ФОРМИРОВАНИЕ МИКРОПОР В КОЖЕ ЧЕЛОВЕКА ДЛЯ ДОСТАВКИ ЛЕКАРСТВЕННЫХ ПРЕПАРАТОВ И МОНИТОРИНГА Российский патент 2003 года по МПК A61B5/00 A61M37/00 

Эта заявка является частичным продолжением заявки из Серии 08/520547, поданной 29 августа 1995 г., которая является частичным продолжением заявки из Серии 08/152442, поданной 15 ноября 1993 г., теперь патента США 5458/140, и Серии 08/152174, поданной 8 декабря 1993 г., теперь патента США 5445611. В этой заявке также заявлен положительный эффект предварительной заявки США 60/0088043, поданной 30 октября 1995 г.

Предшествующий уровень техники
Это изобретение относится в целом к области мониторинга анализируемых веществ в организме и трансдермальной доставки лекарственных препаратов в организм. Более конкретно, это изобретение относится к способу, от минимально инвазивного до неинвазивного, увеличения проницаемости кожи посредством создания микропоры в роговом слое, причем способ может комбинироваться с акустической энергией, химическими усилителями проницаемости, давлением и им подобным для избирательного усиления направленного наружу потока анализируемых веществ из организма для их мониторинга или для доставки лекарственных препаратов в организм.

Роговой слой главным образом ответствен за хорошо известные барьерные свойства кожи. Таким образом, это слой, который представляет самое большое препятствие для трансдермального потока лекарственных препаратов или других молекул в организм и анализируемых веществ из организма. Роговой слой, наружный роговой слой кожи, представляет собой сложную структуру компактных кератинизированных клеточных остатков, разделенных липидными фрагментами. По сравнению со слизистой оболочкой полости рта или желудка роговой слой намного менее проницаем для молекул как наружу, так и внутрь организма. Роговой слой образован из кератиноцитов, которые составляют большинство клеток эпидермиса, теряющих свои ядра и становящихся корнсоцитами. Эти мертвые клетки составляют роговой слой, имеющий толщину лишь около 10-30 мкм и, как отмечено выше, представляет собой очень устойчивую водонепроницаемую оболочку, которая защищает организм от внедрения внешних веществ и миграции наружу жидкостей и растворенных молекул. Роговой слой постоянно обновляется путем отслоения клеток рогового слоя во время шелушения и образования новых клеток рогового слоя с помощью процесса кератинизации.

Поток лекарственного препарата или анализируемого вещества через кожу может быть увеличен с помощью изменения или сопротивления (коэффициента диффузии), или движущей силы (градиента для диффузии). Поток может быть усилен с помощью применения так называемых усилителей проникновения или химических усилителей. Химические усилители хорошо известны в этой области, и более подробно будут описаны ниже.

Другим способом увеличения проницаемости кожи для лекарственных препаратов является ионтофорез. Ионтофорез включает применение внешнего электрического поля и местную доставку ионизированной формы лекарственного препарата или деионизированного лекарственного препарата, переносимого с потоком воды, связанным с ионным транспортом (электроосмос). Хотя усиление проникновения с помощью ионтофореза было эффективным, регуляция доставки лекарственного препарата и необратимое повреждение кожи являются проблемами, связанными с этой методикой.

Акустическая энергия также использовалась для усиления проницаемости кожи и синтетических мембран для лекарственных препаратов и других молекул. Ультразвук определялся, как волны механического давления с частотой выше 20 кГц (H. Lutz et al., Mannual of Ultrasound 3-12 (1984). Акустическая энергия генерируется вибрацией пьезоэлектрического кристалла или другого электромеханического элемента с помощью пропускания переменного тока через материал (R. Brucks et al. , 6 Pharm. Res. 697 (1989). Использование акустической энергии для увеличения проницаемости кожи для молекул лекарственных препаратов было названо сопофорезом или фонофорезом.

Хотя было установлено, что усиление проницаемости кожи теоретически обеспечит возможность транспортировки молекул из внутренней среды организма через кожу в наружную среду организма для сбора и мониторинга, применимые в практике способы раскрыты не были. В патенте США 5139023, выданном Stanley et al. , раскрыто устройство и способ неинвазивного мониторинга глюкозы в крови. В этом изобретении для увеличения проницаемости для глюкозы ткани слизистой оболочки или кожи используются химические усилители проницаемости. Затем происходит пассивная диффузия глюкозы через ткань слизистой оболочки или кожу и захват глюкозы принимающей средой. Проводится измерение количества глюкозы в принимающей среде и корреляция для определения уровня глюкозы в крови. Однако по данным Stanley et al. этот способ гораздо более эффективен при использовании на ткани слизистой оболочки, такой как щечная ткань, что приводит к сбору определяемых количеств глюкозы в принимающую среду после времени задержки приблизительно 10-20 мин. Однако способ, предложенный Stanley et al. , в зависимости от композиции используемого химического усилителя, приводит к крайне длительному времени задержки в диапазоне от 2 до 24 ч перед тем, как можно будет определить выявляемые количества глюкозы, диффузирующей in vitro через кожу (эпидермис, отделенный термическим воздействием). Эти длительные периоды задержки могут быть отнесены к продолжительности периода времени, требуемого для пассивной диффузии химических усилителей проницаемости через кожу и для усиления проницаемости барьера рогового слоя, а также продолжительности периода времени, требуемого для пассивной диффузии глюкозы через кожу. Таким образом, Stanley et al. не дают четкого описания неинвазивного способа транспортировки глюкозы крови или других анализируемых веществ через кожу таким образом, чтобы обеспечить возможность проведения быстрого мониторинга, что требуется для мониторинга глюкозы крови больных диабетом и для многих других анализируемых веществ организма, таких как электролиты крови.

Хотя использование звуковой энергии для доставки лекарственных препаратов известно, результаты были в значительной степени разочаровывающими, потому что усиление проницаемости было относительно небольшим. Нет согласия относительно эффективности звуковой энергии для увеличения потока лекарственного препарата через кожу. Хотя в некоторых исследованиях сообщалось об успехе сонофореза (см. 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)), другие получали отрицательные результаты (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. Рhаmaсol. 1122 (1986)). Системы, в которых использовалась кожа грызунов, дали самые многообещающие результаты, тогда как системы, в которых применялась кожа человека, дали разочаровывающие результаты. Специалистам в этой области хорошо известно, что кожа грызунов гораздо более проницаема, чем кожа человека, и, следовательно, приведенные выше результаты не дают специалистам в этой области информации о том, как эффективно использовать сонофорез при использовании для трансдермальной доставки и/или мониторинга через кожу человека.

Значительное улучшение мониторинга анализируемых веществ, а также доставки лекарственных препаратов в организм при использовании ультразвуковой энергии раскрыто и заявлено в совместно поданных заявках Серии 08/152442, поданной 15 ноября 1993 г., в настоящее время патент США 5458140 и Серии 08/152174, поданной 8 декабря 1993 г. , в настоящее время патент США 54456110, оба из которых включены в эту заявку в виде ссылки. В этих изобретениях трансдермальное взятие проб анализируемых веществ или трансдермальная доставка лекарственных препаратов достигается посредством использования звуковой энергии, которая модулируется по интенсивности, фазе или частоте или комбинации этих параметров в сочетании с использованием химических усилителей проникновения. Раскрыто также использование звуковой энергии, необязательно с модуляцией частоты, интенсивности и/или фазы для контролируемого проталкивания, и/или нагнетание молекул через роговой слой через перфорации, образованные с помощью проколов иглой, гидравлической струи, лазером, электропорообразования или других способов.

Образование микропоры (т. е. микропорообразование) в роговом слое для усиления доставки лекарственных препаратов было предметом различных исследований и привело к выдаче патентов на такие методики.

Jacgues et al. , 88 J. Invest. Dermatol. 88-93 (1987) описывают способ введения лекарственного препарата с помощью удаления рогового слоя из области кожи с использованием пульсирующего лазерного излучения с длиной волн, продолжительностью импульсов, энергией импульсов, количеством импульсов и частотой повторения импульсов, достаточных для удаления рогового слоя без значительного повреждения подлежащего эпидермиса и последующего нанесения лекарственного препарата на область удаления. Эта работа привела к выдаче патента США 4775361 Jacgues et al. Об удалении кожи посредством использования ультрафиолетового-лазерного излучения сообщалось ранее Lane et al., 121 Arch. Dermatol. 609-617 (1985). Jacques et al. ограничивались использованием света с несколькими значениями длины волн и дорогих лазеров.

Tankovich, патент США N 5165418 (далее - "Tankovich '418") раскрывает способ получения образцов крови с помощью облучения кожи человека или животных с одним или более импульсов лазерного излучения с энергией, достаточной для того, чтобы вызвать испарение ткани кожи так, чтобы образовалось отверстие в коже, простирающееся через эпидермис, для проникновения в просвет по меньшей мере одного кровеносного сосуда с целью выталкивания крови через отверстие для возможности ее сбора. Таким образом, Tankovich '418 не подходит для неинвазивного или инвазивного повышения проницаемости рогового слоя таким образом, чтобы можно было доставить лекарственный препарат в организм или провести анализ анализируемого вещества из организма.

Tankovich, патент США N 5423803 (далее - "Tankovich '803") раскрывает способ лазерного удаления клеток поверхностного эпидермиса кожи в коже человека для косметического применения. Способ включает нанесение светопоглощающей "примеси" на наружные слои эпидермиса и принуждение некоторого количества этой примеси к проникновению в межклеточные пространства в роговом слое и освещения инфильтрированной кожи импульсами лазерного излучения достаточной интенсивности так, чтобы количество энергии, поглощенной примесью заставило примесь взорваться с выделением энергии, достаточной для разрыва некоторых клеток эпидермиса кожи. Tankovich '803, кроме того, инструктирует, что должно быть высокое поглощение энергии примесью при длине волн лазерного излучения, что лазерное излучение должно быть импульсным излучением с продолжительностью менее 1 мс, что примесь должна принуждаться проникать в верхние слои эпидермиса и что примесь должна взрываться с выделением энергии, достаточной для разрыва клеток эпидермиса после поглощения лазерной энергии. В этом изобретении также не раскрывался и не предлагался способ подачи лекарственного препарата или сбора анализируемых веществ.

Raven et al. , WO 92/00106 описывают способ избирательного удаления нездоровой ткани из организма с помощью введения в выбранную ткань соединения, обладающего высокой поглощающей способностью инфракрасного излучения с длиной волн 750-860 нм, и облучения области соответствующим инфракрасным излучением при мощности, достаточной для того, чтобы вызвать термическое выпаривание ткани, в которую было введено соединение, но недостаточной для того, чтобы вызвать выпаривание ткани, в которую не было введено соединение. Поглощающее соединение должно быть растворимо в воде или сыворотке, такой как индоцианин зеленый, хлорофилл, порфирины, соединения, содержащие гем, или соединения, содержащие полиеновую структуру, а уровни мощности находятся в диапазоне от 50 до 1000 Вт/см² или даже выше.

Konig et al., DD 259351 предлагают способ термической обработки опухолевой ткани, который включает введение в ткань опухоли среды, поглощающей излучение в красной и/или близкой к красной инфракрасной области спектра, и облучение инфильтрированной ткани лазерным светом с соответствующей длиной волн. Поглощающие среды могут включать метиленовый синий, восстановленный порфирин или его агрегаты и фталоцианин синий. В качестве примеров приводятся метиленовый синий, который сильно поглощает при 600-700 нм, и криптоновый лазер, излучающий при 647 и 676 нм. Уровень мощности должен быть по меньшей мере 200 мВт/см².

Было показано, что с помощью отслаивания рогового слоя от небольшого участка кожи при повторном наложении и удалении целлофановой ленты в одно и то же место, можно легко собрать желаемые количества интерстициальной жидкости, в которой затем можно провести количественные определения ряда интересующих анализируемых веществ. Аналогичным образом было также показано, что "отслоенная лентой" кожа проницаема для трансдермальной доставки соединений в организм. К сожалению, "отслоение лентой" оставляет открытую ранку, заживление которой происходит в течение недель, и поэтому, а также по другим причинам, этот способ не считается приемлемым для широкого применения с целью усиления чрескожного транспорта.

Как обсуждалось выше, было показано, что пульсирующие лазеры, такие как эксимерный лазер, работающий при 193 нм, эрбиевый лазер, работающий приблизительно при 2,9 мкм или CO₂ лазер, работающий при 10,2 мкм, могут использоваться для эффективного образования небольших отверстий в роговом слое кожи человека. Эти методики лазерной деструкции предоставляют возможность создать способ избирательного и потенциально нетравматичного образования отверстия в роговом слое для подачи и/или взятия проб. Однако, ввиду недопустимо высоких затрат, связанных с этими источниками светового излучения, в промышленном масштабе не были разработаны продукты, основанные на этом принципе. С помощью определения способа прямого проведения термической энергии в роговой слой при очень жестко определенном разрешении в пространстве и времени, раскрываемое настоящее изобретение обеспечивает возможность вызвать желаемую микродеструкцию рогового слоя с использованием очень дешевых источников энергии.

Учитывая описанные выше проблемы и/или недостатки, разработка способа безопасного усиления проницаемости кожи для минимально инвазивного или неинвазивного мониторинга анализируемых веществ в организме за более короткий промежуток времени была бы значительным достижением в этой области. Другим значительным достижением в этой области было бы предоставление способа минимально инвазивного или неинвазивного усиления скорости трансдермального потока лекарственного препарата в выбранную область организма человека.

Сущность изобретения
Задачей изобретения является сведение к минимуму барьерных свойств рогового слоя с использованием формирования поры для контролируемого сбора анализируемых веществ из внутренней среды организма через перфорации в роговом слое для обеспечения возможности контроля за этими анализируемыми веществами.

Задачей изобретения является также предоставление способа контроля за отобранными анализируемыми веществами в организме через микропору в роговом слое в комбинации со звуковой энергией, усилителями проницаемости, градиентами давления и им подобными.

Другой задачей изобретения является предоставление способа контроля скорости трансдермального тока лекарственных препаратов или других молекул в организм и, по желанию, в поток крови через мелкие перфорации в роговом слое.

Еще одной задачей изобретения является предоставление способа доставки лекарственных препаратов в организм через микропору в роговом слое в комбинации со звуковой энергией, усилителями проницаемости, градиентами давления и им подобными.

Эти и другие задачи могут быть решены с помощью предоставления способа контроля за концентрацией анализируемого вещества в организме человека, включающего этапы усиления проницаемости рогового слоя выбранной области поверхности тела индивидуума с помощью
а) формирования поры в роговом слое выбранной области с помощью средств, образующих микропору в роговом слое, не вызывая серьезного повреждения подлежащих тканей, снижая, таким образом, барьерные свойства рогового слоя для удаления анализируемого вещества;
(b) сбора выбранного количества анализируемого вещества и
(с) количественного определения собранного анализируемого вещества.

В предпочтительном варианте реализации способ, кроме того, включает воздействие звуковой энергией на выбранную область с образованной в ней порой при частоте в диапазоне приблизительно от 5 до 100 МГц, в котором звуковая энергия модулируется с помощью элемента, выбранного из группы, состоящей из частотного модулятора, амплитудного модулятора, фазового модулятора и их комбинации.

В другом предпочтительном варианте реализации способ, кроме того, включает контактирование выбранной области тела индивидуума с химическим усилителем с воздействием звуковой энергии для дополнительного усиления удаления анализируемого вещества.

Образование пор в ороговевающем слое достигается с помощью средства, выбранного из группы, состоящей из (а) деструкции рогового слоя с помощью контактирования отобранной области рогового слоя с поперечным размером приблизительно до 1000 мкм с тепловым источником так, что температура связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в выбранной области поднимается выше точки испарения воды и других выпариваемых веществ, удаляя таким образом роговой слой в выбранной области; (b) прокола рогового слоя микроскальпелем, откалиброванным для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм; (с) деструкции рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка звуковой энергии на роговой слой; (d) гидравлической пункции рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм и (е) прокола рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм.

Один предпочтительный вариант реализации термической деструкции рогового слоя включает обработку по меньшей мере выбранной области эффективным количеством красителя, который проявляет сильное поглощение в диапазоне излучения импульсного светового источника и фокусировку генерируемой серии импульсов из импульсного светового источника на краситель так, что краситель нагревается достаточно для кондукционной передачи тепла к роговому слою для подъема температуры, связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в выбранной области выше точки испарения воды и других выпариваемых веществ. Предпочтительно источник импульсного светового излучения излучает при длине волн, которая незначительно поглощается кожей. Например, источник импульсного светового излучения может представлять собой лазерный диод, излучающий в диапазоне приблизительно от 630 до 1550 нм, лазерный диодный оптический параметрический генератор накачки, излучающий в диапазоне приблизительно от 700 до 3000 нм, или элемент, выбранный из группы, состоящей из дуговых ламп, ламп накаливания и диодов светового излучения. Может также предоставляться система контроля для определения момента, когда преодолеваются барьерные свойства рогового слоя. Одна предпочтительная система контроля включает средство улавливания света для приема света, отраженного от выбранной области, и фокусировки отраженного света на фотодиод, фотодиод для приема сфокусированного света и для посылки сигнала к блоку управления, в котором сигнал показывает качество отраженного света, и блок управления, соединенный с фотодиодом и с импульсным световым источником для приема сигнала и для выключения импульсного светового источника, когда принят предварительно выбранный сигнал.

В другом предпочтительном варианте реализации способ, кроме того, включает охлаждение выбранной области рогового слоя и прилегающих кожных тканей охлаждающим средством так, что указанная выбранная область и прилегающие кожные ткани перед образованием пор находятся в выбранном, предварительно охлажденном, устойчивом состоянии.

В еще одном предпочтительном варианте реализации способ включает деструкцию рогового слоя так, что интерстициальная жидкость истекает из микропоры, сбор интерстициальной жидкости и проведение анализа анализируемого вещества в собранной интерстициальной жидкости. После сбора интерстициальной жидкости микропора может герметизироваться с помощью подачи эффективного количества энергии из лазерного диода или другого светового источника так, что вызывается коагуляция интерстициальной жидкости, остающейся в микропоре. Предпочтительно для усиления сбора интерстициальной жидкости в выбранной области с образованной порой создается вакуум.

Еще в одном предпочтительном варианте реализации способ включает перед образованием поры в ороговевающем слое освещение по меньшей мере выбранной области несфокусированным светом из импульсного светового источника так, что выбранная область, освещенная светом, стерилизуется.

Другой предпочтительный способ формирования поры в роговом слое включает контактирование выбранной области с металлической проволокой так, что температура выбранной области поднимается от температуры окружающей кожи до уровня выше 100^oС в пределах от 10 до 50 мс и затем возвращение температуры выбранной области приблизительно до температуры окружающей кожи в пределах приблизительно от 30 до 50 мс, в котором этот цикл подъема температуры и возвращения до приблизительно температуры окружающей кожи повторяется несколько раз, что эффективно для снижения барьерных свойств ороговевающего слоя. Предпочтительно этап возвращения приблизительно до температуры окружающей кожи проводится с помощью удаления проволоки из контакта с ороговевающим слоем. Предпочтительно также предоставить средство для контроля за полным электрическим сопротивлением между проволокой и телом человека через выбранную область рогового слоя и прилегающие кожные ткани и средство для продвижения положения проволоки так, что по мере того, как происходит деструкция с сопутствующим снижением сопротивления, средство для продвижения продвигает проволоку так, что проволока находится в контакте с роговым слоем во время нагревания проволоки. Далее предпочтительно также предоставить средство для удаления проволоки из контакта с роговым слоем, в котором средство контроля способно выявить изменение полного сопротивления, связанное с контактированием слоя эпидермиса, лежащего под роговым слоем, и подачи сигнала к средству для удаления проволоки из контакта с роговым слоем. Проволока может нагреваться с помощью активного нагревательного элемента, может включать токовую петлю, имеющую точку высокого сопротивления, в которой температура точки высокого сопротивления модулируется с помощью пропускания модулированного электрического тока через указанную токовую петлю для воздействия на нагревание, или может располагаться в модулируемом, переменном магнитном поле катушки возбуждения так, что возбуждение катушки возбуждения переменным током вызывает образование вихревых токов, достаточных для нагревания проволоки с помощью внутренних активных потерь.

Способ увеличения скорости трансдермального потока активного проникающего вещества в выбранную область тела человека включает этапы усиления проницаемости рогового слоя выбранной области поверхности тела индивидуума для активного проникающего вещества посредством
(a) формирования поры в роговом слое выбранной области с помощью средств, образующих микропору в роговом слое, не вызывая серьезного повреждения подлежащих тканей, и таким образом, снижения барьерных свойств рогового слоя для потока активного проникающего вещества и
(b) контактирования выбранной области, имеющей созданную пору, с композицией, включающей эффективное количество проникающего вещества так, что поток проникающего вещества в организм усиливается.

В предпочтительном варианте реализации способ, кроме того, включает воздействие звуковой энергии на выбранную область с порой в течение времени и при интенсивности и частоте, эффективных для создания эффекта увлекающего потока и, таким образом, увеличения скорости трансдермального потока проникающего вещества в организм.

Предоставляется также способ нанесения татуировки на выбранную область кожи на поверхности тела индивидуума, включающий этапы:
(а) формирования поры в роговом слое выбранной области с помощью средств, образующих микропору в роговом слое, не вызывая серьезного повреждения подлежащих тканей, и таким образом снижения барьерных свойств рогового слоя для потока активного проникающего вещества и
(b) контактирования выбранной области, имеющей созданную пору, с композицией, включающей эффективное количество чернил для татуировки в качестве проникающего вещества так, что поток указанных чернил в организм усиливается.

Далее еще предоставляется способ уменьшения задержки во времени диффузии анализируемого вещества из крови человека в интерстициальную жидкость указанного человека в выбранной области кожи, включающий наложение средства для охлаждения на указанную выбранную область кожи.

Еще, кроме того, предоставляется способ для уменьшения выпаривания интерстициальной жидкости и давления ее пара, в котором указанная интерстициальная жидкость собирается из микропоры в выбранной области рогового слоя кожи человека, включающий наложение средства для охлаждения на указанную выбранную область кожи.

Краткое описание чертежей в нескольких проекциях.

Фиг. 1 иллюстрирует схематическое изображение системы для подачи излучения лазерного диода и контроля за процессом формирования поры.

Фиг.2 иллюстрирует схематическое изображение замкнутой системы с обратной связью для контроля за формированием поры.

Фиг.3А иллюстрирует схематическое изображение оптической системы формирования поры, включающей охлаждающее устройство.

