JP5863824B2

JP5863824B2 - マイクロ構造体の製造方法

Info

Publication number: JP5863824B2
Application number: JP2013544399A
Authority: JP
Inventors: ジョン，ヒョン−イル; ジョン，ド−ヒョン; キム，ジョン−ドン; キム，ミル
Original assignee: Raphas Co Ltd
Current assignee: Raphas Co Ltd
Priority date: 2010-12-17
Filing date: 2011-12-16
Publication date: 2016-02-17
Anticipated expiration: 2031-12-16
Also published as: CN103501852B; CN105854172A; EP2653186B1; WO2012081933A3; CN103501852A; EP2653186A4; EP2653186A2; WO2012081933A2; KR20120068516A; KR101254240B1; ES2816384T3; JP2014505511A

Description

本発明は、送風方式を用いてマイクロニードルのようなマイクロ構造体を製造する方法に関する。

疾病の治療のための数多くの薬物及び生理活性物質などが開発されているが、薬物及び生理活性物質を身体内へ伝達するに当って、生物学的障壁（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌｂａｒｒｉｅｒ、例えば、肌、口腔粘膜及び脳−血管障壁など）の通過問題及び薬物伝達の効率問題は依然として改善せねばならない点として残っている。

薬物及び生理活性物質は、一般的に錠剤型またはカプセル剤型で経口投与されるが、数多い薬物が胃腸管で消化または吸収されるか、または肝の機転によって消失するなどの理由で、前記のような投与方法のみでは有効に伝達されない。さらに、いくつかの薬物は腸の粘膜を通過して有効に拡散されない。また患者の順応も問題になる（例えば、特定間隔で薬物を服用せねばならないか、または薬を服用できない重患者の場合など）。

薬物及び生理活性物質の伝達において、さらに他の一般的な技術は、従来の注射針（ｎｅｅｄｌｅ）を用いることである。この方法は、経口投与に比べて効果的な一方、注射部位での痛症隋伴及び肌の局所的損傷、出血及び注射部位の疾病感染などを引き起こす問題点がある。

前記のような問題点を解決するために、マイクロニードル（ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅ）をはじめとするいろいろなマイクロ構造体が開発された。これまで開発されたマイクロニードルは、主に生体内薬物伝達、採血、体内分析物質の検出などに使われてきた。

マイクロニードルは、既存のニードルとは異なって無痛の肌貫通及び無外傷を特徴とし、無痛の肌貫通は、最小侵襲性のための上端部（ｔｏｐ）直径が重要である。また、マイクロニードルは、肌のうち最も強い障害物である１０〜２０μmの角質層（ｓｔｒａｔｕｍｃｏｒｎｅｕｍ）を貫通せねばならないため、十分な物理的硬度を持つ必要がある。また、毛細管まで到逹することで薬物伝達の効率性を高めるための適正長も考慮されねばならない。

従来にＩｎ−ｐｌａｎｅタイプのマイクロニードル（“Ｓｉｌｉｃｏｎ−ｐｒｏｃｅｓｓｅｄＭｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓ”，Ｊｏｕｒｎａｌｏｆｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌｓｙｓｔｅｍｓ８，１９９９）が提案された後、多様な類型のマイクロニードルが開発された。エッチング方法を用いたｏｕｔ−ｏｆ−ｐｌａｎｅタイプのソリッドマイクロニードル（米国特許出願公開第２００２１３８０４９号“Ｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｄｅｖｉｃｅｓａｎｄｍｅｔｈｏｄｓｏｆｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅａｎｄｕｓｅｔｈｅｒｅｏｆ”）製作方法は、５０〜１００μmの直径、５００μmの長さでソリッドシリコンマイクロニードルを製作するが、無痛の肌貫通の実現は不可能であり、目的部位への薬物及び美容成分の伝達が困難であった。

