[发明专利]一次性使用并拥有自身动力的给药装置

说明书

技术领域

本发明涉及一种给药装置及其使用方法。具体而言，该装置为一次性使用并拥有自身动力的给药装置。该装置能够有效控制给药速率，延长给药时间。

背景技术

注射给药是一种最可靠的给药途径，对于很多大分子药物，注射给药通常是唯一的给药途径。然而，注射给药面临着患者需要专业培训、患者恐惧心理、安全性，交叉感染等一系列问题，因此，改变给药途径是一个受到广泛关注的研究领域。

微针是一种透皮机械装置，它可以仅穿透角质层形成给药通道，同时不刺激皮下痛觉神经[1-2]。微针注射或微针熔融是一种微创给药途径，为皮下注射给药提供了一种有吸引力的递送方式。相对常规的皮下注射给药，微针注射通常药效相等甚至有时会更高，同时可以克服大部分注射给药所面临的问题，例如，其微创效果可直接解决患者的顺应性问题，微针微针具有更高的安全性。

McAllister等利用900um长的玻璃空心微针对无毛大鼠输入胰岛素[3]。实验结果显示了血糖下降对胰岛素剂量依赖的效果，在10psi输注压下，大鼠注射胰岛素溶液30分钟，血糖水平稳定下降；在14psi输注压下，大鼠血糖可持续5小时低于基础值70％。

Davis等也将空心微针阵列用于无毛糖尿病大鼠实验[4]。胰岛素通过500μm长的4x4金属空心针阵列进入大鼠体内，给药4小时后大鼠体内葡萄糖水平下降47％，同时观察到实验动物体内胰岛素水平相应升高。

空心微针本身较小，刺入皮肤深度有限，严格意义上属于皮内给药。对于很多疫苗品种，皮内给药可以提高免疫效应，降低抗原剂量[5-6]，因此，微针提供了一种有吸引力的疫苗递送方式。

尽管通过微针输送药物的理论早在20世纪70年代就已提出[美国专利号3,964,482]，但微针给药的技术壁垒仍是其大规模生产及商业应用的主要障碍。例如，微针给药通常面临由于微针体积微小及皮肤浅层刺入导致的漏液，同时，微针装置导致皮肤组织挤压，进一步增加了了液体输入的阻力，从而降低了给药速率[7]。

例如，Davis等研究证明，1080μm长度的微针仅能进入皮肤表面100-300μm，此时最大输入率为15μL/hr，按此速率计算，输入能达到药效的药物量需要若干小时。因此，有效的微针注射给药系统应能提供缓慢，稳定及较长时间的给药。

Roxhed等尝试采用热膨胀小球作为微针给药系统的推动力[8]，观察到该装置原型胰岛素给药速率在2-4μL/hr。该装置的给药速率由小球的数量和外加能量所决定。值得注意的是，作者观察到，当给药速率达到60μL/hr会发生染料泄露，这与Davis的研究结果相符。除了给药速率受限制，该装置需要借助外界能量，因此限制了装置的大小以及使用方便性。

针对以上问题，Good等人报道了一种便携式水活化微泵，其原理是基于吸水后体积膨胀的微球基质[9]亲水性材料或膨胀小球作为给药动力。这种材料的膨胀率令人惊异，有些表面多孔的凝胶其膨胀率可达到1∶1000。该给药方法的缺陷是材料的体积膨胀速率太快，很难进行调节。根据Good的报道，该材料的体积膨胀在遇水几秒钟即可完成，其速率可高达17μL/min/mg。这对于微流系统来说是有用，但不适用于缓慢给药的微针注射系统。

Good等人还报道了另一种依据泡腾反应产生气体的微泵的实例[10]。该反应是采用一些常见的试剂如碳酸盐或碳酸氢盐与酸进行反应，释放的二氧化碳在密闭的系统中会产生压力。实验证明当使用大颗粒的固体反应物或溶解度较小的酸时，反应速率会降低。即使将这些参数都固定，给药速率仍是在几分钟内就能完成，对于微针给药模型来说仍然太快。

除上述提到的机械装置外，弹簧，可伸缩材料或大气压也通常作为给药动力。例如，美国专利7,481,337中提到的一种微流给药装置，其原理是利用恒力弹簧作为给药动力从而匀速给药，并使装置体积最小化。另外，美国专利申请书2008/0215015中介绍了一种采用Bellivelle型弹簧作为给药动力的装置。