Фиг. 3В иллюстрирует вид сверху схематического изображения иллюстративного охлаждающего устройства в соответствии с фиг.3А.

Фиг. 4 иллюстрирует схематическое изображение активного нагревательного элемента с механическим пускателем.

Фиг. 5 иллюстрирует схематическое изображение нагревательного элемента с токовой петлей, имеющей точку высокого сопротивления.

Фиг.6 иллюстрирует схематическое изображение устройства для модулирования нагревания с использованием индукционного нагрева.

Фиг.7 иллюстрирует схематическое изображение импедансного монитора с замкнутой системой, использующего изменения полного сопротивления для определения степени формирования поры.

На фиг. 8A-D показаны поперечные срезы кожи человека, обработанной фталоцианитом меди и затем подвергнутой воздействию светового излучения с длиной волн 810 нм и с частотой импульсов соответственно 0, 1, 5 и 50 при плотности энергии 4000 Дж/см² в течение периода импульса 20 мс.

Фиг.9-11 иллюстрируют схематическое изображение распределения температуры во время имитации термических процессов формирования поры с использованием оптического формирования поры.

Фиг. 12 и 13 иллюстрируют схематическое изображение температуры как функции времени соответственно в роговом слое и жизнеспособном эпидермисе во время имитации термических процессов формирования поры с использованием оптического формирования поры.

Фиг. 14-16 иллюстрируют схематическое изображение распределения температуры как функции времени в роговом слое и температуры как функции времени в жизнеспособном эпидермисе во время имитации термических процессов формирования поры с использованием оптического формирования поры, в которых перед формированием поры ткань была охлаждена.

Фиг. 17-19 иллюстрируют схематическое изображение распределения температуры как функции времени в роговом слое и температуры как функции времени в жизнеспособном эпидермисе во время имитации термических процессов формирования поры, в которых ткань нагревалась горячей проволокой.

Фиг. 20-22 иллюстрируют схематическое изображение распределения температуры как функции времени в роговом слое и температуры как функции времени в жизнеспособном эпидермисе во время имитации термических процессов формирования поры, в которых ткань нагревалась горячей проволокой и перед формированием поры ткань была охлаждена.

Фиг.23 и 24 иллюстрируют схематическое изображение соответственно распределения температуры и температуры как функции времени в роговом слое во время имитации процессов формирования поры, при которых ткань нагревается оптически в соответствии с функциональными параметрами Tankovich '803.

Фиг. 25 иллюстрирует схематическое изображение уровней глюкозы в интерстициальной жидкости (ИСЖ (о)) и крови (*) как функцию времени.

Фиг. 26 иллюстрирует график разброса элементов различия между данными об уровне глюкозы в ИСЖ и данными об уровне глюкозы на фиг.25.

Фиг. 27 иллюстрирует гистограмму относительного отклонения ИСЖ относительно уровней глюкозы в крови из фиг.25.

Фиг. 28 иллюстрирует поперечный разрез иллюстрационного устройства доставки для доставки препарата в выбранную область на коже человека.

Фиг. 29А-С иллюстрируют схематическое изображение областей кожи после доставки лидокаина к выбранным областям, где в роговом слое сформирована пора (фиг.29А-В) или нет поры (фиг.29С).

Фиг. 30 иллюстрирует график, сравнивающий количество собранной интерстициальной жидкости из микропоры только с помощью отсоса (ω) и с помощью комбинации отсоса и ультразвука (*).

Фиг. 31-33 иллюстрируют вид в перспективе ультразвукового датчика (вакуумного прибора для сбора интерстициальной жидкости), соответственно поперечный разрез того же прибора и схематическое изображение поперечного разреза того же прибора.

Фиг. 34 А-В иллюстрируют вид сверху соответственно удерживаемого в руках ультразвукового датчика и вид сбоку его лопаточного конца.

Подробное описание
Перед тем, как будут раскрыты и описаны настоящие способы увеличения проницаемости рогового слоя для облегчения трансдермальной доставки лекарственных препаратов и взятия проб анализируемых веществ, следует понимать, что это изобретение не ограничено определенными конфигурациями, этапами способа и материалами, раскрытыми здесь, поскольку такие конфигурации, этапы способа и материалы могут в некоторой степени варьировать. Следует также понимать, что применяемая здесь терминология используется только для описания определенных вариантов реализации и не предназначена для ограничения, поскольку диапазон притязаний настоящего изобретения будет ограничен только прилагаемой формулой изобретения и ее эквивалентами.

Следует отметить, что используемые в настоящем описании и прилагаемой формуле изобретения артикли единственной формы, обозначающие "один" или "этот" включают обозначение множественного числа, если контекст четко не свидетельствует об обратном. Таким образом, ссылка на способ доставки "лекарственного препарата" включает ссылку на доставку смеси двух и более лекарственных препаратов, ссылка на "анализируемое вещество" включает ссылку на одно или более таких анализируемых веществ, и ссылка на "усилитель проницаемости" включает ссылку на смесь двух или более усилителей проницаемости.

При описании и представлении формулы настоящего изобретения будет использоваться следующая терминология в соответствии с представленными ниже определениями.

Используемый здесь термин "формирование поры", "формированные микропоры" или любой подобный им термин значит формирование маленького отверстия или поры в роговом слое в выбранной области кожи индивидуума для уменьшения барьерных свойств этого слоя кожи для прохождения анализируемых веществ из-под поверхности кожи для анализа или для прохождения активных проникающих веществ или лекарственных препаратов в организм для лечебных целей. Предпочтительно отверстие или пора будет в диаметре не более чем приблизительно 1 мм, а более предпочтительно, в диаметре не более чем приблизительно 100 мкм, и будет простираться в роговый слой достаточно для разрушения барьерных свойств этого слоя без неблагоприятного воздействия на подлежащие ткани.

Используемый здесь термин "деструкция" обозначает контролируемое удаление клеток, обусловленное кинетической энергией, освобождаемой, когда выпариваемые компоненты клеток нагреваются до точки, при которой происходит выпаривание и происходящее в результате этого быстрое расширение объема вследствие фазового изменения вызывает "выдувание" клеток и возможно некоторых прилегающих клеток из участка деструкции.

Используемый здесь термин "прокол" или "микропрокол" обозначает применение механических, гидравлических или электрических средств для перфорации рогового слоя.

До степени, при которой "деструкция" и "прокол" достигают одинаковую цель формирования поры, т.е. создания отверстия или поры в ороговевающем слое без значительного повреждения подлежащих тканей, эти термины могут использоваться взаимозаменяемо.

Используемый здесь термин "усиление проникновения" или "усиление проницаемости" обозначает увеличение проницаемости кожи для лекарственного препарата, анализируемого вещества, красителя, краски или другой химической молекулы (называемой также "проникающее вещество"), т.е. с тем, чтобы увеличить скорость, с которой лекарственный препарат, анализируемое вещество или химическая молекула проникает через роговой слой и облегчает формирование поры в роговом слое, удаление анализируемых веществ через роговой слой или доставку лекарственных препаратов через роговой слой в подлежащие ткани. Усиленное проникновение, достигнутое посредством использования таких усилителей, может наблюдаться, например, при наблюдении диффузии красителя в качестве проникающего вещества через кожу животного или человека с использованием диффузора.

Используемые здесь термины "химический усилитель", "усилитель проникновения", "усилитель проницаемости" и им подобные включают все усилители, которые увеличивают поток проникающего вещества, анализируемого вещества или другой молекулы через кожу и ограничены только функциональностью. Другими словами, предполагается включение всех соединений и растворителей и любых других химических усилителей, вызывающих дезорганизацию клеточной оболочки.

Используемые здесь термины "краситель", "краска" и им подобные будут использоваться взаимозаменяемо и относятся к биологически пригодному хромофору, проявляющему сильное поглощение в диапазоне светового излучения и импульсного светового источника, используемого для деструкции тканей ороговевающего слоя для формирования в нем микропор.

Используемый здесь термин "трансдермальное" или "чрескожное" обозначает прохождение проникающего вещества в кожу и через нее для достижения эффективных терапевтических уровней в крови или в глубоких тканях лекарственного препарата или прохождения молекулы, присутствующей в организме ("анализируемого вещества"), наружу через кожу так, чтобы вне организма можно было собрать молекулы анализируемого вещества.

Используемые здесь термины "проникающее вещество", "лекарственный препарат" или "фармакологически активное средство" или любой другой подобный термин обозначают любой химический или биологический материал или соединение, пригодное для трансдермального введения с помощью способов, известных в предшествующем уровне техники и/или с помощью способов, раскрытых в настоящем изобретении, что вызывает желаемый биологический или фармакологический эффект, который может включать (но не ограничен): (1) наличие профилактического действия на организм и предотвращение нежелаемого биологического эффекта, такого как предотвращение инфекции, (2) облегчение состояния, вызванного заболеванием, например облегчение боли или воспаления, вызванных в результате заболевания, и/или (3) облегчение, уменьшение или полное устранение заболевания из организма. Эффект может быть местным, таким как обеспечение местного обезболивающего действия, или он может быть системным.

Это изобретение не вызывает интереса к новым проникающим веществам или к новым классам активных веществ. Оно скорее ограничено способом доставки веществ или проникающих веществ, которые существуют на настоящем уровне техники или которые могут быть позже установлены в качестве активных веществ и которые пригодны для доставки с помощью настоящего изобретения. Такие вещества включают широкие классы соединений, обычно доставляемых в организм, включая доставку через поверхности тела и оболочки, включая кожу. В целом, это включает (но не ограничивается): противоинфекционные средства, такие как антибиотики и противовирусные средства; анальгетики и анальгетические комбинации; анорексические средства; противоглистные средства; средства против артрита; средства против астмы; противосудорожные средства; антидепрессанты; антидиабетические средства; средства против диареи; антигистаминные средства; противовоспалительные средства; препараты против мигрени; средства против тошноты; противоопухолевые средства; препараты против паркинсонизма; средства против зуда; антипсихотические средства; жаропонижающие средства; спазмолитические средства; антихолинергические средства; симпатомиметические средства; производные ксантина; сердечно-сосудистые препараты, включая блокаторы калиевых и кальциевых каналов, бета-блокаторы, альфа-блокаторы и антиаритмические средства; гипотензивные средства; мочегонные и антидиуретические средства; вазодилятаторы, включая общие, коронарные, периферические и церебральные; стимуляторы центральной нервной системы; сосудосуживающие средства; препараты от кашля и простуды, включая противоотечные средства; гормоны, такие как эстрадиол и другие стероиды, включая кортикостероиды, снотворные средства, иммуносуппрессивные средства; мышечные релаксанты; парасимпатолитики; психостимулирующие средства и транквилизаторы. С помощью способа настоящего изобретения могут доставляться как ионизированные, так и неионизированные лекарственные препараты, а также лекарственные препараты и с высокой, и с низкой молекулярной массой.

Используемый здесь термин "эффективное" количество фармакологически активного вещества обозначает достаточное количество соединения для обеспечения желаемого местного или системного эффекта и действие при допустимом соотношении выгоды/риска, связанном с любым медикаментозным лечением. Используемый здесь термин "эффективное" количество усилителя проникновения или химического усилителя обозначает количество, выбранное так, чтобы обеспечить желаемое увеличение проницаемости кожи и желаемую глубину проникновения, скорость введения и количество доставленного лекарственного препарата.

Используемый здесь термин "носители" или "наполнители" относится к материалам носителей без существенной фармакологической активности в используемых количествах, подходящих для введения с другими фармацевтически активными материалами, и включают любые такие материалы, известные в этой области, например любую жидкость, гель, растворитель, жидкий разбавитель, солюбилизатор или им подобные, которые нетоксичны в применяемых количествах и не вызывают вредных взаимодействий с лекарственным препаратом. Примеры подходящих для использования в этом случае включают воду, минеральное масло, силикон, неорганические гели, водные эмульсии, жидкие сахара, воски, вазелин и множество других масел и полимерных материалов.

Используемый здесь термин "биологическая мембрана" предназначен обозначать мембранный материал, присутствующий внутри живого организма, который отделяет одну область организма от другой и во многих случаях который отделяет организм от его внешней среды. Таким образом, включены кожа и слизистые оболочки.

Используемый здесь термин "индивидуум" относится и к человеку, и к животному, у которых может применяться настоящее изобретение.

Используемый здесь термин "анализируемое вещество" обозначает любой химический или биологическими материал или соединение, подходящее для прохождения через биологическую мембрану с помощью способа, раскрытого в настоящем изобретении, или с помощью способа, известного в предшествующем уровне техники, концентрацию или активность которого внутри организма может хотеть знать индивидуум. Глюкоза представляет собой особый пример анализируемого вещества, потому что она является сахаром, подходящим для прохождения через кожу, и индивидуумы, например больные диабетом, могут хотеть знать уровни глюкозы в своей крови. Другие примеры анализируемых веществ включают, но не ограничиваются, такими веществами как натрий, калий, билирубин, мочевина, аммиак, кальций, олово, железо, литий, салицилаты и им подобные.

Используемый здесь термин "скорость трансдермального тока" представляет собой скорость прохождения наружу любого анализируемого вещества через кожу индивидуума, человека или животного, или скорость прохождения любого лекарственного препарата, фармакологически активного средства красителя или пигмента в коже индивидуума, человека или животного, и через кожу.

Используемые здесь термины "амплитуда интенсивности", "интенсивность" и "амплитуда" используются в качестве синонимов и относятся к количеству энергии, вырабатываемой системой акустической энергии.

Используемый здесь термин "частотная модуляция" или "колебание" обозначает непрерывное, постепенное или ступенчатое изменение амплитуды или частоты ультразвука в данный период времени. Частотная модуляция представляет собой постепенное или ступенчатое изменение частоты за данный период времени, например 5,4-5,76 МГц за 1 с, или 5-10 МГц за 0,1 с, или 10-5 МГц за 0,1 с, или любой другой диапазон частоты или период времени, которое соответствуют определенному применению. Сложная модуляция может включать одновременно изменение и частоты, и интенсивности. Например, фиг.4А и 4В патента США 5458140 могут, соответственно, представлять амплитудные и частотные модуляции, одновременно применяемые к одному преобразователю акустической энергии.

Используемый здесь термин "фазовая модуляция" обозначает, что синхронизация сигнала была изменена относительно его первоначального состояния, показанного на фиг.4С патента США 5458140. Частота и амплитуда сигнала могут оставаться теми же. Фазовая модуляция может осуществляться с различной задержкой так, чтобы избирательно по времени задержать или подать сигнал раньше относительно его первоначального состояния или относительно другого сигнала.

Акустическая энергия при ее различном применении, таком как модуляция по частоте, интенсивности или фазе, или их комбинации и использование химических усилителей в комбинации с модулированной акустической энергией, как описано здесь, может варьировать в диапазоне частоты приблизительно от 5 кГц до 100 МГц, при предпочтительном диапазоне приблизительно от 20 кГц до 30 МГц.

Используемый здесь термин "неинвазивный" обозначает не требующий введения иглы, катетера или другого инвазивного медицинского инструмента в часть тела.

Используемый здесь термин "минимально инвазивный" относится к использованию механических, гидравлических или электрических средств, которые проникают через роговой слой для создания маленького отверстия или микропоры, не вызывая существенного повреждения подлежащих тканей.

Средства для формирования пор рогового слоя
Формирование микропоры в роговом слое может достигаться с помощью различных средств современного уровня техники, а также определенных раскрытых здесь средств, которые являются их усовершенствованиями.

Использование лазерной деструкции, как описано Jacgues et al. в патенте США 4775361 и Lane et al. выше, действительно предоставляют одно средство для деструкции рогового слоя с использованием эксимерного лазера. Было установлено, что при длине волн 193 нм и ширине импульса 14 нс., с помощью лазерного импульса можно удалить приблизительно от 0,24 до 2,8 мкм ороговевающего слоя при воздействии излучателя приблизительно от 70 до 480 мДж/см². По мере возрастания энергии
импульсов из рогового слоя удаляется больше ткани и для полного формирования пор в этом слое требуется меньшее число импульсов. Нижний порог воздействия энергии излучателя, которая должна поглотиться роговым слоем в пределах времени тепловой релаксации для того, чтобы вызвать подходящие микроэкспозиции, которые приведут к деструкции ткани, составляет приблизительно 70 мДж/см² в пределах времени 50 мс. Другими словами, всего должно быть доставлено 70 мДж/см² в пределах окна 50 мс. Это может быть сделано одним импульсом 70 мДж/см² или 10 импульсами по 7 мДж/см², или постоянным освещением при мощности 1,4 Вт/см² в течение времени 50 мс. Верхним пределом воздействия энергии излучателя является тот, который приведет к деструкции рогового слоя без повреждения подлежащей ткани и может быть эмпирически определен по источнику света, длине световых волн и другим показателям, которые находятся в пределах опыта и знаний специалистов в этой области.

Под "подачей" подразумевается то, что заявленное количество энергии поглощается тканью, подлежащей деструкции. При длине волн эксимерного лазера 193 нм происходит по существу 100% поглощение в пределах первых 1 или 2 мкм ткани рогового слоя. Учитывая то, что толщина рогового слоя составляет приблизительно 20 мкм, при большей длине волн, такой как 670 нм, в пределах слоя 20 мкм поглощается только приблизительно 5% падающего света. Это значит, что приблизительно 95% высокоэнергетических лучей проходят в ткани, лежащие под роговым слоем, где они вероятно вызовут значительное повреждение.

Идеальным является использование только такого количества мощности, которое необходимо для перфорации рогового слоя, не вызывая кровотечения, теплового или другого повреждения подлежащих тканей, из которых предполагается извлечение анализируемого вещества или в которые предполагается доставка лекарственных препаратов или других проникающих веществ.

Было бы выгодно использовать источники энергии, более экономичные, чем энергия от эксимерных лазеров. Эксимерные лазеры, которые испускают свет при длине волн в дальнем ультрафиолетовом спектре, гораздо дороже при использовании и обслуживании, чем, например, диодные лазеры, которые испускают свет при длине волн в видимом и инфракрасном спектрах (от 600 до 1800 ни). Однако при большей длине волн роговой слой становится все более прозрачным и поглощение происходит преимущественно в подлежащих тканях.

Настоящее изобретение облегчает осуществление быстрого и безболезненного способа устранения барьерной функции рогового слоя для облегчения чрескожного транспорта терапевтических веществ в организм при местной аппликации или для доступа к анализируемым веществам внутри организма для анализа. При этом способе используется процедура, которая начинается с контактного наложения теплового источника с небольшой площадью на целевую область рогового слоя.

Тепловой источник должен иметь несколько важных свойств, которые сейчас будут описаны. Во-первых, размер теплового источника должен быть подобран так, чтобы контакт с кожей был ограничен небольшой площадью, обычно приблизительно от 1 до 1000 мкм в диаметре. Во-вторых, он должен иметь возможность модулировать температуру рогового слоя в точке контакта от уровней температуры поверхности окружающей кожи (33^o) до уровня выше 123^oС и затем возвратиться приблизительно к температуре окружающей кожи с продолжительностью цикла, сводящей к минимуму коллатеральное повреждение жизнеспособных тканей и ощущения подвергающегося воздействию индивидуума. Эта модуляция может создаваться электронными, механическими или химическими средствами.

Кроме того, присущий признак ограничения глубины процесса формирования микропоры может облегчаться, если тепловой источник имеет и достаточно маленькую тепловую массу, и источник ограниченной энергии для подъема его температуры так, что, когда он размещен в контакте с тканями с содержанием воды более 30%, тепловая дисперсия в этих тканях достаточна для ограничения максимальной температуры теплового источника до уровня менее 100^oС. Этот признак эффективно прекращает процесс теплового испарения как только тепловой датчик проникнет через роговой слой в более глубокие слои эпидермиса.

При размещении теплового источника в контакте с кожей он проводится через циклы, включающие ряд из одной или более модуляций температуры от первоначальной точки температуры окружающей кожи до максимальной температуры, превышающей 123^oС, с возвратом до температуры, приблизительно равной температуре окружающей кожи. Для сведения к минимуму чувствительного восприятия процесса формирования микропоры субъектом, эти импульсы ограничены по продолжительности и промежуток между импульсами достаточно длинный, чтобы обеспечить возможность охлаждения слоев жизнеспособной ткани в коже и, в частности, чтобы иннервируемые ткани дермы достигли средней температуры ниже, чем приблизительно 45^oС. Эти параметры основаны на тепловых постоянных времени жизнеспособных тканей эпидермиса (грубо 30-80 мс), расположенных между тепловым датчиком и иннервируемой тканью в подлежащей дерме. Результатом этого применения импульсной тепловой энергии является то, что достаточно энергии проводится в роговой слой в пределах очень маленького целевого участка, так что местная температура этого объема ткани поднимается существенно выше точки испарения связанной с тканью воды, содержащейся в роговом слое. Поскольку температура увеличивается до уровня, превышающего 100^oС, вызывается испарение воды, содержащейся в роговом слое (обычно от 5 до 15%) в пределах ограниченного участка, и очень быстрое расширение, вызывающее запускаемое паром удаление тех корнеоцитов в роговом слое, которые расположены поблизости к этому процессу испарения. В патенте США 4,775,361 описано, что температура рогового слоя 123^oС представляет порог, при котором происходит этот вид мгновенного испарения. По мере подачи последующих импульсов тепловой энергии удаляются дополнительные слои рогового слоя до тех пор, пока не сформируется микропора через весь роговой слой вниз до следующего слоя эпидермиса прозрачного слоя. С помощью ограничения продолжительности теплового импульса до уровня менее одной тепловой постоянной времени эпидермиса и обеспечения возможности любой тепловой энергии проводиться в эпидермис для рассеивания в течение достаточно длительного времени, повышение температуры жизнеспособных слоев эпидермиса минимально. Это позволяет проводить весь процесс формирования микропоры без каких-либо ощущений для индивидуума и без повреждения подлежащих и окружающих тканей.

Настоящее изобретение включает способ безболезненного создания микроскопических отверстий, т. е. микропор, размером от 1 до 1000 мкм, в роговом слое кожи человека. Ключевым моментом для реализации этого способа является создание соответствующего источника тепловой энергии, или теплового датчика, который удерживается в контакте с роговым слоем. Главной технической проблемой при изготовлении соответствующего теплового датчика является создание конструкции устройства, которое имеет желаемый контакт с кожей и которое может подвергаться тепловой модуляции с достаточно высокой частотой.

