專利名稱：進(jìn)行反復(fù)微射流藥物遞送的設(shè)備和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
一般而言，本發(fā)明涉及藥物遞送領(lǐng)域。更具體而言，本發(fā)明提供利用反復(fù)微型噴射器持續(xù)透皮遞送藥物的裝置和方法。
背景技術(shù)：
傳統(tǒng)上，將藥物遞送至人體的主要方法是經(jīng)口吞咽藥丸。一旦吞下，藥物理論上經(jīng)過胃腸(GI)道吸收并進(jìn)入血流中進(jìn)行全身遞送。然而，大部分的候選藥物，可能是非常有前景的藥物，或者不具有經(jīng)GI道吸收的合適溶解度，或者在吸收之前由消化道分泌物所破壞。至于由GI道所吸收的藥物，其大部分經(jīng)肝臟代謝并且在察覺到其充分有利的效果之前失活。而且，當(dāng)今的制藥工業(yè)朝更高分子量的生物制藥類型的藥物轉(zhuǎn)變。伴隨該轉(zhuǎn)變，將出現(xiàn)數(shù)量更多的不能有效經(jīng)口遞送的藥物。
藥物遞送的另一方法是透皮遞送。透皮藥物遞送是藥物物質(zhì)直接穿過皮膚屏障的遞送。透皮藥物遞送已經(jīng)出現(xiàn)了約20年。透皮遞送相對于其他藥物遞送方法具有很多優(yōu)點，包括避免首過代謝和保持恒定的系統(tǒng)劑量水平，避免使用藥丸、注射、肺和經(jīng)粘膜的藥物遞送方法所經(jīng)歷的峰值和低谷。此外，透皮藥物遞送對于患者是極為方便的給藥載體，并且可以實現(xiàn)高水平的患者順應(yīng)性。
雖然證明適合透皮遞送的應(yīng)用非常有效，很少有候選藥物被物化為用于透皮遞送的選擇藥物。傳統(tǒng)透皮藥物遞送依賴于藥物透過皮膚。使用中，僅有少量藥物實際上以治療水平通過皮膚被動吸收。目前，約僅有10種藥物是可購得的透皮規(guī)格。此外，當(dāng)今的大分子藥物具有遠(yuǎn)大于傳統(tǒng)成功的透皮藥物的質(zhì)量并且在脂質(zhì)雙層中具有有限的溶解度，因此這類藥物的透皮應(yīng)用更為有限。
藥物擴(kuò)散通過皮膚的主要障礙是皮膚的最外層，即角質(zhì)層。角質(zhì)層由包有高度有序脂質(zhì)雙層的致密堆積角化細(xì)胞(充滿角蛋白纖維的扁平死細(xì)胞)所構(gòu)成，形成有效的通透屏障。直接處于角質(zhì)層下方的是表皮。表皮富集有免疫系統(tǒng)的細(xì)胞，因此，用于治療的藥物遞送的目標(biāo)針對或涉及免疫系統(tǒng)。表皮之下是真皮。真皮具有豐富的毛細(xì)血管網(wǎng)，因此成為系統(tǒng)藥物遞送的具有吸引力的目標(biāo)，這是因為進(jìn)入毛細(xì)血管網(wǎng)的藥物快速進(jìn)入循環(huán)系統(tǒng)并系統(tǒng)遞送于身體各處。
已經(jīng)設(shè)計出增強(qiáng)穿過角質(zhì)層的透皮藥物遞送的各種方法，包括利用增強(qiáng)性藥劑或刺激物如化學(xué)藥品、電壓電荷、超聲波、熱處理、微型針和激光輔助技術(shù)。例如，參見美國專利No.6,352,506和6,216,033。然而，這些方法的發(fā)展和廣泛接受受到皮膚刺激、與藥物配方不相容以及裝置本身的復(fù)雜性和費用的妨礙。此外，這些技術(shù)沒有提供時間依賴性劑量遞送能力，而這種能力對于包括胰島素的許多治療性藥物至關(guān)重要。
藥物遞送的另一機(jī)制是使用無針頭注射或高速噴射注射器。高速噴射注射器用作皮下注射器的替代品已有很多年。例如，參見美國專利No.2,380,534、4,596,556、5,520,639、5,630,796和5,993,412。噴射注射器將待注射溶液高速移動并將溶液作為射流噴出，穿透角質(zhì)層并將溶液沉積到皮膚的真皮和皮下區(qū)域中。
雖然傳統(tǒng)高速噴射器能夠輸送藥物穿過角質(zhì)層，但該機(jī)構(gòu)的缺點在于其在一次噴射注射中遞送大量的待遞送組合物。結(jié)果，一些藥物常常在由大量遞送所產(chǎn)生的壓力下從穿透孔壓回。而且，一次遞送不能維持持續(xù)治療水平的全身藥物濃度。還有，由于一次大量藥物遞送，導(dǎo)致患者常常經(jīng)歷皮膚刺激、疼痛、腫脹和其它類似于用皮下注射器注射的不希望的效應(yīng)。
因此，非常期待向患者持續(xù)透皮遞送恒定治療水平的組合物的低侵入性技術(shù)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供主動流體遞送系統(tǒng)，一般包括具有至少一個出口孔的支持結(jié)構(gòu)。出口孔直徑為約1μm-500μm。所述流體遞送系統(tǒng)還具有設(shè)計用來包含待遞送至組織的流體的流體容器。所述流體容器的構(gòu)造和尺寸適于和出口孔連通?？煞磸?fù)致動裝置(repetitive activation mean)響應(yīng)致動信號(activation signal)，與流體容器和出口孔協(xié)同工作來噴射流體。
在可替代的實施方案中，流體容器和可反復(fù)致動裝置安置在支持結(jié)構(gòu)中。支持結(jié)構(gòu)可適合于接觸皮膚表面，出口孔靠近皮膚表面。支持結(jié)構(gòu)還可包括限定所述孔的噴嘴。所述噴嘴的構(gòu)造和尺寸使流體從中加速離開根據(jù)本發(fā)明的另一實施方案，流體遞送系統(tǒng)包括與可反復(fù)致動裝置連通的控制器。控制器設(shè)計為能夠生成致動信號。所述控制器可以是微處理器，其可編程控制從流體遞送系統(tǒng)遞送的模式化施用方案(patterned administration regime)。模式化施用方案優(yōu)選發(fā)生在不少于約500ms且不多于約10天的時間內(nèi)。
流體遞送系統(tǒng)的噴嘴可構(gòu)造為在從噴嘴噴射流體之前，使流體保持離組織基本固定的距離。該固定距離優(yōu)選在噴射流體之前，使流體距離組織不大于約5000μm。
根據(jù)又一實施方案，流體遞送系統(tǒng)包括限定在支持結(jié)構(gòu)中并與流體容器連通的出口孔陣列。流體容器可包括設(shè)計用來儲存流體的儲存容器。流體容器還可包括對儲存容器中所儲存的流體加壓的施壓機(jī)構(gòu)。此外，儲存容器可通過容器分隔器分隔為至少兩個儲存容器。
根據(jù)一個實施方案，存在限定在支持結(jié)構(gòu)中的至少兩個出口孔。第一出口孔與儲存第一流體的第一儲存容器連通，從而使第一流體可以通過第一出口孔噴射。還有至少一個第二出口孔與儲存第二流體的至少一個第二儲存容器連通，從而使第二流體可以通過第二出口孔噴射。
根據(jù)替代實施方案，容器分隔器可包括構(gòu)造和尺寸適于在施用容器中所包含的物質(zhì)之前破壞容器分隔器的容器分隔器破壞機(jī)構(gòu)。例如，容器分隔器破壞機(jī)構(gòu)可以是壓電機(jī)構(gòu)。
在另一實施方案中，流體遞送系統(tǒng)包括檢測條件是否滿足的傳感器。還包括控制單元，其設(shè)計用來產(chǎn)生致動信號以在收到來自傳感器的條件滿足或不滿足信號時致動可反復(fù)致動裝置。傳感器可遠(yuǎn)離支持結(jié)構(gòu)、植入患者體內(nèi)、位于支持結(jié)構(gòu)內(nèi)部等。此外，傳感器可以感受患者的生物體征，諸如溫度、壓力、化學(xué)品或分子濃度等。
在又一替代實施方案中，流體遞送裝置包括構(gòu)造和尺寸適于和流體容器協(xié)同工作的拮抗劑容器，從而當(dāng)兩容器的完整性受損時，拮抗劑容器就釋放可以使流體失活的拮抗劑。
在一個優(yōu)選實施方案中，流體遞送系統(tǒng)包括供應(yīng)致動信號的驅(qū)動力和可反復(fù)致動裝置的驅(qū)動力的電源。
根據(jù)一個實施方案，可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的壓電機(jī)構(gòu)。根據(jù)另一實施方案，可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的相變機(jī)構(gòu)。在又一實施方案中，可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的電磁機(jī)構(gòu)。在再一實施方案中，可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的高壓水力機(jī)構(gòu)。根據(jù)又一實施方案，可反復(fù)致動裝置包括多個爆炸機(jī)構(gòu)，在所述爆炸機(jī)構(gòu)爆炸時每個爆炸機(jī)構(gòu)均能夠在流體中產(chǎn)生壓力變化。
根據(jù)一個優(yōu)選實施方案，可反復(fù)致動裝置產(chǎn)生持續(xù)時間不小于約5ns且不多于約10μs的脈沖寬度?？煞磸?fù)致動裝置的頻率和工作循環(huán)和流體噴射長度受控制單元的控制。
在一個優(yōu)選實施方案中，該系統(tǒng)還包括連通可反復(fù)致動裝置的用戶界面。該用戶界面設(shè)計用來響應(yīng)用戶界面操作以引發(fā)致動信號。
在流體遞送系統(tǒng)的實施方案的使用中，流體將穿過表皮組織透皮遞送。
流體遞送系統(tǒng)優(yōu)選包括用于儲存遞送至組織的流體的遞送曲線和遞送歷史的存儲器。
在本發(fā)明的一個替代實施方案中，流體包括遞送至組織和隨后用于診斷生物狀態(tài)的分析物。
根據(jù)本發(fā)明的包括相變機(jī)構(gòu)的實施方案，所述系統(tǒng)還包括將流體容器分隔成第一室和第二室的柔性膜，其中第一室包含與所述相變機(jī)構(gòu)連通的活動流體，第二室包含待遞送流體。在又一實施方案中，活動流體位于相變機(jī)構(gòu)附近并且該活動流體與待遞送流體不混溶。
