JP2795458B2 - 電気的経皮投薬用インタフェース - Google Patents
電気的経皮投薬用インタフェースInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、電気的経皮投薬（イオントフォレーシス
等）の為の皮膚当接用インタフェース（皮膚接触体）に
関する。
等）の為の皮膚当接用インタフェース（皮膚接触体）に
関する。
イオントフォレーシスは、能動的経皮投薬システムの
一種として、近時益々発展しつつある。
一種として、近時益々発展しつつある。
しかしながら、ペプチド等の高分子薬物の経皮透過に
利用可能と推測される生体通路（汗腺等）、すなわち表
皮微小孔と経皮投薬との関係は、未だ解明不充分といわ
ざるを得ない技術状況にある。
利用可能と推測される生体通路（汗腺等）、すなわち表
皮微小孔と経皮投薬との関係は、未だ解明不充分といわ
ざるを得ない技術状況にある。
上記に鑑み本発明は、汗腺等の皮膚細孔組織をイオン
トフォレーシス等の電気的経皮投薬に最適な状態とする
為の手段を提供することをその主目的とする。
トフォレーシス等の電気的経皮投薬に最適な状態とする
為の手段を提供することをその主目的とする。
すなわち、本発明によれば、主としてインタフェース
の電気浸透効果により汗腺等の生体通路への液体の効果
的充填により導電路を形成し、上記目的に到達するもの
である。汗腺は、一般にヒトで200万〜500万個を有し、
単管状腺で腺体は真皮又は皮下結合組織中にあって屈曲
して糸球状をなし、排出管はらせん状で表皮の表面に開
口（汗口sudorifersous pore）した構造を有する。
の電気浸透効果により汗腺等の生体通路への液体の効果
的充填により導電路を形成し、上記目的に到達するもの
である。汗腺は、一般にヒトで200万〜500万個を有し、
単管状腺で腺体は真皮又は皮下結合組織中にあって屈曲
して糸球状をなし、排出管はらせん状で表皮の表面に開
口（汗口sudorifersous pore）した構造を有する。
又、腺体外面には繊細な平滑筋繊維がとりまき、さら
にその周囲は皮膚動脈からの分枝が形成する緻密な毛細
血管網で囲まれている。このことから汗腺は、一種の電
気的な導電性生体通路として利用可能であり、又、薬液
を血液に運ぶ為の至近距離を有してもいる。
にその周囲は皮膚動脈からの分枝が形成する緻密な毛細
血管網で囲まれている。このことから汗腺は、一種の電
気的な導電性生体通路として利用可能であり、又、薬液
を血液に運ぶ為の至近距離を有してもいる。
しかしながら、汗腺は上記に示す如く外部に開かれた
孔であるが、通常、汗口、排出管近傍には大気、各種ガ
ス等の電気的インピーダンスの高い気体が存在する。
孔であるが、通常、汗口、排出管近傍には大気、各種ガ
ス等の電気的インピーダンスの高い気体が存在する。
又、ミクロ的に皮膚表面を観察するなら、その表面は
不均一な凹凸が連続している。
不均一な凹凸が連続している。
特に、各種用途に応じ通電を施す為の生体用電極を生
体にあてがう場合、気体が電極によって挟み込まれてし
まうことから、気体が介在する汗腺及び皮膚表面と電極
間に介在する間隙等は、電気的にインピーダンスの高い
状態となり、実質的に非導電路として薬物のイオントフ
ォレーシス等に寄与し得ない。
体にあてがう場合、気体が電極によって挟み込まれてし
まうことから、気体が介在する汗腺及び皮膚表面と電極
間に介在する間隙等は、電気的にインピーダンスの高い
状態となり、実質的に非導電路として薬物のイオントフ
ォレーシス等に寄与し得ない。
電気浸透とは、毛細管又は多孔性構造をなす物質によ
り液を２室に分け、両液に電極を入れて直流電圧をかけ
ると液体が移動する現象のことである。この液体の移動
方向は、液体と物質との間のξ−電位の符号によって決
まる。
り液を２室に分け、両液に電極を入れて直流電圧をかけ
ると液体が移動する現象のことである。この液体の移動
方向は、液体と物質との間のξ−電位の符号によって決
まる。
従って本発明の主題は、皮膚接触面に所定の凹凸を設
けてなり且つ毛細管又は多孔性構造を有する非導電性物
質に薬液等の液体を含浸してインタフェース（界面形成
手段）を構成し、この界面形成手段を生体皮膚組織表面
に当接して生体皮膚表面と密な接触状態を形成した後、
界面形成手段の細孔部と汗腺間を連結し、その上から直
流電圧又はパルス状の電圧を印加し、電気浸透効果を生
じせしめる過程を経て、液体を汗腺に充填して導電路を
形成せしめ、次いで通常のイオン導入法（イオントフォ
レーシス）等の電気的経皮投薬プロセスを効果的に遂行