Можно изготовить соответствующий тепловой датчик с помощью местного нанесения на роговой слой подходящего светопоглощающего соединения, такого как краситель или краска, выбранного ввиду его способности поглощать свет при длине волн, испускаемых выбранным источником света. В этом случае выбранный источник света может быть лазерным диодом, излучающим свет при длине волн, который бы в норме поглощался тканями кожи. С помощью фокусировки источника света на маленький участок на поверхности нанесенного слоя красителя можно произвести температурную модуляцию целевой области с помощью изменения интенсивности светового потока, сфокусированного на нее. Можно использовать энергию из лазерных источников, излучающих при большей длине волн, чем эксимерный лазер, сначала с помощью местного нанесения на роговой слой подходящего светопоглощающего соединения, такого как краситель или краска, выбранного ввиду его способности поглощать свет при длине волн, излучаемый лазерным источником. Такой же принцип может применяться при любой длине волн и нужно только выбрать соответствующий краситель или краску и длину световых волн. Необходимо только посмотреть справочник и найти подходящие красители и длину волн максимальной оптической плотности этого красителя. Одним таким эталоном является Зеленый, The Sigma-Aldrich Handbook of Stains, Dyes and Indicators, Aldrich Chemical Company, Inc. Milwaukee, Wisconsin (1991). Например, фталоцианин меди (Пигмент Синий 15; ФЦМ) поглощает приблизительно при 800 нм, медь фталоцианиновая соль тетрасульфоновой кислоты (Кислый Синий 249) поглощает приблизительно при 610 нм и Индоцианин Зеленый поглощает приблизительно при 775 нм и Криптоцианин поглощает приблизительно при 703 нм. ФЦМ особенно хорошо подходит для этого варианта реализации по следующим причинам: это очень стойкое и инертное соединение, уже одобренное Администрацией по Пищевым Продуктам и Лекарственным Препаратам США для использования в качестве красителя в имплантируемом шовном материале; он очень сильно поглощает при длине волн от 750 до 950 нм, что хорошо совпадает с многочисленными дешевыми, твердыми излучателями, такими как лазерные диоды и светоизлучающие диоды, и, кроме того, эта область ширины оптического спектра также прямо не поглощается тканями кожи в каком-либо значительном количестве; ФЦП имеет очень высокую точку испарения (>550^oС в вакууме) и прямо переходит из твердой фазы в парообразную фазу без жидкой фазы; ФЦП имеет относительно низкую константу температуропроводности, позволяя световой энергии, сфокусированной на нем, избирательно нагревать область, расположенную прямо в точке фокусировки с очень маленьким боковым распространением "горячей точки" на окружающий ФЦП, помогая, таким образом, пространственной ориентации контактного теплового датчика.

Целью этого описания не является составление большого списка подходящих красителей или красок, потому что они могут быть легко установлены специалистами в этой области по общедоступным данным.

То же справедливо для любого желаемого конкретного импульсного источника света. Например, этот способ может осуществляться с помощью механически заслоняемой, фокусируемой лампы накаливания в качестве импульсного источника света. В различных каталогах и справочниках по сбыту представлены многочисленные лазеры, работающие в спектре, близком к ультрафиолетовому, видимом и близком к инфракрасному диапазону. Репрезентативными лазерами являются: Hammamatsu Photonic System Model PLP-02, который работает при выходной мощности 2•10^-8 Дж, при длине волн 415 нм; Hammamatsu Photonic Systems Model PLP-05, который работает при выходной мощности 15 Дж, при длине волн 685 нм; SDL, Inc. , импульсный лазер SDL-3250 Series, который работает при выходной мощности 2•10^-6 Дж, при длине волн приблизительно 800-810 нм; SDL, Inc., Model SDL-8630, который работает при выходной мощности 500 мВт при длине волн приблизительно 670 нм; Uniphase Laser Model AR-081-15000, который работает при выходной мощности 15000 мВт при длине волн 790-830 нм; Toshiba America Electronic Model TOLD9150, который работает при выходной мощности 30 мВт при длине волн 690 нм; и LiCONIX, Model Diolite 800-50, который работает при мощности 50 мВт при длине волн 780 нм.

Для целей настоящего изобретения импульсный лазерный источник света может осуществлять излучение в широком диапазоне длины волн в диапазоне приблизительно от 100 до 12000 нм. Эксимерные лазеры обычно излучают в диапазоне приблизительно от 100 до 400 нм. В настоящее время в продаже имеются эксимерные лазеры с длиной волн в диапазоне приблизительно от 193 до 350 нм. Предпочтительно лазерный диод будет иметь диапазон излучения в диапазоне приблизительно от 380 до 1550 нм. Лазерный диод с удвоенной частотой будет иметь диапазон излучения приблизительно от 190 до 775 нм. При использовании лазерного диодного оптического параметрического генератора накачки могут применяться волны большей длины в диапазоне приблизительно от 1300 до 3000 нм. Учитывая количество проводимых научных исследований по лазерной технологии, ожидается, что со временем эти диапазоны расширятся.

Подаваемая и поглощенная энергия не обязательно должна получаться от лазера, поскольку может использоваться любой источник света, независимо от того, является ли он лазером, короткой дуговой лампой, такой как ксеноновая импульсная лампа, лампой накаливания, светоизлучающим диодом (СИД), солнцем или любым другим источником. Таким образом, конкретное устройство, используемое для подачи электромагнитного излучения менее важно, чем длина волн и энергия, связанная с ними. В пределах диапазона притязаний изобретения может рассматриваться любое подходящее устройство, способное подавать необходимую энергию при подходящей длине волн, т.е. в диапазоне приблизительно от 100 нм до приблизительно 12000 нм. Существенным признаком является то, что энергия должна поглощаться светопоглощающим соединением для того, чтобы вызвать его локализованное нагревание с последующим проведением достаточного количества тепла к подлежащей деструкции ткани в пределах допускаемой временной рамки.

В одном иллюстративном варианте реализации тепловой датчик сам по себе изготовлен из местно наносимого на выбранную область кожи индивидуума тонкого слоя биологически инертного твердого соединения толщиной предпочтительно приблизительно от 5 до 1000 мкм, который достаточно велик для покрытия участка, где предполагается создание микропоры. Особая композиция химического соединения выбрана так, что оно проявляет высокое поглощение в спектральном диапазоне источника света, выбранном для подачи энергии к светопоглощающему соединению. Датчиком может быть, например, лист твердого соединения, пленка, обработанная поглощающим соединением с высокой точкой плавления, или прямое нанесение светопоглощающего соединения на кожу в виде преципитата или суспензии в носителе. Независимо от конфигурации светопоглощающего теплового датчика, он должен иметь достаточно низкий коэффициент боковой термодиффузии так, что любые местные подъемы температуры будут оставаться пространственно ограниченными, и преобладающим способом теплопотери будет прямое проведение в роговой слой через точку контакта между кожей и датчиком.

Требуемое изменение температуры датчика может достигаться фокусировкой источника света на светопоглощающее соединение и изменением интенсивности этого источника света. Если энергия, поглощенная внутри освещенной области достаточно высока, она вызовет быстрое нагревание светопоглощаю-щего соединения. Количество подаваемой энергии и в последующем как скорость нагревания, так и максимальная температура светопоглощающего соединения в очаговой точке могут легко модулироваться с помощью изменения ширины импульса и максимальной мощности источника света. В этом варианте реализации тепловой датчик образует только небольшой объем светопоглощающего соединения, нагреваемого сфокусированной энергией падающего света, а дополнительное светопоглощающее соединение, которое могло накладываться на больший участок, чем участок действительного формирования поры, несущественно. С помощью использования твердофазного светопоглодающего соединения с относительно высокой точкой плавления, такого как фталоцианин меди (ФЦМ), которое остается в своей твердой фазе до температуры выше 550^oС, тепловой датчик может быстро нагреваться до температуры нескольких сотен градусов Цельсия и тем не менее оставаться в контакте с кожей, обеспечивая возможность проведения тепловой энергии к роговому слою. Кроме того, этот вариант реализации включает выбор источника света со спектром излучения, при котором обычно очень мало энергии будет поглощаться в тканях кожи.

Как только светопоглощающее соединение располагается локально на целевой области, тепловой датчик образуется, когда источник света активируется сфокусированным лучевым пучком, расположенным для совпадения с поверхностью обрабатываемой области. Плотность энергии света в точке фокусировки лучевого пучка и количество происходящего поглощения внутри светопоглощающего соединения устанавливаются так, чтобы быть достаточными для нагревания светопоглощающего соединения в пределах области небольшого участка, определяемого фокусом источника света до уровня температуры выше 123^oС в пределах нескольких миллисекунд. По мере повышения температуры теплового датчика проведение в роговой слой доставляет энергию в эти ткани, поднимая местную температуру рогового слоя. Когда в эту небольшую область рогового слоя подано достаточно энергии для того, чтобы вызвать подъем местной температуры выше уровня точки кипения воды, содержащейся в этих тканях, происходит мгновенное испарение этой воды, вызывающее деструкцию рогового слоя в этой точке.

С помощью включения и выключения источника света можно легко модулировать температуру теплового датчика и можно достичь избирательной деструкции этих тканей, обеспечивая возможность создания отверстия с очень точно определенными размерами, которое проникает только через первые 10-30 мкм кожи.

Дополнительным признаком этого варианта реализации является то, что с помощью выбора источника света, обычно имеющего очень низкое поглощение кожей или подлежащими тканями, и с помощью конструирования оптики фокусировки и подачи для обеспечения достаточно высокой числовой апертуры, небольшое количество подаваемого света, которое не поглощается в самом тепловом датчике, быстро расходится по мере проникновения глубоко в организм. Поскольку при подаваемой длине волн происходит очень маленькое поглощение, непосредственно от источника света на кожу по существу не подается энергия. Это трехмерное разбавление связанной энергии в тканях вследствие расхождения пучка и низкого уровня поглощения в необработанной ткани приводит к полностью доброкачественнному взаимодействию между пучком света и тканями, что, таким образом, исключает повреждение.

В одном предпочтительном варианте реализации изобретения в качестве источника света используется лазерный диод с длиной волн излучения 800±30 нм. Тепловой датчик может изготавливаться с помощью местного наложения прозрачной липкой ленты, которая была обработана с клеющейся стороны пятном размером 0,5 см, образованным из осадка тщательно измельченного фталоцианина меди (ФЦМ). ФЦМ проявляет крайне высокие коэффициенты поглощения в спектральном диапазоне 800 нм, обычно поглощая более чем 95% энергии излучения от лазерного диода.

На фиг.1 показана система 10 для подачи света от такого лазерного диода на выбранную область кожи индивидуума и для контроля за ходом процесса формирования поры. Система включает лазерный диод 14, соединенный с регулятором 18, который регулирует интенсивность, продолжительность и промежутки между световыми импульсами. Лазерный диод излучает пучок 22, который направлен на собирающую линзу (или линзы) 26, которая фокусирует пучок на зеркало 30. Затем пучок отражается зеркалом на линзу (или линзы) 34 объектива, которая фокусирует пучок в предварительно выбранной точке 38. Эта предварительно выбранная точка совпадает с плоскостью координатного стола 42 и его отверстия объектива 46 так, что может облучаться выбранная область кожи индивидуума. Координатный стол соединен с регулятором так, что положение координатного стола может регулироваться. Система также включает систему контроля, включающую телекамеру на приборе с зарядовой связью 50, соединенную с монитором 54. Телекамера на приборе с зарядовой связью конфокально совмещена с линзой объектива так, что ход процесса формирования поры можно контролировать визуально на мониторе.

В другом иллюстративном варианте реализации изобретения предоставляется система контрольных фотодиодов и собирающей оптики, которая была конфокально совмещена с деструкционным источником света. На фиг.2 показана сенсорная система 60 для использования в этом варианте реализации. Система включает источник света 64 для излучения пучка света 68, который направлен через оптическую систему подачи 72, которая фокусирует пучок на предварительно выбранную точку 76, такую как поверхность кожи индивидуума 80. Часть света, контактирующего с кожей, отражается, и другой свет испускается из облученной области. Часть этого отраженного и испускаемого света проходит через фильтр 84 и затем через собирающую оптическую систему 88, которая фокусирует свет на фотодиод 92. Регулятор 96 соединен как с лазерным диодом, так и с фотодиодом соответственно для регуляции излучаемой мощности лазерного диода и выявления света, который достигает фотодиод. Только выбранные доли спектра, испускаемого от кожи, проходят через фильтр. С помощью анализа сдвигов отраженного и испускаемого света от целевой области система способна выявлять момент образования бреши в роговом слое, и эта обратная связь затем используется для регуляции источника света, инактивируя импульсы света, когда было достигнуто формирование микропоры в роговом слое. С помощью использования этого типа активной замкнутой системы с обратной связью получается саморегулирующее, универсально применяемое устройство, которое образует в роговом слое микропоры одинакового размера с минимальными потребностями мощности, независимо от изменений от одного индивидуума к другому.

В другом иллюстративном варианте реализации в контактную поверхность системы, соприкасающуюся с кожей, вмонтировано устройство охлаждения. На фиг. 3А представлена иллюстрация ее схематического изображения. В этой системе 100 источник света 104 (соединенный с регулятором 106) испускает пучок света 108, который проходит через отверстие и фокусируется оптической системой подачи 112. Пучок фокусируется оптической системой подачи в предварительно выбранной точке 116, такой как выбранная область кожи 120 индивидуума. Охлаждающее средство 124 включает устройство Пелтье или другое устройство охлаждения, которое контактирует с кожей для охлаждения ее поверхности. В предпочтительном варианте реализации охлаждающего устройства 124 (фиг.3В) имеется центральное отверстие 128, через которое пучок сфокусированного света проходит для контакта с кожей. Снова возвращаясь к фиг.3А, теплоотвод 132 также предпочтительно размещается в контакте с охлаждающим устройством. С помощью обеспечения охлаждающего устройства небольшим отверстием в его центре, совпадающим с фокусом света, во всей области, где предполагается создание поры, ткани кожи могут быть предварительно охлаждены до 5-10^oС. Предварительное охлаждение обеспечивает больший запас безопасности для работы системы в том, что, по сравнению с неохлаждаемым вариантом реализации, значительно уменьшаются возможные ощущения у пользователя и возможность любого коллатерального повреждения эпидермиса непосредственно ниже участка формирования поры. Кроме того, в целях применения для контроля предварительное охлаждение сводит к минимуму испарение интерстициальной жидкости и может также обеспечить преимущественные физические свойства, такие как сниженное поверхностное натяжение такой интерстициальной жидкости. Далее известно, что охлаждение ткани вызывает локализованное увеличение кровотока в такой охлажденной ткани, способствуя таким образом диффузии анализируемых веществ из крови в интерстициальную жидкость.

Способ может также применяться для других микрохирургических методик, в которых светопоглощающее соединение (тепловой датчик) накладывается на подлежащую деструкции область и затем используется источник света для избирательной модуляции температуры датчика в выбранном целевом участке, воздействуя на ткани посредством вызываемого процесса испарения-деструкции.

Далее признаком изобретения является использование источника света для того, чтобы помочь герметизации микропоры после того, как отпала в ней необходимость. В частности, в случае контроля за внутренним анализируемым веществом создается микропора и некоторое количество интерстициальной жидкости извлекается через это отверстие. После того, как было собрано достаточное количество интерстициальной жидкости, источник света повторно активируется при сниженном уровне мощности для облегчения быстрого сгусткообразования или свертывания интерстициальной жидкости внутри микропоры. С помощью стимуляции свертывания или сгусткообразования жидкости в поре это отверстие в организме эффективно герметизируется, снижая таким образом риск инфекции. Использование самого по себе источника света как для формирования микропоры, так и для ее герметизации, также является неотъемлемо стерильной процедурой с исключением физического проникновения в организм любого устройства или прибора. Кроме того, тепловой удар, вызванный световой энергией, убивает любых микробов, которые могут присутствовать в участке деструкции.

Эта концепция оптической стерилизации может распространяться с включением в процесс дополнительного этапа, при котором источник света сначала используется без фокусировки, охватывая целевую область с освещенной областью, простирающейся на 100 мкм или более за пределы действительного размера микропоры, формирование которой предполагается. С помощью выбора области, на которую предполагается воздействовать несфокусированным пучком света, плотность тока может быть соответствующим образом снижена до уровня, который существенно ниже порога деструкции, но достаточно высок для эффективной стерилизации поверхности кожи. После достаточно длительного воздействия стерилизующим пучком света на более обширную область или в один непрерывный этап, или серией импульсов, система затем переводится в режим остросфокусированной деструкции, и начинается процесс оптического формирования микропоры.

Еще одним иллюстративным вариантом реализации изобретения является создание требуемого теплового датчика из твердого металла, такого как проволока маленького диаметра. Как и в описанном ранее варианте реализации, контактная поверхность теплового датчика должна быть способна к модуляции его температуры от температур окружающей кожи (33^oС) до температур, превышающих 123^oС, в пределах допускаемого периода времени, предпочтительно приблизительно от 1 до 50 мс при высокой температуре (время включения) и по меньшей мере приблизительно от 10 до 50 мс при низкой температуре (время выключения). В частности, способность модулировать температуру до уровня выше 150^oС в течение времени включения приблизительно 5 мс и времени выключения 50 мс вызывает очень эффективную тепловую деструкцию с незначительным или отсутствующим ощущением для индивидуума.

Могут успешно применяться несколько способов модуляции температур контактной поверхности проволочного теплового датчика. Например, короткий отрезок проволоки может нагреваться до желаемой высокой температуры с помощью внешнего нагревательного элемента, такого как нагревательный элемент с активным сопротивлением, используемый на конце паяльника. На фиг.4 показан нагреватель 140 с активным сопротивлением с механическим пускателем. Нагреватель с активным сопротивлением включает источник тепла 144 с активным сопротивлением, соединенный с проволочным тепловым датчиком 148. Нагреватель с активным сопротивлением также соединен посредством изоляционного держателя 152 с механическим модулирующим устройством 156, таким как соленоид. В такой конфигурации может быть достигнуто устойчивое состояние, при котором наконечник проволочного датчика стабилизируется на каком-то уровне температурного баланса, определяемого физическими параметрами конструкции, т.е. температурой нагревателя с активным сопротивлением, длиной и диаметром проволоки, температурой воздуха, окружающего проволоку, и материалом, который содержится в проволоке. Когда достигается желаемая температура, посредством механического модулирующего устройства можно непосредственно воздействовать на модуляцию температуры выбранной области кожи 160 индивидуума для альтернативного размещения горячего наконечника проволоки в контакте с кожей предпочтительно в течение 5 мс времени включения и затем удаления его в воздух предпочтительно на 50 мс времени выключения.

В другом иллюстративном примере (фиг.5) показано устройство 170, включающее источник тока 174, соединенный с регулятором 178. Источник тока соединен с токовым контуром 182, включающим проволоку 186, из которой образована конструкция, так, что она представляет точку высокого сопротивления. Предпочтительно проволока фиксируется в держателе 190, и изолятор 194 разделяет различные части токового контура. Желаемая модуляция температуры затем достигается простой модуляцией тока через проволоку. Если тепловая масса проволочного элемента соответствующим образом подобрана по размеру и обеспечен отвод тепла с помощью электродов, соединяющих ее с источником тока достаточен, время нагревания и охлаждения проволочного элемента может достигаться в течение нескольких миллисекунд. Контактирование проволоки с выбранной областью кожи 198 нагревает ороговевающий слой для достижения избирательной деструкции.

На фиг. 6 показан еще один иллюстративный пример формирования поры в роговом слое с помощью горячей проволоки. В этой системе 200 проволока 204 может размещаться внутри модулируемого переменного магнитного поля, создаваемого обмоткой проволоки 200 катушкой возбуждения. С помощью питания катушки возбуждения переменным током посредством соединенного с ней регулятора 212 в проволочном тепловом зонде могут быть вызваны вихревые токи достаточной интенсивности для его непосредственного нагрева вследствие внутренних активных потерь. Это по существу миниатюрный вариант индуктивной системы нагрева, обычно используемой для тепловой обработки наконечников инструментов или индуцирования удаления газа из электродов в электровакуумных приборах или импульсных лампах. Преимущество способа индуктивного нагрева состоит в том, что энергия, подаваемая в проволочный тепловой зонд, может тщательно регулироваться и легко модулироваться посредством электронной регуляции катушки возбуждения. Если тепловая масса самого проволочного зонда и тепловая масса рогового слоя, контактирующего с наконечником зонда, известны, регуляция подаваемой индуктивной энергии может обеспечить очень точную регуляцию температуры в точке контакта 216 с кожей 220. Поскольку ткань кожи по существу не имеет магнитных свойств при более низких частотах, при которых может быть достигнут индуктивный нагрев, если в катушке возбуждения используются правильно выбранные частоты, то это переменное электромагнитное поле не будет влиять на ткани кожи.

Если применяется механически регулируемая контактная модуляция, дополнительный признак может быть реализован с помощью включения простой регулирующей системы с обратной связью, в которой контролируется полное электрическое сопротивление между наконечником зонда и кожей индивидуума. Таким образом, зонд может располагаться в контакте с кожей индивидуума, о чем свидетельствует ступенчатое уменьшение сопротивления после установления контакта, и затем удерживаться там в течение желаемого "времени включения", после чего он может быть удален. Несколько типов линейных исполнительных механизмов пригодны для этой формы регуляции с обратной связью, такие как механизм звуковой катушки, простой соленоид, вращающаяся система с кулачковым или коленчатым рычагом и им подобные. Преимущество состоит в том, что по мере развития тепловой деструкции положение наконечника теплового зонда может аналогичным образом продвигаться в кожу, всегда обеспечивая надежный контакт для облегчения эффективной передачи требуемой тепловой энергии. Изменение свойств проводимости рогового слоя и эпидермиса может также использоваться для обеспечения тонкой верификации с обратной связью того, что процесс формирования поры завершен, т.е. когда сопротивление указывает на то, что был достигнут эпидермис, и время прекратить процесс формирования поры.

На фиг. 7 показан иллюстративный пример такого монитора полного сопротивления с обратной связью. В этом устройстве 230 имеется тепловой источник с электрическим нагревом 234, соединенный с проволочным тепловым зондом 238. Тепловой источник установлен посредством изолирующего держателя 242 на механическом модуляторе 246. Регулятор 250 соединен с проволокой и кожей 254, в которой регулятор выявляет изменения сопротивления в выбранной области 258 кожи, и, когда предварительно определенный уровень получен, регулятор останавливает процесс формирования поры.

