbragt i Franz-cellene med epidermis-siden opp og stratum corneum-siden ned, om intet annet er angitt. De nedre kammerne ble fylt med destillert vann, mens de øvre kammere ble fylt med en konsentrert metylenblått-løsning i destillert vann.

Varme-fraskilt epidermis: Umiddelbart etter at de øvre kammere var fylt med metylenblått-løsning ble en av cellene påført lydenergi med transduceren fullstendig nedsenket. Denne orientering ville for eksempel tilsvare å ha transduceren på motsatt side av en hudfold eller få lydenergien til å reflekteres bort fra en tilsvarende anbragt reflektorplate og benyttet til å «skyve» analytt ut av foldens andre side over i en oppsamlingsanordning. Lydenergi-innstillingen ble først satt på den nominelle operasjonsfrekvens på 25 MHz med en intensitet tilsvarende en 20 volt P-P (peak-to-peak) inngangs-bølgeform. Dette tilsvarer omtrent en 1 Watt gjennomsnittlig inngangseffekt til transduceren og tilsvarende, under forutsetning av produsentens nominelle verdi for omformingseffektivitet på 1% for denne bestemte transducer, en akustisk utgangseffekt på ca. 0,01 Watt over den 0,78 cm overflate av det virksomme området eller en lydintensitet på 0,13 Watt/cm<2>. Tre andre kontrollceller fikk ikke tilført lydenergi. Etter 5 minutter ble den lydenergien slått av. Det ble ikke observert noen visuell indikasjon på farvestoff-strømning gjennom stratum corneum i noen av cellene i dette intervallet, hvilket indikerer nivåer på mindre enn ca.

0,0015 vol% farvestoff løsning i 2 ml_ mottagermedium.

Testing av disse 3 samme kontrollcellene og 1 forsøkscelle ble fortsatt som følger. Intensiteten av lydenergien ble øket til den maksimalt mulige utgang fra drivutstyret av en 70 volt topp-til-topp inngang 12 Watts gjennomsnittlig inngangseffekt eller («0,13 Watt/cm<2>) av akustisk utgangsintensitet. Frekvensen ble også innstillet for å modulere eller sveipe fra 30 MHz til 10 MHz. Denne 20 MHz sveip ble foretatt 10 ganger per sekund, dvs. en sveiphastighet på 10 Hz. Ved disse inngangs-effektnivåene var det nødvendig å overvåke lydenergi-transduceren for å unngå overopphetning. Et kontakt-termoelement ble anbragt direkte på transducer-legemet og belastningen cyklisert på og av for å holde transducerens maksimaltemperatur under 42°C. Etter ca. 30 minutters cyklisering av maksimaleffekt ved en ca. 50% operasjonscyklus på 1 minutt på og 1 minutt av, var det fremdeles ingen visuelt påvisbar permeasjon av stratum corneum med metylenblått-farvestoffet.

En vann-kjølekappe ble deretter forbundet med lydenergi-transduceren for å tillate utvidet eksitasjon ved det maksimale energinivå. Ved å benytte de samme tre kontroller og en forsøkscelle, ble lydenergi påført forsøkscellen med maksimal energi i 12 timer. I løpet av dette tidsrom steg temperaturen av væsken i det øvre kammer bare til 35°C, bare en tanke over den ca. 31 °C normale temperatur av stratum corneum in vivo. Ingen synlig indikasjon på farvestoff-strømning gjennom stratum corneum ble registrert i noen av av de fire cellene etter påføring av lydenergi som beskrevet ovenfor, i 12 timer.

Eksempel 18

Effekter av lydenergi uten kjemiske forsterkere

Perforert stratum corneum: Seks celler ble fremstillet som beskrevet ovenfor i Eksempel 16. Klammerne som holdt det øvre og nedre kammer av Franz-cellene ble strammet mer til enn det som normalt fordres for å forsegle det øvre kammer fra det nedre kammer og slik at det kunstig ble innført perforeringer og «naglehull» i de varme-separerte epidermisprøvene. Når farvestoff-løsning ble tilsatt til det øvre kammer i hver celle, forekom en umiddelbar visuell indikasjon på lekkasje av farvestoff inn i de nedre kammere gjennom perforeringene dannet i statum corneum. Etter påføring av lydenergi til celler hvor stratum corneum var perforert på denne måte med små «naglehull», ble det observert en hurtig økning i transporten av væske gjennom et naglehull i stratum corneum. Transporthastigheten av indikator-farvestoffmolekylene var direkte relatert til hvorvidt lydenergi ble tilført eller ikke. Det vil si tilførsel av lydenergi forårsaket en umiddelbar (forsinkelsestid ca. <0,1 sekund) puls av indikatormolekylene gjennom naglehullene i stratum corneum. Denne puls av indikatormolekyler opphørte umiddelbart etter at lydenergien var slått av (en avstengningsforsinkelse på ca. <0,1 sekund). Pulsen kunne repeteres som beskrevet.

Eksempel 19

Virkninger av lydenergi og kjemiske forsterkere

To forskjellige kjemiske forsterkerformuleringer ble benyttet. Chemical EnhancerOne eller CE 1 varen blanding av etanol/glycerol/vann/glycerol-monooleat/metyllaurat i et volumforhold på 50/30/15/2,5/2,5. Dette er komponenter som i alminnelighet ansees som trygge, dvs. GRAS, av FDA for bruk som farmasøytiske hjelpestoffer. Chemical Enhancer Two eller CE2 er en forsøksformulering som har vist seg meget effektiv til å forbedre transdermal medikamentavlevering, men i alminnelighet ansett som for irriterende for transdermal avlevering over lengre tid. CE2 inneholdt etanol/glycerol/vann/lauradon/metyllaurat i volumforholdet 50/30/15/2,5/2,5. Lauradon er lauryl (dodecyl)esteren av 2-pyrrolidon-5-karboksylsyre («PCA») og omtales også som lauryl-PCA.

