密封系統對低頻超聲透皮給藥的影響

彭瀚旻， 盧鵬輝， 喻伯平， 陳致鈞

(1.南京航空航天大學機械結構力學及控制國家重點實驗室 南京，210016)(2.南京航空航天大學超聲電機國家地方聯合工程實驗室 南京，210016)

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密封系統對低頻超聲透皮給藥的影響

彭瀚旻1,2， 盧鵬輝1， 喻伯平1， 陳致鈞1

(1.南京航空航天大學機械結構力學及控制國家重點實驗室 南京，210016)(2.南京航空航天大學超聲電機國家地方聯合工程實驗室 南京，210016)

為提高低頻超聲透皮給藥過程中藥液滲透率的控制精度，通過有限元計算分析，設計了一款具有密封結構的超聲換能器，用以改變低頻超聲透皮給藥系統中的藥液壓強。基于Franz擴散池的皮膚透皮體外實驗的研究(包括人造皮膚與大鼠離體皮膚)，獲得了密封系統對透皮滲透量變化的影響規律。實驗結果表明，超聲空化、促滲劑與壓強都可以改變藥液滲透率，其中超聲可以通過空化效應破壞皮膚表層結構進而促進滲透，而壓強與超聲、促滲劑相互結合則可以起到提高給藥滲透精度的作用。提出的密封式超聲換能器可通過壓強變化初步實現調節低頻超聲透皮給藥精度的目的，為進一步設計可調壓強的低頻超聲給藥系統奠定應用基礎。

低頻超聲； 透皮給藥； 超聲換能器； 壓強； 有限元

引 言

目前，無創、精確、可控、難溶或不溶藥物的新一代給藥技術正在快速發展，美國將其列為今后20年重點發展的給藥技術，低頻超聲透皮給藥[1-3]技術就是其中一種。20世紀90年代初，人們發現低頻超聲(20～100 kHz)可以使難溶藥物透過皮膚進行給藥。Mitrogotri等[4]發現胰島素、γ-干擾素和促紅細胞生成素等蛋白質可以在低頻超聲作用下透過皮膚實現無創給藥。他們的體外實驗表明，100 U/mL的胰島素藥液在20 kHz的低頻超聲作用下, 使患有糖尿病裸鼠的血糖值在30 min內下降50%。Katz等[5]在臨床上對42名健康志愿者進行了局部麻醉的低頻超聲透皮給藥(55 kHz)，使用低頻超聲透皮技術滲透麻醉劑5min相當于僅使用麻醉劑60 min的效果。Becker等[6]使用低頻超聲透皮技術滲透4% 脂質體利多卡因乳膏(一種麻醉劑)，結果表明使用超聲的參照組具有顯著的疼痛控制效果，p<0.001且36 h內無不良反應。Park等[7]使用超聲陣列結構的換能器(3×3)對豬進行20 kHz、強度為100 mW/cm2的超聲經皮滲透，葡萄糖水平在60 min后下降到72±5 mg/dL，90 min后下降到91±23 mg/dL。近幾年來，為迅速占領和壟斷市場，美國的Echo Therapeutics和日本的Nepa Gene兩家跨國公司都開始研發低頻超聲換能器的相關產品[8]，并逐步開展臨床實驗，使超聲透皮給藥裝置具有良好的可靠性和穩定性。

國內，張國良等[9]使用低頻超聲波介導局部麻藥來測定藥液在人體透皮的速度與深度，采用雙盲同體配對隨機對照研究，低頻超聲干預組平均鎮痛起始時間為(34.58±3.87) min,對照組為(43.75±4.72) min，兩組鎮痛起效時間差異有顯著性意義(t=7.62,P<0.01)，說明低頻超聲可使角質層間質增寬和疏松，可以促進恩納(藥物名)透過皮膚，縮短局部鎮痛起效時間。Liu等[10]使用大鼠離體皮膚研究了在低頻超聲和月桂基磺酸鈉的聯合應用下，增加環孢霉素A透皮給藥的效果。呂川[11]利用血管內皮細胞生長因子(VEGF)或成纖維細胞生長因子(FGF-2)，以低頻超聲導入的無創透皮給藥方法，成功驗證了單一用藥與聯合用藥對豬超長寬比例筋膜皮瓣成活率及微循環的影響, 發現低頻超聲給藥可顯著提高皮瓣的毛細血管密度，延長給藥時間，有利于維持有效血藥濃度，大幅提高皮瓣的成活率。可見，低頻超聲透皮給藥技術是未來具有重大發展前景的新一代給藥技術，在治愈過程中可以大幅緩解病人痛苦，實現快速麻醉并縮短治愈時間。但是，現有的低頻超聲換能器還不能實現藥液滲透率的精確控制，其滲透量的大小取決于超聲參數、皮膚個體差異與藥液的種類等。