По той же линии что и гидравлическое средство формирования поры, приспособлены микроскальпели именно для проникновения через роговой слой для введения проникающего вещества, такого как лекарственный препарат, через образованную пору или для удаления анализируемого вещества через пору для анализа. Такое устройство считается "минимально инвазивным" в сравнении с устройствами и/или способами, которые являются неинвазивными. Использование микроскальпелей, которые проникают ниже рогового слоя для удаления крови, хорошо известно. Такие устройства имеются в продаже у изготовителей, таких как Becton-Dickinson и Lifescan, и могут использоваться в настоящем изобретении с помощью регуляции глубины проникновения. В качестве примера устройства микроскальпеля для сбора биологических жидкостей делается ссылка на Международную опубликованную заявку РСТ Erickson et al. WO 95/10223 (опубликованную 20 апреля 1995 г. ). Эта заявка показывает устройство для проникновения в дермальный слой кожи без проникновения в подкожные ткани для сбора биологических жидкостей, такого как для определения уровней глюкозы в крови.

Формирование поры в ороговевающем слое может также осуществляться с использованием акустического средства. Акустическое формирование поры является разновидностью оптических средств, описанных выше, за исключением того, что вместо использования источника света на область рогового слоя, подлежащую деструкции, подается очень тщательно сфокусированный пучок акустической энергии. Требуются такие же уровни энергии, т.е. тем не менее пороговым уровнем поглощаемой энергии должно быть 70 мДж/см²/50 мс. Такие же импульсные сфокусированные ультразвуковые преобразователи, как описанные в родительских заявках серийных номеров 08/152442 и 08/152174, могут использоваться для подачи требуемой плотности энергии для деструкции, как те, которые применяются при подаче акустической энергии, модулированной по интенсивности, фазе или частоте, или комбинации этих параметров для трансдермального взятия проб анализируемого вещества или трансдермальной подачи лекарственных препаратов. Это имеет преимущество обеспечения возможности применения того же преобразователя,. который используется для проталкивания лекарственного препарата через роговой слой или для извлечения биологической жидкости на поверхность для анализа, сначала для создания микропоры.

Кроме того, электрическое формирование поры или короткие вспышки или импульсы электрического тока могут подаваться на роговой слой с достаточной энергией для формирования микропор. Электрическое формирование пор известно в области формирования пор в биологических мембранах и в продаже имеются устройства для электрического формирования пор. Таким образом, специалист в этой области может выбрать устройство и условия для его использования без ненужного экспериментирования в соответствии с предоставляемыми здесь инструкциями.

Микропоры, сформированные в роговом слое с помощью способов настоящего изобретения обеспечивают возможность высоких скоростей потока терапевтических соединений с высокой молекулярной массой для трансдермальной доставки. Кроме того, эти нетравматические микроскопические отверстия в организм обеспечивают доступ к различным анализируемым веществам внутри организма, количественный анализ которых может проводиться для определения их внутренней концентрации.

Пример 1
В этом примере образцы кожи готовят следующим образом. Эпидермальную мембрану отделяют от цельной кожи трупа человека с помощью способа теплового отделения Kligman and Christopher, 88 Arch. Dermatol. 702 (1963), включающего воздействие на всю толщину кожи температур 60^oС в течение 60 с, после чего роговой слой и часть эпидермиса (эпидермальная мембрана) осторожно отслаивают от дермы.

Пример 2
Отделенные тепловым способом образцы рогового слоя, подготовленные в соответствии с процедурой, описанной в примере 1, разрезают на секции размером 1 см². Затем эти маленькие образцы прикрепляют к покровному стеклу путем помещения их на слайд и наложения на образец кожи с помощью склеиваемого при надавливании клея диска с центральным отверстием 6 мм. Затем образцы готовы для экспериментального исследования. В некоторых случаях образцы кожи гидратируют с помощью предоставления им возможности пропитаться в течение нескольких часов в нейтральном растворе фосфатного буфера или в чистой воде.

В качестве испытания этих необработанных образцов кожи на образцы воздействуют излучаемой мощностью нескольких различных инфракрасных лазерных диодов, излучающих грубо при 810, 905, 1480 и 1550 нм. Направляющая оптическая система, сконструированная для образования сфокусированного пучка с поперечным размером 25 мкм через конечный объектив, имеет числовую апертуру 0,4. По данным измерения общая мощность, доставляемая в сфокусированную точку, составляла от 50 до 200 мВт для лазерных диодов 8810 и 1480 нм, которые были способны функционировать в непрерывном волновом (НВ) режиме. Лазерные диоды 905 и 1550 нм были предназначены для выработки импульсов с высокой максимальной мощностью длительностью грубо от 10 до 200 нс при частоте повторения до 5000 Гц. По данным измерения уровни максимальной мощности импульсных лазеров составляли 45 Вт при 905 нм и 3,5 Вт при 1550 нм.

В этих условиях работы ни один из лазеров не оказывал видимого воздействия на образцы кожи. Целевую область непрерывно освещали в течение 60 с и затем исследовали под микроскопом, не выявляя видимых воздействий. Кроме того, образец помещали в модифицированную ячейку Франца, обычно используемую для испытания систем трансдермальной доставки, основанных на химических усилителях проникновения, и проводимость от одной стороны мембраны к другой, измеряемая как до, так и после облучения лазером, не выявила изменения. На основании этих испытаний, которые проводились на образцах кожи от четырех различных доноров, был сделан вывод, что при этих длинах волн взаимодействие оптической энергии с тканями кожи было настолько маленьким, что не выявлялись никакие воздействия.

Пример 3
Для оценки потенциального ощущения живого субъекта при освещении оптической энергией в условиях примера 2 использовали шестерых добровольцев, и излучением каждого лазерного источника воздействовали на их кончики пальцев, предплечья и тыл кистей. В случае использования лазеров 810, 905 и 1550 нм люди не могли чувствовать, когда лазер включался или выключался. В случае использования лазера 1480 нм было некоторое ощущение во время освещения лазером 1480 нм, работающим при 70 мВт MB, и немного позже под кожей образовывался очень маленький пузырек вследствие поглощения излучения 1480 нм одной из полос водного поглощения. Очевидно количество поглощенной энергии было достаточным, чтобы вызвать образование пузырька, но было недостаточным, чтобы вызвать деструкционное удаление рогового слоя. Кроме того, поглощение света 1480 нм происходило преимущественно в более глубоких, гидратированных (содержание воды от 85 до 90%) тканях эпидермиса и дермы, а не в относительно сухой (содержание воды от 10 до 15%) ткани ороговевающего слоя.

Пример 4
Продемонстрировав отсутствие воздействия на кожу в ее естественном состоянии (пример 3), был произведен ряд химических соединений в плане эффективности при поглощении световой энергии и затем передачи этой поглощенной энергии посредством проведения в ткань-мишень рогового слоя. Испытанные соединения включали тушь, меточные перья марки "SHARPIE" с черными, синими и красными несмываемыми пастами, метиленовый синий, фусциан красный, эполит # 67, поглощающее соединение, разработанное для отливки в поликарбонатные линзы для лазерных защитных очков, настойку йода; йод-поливинил-пирролидоновый комплекс ("BETADINE"), фталоцианин меди и печатную краску.

При использовании MB лазерных диодов, описанных в примере 2, положительные результаты деструкции наблюдались на in vitro образцах термически отделенного рогового слоя, приготовленного в соответствии с примером 1, при применении всех этих продуктов, однако некоторые работали лучше, чем другие. В частности, одними из самых эффективных были фталоцианин меди (ФЦМ) и эполит #67. Одной из возможных причин лучшей работы ФЦМ является его высокая точка кипения, превышающая 500^oС, и тот факт, что он сохраняет свою твердую фазу до этой температуры.

Пример 5
Поскольку фталоцианин меди был уже одобрен FDA для применения в имплантируемом шовном материале и включен в список указателя компании Merck как достаточно доброкачественная и устойчивая молекула в отношении биосовместимости у человека, следующим предпринятым шагом была комбинация местного применения ФЦМ и сфокусированного источника света на кожу здоровых людей-добровольцев. Была приготовлена суспензия тщательно измельченного ФЦМ в изопропиловом спирте. Используемый способ нанесения состоял во взбалтывании раствора и нанесении маленькой капли на участок-мишень. Поскольку спирт испарялся, на поверхности кожи оставалась тонкое и равномерное покрытие из твердой фазы ФЦМ.

Затем на участок, где было образовано покрытие из ФЦМ, помещается устройство, показанное на фиг.1 путем размещения выбранной области кожи индивидуума у эталонной пластинки. Эталонная пластинка состоит из тонкого стеклянного окна приблизительно 3х3 см с отверстием 4 мм в центре. Затем область, покрытую ФЦМ, размещают так, что она находится в пределах центрального отверстия. Конфокальный видеомикроскоп (фиг.1) затем используют для наведения четкого фокуса на поверхность кожи. Размещение кожи для достижения самой четкой фокусировки на видеосистеме осуществляется также таким образом, что сфокусированная точка лазерной системы совпадает с поверхностью кожи. Затем оператор генерирует импульсы лазерного света, в то же время наблюдая эффекты в участке-мишени на видеомониторе. Степень проникновения оценивается оператором визуально с помощью градуировки количественной характеристики дефокусировки лазерного пятна в микропоре по мере увеличения глубины микропоры, и это может динамически корригироваться оператором, по существу следом вниз за деструкцией поверхности в ткани с помощью смещения положения камеры (источника лазерного излучения) вдоль оси "z" в кожу. В точке, когда роговой слой удален вглубь до эпидермиса, вид основания отверстия заметно изменяется, становясь гораздо влажнее и блестящее. Увидев эти изменения, оператор выключает лазер. Во многих случаях в зависимости от состояния гидратации субъекта, а также других физиологических состояний, в ответ на устранение барьерной функции рогового слоя над этой маленькой областью происходило обильное истечение интерстициальной жидкости. Видеосистема используется для регистрации этой видеозаписи доступности интерстициальной жидкости в участке формирования поры.

Пример 6
Следуют процедуре примера 5 за исключением того, что ФЦМ наносят на прозрачную липкую ленту, которую затем наклеивают на выбранный участок на коже индивидуума. Результаты по существу такие же, как в примере 5.

Пример 7
Гистологические эксперименты выполняют на коже трупа в соответствии со способами, хорошо известными в этой области для определения пороговых параметров деструкции для данных смесей красителей и дополнительной информации о повреждении. Верхнюю поверхность образца кожи обрабатывают раствором фталоцианина меди (ФЦМ) в спирте. После испарения спирта местный слой твердофазного ФЦМ распределяется по поверхности кожи со средней толщиной от 10 до 20 мкм. На фиг.8А показано поперечное сечение полной толщины кожи перед лазерным облучением, на котором показаны слой ФЦМ 270, роговой слой 274 и подлежащие слои эпидермиса 278. На фиг.8В показан образец после однократного воздействия импульса света 810 нм на круг диаметром 80 мкм с плотностью энергии 4000 W/см² в течение периода импульса 20 мс. Следует отметить, что на поверхности рогового слоя еще было значительное количество ФЦМ даже в середине деструкционного кратера 282. Следует также отметить, что лабораторные измерения указывают на то, что в действительости поглощается только приблизительно 10% падающей световой энергии с отражением или обратным рассеиванием остальных 90%. Таким образом, эффективный поток энергии, доставляемый к слою красителя, который может вызвать желаемое нагревание, составляет только приблизительно 400 Дж/см². На фиг.8С показан образец после воздействия 5 импульсов света 810 нм, в котором барьер ороговевающего слоя был удален без повреждения подлежащей ткани. Эти результаты являются хорошим представлением "идеальной" работы оптически модулированной термической деструкции. На фиг.8D показан образец
после воздействия 50 импульсов. В слоях эпидермиса имелась поврежденная ткань 296 вследствие обугливания не подвергнутой деструкции ткани и термической денатурации подлежащей ткани. Фиг.8А-8С иллюстрируют разделения между роговым слоем и подлежащими слоями эпидермиса вследствие артефакта дегидратации, замораживания и приготовлений для визуализации.

Пример 8
Для исследования подробностей механизма тепловой деструкции была сконструирована математическая модель тканей кожи, на которой можно было испытывать различные варианты реализации способа тепловой деструкции. Эта модель рассчитывает распределение температуры в слоистой полубесконечной среде с определенным входящим тепловым потоком локально на поверхности и удалением тепла с поверхности на некотором расстоянии в стороне, т.е. между двумя участками происходит конвекция. Уравнение симметричной по оси, зависимой от времени диффузии решается в цилиндрических координатах с использованием метода подразумеваемого меняющегося направления (ПМН). (Примечание: постоянная температура между центрами подается на нижнюю границу и служит в качестве z-∞, а нулевой радиальный тепловой поток подается на максимальную радиальную границу и служит в качестве r-∞; слои параллельны поверхности и обозначаются как: 1 - краситель; 2 - роговой слой; 3 - подлежащий эпидермис и 4 - дерма. Для каждого слоя нужно уточнить глубину в полубесконечную среду и тепловые свойства, плотность (rho), удельное тепло (с) и проводимость (k)).

Сначала рассчитывается коэффициент теплопередачи, h, на коже на основании "постоянного" "1-D" распределения температуры, определяемого температурой окружающего воздуха, температурой поверхности кожи и температурой дермы. Предполагается, что красителя там нет, и получается величина "h" на поверхности кожи. Программа затем позволяет использовать эту величину "h" на поверхности слоя красителя или ввод другой желаемой величины "h" для поверхности красителя. Затем рассчитывается "постоянное" распределение температуры по всем слоям (включая слой красителя) с использованием уточненной величины "h" на поверхности красителя. Это распределение температуры является исходным условием для зависимой от времени проблемы нагревания. Это составляет "файл m" - исходный m. Затем программа рассчитывает зависимое от времени распределение температуры с помощью передвижения во времени, рассчитывая и представляя на дисплее температурное поле на каждом этапе.

Каждый вариант реализации описанного здесь способа, по которому были собраны эмпирические данные, моделировался по меньшей мере для одного набора функциональных параметров, показывая как точным и контролируемым образом может быть достигнута деструкция рогового слоя. Выходные данные моделирований представлены графически в двух различных форматах: (1) - вид в разрезе кожи, показывающий различные слои ткани с тремя изотермами, нанесенными в верхней части этой проекции, которые определяют три критических температурных порога, и (2) - два различных графика зависимости температуры от времени, один для точки в середине рогового слоя непосредственно под участком-мишенью и второй - для точки на границе жизнеспособных слоев клеток эпидермиса и нижней стороны рогового слоя. Эти графики показывают, как изменяется температура в каждой точке со временем при подаче тепловых импульсов, как если бы в ткани была имплантирована микроскопическая термопара. Кроме того, применение этой модели позволяет исследовать параметрические границы, в пределах которых может использоваться способ, для установки внешних пределов для двух важных сторон работы этих способов. Общими случаями являются представленные случаи, определяющие оболочку, внутри которой способ может использоваться, не вызывая боль или нежелательное повреждение ткани.

Для каждого данного источника тепла, как описано в нескольких различных вариантах реализации изобретения, существует точка, при которой воздействие на ткани кожи субъекта становится неоптимальным в том смысле, что субъект воспринимает болевое ощущение или что жизнеспособные клетки в подлежащем эпидермисе и/или дерме подвергаются воздействию температур, которые в случае поддержания в течение достаточно длительного времени вызовут повреждение этих тканей. Соответственно, моделирование испытания проводилось с использованием в качестве исходного способа варианта реализации с оптически нагретым местно наносимым красителем фталоцианина меди (ФЦМ) для установления того, как тепловые постоянные времени различных тканей кожи по существу определяют окно, в пределах которого может применяться способ без боли или повреждения примыкающих слоев ткани.

На фиг.9 и 10 схематически показаны виды в разрезе кожи и местно нанесенного слоя красителя. На каждой фигуре изображены три различных изотермы: (1) - 123^oС, точка, при которой испарение воды в ткани вызывает деструкцию ткани; (2) - 70^oС, точка, при которой жизнеспособные клетки будут повреждены, если температура будет поддерживаться в течение нескольких секунд и (3) - 45^oС, точка, при которой субъектом будет восприниматься ощущение боли. Этот болевой порог описан в нескольких фундаментальных руководствах по физиологии, но опыт показывает, что этот порог в определенной степени субъективный. В действительности при повторных испытаниях у одного и того же индивидуума различные участки формирования пор в пределах нескольких миллиметров друг от друга могут проявлять значительные различия степени ощущения, возможно вследствие близости к нервному окончанию по отношению к участку формирования поры.

Размеры на графиках показывают различные слои красителя и кожи, измеренные в микрометрах с ограничивающими их плоскими границами. Поскольку действительные ткани кожи имеют гораздо более свернутые границы в смысле средних задействованных размеров, модель предоставляет хорошее приближение тепловых градиентов, присутствующих в реальных тканях. Размеры толщины красителя ФЦМ и различных слоев кожи, использованные в этой и во всех последующих моделированиях, были следующие:
краситель - 10 мкм; ороговевающий слой - 30 мкм; подлежащий эпидермис - 70 мкм и дерма - 100 мкм.

Дополнительные условия, налагавшиеся на модель для этого конкретного моделирования, показаны в табл. 1 и 2.

При проведении этих моделирований вводятся следующие осторожные предположения:
1. Хотя может быть установлено, что температура некоторой части ороговевающего слоя уже превышает порог деструкции для теплового испарения содержащейся воды, этот процесс не моделируется, и последующая потеря энергии в тканях вследствие этого испарения не учитывается при моделировании. Это вызовет небольшое повышение температур, выявленное в подлежащих тканях с точки в цикле моделирования.

2. Аналогичным образом, когда показано, что некоторая часть красителя фталоцианина меди (ФЦМ) достигла точки испарения 550^oС, этот процесс не моделируется, но температура просто жестко ограничена этим уровнем. Это также вызовет незначительное повышение последующих температур в подлежащих слоях с развитием моделирования.

Даже при этих используемых в модели упрощениях наблюдается выраженная корреляция между прогнозируемой работой и эмпирически наблюдаемой работой, основанной и на клинических исследованиях, и на гистологических исследованиях образцов донорской кожи. Ключевыми данными, которые следует отметить на фиг. 9 и 10, являются продолжительность подачи теплового импульса и расположение трех различных пороговых температур, изображаемых изотермами.

На фиг.9 при длительности импульса 21 мс изотерма 70^oС как раз пересекает границу, разделяющую роговой слой и слои жизнеспособных клеток в эпидермисе. В исследованиях in vitro на образцах донорской кожи в этих условиях пятьдесят импульсов тепловой энергии, подаваемых с интервалами 50 мс, вызывают выявляемое повреждение верхнего слоя живых клеток (см. фиг.8D). Однако было также показано в исследованиях in vitro, что пять импульсов тепловой энергии при таких же функциональных параметрах не вызывали никакого значительного повреждения этих тканей. Представляется целесообразным, что даже хотя номинальный порог повреждения мог быть превышен по меньшей мере в переходном смысле, эта температура должна поддерживаться в течение некоторого периода времени накопления для того, чтобы действительно вызвать повреждение клеток. Тем не менее, основная информация, представленная моделированием, состоит в том, что, если "время включения" удерживать на уровне менее 20 мс с плотностью потока 400 W/см², то живые клетки в подлежащем эпидермисе не будут подвергаться повреждению, даже хотя изотерма порога деструкции была достаточно смещена в роговой слой. Другими словами, с помощью использования источника тепловой энергии с низкой плотностью потока, модулированного так, что "время включения" подходяще короткое, деструкция рогового слоя может быть достигнута без любого повреждения прилегающих клеток в подлежащем эпидермисе (см. фиг.8С). Это в большей части возможно вследствие существенно различных температуропроводностей этих двух слоев ткани. То есть, роговой слой, содержащий лишь приблизительно от 10 до 20% воды, имеет. гораздо более низкую константу температуропроводности 0,00123 Дж/(S•cм•К), чем 0,0421 Дж/(S•cм•К), эпидермиса. Это позволяет создать температуру в роговом слое", в то же время поддерживая четкое пространственное ограничение точкой, в которой произойдет деструкция.

На фиг.10 тот же процесс модулирования, начатый с цикла критической точки порога повреждения, показанного на фиг.9, проводится далее во времени. С помощью оставления теплового импульса в течение 59 мс при той же плотности потока 400 W/см² в пределах круга диаметром 60 мкм нагретого красителя, изотерма болевой чувствительности при 45^oС как раз входит в иннервируемый слой кожи, составляемый дермой. Кроме того, изотерма порога повреждения продвигается значительно дальше в слой эпидермиса, чем где ее нахождение было показано на фиг.9. Соотношение этого моделирования с проведенными многочисленными клиническими исследованиями с использованием этого метода дает отличное подтверждение точности этой модели в том, что модель почти точно показывает продолжительность "включения", в течение которого тепловой зонд может накладываться на кожу перед тем, как индивидуум почувствует его. В клинических испытаниях использовался регулируемый импульсный генератор для установки "времени включения" и "времени выключения" серии световых импульсов, подаваемых на местно нанесенный на кожу слой красителя фталоцианина меди (ФЦМ). При поддержании постоянного "времени выключения" 80 мс время "включения" постепенно увеличивалось до тех пор, пока человек не сообщал об умеренном "болевом" ощущении. Все без исключения люди, участвовавшие в этих испытаниях, сообщали о первой "боли" при "времени включения" от 45 до 60 мс, очень близком ко времени, прогнозированном с помощью модели. Кроме того, в этих клинических исследованиях была отмечена упомянутая ранее вариабильность относительно ощущения "боли" от участка к участку. Соответственно, то, что определяется как "боль", представляет собой точку, при которой отмечается первое однозначное ощущение. В одном участке это может расцениваться как боль, тогда как в прилегающем участке тот же человек может охарактеризовать это ощущение просто как "заметное".

Одним элементом этого клинического исследования является осознание того, что даже в одном и том же участке следующие друг за другом неравномерные тепловые импульсы взаимодействуют с психофизиологическим нервным восприятием человека, вызывая истинное снижение воспринимаемого ощущения. Например, для насыщения нейронов в данной области может использоваться серия менее продолжительных тепловых импульсов, моментально истощающих имеющийся запас нейротрансмиттеров в этом синтаптическом контакте и поэтому ограничивающих способность посылать "болевой" стимул. Затем это обеспечивает возможность того, что более длинные импульсы после этих коротких импульсов менее заметно, чем если бы они подавались в начале последовательности воздействий. Соответственно, была проведена серия экспериментов с некоторыми произвольно созданными сериями импульсов, и результаты согласовывались с этой гипотезой. Аналогию с этой ситуацией можно найти в восприятии, когда человек входит в очень горячую ванну, что сначала болезненно, но быстро становится терпимым по мере привыкания человека к ощущению тепла.