Seks Franz-celler ble satt opp som ovenfor (Eksempel 16) bortsett fra at den varme-separerte epidermis ble innstallert med epidermis-laget ned, dvs. stratum corneum-siden vendt opp. Hydratisering ble igangsatt ved å eksponere hver prøve for destillert vann over natten. For å begynne forsøket ble det destillerte vann i de nedre kammere erstattet med metylenblått-løsning i alle seks cellene. De øvre kammere ble fylt med destillert vann og cellene ble iakttatt i ca. 30 minutter, hvilket bekreftet at det ikke fant sted noen passasje av farvestoff for å sikre at det ikke forekom noen naglehull-perforeringer i noen av cellene. Når det ikke ble funnet noen, ble det destillerte vann i det øvre kammer fjernet fra fire av cellene. De to andre cellene tjente som destillert vann-kontroller. De øvre kammere i de to forsøkscellene ble deretter fylt med CE1, og de andre to forsøkscellene ble fylt med CE2.

Lydenergi ble umiddelbart tilført én av de to CE2-cellene. En 25 MHz transducer ble benyttet med en frekvens som hvert 0,1 sekund sveipet fra 10 MHz til 30 MHz med maksimal intensitet på «0,13 Watt/cm<2>. Etter 10-15 minutter påført lydenergi ved en 50% operasjonscyklus, ble det visuelt påvist farvestoffstrøm. Ingen farvestoffstrøm ble påvist i de fem andre cellene.

Lydenergi ble deretter påført en av de to cellene som inneholdt CE1 ved samme innstillinger. Farvestoff begynte å komme tilsyne i det øvre kammer i løpet av 5 minutter. Lydenergi sammen med en kjemisk forsterker gir således en signifikant øket transdermal strømningshastighet av et markør-farvestoff gjennom stratum corneum, og reduserte likeledes forsinkelsestiden.

Eksempel 20

Virkninger av lydenergi og kjemiske forsterkere

Formuleringer av de to kjemiske forsterkerne CE1 og CE2 ble fremstillet minus glycerol og disse nye formuleringene, betegnet CE1MG og CE2MG, ble testet som ovenfor. Glycerolet ble erstattet med vann slik at forholdet mellom de øvrige komponentene forble uendret. Tre celler ble fremstillet i modifiserte Franz-celler med epidermis-siden av den varme-separerte epidermisprøve vendt mot kammernes overside. Disse prøvene ble deretter hydratisert i destillert vann i 8 timer. Etter hydratiseringstrinnet ble det destillerte vann i de nedre kammerne erstattet med enten CE1 MG eller CE2MG, og det øvre kammer ble fylt med farvestoff-løsningen. Lydenergi ble påført hver av de tre cellene etter hverandre.

Etter tilførsel av pulset, frekvens-modulert lydenergi i totalt mindre enn 10 minutter, ble det observert en signifikant økning i permeabiliteten av stratum corneum-prøvene. Permeabiliteten av stratum corneum ble endret relativt jevnt over det eksponerte området både for den kjemiske forsterker og for lydenergi. Det ble ikke observert noen «naglehull»-perforeringer som farvestoffet kunne passere stratum corneum gjennom. Den transdermale strømningshastigheten kunne kontrolleres øyeblikkelig ved å slå lydenergien på eller av. Når lydenergien ble slått av virket det som om dette øyeblikkelig reduserte den transdermale strømningshastighet slik at intet farvestoff synlig ble aktivt transportert gjennom hudprøven. Antagelig var hastigheten redusert til hastigheten ved passiv diffusjon. Når lydenergien ble slått på igjen gjeninntrådte øyeblikkelig den høye strømningshastighet. Den modulerte modus syntes å gi en regulær pulserende økning i den transdermale strømningshastighet ved den modulerte hastighet. Når lydenergien ble innstillet på en konstant frekvens, syntes den maksimale økning i transdermal strømningshastighet for denne konfigurasjon å inntre ved ca. 27 MHz.

Etter å ha oppnådd de samme resultater med alle tre prøvene, ble cellene tappet for all væske og spylt med destillert vann på begge sider av stratum corneum. De nedre kammere ble deretter umiddelbart fylt med destillert vann og de øvre kammere igjen fylt med farvestoff-løsning. Cellene ble iakttatt i 30 minutter. Det ble ikke observert huller i stratum corneum-prøver, og ingen større mengder farvestoff ble påvist i de nedre kammere. En liten farvestoffmengde ble synlig i de nedre kammere, sannsynligvis som følge av farvestoff og forsterker innestengt i hudprøver fra deres tidligere eksponeringer. Etter ytterligere 12 timer var mengden av påvist farvestoff fremdeles meget liten.

Eksempel 21

Virkninger av lydenergi og kjemiske forsterkere

Perforert stratum corneum: Tre celler ble forberedt med varme-separerte epidermis-prøver med epidermis-siden mot den øvre siden av kammeret, fra den samme donor som i Eksempel 16. Prøvene ble hydratisert i 8 timer, og det destillerte vannet i det nedre kammer ble deretter erstattet med enten CE1MG eller CE2MG. De øvre kammere ble deretter fylt med farveløsning. Naglehull-perforeringer i stratum corneum-prøver tillot farvestoff å lekke gjennom stratum corneum-prøvene inn i de underliggende forsterker-holdige kammere. Lydenergi ble påsatt. Umiddelbart etter pålegging av lydenergien ble farvestoffmolekylene hurtig trykket gjennom porene. Som vist ovenfor kunne den hurtige strømning av farvestoff gjennom porene direkte og umiddelbart korreleres med påføringen av lydenergien.