一方、アメリカのジョージア大学のプラウスニツ（Ｐｒａｕｓｎｉｔｚ）は、ガラスをエッチングするか、またはフォトリソグラフィで鋳型を作って生分解性ポリマーマイクロニードルの製作方法を提案した（Ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅｐｏｌｙｍｅｒｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓ：Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ，ｍｅｃｈａｎｉｃｓａｎｄｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌｄｒｕｇｄｅｌｉｖｅｒｙ，ＪｏｕｒｎａｌｏｆＣｏｎｔｒｏｌｌｅｄＲｅｌｅａｓｅ１０４，２００５，５１６６）。また、２００６年にはフォトリソグラフィ方法を用いて製作した鋳型の先端にカプセル型に製作された物質を搭載し、生分解性ソリッドマイクロニードルを製作する方法が提案された（ＰｏｌｙｍｅｒＭｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓｆｏｒＣｏｎｔｒｏｌｌｅｄ−ＲｅｌｅａｓｅＤｒｕｇＤｅｌｉｖｅｒｙ，ＰｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌＲｅｓｅａｒｃｈ２３，２００６，１００８）。この方法を使えば、カプセル型に製作可能な薬物の搭載が自在であるという長所があるが、薬物搭載量が多くなればマイクロニードルの硬度が弱くなるので、多量の投薬が必要な薬物には適用の限界があった。

２００５年には、吸収型マイクロニードルがナノデバイスアンドシステムズ社によって提案された（特開第２００５１５４３２１号；及び“ＳｕｇａｒＭｉｃｒｏＮｅｅｄｌｅｓａｓＴｒａｎｓｄｅｒｍｉｃＤｒｕｇＤｅｌｉｖｅｒｙＳｙｓｔｅｍ”，ＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＭｉｃｒｏｄｅｖｉｃｅｓ７，２００５，１８５）。このような吸収型マイクロニードルは、肌内に挿入されたマイクロニードルを除去せずに薬物伝達または美容に使おうとするものである。この方法では、鋳型にマルトースと薬物とを混合した組成物を加え、これを凝固させてマイクロニードルを製作した。前記日本特許は、マイクロニードルを吸収型に製作して薬物の経皮吸収を提案しているが、肌貫通時に痛症を伴った。また鋳型製作の技術的限界によって、無痛を伴う適切な上端部直径を持ち、効果的な薬物伝達に要求されるレベル長、すなわち、１mm以上の長さを持つマイクロニードルの製作が不可能であった。

２００８年アメリカのジョージア大学のプラウスニツで製作した生分解性マイクロニードルは、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）鋳型でポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）とメタクリル酸（ＭＡＡ）とを混合した物質を使って製作された（ＭｉｎｉｍａｌｌｙＩｎｖａｓｉｖｅＰｒｏｔｅｉｎＤｅｌｉｖｅｒｙｗｉｔｈＲａｐｉｄｌｙＤｉｓｓｏｌｖｉｎｇＰｏｌｙｍｅｒＭｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓ，ＡｄｖａｎｃｅｄＭａｔｅｒｉａｌｓ２００８，１）。またカルボキシメチルセルロースをピラミッド構造の鋳型に入れてマイクロニードルを製作した（Ｄｉｓｓｏｌｖｉｎｇｍｉｃｒｏｎｅｅｄｌｅｓｆｏｒｔｒａｎｓｄｅｒｍａｌｄｒｕｇｄｅｌｉｖｅｒｙ，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ２００７，１）。しかし、鋳型を使って製作する方法は、マイクロニードルの直径及び長さを調節するために複雑な過程を経て新たな鋳型及び枠を製作せねばならないという限界を持っており、鋳型内に物質を入れてマイクロニードルを製作する工程が複雑であり、長時間がかかるという短所がある。

２００８年には、日本のＭｕｋａｉｅｔａｌ．が登録したＵＳ特許を通じて、ピン構造を使ってｓｋｉｎｎｅｅｄｌｅを製作する装備及び方法について発表した（米国特許登録ＵＳ２００８０１５７４２１Ａ１）。この方法は、基板上のベースで加熱、粘性物の引張り力を用いてピンで引き寄せる方法を使っている。この方法は、熱によって溶けるか、または粘性のある物質をピン構造物を使って引き寄せる方法を使っているため、所望のパターンによってピン構造を新たに製作せねばならない過程が必要であってコストアップとなり、加熱工程によって熱に敏感な多様なバイオ医薬品（ホルモン、ワクチン、その他のタンパク質医薬品など）の搭載が難しいという限界がある。