根據(jù)本發(fā)明的一個實施方案，流體噴射室、至少一個出口孔和致動裝置的共同構(gòu)造和尺寸適合連續(xù)周期性反復(fù)噴射約1pl-約800nl的流體。


為了更好地理解本發(fā)明的特征和目的，應(yīng)該參照以下詳述并閱讀相關(guān)附圖，其中圖1是根據(jù)本發(fā)明一個實施方案的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖2A是根據(jù)本發(fā)明的具有微噴射器陣列的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖2B是根據(jù)本發(fā)明的具有微噴射器陣列的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖3是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖4是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖5是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖6是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖7是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖8是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖9根據(jù)本發(fā)明的具有微噴射器陣列的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖10是根據(jù)本發(fā)明的具有壓電機(jī)構(gòu)的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖11是根據(jù)本發(fā)明的具有壓電機(jī)構(gòu)的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖12是根據(jù)本發(fā)明的具有壓電機(jī)構(gòu)陣列的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖13是根據(jù)本發(fā)明的具有相變機(jī)構(gòu)的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖14是根據(jù)本發(fā)明的具有相變機(jī)構(gòu)陣列的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；
圖15是根據(jù)本發(fā)明的具有由相變機(jī)構(gòu)致動的微噴射器陣列的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖16是根據(jù)本發(fā)明的具有電磁微噴射器的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖17是根據(jù)本發(fā)明的具有彈簧微噴射機(jī)構(gòu)的反復(fù)微噴射裝置的一個實施方案的示意圖；圖18是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的一個實施方案的示意圖；圖19是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的另一實施方案的示意圖；圖20是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的另一實施方案的示意圖；圖21是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的另一實施方案的示意圖；圖22A是示于圖21的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的示意圖；圖22B是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的噴嘴的又一實施方案的示意圖；圖23是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的微處理器的一個實施方案的示意圖；圖24是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的另一實施方案的示意圖；圖25是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的又一實施方案的示意圖；圖26是根據(jù)本發(fā)明的反復(fù)微噴射裝置的組件層的一個實施方案的三維視圖；圖27是使用本發(fā)明的透皮微噴射裝置的方法的實施方案的流程圖。
具體實施例方式
現(xiàn)在將詳細(xì)參照本發(fā)明的優(yōu)選實施方案，其實施例示于附圖中。雖然將聯(lián)系優(yōu)選實施方案描述本發(fā)明，但應(yīng)該理解這并非是將本發(fā)明限制于這些實施方案。相反，本發(fā)明試圖覆蓋各種替代方案、更改和等同方案，其可以包括在由所附權(quán)利要求限定的本發(fā)明實質(zhì)和范圍內(nèi)。
現(xiàn)在參照示于圖1的反復(fù)微噴射裝置100，藥物容器102與由微處理器106控制的微噴射器104流體連通。微處理器106可編程以致動微噴射器104，驅(qū)動物質(zhì)射流101從微噴射器104向生物屏障130噴射。為了引用方便，反復(fù)微噴射裝置100的表面A是朝向或靠近生物屏障130的反復(fù)微噴射裝置100的表面，表面B遠(yuǎn)離生物屏障130。該取向在整個說明書中保持一致并且定期使用以使讀者確定方向。
此外，反復(fù)微噴射裝置100可反復(fù)致動。為清楚起見，可反復(fù)致動定義為多次、順序致動而無需在致動周期和不致動周期之間移開、再裝料或以其它方式補(bǔ)充裝置。例如，具體的藥物施用模式可以是持續(xù)5天每小時遞送特定量的藥物。在該例子中，反復(fù)微噴射裝置會反復(fù)致動下述力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，注射所需量的微注射劑以在第一小時遞送預(yù)定量的藥物。當(dāng)完成第一小時的施用時，所述裝置將等待直至下一小時，再第二次使用預(yù)定量的藥物。所述裝置將隨后在整個5天時間內(nèi)繼續(xù)該方式。此外，根據(jù)一個實施方案，微處理器106是根據(jù)預(yù)定或預(yù)編程時序產(chǎn)生信號的簡單電子組件或控制單元。信號定時可以是連續(xù)的，但不限于連續(xù)定時(sequential timing)。隨后通過控制單元致動微噴射器，推動流體朝生物屏障噴射而產(chǎn)生信號。
根據(jù)另一實施方案，如圖2A和2B所示，反復(fù)微噴射裝置200包括控制微噴射器204陣列的微處理器206。微噴射器204陣列可以比圖1的單一微噴射器104遞送更多量的物質(zhì)透過更大表面積的生物屏障。此外，微噴射器204陣列可以遞送多種物質(zhì)和/或以優(yōu)化特定物質(zhì)透過生物屏障130施用的模式遞送物質(zhì)。優(yōu)選的是，如圖1、2A和2B所示，透皮微噴射裝置提供不少于約500ms且不多于約10天的物質(zhì)遞送持續(xù)時間。
為簡潔和清楚起見，以下說明將主要詳細(xì)描述圖1所示單一透皮微噴射裝置100的組件。參照如圖2A和2B所示的陣列實施方案，然而，應(yīng)該理解組件的說明同樣可應(yīng)用于各實施方案，而不限于使用單一微噴射器的實施方案。
透皮微噴射裝置100包括外殼128。外殼128可由塑料、金屬、陶瓷或其它合適的生物相容性材料構(gòu)成。優(yōu)選外殼128由聚合物基材料構(gòu)成，以使透皮微噴射裝置100為半柔性的以能夠符合所應(yīng)用表面的輪廓，并且為生物相容性和藥物惰性的。例如，如果透皮微噴射裝置100設(shè)計為藥物遞送貼(patch)，則有利的是外殼128可以彎曲符合所貼覆位置處的人體輪廓。此外，還有利的是透皮微噴射裝置100用后即棄并具有低制造成本。然而，認(rèn)識到由非聚合物材料構(gòu)成透皮微噴射裝置100以使例如透皮微噴射裝置100可以消毒并再利用可能是有利的。還可以進(jìn)一步優(yōu)選構(gòu)成透皮微噴射裝置100，以使組件不包含在單一外殼中。根據(jù)該實施方案，微處理器可與容器分離，還可與設(shè)計用來通過界面連接生物組織的遞送部件相分離。在該實施方案中，組件、微處理器、容器和遞送部件彼此之間流體連通、電連通或二者都連通。
圖1所示容器102設(shè)計用來容納待從微噴射器104噴射的物質(zhì)。下文中，容納在容器102中并從微噴射器噴射的物質(zhì)將稱作注射物108。通常注射物108在注射時為液體形式，可以是藥物組合物、鹽水溶液、存在于流體介質(zhì)中的藥物乳液、存在于流體介質(zhì)中的懸液、存在于流體介質(zhì)中的藥物包覆的脂質(zhì)體、存在于流體介質(zhì)中的藥物或藥物包覆的顆粒等。
根據(jù)優(yōu)選實施方案，容器102可以加壓以使其中所包含的注射物108壓出容器102。作為替代方案，也可以利用泵132將注射物108主動泵出容器102。