Eksempel 22

Virkninger av lydenergi og kjemiske forsterkere

En billig lydenergi-transducer, TDK #NB-58S-01 (TDK Corp.) ble testet på dens evne til å forsterke transdermale strømningshastigheter. Maksimumsresponsen for denne transduceren ble bestemt til ca. 5,4 MHz med de andre lokale toppene forekommende ved ca. 7 MHz, 9 MHz, 12,4 MHz og 16 MHz.

Denne TDK-transducer ble deretter testet ved 5,4 MHz på dens evne til å

forsterke transdermal strømningshastighet sammen med CE1MG. Tre celler ble satt opp med epidermis-siden mot det nedre kammer, hvorpå hudprøvene ble hydratisert i 8 timer. Farveløsningen ble anbragt i det nedre kammer. Transduceren ble plassert i det øvre kammer nedsenket i CE1 MG. Ved å benytte sveipfrekvenser fra 5,3 til 5,6 MHz som lydenergi-eksitasjon, ble betydelige mengder farvestoff ført gjennom stratum corneum og påvist i cellens oppsamlingsbrønn i løpet av 5 minutter. Det oppsto en lokal oppvarming, hvor transduceren nådde en temperatur på 48°C. I en

kontroll ved bruk av CE1 MG uten lydenergi førte en 24 timers eksponering til mindre farvestoff i oppsamlingsbrønnen enn 5 minutters eksponeringen med lydenergi.

Dette eksempel viser at en billig lavfrekvent lydenergi-transducer på en slående måte kan påvirke transdermal strømningshastighet når den benyttes sammen med en passende kjemisk forsterker. Selv om mer høyfrekvent lydenergi teoretisk vil konsentrere mer energi i stratum corneum, ved anvendelse med en kjemisk forsterker, kan den mer lavfrekvente modulerte lydenergi aksellerere den transdermale strømningshastighet for å gjøre teknologien anvendelig og praktisk.

Eksempel 23

Demonstrasjon av molekyl-migrering gjennom human hud: De ovenfor beskrevne tester med TDK transduceren og CE1 MG, ble gjentatt ved ca. 12,4 MHz, en av transducerens høyeste lokale resonanstopper, med en frekvenssveip med en hastighet på 2 Hz fra 12,5 til 12,8 MHz og en lydenergi-tetthet på mindre enn 0,1 W/cm<2>. Epidermis-siden av den varme-separerte epidermis ble vendt ned, farvestoff-løsningen var i det nedre kammer, og forsterkerløsningen og lydenergien ble anbragt i det øvre kammer. I løpet av 5 minutter hadde en vesentlig del av farvestoffet beveget seg gjennom stratum corneum over i oppsamlingsbrønnen. Ohmsk oppvarming i transduceren var betydelig mindre enn med den samme transducer operert ved 5,4 MHz, og bevirket en temperaturøkning i den kjemiske forsterker til kun ca. 33°C.

Selv ved disse lave effektnivåene var resultatene oppnådd med CE1 MG og lydenergi fra TDK-transduceren bemerkelsesverdige i overvåkningsretningen. FIG. 3A og 3B i US-patent 5.445.611 viser et diagram av data oppnådd fra tre separate celler med den transdermale strømningshastighet målt i overvåkningsretningen. Selv ved 5-minutters tidspunktet forekom det lett målbare mengder av farvestoffet i den kjemiske forsterker på utsiden av stratum corneum, hvilket tyder på transport fra epidermis-siden gjennom stratum corneum til «utside»-området av hudprøven.

For å optimalisere anvendelsen av lydenergi eller av lydenergi/kjemisk forsterker for å samle opp og overvåke analytter fra kroppen, fordres anordninger for å bestemme mengden av den aktuelle analytt. Et bestemmelsessystem som foretar flere avlesninger mens enheten er i ferd med å utta analytt ved hjelp av lydenergi med eller uten kjemisk forsterker, gjør det unødvendig å standardisere over en bred populasjonsbasis og normalisere for ulike hudkarakteristika og strømnings-hastigheter. Ved å plotte to eller flere datapunkter i tid mens analyttkonsentrasjonen i oppsamlingssystemet øker, kan det anvendes en kurvetilpasningsalgoritme for å bestemme de parametere som beskriver kurven med hensyn til analytt-uttak eller strømningshastighet inntil likevekt nås, hvorved målet for intervall-konsentrasjonen fastslås. Den generelle form av denne kurve varierer ikke fra et individ til et annet; kun parameterne endrer seg. Når disse parametere først er fastslått vil løsning av denne funksjon med hensyn til likevektstilstands-løsningen (dvs. tiden er uendelig), dvs. når full likevekt er etablert, gi konsentrasjonen av analytten i kroppen. Denne metode gjør det således mulig å foreta målinger til ønsket presisjonsnivå, i løpet av samme tid for alle medlemmer av en populasjon uansett individuelle variasjoner i hudpermeabilitet.

Det eksisterer i dag flere påvisningsteknikker som kan tilpasses denne anvendelse. Se D.A. Christensen i 1648 Proceedings of Fiber Optic, Medical and Fluorescent Sensors and Applications 223-26 (1992). En metode involverer bruk av et par optiske fibre som er anbragt tett sammen tilnærmet parallelt. Den ene av fibrene er en kildefiber som det ledes lysenergi gjennom. Den andre fiberen er en deteksjonsfiber forbundet med en lysfølsom diode. Når lys ledes gjennom kildefiberen forekommer en del av lysenergien, den flyktige bølge, på overflaten av fiberen, og en del av denne lysenergien opptas av deteksjonsfiberen. Deteksjonsfiberen leder den innfangede flyktige bølgeenergi til den lysfølsomme diode som måler den. Fibrene behandles med et bindemiddel for å tiltrekke seg og binde, analytten som skal måles. Etter som analyttmolekyler binder seg til overflaten (som når analytten glukose binder seg til immobiliserte lektiner som f.eks. concanavalin A eller til immobiliserte anti-glukose antistoffer) endres mengden av flyktig bølgekobling mellom de to fibrene, og den energimengde som innfanges av deteksjonsfiberen og måles av dioden, endres likeledes. Flere målinger av påvist flyktig bølgeenergi over korte tidsrom bidrar til en hurtig bestemmelse av parameterne som beskriver likevektskurven, og gjør således beregning av konsentrasjonen av analytt i kroppen mulig. Forsøksresultater som viser målbar strøm i løpet av 5 minutter (FIG. 3A og 3B i US-patent 5.445.611) med dette system, tyder på at nok data for en nøyaktig endelig avlesning innsamles i løpet av 5 minutter.