一方、肌は、表皮から角質層（＜２０μm）、外皮（ｅｐｉｄｅｒｍｉｓ）（＜１００μm）及び真皮（ｄｅｒｍｉｓ）（３００〜２，５００μm）で構成されている。よって、特定肌層に痛症なしに薬物及び生理活性物質を伝達するためには、マイクロ二ドールの上端部直径を３０μm以内、有効長さは２００〜２，０００μm、肌貫通のための十分な硬度を持つように製作するのが薬物及び肌美容成分の伝達に効果的である。また、生分解性ソリッドマイクロニードルを通じて薬物及び生理活性物質などを伝達するためには、マイクロニー製造工程のうち高熱処理、有機溶媒処理などの薬物及び生理活性物質の活性を破壊する工程を排除せねばならない。

従来のソリッドマイクロニードルは、製造方法上の限界によってシリコン、ポリマー、金属、ガラスなどの素材に限定され、モールディング技術による製作方法を用いることで、複雑かつ長い製作時間による薬物の変性、不十分な硬度、薬物の損失が発生するなどの短所を持っている。よって、肌貫通時に無痛を実現できるほどの細い直径及び肌深く浸透できる十分な長さを以って素材に特別な制限なしに十分な硬度を具現し、薬物の損失を最小化できるマイクロニードルの製造方法へのニーズは続いている。

本発明は、前記問題点を解決するためになされたものであり、本発明の目的は、熱に敏感な機能性物質を含むことができ、十分な硬度を具現して機能性物質の損失を最小化できるマイクロ構造体の製造方法を提供することである。

前記目的を達成するために、本発明によるマイクロ構造体の製造方法は、平板状の第１基板上に第１粘性物質を塗布した後、乾燥して底層を形成する段階と、前記底層上の互いに離隔している複数の地点に第２粘性物質を配置した後、凝固させてベース構造層を形成する段階と、前記ベース構造層上に粘性組成物を配置する段階と、平板状の第２基板を前記ベース構造層上に配置された粘性組成物に接触させる段階と、前記第２基板を前記第１基板に対して相対移動させて前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階と、前記凝固された粘性組成物を切断する段階を含み、前記粘性組成物は、身体内で薬理効果を引き起こす機能性物質を含むことを特徴とする。

本発明によれば、熱に敏感な機能性物質を含むことができ、十分な硬度を具現して機能性物質の損失を最小化できるマイクロ構造体を製作する。

本発明の第１実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面である。引張り速度によるマイクロニードルの概略的な断面形状を示す図面である。他の種類の粘性組成物をスポッティングしたことを示す図面である。本発明の第２実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面である。本発明の第３実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面である。

以下、添付した図面を参照して本発明の望ましい実施形態について説明する。

図１は、本発明の第１実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面であり、図２は、引張り速度によるマイクロニードルの概略的な断面形状を示す図面であり、図３は、他の種類の粘性組成物をスポッティングしたことを示す図面である。

先ず、本発明はマイクロ構造体を製造する方法に係り、ここでマイクロ構造体とは、マイクロニードル、マイクロブレード、マイクロナイフ、マイクロファイバ、マイクロスパイク、マイクロプローブ、マイクロバーブ（ｍｉｃｒｏｂａｒｂ）、マイクロアレイまたはマイクロ電極などを含む。特に、本発明によるマイクロ構造体の製造方法は、マイクロニードルの製造に最も適しており、以下でマイクロニードルの製造過程について説明する。

図１ないし図３を参照すれば、本実施形態によるマイクロ構造体の製造方法は、底層形成段階と、ベース構造層形成段階と、スポッティング段階と、接触段階と、引張り及び凝固段階と、切断段階とを含む。

底層形成段階では、図１の（ａ）及び（ｂ）のように、第１基板１０に第１粘性物質１１を塗布した後、これを乾燥（凝固）させて底層を形成する。この時、凝固を円滑に行うために基板に向けて送風を行える。

ここで、第１基板１０は平板状に形成され、その素材は特に制限されない。例えば、ポリマー、有機化学物質、金属、セラミックス、半導体などの物質で基板が製造される。但し、医薬用に使われるマイクロニードルを製作する場合には、人体に有害ではない素材で第１基板１０が製造されることが望ましい。

そして、第１粘性物質は、基板の上で多様な構造を形成するように粘性を持つ物質を意味し、後述する第２粘性物質、第３粘性物質及び第４粘性物質も、粘性を持つ物質を意味する。但し、明細書上で互いに区別するために、第１粘性物質ないし第４粘性造成物質と表現したが、実質的に第１粘性物質ないし第４粘性物質として使われる物質の種類は同一である。このような粘性物質の粘性は、組成物に含まれる物質の種類、濃度、温度または増粘剤の添加などによって多様に変化させ、本発明の目的に合わせて調節できる。望ましくは、本発明で用いられる粘性物質の粘性は、４０，０００ｃＳｔ以下であることが望ましい。