せしめることにある。
けてなり且つ毛細管又は多孔性構造を有する非導電性物
質に薬液等の液体を含浸してインタフェース（界面形成
手段）を構成し、この界面形成手段を生体皮膚組織表面
に当接して生体皮膚表面と密な接触状態を形成した後、
界面形成手段の細孔部と汗腺間を連結し、その上から直
流電圧又はパルス状の電圧を印加し、電気浸透効果を生
じせしめる過程を経て、液体を汗腺に充填して導電路を
形成せしめ、次いで通常のイオン導入法（イオントフォ
レーシス）等の電気的経皮投薬プロセスを効果的に遂行
せしめることにある。
上記界面形成手段の気孔率等は、目的に応じて適宜選
択されるが、通常、生体の汗腺と界面形成手段の孔部と
が高い確率で連通するように設定され、30％〜90％程度
が一般に良好である。
択されるが、通常、生体の汗腺と界面形成手段の孔部と
が高い確率で連通するように設定され、30％〜90％程度
が一般に良好である。
界面形成手段は、帯電時に於けるその細孔のゼータ電
位が正負いずれになるかによって陽極側、陰極側での使
用が選択される。
位が正負いずれになるかによって陽極側、陰極側での使
用が選択される。
例えば、界面形成手段が正に帯電すれば液体は負に帯
電することから、界面形成手段は陰極側に配置する。
又、界面形成手段が負に帯電すれば液体は正に帯電する
ことから、界面形成手段は陽極側に配置使用される。
電することから、界面形成手段は陰極側に配置する。
又、界面形成手段が負に帯電すれば液体は正に帯電する
ことから、界面形成手段は陽極側に配置使用される。
皮膚接触面に形成する凹凸は、皮膚当接部位に応じて
形状、分布密度、凹凸の高さ等適宜選択されるものであ
り、特定限定されるものではない。又、所望の場合、ガ
ラス微粒子等の鋭角的形状の微粒子を凹凸部表面等に配
置して、角質層に微細クラックを形成し得るようにして
もよい。
形状、分布密度、凹凸の高さ等適宜選択されるものであ
り、特定限定されるものではない。又、所望の場合、ガ
ラス微粒子等の鋭角的形状の微粒子を凹凸部表面等に配
置して、角質層に微細クラックを形成し得るようにして
もよい。
以下本発明の実施例を図面を参照して詳細に説明す
る。
る。
第１図は、本発明の一実施例を示す図である。（１）
は界面形成手段であり、毛細管乃至多孔性（連続気孔）
構造を有するセラミックス材あるいは各種合成樹脂材等
の非導電性材よりなる。皮膚接触界面には複数の凹凸
（11）が、界面形成手段（１）と一体的に形成されてい
る。毛細管乃至多孔性構造に於ける平均孔径は一般には
数μｍ〜数百μｍが良好であり、気孔率は上記で示した
ように通常30〜90％程度が好ましい。尚、孔径、気孔率
共、適応皮膚の汗腺の数、使用薬物の用量等に応じ適宜
選択され、特に限定されない。
は界面形成手段であり、毛細管乃至多孔性（連続気孔）
構造を有するセラミックス材あるいは各種合成樹脂材等
の非導電性材よりなる。皮膚接触界面には複数の凹凸
（11）が、界面形成手段（１）と一体的に形成されてい
る。毛細管乃至多孔性構造に於ける平均孔径は一般には
数μｍ〜数百μｍが良好であり、気孔率は上記で示した
ように通常30〜90％程度が好ましい。尚、孔径、気孔率
共、適応皮膚の汗腺の数、使用薬物の用量等に応じ適宜
選択され、特に限定されない。
ここで、セラミックス材は、例えば多孔性アルミナ、
素焼等、窯業的に生産される多孔材全般を指称する。
素焼等、窯業的に生産される多孔材全般を指称する。
他方、合成樹脂材としてはプロピレン、ポリエチレ
ン、塩化ビニル、シリコーン等、多孔性、毛細管等の電
気浸透効果を有する構造のものであれば足り、特に限定
されない。
ン、塩化ビニル、シリコーン等、多孔性、毛細管等の電
気浸透効果を有する構造のものであれば足り、特に限定
されない。
尚、セラミックス材、合成樹脂材等をレーザー加工し
て毛細管構造体としたものも好適に使用され得る。又、
これらの材の厚さは特に限定されないが、通常0.1mm〜1
0mm程度である。
て毛細管構造体としたものも好適に使用され得る。又、
これらの材の厚さは特に限定されないが、通常0.1mm〜1
0mm程度である。
（２）は電極であり、各種金属、カーボン等の導電性
部材よりなる。第１図では電極（２）を単層構造で示し
たが、イオントフォレーゼ用薬液を含むリザーバを中間
に介在せしめ、更にその上から上記導電性部材を積層し
た構造でもよい。電極（２）の最外層には取り扱い上、
絶縁性部材よりなるバッキング層を配置せしめてもよ
い。更に又、電極（２）として通常のゲル状生体用電極
を用いてもよい。