根據(jù)一個實施方案，如圖3所示，對容器102中的注射物108加壓可以由彈簧302向活塞304施加壓縮力而產(chǎn)生。彈簧302設(shè)置為一端抵住容器102的內(nèi)壁而另一端抵住活塞304。當(dāng)容器102充滿注射物108時，壓縮彈簧302使彈簧302對活塞304施加壓力。當(dāng)注射物108如下所詳述在使用透皮微噴射裝置100過程中排出并且容器102內(nèi)的注射物108體積減少時，彈簧302使得活塞304移動，從而減少容器102的工作容積。因而，注射物108保持在加壓狀態(tài)下并從容器102中排出。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解可以選擇彈簧302的尺寸和比率以滿足特定容器容積、注射物密度、注射物粘度等條件，從而對容器102中的所有容積的注射物108產(chǎn)生所需的壓力。作為替代方案，容器102的加壓可以通過設(shè)計用來驅(qū)動活塞304的高壓氣體來完成。因此，高壓氣體提供驅(qū)動活塞的力，從而減少容器102的工作容積，保持注射物108處于足夠的壓力之下。
在又一實施方案中，如圖4所示，容器102可以包容由可膨脹的彈性體型材料構(gòu)成的氣球型氣囊306。當(dāng)充入注射物108時，該氣球型氣囊306膨脹。膨脹的氣球型氣囊306產(chǎn)生沿箭頭方向的力，將注射物108排出氣囊306。作為替代方案，容器102本身可以由彈性體型材料構(gòu)成，其在填充時膨脹并產(chǎn)生將容器102的內(nèi)容物排出容器的力。
在一個優(yōu)選實施方案中，容器102可以分隔成一個以上的內(nèi)部室，如圖105所示。在很多情況下，藥物組分如果以粉末形態(tài)或其它形態(tài)儲存具有較長的保存期限。因此，將容器102的組分保存在分隔的室中是有利的。相應(yīng)的，圖5的容器分隔器320將容器分隔微兩個或更多個相分隔的室324和326。因此，兩種或多種注射物組分可以離散保存。圖5示出兩個室，但本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解容器102可以分隔成具有相等容積的多個室或具有不同容積的多個室，每個室可以在同一時間或不同時間混合，形成用于不同施用間隔時施用的多階段注射物。
根據(jù)一個優(yōu)選實施方案，容器102具有不小于約100μl且不大于約500ml的容積。在一個替代實施方案中，優(yōu)選容器102的容積不小于約150μl且不大于約1ml。在再一實施方案中，優(yōu)選容器102的容積不小于約200μl且不大于約750μl。
容器分隔器320設(shè)計用來在施用之前由破壞機(jī)構(gòu)322破壞，以使包含在分隔的容器中的組合物可以混合成施用制劑。優(yōu)選容器分隔器320由生物相容性聚合物箔如聚乙烯、聚苯乙烯、聚對苯二甲酸二乙酯(PET)和彈性體聚合物如聚二甲基硅氧烷(PDMS)構(gòu)成，然而，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解任何薄的、不通透的藥物惰性膜均為將容器分隔為多個室的候選。
破壞機(jī)構(gòu)322例如可以是安置在一個容器室中的球。使用中，當(dāng)搖動或操作反復(fù)微噴射裝置100時，所述球獨立地在容器中運動并撞擊容器分隔器320，從而破壞容器分隔器320并使得包含于容器室324和326中的不同組分混合。隨著容器分隔器320的破壞，所述球可促進(jìn)藥物組分的混合，從而確保在施用之前適當(dāng)?shù)鼗旌献⑸湮铩?br> 根據(jù)一個上述替代方案，破壞機(jī)構(gòu)322可以是由微處理器106控制的機(jī)構(gòu)。該破壞機(jī)構(gòu)322例如可以是壓電機(jī)構(gòu)。根據(jù)這樣的一個實施方案，微處理器106控制從電源到壓電破壞機(jī)構(gòu)的電壓供應(yīng)遞送。當(dāng)應(yīng)用交變電流時，壓電破壞機(jī)構(gòu)在流體介質(zhì)中產(chǎn)生機(jī)械壓力波，如超聲波。該機(jī)械壓力波用來破壞容器分隔器。
根據(jù)這樣的實施方案，容器可以分隔成多個容器。微處理器106可以控制容器分隔器320破壞的定時和順序，以使特定的容器分隔器得以破壞，從而釋放用于混合的組分。這樣，僅有當(dāng)前施用的，即當(dāng)前劑量的部分組分被混合，而剩余量的組分以穩(wěn)定的分立形式保留在分立的容器中。結(jié)果，反復(fù)微噴射裝置100可以分立地包含治療化合物，其可長時間有效保存，進(jìn)行持續(xù)時期的反復(fù)藥物遞送。
微處理器控制的破壞機(jī)構(gòu)322例如可以是由微處理器106產(chǎn)生的電脈沖。各獨立容器分隔器320可以包括電極，其致動時使單獨的容器分隔器破壞，從而允許施用組分隨后混合。作為替代方案，破壞機(jī)構(gòu)322例如可以通過戳刺、扭曲、振動波、爆炸等物理破壞容器分隔器320。破壞機(jī)構(gòu)可以是能夠破損或破壞不通透的容器分隔器完整性的任何機(jī)構(gòu)。
通常在醫(yī)療應(yīng)用中，患者的治療需要脫離醫(yī)生處方就可能違法的藥物。某些這種藥物會成癮而個人熱切尋求在處方之外使用。由于透皮微噴射裝置100包括可以儲存一定量的反復(fù)持續(xù)施用的這種藥物組分，因此可以想象某些個人會設(shè)法從容器102中取出藥物組分而違法使用。因此，在圖6所示透皮微噴射裝置100中包括拮抗劑容器350是有利的。拮抗劑容器350與容器102相連，并且優(yōu)選包含容納在容器102中的藥物組分即注射物108的拮抗劑352。
拮抗劑容器350設(shè)計為當(dāng)利用足以從容器102中抽出注射物108的方式操作或干預(yù)透皮微噴射裝置100時容易被破壞，從中釋放拮抗劑352。當(dāng)拮抗劑容器350被破壞時，拮抗劑352將被釋放，從而使注射物108藥物成分失活。
拮抗劑容器350例如可以是設(shè)置來圍繞容器102并由比容器102更容易被破壞的材料構(gòu)成的容器。作為替代方案，如圖7所示，拮抗劑容器350例如可以是類似袋狀結(jié)構(gòu)的遍及容器102的網(wǎng)狀物，并且設(shè)計有破壞區(qū)354，以使破壞區(qū)354在容器102破壞之前響應(yīng)物理操作而破壞，從而釋放拮抗劑至注射物108中并使得注射物108失效。
在又一實施方案中，如圖8所示，拮抗劑容器350例如可以是多個微球356。多個微球356優(yōu)選成為在過度操作容器102時破壞，從而釋放拮抗劑。
再參照圖1，容器102通過進(jìn)料管110與微噴射器104流體連通。進(jìn)料管110可以是外殼128的層中的管、室、溝槽(詳述于下)，從而當(dāng)所述層組裝時，在容器102和微噴射器104之間形成通道，或者另一構(gòu)型，形成使得注射物108在容器102和微噴射器104之間轉(zhuǎn)移的機(jī)構(gòu)。
進(jìn)料管110可以包括閥112。閥112優(yōu)選為單路閥，從而將注射物108的流動限制為朝向微噴射器104的方向流動，而不能沿朝向容器102的相反方向流動。進(jìn)料管110延伸并且與微噴射器104的噴嘴114經(jīng)流體相連。
在一個優(yōu)選實施方案中，進(jìn)料管110包含調(diào)節(jié)進(jìn)料管110中壓力的壓力調(diào)節(jié)器116。如上所述，注射物108可以保存在比噴嘴114中所需壓力更高的容器102中的壓力下。因此，壓力調(diào)節(jié)器116功能為調(diào)節(jié)進(jìn)料管110中的下游壓力，以使噴嘴114處的注射物108的壓力保持在合適的水平。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解所述合適水平是使注射物108充滿噴嘴114但不超出將注射物108保持在噴嘴114內(nèi)的力，如本文中對噴嘴114進(jìn)行描述時的更詳細(xì)所述。
現(xiàn)在將描述圖1的微噴射器104，然而，應(yīng)該理解所述描述可以等同應(yīng)用于如圖2A和2B所示的一組實施方案的微噴射器204中。微噴射器104一般包括力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118、室120和噴嘴114。
圖1的力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118一般位于反復(fù)微噴射裝置100內(nèi)，從而力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118朝向反復(fù)微噴射裝置100的A側(cè)。一般，每個微噴射器104可以包括分立的力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118，如圖l所示。作為替代方案，一組微噴射器360a-360e可由一個力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118致動，如圖9所示。使用中，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118一般用來改變室120中的壓力，從而使室120中的注射物108朝噴嘴114加速。在力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)致動之后，加速的注射物108從噴嘴114中噴射出來，產(chǎn)生從中噴射出來的注射物射流。在一個優(yōu)選實施方案中，注射物射流包含不少于約1pl且不多于約800nl的注射物。在一個更優(yōu)選的實施方案中，注射物射流包含不少于約100pl且不多于約1nl的注射物。根據(jù)一個優(yōu)選實施方案，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)在室中以不小于約5ns且不大于約10μs的速率產(chǎn)生脈沖寬度或壓力變化。在一個替代實施方案中，脈沖寬度不小于約0.5μs且不大于約5μs。在又一替代實施方案中，脈沖寬度不小于約1μs且不大于約3μs。在一個優(yōu)選實施方案中，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)每秒產(chǎn)生不多于約100個脈沖。在一個更優(yōu)選的實施方案中，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)每秒產(chǎn)生不少于約5個脈沖且每秒產(chǎn)生不多于約15個脈沖。