そして、本実施形態によるマイクロニードルのように医学的用途で使われるマイクロ構造体を製造する場合、粘性物質は、“生体適合性または生分解性物質”であることが望ましい。ここで、“生体適合性物質”とは、人体に毒性がなく、かつ化学的に不活性の物質を意味する。そして、“生分解性物質”は、生体内で体液、酵素または微生物などによって分解される物質を意味する。

また、本実施形態によれば、粘性物質は好適な溶媒に溶解されて粘性を示すことが望ましい。すなわち、粘性を示す物質のうちには、熱によって溶融された状態で粘性を示すものがあるが、後述するように、本発明の長所のうち一つである非加熱工程の長所を最大化するために、粘性物質は溶媒に溶解されて粘性を示すことが望ましい。

前述した粘性物質としては、ヒアルロン酸とその塩、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコール、セルロースポリマー、デキストラン、ゼラチン、グリセリン、ポリエチレングリコール、ポリソルベート、プロピレングリコール、ポビドン、カルボマー、ガティガム（ｇｕｍｇｈａｔｔｉ）、グアガム、グルコマンナン、グルコサミン、ダンマル樹脂、レンネットカゼイン、ローカストビーンガム、微小繊維状セルロース、サイリウムシードガム、キサンタンガム、アラビノガラクタン、アラビアガム、アルギン酸、ゼラチン、ゼランガム、カラギナン、カラヤガム（ｋａｒａｙａｇｕｍ）、カードラン、キトサン、キチン、タラガム（ｔａｒａｇｕｍ）、タマリンドガム（ｔａｍａｒｉｎｄｇｕｍ）、トラガントガム（ｔｒａｇａｃａｎｔｈｇｕｍ）、ファーセレラン、ペクチンまたはプルランなどがある。さらに望ましくは、本発明で用いられる粘性物質は、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシアルキルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、アルキルセルロース及びカルボキシメチルセルロースであり、最も望ましくは、カルボキシメチルセルロースである。

また、前述した粘性物質を溶解する溶媒は特に制限されず、水、炭素数１〜４の無水または含水低級アルコール、アセトン、エチルアセテート、クロロホルム、１，３−ブチレングリコール、ヘキサン、ジエチルエーテルまたはブチルアセテートが溶媒として用いられ、望ましくは、水または低級アルコールであり、最も望ましくは、水である。

ベース構造層形成段階では、図１の（ｃ）及び（ｄ）のように、底層上の互いに離隔している地点に第２粘性物質１２をスポッティングし、これを凝固させてベース構造層１２を形成する。この時、第２粘性物質１２の凝固を円滑にするために送風を行える。そして、第２粘性物質は、前述した粘性物質の種類のうち一つを使うが、この時、第１粘性物質と同じものを使ってもよく、または他の種類の物質を使ってもよい。

一方、ベース構造層の形成のために使われる第２粘性物質の量が多くなるほど、ベース構造層の直径は広くなる。そして、後述するように、ベース構造層上に機能性物質を含む粘性組成物を多くスポッティングするためには、ベース構造層の直径を大きく形成することが望ましい。なぜなら、ベース構造層の直径が小さな状態で多量の粘性組成物をスポッティングすれば、粘性組成物がベース構造層の外にあふれ、これは生体内へ伝達しようとする機能性物質の損失をもたらすためである。一方、第２粘性物質の凝固によりベース構造層を形成した後、その上に再び第２粘性物質をスポッティングして凝固させる方法を繰り返すことで、ベース構造層を所望の高さほど形成してもよい。

スポッティング段階では、図１の（ｅ）のように、ベース構造層１２上に機能性物質を含む粘性組成物１３をスポッティングする。ここで、粘性組成物１３は、前述した粘性物質と機能性物質とを混合して形成される。特に、本実施形態のように、マイクロニードルの場合には粘性組成物１３が肌内に浸透するため、カルボキシメチルセルロースのように生体適合性及び生分解性の優秀な粘性物質が使われることが望ましい。ここで、機能性物質とは、肌内に浸透して薬理効果のような特定機能を行う物質、例えば、化学薬物、タンパク質医薬、ペプチッド医薬、遺伝子治療用核酸分子及びナノ粒子美容成分（例えば、しわ改善剤、肌老化抑制剤及び肌美白剤）などを含む。