部材よりなる。第１図では電極（２）を単層構造で示し
たが、イオントフォレーゼ用薬液を含むリザーバを中間
に介在せしめ、更にその上から上記導電性部材を積層し
た構造でもよい。電極（２）の最外層には取り扱い上、
絶縁性部材よりなるバッキング層を配置せしめてもよ
い。更に又、電極（２）として通常のゲル状生体用電極
を用いてもよい。
電極（２）には、外部電池電源を含むパワーサプライ
ユニット（３）より延びた電気リード線（４）と接続す
る為のコネクタ（３）が設けられている。
ユニット（３）より延びた電気リード線（４）と接続す
る為のコネクタ（３）が設けられている。
尚、電極（２）上に小型化した上記パワーサプライユ
ニットを結合し、更に、界面形成手段に粘着性を付与す
るか、粘着層をその周囲に設置して、その全体を皮膚貼
着可能なように構成してもよい。
ニットを結合し、更に、界面形成手段に粘着性を付与す
るか、粘着層をその周囲に設置して、その全体を皮膚貼
着可能なように構成してもよい。
尚、これら界面形成手段は、好ましくは硬質材料が使
用されるが、場合によっては（すなわち、毛細管等が非
変形性であれば）柔軟フィルム乃至シート材でもよい。
用されるが、場合によっては（すなわち、毛細管等が非
変形性であれば）柔軟フィルム乃至シート材でもよい。
他方、第２図に他の実施例を示した。
第２図は界面形成手段（１）に形成した凹凸（11）
に、例えばガラスよりなる鋭角性を有する硬質性微粒子
を付着、塗布等して配置したものである。これ以外は第
１図と同一の形状乃至構造を有する為、図面では硬質性
微粒子を配置した部分を拡大し、他は省略した。尚、硬
質性微粒子の材質は特に限定されるものではない。
に、例えばガラスよりなる鋭角性を有する硬質性微粒子
を付着、塗布等して配置したものである。これ以外は第
１図と同一の形状乃至構造を有する為、図面では硬質性
微粒子を配置した部分を拡大し、他は省略した。尚、硬
質性微粒子の材質は特に限定されるものではない。
次に、上記構成よりなる実施例の使用態様につき詳細
に説明する。
に説明する。
第３図は、第１図の構造を有する陽極部（1K）、導電
性粘着ゲル層（８）と電極（９）との積層構造を示す陰
極部（1F）、電池等の電源を含み、直流電圧又はパルス
を出力するパワーサプライユニット（５）、及び陽極部
（1K）、陰極部（1F）とパワーサプライユニット（５）
とを電気的に接続する為のリード線（４）との組み合わ
せ構成を示す。
性粘着ゲル層（８）と電極（９）との積層構造を示す陰
極部（1F）、電池等の電源を含み、直流電圧又はパルス
を出力するパワーサプライユニット（５）、及び陽極部
（1K）、陰極部（1F）とパワーサプライユニット（５）
とを電気的に接続する為のリード線（４）との組み合わ
せ構成を示す。
第３図に於いて陽極部（1K）、陰極部（1F）は生体皮
膚表面（６）に当接された状態を示す。界面形成手段
（１）は、その表面に設けた凹凸によって皮膚表面
（６）と密に接触する。
膚表面（６）に当接された状態を示す。界面形成手段
（１）は、その表面に設けた凹凸によって皮膚表面
（６）と密に接触する。
第３図に於いて、界面形成手段（１）等が、生体皮膚
表面に当接、密着された後、パワーサプライユニットか
ら直流電圧又はパルス電圧を出力する。界面形成手段
（１）はこの電圧を受けて正に帯電した薬液等の液体を
汗腺方向に移動せしめ、液体は汗腺内に侵入、汗腺は生
体内外を連結する導電路となる。この結果、以降のイオ
ントフォレーシス等の電気的経皮投薬プロセスが効果的
に達成されるものとなる。
表面に当接、密着された後、パワーサプライユニットか
ら直流電圧又はパルス電圧を出力する。界面形成手段
（１）はこの電圧を受けて正に帯電した薬液等の液体を
汗腺方向に移動せしめ、液体は汗腺内に侵入、汗腺は生
体内外を連結する導電路となる。この結果、以降のイオ
ントフォレーシス等の電気的経皮投薬プロセスが効果的
に達成されるものとなる。
一方、第２図に示す実施例に於いては、界面形成手段
（１）が皮膚表面（６）に当接される際、この凹凸（1
1）によって皮膚表面に引張りが生じる。この引張りに
よって凹凸（11）上に配置した硬質性微粒子が相対的に
移動し、皮膚表面にミクロな損傷を生じせしめる。この
損傷によって皮膚表面の角質層即ちバリヤーに亀裂が入
り、薬液導入、特に分子量の大きい薬液の導入を促すこ
とになる。
（１）が皮膚表面（６）に当接される際、この凹凸（1
1）によって皮膚表面に引張りが生じる。この引張りに
よって凹凸（11）上に配置した硬質性微粒子が相対的に
移動し、皮膚表面にミクロな損傷を生じせしめる。この