根據(jù)一個實施方案，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118是壓電機(jī)構(gòu)400，如圖10所示。壓電是介電晶體，當(dāng)對所述晶體施加機(jī)械應(yīng)力時，其產(chǎn)生電壓，或者另一方面，當(dāng)對所述晶體施加電壓時，其產(chǎn)生機(jī)械應(yīng)力。壓電裝置眾所周知，并且壓電操作對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員而言是顯而易見的。壓電機(jī)構(gòu)400靠著微噴射器104的遠(yuǎn)側(cè)B。微噴射器104的遠(yuǎn)壁B設(shè)計為承受由壓電機(jī)構(gòu)400產(chǎn)生的機(jī)械力，以使當(dāng)壓電機(jī)構(gòu)400產(chǎn)生機(jī)械應(yīng)力時，所述壁不彎曲。結(jié)果，壓電機(jī)構(gòu)400的機(jī)械應(yīng)力或變形集中在朝向噴嘴114的近端方向A。壓電機(jī)構(gòu)400設(shè)計成為活塞，在機(jī)械變形過程中沿近端方向A在注射物108中產(chǎn)生壓力變化，從而生成從噴嘴114中噴出的注射物射流402。
以下詳述的微處理器106通過電路124連接至壓電機(jī)構(gòu)400，如圖10所示。使用中，當(dāng)計劃或需要施用注射物108時，以下更詳細(xì)描述，微處理器106控制存儲在電源122中的電壓向壓電機(jī)構(gòu)400的供應(yīng)。響應(yīng)電壓，壓電機(jī)構(gòu)400受到機(jī)械應(yīng)力而變形并在室120(圖1)中產(chǎn)生壓力變化。
根據(jù)圖11所示的實施方案，一個壓電機(jī)構(gòu)410可以致動多個噴嘴412。施用來自容器102中的注射物108時，注射物108的體積減少。響應(yīng)所述體積的減少，施加在壓電機(jī)構(gòu)410上的電壓增加，以使壓電機(jī)構(gòu)410產(chǎn)生更大的物理變形。壓電機(jī)構(gòu)410的更大物理變形與容器102中的注射物108體積減少有關(guān)，從而在容器102中產(chǎn)生相對一樣的壓力變化，導(dǎo)致來自噴嘴114的注射物的恒定噴射力，從而恒定且可預(yù)測地施加和遞送注射物。
根據(jù)具有壓電微噴射器陣列420的實施方案，如圖12所示，電路424可以獨立地結(jié)合至每個微噴射器420。因此，微處理器206可以分立地控制每個壓電機(jī)構(gòu)420變形的定時和順序。結(jié)果，注射物208的施用模式可以受控制，從而優(yōu)化取決于所需注射物類型如治療糖尿病的胰島素的施用效果?？梢愿淖兪┯媚Ｊ絹韮?yōu)化向全身循環(huán)系統(tǒng)的吸收/擴(kuò)散，使生物屏障的刺激最小化，使適合于特定患者等，以使患者的順應(yīng)性、藥物功效和有效率得以優(yōu)化。
根據(jù)一個替代實施方案，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)可以是相變機(jī)構(gòu)430，如圖13所示。相變機(jī)構(gòu)430包括兩個電極432和434。電極432和434穿過微噴射器104的遠(yuǎn)端并插入室120。室120是包含致動流體(activation fluid)436的全封閉室。室120的遠(yuǎn)側(cè)和側(cè)面設(shè)計用來承受相變機(jī)構(gòu)430所產(chǎn)生的力，而室120的近端是柔性膜438。柔性膜438優(yōu)選對于室120中的致動流體436和包含在噴嘴114中的注射物108為不通透的，以使所述兩種組分不混合。
致動流體436是當(dāng)在電極432和434上建立電荷差時易于分解并快速汽化的流體。致動流體436通常是導(dǎo)電離子流體，包括但不限于鹽水流體，也可以采用其它鹽的水溶液，如含水的金屬鹵化物，即氯化鉀、氯化鈣等。此外，也可以將低沸點電介質(zhì)材料用作致動流體436，如碳氟化合物。
根據(jù)一個替代實施方案，致動流體436可以是注射物。因此，當(dāng)整個室120和噴嘴114在相變機(jī)構(gòu)致動后充滿最終注射的流體時，柔性膜438可以不是必需的。
因為當(dāng)流體轉(zhuǎn)變成氣體形態(tài)時給定量流體的容積大量增加，所以固定容積的室中給定量流體的汽化將極大地增加室壓力。之后，柔性膜438在近端方向上變形，從而減少噴嘴114的容積。結(jié)果，注射物108在近端方向上受力并從噴嘴114中噴出，如下詳細(xì)描述。
微處理器106通過電路124與相變機(jī)構(gòu)430電連通。與上述壓電機(jī)構(gòu)的致動類似，微處理器106可以控制相變機(jī)構(gòu)430的致動。致動流體436汽化之后，致動流體436重新形成為流體并能夠反復(fù)汽化，從而產(chǎn)生反復(fù)的微射流。在使用微噴射器陣列204的實施方案中，如圖14所示，微處理器206控制致動相變機(jī)構(gòu)440a-440d的定時和順序。通過舉例而非限制，相變機(jī)構(gòu)可以是浸入充滿鹽水溶液的噴嘴中的一對電極。根據(jù)該實例，直徑約1mm的不銹鋼注射針頭可以形成接地電極，直徑約25μm的鎢線可以形成正電極。一端開口的直徑約30μm的玻璃帽可以形成噴嘴。該玻璃帽蓋住注射器-導(dǎo)線電極對，從而使所述電極對浸入到所述玻璃帽的鹽水溶液中。之后，當(dāng)對正-負(fù)電極對施加電荷差時，鹽水溶液分解并進(jìn)行相變，在噴嘴/帽內(nèi)產(chǎn)生壓力變化。
在一個替代實施方案中，圖13的致動流體436可以通過致動流體的化學(xué)和物理性質(zhì)而保持與注射物108分離，因此不需要膜。因而，致動流體可以是與注射物108不混溶的，以使所述兩種流體不混合。因此，不需要柔性膜。
根據(jù)另一實施方案，如圖15所示，單一相變機(jī)構(gòu)450可以致動多個噴嘴452。相變機(jī)構(gòu)450包括至少兩個電極454和456。圍繞電極454和456的是由柔性膜460所包容的具有閉合容積的致動流體458。在施用注射物108期間，容器462中的注射物108的體積減少。因此，為了產(chǎn)生將注射物從噴嘴452中噴出的恒定噴射力，相變機(jī)構(gòu)450產(chǎn)生相應(yīng)的越來越大的力，所述力使柔性膜460的位移越來越大。因此，多個噴嘴452可以由具有反復(fù)的注射物噴射力的一個相變機(jī)構(gòu)450所驅(qū)動，和包含在容器462中的注射物的量無關(guān)。
本發(fā)明的相變機(jī)構(gòu)一般在不低于約500V且不高于約10kV的高電壓下工作。相變機(jī)構(gòu)優(yōu)選在不低于約1kV且不高于約6kV的電壓下工作。在一個替代實施方案中，該相變機(jī)構(gòu)優(yōu)選在不低于約3kV且不高于約6kV的電壓下工作。電壓脈沖不少于約5ns且不多于約10μs。在一個替代實施方案中，電壓脈沖不少于約0.5μs且不多于約5μs。在又一替代實施方案中，電壓脈沖不少于約1μs且不多于約3μs。
柔性膜438和460優(yōu)選由低楊氏模量的彈性體材料如聚二甲基硅氧烷(硅橡膠)、氟聚合物(Kalrez)等構(gòu)成。柔性膜438和460的優(yōu)選厚度為不小于約0.1μm且不大于約100μm。在一個替代實施方案中，柔性膜438和460的厚度為不小于約0.5μm且不大于約50μm。根據(jù)又一實施方案，柔性膜438和460的厚度為不小于約1μm且不大于約10μm。
根據(jù)又一實施方案，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118(圖1)可以是電磁致動機(jī)構(gòu)500，如螺線管，如圖16所示。電磁致動機(jī)構(gòu)500功能為響應(yīng)來自下述微處理器106的信息，以使活塞502在室120中沿圖中箭頭所示的近端A方向移動，驅(qū)使注射物108運動并噴射注射物108的射流504從而施用于患者。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解電磁致動機(jī)構(gòu)500，因而不再詳細(xì)描述。
根據(jù)又一實施方案，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118(圖1)可以是如圖17所示操作活塞512的彈簧機(jī)構(gòu)510。根據(jù)該實施方案，室120的近端可以打開，沒有膜將噴嘴114室與室120相隔開。室120和噴嘴114均充有注射物108。因此，室120的注射物108中所產(chǎn)生的力通過噴嘴114的注射物108而放大，導(dǎo)致注射物108從噴嘴114中排出射流514，如下詳述。