Пример 9
Задачей этого изобретения является достижение безболезненного формирования микропоры рогового слоя, не вызывая какого-либо существенного повреждения прилегающих жизнеспособных тканей. Как описано в моделировании, проиллюстрированном в примере 8 и фиг.9-10, представляется, что в пределах пятна-мишени деструкции, внутри которого может быть достигнуто формирование микропоры именно таким безболезненным и нетравматичным образом, существует граница для любой данной плотности потока тепловой энергии. Как исследования in vivo, так и in vitro показали, что это действительно так и это позволило посредством эмпирических методов разработать некоторые функциональные параметры, которые, как оказывается, очень хорошо работают. Следующий набор моделирований показывает, как работает способ при использовании этих особых параметров.

В первом случае серия из десяти импульсов со "временем включения" 10 мс, разделенных "временем выключения" 10 мс подается на кожу, покрытую ЦФМ. На фиг.11 показано окончательное распределение температуры в тканях кожи непосредственно после окончания этой серии импульсов. Как видно, изотермы, представляющие три критических порога температуры, показывают, что была достигнута деструкция рогового слоя при отсутствии ощущения в нервах дермального слоя и очень небольшого перекреста порога жизнеспособных клеток подлежащего эпидермиса. Как упомянуто ранее, оказывается, что для действительного постоянного повреждения клеток клетки эпидермиса должны не только нагреваться до определенной точки, но их температуру также следует поддерживать на этом уровне в течение некоторого периода времени, который, как считается, в целом должен длиться приблизительно 5 с. На фиг.12 и 13 показана соответственно температура рогового слоя и жизнеспособного эпидермиса как функция времени, иллюстрирующая нагревание в течение "времени включения" и охлаждение в течение "времени выключения" за все десять циклов. Что касается отношения этого моделирования к проведенным исследованиям in vivo, следует отметить, что 90% формировалось с помощью системных параметров, установленных в соответствии с моделированием, достигалось эффективное формирование поры без боли для субъекта, и при последующем микроскопическом исследовании участка формирования поры через несколько дней видимого повреждения тканей не было. Исследования in vitro, проведенные на образцах донорской кожи полной толщины, также согласовывались с прогнозом поведения на модели.

Пример 10
При проведении и эмпирических исследований in vivo, и этих моделирований оказывается, что предварительное охлаждение кожи помогает в оптимизации процесса формирования микропоры в плане уменьшения вероятности боли или повреждения прилегающих тканей. На практике это может быть легко достигнуто с использованием простой холодной пластинки, прислоненной к коже перед процессом формирования поры. Например, наложение охлажденной пластины устройства Пелтье на круг диаметром 1 см, окружающий целевой участок формирования поры, при удержании пластины, охлажденной приблизительно до 5^oС в течение около 5 с, значительно снижает температуру тканей. Схематическая иллюстрация экспериментального устройства, используемого для этой цели в лаборатории, показано на фиг.3А-В. С помощью воздействия точно такой же серией импульсов из десяти циклов, которая использовалась в процедуре, проиллюстрированной в примере 9, при сравнении фиг. 11 с фиг.14, фиг.12 с фиг.15 и фиг.13 с фиг.16 видно, насколько можно улучшить регуляцию теплового проникновения в ткани кожи. Следует еще раз подчеркнуть, что имеют преимущества относительно низкая температуропроводность и удельная теплоемкость рогового слоя в сравнении с эпидермисом и дермой. После охлаждения высокогидратированные ткани эпидермиса и дермы требуют гораздо большей тепловой энергии для подъема их температуры, тогда как роговой слой с его относительно сухой структурой может быстро нагреваться до порога деструкции.

Пример 11
После выяснения фундаментального механизма теплопроводности при доставке энергии в ткани кожи, лежащего в основе эффективной безболезненной деструкции и формирования микропор в ороговевающем слое, можно понять несколько различных особых способов достижения требуемых быстрых модуляций температуры точки контакта, таких как варианты реализации с использованием горячей проволоки, проиллюстрированные на фиг.4-7.

В основном описанном здесь варианте реализации используется нагревательный элемент с активным сопротивлением (фиг.4), такой как наконечник небольшого паяльника без провода с относительно инертной проволокой подходящего размера, намотанной вокруг него с коротким отрезком проволоки, оставленным выступающим в сторону от корпуса нагревателя. Когда подается электричество от источника постоянного тока, нагреватель в течение нескольких секунд нагреется до некоторой температуры и достигнет устойчивого состояния за счет конвекционных потерь в окружающий воздух. Аналогичным образом проволока, которая является частью этой тепловой системы, достигнет устойчивого состояния так, что с использованием компонентов этого типа температура самого кончика проволоки может подниматься почти до любой произвольной температуры, грубо до 1000^oС. Размер кончика может быть подобран для получения точного желаемого размера микропоры.

В лаборатории использовались вольфрамовые проволоки диаметром 80 мкм, прикрепленные к съемному наконечнику паяльника без провода "WAHL" приблизительно с 2 мм проволоки, выступающими от наконечника. С помощью термопары температуру наконечника измеряли при ее устойчивом состоянии, и было отмечено, что с помощью изменения регулировки постоянного тока легко можно достичь температур устойчивого состояния, превышающих 700^oС. Для достижения желаемой модуляции с наконечником соединялся быстро реагирующий электромеханический пускатель с низкой массой так, что положение проволоки могло линейно перемещаться более чем на 2 мм со скоростью до 200 Гц. Затем с помощью установки всего устройства на прецизионную платформу этот вибрирующий наконечник может с высокой степенью регулируемости приводиться в контакт с поверхностью кожи таким образом, чтобы он за один цикл контактировал лишь в течение "времени включения" менее 10 мс, тогда как "время выключения" произвольно длительных периодов может достигаться соответствующей настройкой импульсного генератора. Эти исследования in vivo показали, что формирование поры может быть в действительности достигнуто даже до того, как субъект, у которого формируется пора, узнает о том, что конец проволоки был помещен в контакт с кожей.

Для сравнения работы этого варианта реализации с вариантом реализации, использующим местно наносимый краситель ЦФМ с оптическим нагревом, проводились следующие моделирования в соответствии с процедурой примера 8. По существу, с помощью изменения только исходных условий вариант реализации с использованием горячей проволоки может проводиться при идентичном коде моделирования. Ввиду того, что контакт с проволокой происходит по существу мгновенно, в слое красителя ЦФМ нет зависимого от времени образования тепла и, когда проволока физически удаляется из контакта с кожей, на поверхности нет остающегося еще остаточного тепла, как это происходит с нагретым слоем красителя ЦФМ. Наряду с этим, поскольку сама проволока определяет площадь, намеченную для деструкции/формирования микропоры, не должно быть боковой диффузии тепловой энергии перед ее воздействием на роговой слой. Сравнительные функциональные характеристики варианта реализации с "горячей проволокой" показаны на фиг.17-19.

Пример 12
В этом примере выполнялась процедура примера 11, за исключением того, что кожа предварительно охлаждалась в соответствии с процедурой примера 10. Аналогичным образом, предварительное охлаждение участка-мишени дает положительные результаты, аналогичные варианту реализации с "горячей проволокой". Результаты подхода в виде моделирования с предварительным охлаждением показаны на фиг.20-22.

Пример 13
Как обсуждалось ранее в этом описании, на первый взгляд представляется, что патент Tankovich '803 аналогичен заявляемому настоящему изобретению. В этом примере модель имитации была установлена с функциональными параметрами, определенными в Tankovich '803, т.е. ширина импульса 1 мкс, а уровень мощности 40000000 Вт/см². На фиг.23 и 24 показано, что в этих условиях одна часть рогового слоя не достигает порога мгновенного испарения воды (123^oС) и таким образом, не происходит деструкции/формирования микропоры в роговом слое. На практике подача на местно нанесенный слой красителя импульса с высокой пиковой мощностью и короткой продолжительностью просто выпаривает краситель с поверхности кожи, не влияя на кожу. Таким образом, этот пример демонстрирует, что условия, определенные Tankovich '803, не работают в настоящем заявляемом изобретении.

Пример 14
В этом примере интерстициальную жидкость, полученную после формирования поры в соответствии с процедурой примера 6, собирали и анализировали для определения в ней концентрации глюкозы. Данные были получены на четырех не страдающих диабетом людях и шести пациентах с диабетом типа 1, подвергнутых тесту глюкозной нагрузки. Возраст людей был от 27 до 43 лет. Целью исследования было изучение возможности использования способа для безболезненного взятия достаточного количества интерстициальной жидкости (ИСЖ) у людей для обеспечения возможности проведения анализа ИСЖ на содержание глюкозы, а затем сравнения этих значений концентрации с уровнем глюкозы, имеющимся в цельной крови человека.

У всех людей количественные определения глюкозы и в крови, и в ИСЖ проводились с помощью системы "ELITE" Miles-Bayer. Все десять исследуемых подверглись одинаковым процедурам определения с поправками относительно глюкозной нагрузки и инъекцией инсулина у пациентов с инсулинзависимым диабетом.

Основной задачей конструкции исследования было задействование самого маленького числа добровольцев, некоторые из которых больны диабетом, а некоторые не страдают диабетом, у которых через каждые 3-5 мин в течение 3-4 ч периода проведения исследования брали серию парных образцов ИСЖ и цельной крови. Количественное определение глюкозы проводили и в крови, и в ИСЖ и определяли статистическую связь между уровнями глюкозы в крови и в интерстициальной жидкости. Для исследования гипотезы о временной задержке уровней глюкозы в ИСЖ, в сравнении с уровнями глюкозы в цельной крови, у исследуемых лиц вызывались значительные и динамические изменения уровней глюкозы. Это достигалось с помощью голодания каждого исследуемого в течение 12 ч перед началом испытания, а затем после установления их исходных уровней глюкозы на основании набора трех уровней глюкозы натощак в крови и в ИСЖ, проведения у людей глюкозной нагрузки. После установления исходных уровней, исследуемым давали глюкозную нагрузку в виде сладкого сока на основе следующих установок:
i. У контрольных лиц глюкозная нагрузка рассчитывалась на основании 0,75 г глюкозы на 1 фунт массы тела.

ii. Для пациентов с инсулинзависимым диабетом глюкозная нагрузка составляла 50 г глюкозы. Кроме того, сразу после приема глюкозной нагрузки больные диабетом сделают себе инъекцию своей обычной утренней дозы быстродействующего инсулина. В случае, если у пациента с диабетом уровни глюкозы натощак превышали 300 мг/дкл, их сначала просили самостоятельно сделать инъекцию инсулина, а глюкозную нагрузку проводили после того, как уровни глюкозы в крови у них падали ниже 120 мг/дкл.

Каждому привлеченному субъекту сначала давали полное описание исследования в документе "Сознательное согласие" и просили понять и подписать его перед официальным включением в программу. После приема они заполняли анкету медицинского анамнеза. Используемая клиническая процедура в деталях была следующей:
(a) Человек голодал с 9:00 вечера в ночь перед посещением для исследования, употребляя только воду. В течение этого периода ему не позволялось употреблять кофеин, сигареты, фруктовый сок.

(b) Человек поступал в учреждение, где проводилось испытание к 9:00 на следующее утро.

(c) Человека усаживали в откидывающееся кресло, предоставленное ему для расслабления в течение всей процедуры исследования.

(d) Начиная с момента поступления человека берут пробы и цельной крови, в ИСЖ с интервалами от трех до пяти минут и продолжая в течение следующих трех-четырех часов. Длительность периода, за который проводился сбор данных, основывалась на том, когда уровни глюкозы в крови человека возвращались к нормальному диапазону и стабилизировались после глюкозной нагрузки. Образцы ИСЖ набирали с использованием оптического формирования поры, способа накачки ИСЖ, более подробно описанного ниже. Каждый образец ИСЖ составлял грубо 5 мкл по объему для обеспечения хорошего заполнения тестовой полоски ELITE. Образцы крови получали с помощью обычного ланцета для прокола пальцев. Проводили немедленный анализ образцов в ИСЖ, и крови на глюкозу с помощью домашней глюкометрической системы ELITE фирмы Mikes-Bayer. Для улучшения оценки "истинных" уровней глюкозы в крови проводили два отдельных количественных определения ELITE в каждом набранном в капилляр образце из пальца.

(e) Для облегчения продолжительного сбора ИСЖ из одного и того же участка в течение всей фазы сбора данных для данного индивидуума на верхнем отделе предплечья индивидуума создавали матрицу 5 на 5 из двадцати пяти микропор, причем каждая микропора была в поперечнике от 50 до 80 мкм, а промежутки между ними были 300 мкм. С помощью склеивающегося при давлении клея на предплечье индивидуума прикреплялся тефлоновый диск диаметром 30 мм с отверстием 6 мм в центре и располагался так, что 6-миллиметровое центральное отверстие помещалось над матрицей микропор 5 на 5. Это прикрепление обеспечивало удобный способ, с помощью которого мог подсоединяться маленький всасывающий шланг, подающий незначительный вакуум [от 10 до 12 дюймов рт. ст. (254-304,8 мм рт. ст.)] на область с порами для того, чтобы вызвать отток ИСЖ из организма через микропоры. На верхнюю поверхность тефлонового диска устанавливалось окно из прозрачного стекла, позволяющее оператору непосредственно под ним видеть кожу со сформированными микропорами. Когда на поверхности кожи образовывалась бусина ИСЖ объемом 5 мкл, в этом можно было легко удостовериться с помощью визуального контроля участка через это окошко. Этот уровень вакуума создавал номинальный градиент давления около 5 фунтов/квадратный дюйм (psi) [0,0344738 Па]. Без микропор при использовании только небольшого вакуума невозможно было извлечь из организма индивидуума какое-либо количество ИСЖ.

(f) После вытягивания первых трех пар образцов, человеку давали глюкозную нагрузку в виде очень сладкого апельсинового сока. Количество вводимой глюкозы было 0,75 г на 1 фунт (1 фунт=0,45359 кг) массы тела для не страдающих диабетом людей и 50 г для больных диабетом. Больные диабетом также самостоятельно делали себе инъекцию быстродействующего инсулина (регулярного) и соответствующим образом рассчитанной дозе, основываясь на этом уровне глюкозы 50 г, совпадающем с употреблением внутрь глюкозной нагрузки. При обычной задержке от 1,5 до 2,5 ч между инъекцией инсулина и максимальным эффектом инъекции, ожидалось, что у пациентов с диабетом будет смещение вверх их уровней глюкозы в крови в диапазоне до 300 мг/дкл, а затем быстрое падение с возвращением к нормальному диапазону по мере развития эффекта инсулина. Ожидалось, что у лиц, не страдающих диабетом, будут выявлены стандартные профили устойчивости к глюкозе, обычно проявляющие максимальный уровень глюкозы крови от 150 до 220 мг/дкл через 45-90 мин после введения глюкозной нагрузки, а затем быстрое падение с возвратом к их нормальным исходным уровням в течение следующего часа или около этого.

(g) После введения глюкозной нагрузки или глюкозной нагрузки и инъекции инсулина у испытуемых в течение следующих трех-четырех часов одновременно с пятиминутными интервалами вытягивали образцы ИСЖ и брали образцы цельной крови их прокола в пальце. Взятие образцов прекращали, когда уровни глюкозы в крови в трех последовательных образцах указывали на то, что уровень глюкозы у испытуемого стабилизировался.

После исследования данных стали очевидными несколько признаков. В частности, для каждой определенной партии тестовых полосок ELITE существует отчетливый сдвиг выходных данных, показываемых глюкометром в мг/дкл глюкозы, в сравнении с уровнем, указываемым в крови. Вследствие отсутствия гематокрита в ИСЖ и нормальных различий концентрации электролитов в ИСЖ и цельной крови, следует ожидать завышенных показаний. Независимо от причин, лежащих в основе этого сдвига выходных данных, посредством сравнения с эталонным количественным определением было определено, что истинные уровни глюкозы в ИСЖ линейно связаны со значениями, получаемыми с помощью системы ELITE, с коэффициентами изменения масштаба, постоянными для каждой определенной партии полосок ELITE. Следовательно, для сравнения данных измерения уровней глюкозы в ИСЖ и в цельной крови, к данным по ИСЖ применялась линейная корреляция первого порядка следующим образом:
ИСЖглюкоза=0,606•ИСЖ_ELITE+19,5.

Это изменение масштаба выходных данных глюкометра ELITE при использовании для измерения уровней глюкозы в ИСЖ позволяет исследовать во всем наборе данных векторы ошибок, связанные с использованием ИСЖ для оценки уровней глюкозы в крови. Конечно, даже при отсутствии линейного изменения масштаба корреляция между значениями глюкозы в ИСЖ и уровнями глюкозы в крови такие же, как и в варианте с измененным масштабом.

На основании большинства опубликованных литературных данных по предмету глюкозы в ИСЖ, а также предварительных данных, первоначально ожидалось, что между уровнями глюкозы в ИСЖ и уровнями, имеющимися в цельной крови из прокола в пальце, будет наблюдаться задержка от 15 до 20 мин. Это не подтверждается анализом данных. В частности, при проведении анализа данных, полученных у каждого индивидуума для определения временного сдвига, требуемого для достижения максимальной корреляции между уровнями глюкозы в ИСЖ и уровнями глюкозы в крови, было установлено, что самая большая задержка по времени у этого набора субъектов составила лишь 13 мин, а средняя задержка по времени составляла только 6,2 мин, причем у нескольких субъектов было почти мгновенное определение уровня глюкозы (с задержкой около 1 мин).

На основании минимальной задержки, наблюдаемой в этом наборе данных, график, представленный на фиг.25, представляет все десять тестов глюкозной нагрузки, проводившихся один за другим в течение длительного периода времени. Данные представлены без сдвига по времени и показывают высокий уровень корреляции между уровнями глюкозы в ИСЖ и крови, одинаково наблюдавшийся во всем наборе клинических данных. Если произвести сдвиг всего набора данных в целом для выявления самой лучшей оценки корреляции, то это будут пики уровней глюкозы в ИСЖ и крови с задержкой в 2 мин при величине r=0,97. Это лишь незначительное улучшение по сравнению с несмещенной корреляцией r= 0,964. Поэтому, для остального анализа величины ИСЖ обрабатываются без наложения на них сдвига во времени. То есть каждый набор данных об уровне глюкозы в крови в ИСЖ рассматривается как одновременно полученные пары данных.

После сведения к определенному масштабу не сдвинутых по времени значений уровня глюкозы в ИСЖ, полученных с помощью Elite, для отражения пропорционального уровня глюкозы, имеющегося в ИСЖ, появилась возможность исследовать ошибку, связанную с этими данными. Самым простым способом для этого является предположение, что средняя величина двух значений уровня глюкозы в крови из прокола в пальце по методу ELITE является фактически абсолютно правильной величиной, а затем просто сравнить сведенные к определенному масштабу величины в ИСЖ со средними величинами уровня глюкозы в крови. Эти данные следующие: стандартное отклонение уровня глюкозы в крови - ИСЖ 13,4 мг/дкл; коэффициент дисперсии ИСЖ 9,7%; стандартное отклонение двух определений Elite 8,3 мг/дкл и коэффициент дисперсии в крови (милей) 6%.

Как показывают эти данные, измерение на основе крови уже содержит ошибочную составляющую. Действительно, опубликованные производителем данные о работе указывают, что система ELITE имеет номинальный коэффициент дисперсии (КД) от 5 до 7% в зависимости от уровней глюкозы и величины гематокрита в крови.

Дополнительный взгляд на элемент различия между уровнем глюкозы в ИСЖ и уровнем глюкозы в крови показан в форме графика разброса на фиг.26. На этой фигуре для ссылки также изображены верхняя и нижняя границы 90% доверительного интервала. Интересно отметить, что лишь с двумя исключениями, все данные в диапазоне уровней глюкозы ниже 100 мг/дкл, подпадают под эти "усы" 90% доверительного интервала. Это важно, поскольку последствия упущения тенденции к гипогликемии были бы очень существенными для пользователя, больного диабетом. То есть было бы гораздо лучше недостаточно прогнозировать уровень глюкозы в диапазоне от 40 до 120 мг/дкл, чем избыточно прогнозировать их.

По существу, если предположить, что основная ошибка количественного определения при использовании системы ELITE для исследования ИСЖ сравнима с ошибкой количественного определения, связанной с использованием ELITE на цельной крови, то отклонение уровня глюкозы в ИСЖ от уровня глюкозы в крови может быть описано как:
ИСЖ_{отк лоне ние}=[(ИСЖ_{истинное})²+(ИСЖ_{истинное})²]^1/2.

Применяя это уравнение к указанным выше величинам, можно определить оценочное "истинное" значение ошибочной составляющей определения уровня глюкозы в ИСЖ:
ИСЖ_{истинное}=[(ИСЖ_{отк лоне ние})²-(ИСЖ_{истинное})²]^1/2.

Или решив уравнение
ИСЖ_{истинное}=[(13,4)²-(8/3)²]^1/2=10,5 мг/дкл.

Гистограмма относительного отклонения уровня глюкозы в ИСЖ к уровню глюкозы в крови показана на фиг.27.

Доставка лекарственных препаратов через поры в роговом слое
Настоящее изобретение также включает способ доставки лекарственных препаратов, включая лекарственные препараты, вводимые в настоящее время через кожу, через микропоры в роговом слое. В одном иллюстративном варианте реализации доставка достигается с помощью помещения раствора в резервуар над участком формирования поры. В другом иллюстративном варианте реализации градиент давления используется для дальнейшего усиления доставки. Еще в одном иллюстративном варианте реализации акустическая энергия используется с градиентом давления или без него для дальнейшего усиления доставки. Акустическая энергия может подаваться в соответствии с традиционными трансдермальными параметрами или с помощью использования эффектов увлечения акустическими волнами, которые будут описаны ниже, для проталкивания раствора подачи через роговой слой с образованными в нем порами.