損傷によって皮膚表面の角質層即ちバリヤーに亀裂が入
り、薬液導入、特に分子量の大きい薬液の導入を促すこ
とになる。
以上詳述の如く本発明は、汗腺に電気浸透効果によっ
て液体を充填して導電路化せしめ、汗腺からの電気的経
皮投薬を可能とし、更に外部電源と生体皮膚組織の間を
良好な導電路とすることから、余分な分極を生じせしめ
ず、火傷等の危険性が生じなくなる等の効果を有するも
のである。
て液体を充填して導電路化せしめ、汗腺からの電気的経
皮投薬を可能とし、更に外部電源と生体皮膚組織の間を
良好な導電路とすることから、余分な分極を生じせしめ
ず、火傷等の危険性が生じなくなる等の効果を有するも
のである。
次に、本発明に於ける実験例を図面を参照して詳細に
説明する。
説明する。
界面形成手段は、大きさ及び厚さを10円玉程度の含孔
率60％の素焼材とした。素焼材には、高さ2mm程度の凹
凸を等分布的に10個程度形成した。この界面形成手段に
塩酸リドカイン10％水溶液を含浸せしめた。尚、その電
極としてはカーボン材シートを用いた。
率60％の素焼材とした。素焼材には、高さ2mm程度の凹
凸を等分布的に10個程度形成した。この界面形成手段に
塩酸リドカイン10％水溶液を含浸せしめた。尚、その電
極としてはカーボン材シートを用いた。
特開昭58−159076号のパルス脱分極方式イオントフォ
レーシス（パルス波高値、12V、周波数40kHz、duty3％
の脱分極パルス波を出力）をパワーサプライユニットと
し、パワーサプライユニットの（＋）の出力側と導線を
介して、上記電極のコネクタと接続した。他方の出力側
には、ECG用ゲル状生体電極を連結した。
レーシス（パルス波高値、12V、周波数40kHz、duty3％
の脱分極パルス波を出力）をパワーサプライユニットと
し、パワーサプライユニットの（＋）の出力側と導線を
介して、上記電極のコネクタと接続した。他方の出力側
には、ECG用ゲル状生体電極を連結した。
界面形成手段及びECG電極をヒト右上腕部に5cmの間隔
をあけて密に当接し、一定時間毎に（＋）当接部を刺針
し、皮下麻酔の発現の度合を確認した。
をあけて密に当接し、一定時間毎に（＋）当接部を刺針
し、皮下麻酔の発現の度合を確認した。
他方、塩酸リドカイン10％水溶液を含浸せしめた脱脂
綿を界面形成手段として、ヒト左上腕部に5cmの間隔を
あけて当接し、上記と同様のパワーサプライユニットを
用い、且つ同様の刺激を与えて皮下麻酔の発現の度合を
測定した。
綿を界面形成手段として、ヒト左上腕部に5cmの間隔を
あけて当接し、上記と同様のパワーサプライユニットを
用い、且つ同様の刺激を与えて皮下麻酔の発現の度合を
測定した。
その結果、素焼材を界面形成手段とした場合、６分で
強い皮下麻酔が発現したことを確認したが、脱脂綿を界
面形成手段とした場合は、20分経過後も弱い麻酔の発現
が認めらるにとどまった。
強い皮下麻酔が発現したことを確認したが、脱脂綿を界
面形成手段とした場合は、20分経過後も弱い麻酔の発現
が認めらるにとどまった。
尚、上記界面形成手段を（−）側に使用すれば、体液
の吸引が可能となるものであり、これにより無侵しゅう
型の生体センサーが構成可能となるものであり、本発明
はこれをも包含する。
の吸引が可能となるものであり、これにより無侵しゅう
型の生体センサーが構成可能となるものであり、本発明
はこれをも包含する。
第１図は本発明の実施例を示す図である。第２図は本発
明の他の実施例の一部分を拡大した図である。第３図は
本発明の実施例を使用した場合の説明図である。 １……界面形成手段、２……電極、３……コネクタ、４
……電気リード線、５……パワーサプライユニット、６
……生体皮膚表面、７……コネクタ、８……導電性粘着
ゲル層、９……電極、1K……陽極部、1F……陰極部、11
……凹凸、21……硬質性微粒子。
明の他の実施例の一部分を拡大した図である。第３図は
本発明の実施例を使用した場合の説明図である。 １……界面形成手段、２……電極、３……コネクタ、４
……電気リード線、５……パワーサプライユニット、６
……生体皮膚表面、７……コネクタ、８……導電性粘着
ゲル層、９……電極、1K……陽極部、1F……陰極部、11