在本發(fā)明的另一實施方案中，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118(圖1)可以是高壓氣體，當(dāng)其被致動時，驅(qū)動活塞，從而從噴嘴114中置換注射物108。根據(jù)該實施方案，微處理器106(圖1)控制高壓氣體的運動，從而產(chǎn)生注射物108的射流，以便在上述合適的時間和/或順序下施用注射物108。
在另一實施方案中，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118(圖1)可以是爆炸機(jī)構(gòu)。所述爆炸機(jī)構(gòu)例如可以包括當(dāng)供給電壓或其它類型的點火源時激發(fā)并產(chǎn)生爆炸的化學(xué)品混合物。其后，爆炸在室120內(nèi)產(chǎn)生壓力變化并將注射物從噴嘴114驅(qū)出且進(jìn)入相鄰的生物組織。
圖1的室120優(yōu)選由公知為PDMS或硅橡膠的聚二甲基硅氧烷構(gòu)成，但是也可以使用其它聚合物、陶瓷或金屬材料。室120的直徑不小于約0.1μm且不大于約500μm。更為優(yōu)選的是，室120的直徑不小于約0.5μm且不大于約100μm。最為優(yōu)選的是，室120的直徑不小于約1μm且不大于約10μm。
參照圖1，室120與作為噴射器104的噴嘴114流體連通。因為力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118在室120和噴嘴114內(nèi)產(chǎn)生壓力變化和/或容積變化，從噴嘴114中噴射注射物108，室120和噴嘴114必須重新貯存注射物108，以便準(zhǔn)備進(jìn)行后續(xù)動作，從而產(chǎn)生反復(fù)的微噴射。力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118致動之后，在反復(fù)微噴射裝置100工作期間，室120重新充滿來自容器102的注射物108。
如上所述，本發(fā)明的一個實施方案利用進(jìn)料管110來保持容器102與噴嘴114流體相連通。同樣，如上所述，容器102可以被加壓或包括泵132，以使注射物108排出進(jìn)料管110進(jìn)入噴嘴114，從而在每次噴射注射物108之后重新充滿噴嘴114和室120。作為替代方案，進(jìn)料管110可以連接并排空到室120中，而不是噴嘴114中。
在一個優(yōu)選的實施方案中，進(jìn)料管110在室120和/或噴嘴114交接處的開口直徑基本上小于噴嘴114的開口，從而可以忽略注射物108沿相反方向向進(jìn)料管110的流入。同樣，可以有折流板134，如圖1所示，位于進(jìn)料管110進(jìn)入噴嘴114的開口上方，其位置使得在驅(qū)動微射流104期間，注射物108偏轉(zhuǎn)而不沿相反方向進(jìn)入進(jìn)料管110。根據(jù)另一實施方案，閥112(圖1)可以位于進(jìn)料管110結(jié)合噴嘴114處，使得在驅(qū)動微射流104期間注射物108不沿相反方向進(jìn)入進(jìn)料管110。
根據(jù)一個替代實施方案，如果容器102不加壓，則注射物108通過毛細(xì)作用重新充滿噴嘴114和室120。
在一個替代實施方案中，圖9，室120的遠(yuǎn)端延伸至容器102內(nèi)，具有進(jìn)入容器102的開口，或在室120和容器102之間具有半透膜。因為力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118在注射物108中產(chǎn)生足以將注射108從微噴射器104中噴出的壓力差，注射物通過開口182進(jìn)入室120，以使室120中的壓力與容器102中的壓力相等。
根據(jù)又一實施方案，如圖11和15所示，用來包容注射物的容器也可以用作室。
圖18示出噴嘴114的大體構(gòu)造。噴嘴114的遠(yuǎn)端與室120連接，噴嘴114的近端構(gòu)造為與生物屏障130相互作用。使用中，因為力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118(圖1)在室120中產(chǎn)生壓力變化，該壓力變化導(dǎo)致室120和噴嘴114中的注射物108以射流形式噴出噴嘴114。噴嘴114優(yōu)選在朝向噴嘴114的近端開口602的方向上逐漸縮小為較小截面直徑。因為噴嘴114隨接近近端而逐漸縮小，加速的注射物108的初始體積大于噴嘴114的容積，因此注射物108必須加速到更大的速度。當(dāng)?shù)竭_(dá)噴嘴114的開口時，加速的注射物作為流體射流從噴嘴114中噴出。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解可以改變噴嘴尺寸、室容積、注射物粘度等，以使注射物的噴射射流攜帶預(yù)定量的力，使注射物的射流穿透生物屏障130并將注射物沉積在所需深度的相鄰組織中。
根據(jù)圖18的噴嘴，噴嘴114配置有半鈍的近端，在此處噴嘴114可以輕輕鄰接生物屏障130。噴嘴114中的注射物108也與生物屏障130交界。因此，當(dāng)致動力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118時，施用量的注射物通過噴嘴114中的注射物108并穿過相鄰生物屏障130的初始層而傳送。
根據(jù)一個實施方案，如圖19所示，噴嘴114的近端604可以包括排斥注射物108的涂層，其由排斥注射物108的組合物等所構(gòu)成。例如，如果注射物108是親水性物質(zhì)，則噴嘴114的近端604可以涂覆疏水性物質(zhì)或由疏水性物質(zhì)構(gòu)成，從而排斥注射物108，使之不被動進(jìn)入噴嘴114的近端604。在該實施方案中，在所述裝置的靜止階段，注射物108與生物屏障130的表面保持設(shè)定距離h。因此，如果注射物108在接觸生物屏障130時具有刺激生物屏障130或?qū)ι锲琳?30產(chǎn)生其它負(fù)面影響的趨勢，則將使該類事件最小化。此外，根據(jù)該實施方案，可以預(yù)測和遞送更精確量的施用注射物108，這是因為注射物將不能透過生物屏障130擴(kuò)散或進(jìn)入生物屏障130中，除非在施用期間作為射流推進(jìn)流。
作為替代方案，噴嘴114的近端可以具有收斂/發(fā)散構(gòu)造606，如圖20所示。根據(jù)該實施方案，注射物108的位置可以確定為將注射物608的彎液面保持在距離生物屏障130最優(yōu)距離h處。確定高度h并將其設(shè)定為注射物608的彎液面與生物屏障130之間允許注射物108的施用射流穿透的距離，從而穿透生物屏障130一設(shè)定距離。根據(jù)一個實施方案，高度h可以為距離生物屏障表面不小于約0μm且不大于約5000μm。根據(jù)另一示例性構(gòu)造，例如，角質(zhì)層厚約10μm-15μm，角質(zhì)層之下的表皮厚度約為50μm-100μm。因此，如果表皮是注射物注射的目標(biāo)區(qū)域，則高度h可以設(shè)定為導(dǎo)致注射物透過不小于10μm且不大于500μm的距離。在一個替代實施方案中，注射物透過的深度為在生物屏障的表面下不小于約25μm且不大于約100μm。
根據(jù)本發(fā)明的一個實施方案，如圖21所示，噴嘴114從外殼128突出一段距離h。使用期間，外殼128的近端表面A可以抵靠生物屏障130，如圖22A所示，使得噴嘴114自動定位在相對于生物屏障130的優(yōu)選方位上。此外，當(dāng)透皮微噴射裝置100靠著生物屏障130時，噴嘴114從外殼128近端表面A處的突出對生物屏障130施加張力。使生物屏障130承受張力和預(yù)負(fù)載促進(jìn)來自微噴射器104的噴射射流透過生物屏障130。預(yù)負(fù)載消除或減小來自生物屏障130的彈性。因此，可以計算實際透過生物屏障130的注射物的精確量，并且可以利用所述裝置遞送精確劑量的所需物。結(jié)果，在噴嘴114和生物屏障130之間施加已知且恒定的接觸壓力。因而用戶僅需將外殼128的近端側(cè)A貼住生物屏障130，噴嘴114就會處于適當(dāng)位置以優(yōu)化注射物的施用。
根據(jù)一個替代實施方案，如圖22B所示，突出在外殼128之外的噴嘴114近端的位置可以形成為進(jìn)入生物屏障130的初始層內(nèi)或透過該層。使用中，由微噴射器104產(chǎn)生的第一若干射流注射物生成透過或進(jìn)入生物屏障130的孔190，而使透皮微噴射裝置100貼住生物屏障130的外力導(dǎo)致噴嘴114近端尖部定位到由射流注射物生成的孔190中。因此，在將噴嘴114近端尖部插入或透過生物屏障130之后，噴嘴114中的注射物108可以被動擴(kuò)散進(jìn)入生物屏障130。
噴嘴114優(yōu)選具有直徑不小于約1μm且不大于約500μm的噴孔。根據(jù)另一實施方案，噴嘴114具有直徑不小于約25μm且不大于約250μm的噴孔。更優(yōu)選噴嘴114具有直徑不小于約30μm且不大于約75μm的噴孔。
噴嘴114可由本領(lǐng)域的許多已知方法制造，例如，一種方法包括加熱玻璃管并牽引該管以得到所需直徑，隨后將該管劃線、截斷并拋光，從而完成噴嘴。另一更優(yōu)選的方法包括模制成型噴嘴或由母模來注射成型噴嘴。制造噴嘴的又一方法包括使用光刻法和蝕刻。制造噴嘴的另一方法包括例如激光鉆孔。這些方法為本領(lǐng)域所公知且本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解，因此無需進(jìn)一步說明。此外，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解噴嘴114可以成為錐形、圓錐形、筆直、具有復(fù)雜形狀等。