筆者提出了一種具有密封裝置的超聲換能器，開展基于Franz擴散池的皮膚滲透實驗研究。使用人造皮膚與大鼠離體皮膚共同驗證了壓強與超聲、促滲劑聯合作用，可以起到初步調節低頻超聲透皮給藥精度的要求，為進一步設計具有壓強可控裝置的低頻超聲透皮給藥系統奠定了應用基礎。

1 給藥系統設計

1.1 密封式超聲換能器設計

目前，傳統的超聲換能器已有部分應用于低頻超聲無創透皮給藥系統，例如夾心式壓電換能器與貼片式壓電換能器，但是其不能夠起到調節藥液壓強的作用，控制透皮滲透率具有很大困難。如圖1所示，筆者提出一種具有密封功能的超聲換能器，它主要由螺栓、后擋蓋、壓電陶瓷、密封圈與前端蓋組成。其中：前端蓋的端面為超聲輻射面，用來對藥液以及皮膚施加超聲波作用；密封圈起到密封藥液的作用。安裝時，壓電陶瓷上下兩塊的極化方向相反，在施加一定頻率的電壓后，可以保證其逆壓電效應使超聲換能器產生一階縱向振動。壓電陶瓷采用PZT-8材料，螺栓采用12.9級高強度鋼，后擋蓋采用不銹鋼，前端蓋使用鋁合金材料，密封圈采用氟橡膠O型圈。

圖1 密封式超聲換能器Fig.1 Sealed ultrasonic transducer

1.2 有限元仿真計算

在低頻超聲給藥的工作中，為保證超聲作用在皮膚上的聲功率超過破壞角質層所需的能量閥值，必須保證超聲輻射面具有足夠大的縱向振幅，但是密封圈處的振動卻不能過大，因為需要盡可能降低振動引起的減摩效應(即振動引起密封圈與給藥裝置之間的摩擦力變小)，否則系統由于振動會導致密封失效，使藥液發生溢出從而起不到改變壓強的作用。因此，為實現低頻超聲給藥系統中壓強調節的目的，必須把密封圈設計在整個超聲換能器外表面振幅最小處。筆者以Comsol有限元軟件為基礎，通過仿真計算獲得密封式超聲換能器中密封圈的安裝位置，從而確定了換能器的結構尺寸參數。為便于計算，仿真進行以下假設和簡化：a.忽略密封圈對超聲換能器振動的影響；b.超聲換能器結構中的所有機械損耗、介電損耗和耦合損耗都簡單地近似為材料的各向同性損耗因子。

由于Franz透皮擴散池的結構尺寸固定，為了盡量利用有限空間產生更大的超聲波，選擇外徑為12 mm(小于擴散池內徑15 mm)、內徑為3 mm的壓電陶瓷樣品。超聲換能器的主要零部件參數如表1所示。其中，前端蓋的高度設為hfront，通過有限元仿真計算調節此參數，可以保證超聲換能器的密封圈處于整個結構中一階縱向振動位移為0。

表1 零部件主要結構參數尺寸

Tab.1 Main structural parameters of parts mm

零件名稱外徑內徑高度壓電陶瓷1261.2后擋蓋128.5/68前端蓋 (安裝密封圈處)14.7564.8前端蓋126/nullhfront套筒4338110螺栓M5—16

采用Comsol有限元軟件中的壓電模塊對超聲換能器振動進行仿真計算。其初始條件設為給單個壓電陶瓷片施加10 V0-p電壓，邊界條件設為自由，壓電材料的各向同性損耗因子設為0.003，其余材料設為0.002，網格設為極端細化的自由剖分三角形網格。通過仿真計算發現，當hfront=15 mm時，其密封圈處的縱向振幅可以達到最小，近似為零，如圖2(a)所示。整體結構的一階縱向振幅分布如圖2(b)所示。可以看出，當表1中的結構參數hfront=15 mm時，密封結構就可以滿足超聲換能器的密封藥液的需求。

圖2 密封式超聲換能器縱向振動仿真結果Fig.2 Simulated results of longitudinal vibration in sealed ultrasonic transducer

2 測試系統

2.1 激光測振系統

采用德國Polytec公司PSV-300型激光多普勒測振儀測量密封式超聲換能器前端輻射面的共振頻率以及振動分布，實驗裝置如圖3所示。密封式超聲換能器安裝在擴散池供給體(圖5中的擴散池)的中部，輻射面離安裝皮膚的玻璃表面約3 mm的距離，通過激光點在輻射面上掃描所有待測點的縱向振動，完成整個輻射面的共振頻率與振幅的測量。