I sin mest grunnleggende utførelsesform omfatter en anordning som kan benyttes for tilførsel av lydenergi og oppsamling av analytt, et absorbentlag, enten av naturlig eller syntetisk materiale, som tjener som reservoar for den kjemiske forsterker, dersom den benyttes, og for mottak av analytten fra hudflaten. Laget eller reservoaret holdes på plass, enten passivt eller ved hjelp av passende festeanordninger, så som en stropp eller klebetape, på det valgte område av hudflaten.

En lydenergi-transducer anbringes slik at laget eller reservoaret befinner seg mellom hudoverflaten og transduceren og holdes på plass ved passende anordninger. En kraftenhet kobles til transduceren og aktiveres av bryteranordninger eller en annen egnet mekanisme. Transduceren aktiveres for å avgi lydenergi modulert med hensyn til frekvens, fase eller intensitet, alt etter hva som ønskes, for å avgi den kjemiske forsterker, dersom den benyttes, fra reservoaret gjennom hudflaten, etterfulgt av oppsamling av analytten fra hudflaten over i reservoaret. Etter det ønskede faste eller variable tidsrom deaktiveres transduceren. Laget eller reservoaret som nå inneholder den interessante analytt, kan tas av for å kvantifisere analytten, for eksempel i et laboratorium som gjør bruk av en rekke konvensjonelle kjemiske analyser eller med en transportabel innretning. Alternativt kan mekanismen for kvantifisering av analytten bygges inn den innretning som benyttes for oppsamling av analytten, enten som en integrert del av innretningen eller som eget tilbehør. Innretninger for overvåkning av en analytt er beskrevet i US-patent 5.458.140.

Eksempel 24

En alternativ fremgangsmåte for påvisning av en analytt, så som glukose, etter prøveoppsamling gjennom den porerte hudflate slik som ovenfor beskrevet, kan oppnås ved bruk av enzymatisk teknikk. Det finnes flere enzymatiske metoder for måling av glukose i en biologisk prøve. En metode innebærer oksydasjon av glukose i prøven med glukoseoksydase for å utvikle glukonolakton og hydrogenperoksyd. I nærvær av et farveløst kromogen omdannes hydrogenperoksydet av peroksydase til vann og et farvet produkt.

Intensiteten av det farvede produkt vil være proporsjonal med mengden glukose i væsken. Denne farven kan bestemmes ved å benytte konvensjonelle absorbans-eller reflektans-metoder. Ved kalibrering med kjente konsentrasjoner av glukose, kan farvemengden benyttes til å bestemme konsentrasjonen av glukose i den oppsamlede analytt. Gjennom utprøvning for å bestemme forholdet, kan man beregne konsentrasjonen av glukose i vedkommendes blod. Denne informasjon kan så benyttes på samme måte som informasjonen oppnådd fra en blodglukosetest fra en fingerpunksjon. Resultatene kan foreligge i løpet av 5 til 10 minutter.

Eksempel 25

Et hvilket som helst system som benytter en visuell fremvisning eller avlesning av glukosekonsentrasjonen vil informere diagnostikeren eller pasienten om behovet for administrering av insulin eller et annet passende legemiddel. Ved krisebehandling eller andre situasjoner hvor det er ønskelig med konstant overvåkning og hvor korrigerende virkning må tas nesten samtidig, kan visningsanordningen være forbundet med passende signalanordninger som på passende måte utløser administreringen av insulin eller et annet medikament. For eksempel finnes insulinpumper som implanteres i bukhulen eller andre kroppshulrom, som kan aktiveres som respons på eksterne eller interne stimuli. Ved å utnytte de forbedrede transdermale strømningshastigheter som er mulige ved mikroporering av stratum corneum og andre teknikker i denne beskrivelse, vil det alternativt kunne etableres et insulin-avleveringssystem transdermalt under kontroll av de strømningshastigheter som moduleres av signalet fra glukose-avfølingssystemet. På denne måte kan et fullstendig biomedisinsk kontrollsystem, som ikke bare overvåker og/eller diagnostiserer et medisinsk behov, men som samtidig sørger for korrigeringstiltak, opprettes.

Biomedisinske kontrollsystemer av lignende natur vil kunne frembringes for andre situasjoner, f.eks. opprettholdelse av korrekt elektrolyttbalanse eller administrering av analgetika som respons på en målt analytt-parameter, så som prostaglandiner.

Eksempel 26

I likhet med hørbar lyd, kan lydbølger være gjenstand for refleksjon, bøyning og absorpsjon, når de møter et annet medium med ulike egenskaper [D. Bommannan et al., 9 Pharm. Res. 559 (1992)]. Reflektorer eller linser kan benyttes til å fokusere eller på annen måte kontrollere fordelingen av lydenergi i et aktuelt vev. For mange steder på den menneskelige kropp kan det finnes en kjøttfold som kan holde dette systemet. For eksempel er en øreflipp en hensiktsmessig lokalisering som ville kunne tillate bruk av en reflektor eller linse for å bidra til utøvelse av en retningskontroll (f.eks. «puffing» av analytter eller permeanter gjennom den porerte stratum corneum) på lignende måte som hva som realiseres ved å endre lydfrekvens og intensitet.