根據(jù)另一實施方案，其中所述裝置配置有微噴射器陣列204和噴嘴陣列214，例如圖2A所示，多種注射物物質(zhì)可以通過不同噴嘴遞送。根據(jù)這一實施方案，每個微噴射器204均可以與不同容器連通，或不同微噴射器組204可以與不同容器連通，從而一些微噴射器可以注射特定的注射物，而其它微噴射器注射另一注射物。
根據(jù)具有微噴射器陣列204的又一實施方案，例如圖2B所示。每個微噴射器可以是分立的遞送單元242。因此，每個遞送單元242可以單獨由微處理器206致動。此外，微處理器206可編程以一次操作一個遞送單元242，直至包含在遞送單元內(nèi)的特定注射物消耗完，隨后致動下一遞送單元的操作，直至每個遞送單元的注射物均被消耗完。
現(xiàn)在描述優(yōu)選的微處理器106。如圖23所示，微處理器106包含中央處理器(CPU)700、存儲器702、用戶界面704、通訊界面電路706、隨機(jī)存取存儲器(RAM)708和連接這些組件的總線710。微處理器106可編程并且在存儲器702中儲存涉及特定注射物施用模式、患者需求、微噴射致動模式、容器混合時間和/或條件、劑量要求等的數(shù)據(jù)。CPU700編譯并執(zhí)行儲存在存儲器702中用來施用注射物108的數(shù)據(jù)。存儲器702還包括控制微噴射器104的致動時間和順序從而控制注射物施用的致動程序716。使用中，取決于上述哪種力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118引入到反復(fù)微噴射裝置100的特定實施方案中，微處理器106控制壓電機(jī)構(gòu)的電壓、引起活化流體汽化的電壓，控制電磁體、高壓氣體的運動等，以控制微噴射器104的致動。在整篇說明書中，微處理器106涉及控制微噴射器的致動。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解微處理器控制微噴射器的力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)的電源。例如，微噴射器可以啟動開關(guān)，如晶體管，這導(dǎo)致能量從電源流向力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，從而致動力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)。但是，為了方便讀者，該過程將稱作微噴射器的微處理器控制致動。
微處理器106可被編程以控制微噴射器的致動，從而在特定時間期間，以一定時間間隔向患者遞送一定劑量的藥物。在合適時間，微處理器106將引發(fā)微噴射器104的動作，從而“發(fā)射”或致動或遞送預(yù)定藥物。因此，患者可以從全天自動保持全身系統(tǒng)中最優(yōu)劑量(沒有其它人為干擾)的該系統(tǒng)受益，以使藥物對患者疾病具有最優(yōu)療效。此外，因為遞送或注射注射物射流僅僅透過角質(zhì)層并遞送至沒有神經(jīng)末梢的表皮，該過程對于使用者是無痛的。微處理器106還可以控制圖5的容器102中獨立室之間容器分隔器320的破壞，如上所述，以便及時混合注射物組分。
根據(jù)另一實施方案，微處理器106的存儲器702保留注射物遞送量、施用時間、施用數(shù)量等的記錄，用于未來分析和評估，以改善對患者的治療方案。
在一個替代實施方案中，微處理器106還可以包括用戶界面704。用戶界面裝置704可以是按鈕、開關(guān)或其它機(jī)構(gòu)，其可以由用戶致動以在任意給定時間激發(fā)注射物的施用。例如，可以安置啟動鈕136，以使該按鈕可以通過啟動鈕通訊鏈138與微處理器106連通。因此，如果患者或給藥者確定需要在任意給定時間遞送治療劑量的注射物，則可以觸發(fā)啟動鈕136，從而繞過編程的施用方案并遞送所需預(yù)定劑量的注射物。這可以有利于將所述裝置用于遞送止痛藥的實施方案，因為對止痛藥的需要可以在預(yù)定遞送方案之外。然而，與用戶界面裝置704相關(guān)，微處理器106可以預(yù)編程為具有安全特征，以使用戶在給定時間內(nèi)僅觸發(fā)用戶界面裝置704那么多次，從而使得患者不會過量或濫用注射物?；颊呖梢杂|發(fā)用戶界面裝置704的次數(shù)可以根據(jù)注射物所包含的物質(zhì)、患者年齡、患者體重、患者病癥的嚴(yán)重性等來調(diào)節(jié)。
根據(jù)又一實施方案，微處理器106具有通訊界面電路706，以與另一計算機(jī)系統(tǒng)通訊。醫(yī)生、研究人員等可通過計算機(jī)、手持式計算機(jī)、無線連接設(shè)備等與微處理器106通過界面交互，并且獲得關(guān)于施用頻率、每次間隔遞送的劑量、遞送劑量的變化、總遞送劑量等信息。此外，醫(yī)生或研究人員可以下載存儲器702中保存的數(shù)據(jù)718或改進(jìn)施用方案或致動程序716。與微處理器106進(jìn)行交互可用于對治療特定疾病進(jìn)一步了解，發(fā)展新的、更好的治療物質(zhì)和方案。
在一個替代實施方案中，如圖24所示，微處理器106與生物傳感器750連通。生物傳感器750可以植入用戶體內(nèi)或可以在用戶體外。生物傳感器750優(yōu)選為感應(yīng)注射物設(shè)計用來處理、阻遏、改變、治療、補(bǔ)充等的生物體征的傳感器。生物傳感器750通過可以是導(dǎo)線連接或無線連接等的通訊裝置706與微處理器106連通。生物傳感器750優(yōu)選接收生物體征的測量結(jié)果并將該測量結(jié)果通過通訊裝置706傳輸至微處理器106。微處理器106讀取生物傳感器750接收的測量結(jié)果，在一定的預(yù)定參數(shù)范圍內(nèi)響應(yīng)這些體征，微處理器106將致動微噴射器104，對用戶注射注射物，以治療所感應(yīng)的體征。
根據(jù)另一實施方案，裝置100可以包括體征傳感器133，圖1。體征傳感器133優(yōu)選設(shè)計為感應(yīng)裝置100是否接觸或以其它方式處于相對生物屏障130的位置，以使裝置100的致動將導(dǎo)致注射物的注射。如果裝置100從生物屏障130處移開或以其它方式離開位置，微噴射器104的致動失效且不會導(dǎo)致注射物施用到患者體內(nèi)。因此，與微處理器106連通的體征傳感器133可以提供反饋，以指示微噴射器104是否應(yīng)該致動或在裝置100復(fù)位之前禁止致動。此外，體征傳感器133可以包括蜂鳴器或其它類型的警報裝置以提醒患者或主治人員所述裝置已經(jīng)離位且被限制致動。體征傳感器例如可以是溫度傳感器、壓力傳感器等。在一個替代實施方案中，傳感器133可以配置為感應(yīng)由力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)產(chǎn)生的壓力，從而為微處理器提供反饋機(jī)構(gòu)，以便監(jiān)測力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)的功能性。
微處理器106，圖1，控制注射能量、注射速度、每次注射由微噴射器注射的注射的注射物體積、隨時間的藥物體積遞送曲線等。此外，微處理器106可以編程來遞送隨時間而變以使治療效果最大化的劑量體積。這對于需要生理節(jié)奏變化或搏動遞送的特定病癥來說是特別關(guān)鍵的，如利用人生長激素(hGH)來治療生長激素缺乏(GHD)、遞送胰島素維持就餐時間血糖水平來治療糖尿病等。
再參照圖1，反復(fù)微噴射裝置100還包括電源122。電源122可以是電池，如NiCd、NiMH、LiMnO2電池、一次性電池、充電電池等。優(yōu)選輕量、小尺寸、長持續(xù)能力、廉價和一次性電池包含電源122。然而，在一個替代實施方案中，電源122可以是另一可接受形式的電源，以向力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)118和微處理器106提供電壓。
根據(jù)一個替代實施方案，如圖25所示，透皮微噴射裝置800包括外部容器802。外部容器802設(shè)計為鄰接噴嘴804的內(nèi)凹容器。因此，外部容器802可以充滿待轉(zhuǎn)移穿過生物屏障830的物質(zhì)。待轉(zhuǎn)移穿過生物屏障830的物質(zhì)可以通過進(jìn)料管810從容器808遞送至外部室中。使用時，透皮微噴射裝置800位于鄰接生物屏障830處并且致動微噴射器812，如上所述。當(dāng)致動時，微噴射器812噴射溶液射流，從而穿透生物屏障830并形成孔814。當(dāng)透皮微噴射裝置800相對于生物屏障830移動時，由來自微噴射器812的射流所產(chǎn)生的孔814允許外部容器802中的物質(zhì)可以被動擴(kuò)散透過。此外，可在待轉(zhuǎn)移穿過生物屏障830的物質(zhì)中加入物質(zhì)以輔助增加生物屏障830的通透性。
作為替代方案，透皮微噴射裝置800，如圖25所示，可以用來取樣、收集體液、透過生物屏障830采集生物樣本的診斷數(shù)據(jù)等。在這一構(gòu)造中，致動微噴射器812，如上所述，并且通常將鹽水型溶液注射到生物屏障830中，然而，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解可以使用任何適于通過微噴射起812注射且進(jìn)入生物屏障830的溶液。在注射到生物屏障830之后，生物流體從注射射流所產(chǎn)生的孔814擴(kuò)散出來。隨后，可以收集和取樣或分析該生物流體。在一個替代實施方案中，微噴射器812可以包含用來注射到生物組織內(nèi)的分析物。注射分析物之后，可以通過常用的光學(xué)或熒光技術(shù)來檢測或測量所述分析物。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該理解可以使用許多其它的化學(xué)、生物化學(xué)和/或生物學(xué)診斷技術(shù)。