Пример 15
Этот пример показывает использование формирования пор в роговом слое для доставки лидокаина, местного анальгетика. Раствор лидокаина также содержал композицию химического усилителя проникновения, предназначенного для усиления его пассивной диффузии через роговой слой. Иллюстрация устройства для доставки 300 показана на фиг.28. Устройство включает корпус 304, включающий резервуар 308 для помещения содержащего лекарственный препарат раствора 312. Верхняя часть корпуса включает ультразвуковой преобразователь 316 для выработки акустической энергии для помощи в транспортировке содержащего лекарственный препарат раствора через микропоры 320 в роговом слое 324. Отверстие 328 в ультразвуковом преобразователе позволяет подавать на него давление для дополнительной помощи в перемещении содержащего лекарственный препарат раствора через микропоры в роговом слое. Устройство для подачи прикладывается к выбранной области кожи индивидуума так, что оно располагается по меньшей мере над одной, а предпочтительно над множеством микропор. Липкий слой 332, прикрепленный к нижней части корпуса позволяет прикреплять устройство к коже так, что содержащий лекарственный препарат раствор в резервуаре находится в сообщении через жидкость с микропорами. Доставка лекарственного препарата через микропоры приводит к перемещению в подлежащий эпидермис 336 и дерму 340.

Эффективность подачи лекарственного препарата с использованием формирования пор совместно с ультразвуком была испытана у пяти человек. В эксперименте использовались два участка на левом предплечье людей, находящиеся на расстоянии приблизительно три дюйма (7,62 см) друг от друга, находящихся на равном расстоянии между большим пальцем руки и верхней частью предплечья. Участок около большого пальца руки будет обозначен как участок 1, а участок, максимально удаленный от большого пальца руки, будет обозначен как участок 2. Участок 1 использовался в качестве контроля, на который лидокаин и раствор усилителя наносился с помощью идентичного устройства для доставки 300, но без какого-либо формирования микропор рогового слоя или акустической энергии. На участке 2 было сформировано 24 отверстия пор на расстоянии 0,8 мм друг от друга в виде решетки, заключенной в круг диаметром 1 см. Микропоры в участке 2 были созданы в соответствии с процедурой примера 6. Наносились лидокаин и ультразвук низкого уровня. Подачи ультразвука осуществлялись с помощью изготовленного на заказ комплекта устройства ультразвукового преобразователя Zevex в режиме высокочастотной пульсации с подачей напряжения между пиками 0,4 В на линейный усилитель ENI#2100L с пачками из 1000 одиночных импульсов, происходящими при 10 Гц с основной частотой 65,4 кГц, т.е. импульсно модулированного сигнала с подачей питания на преобразователь пачками импульсов в течение 15 мс с выключением затем на следующие 85 мс. Измеренная среднеквадратичная величина выходной мощности усилителя, подаваемой на преобразователь, была 0,090 Вт.

После нанесения лидокаина определения ощущений производились с помощью трения по испытуемому участку проволокой 30 калибра. Эксперименты проводились на обоих участках с серийной подачей на один и тот же участок при продолжительности интервалов подачи на участок 1 от 10 до 12 мин и участок 2 в течение 5 мин. Проводили оценку обоих участков на нечувствительность с использованием шкалы от 10 до 0, в которой 10 указывало на отсутствие онемения, а 0 указывало на полное отсутствие чувствительности по сообщению испытуемых. Следующее резюме результатов представлено для всех 5 испытуемых.

В контрольном участке, участке 1, через 10-12 мин наблюдалось небольшое или полное отсутствие онемения (от 7 до 10 баллов по шкале). Приблизительно через 20 мин по мере полного проникновения раствора в участке 1 наблюдалось некоторое онемение (3 балла по шкале). При завершении нанесения лидокаина участок 1 очищали. В участке 2 в круге размером 1 см, содержащем поры, наблюдалось почти полное онемение (от 0 до 1 балла по шкале). Снаружи от круга диаметром 1 см онемение спадало почти линейно до 1 балла у круга диаметром 2,5 см с полным отсутствием онемения снаружи от круга диаметром 2,5 см. Оценка 2-го участка после второго нанесения привела к образованию несколько большего круга полного онемения диаметром приблизительно 1,2 см, которое линейно спадало до 1 балла в виде неравномерной овальной области с диаметром от 2 до 2,5 см перпендикулярно предплечью и диаметром от 2 до 6 см параллельно предплечью. Снаружи от этой области онемение не наблюдалось. Схематическое представление иллюстративных результатов, полученных у типичного индивидуума, показано на фиг.29А-С. На фиг.29А и 29В показаны результаты, полученные в участке 2 (с порами) соответственно через 5 и 10 мин. На фиг.29С показаны результаты, полученные на участке 1 (контроль без пор).

Акустическая энергия и усилители для усиления трансдермального потока
Физика полей акустической энергии, создаваемых акустическими преобразователями, может использоваться в способе, с помощью которого может моделироваться акустическая частота для улучшения скорости потоков, достигаемого с помощью других способов. Как показано на фиг.1 патента США 5445611, включенного сюда для ссылки, распределение энергии акустического преобразователя может делиться на поле в ближней зоне и поле в дальней зоне. Поле в ближней зоне, характеризуемое длиной N, представляет собой зону от первого минимума энергии до последнего максимума энергии. Зона дистальнее последнего максимума представляет собой поле в дальней зоне. Поле типа ближней (N) зоны подавляется большим числом расположенных с маленькими промежутками пиков и нулевых величин локального давления. Длина поля в ближней зоне, N, является функцией частоты, размера и формы поверхности преобразователя и скорости звука в среде, через которую проходит ультразвук. Для одного преобразователя изменения интенсивности в пределах его нормального функционального диапазона не воздействуют на природу распределения акустической энергии, отличную от линейного типа. Однако для системы с множеством преобразователей, все из которых модулируются и по частоте и по амплитуде, относительная интенсивность отдельных преобразователей воздействует на распределение энергии в акустической среде, независимо от того, кожа ли это или другая среда.

С помощью изменения частоты акустической энергии в небольшом количестве, например в диапазоне приблизительно от 1 до 20%, тип пиковых и нулевых величин остается относительно постоянным, но длина N поля в ближней зоне изменяется в прямой пропорции к частоте. Большие изменения частоты, скажем, в 2 и более раз, наиболее вероятно вызовут различный набор резонансов или типов вибрации в преобразователе, вызывая существенно и непрогнозируемо различный тип энергии поля в ближней зоне. Таким образом, с помощью небольшого изменения акустической частоты сложный тип пиковых и нулевых величин сжимается или расширяется по типу аккордеона. С помощью выбора направления частотной модуляции можно регулировать направление сдвига этих пиков локального давления. С помощью подачи акустической энергии на поверхность кожи избирательная модуляция акустической частоты регулирует движение этих пиков локального давления через кожу или по направлению внутрь организма, или по направлению к поверхности тела. Частотная модуляция от высокой к низкой приводит в движение
пики давления в организм, тогда как частотная модуляция от низкой к высокой "вытягивает" пики давления из организма по направлению к поверхности и через кожу наружу из организма.

Если допустить, что для этого применения используются типичные параметры, например акустический преобразователь диаметром 1,27 см, номинальная функциональная частота 10 МГц и акустический импеданс, аналогичный импедансу воды, то частотная модуляция 1 МГц вызовет движение пиковых и нулевых величин типа энергии поля в ближней зоне приблизительно на 2,5 мм поблизости к роговому слою. С точки зрения перспективы удаления анализируемых веществ через кожу и/или через слизистые оболочки, эта степень действия обеспечивает доступ к области, находящейся значительно ниже рогового слоя и даже эпидермиса, дермы и других тканей под ней. Для каждого данного преобразователя может быть оптимальный диапазон частот, в пределах которого частотная модуляция наиболее эффективна.

Поток лекарственного препарата или анализируемого вещества через кожу может также увеличиваться с помощью изменения или сопротивления (коэффициента диффузии), или движущей силы (градиента диффузии). Поток может быть усилен с помощью использования так называемых усилителей проникновения или химических усилителей.

Химические усилители включают две первичные категории компонентов, т.е. соединений, нарушающих целостность клеточной оболочки, и растворители или бинарные системы, содержащие как соединения, нарушающие целостность клеточной оболочки, так и растворители.

Соединения, нарушающие целостность клеточной оболочки, известны в этой области как использующиеся в фармацевтических препаратах для местного применения и работают также при удалении анализируемых веществ через кожу. Считают, что эти соединения помогают в проникновении через кожу с помощью дезорганизации липидной структуры клеточных оболочек рогового слоя. Полный список этих соединений описан в Европейской патентной заявке 43738, опубликованной 13 июня 1982 г., которая включена сюда для ссылки. Считается, что для целей этого изобретения может использоваться любое соединение, нарушающее упорядоченную структуру клеточной оболочки.

Подходящие растворители включают воду, диолы, такие как пропиленгликоль и глицерин, моноспирты, такие как этанол, пропанол и высшие спирты, ДМСО, диметилформамид, N, N-диметилацетамид, 2-пирролидон, N-(2-гидрокси-этил)пирролидон, N-метилпирролидон, 1-додецилазациклогептан-2-он и другие н-замещенные-алкил-азациклоалкил-2-оны(азоны) и им подобные.

Патент США 4537776, выданный 27 августа 1985 г. Cooper, содержит отличное обобщение предшествующего уровня техники и предпосылающую информацию, излагающая подробности использования определенных бинарных систем для усиления проникновения. Ввиду полноты этого описания, использованные в нем информация и терминология включены сюда для ссылки.

Аналогичным образом, в Европейской патентной заявке 43738, ссылка на которую дана выше, описано использование выбранных диолов в качестве растворителей с широкой категорией соединений, нарушающих упорядоченную структуру клеточной оболочки, для доставки липофильных фармакологически активных соединений. Ввиду подробного описания соединений, нарушающих упорядоченную структуру клеточной оболочки и диолов, это описание Европейской патентной заявки 43738 также включено сюда для ссылки.

Бинарная система для усиления проникновения метоклопрамида раскрыта в Заявке на патент Великобритании GB 2153223, опубликованной 21 августа 1985 г., и состоит из одновалентного спиртового эфира С8-32 алифатической монокарбоновой кислоты (ненасыщенной и/или разветвленный, если CIS-32) или С6-24 алифатический моноспирт (ненасыщенный и/или разветвленный, если С14-24) и N-циклическое соединение, такое как 2-пирролидон, N-метилпирролидон и им подобные.

Комбинации усилителей, состоящие из моноэтилового или монометилового эфира диэтиленгликоля с пропиленгликоль монолауратом и метиллауратом раскрыты в патенте США 4973468 как усиливающие трансдермальную доставку стероидов, таких как прогестогены и эстрогены. Двойной усилитель, состоящий из глицерин монолаурата и этанола для трансдермальной подачи лекарственных препаратов показан в патенте США 4820720. В патенте США 5006342 перечисляются многочисленные усилители для трансдермального введения лекарственных препаратов, состоящие из сложных эфиров жирных кислот или спиртовых простых эфиров жирных кислот алкандиолов C₂-C₄, где каждая жирно-кислотная/спиртовая часть сложного эфира/простого эфира состоит приблизительно из 8-22 атомов углерода. В патенте США 4863970 показаны усиливающие проникновение композиции для местного применения, включающие активное проникающее вещество, содержащееся в усиливающем проникновение носителе, содержащем определенные количества одного или более нарушающих упорядоченность клеточных соединений, таких как олеиновая кислота, олеиновый спирт и глицериновые сложные эфиры олеиновой кислоты; С₂ или С₃ алканол и инертный разбавитель, такой как вода.

Другие химические усилители, необязательно связанные с бинарными системами, включают ДМСО или водные растворы ДМСО, такие как раскрытые в патенте США 3551/554, выданном Herschler; в патенте США 3711602, выданном Herschler; в патенте США 3711606, выданном Herschler, азоны (н-замещенные-алкил-азациклоалкил-2-оны), такие, как отмечено, в патенте США 4557943, выданном Cooper.

Некоторые системы химических усилителей могут обладать отрицательными побочными эффектами, такими как токсичность и раздражение кожи. В патенте США 4855298 раскрыты композиции для уменьшения раздражения кожи, вызванного химическим усилителем, содержащим композиции, имеющие свойства раздражения кожи, с количеством глицерина, достаточным для обеспечения противораздражающего эффекта.

Поскольку комбинация формирования микропор рогового слоя и воздействия акустической энергии, сопровождаемого использованием химических усилителей может привести к повышению скорости удаления анализируемого вещества или постоянной доставки через роговой слой, определенный используемый носитель и, в частности, химический усилитель может быть выбран из длинного списка носителей предшествующего уровня техники, некоторые из которых упомянуты выше и включены сюда для ссылки. Нет необходимости в специальном подробном описании или перечислении того, что легкодоступно в этой области. Изобретение не посвящено использованию химических усилителей как таковых, и считается, что все химические усилители, которые могут использоваться для доставки лекарственных препаратов через кожу, будут работать с красителями при оптическом формировании пор, а также акустической энергией в достижении измеряемого удаления анализируемых веществ из-под кожи и через ее поверхность или доставки проникающих веществ или лекарственных препаратов через поверхность кожи.

Пример 16
Модулированная акустическая энергия и химические усилители испытывались на их способность регулировать трансдермальный поток на образцах кожи трупов людей. В этих испытаниях эпидермальная мембрана отделялась от цельной кожи трупов людей с помощью способа теплового отделения примера 1. Эпидермальная мембрана рассекалась и помещалась между половинами ячейки для исследования проникновения с роговым слоем, обращенным или к верхнему (донорскому) отсеку, или к нижнему (приемному) отсеку. Для фиксации эпидермиса использовались модифицированные ячейки Франца, как показано на фиг.2 патента США 5445611. Каждая ячейка Франца состоит из верхней и нижней камер, скрепляемых вместе с помощью одного или более зажимов. В нижней камере - отверстие для взятия проб, через которое могут добавляться или удаляться материалы. Образец рогового слоя укрепляется между верхней и нижней камерами, когда они скрепляются вместе зажимами. Верхняя камера каждой ячейки Франца модифицирована для обеспечения возможности расположения ультразвукового преобразователя в пределах 1 см от мембраны рогового слоя. В качестве индикатора молекулы использовался метиленовый синий для оценки проникновения через роговой слой. Визуальная регистрация процесса и результаты каждого эксперимента получали в формате магнитной ленты с маркировкой времени с помощью видеокамеры и видеомагнитофона (не показан). Кроме того, удаляли образцы для измерения с помощью абсорбционного спектрометра для количественного определения красителя, который прошел через мембрану рогового слоя во время эксперимента. Подходящие для использования химические усилители могут варьировать в широком диапазоне растворителей и/или соединений, нарушающих упорядоченность структуры клеточной оболочки, как отмечено выше. Особый использованный усилитель представлял собой: этанол/глицерин/вода/глицеринмоноолеат/метиллаурат в объемных соотношениях 50/30/15/2,5/2,5. Устройство для выработки и регулировки акустической энергии включало программируемый генератор волн произвольной формы (Stanford Research Systems Model DS345) от 0 до 30 МГц и для несфокусированных ультразвуковых иммерсионных преобразований, имеющих пиковые резонансы соответственно при 15 и 30 МГц. Для испытания образцов рогового слоя от одного и того же донора одновременно готовили шесть ячеек. После вставления образцов рогового слоя перед проведением каких-либо испытаний, им давали возможность пропитаться дистиллированной водой в течение, по меньшей мере, 6 ч.

Пример 17
Влияние акустической энергии без химических усилителей
Как указано выше в примере 16, отделенный тепловым способом эпидермис помещали в ячейку Франца с эпидермальной стороной, обращенной вверх, и стороной рогового слоя, обращенной вниз, если нет других указаний. Нижние камеры заполняли дистиллированной водой, тогда как верхние камеры заполняли концентрированным раствором метиленового синего в дистиллированной воде.

Отделенный тепловым способом эпидермис сразу после заполнения верхних камер раствором метиленового синего на одну из ячеек подавали акустическую энергию с помощью полностью погруженного преобразователя. Эта ориентация будет соответствовать, например, наличию преобразователя на противоположной стороне кожной складки или ситуации, в которой вызывается отражение акустической энергии от размещенной аналогичным образом пластины отражателя и используемой для "выталкивания" анализируемого вещества из наружной стороны складки в устройство для сбора. Настройка акустической энергии была первоначально установлена на номинальную рабочую частоту 25 МГц с эквивалентом интенсивности, установленным на межпиковую (Р-Р) форму входящих волн 20 В. Это соответствует грубо 1 Вт средней входной мощности в преобразователь и, аналогичным образом предположив, что установленная изготовителем номинальная величина эффективности превращения для этого конкретного преобразователя составляет 1%, подается акустическая энергия с выходной мощностью около 0,01 Вт по поверхности 0/78 см² активной области или акустическая интенсивность 0,13 Вт/см². На три другие контрольные ячейки акустическая энергия не подавалась. Через 5 мин акустическую энергию выключали. В течение этого интервала ни в одной из ячеек не было визуальной индикации потока красителя через роговой слой, что указывает на уровни, которые меньше приблизительно 0,0015% (об./об.) раствора красителя в 2 мл приемной среды.

Испытание этих же 3 контрольных ячеек и 1 экспериментальной ячейки проводилось следующим образом. Интенсивность акустической энергии увеличивали до максимально доступного возможного уровня выходной мощности, создаваемого генерирующим оборудованием при напряжении на входе между пиками 70 В и средней входной мощности 12 Вт или (≈0,13 Вт/см²) интенсивности выходного акустического сигнала. Также проводили установку частоты для модуляции или качание от 30 до 10 МГц. Это качание в 20 МГц производили десять раз в секунду, т.е. с частотой качания 10 Гц. При этих уровнях входной мощности было необходимо контролировать преобразователь акустической энергии во избежание перегрева. К корпусу преобразователя прикладывали контактную термопару и проводили циклы включения и выключения питания для поддержания максимальной температуры преобразователя ниже 42^oС. Приблизительно после 30 мин повторения циклов подачи максимальной мощности приблизительно при 50% рабочих циклов длительностью 1 мин 1 выключении на 1 мин, все еще не было визуально выявляемого проникновения красителя метиленового синего через роговой слой.

Затем на преобразователь акустической энергии прикрепляли кожух водяного охлаждения для обеспечения возможности более длительного возбуждения на максимальном уровне энергии. С использованием тех же 3 контрольных и 1 экспериментальной ячейки акустическая энергия подавалась на экспериментальную ячейку при максимальной мощности в течение 12 ч. В течение этого времени температура жидкости в верхней камере поднялась лишь до 35^oС, лишь немного выше приблизительно 31^oС, нормальной температуры рогового слоя in vivo. Ни в одной из четырех ячеек через 12 ч подачи акустической энергии, как описано выше, не было визуального доказательства очевидного потока красителя через роговой слой.

Пример 18
Влияние акустической энергии без химических усилителей
Перфорированный роговой слой: шесть ячеек готовили, как описано выше в примере 16. Зажимы, фиксирующие верхние и нижние камеры ячеек Франца были заняты сильнее, чем степень, требуемая для нормальной герметизации верхнего отсека от нижнего отсека, и со степенью для искусственного образования перфораций и "микропроколов" в отделенных тепловым способом образцов эпидермиса. Когда в верхнюю камеру каждой ячейки добавляли раствор красителя, сразу появлялись визуальные показатели утечки красителя в нижние камеры через перфорации, образованные в роговом слое. После подачи акустической энергии на ячейки, в которых роговой слой был перфорирован таким образом мелкими "микропроколами", наблюдалось быстрое увеличение транспорта жидкости через микропрокол в роговом слое. Скорость транспорта молекул индикаторного красителя была прямо связана с тем, подавалась ли акустическая энергия или нет. То есть, подача акустической энергии вызывала немедленный (время задержки приблизительно <0,1 с) импульс молекул индикатора через микропроколы в роговом слое. Этот импульс молекул индикатора прекращался сразу после выключения подачи акустической энергии (задержка отключения приблизительно <0,1 с). Импульс может повторяться, как описано.

Пример 19
Влияние акустической энергии с химическими усилителями
Использовались две различные композиции химических усилителей. Химический Усилитель Один или ХУ1 представлял собой смесь этанола/глицерина/воды/глицерин моноолеата/метиллаурата в объемном соотношении 50/30/15/2,5/2,5. Эти компоненты в целом расцениваются как безопасные, т.е. GRAS, утвержденные FDA для использования в качестве фармацевтических наполнителей. Химический Усилитель Два или ХУ2 представляет собой экспериментальную композицию, которая, как было показано, очень эффективна при усилении трансдермальной доставки лекарственных препаратов, но в целом считается слишком раздражающей для длительной трансдермальной доставки. ХУ2 содержал этанол/глицерин/воду/лаурадон/метиллаурат в объемном соотношении 50/30/15/2,5/2,5. Лаурадон представляет собой лауриловый (додециловый)эфир 2-пирролидон-5-карбоновой кислоты ("ПКА") и также именуется лаурил ПКА.

Шесть ячеек Франца были установлены, как выше (пример 16), за исключением того, что отделенный тепловым способом эпидермис вставлялся с обращенным вниз слоем эпидермиса, т.е. стороной рогового слоя, обращенной вверх. Гидратация осуществлялась с помощью погружения на ночь каждого образца в дистиллированную воду. Для начала эксперимента дистиллированную воду в нижних камерах замещали раствором красителя метиленового синего во всех шести ячейках. Верхние камеры заполняли дистиллированной водой, и ячейки наблюдали в течение приблизительно 30 мин, подтверждали отсутствие прохождения красителя для того, чтобы удостовериться в отсутствии микропроколов в каких-либо ячейках. Когда их не обнаруживали, дистиллированную воду в верхних камерах удаляли из четырех из ячеек. Другие две ячейки служили в качестве контролей дистиллированной воды. Затем верхние камеры двух из экспериментальных ячеек заполняли ХУ1, а другие две экспериментальные ячейки заполнили ХУ2.

На одну из двух ячеек ХУ2 немедленно подавали акустическую энергию. Использовали преобразователь 25 МГц с качанием частоты каждые 0,1 с от 10 до 30 МГц при максимальной интенсивности ≈0,13 Вт/см². Через 10-15 мин подачи акустической энергии при 50% рабочем цикле, визуально выявлялся поток красителя. В других пяти ячейках поток красителя не выявлялся.

Затем акустическую энергию подавали на одну из двух ячеек, содержащих ХУ1 при тех же настройках. В пределах 5 мин в верхних камерах начал появляться краситель. Таким образом, акустическая энергия совместно с химическим усилителем значительно увеличивала скорость трансдермального потока маркерного красителя через роговой слой, а также уменьшала время задержки.