圖3 振動測量系統Fig.3 Vibration test system

筆者主要測量了負載為空氣和負載為水時輻射面的共振頻率與振動幅值(驅動電壓為10V0-p)。在不含水時，圖4(a)為其掃頻曲線，其共振頻率為68.55 kHz，在含水時共振頻率下降到66.47 kHz，如圖4(b)所示；在共振頻率下，兩者的振幅分布及數值如圖4(c)所示，添加水后振動幅值的最大值從900 nm下降到500 nm，約降低了44%。與圖2的計算結果相比，計算誤差約為13.5%。同時，實驗中未發現藥液的泄漏，說明此密封結構滿足設計要求。以上結果表明，超聲換能器振動的仿真計算方法適用，密封結構設計可以保證藥液不泄漏，而在低頻超聲透皮給藥時，作為負載的藥液或者皮膚都會造成超聲波能量的下降。

2.2 透皮擴散實驗測量系統

筆者采用體外(Vitro)實驗來驗證密封式超聲換能器對低頻超聲透皮給藥的影響，實驗裝置如圖5所示。采用Franz透皮擴散池體外透皮實驗系統(天津正通公司TT-8透皮儀系統)，它可以模擬皮膚表面藥物滲透過程并測量藥液的滲透量，其中單個擴散池結構主要由供給體、墊圈、皮膚和接受體4部分組成。供給體存放藥液而接受體存放待測藥液，用以測量透過皮膚的藥液含量。采用1 mmol/L鈣黃綠素(Calcein)熒光劑與10 mmol/L磷酸緩沖鹽溶(PBS緩沖液)的混合溶液模擬藥液，用來測量透皮滲透量。恒溫系統溫度一般設定在32～37℃之間(模擬人體體表或體內溫度)。此外，超聲換能器由密封圈固定在供給體中部位置，其前擋蓋的端面距離皮膚表面約3 mm。工作時，超聲波促進皮膚打開或加強滲透通道，使藥液滲透量增加，而密封圈則可以改變藥液作用在皮膚上的壓強。

圖4 超聲換能器輻射面振動測量結果Fig.4 Vibration test results on the radiating surface of ultrasonic transducer

圖5 體外實驗測量系統Fig.5 Vitro test system

3 結果與討論

為了驗證密封式超聲換能器在改變壓強后對低頻超聲促滲的影響，筆者首先采用人造皮膚(德國Merck Millipore 公司Strat-MRmembrane)測量不同條件下鈣黃綠素的滲透量，每組數據樣本取3～4組皮膚的滲透量平均值，如圖6所示。圖6(a)為在5種不同滲透條件下人造皮膚上表面在顯微鏡下的光學成像照片，工作條件分別為：a.藥液自然滲透；b.藥液在1%質量分數的月桂基硫酸鈉(sodium lauryl sulfate,簡稱SLS)促滲劑作用下的自然滲透；c.使用密封式超聲換能器對藥液進行密封(無SLS)且超聲換能器不工作；d.使用密封式超聲換能器對藥液進行密封(有SLS)且超聲換能器不工作；e.使用密封式超聲換能器對藥液進行密封(有SLS)且超聲換能器對藥液和皮膚施加超聲波(換能器的輸入有功功率為5.5 W)。可以看出，超聲作用后的人造皮膚表面光滑結構被破壞，產生許多類似于坑洞的粗糙結構，這說明藥液中產生了超聲空化，它對人造皮膚結構具有破壞作用。結合圖6(b)可以看出，密封下有超聲滲透的滲透量最高，說明超聲空化的破壞作用可以大幅提高人造皮膚給藥滲透量。同時，密封后的自然滲透量都小于不密封狀態下的滲透量，這說明壓強的降低可以顯著增加透皮給藥的滲透精度。

圖6 人造皮膚透皮實驗結果Fig.6 Transdermal results on artificial skins

為進一步驗證密封式超聲換能器對低頻超聲透皮給藥的影響，筆者在真實離體皮膚上重復了上述實驗，每組數據樣本仍取3～4組皮膚的滲透量平均值，結果如圖7所示。圖7 (a)為上述5種不同滲透條件下大鼠皮膚上表面在顯微鏡下的光學成像照片。可以看出，超聲空化對皮膚結構具有破壞作用，在空化處中心為白色，這說明藥液有可能被擠壓進入皮膚或者堆積在空化泡的圓周上。結合圖7(b)發現，密封條件下有超聲滲透的滲透量比自然滲透(有SLS)的平均值低，但是比密封下自然滲透的高，這再次說明超聲空化作用可以改變給藥滲透量，但是對比人造皮膚，大鼠離體皮膚的密封對調節滲透率的作用更大，在壓強下降的情況下超聲起到了增加超聲給藥滲透精度的作用。