……凹凸、21……硬質性微粒子。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−218375（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−206473（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−234775（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−234774（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−263179（ＪＰ，Ａ) 実開 昭62−61239（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61N 1/30 A61N 1/04
Claims (1)
- 【請求項１】多孔性乃至毛細管構造を有する非導電性材
より成り且つ皮膚接触面に所定の凹凸を有することを特
徴とする電気的経皮投薬用インタフェース。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13163589A JP2795458B2 (ja) | 1989-05-26 | 1989-05-26 | 電気的経皮投薬用インタフェース |
| DE68927546T DE68927546T2 (de) | 1988-10-26 | 1989-10-26 | Schnittstelle für elektrische endermose |
| EP89911892A EP0417290B1 (en) | 1988-10-26 | 1989-10-26 | Interface for electric endermism |
| AU44800/89A AU628419B2 (en) | 1988-10-26 | 1989-10-26 | Interface for electric endermism |
| PCT/JP1989/001101 WO1990004434A1 (en) | 1988-10-26 | 1989-10-26 | Interface for electric endermism |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13163589A JP2795458B2 (ja) | 1989-05-26 | 1989-05-26 | 電気的経皮投薬用インタフェース |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02309973A JPH02309973A (ja) | 1990-12-25 |
| JP2795458B2 true JP2795458B2 (ja) | 1998-09-10 |
Family
ID=15062662
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13163589A Expired - Fee Related JP2795458B2 (ja) | 1988-10-26 | 1989-05-26 | 電気的経皮投薬用インタフェース |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2795458B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006115281A1 (ja) * | 2005-04-22 | 2006-11-02 | Teijin Limited | 心臓ペースメーカー用ワイヤー |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002065866A (ja) * | 2000-08-31 | 2002-03-05 | Susumu Tate | 電気刺激に用いる複合電極 |
| CN110582245B (zh) | 2017-03-27 | 2022-09-16 | 诺服塞尔有限公司 | 用于皮内溶液递送的系统、设备和方法 |
-
1989
- 1989-05-26 JP JP13163589A patent/JP2795458B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006115281A1 (ja) * | 2005-04-22 | 2006-11-02 | Teijin Limited | 心臓ペースメーカー用ワイヤー |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02309973A (ja) | 1990-12-25 |
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