Eksempel 27

Det kan eventuelt benyttes flere lydenergi-transducere for selektivt å styre retningen av transdermal strømning gjennom porert stratum corneum enten inn i kroppen eller ut av kroppen. En hudfold, så som en øreflipp, gjør det mulig å anbringe transducere på den ene eller andre side av folden. Transducerne kan aktiviseres selektivt eller faserettet for å forbedre transdermal strømning i den ønskede retning. Rader av transducere eller en akustisk krets, kan konstrueres for å benytte «phased array concepts» i likhet med de som er utviklet for radar- og mikrobølge-kommunikasjonssystemer for å dirigere og fokusere lydenergien inn i det interessante området.

Eksempel 28

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at den varme-separerte epidermisprøven først ble behandlet med en excimer-laser (f.eks. modell EMG/200 fra Lambda Physik; 193 nm bølgelengde, 14 ns pulsbredde) for å bortsmelte stratum corneum i henhold til fremgangsmåtene beskrevet i US-patent 4.775.361.

Eksempel 29

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at den varme-separerte epidermisprøven først ble behandlet med 1,1'-dietyl-4,4'-karbocyanin-jodid (Aldrich, A,max=703 nm), hvorpå totalt 70 mJ/cm<2>/50 ms avgis til den farvestoff-behandlede prøve med en modell TOLD9150 diodelaser (Toshiba America Electronic, 30 mW ved 690 nm) for å bortsmelte stratum corneum.

Eksempel 30

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 29 fulgt, bortsett fra at farvestoffet er indocyanin-grønt (Sigma Cat. No. I-2633; Xmax=775 nm) og laseren er en modell Diolite 800-50 (LiCONiX, 50 mW ved 780 nm).

Eksempel 31

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 29 fulgt, bortsett fra at farvestoffet er metylenblått og laseren er en modell SDL-8630 (SDL Inc.; 500 mW ved 670 nm).

Eksempel 32

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 29 fulgt, bortsett fra at farvestoffet inngår i en løsning som omfatter en permeasjons-forsterker, f.eks. CE1.

Eksempel 33

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 29 fulgt, bortsett fra at farvestoffet og den forsterker-holdige løsning avgis til stratum corneum ved hjelp av eksponering for ultralyd.

Eksempel 34

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 31 fulgt, bortsett fra at den pulsede lyskilde er en kort buelampe som emitterer over det brede området fra 400 til 1100 nm, men som har et båndfilter plassert i systemet for å begrense utgangs-bølgelenden til ca. 650 til 700 nm.

Eksempel 35

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at de varme-separerte epidermisprøvene først punkteres med en mikrolansett (Becton Dickinson) kalibrert for å frembringe en mikropore i stratum corneum uten å nå det underliggende vev.

Eksempel 36

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at de varme-separerte epidermisprøvene først behandles med fokusert lydenergi i området 70-480 mJ/cm<2>/50 ms for å bortsmelte stratum corneum.

Eksempel 37

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at stratum corneum først punkteres hydraulisk med en høytrykks fluidstråle for å danne en mikropore med diameter opp til 100^m.

Eksempel 38

I dette eksempel ble fremgangsmåten i Eksempel 19 fulgt, bortsett fra at stratum corneum først punkteres med korte elektriske pulser for å danne en mikropore med diameter opp til ca. 100^m.

Eksempel 39

Akustisk strømning

En ny mekanisme og anvendelse av lydenergi til avlevering av terapeutiske substanser inn i kroppen og/eller uttak av væsker fra kroppens innside over i et eksternt reservoar gjennom mikroporeringer dannet i stratum corneum-laget, skal nå beskrives. Et ytterligere aspekt av foreliggende oppfinnelse er anvendelsen av lydenergi for å frembringe en akustisk strømningseffekt på de væskene som strømmer rundt og mellom de intakte cellene i epidermis og dermis i den menneskelige hud. Akustisk strømning er en godt dokumentert måte hvorved lydenergi kan gi interaksjon med et flytende medium. Nyborg, Physical Acoustics Principles and Methods, s. 265-331, Vol. II del B, Academic Press, 1965. Den første teoretiske analyse av akustisk strømnings-fenomen ble foretatt av Rayleigh (1884, 1945). I en omfattende behandling av emnet, har Longuet-Higgins (1953-1960) gitt et resultat som er anvendelig på todimensjonal strømning som resulterer i den umiddelbare nærhet til en hvilken som helst vibrerende sylindrisk overflate. En tredimensjonal tilnærming for en arbitrær overflate ble utviklet av Nyborg (1958). Som beskrevet av Fairbanks et al., 1975 Ultrasonics Symposium Proceedings, IEEE Cat. No. 75, CHO 994-4SU, kan lydenergi og det akustiske strømnings-fenomen være til stor hjelp ved aksellerering av væskestrømmen gjennom et porøst medium, idet det oppviser målbare økninger i strømningshastigheten opp til 50 ganger hva som er mulig passivt eller bare med anbringelse av trykkgradienter.