Пример 20
Влияние акустической энергии и химических усилителей
Композиции двух химических усилителей ХУ1 И ХУ2, готовили за исключением глицерина, и эти новые композиции, обозначенные ХУ1МГ и ХУ2МГ испытывались, как ранее. Воду замещали на глицерин так, что пропорции других компонентов оставались неизменными. Три ячейки готовили в модифицированных ячейках Франца с эпидермальной стороной образцов отделенного тепловым способом эпидермиса обращенной к верхней стороне камер. Эти образцы затем гидратировали в дистиллированной воде в течение 8 ч. После этапа гидратации дистиллированную воду в нижних камерах замещали ХУ1МГ или ХУ2МГ и верхнюю камеру заполняли раствором красителя. На каждую из трех ячеек последовательно подавали акустическую энергию.

После подачи импульсной, модулированной по частоте акустической энергии при общей продолжительности менее 10 мин наблюдалось значительное увеличение проницаемости образцов рогового слоя. Проницаемость образцов рогового слоя изменялась относительно равномерно по всей области, подвергнутой воздействию и химического усилителя, и акустической энергии. Перфорации в виде "микроотверстий", через которые краситель мог проникать через роговой слой, не наблюдалось. Скорость трансдермального потока мгновенно регулировалась с помощью включения или выключения акустической энергии. Как оказалось, выключение акустической энергии мгновенно снижало скорость трансдермального потока так, что через образец кожи не было видимого активного транспорта красителя; по-видимому, скорость снизилась до скорости пассивной диффузии. Включение акустической энергии снова мгновенно возобновляло высокий уровень скорости потока. Как оказалось, модулированный тип обеспечивал регулярное пульсирующее увеличение скорости трансдермального потока с модулированной скоростью. Когда акустическую энергию настраивали на постоянную частоту, максимальное увеличение скорости трансдермального потока для этой конфигурации, как оказывается, происходит приблизительно при 27 МГц.

Получив одинаковые результаты со всеми тремя образцами, ячейки затем освобождались от всех жидкостей и прополаскивались дистиллированной водой по обе стороны от рогового слоя. Затем нижние камеры немедленно заполнялись дистиллированной водой, а верхние камеры заполнялись раствором красителя. Ячейки наблюдали в течение 30 мин. В образцах рогового слоя не наблюдались отверстия, и в нижних камерах не выявлялось большого количества красителя. Небольшое количество красителя становилось видимым в нижних камерах, вероятно, вследствие захвата красителя и усилителя образцами кожи при их предшествующих контактах. После дополнительных 12 ч количество выявляемого красителя было еще очень маленьким.

Пример 21
Влияние акустической энергии и химических усилителей
Перфорированный роговой слой: готовили три ячейки с образцами отделенного тепловым способом эпидермиса с эпидермальной стороной, обращенной к верхней стороне камеры, от того же донора, что в примере 16. Образцы гидратировали в течение 8 ч, и затем дистиллированную воду в нижних камерах замещали ХУ1МГ или ХУ2МГ. Затем верхние камеры заполняли раствором красителя. Перфорации в виде микроотверстий в образцах рогового слоя позволяли красителю просачиваться через образцы рогового слоя в лежащие под ними камеры, содержащие усилитель. Подавали акустическую энергию. Сразу после подачи акустической энергии молекулы красителя быстро проталкивались через поры. Как показано выше, быстрый поток красителя через поры прямо и непосредственно корректировал с подачей акустической энергии.

Пример 22
Влияние акустической энергии и химических усилителей
Дешевый преобразователь акустической энергии, TDK #NB-58S-01 (TDK Corp. ), испытывался на его способность увеличивать скорость трансдермального потока. Было определено, что максимальный отклик составлял приблизительно 5,4 МГц с другими локальными пиками, происходящими приблизительно при 7, 9, 12,4 и 16 МГц.

Затем этот преобразователь TDK испытывали при 5,4 МГц на его способность усиливать скорость трансдермального потока в сочетании с ХУ1МГ. Были установлены три ячейки с эпидермальной стороной, обращенной к нижней камере, затем образцы кожи гидратировали в течение 8 ч. Раствор красителя помещали в нижнюю камеру. Преобразователь помещали в верхней камере погруженным в ХУ1МГ. С использованием качания частоты от 5,3 до 5,6 МГц в качестве возбуждения акустической энергии, значительные количества красителя перемещались через роговой слой и выявлялись в приемнике ячейки через 5 мин. Происходило локальное нагревание, причем преобразователь достигал температуры 48^oС. В контроле с использованием ХУ1МГ без акустической энергии контакт в течение 24 ч дал меньший выход красителя в приемник, чем 5-минутное воздействие акустической энергии.

Этот пример демонстрирует, что дешевый, низкочастотный преобразователь акустической энергии может поразительно воздействовать на трансдермальную скорость потока при использовании в сочетании с соответствующим химическим усилителем. Хотя акустическая энергия с более высокой частотой теоретически сконцентрирует больше энергии в роговом слое, модулированная акустическая энергия более низкой частоты при использовании с химическим усилителем может ускорить скорость трансдермального потока, сделав этот способ применяемым и практичным.

Пример 23
Демонстрация молекулярной миграции через кожу человека
Описанные выше испытания с использованием преобразователя TDK и ХУ1МСГ повторяли приблизительно при 12,4 МГц, одном из самых высоких локальных максимальных откликов преобразователя с качанием частоты при скорости 2 Гц от 12,5 до 12,8 МГц и плотности акустической энергии менее 0,1 Вт/см². Эпидермальная сторона отделенного тепловым способом эпидермиса была обращена вниз, раствор красителя был в нижней камере, а раствор усилителя и акустическая энергия помещались в верхнюю камеру. В пределах 5 мин значительное количество красителя перемещалось через роговой слой в приемник. Нагревание вследствие активного сопротивления в преобразователе было значительно меньше, чем в таком же преобразователе, активируемом при 5,4 МГц, вызывая повышение температуры химического усилителя лишь до 33^oС.

Даже при этих низких уровнях эффективности результаты, полученные с использованием ХУ1МГ и акустической энергии от преобразователя TDK, были замечательными в направлении мониторинга. На фиг.3А и 3В патента США 5445611 показаны графики данных, полученных на трех отдельных ячейках с измерением скорости трансдермального потока в направлении мониторинга. Даже в точке времени 5 мин присутствовали легко измеряемые количества красителя в химическом усилителе на наружной поверхности рогового слоя, указывая на транспорт со стороны эпидермиса через роговой слой в "наружную" область образца кожи.

Для оптимизации использования акустической энергии или подхода с использованием акустической энергии/химического усилителя для сбора и мониторинга анализируемых веществ из организма, требуются средства для количественного определения интересующего анализируемого вещества. Устройство для количественного определения, которое проводит множественные замеры, в то время как блок производит удаление анализируемых веществ с помощью акустической энергии с использованием или без химических усилителей, исключает необходимость стандартизации в широком популяционном спектре и нормализации на различные характеристики кожи и скорости потока. С помощью нанесения на график двух или более значений данных во время, когда концентрация анализируемого вещества в системе сбора возрастает, может применяться алгоритм подгонки кривой для определения параметров, описывающих кривую отношения скорости удаления анализируемого вещества или скорости потока к точке, в которой достигается равновесие, устанавливая таким образом меру концентрации в интервале. Общая форма этой кривой не меняется от одного индивидуума к другому, меняются только параметры. Как только эти параметры установлены, разрешение проблемы устойчивого равновесия (т.е. времени, равного бесконечности) этой функции, т.е. когда устанавливается полное равновесие, дает концентрацию анализируемого вещества в организме. Таким образом, этот подход позволяет производить измерения с желаемым уровнем точности за одинаковый промежуток времени для всех членов популяции, независимо от индивидуальных различий проницаемости кожи.

В настоящее время существует несколько способов выявления, которые можно приспособить для этого применения. См. D. A. Christensen, в 1648 Proceedings of Fiber Optic, Medical and Fluoresceent Sensors and Applications 223-26 (1992). Один способ включает использование пары оптических волокон, которые располагаются близко друг к другу приблизительно параллельным образом. Одно из волокон представляет собой подводящее волокно, через которое проводится световая энергия. Другое волокно представляет собой детекторное волокно, соединенное со светочувствительным диодом. Когда свет проводится через подводящее волокно, часть световой энергии, не распространяющаяся волна, присутствует на поверхности волокна, и часть этой световой энергии собирается детекторным волокном. Детекторное волокно проводит захваченную энергию не распространяющейся волны к светочувствительному диоду, который измеряет ее. Волокно обрабатывается связывающим веществом для привлечения и связывания анализируемого вещества, содержание которого предстоит определить. По мере связывания молекул анализируемого вещества с поверхностью (такого как связывание анализируемого вещества глюкозы с иммобилизованными пектинами, такими как конканавалин А, или с иммобилизованными антителами к глюкозе), количественная характеристика сцепления нераспространяющейся волны между двумя волокнами меняется и также меняется количество энергии, захваченной детекторным волокном и измеренного с помощью диода. Несколько измерений выявленной энергии нераспространяющей волны за короткие периоды времени способствуют быстрому определению параметров, описывающих кривую равновесия, обеспечивая, таким образом, возможность расчета концентрации анализируемого вещества внутри организма. Экспериментальные результаты, показывающие измеряемый поток в пределах 5 мин (фиг.3А и 3В патента США 5445611) с помощью этого устройства дает достаточное количество данных для сбора точных окончательных показаний в пределах 5 мин.

В своем самом основном варианте реализации устройство, которое может использоваться для подачи акустической энергии и сбора анализируемого вещества, включает впитывающую прокладку или из натурального, или синтетического материала, которая служит в качестве резервуара для химического усилителя, если он используется, и для приема анализируемого вещества с поверхности кожи. Прокладка или резервуар удерживается на месте или пассивно или с помощью соответствующего крепежного средства, такого как полоска из липкой ленты, на выбранной области поверхности кожи.

Преобразователь акустической энергии размещается так, что прокладка или резервуар находится между поверхностью кожи и преобразователем и удерживается на месте с помощью соответствующего средства. Источник питания соединен с преобразователем и запускается включателем или любым другим подходящим механизмом. Преобразователь включается для подачи акустической энергии, модулированной, в зависимости от желания, по частоте, фазе или интенсивности, для доставки химического усилителя, если он используется, от резервуара через поверхность кожи с последующим сбором анализируемого вещества с поверхности кожи в резервуар. После желаемого фиксированного или меняющегося периода времени преобразователь выключается. Прокладка или резервуар, теперь содержащий интересующее анализируемое вещество, может удаляться для количественного анализа анализируемого вещества, например, в лаборатории с использованием любого числа обычных химических анализов или с помощью портативного устройства. Альтернативно устройство для количественного анализа анализируемого соединения может быть встроено в устройство, используемое для сбора анализируемого вещества, или в качестве неотъемлемой части устройства, или как насадка. Устройства для мониторинга анализируемого вещества описаны в патенте США 5458/140, который включен сюда для ссылки.

Пример 24
Альтернативный способ выявления анализируемого вещества, такого как глюкоза, после сбора образца через поверхность кожи с образованными в ней порами, как описано выше, может достигаться посредством использования ферментного средства. Для определения содержания глюкозы в биологических образцах существует несколько ферментных способов. Один способ включает окисление глюкозы в образце с помощью оксидазы глюкозы для получения глюконолактона и перекиси водорода. В присутствии бесцветного хромогена перекись водорода затем превращается с помощью пероксидазы в воду и окрашенный продукт
Оксидаза глюкозы
Глюкоза ------------------>Глюконолактон+Н₂О₂.

2Н₂О₂+хромоген ----------------->Н₂О+окрашенный продукт
Интенсивность окрашивания продукта будет пропорциональна количеству глюкозы в жидкости. Этот цвет может определяться посредством использования обычных способов определения оптической плотности или отражательной способности. С помощью калибровки известной концентрацией глюкозы количественная характеристика цвета может использоваться для определения концентрации глюкозы в собранном анализируемом веществе. С помощью испытаний для определения взаимоотношения можно рассчитать концентрацию глюкозы в крови индивидуума. Затем эту информацию можно использовать таким же образом, как используется информация, полученная после проведения исследования глюкозы в крови из прокола в пальце. Результаты могут быть получены в пределах от 5 до 10 мин.

Пример 25
Любое устройство с использованием визуального дисплея или устройства считывания концентрации глюкозы укажет проводящему диагностику или пациенту на необходимость введения инсулина или другого соответствующего лекарственного средства. При интенсивной терапии или в других ситуациях, когда желателен постоянный мониторинг и требуется почти одновременное проведение корригирующих действий, дисплей может быть соединен с соответствующим сигнальным средством, которое запускает введение инсулина или другого лекарственного средства соответствующим образом. Например, имеются инсулиновые насосы, которые имплантируются в брюшную полость или другую полость тела, которые могут активироваться в ответ на внешние или внутренние стимулы. Альтернативно, при использовании повышенных скоростей трансдермального потока возможных при формировании микропор в роговом слое и других способах, описанных в этом изобретении, доставка инсулина может осуществляться трансдермально с регуляцией скоростей потока, модулированной сигналом от устройства для определения концентрации глюкозы, т.е. количественное определение глюкозы производится посредством калориметрического количественного определения с помощью оксидазы глюкозы или электрохимического биодатчика. Таким образом, может быть доступно устройство полной биомедицинской регуляции, которое не только производит мониторинг и/или диагностику медицинской потребности, но и одновременно обеспечивает корригирующее действие.

Устройства биомедицинского контроля аналогичного типа могли бы предоставляться в других ситуациях, таких как поддержание правильного электролитного баланса или введение анальгетических средств в ответ на измеренный параметр анализируемого вещества, такого как простагландины.

Пример 26
Подобно слышимому звуку, акустические волны могут подвергаться отражению, рефракции и поглощению, когда они встречают другую среду с непохожими свойствами [D. Bommannan et al., 9 Pharm. Res. 559 (1992)]. Рефлекторы или линзы могут использоваться для фокусировки или другого вида регуляции распределения акустической энергии в интересующей ткани. Во многих участках тела человека можно найти складку ткани для фиксации этого устройства. Например, удобным местом расположения является мочка уха, которая позволяет использовать рефлектор или линзу для содействия в проведении направленной регуляции (например, "проталкивания" анализируемых веществ или проникающих соединений через роговой слой с образованными в нем порами) аналогично тому, что реализуется с помощью изменения акустической частоты и интенсивности.

Пример 27
Для избирательного управления направлением трансдермального потока через роговой слой с образованными в нем порами или в организм, или из организма может использоваться множество преобразователей акустической энергии. Складка кожи, такая как мочка уха, позволяет располагать преобразователи на каждой стороне складки. Преобразователи могут активироваться избирательно или фазовым способом для усиления трансдермального потока в желаемом направлении. Может конструироваться цепочка преобразователей или акустический контур для использования концепций фазовой дифракционной решетки, аналогичных тем, которые разработаны для радара и микроволновых систем связи, для направления и фокусировки акустической энергии в интересующую область.

Пример 28
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что образцы отделенного тепловым способом эпидермиса сначала обрабатываются эксимерным лазером (например, модели EMG/200 Lambda Physik; с длиной волн 193 нм и шириной импульса 14 нс) для деструкции рогового слоя в соответствии с процедурой, описанной в патенте США 4775361, включенном сюда для ссылки.

Пример 29
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что образцы отделенного тепловым способом эпидермиса сначала обрабатываются 1,1'-4,4'-карбоцианиниодидом (Aldrich, λ_max = 703 нм), а затем на обработанный образец подается акустическая энергия при общей плотности 70 мДж/см²/50 мс, с помощью диодного лазера модели TOLD9150 (Toshiba America Electronics, 30 мВт при 690 нм) для деструкции рогового слоя.

Пример 30
В этом примере выполняется процедура примера 29, за исключением того, что краситель представляет собой индоцианин зеленый (Sigma cat.по.1-2633; λ_max = 775 нм), а лазер представляет собой модель Diolite 800-50 (LiCONiX, 50 мВт при 780 нм).

Пример 31
В этом примере выполняется процедура примера 29, за исключением того, что краситель представляет собой метилен синий, а лазер представляет собой модель SDL-8630 (SDL Inc.; 500 мВт при 670 нм).

Пример 32
В этом примере выполняется процедура примера 29, за исключением того, что краситель содержится в растворе, включающем усилитель проникновения, например ХУ1.

Пример 33
В этом примере выполняется процедура примера 29, за исключением того, что краситель и содержащий усилитель раствор подаются в роговой слой с помощью воздействия ультразвука.

Пример 34
В этом примере выполняется процедура примера 29, за исключением того, что импульсный световой источник представляет собой короткую дуговую лампу, излучающую свет в широком диапазоне от 400 до 1100 нм, но имеющую фильтр полосы пропускания, помещенный в устройство для ограничения выходной мощности областью длины волн приблизительно от 650 до 700 нм.

Пример 35
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что образцы эпидермиса, отделенного тепловым способом, сначала прокалываются микроскальпелем (Becton Dickinson) с точно подобранным размером для образования микропоры в роговом слое без достижения подлежащей ткани.

Пример 36
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что образцы эпидермиса, отделенного тепловым способом, сначала обрабатываются сфокусированной акустической энергией в диапазоне от 70 до 480 мДж/см²/50 мс для деструкции рогового слоя.

Пример 37
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что роговой слой сначала прокалывается гидравлически струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 100 мкм.

Пример 38
В этом примере выполняется процедура примера 19, за исключением того, что роговой слой сначала прокалывается короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 100 мкм.

Пример 39
Увлечение жидкостей акустическими волнами
Теперь будет описан новый механизм и применение акустической энергии при доставке терапевтических веществ в организм и/или сборе жидкостей из внутренней среды организма в наружный резервуар через микропоры, образованные в роговом слое. Дополнительным вопросом этого изобретения является использование акустической энергии для создания эффекта увлечения акустическими волнами, действующими на жидкости, текущие вокруг и между интактными клетками в эпидермисе в дерме кожи человека. Увлечение акустическими волнами является хорошо доказанным способом, с помощью которого акустическая энергия может взаимодействовать с жидкой средой (Nyborg, Physical Acoustics Principles and Methods, p. 265-531, Vol. II-Part B. Academic Press, 1965). Первый теоретический анализ феномена увлечения акустическими волнами был проведен Rayleigh (1884, 1945). При комбинированном лечении индивидуума Longuet-Higgins (1953-1960) получил результат, применимый к двумерному потоку, возникающему непосредственно около любой вибрирующей цилиндрической поверхности. Nyborg (1958) разработал трехмерное приближение для произвольной поверхности. Как описано Fairbanks et al., 1975. Ultrasonics Symposium Proceedings, IEEE Cat. # 75, CHO 994-4SU, акустическая энергия и феномен увлечения акустическими волнами могут найти широкое применение в ускорении потока жидкости через пористую среду, приводя к выявляемому увеличению скорости потока до 50 раз, которое возможно пассивно или только при создании градиентов давления.

Все предшествующие усилия по трансдермальной доставке или вытяжению с использованием ультразвука сосредотачивались на способах взаимодействия между акустической энергией и тканями кожи, предназначенных для увеличения проницаемости рогового слоя кожи. Высказывались гипотезы, что точный способ происходящего взаимодействия связан исключительно с местным повышением температуры рогового слоя кожи и происходящего в результате этого расплавления липидных фрагментов и межклеточных пространствах между корнеоцитами (Srinivasan et al. ). Другие исследователи предположили, что образование микрополостей и/или смещение структур в роговом слое открывает каналы, через которые легче могут протекать жидкости. В целом конструкция акустических устройств для усиления скорости трансдермального потока была основана на раннем осознании того, что применение существующей лечебной ультразвуковой установки, предназначенной для воздействия на индивидуум "глубоким прогреванием", при использовании в сочетании с местным применением препарата в форме геля или жидкости, содержащей препарат, введение которого в организм предполагается, могут вызвать количественно определяемое увеличение скорости потока лекарственного препарат в организм. В контексте описанного здесь способа для создания микропор в этом барьерном слое, теперь использование акустической энергии может характеризоваться в полностью новом и другом смысле, чем классически определенные концепции сонофореза.

На основании экспериментального открытия, упомянутого в патентах США 5458140 и 5445611, что когда в роговом слое (ОС) существовало или создавалось маленькое отверстие в ячейках Франца, использовавшихся в исследованиях in vitro, что наложение соответствующим образом активируемого ультразвукового преобразователя на резервуар жидкости с любой стороны образца ОС с порами, может создаваться процесс "увлечения акустическими волнами", при котором высокие скорости потока жидкости были способны прокачиваться через эту пористую мембрану.

При использовании описанного здесь способа создания контролируемых микропор в роговом слое кожи живых индивидуумов, теперь можно практически использовать способ взаимодействия акустической энергии/жидкости в виде увлечения акустическими волнами для введения жидкости в организм и выведения ее из него. Например, клинические исследования показали, что с помощью формирования серии из четырех микропор диаметром 80 мкм в квадрате 400 мкм и затем создания небольшого [от 10 до 12 дюймов рт. ст. (254-304,8 мм рт. ст.)] разрежения в этой области, можно вызвать выход из тела в среднем приблизительно 1 мкл интерстициальной жидкости для наружного сбора в наружную камеру. С помощью добавления небольшого акустического преобразователя низкой мощности к этому устройству, сконструированному так, что оно активно генерировало сходящиеся внутрь концентрические круговые волны давления в области ткани размером от 2 до 6 мм, окружающей пористый участок, было показано, что скорость потока ИСЖ может возрастать на 50%.

Освобождая себя от желания создать некоторую форму прямого поглощения акустической энергии в тканях кожи (как требуется для создания нагрева), могут определяться частоты акустической энергии, для которых ткани кожи по существу прозрачны, то есть в области очень низкой частоты от 1 до 500 кГц. Даже при некоторых из самых низких исследованных частотах можно было наблюдать значительные эффекты увлечения акустическими волнами с использованием микроскопа для визуального контроля испытания in vivo, в котором в коже индивидуума формируются микропоры, и вызывался выход ИСЖ из организма с накоплением на поверхности кожи. Подача питания в акустический преобразователь сопровождалось выраженными визуальными признаками количества увлечения акустическими волнами в виде мелких кусочков материала в виде частиц, уносимых в текущей с завихрениями ИСЖ. Типичная величина проявляющегося движения может быть описана следующим образом: на круговое скопление ИСЖ диаметром 3 мм на поверхности кожи, была видна одна частица, совершающая грубо 3 полных оборота в секунду. Это равно линейной скорости жидкости более чем 2,5 мм/с. Все это действие было продемонстрировано при уровнях акустической мощности, подаваемой в ткани, менее чем 100 мВ/см².