根據(jù)本發(fā)明的一個優(yōu)選實施方案，透皮微噴射裝置設(shè)計為藥物遞送貼900，例如如圖26所示。藥物遞送貼900優(yōu)選由生物相容的和藥物惰性材料的疊層902、904、906和908構(gòu)成，所述材料如聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚乙烯、聚對苯二甲酸二乙酯(PET)、氟聚合物等。
微噴射器層902控制電路層904，容器層906通常包含優(yōu)選可在完成藥物組分施用之后拋棄的施用單元。同時，微處理器908位于微處理器層，該層無需拋棄且適合于與施用單元相互作用，使得患者可以保留微處理器層908并將其重新連接至新施用貼。如圖11-15所示，施用單元102和462分別可以脫離微處理器106。根據(jù)該實施方案，控制單元分別包括微處理器106和力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)410和450。因此，通過置換施用單元時保留控制單元，可以同時保留微處理器和力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)，從而使所述裝置的可拋棄部分限制為施用單元。結(jié)果，施用單元的更換成本可以保持很低，并且使制造過程高效。
容器層906優(yōu)選包括凹進(jìn)區(qū)域910，當(dāng)其與控制電路層904連接時，形成貯存注射物組分的容器。容器層906通過進(jìn)料管912與微噴射器層902流體連通，從而維持供應(yīng)注射物的微噴射器914?？刂齐娐穼?04包括致動微噴射器914的電路916。表面A，即微噴射器層902的近端表面優(yōu)選包括將透皮藥物遞送貼900粘附到用戶皮膚上的膠粘劑。
微處理器層908通常包括微處理器106和可以包括電源122。微處理器層908設(shè)計成包容微處理器106，來控制微噴射器914的致動。微處理器層908通過控制線918與控制電路層904電連接。優(yōu)選的是，微處理器層908設(shè)計為可移除地附著于施用貼，以使微處理器106可以在施用貼的注射物108完全排出或完成施用特定注射物之后得以保留。因此，患者隨后可接收具有其它待施用注射物并且微處理器908可以固定其上的更新施用貼，以使注射物的施用可以如此前對特定患者或治療方案編程一樣得以繼續(xù)。
電源122可以包容在施用貼或微處理器層908中。當(dāng)電源122包容在施用貼中時，其設(shè)計為在完成治療后即可拋棄施用貼。因此，該設(shè)計中，每次用戶接收到新的施用貼時，將提供新電源，確保電源不會在部分通過治療過程而失效。
在一個替代實施方案中，如圖11-15所示，力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)410和450分別可以設(shè)計為微處理器層908的組件，以使所述裝置在拋棄施用貼時得以保留，因而提高效率并為終端用戶節(jié)省成本。
所述疊層優(yōu)選結(jié)合在一起。所述疊層可利用化學(xué)結(jié)合、熱結(jié)合等結(jié)合在一起。此外，希望以高效經(jīng)濟(jì)的形式來構(gòu)建所述貼并在施用內(nèi)含物之后將其拋棄。
疊層902、904和906優(yōu)選由柔性、生物相容的、藥物惰性材料構(gòu)成，以使藥物遞送貼900可應(yīng)用于人體部位并且符合人體輪廓。此外，因為透皮藥物遞送貼900是柔性的，所有不會限制用戶的活動。根據(jù)一個替代實施方案，透皮藥物遞送貼900可由非柔性的材料構(gòu)成。因此，透皮藥物遞送貼900不符合應(yīng)用部位的輪廓。
透皮微噴射裝置100可以設(shè)計為透皮藥物遞送系統(tǒng)，所述系統(tǒng)通過膠粘劑粘貼在用戶皮膚上。在一個替代實施方案中，所述裝置的位置可以接觸皮膚，通過系帶、帶扣和可調(diào)節(jié)的帶子如彈性帶等來固定。
根據(jù)一個替代實施方案，透皮微噴射裝置100可以設(shè)計為手持或機(jī)器人持有的、用于治療生物失調(diào)、損傷、疾病、病癥等的藥物、治療溶液、鹽水溶液等的敷帖器。作為替代方案，透皮微噴射裝置可以設(shè)計為可植入裝置，其通過界面連接體內(nèi)器官、腫瘤、生物屏障如硬腦膜和軟腦膜等。此外，透皮微噴射裝置可以設(shè)計為長期可植入的持續(xù)受控藥物釋放的裝置。所述可植入裝置可在植入位置的體外接受無線控制，以改變程序化治療方案。上述裝置還可以用來替代靜脈內(nèi)藥物遞送系統(tǒng)。在該實施方案中，所述裝置可用來透皮遞送藥物至表皮內(nèi)。所述裝置可置于患者皮膚上，并且容器例如可以是傳統(tǒng)靜脈內(nèi)(IV)藥物滴注供應(yīng)。在大量IV藥物遞送應(yīng)用中，藥物在可以耐受的非常短時間內(nèi)從表皮擴(kuò)散至靜脈。此外，當(dāng)患者需要持續(xù)的靜脈內(nèi)治療時，經(jīng)常出現(xiàn)與導(dǎo)管植入部位有關(guān)的并發(fā)癥。同樣，導(dǎo)管插入部位是感染進(jìn)入人體的主要路徑。根據(jù)該實施方案應(yīng)用本發(fā)明減少了感染和其它源自傳統(tǒng)靜脈內(nèi)藥物遞送系統(tǒng)的并發(fā)癥。
因為本發(fā)明針對機(jī)械遞送藥物至生物組織的裝置和方法，因此所述裝置可應(yīng)用于物理化學(xué)性質(zhì)如分配系數(shù)、溶解度、電荷、分子量等各異的藥物。然而，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解可以向注射物添加物質(zhì)以增加皮膚的通透性。該物質(zhì)可以是表面活性劑等。
圖27示出將本發(fā)明用作藥物遞送裝置的方法。根據(jù)所示方法，所述方法開始于步驟1002中的診斷病癥和該病癥所需治療的相關(guān)選擇。一旦已經(jīng)選擇治療方法，則制備注射物108。該注射物是使用本發(fā)明的透皮微噴射裝置100施用的物質(zhì)。所述注射物可以是藥物、抗生素、止痛劑、安慰劑、鹽水等。接著，在步驟1006中，將所述注射物載入透皮微噴射裝置100的容器102中。隨后，在步驟1008中，根據(jù)對具體病癥的優(yōu)選給藥方案和所選擇的治療方法對微處理器106編程。接著，如果微處理器106與透皮微噴射裝置100的施用單元分離，則在步驟1010中將這兩個組件連接在一起。微處理器106與施用單元的連接可以是引腳導(dǎo)線連接、無線連接等。在步驟1012中，將所述裝置應(yīng)用于待治療的生物組織。所述裝置連接的生物組織可以是待治療的組織，如將所述裝置直接應(yīng)用于腫瘤以治療腫瘤，或生物組織可以是注射物必須透過才能到達(dá)待治療組織的屏障。對于后者舉例來說，如果所述裝置的所需應(yīng)用是向患者全身遞送藥物，則皮膚可以是待穿越的屏障。因此，將所述裝置連接到或接觸該生物組織，并且所述裝置注射注射物透過所述屏障從而全身遞送該注射物。
在將注射物施用到生物組織的過程中，在步驟1014中記錄與注射物施用有關(guān)的數(shù)據(jù)。一般可被記錄的數(shù)據(jù)包括每次施用的時間、每次施用量等。在一個作為選擇的實施方案中，所述裝置可以包括傳感器，如監(jiān)測和記錄患者的生物活動的生物傳感器，所述生物活動如患者的溫度、血壓、脈搏、血糖水平或其它此類生物和/或化學(xué)狀態(tài)。接著，如果負(fù)責(zé)所治療的生物組織的醫(yī)生或研究人員愿意，他們可以與所述裝置進(jìn)行電子交互并接收施用注射物期間的實時和/或任意時間所記錄的數(shù)據(jù)，如步驟1016所示。在步驟1018中，醫(yī)生或研究人員也可以在注射物施用期間通過與微處理器106電子交互來改變施用方案。接著，在步驟1020中，允許施用注射物以實現(xiàn)施用方案。
如果在完成注射物施用之后病癥得到緩解，則在步驟1024中終止所述方法。但是，如果在完成注射物施用之后病癥未得到緩解，則在步驟1026中將微處理器106與施用單元斷開，拋棄施用單元，并保留微處理器。在步驟1004中制備新注射物，并且如前所述繼續(xù)所述治療方法。新注射物可以是另一用量的之前施用的相同注射物，或可以施用不同的注射物組合物。
以下給出圖27的步驟執(zhí)行的示例性說明。例如，給藥者或醫(yī)生通常執(zhí)行步驟1002，確定患者所需的治療方案。步驟1004、1006和1008通?？梢栽谘b置制造期間執(zhí)行，從而在運輸?shù)椒咒N商如藥房之前制備和密封施用單元。連接控制單元與施用單元的步驟1010可以由患者、藥劑師、醫(yī)生等任意一方來執(zhí)行，類似于步驟1012?？梢杂苫颊?、藥劑師、醫(yī)生等任意一方來將所述裝置施加于患者。一般，在步驟1013A中將裝置施加于患者之后開始致動施用，并且可以在步驟1013B中由患者、藥劑師、醫(yī)生等任意一方來觸發(fā)啟動鈕，從而進(jìn)行所需注射物的遞送。檢索數(shù)據(jù)步驟的步驟1016和改變施用方案的步驟1018通常由醫(yī)生或在醫(yī)生指導(dǎo)下的技術(shù)人員來執(zhí)行。當(dāng)完成施用單元的施用時，患者常常將施用單元與控制單元斷開，步驟1026，并且將用完的施用單元更換為新的施用單元，步驟1010，但是醫(yī)生或其它醫(yī)療專家可以執(zhí)行這一步驟。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)該了解對本發(fā)明步驟操作的敘述是出于解釋性的目的，并不意味著限制。本發(fā)明可以由患者、給藥者、在制造期間或以上組合來執(zhí)行，只要其適合具體狀況、證明有效而方便并有利于醫(yī)療病癥的治療即可。