Alle tidligere bestrebelser på transdermal avlevering eller ekstraksjon ved anvendelse av ultralyd, har vært fokusert på metoder for interaksjon mellom lydenergien og hudvev for å permeabilisere stratum corneum-laget. Den nøyaktige interaksjonsmåte som har vært involvert, har vært antatt utelukkende å skyldes den lokale temperaturhevning i SC-laget, og den resulterende smelting av lipidområdene i de intercellulære åpninger mellom corneocyttene (Srinivasan et al.). Andre forskere har antydet at mikro-kavitasjoner og/eller skjær-virkninger i strukturen i stratum corneum åpner kanaler som væsker lettere kan strømme gjennom. Utformingen av de akustiske systemene for forbedring av transdermale strømningshastigheter har i alminnelighet vært basert på den tidligere erkjennelse av at anvendelsen av en eksisterende terapeutisk ultralydenhet konstruert for å frembringe en «dybde-varmende» effekt når den ble benyttet på et individ i forbindelse med lokal påføring av et gelatinert eller flytende preparat som inneholdt medikamentet som skulle avleveres i kroppen, kunne frembringe en kvantifiserbar økning av medikamentets strømningshastighet inn i kroppen. I forbindelse med den fremgangsmåte som her beskrives for å frembringe mikroporer i dette barrierelaget, kan anvendelsen av lydenergi nå sees på som en helt ny og annen måte enn de klassisk definerte sonoforese-konsepter.

På grunnlag av den eksperimentelle oppdagelse som er nevnt i US-patent 5.458.140 og 5.445.611 at når det foreligger eller ble skapt, et lite hull i stratum corneum (SC) i de Franz-cellene som ble benyttet i in vitro studiene, kunne anvendelsen av en riktig operert ultralyd-transducer mot væskereservoaret på den ene side av den porerte SC-prøve, frembringe en «akustisk strømning», hvor væsken med høye strømningshastigheter kunne bli pumpet gjennom denne porerte membran.

Med den metode som her beskrives for å frembringe de kontrollerte mikroporeringene i stratum corneum-laget i huden til et levende individ, kan anvendelsen av fluid strømningsmodus av lyd/væske-interaksjon til induksjon av væskestrøm inn eller ut av kroppen nå praktisk utforskes. For eksempel har kliniske undersøkelser vist at det ved å frembringe en rekke på fire 80 \ im diameter mikroporer i et 400^m kvadrat og deretter anvende et svakt sug (250 til 300 mm Hg) på området, kan gjennomsnittlig ca. 1 \ A. interstitialvæske induseres til å forlate kroppen for utvendig oppsamling i et utvendig kammer. Ved å tilsette systemet en liten laveffekts-lydtransducer, konfigurert slik at den aktivt genererer innad konvergerende konsentriske sirkulære trykkbølger i det 2 til 6 mm vev som omgir poreringsstedet, har det vært vist at denne ISF-strømningshastighet kan økes med 50%.

Et ønske om å frembringe en form for direkte absorpsjon av lydenergi i hudvevet (som fordres for å frembringe oppvarming), kan det bestemmes lydenergifrekvenser som vevet praktisk talt er transparent for, det vil si det meget lave frekvensområdet fra 1 kHz til 500 kHz. Selv ved enkelte av de laveste frekvenser som ble undersøkt kunne betydelige akustiske strømningseffekter iakttas ved å benytte et mikroskop for å betrakte en in vivo test hvor forsøkspersonens hud ble mikroporert og ISF bragt til å forlate kroppen og samle seg på hudoverflaten. Aktivering av lydtransduceren viste oppsiktsvekkende indikasjoner på graden av akustisk strømning, idet små biter av partikulært materiale ble transportert sammen med ISF etter som den virvlet avsted. Typisk grad av frembragt bevegelse kan beskrives som følger: for en 3 mm diameter sirkulær dråpe av ISF på hudoverflaten, kunne en enkelt synlig partikkel sees å fullføre ca. tre fullstendige omdreininger per sekund. Dette tilsvarer en lineær væskehastighet på mer enn 2,5 mm/sekund. Hele denne virkning ble demonstrert med lydeffektnivåer i vevet på mindre enn 100 mW/cm<2>.

Mens man lett kan se toppen av hudoverflaten og den flytende aktivitet på denne, er en vurdering av hva som dynamisk finner sted i hudvev-lagene som respons på innkobling av lydenergi i disse vev, meget vanskeligere. Man kan anta at dersom slike høye væskehastigheter (f.eks. >2,5 mm/sek.) så lett kan induseres på overflaten, ville også en merkbar økning i væskestrømmen i de intercellulære kanalene som forekommer i de levende hudvev, også realiseres som respons på denne lydenergi-tilførsel. Det er for tiden foretatt en beregning av en økning i uttatt ISF gjennom et gitt sett av mikroporeringer når det ble påført lavfrekvent lydenergi på området i en sirkel som omga poreringsstedet. I dette forsøk ble en ISF-oppsamlingsteknikk utelukkende basert på svakt sug (250 til 300 mm Hg) avvekslende benyttet med nøyaktig samme apparat, men med lyd-transduceren innkoblet. I løpet av en rekke på 10 to minutters oppsamlingsperioder, fem bare med sug og fem med både sug og aktiv lydenergi, ble det registrert at det ved aktivering av lydkilden kunne oppsamles ca. 50% mer ISF i det samme tidsrom. Disse dataene er vist i FIG. 30. Denne økning av ISF-strømningshastighet ble oppnådd uten at forsøkspersonene rapporterte noen økning av smertefornemmelse som følge av lydenergien. Apparatet benyttet for dette forsøk er illustrert i FIG. 31-33. Transducer-anordningen i FIG. 31-33 utgjøres av en tykkvegget sylinder av piezo-elektrisk materiale med en innvendig diameter på ca. 8 mm og en veggtykkelse på 4 mm. Sylinderen er polarisert slik at når et elektrisk felt påføres på tvers av de metalliserte overflater av den utvendige og innvendige diameter, ekspanderer eller kontraherer sylinderens veggtykkelse som respons på feltpolariteten. I praksis resulterer denne konfigurasjon i en anordning som hurtig klemmer vevet som er blitt suget inn i det sentrale hull, og forårsaker en innoverrettet radial akustisk strømningseffekt på de væsker som forefinnes i disse vevene. Denne innadrettede akustiske strømning er ansvarlig for å bringe mer ISF til mikroporeringsstedet i sentrum av hullet, hvor det kan forelate kroppen for oppsamling utenfor.