Хотя легко осматривать верхнюю поверхность кожи и жидкостную активность на ней, гораздо труднее оценить то, что происходит в динамике внутри слоев тканей кожи в ответ на взаимодействие между этими тканями и акустической энергией. Можно предположить, что если на поверхности столь легко создаются такие большие скорости (например, >2,5 мм/с), то в ответ на вход этой акустической энергии также может реализовываться некоторое заметное увеличение потока жидкости в межклеточных каналах, присутствующих в жизнеспособных тканях дермы. В настоящее время была определена количественная
характеристика увеличения собираемой через данный набор микропор ИСЖ при подаче низкочастотной акустической энергии на круговую область, окружающую участки со сформированными порами. В этом эксперименте методика сбора ИСЖ, основанная только на незначительном разрежении [от 10 до 12 дюймов рт. ст. (254-304,8 мм рт. ст.)] чередовалась с использованием именно того же устройства, но с присоединенным акустическим преобразователем. В течение серии из 10 двухминутных периодов сбора, пяти с простым разрежением и пяти как с разрежением, так и подачей акустической энергии, наблюдалось, что с помощью активации источника акустической энергии за тот же период времени можно было собрать грубо на 50% больше ИСЖ. Эти данные показаны на фиг.30. Это увеличение скорости потока ИСЖ достигалось без отмечаемого испытуемым индивидуумом увеличения ощущения, вызванным акустической энергией. Устройство, использованное для этого эксперимента, показано на фиг.31-33. Преобразователь в сборе на фиг. 31-33 состоял из толстостенного цилиндра пьезоэлектрического материала с внутренним диаметром грубо 8 мм и толщиной стенок 4 мм. Цилиндр был поляризован так, что, когда через металлизированные поверхности наружного диаметра и внутреннего диаметра подается электрическое поле, толщина стенки цилиндра расширяется или сужается в ответ на полярность поля. На практике эта конструкция дает устройство, которое быстро выдавливает ткань, которая была втянута в центральное отверстие, вызывая направленный внутрь радиальный эффект увлечения акустическими волнами на те жидкости, которые присутствуют в этих тканях. Это направленное внутрь увлечение акустическими волнами ответственно за транспортировку в участок расположения микропор в центре отверстия большего количества ИСЖ, где она может покинуть организм для наружного сбора.

Было изготовлено и испытано аналогичное устройство, показанное на фиг. 34А-В, которое дало такие же первоначальные результаты. В варианте, изображенном на фиг. 34А-В, ультразвуковой преобразователь, изготовленный Zevex, linс. Salt Lake City, Utah, был модифицирован созданием дополнительного расширения в форме шпателя на акустическом выступе. Отверстие размером 4 мм было проделано в шпателевидном конце толщиной 0,5 мм этого расширения. При активации главное движение происходит в продольном направлении вдоль длины шпателя, что приводит по существу к быстрому движению назад и вперед. Физическое нарушение металлического шпателя, вызванное созданием отверстия размером 4 мм, приводит к очень активному, но хаотическому большому смещению в этой точке. При использовании кожа индивидуума всасывалась в это отверстие, и затем на кожу подавалась акустическая энергия методом, аналогичным методу, показанному на фиг.33.

Новый аспект этого нового применения ультразвука находится в следующих основных областях:
1. Больше не требуется сосредоточение функции ультразвука на увеличение проницаемости подкожной барьерной оболочки, как описано Langer, Kost, Bommannan и другими.

2. Может использоваться устройство с гораздо более низкой частотой, которое обладает очень маленьким поглощением в тканях кожи, но тем не менее может создать желаемый феномен увлечения жидкости акустическими волнами внутри внутриклеточных каналов между эпидермальными клетками, которые содержат интерстициальную жидкость.

3. Тип взаимодействия в тканях и жидкостях в нем является так называемым типом "увлечения", признанными в акустической литературе уникальным и отличающимся способом, в сравнении с вибрационными взаимодействиями, способными сдвигать клеточные мембраны и ускорить процесс пассивной диффузии.

С помощью оптимизации геометрической конфигурации, частоты, мощности и модуляций применительно к акустическому преобразователю было показано, что могут достигаться значительные увеличения потока жидкости через участки кожи с порами. Оптимизация этих параметров предназначена для использования нелинейностей, управляющих взаимоотношения потока жидкости в этой микроскопически масштабированной среде. При использовании частот ниже 200 кГц можно наблюдать большие жидкостные эффекты без какого-либо выявляемого нагревания или других отрицательных тканевых взаимодействий. Уровни акустической мощности, требуемые для того, чтобы вызвать эти измеряемые эффекты, очень низки, при средних уровнях мощности, которые обычно ниже 100 мВт/см².

Поэтому приведенные примеры лишь представляют устройства, которые могут применяться при использовании ультразвука или ультразвука и химических усилителей при сборе и количественном анализе анализируемых веществ для диагностических целей и для трансдермальной доставки проникающих веществ. Изобретение направлено на открытие, что формирование пор в роговом слое с последующим правильным использованием ультразвука, в частности, сопровождающимся использованием химических усилителей, обеспечивает возможность неинвазивного или минимально инвазивного трансдермального определения анализируемых веществ или доставки проникающих веществ. Однако изобретение не ограничено только определенными иллюстрациями. Существуют многочисленные способы формирования пор и систем усилителей, некоторые из которых могут функционировать лучше, чем другие, для выявления и удаления определенных анализируемых веществ или доставки проникающих веществ через роговой слой. Однако в пределах представленных здесь рекомендаций специалисты в этой области могут легко провести определенное количество экспериментов для получения оптимального способа формирования пор, оптимальных усилителей или оптимального времени, интенсивности и частоты применяемого ультразвука, а также модуляции частоты, амплитуды и фазы применяемого ультразвука. Поэтому изобретение ограничено в диапазоне притязаний только следующей формулой изобретения и ее функциональными эквивалентами.

Изобретение относится к области мониторинга анализируемых веществ в организме и доставки к нему лекарственных веществ, а именно к способу усиления проницаемости кожи для анализируемого вещества для диагностических целей или для лекарственного препарата для терапевтических целей. Формируют микропоры и дополнительно воздействуют акустической энергией и химическим усилителем. При выборе акустическая энергия может модулироваться посредством частотной модуляции, амплитудной модуляции, фазовой модуляции и/или их комбинации. Образование микропоры осуществляется с помощью деструкции рогового слоя с помощью локализованного быстрого нагревания воды так, что вода испаряется, образуя, таким образом, эрозию клеток. Образование микропоры осуществляют проколом рогового слоя микроскальпелем с точно подобранным размером для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм, деструкцией рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка акустической энергии на указанный роговой слой, гидравлической пункцией рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм или прокола рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. Способ и устройство позволяет уменьшить барьерные свойства рогового слоя для формирования поры для контролируемого сбора анализируемого вещества. 3 с. и 57 з.п.ф-лы, 41 ил., 2 табл.

1. Способ контроля концентрации анализируемого вещества в организме индивидуума, при котором осуществляют усиление проницаемости рогового слоя выбранной области поверхности тела индивидуума для анализируемого вещества с помощью следующих этапов: (а) формируют поры в роговом слое указанной выбранной области с помощью средств, образующих микропору в указанном роговом слое, избегая серьезного повреждения подлежащих тканей, снижая таким образом барьерные свойства указанного рогового слоя для удаления указанного анализируемого вещества, (b) осуществляют сбор выбранного количества анализируемого вещества, и (с) осуществляют количественное определение собранного анализируемого вещества. 2. Способ по п.1, в котором после формирования поры в роговом слое осуществляют воздействие акустической энергией на вышеуказанную выбранную область с порами при частоте в диапазоне от 5 кГц до 100 МГц. 3. Способ по п.2, в котором акустическая энергия модулируется при помощи элемента, выбранного из групп, состоящих из частотной модуляции, амплитудной модуляции, фазовой модуляции и их комбинаций. 4. Способ по п.2, кроме того, включающий контактирование выбранной области тела индивидуума с химическим усилителем с воздействием акустической энергии для дополнительного усиления удаления анализируемого вещества. 5. Способ по любому из пп.1-4, в котором указанное образование пор в указанном роговом слое достигают с помощью средства, выбранного из группы, состоящей из: (а) деструкции рогового слоя с помощью контактирования выбранной области указанного рогового слоя с поперечным размером приблизительно до 1000 мкм с тепловым источником так, что температура связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области поднимается выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, удаляя таким образом роговой слой в указанной выбранной области, (b) прокола указанного рогового слоя микроскальпелем с точно подобранным размером для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм, (с) деструкции рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка акустической энергии на указанный роговой слой, (d) гидравлической пункции указанного рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм, и (е) прокола указанного рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 6. Способ по п.5, в котором указанное формирование пор осуществляют с помощью контактирования указанной выбранной области указанного рогового слоя с поперечным размером до 1000 мкм с тепловым источником так, что температура связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области поднимается выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, удаляя таким образом роговой слой в указанной выбранной области. 7. Способ по п.6, включающий обработку, по меньшей мере, указанной выбранной области эффективным количеством красителя, который проявляет сильное поглощение в диапазоне излучения импульсного светового источника и фокусировку генерируемой серии импульсов из указанного импульсного светового источник на указанный краситель так, что указанный краситель нагревается достаточно для кондукционной передачи тепла к указанному роговому слою для подъема температуры связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, в котором указанный краситель функционирует в качестве источника тепла. 8. Способ по п.7, в котором указанный источник импульсного светового излучения излучает при длине волн, которая значительно поглощается кожей. 9. Способ по п.8, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой лазерный диод, излучающий в диапазоне приблизительно от 630 до 1550 нм. 10. Способ по п.8, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой лазерный диодный оптический параметрический генератор накачки, излучающий в диапазоне приблизительно от 700 до 3000 нм. 11. Способ по п.7, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой элемент, выбранный из группы, состоящей из дуговых ламп, ламп накаливания и диодов светового излучения. 12. Способ по п.7, кроме того, включающий предоставление системы контроля для определения момента, когда преодолеваются барьерные свойства рогового слоя. 13. Способ по п.12, в котором указанная система контроля включает средство улавливания света для приема света, отраженного от указанной выбранной области, и фокусировки указанного отраженного света на фотодиод, фотодиод для приема указанного сфокусированного света и для посылки сигнала к блоку управления, в котором указанный сигнал показывает качество указанного отраженного света, и блок управления, соединенный с указанным фотодиодом и с указанным импульсным световым источником для приема указанного сигнала и для выключения указанного импульсного светового источника, когда принят предварительно выбранный сигнал. 14. Способ по п.7, кроме того, включающий охлаждение указанной выбранной области рогового слоя и прилегающих кожных тканей охлаждающим средством так, что указанная выбранная область и прилегающие кожные ткани перед формированием пор находятся в выбранном, предварительно охлажденном, устойчивом состоянии. 15. Способ по п.14, в котором указанное охлаждающее средство включает устройство Пелтье. 16. Способ по п.7, в котором указанная деструкция приводит к экссудации интерстициальной жидкости и указанное анализируемое вещество собирается в выбранном количестве указанной интерстициальной жидкости. 17. Способ по п.16, кроме того, включающий после сбора указанного выбранного количества интерстициальной жидкости герметизацию указанной микропоры с помощью подачи эффективного количества энергии из указанного лазерного импульсного светового источника так, что вызывается коагуляция интерстициальной жидкости, остающейся в указанной микропоре. 18. Способ по п.16, кроме того, включающий создание вакуума в указанной выбранной области рогового слоя с образованными порами для усиления экссудации интерстициальной жидкости. 19. Способ по п.7, кроме того, включающий перед образованием поры в указанном роговом слое освещение по меньшей мере указанной выбранной области не сфокусированным светом из указанного импульсного светового источника так, что выбранная область, освещенная указанным светом, стерилизуется. 20. Способ по п.6, включающий контактирование указанной выбранной области с металлической проволокой, в котором указанная металлическая проволока функционирует в качестве источника тепла так, что температура указанной выбранной области поднимается от температуры окружающей кожи до уровня выше 100^oС в пределах от 10 до 50 мс и затем возвращение температуры указанной выбранной области приблизительно до температуры окружающей кожи в пределах приблизительно от 30 до 50 мс, и в котором цикл подъема температуры и возвращения до температуры окружающей кожи повторяется несколько раз, что эффективно для снижения барьерных свойств рогового слоя. 21. Способ по п.20, в котором указанное возвращение приблизительно до температуры окружающей кожи проводится с помощью удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем. 22. Способ по п.21, кроме того, включающий предоставление средства для контроля за полным электрическим сопротивлением между указанной проволокой и указанным телом индивидуума через указанную выбранную область рогового слоя и прилегающие кожные ткани и средство для продвижения положения указанной проволоки так, что по мере того, как происходит указанная деструкция с сопутствующим снижением сопротивления, в котором указанное средство для продвижения продвигает проволоку так, что проволока находится в контакте с роговым слоем во время нагревания проволоки. 23. Способ по п.22, кроме того, включающий средство для удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем, в котором указанное средство контроля способно выявить изменение полного сопротивления, связанное с контактированием слоя эпидермиса, лежащего под роговым слоем, и подачи сигнала к указанному средству для удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем. 24. Способ по п.21, в котором указанная металлическая проволока нагревается с помощью нагревательного элемента с активным сопротивлением. 25. Способ по п.21, в котором указанную металлическую проволоку изготовляют так, что она содержит токовую петлю, имеющую точку высокого сопротивления, и температура указанной точки высокого сопротивления модулируется с помощью пропускания модулированного электрического тока через указанную токовую петлю. 26. Способ по п.21, в котором указанная металлическая проволока расположена в модулируемом, переменном магнитном поле катушки возбуждения так, что возбуждение катушки возбуждения переменным током вызывает образование вихревых токов, достаточных для нагревания проволоки с помощью внутренних активных потерь. 27. Способ по п.5, в котором указанное формирование поры осуществляется с помощью прокола указанного рогового слоя микроскальпелем с точно подобранным размером для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 28. Способ по п.5, в котором указанное формирование поры осуществляется с помощью деструкции рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка акустической энергии на указанный роговой слой. 29. Способ по п.5, в котором указанное формирование поры осуществляется с помощью гидравлической пункции указанного рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 30. Способ по п.5, в котором указанное формирование поры осуществляется с помощью прокола указанного рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 31. Способ по любому из пп.5, 7 или 20, в котором анализируемое вещество представляет собой глюкозу. 32. Способ по п.31, в котором количественное определение глюкозы производится посредством калориметрического количественного определения с помощью оксидазы глюкозы или электрохимического биодатчика. 33. Способ увеличения скорости трансдермального потока активного проникающего вещества в выбранную область тела индивидуума, при котором осуществляют усиление проницаемости рогового слоя указанной выбранной области поверхности тела индивидуума для указанного активного проникающего вещества посредством следующих этапов: (а) осуществляют формирование поры в роговом слое указанной выбранной области с помощью средств, образующих микропору в указанном роговом слое, без серьезного повреждения подлежащих тканей, и таким образом снижают барьерные свойства указанного рогового слоя для потока указанного активного проникающего вещества; и (b) осуществляют контактирование выбранной области, имеющей созданную пору, с композицией, включающей эффективное количество указанного проникающего вещества так, что поток указанного проникающего вещества в организм усиливается. 34. Способ по п.33, в котором после формирования поры в роговом слое, осуществляют приложение акустической энергии на вышеуказанную выбранную область с порами в течение времени и при интенсивности и частоте, эффективных для создания эффекта увлекающего потока жидкости, и таким образом увеличение скорости трансдермального потока указанного проникающего вещества в организм. 35. Способ по п.34, в котором указанная акустическая энергия подается на указанную выбранную область с образованной в ней порой при частоте в диапазоне приблизительно от 5 кГц 100 МГц, в котором указанная акустическая энергия модулируется с помощью элемента, выбранного из группы, состоящей из частотной модуляции, амплитудной модуляции, фазовой модуляции и их комбинации. 36. Способ по п. 35, кроме того, включающий контактирование выбранной области тела индивидуума с химическим усилителем с воздействием акустической энергии для дополнительного усиления потока указанного проникающего вещества в организм указанного индивидуума. 37. Способ по любому из пп.33-35 или 36, в котором указанное образование пор в указанном роговом слое достигается с помощью средства, выбранного из группы, состоящей из: (а) деструкции рогового слоя с помощью контактирования выбранной области указанного рогового слоя с поперечным размером приблизительно до 1000 мкм с тепловым источником так, что температура связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области поднимается выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, удаляя таким образом роговой слой в указанной выбранной области, (b) прокола указанного рогового слоя микроскальпелем с точно подобранным размером для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм, (с) деструкции рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка акустической энергии на указанный роговой слой, (d) гидравлической пункции указанного рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм, и (е) прокола указанного рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 38. Способ по п.37, в котором указанное формирование пор достигается с помощью контактирования указанной выбранной области указанного рогового слоя с поперечным размером приблизительно до 1000 мкм с тепловым источником так, что температура связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области поднимается выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, удаляя таким образом роговой слой в указанной выбранной области. 39. Способ по п.38, включающий обработку по меньшей мере указанной выбранной области эффективным количеством красителя, который проявляет сильное поглощение в диапазоне излучения импульсного светового источника и фокусировку генерируемой серии импульсов из указанного импульсного светового источника на указанный краситель так, что указанный краситель нагревается достаточно для кондукционной передачи тепла к указанному роговому слою для подъема температуры связанной с тканью воды и других выпариваемых веществ в указанной выбранной области выше точки испарения указанной воды и других выпариваемых веществ, в котором указанный краситель функционирует в качестве источника тепла. 40. Способ по п.39, в котором указанный источник импульсного светового излучения излучает при длине волн, которая существенно не поглощается кожей. 41. Способ по п.40, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой лазерный диод, излучающий в диапазоне приблизительно от 630 до 1550 нм. 42. Способ по п.40, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой лазерный диодный оптический параметрический генератор накачки, излучающий в диапазоне приблизительно от 700 до 3000 нм. 43. Способ по п.40, в котором указанный источник импульсного светового излучения представляет собой элемент, выбранный из группы, состоящей из дуговых ламп, ламп накаливания и диодов светового излучения. 44. Способ по п.39, кроме того, включающий предоставление системы контроля для определения момента, когда преодолеваются барьерные свойства рогового слоя. 45. Способ по п.44, в котором указанная система контроля включает средство улавливания света для приема света, отраженного от указанной выбранной области, и фокусировки указанного отраженного света на фотодиод, фотодиод для приема указанного сфокусированного света и для посылки сигнала к блоку управления, в котором указанный сигнал показывает качество указанного отраженного света, и блок управления, соединенный с указанным фотодиодом, и с указанным импульсным световым источником для приема указанного сигнала и для выключения указанного импульсного светового источника, когда принят предварительно выбранный сигнал. 46. Способ по п. 39, кроме того, включающий охлаждение указанной выбранной области рогового слоя и прилегающих кожных тканей охлаждающим средством так, что указанная выбранная область и прилегающие кожные ткани перед формированием пор находятся в выбранном, предварительно охлажденном, устойчивом состоянии. 47. Способ по п.46, в котором указанное охлаждающее средство включает устройство Пелтье. 48. Способ по п. 39, кроме того, включающий перед образованием поры в указанном роговом слое освещение по меньшей мере указанной выбранной области не сфокусированным светом из указанного импульсного светового источника так, что выбранная область, освещенная указанным светом, стерилизуется. 49. Способ по п.38, включающий контактирование указанной выбранной области с металлической проволокой, в котором указанная металлическая проволока функционирует в качестве источника тепла так, что температура указанной выбранной области поднимается от температуры окружающей кожи до уровня выше 100^oС в пределах от 10 до 50 мс и затем возвращение температуры указанной выбранной области приблизительно до температуры окружающей кожи в пределах приблизительно от 30 до 50 мс, и в котором цикл подъема температуры и возвращения до температуры окружающей кожи повторяется несколько раз, что эффективно для снижения барьерных свойств рогового слоя. 50. Способ по п.49, в котором указанное возвращение приблизительно до температуры окружающей кожи проводят с помощью удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем. 51. Способ по п.50, кроме того, включающий предоставление средства для контроля за полным электрическим сопротивлением между указанной проволокой и указанным телом индивидуума через указанную выбранную область рогового слоя и прилегающие кожные ткани и средство для продвижения положения указанной проволоки так, что по мере того, как происходит указанная деструкция с сопутствующим снижением сопротивления, в котором указанное средство для продвижения продвигает проволоку так, что проволока находится в контакте с роговым слоем во время нагревания проволоки. 52. Способ по п.51, кроме того, включающий средство для удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем, в котором указанное средство контроля способно выявить изменение полного сопротивления, связанное с контактированием слоя эпидермиса, лежащего под роговым слоем, и подачи сигнала к указанному средству для удаления указанной проволоки из контакта с роговым слоем. 53. Способ по п.50, в котором указанную металлическую проволоку нагревают с помощью нагревательного элемента с активным сопротивлением. 54. Способ по п.50, в котором указанную металлическую проволоку изготовляют так, что она содержит токовую петлю, имеющую точку высокого сопротивления, и температуру указанной точки высокого сопротивления модулируют с помощью пропускания модулированного электрического тока через указанную токовую петлю. 55. Способ по п.50, в котором указанную металлическую проволоку располагают в модулируемом, переменном магнитном поле катушки возбуждения так, что возбуждение катушки возбуждения переменным током вызывает образование вихревых токов, достаточных для нагревания проволоки с помощью внутренних активных потерь. 56. Способ по п.37, в котором указанное формирование поры осуществляют с помощью прокола указанного рогового слоя микроскальпелем с точно подобранным размером для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 57. Способ по п.37, в котором указанное формирование поры осуществляют с помощью деструкции рогового слоя с помощью фокусирования жестко сфокусированного пучка акустической энергии на указанный роговой слой. 58. Способ по п.37, в котором указанное формирование поры осуществляют с помощью гидравлической пункции указанного рогового слоя струей жидкости под высоким давлением для образования микропоры диаметром приблизительно до 1000 мкм. 59. Способ по п.37, в котором указанное формирование поры осуществляют с помощью прокола указанного рогового слоя короткими импульсами электричества для образования микропоры диаметром до 1000 мкм. 60. Способ нанесения татуировки на выбранную область кожи на поверхности тела индивидуума, при котором осуществляют: (а) формирование поры в роговом слое выбранной области с помощью средств, образующих микропору в роговом слое, без серьезного повреждения подлежащих тканей, и таким образом осуществляют снижения барьерных свойств рогового слоя для потока указанного активного проникающего вещества, и (b) осуществляют контактирование выбранной области, имеющей созданную пору, с композицией, включающей эффективное количество чернил для татуировки так, что поток указанных чернил в организм усиливается.