權(quán)利要求
1.主動的流體遞送系統(tǒng)，包含支持結(jié)構(gòu)；限定在支持結(jié)構(gòu)中的至少一個出口孔，所述孔具有約1μm-約500μm的直徑；流體容器，其構(gòu)造為包含待遞送至組織的流體并與所述至少一個出口孔連通；可反復(fù)致動裝置，其響應(yīng)致動信號與所述流體容器和所述至少一個出口孔協(xié)同工作而噴射流體。
2.權(quán)利要求1的遞送系統(tǒng)，其中所述流體容器和所述可反復(fù)致動裝置處于所述支持結(jié)構(gòu)中。
3.權(quán)利要求1-2的遞送系統(tǒng)，其中所述支持結(jié)構(gòu)適合于接觸皮膚表面，將所述至少一個出口孔鄰接皮膚表面。
4.權(quán)利要求1-3的遞送系統(tǒng)，其中所述支持結(jié)構(gòu)包括限定所述孔的噴嘴，所述噴嘴的構(gòu)造和尺寸適合使流體從中加速離開。
5.權(quán)利要求1-4的遞送系統(tǒng)，還包含與所述可反復(fù)致動裝置連通的控制器，所述控制器能夠產(chǎn)生致動信號。
6.權(quán)利要求5的遞送系統(tǒng)，其中所述控制器是可編程控制模式化施用方案的微處理器。
7.權(quán)利要求6的遞送系統(tǒng)，其中所述模式化施用方案發(fā)生在不少于約500ms且不多于約10天的時間期間內(nèi)。
8.權(quán)利要求4的遞送系統(tǒng)，其中在噴射之前，所述噴嘴構(gòu)造為保持流體遠(yuǎn)離組織基本固定的距離。
9.權(quán)利要求8的遞送系統(tǒng)，其中在流體噴射之前隔開流體的所述固定距離為距離組織不大于約5000μm。
10.權(quán)利要求1-9的遞送系統(tǒng)，還包含出口孔陣列，所述陣列限定在支持結(jié)構(gòu)中并與所述流體容器連通。
11.權(quán)利要求1-10的遞送系統(tǒng)，其中所述流體容器包括構(gòu)造為貯存流體的貯存容器。
12.權(quán)利要求11的遞送系統(tǒng)，還包含對貯存容器中的貯存流體加壓的加壓機(jī)構(gòu)。
13.權(quán)利要求11的遞送系統(tǒng)，其中所述貯存容器由容器分隔器分隔成至少兩個貯存容器。
14.權(quán)利要求13的遞送系統(tǒng)，還包含限定在所述支持結(jié)構(gòu)中的至少兩個出口孔，其中第一出口孔與貯存第一流體的第一貯存容器連通，以使第一流體可以通過第一出口孔噴射，至少一個第二出口孔與貯存第二流體的至少一個第二貯存容器連通，以使第二流體可以通過第二出口孔噴射。
15.權(quán)利要求13的遞送系統(tǒng)，還包含容器分隔器破壞機(jī)構(gòu)，其構(gòu)造和尺寸適合在施用包含在容器中的物質(zhì)之前破壞所述容器分隔器。
16.權(quán)利要求15的遞送系統(tǒng)，其中所述容器分隔器破壞機(jī)構(gòu)是壓電機(jī)構(gòu)。
17.權(quán)利要求1-16的遞送系統(tǒng)，還包含傳感器，其用于感應(yīng)條件是否滿足；和控制單元，其構(gòu)造為當(dāng)接收到來自傳感器的條件滿足信號時，產(chǎn)生致動信號致動可反復(fù)致動裝置。
18.權(quán)利要求1-16的遞送系統(tǒng)，還包含控制單元，其構(gòu)造為產(chǎn)生致動信號致動可反復(fù)致動裝置；和傳感器，其用于感應(yīng)條件是否滿足，如果滿足，則傳送信號至控制單元從而不產(chǎn)生致動信號，因而不致動可反復(fù)致動裝置。
19.權(quán)利要求17-18的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器位置遠(yuǎn)離所述支持結(jié)構(gòu)。
20.權(quán)利要求17-18的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器植入患者體內(nèi)。
21.權(quán)利要求17-18的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器能夠感應(yīng)患者的生物體征。
22.權(quán)利要求17-18的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器與所述支持結(jié)構(gòu)相連接，以使所述傳感器確定與施用有關(guān)的條件。
23.權(quán)利要求17-22的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器是溫度傳感器，用于確定所述支持結(jié)構(gòu)是否位于組織附近。
24.權(quán)利要求17-22的遞送系統(tǒng)，其中所述傳感器是壓力傳感器，用來提供監(jiān)測可反復(fù)致動裝置功能性的反饋機(jī)構(gòu)。
25.權(quán)利要求1-24的遞送系統(tǒng)，還包含拮抗劑容器，其構(gòu)造和尺寸適合連通所述流體容器，兩種容器的完整性協(xié)同，從而當(dāng)流體容器的完整性受損時，拮抗劑容器的完整性也受損，從而從拮抗劑容器中釋放可以使所述流體失活的拮抗劑組分。
26.權(quán)利要求1-25的遞送系統(tǒng)，還包含電源，其為致動信號提供驅(qū)動力并為可反復(fù)致動裝置提供驅(qū)動力。
27.權(quán)利要求1-26的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的壓電機(jī)構(gòu)。
28.權(quán)利要求1-26的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的相變機(jī)構(gòu)。
29.權(quán)利要求1-26的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的電磁機(jī)構(gòu)。
30.權(quán)利要求1-26的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置是在流體中產(chǎn)生壓力變化的高壓水力機(jī)構(gòu)。
31.權(quán)利要求1-26的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置包括多個爆炸機(jī)構(gòu)，所述爆炸機(jī)構(gòu)爆炸時，每個爆炸機(jī)構(gòu)均可以在流體中產(chǎn)生壓力變化。
32.權(quán)利要求1-31的遞送系統(tǒng)，還包含與所述可反復(fù)致動裝置連通的用戶界面，所述用戶界面構(gòu)造為響應(yīng)所述用戶界面的操作而引發(fā)致動信號。
33.權(quán)利要求1-32的遞送系統(tǒng)，其中所述流體將透皮穿過上皮組織遞送。
34.權(quán)利要求1-33的遞送系統(tǒng)，其中所述可反復(fù)致動裝置產(chǎn)生不少于約5ns且不多于約10μs的脈沖寬度。
35.權(quán)利要求1-34的遞送系統(tǒng)，其中可反復(fù)致動裝置的頻率和任務(wù)周期以及流體噴射的時間長度均由控制單元控制。
36.權(quán)利要求1-35的遞送系統(tǒng)，還包含存儲器，其儲存將流體遞送至組織的遞送曲線和遞送歷史。
37.權(quán)利要求1-36的遞送系統(tǒng)，其中所述流體包括分析物，其用來遞送至組織并隨后診斷生物病癥。
38.權(quán)利要求28的遞送系統(tǒng)，還包含將流體容器分隔成第一室和第二室的柔性膜，其中所述第一室包含與所述相變機(jī)構(gòu)連通的致動流體，所述第二室包含待遞送的流體。
39.權(quán)利要求28的遞送系統(tǒng)，還包含位于相變機(jī)構(gòu)附近的致動流體，所述致動流體與待遞送流體相混溶。
40.主動流體遞送系統(tǒng)，包含支持結(jié)構(gòu)；支持結(jié)構(gòu)中的流體噴射室；至少一個出口孔，其限定在支持結(jié)構(gòu)中并與流體噴射室連通；和位于流體噴射室內(nèi)的致動裝置；其中所述流體噴射室、至少一個出口孔和致動裝置的共同構(gòu)造和尺寸適合連續(xù)周期性反復(fù)噴射約1pl-約800nl的流體。
41.權(quán)利要求40的遞送系統(tǒng)，還包含控制器，其與致動裝置連通，以將致動信號傳遞至致動裝置。
全文摘要
主動透皮遞送(100)系統(tǒng)包括支持結(jié)構(gòu)(128)和在支持結(jié)構(gòu)內(nèi)部設(shè)計用來包含待透皮遞送的流體(108)的流體容器(102)。還有限定在支持結(jié)構(gòu)中且與流體容器相連通的至少一個出口孔(104)。所述出口孔直徑為約1－500微米。而且，在支持結(jié)構(gòu)內(nèi)部安置可反復(fù)致動裝置，該裝置響應(yīng)致動信號，與所述出口孔協(xié)同工作來噴射流體。
文檔編號A61M5/30GK1777452SQ200480010719
公開日2006年5月24日 申請日期2004年4月21日 優(yōu)先權(quán)日2003年4月21日
發(fā)明者拉維·斯里尼瓦桑, 魯本·拉思納辛加姆, 埃羅爾·伯納德·阿基利克 申請人:斯特拉塔根特生命科學(xué)