En lignende anordning vist i FIG. 34A-B ble fremstillet og testet og førte til å begynne med til lignende resultater. I FIG. 34A-B versjonen ble en ultralyd-transducer produsert av Zevex, Inc. Salt Lake City, Utah, modifisert ved at den fikk en spatel-lignende forlengelse tilføyd til lydhornet. Et 4 mm hull ble anbragt i den 0,5 mm tykke spatel-enden av denne forlengelse. Ved aktivering er hovedbevegelsen longitudinal langs spatel-lengden, hvilket resulterer i en hurtig bevegelse i det vesentlige frem og tilbake. Den fysiske forstyrrelse av metallspatelen forårsaket av plasseringen av 4 mm hullet, resulterte i en meget aktiv, men kaotisk oppførsel med stor forskyvning ved dette punkt. Ved bruk ble forsøkspersonens hud suget opp i dette hullet og lydenergien ble deretter ledet inn i huden på lignende måte som illustrert i FIG. 33.

Det nye aspekt ved denne nye anvendelse av ultralyd ligger i følgende grunnleggende områder: 1. Funksjonen av ultralyden trenger ikke lenger å fokuseres på permeabilisering av SC-barriere-membranen som beskrevet av Langer, Kost, Bommannan og andre. 2. Det kan benyttes et meget lavere frekvenssystem som har meget liten absorpsjon i hudvevet, men som fremdeles kan skape det væskestrømningsfenomen som ønskes i de intercellulære passasjer mellom epidermiscellene som inneholder interstitialvæsken. 3. Måten som interaksjonen med vevene og væskene i dette foregår etter, er den såkalte «strømning» (streaming) som innen lydlæren ansees som en unik og forskjellig modus fra de klassiske vibrasjonsinteraksjoner som er i stand til å utøve skjærkrefter på cellemembraner og aksellerere den passive diffusjonsprosess.

Ved å optimalisere den geometriske konfigurasjon, frekvens, effekt og modulasjoner av lyd-transduceren har det vært vist at betydelige økninger i væskestrømmen gjennom porerte hudsteder kan oppnås. Optimaliseringen av disse parameterne er gjort for å utforske de ikke-lineæriteter som styrer væskestrøms-forholdene i dette mikroskopskala-miljø. Ved å benytte frekvenser under 200 kHz kan det iakttas store væskeeffekter uten noen påvisbar oppvarming eller andre negative innvirkninger på vevet. De lydeffektnivåene som fordres for å frembringe disse målbare effektene er meget lave med gjennomsnittlige effektnivåer som i alminnelighet ligger under 100 milliwatt/cm<2>.

Eksemplene ovenfor er derfor bare representative for systemer som kan benyttes ved utnyttelse av ultralyd eller ultralyd og kjemiske forsterkere ved oppsamling og kvantifisering av analytter for diagnostiske formål og for transdermal avlevering av permeanter. Oppfinnelsen er rettet mot den oppdagelse at porering av stratum corneum med påfølgende riktig anvendelse av ultralyd, særlig når denne ledsages av bruk av kjemiske forsterkere, muliggjør noninvasiv eller minimalt invasisv transdermal bestemmelse av analytter eller avlevering av permeanter. Oppfinnelsen er imidlertid ikke bare begrenset til de respektive illustrasjoner. Det finnes tallrike poreringsteknikker og forsterkersystemer, hvorav enkelte kan virke bedre enn andre, for påvisning og uttak av bestemte analytter eller for avlevering av permeanter gjennom stratum corneum. Innenfor de her presenterte retningslinjer kan imidlertid fagmannen lett foreta visse eksperimenteringer for å oppnå optimal porering, optimale forsterkere eller optimal tid, intensitet og frekvens av den anvendte ultradlyd, så vel som modulering av frekvens, amplitude og fase av anvendt ultradlyd. Oppfinnelsens ramme er derfor kun begrenset av de etterfølgende krav og funksjonelle ekvivalenter av disse.

Claims

1. System for bortsmelting av stratum corneum-laget i huden til en organisme, som omfatter et middel (140) for bortsmelting av huden (160) til organismen ved et valgt område for å danne minst én mikropore, hver mikropore er 1-1000 um i diameter og rager til en ønsket dybde, karakterisert vedat middelet (140) for bortsmelting er et middel for oppvarming av et valgt område av stratum corneum med en varmekilde (144) for å smelte bort stratum corneum, hvori varmekilden (144) omfatter et fast element (148) i operativ kommunikasjon med et middel (156) for modulering av temperaturen til nevnte faste element (148) fra en redusert temperaturtilstand til en forhøyet temperaturtilstand, hvori, i den forhøyede temperaturtilstanden, overfører nevnte faste element (148) termisk energi til huden (160) slik at temperaturen til hudoverflaten ved kontaktpunktet er høyere enn 123 °C, for å smelte bort en del av huden (160), og hvori, i den reduserte temperaturtilstanden, overfører nevnte faste element (148) mindre termisk energi til huden (160) enn det som kreves for å smelte bort huddelen (160).

2. System ifølge krav 1,karakterisert vedat det videre omfatter et reservoar inneholdende en permeant, idet nevnte reservoar er i en størrelse for plassering for å dekke den dannede store mengden av mikroporer, hvori i bruk, passerer permeanten ut av reservoaret og inn i den dannede minst ene mikroporen.

3. System ifølge krav 1 eller 2,karakterisert vedat varmekilden (144) er i en størrelse for å avgrense kontakten av varmekilden (144) med huden

(160) til et areal som er omtrent 1-1000 um i diameter.