圖7 大鼠離體皮膚透皮實驗結果Fig.7 Transdermal results on rat skins

4 結束語

通過有限元計算仿真分析，設計了一款具有密封結構的超聲換能器，它可以實現低頻超聲透皮給藥過程中的壓強變化，密封效果良好。人造皮膚與大鼠離體皮膚的體外實驗結果表明：超聲空化可以破壞皮膚表層結構從而達到促進滲透的目的，而壓強與超聲相互結合可以起到提高給藥滲透精度，即可以初步調節低頻超聲透皮給藥精度。

[1] Park D, Park H, Seo J, et al. Sonophoresis in transdermal drug deliverys[J]. Ultrasonics, 2014, 54(1): 56-65.

[2] Azagury A, Khoury L, Enden G, et al. Ultrasound mediated transdermal drug delivery[J]. Advanced Drug Delivery Reviews, 2014, 72: 127-143.

[3] 彭瀚旻，陳致鈞，盧鵬輝，等. 低頻超聲透皮給藥系統壓電-聲-熱計算模型[J]. 振動、測試與診斷, 2015, 35(6): 1037-1043.

Peng Hanmin, Chen Zhijun, Lu Penghui, et al. Piezoelectric-acoustic-thermal calculation model of low-frequency sonophoresis transdermal drug delivery system[J]. Journal of Vibration, Measurement & Diagnosis, 2015, 35(6): 1037-1043.(in Chinese)

[4] Mitragotri S, Blankschrein D, Langer R. Ultrasound-mediated transdermal protein delivery[J]. Science, 1995, 269(5225): 850.

[5] Katz N, Shapiro D, Herrmann T, et al. Rapid onset of cutaneous anesthesia with EMLA cream after pretreatment with a new ultrasound-emitting device[J]. Anesthesia & Analgesia, 2004, 98(2): 371-376.

[6] Becker B, Helfrich S, Baker E, et al. Ultrasound with topical anesthetic rapidly decreases pain of intravenous cannulation[J]. Academic Emergency Medicine, 2005, 12(4): 289-295.

[7] Park E, Werner J, Smith N B. Noninvasive insulin delivery in large pigs (100 lbs) using the lightweight cymbal array[C]∥Ultrasonics Symposium. New York: Institute of Electrical and Electronics Engineers

Inc., 2007: 104-107.

[8] Polat B E, Blankschtein D, Langer R. Low-frequency sonophoresis: application to the transdermal delivery of macromolecules and hydrophilic drugs[J]. Expert Opinion on Drug Delivery, 2010, 7(12): 1415-1432.

[9] 張國良，李曉青，王艾，等. 低頻超聲對EMLA局部鎮痛起效時間影響的隨機對照研究[J]. 中國疼痛醫學雜志, 2002, 8(4): 203-205.

Zhang Guoliang, Li Xiaoqing, Wang Ai, et al. Application of low-frequency ultrasound to promote topical EMLA induced analgesia: a random controlled study[J]. Chinese Journal of Pain Medicine, 2002, 8(4): 203-205. (in Chinese)

[10]Liu Hongzhuo, Li Sanming, Pan Weisan, et al. Investigation into the potential of low-frequency ultrasound facilitated topical delivery of Cyclosporin A[J]. International Journal of Pharmaceutics, 2006, 326(1-2): 32-38.

[11]呂川. VEGF、FGF-2低頻超聲透皮給藥系統對豬超長筋膜瓣應用的初步研究[D]. 上海：第二軍醫大學, 2009.

10.16450/j.cnki.issn.1004-6801.2016.04.028

國家自然科學基金青年基金資助項目(51405224)；江蘇省科技計劃青年基金資助項目(BK20140818)；中央高校基本科研業務費專項資金資助項目(NJ20160003)；江蘇省大學生創新創業訓練計劃資助項目(201510287010Y)

2016-01-12；

2016-03-30

TH113.1； TJ02； Q819

彭瀚旻, 男, 1984年4月生, 講師。主要研究方向為壓電換能器理論分析、設計及應用。曾發表《Model study of IPMC beam electroactive response based on root deformation》(《Journal of Wuhan University of Technology-Mater》2013, Vol.28, No.1) 等論文。

E-mail:penghm@nuaa.edu.cn