4. System ifølge kravene 1, 2 eller 3,karakterisert vedat i den reduserte temperaturtilstanden, overfører varmekilden (144) ikke ledende termisk varme til huden (160) slik at temperaturen til hudoverflaten ved kontaktpunktet blir redusert til omtrent omgivende hudtemperatur.

5. System ifølge krav 1,karakterisert veda t varmekilden (144), i den forhøyede temperaturtilstanden, har en temperatur som er mindre enn 100 °C når den blir plassert i kontakt med vev med mer enn 30% vanninnhold.

6. System ifølge kravene 1, 2, 3 eller 4,karakterisert vedat varmekilden (144) blir syklisert gjennom minst én eller flere sykluser av moduleringer av temperaturen mellom den reduserte temperaturtilstanden og den forhøyede temperaturtilstanden.

7. System ifølge krav 6,karakterisert vedat hver syklus for moduleringer av temperaturen er mindre enn mellom omtrent 20 til 80 msek.

8. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4 eller 6,karakterisert vedat kontaktoverflaten til det faste elementet (148) blir modulert fra den reduserte temperaturtilstanden til den forhøyede temperaturtilstanden, en puls-på tid, i en tidsperiode som er høyere enn omtrent 1 msek.

9. System ifølge krav 8,karakterisert vedat puls-på tiden er i en tidsperiode mellom omtrent 1 til 50 msek.

10. System ifølge krav 9,karakterisert vedat det faste elementet (148) blir modulert fra den forhøyede temperaturtilstanden til den reduserte temperaturtilstanden, en puls-av tid, i en tidsperiode som er høyere enn 10 msek.

11. System ifølge krav 8,karakterisert veda t puls-av tiden er en tidsperiode mellom omtrent 10-50 msek.

12. System ifølge krav 1 eller 2,karakterisert vedat faststoff elementet (148) omfatter et metallisk faststoff.

13. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 5, 6, 8 eller 10, videre omfattende et følesystem (250) som gjør det mulig å finne om bortsmeltingen av huden (160) har dannet minst en mikropore med den ønskede dybde i huden (160).

14. System ifølge krav 13,karakterisert vedat følesystemet (250) omfatter et system for å måle endringer i elektrisk impedans i huden når minst den ene pore dannes og hvori nevnte følesystem (250) er operativt koblet til bortsmeltingsmiddelet (140) for å avbryte bortsmeltingen av huden (160) når mikroporen når den ønskede dybden.

15. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8 eller 10,karakterisert veda t nevnte faste element (148) er plassert i direkte kontakt med en del av det valgte området av huden (160).

16. System ifølge krav 1, 2, 3, 4, 6, 8 eller 15,karakterisert veda t nevnte moduleringsmiddel (156) omfatter en modulerende strømsløyfe som modulerer strømmen tilført til nevnte faste element (148) slik at nevnte faste element (148) blir opprettholdt vesentlig ved den forhøyede temperaturtilstanden i mindre enn omtrent 20 msek for å redusere følelsen til organismen og minimalisering av volumet av vevet som blir påvirket av den overførte termiske energien.

17. System ifølge krav 16,karakterisert vedat i den reduserte temperaturtilstanden fjerner den modulerende strømsløyfen strømmen fra nevnte faste element (148).

18. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8 eller 15,karakterisertved at nevnte moduleringsmiddel (156) omfatter et modulerende magnetfelt, idet magnetfeltet blir selektivt aktivert for å produsere elektriske virvelstrømmer innenfor nevnte faste element (148) slik at det faste elementet (148) blir opprettholdt vesentlig ved den forhøyede temperaturtilstanden i mindre enn omtrent 20 msek for å redusere følelsen til organismen og å minimalisere volumet av vev som påvirkes av den overførte termiske energien.

19. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16 eller 18, karakterisert vedat det videre omfatter et middel (124) for avkjøling av det valgte hudområdet (160) slik at det valgte området er i en avkjølt tilstand.

20. System ifølge krav 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16, 18 eller 19, karakterisert vedat middelet (124) for avkjøling omfatter overføring av en Peltier innretning til nevnte valgte område.

21. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16, 18 eller 19,karakterisert vedat det videre omfatter et middel for påføring av sonisk energi for et valgt hudområde (160) med minst én mikropore deri ved en frekvens i området på 5kHz til 100 MHz.

22. System ifølge krav 21,karakterisert vedat nevnte middel for påføring av sonisk energi blir ved modulert frekvensmodulering, amplitudemodulering, fasemodulering eller kombinasjoner derav.

23. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16,18,19 eller 21,karakterisert vedat det videre omfatter et middel for påføring av elektroporasjon til et valgt hudområde (160) med minst én mikroporeverdi.

24. System ifølge krav 1,karakterisert vedat det faste elementet (148) påfører energi ledende.

25. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8,15,16,18, 19 eller 23,karakterisert vedat ved middelet (140) for oppsmeltning forårsaker eksudasjon av interstitielt fluid, og videre omfatter midler for oppsamling av en valgt mengde av nevnte interstitielle fluid.

26. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16, 18, 19, 21, 23 eller 25,karakterisert vedat at det videre omfatter et middel for påføring av suging til den dannete minst ene mikroporen.

27. System ifølge kravene 1, 2, 3, 4, 6, 8, 15, 16, 18, 19, 21, 23 eller 24,karakterisert vedat det videre omfatter et middel for kontakting av det valgte område med en sammensetning omfattende en effektiv mengde av tatoveringsblekk slik at fluxen av nevnte tatoveringsblekk i kroppen blir forøket.

28. System ifølge krav 14,karakterisert vedat følesystemet (250) detekterer en forutbestemt forandring i elektrisk impedans i huden (160), og hvori, ved oppnåelse av den forutbestemte forandringen, stopper bortsmeltningsmiddelet (140).