接触段階では、図１の（ｆ）のように第２基板２０を粘性組成物１３に接触させる。この時、第２基板２０は平板状に形成され、前述した第１基板１０と同じ素材からなる。また、第２基板２０には第１基板のように、第３粘性物質が凝固して形成された底層２１が形成されており、この底層２１が粘性組成物１３に接触する。一方、接触段階で用いられる第２基板の製造過程、すなわち、第２基板２０に底層２１を形成する過程は予め行われることが、作業効率面でさらに望ましい。

引張り及び凝固段階では、図１の（ｇ）のように第２基板２０を第１基板１０に対して移動（または、第１基板を第２基板に対して移動）させて粘性組成物１３を引張り、この状態で図１の（ｈ）のように粘性組成物１３を凝固させる。この時、引張り及び凝固過程は、５つの方式によって行われる。

第１の方式は、先ず粘性組成物への送風をしない状態で、粘性組成物を０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど１次的に引張り、引張りを止めた状態で１〜１００秒間待機した後、１〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物で送風する状態で、０．８〜２０００μm／ｓの速度で粘性組成物を所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど２次的に引張った後、５〜１００ｍ／ｓ風速で送風する状態で粘性組成物を凝固させる。この時、引張り速度及び風速だけではなく、１次引張り後に待機時間によってもマイクロ構造体の直径が変わる。すなわち、待機時間が長くなるほどマイクロ構造体の上端及び中端の直径が大きくなる。

第２の方式は、粘性組成物へ送風しない状態で、粘性組成物を０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど１次的に引張り、引張りが止まった状態で１〜１００秒間待機した後、０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど粘性組成物を２次的に引張った後、５〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物へ送風する状態で粘性組成物を凝固させる。

第３の方式は、１〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物へ送風する状態で、粘性組成物を０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど引張った後、５〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物へ送風する状態で、引張りを止めて粘性組成物を速く凝固させる。

第４の方式は、粘性組成物へ送風しない状態で、粘性組成物を０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど引張った後、５〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物へ送風する状態で、引張りを止めて粘性組成物を速く凝固させる。

第５の方式は、先ず、粘性組成物への送風をしない状態で、粘性組成物を０．８〜２０００μm／ｓの速度で所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど１次的に引張り、引張りを止めた状態で１〜１００秒間待機つつ１〜１００ｍ／ｓ風速で粘性組成物への送風を行い、持続的に１〜１００ｍ／ｓ風速で送風を行いつつ０．８〜２０００μm／ｓの速度で粘性組成物を所望の長さ（１０〜５０００μm）ほど２次的に引張った後、５〜１００ｍ／ｓ風速で送風する状態で粘性組成物を凝固させる。

この時、１次引張り後に引張りを止めた状態で、待機時間が長くなるほどマイクロ構造体の中間部分の直径が大きくなってマイクロ構造体の強度が相対的に強い傾向を示す。よって、粘性組成物の性質によって１次引張り後、待機する時間を調節しつつ送風を加えて肌透過に十分な強度を持つように最適化する作業が必要である。但し、スポッティングされた粘性組成物の量が２μｌ以下の場合、１００秒以上の待機時間では粘性物質の大部分が固くなって２次引張りがなされずにほとんど切れるため、肌透過に好適な直径及び強度を持つマイクロニードルの形成が困難である。

前述した５つの引張り及び凝固方式は、粘性組成物の粘度などの特性及び、形成しようとするマイクロニードルの形状を考慮して適当に選択する。

切断段階では、図１の（ｉ）のように、粘性組成物が完全に凝固した状態で、第２基板２０を第１基板１０に対して速く移動させて切断する（逆に、第１基板を第２基板に対して移動させてもよい）。一方、このようにレーザーで切断しても、またはカッティングツールなどを用いて切断してもよい。

そして、前記のように凝固及び切断された粘性組成物１３、すなわち構造部１３は、図２に示したようにニードルの形状を持つが、引張り時の条件（例えば、引張り速度、１次引張り後の待機時間、送風の強度及び時間など）によって少しずつその形状が変わる。この時、この構造部１３が肌内へ効率的に浸透するためには、構造部１３の上端の直径が５〜８０μmほどになることが望ましい。また、構造部の下端は、構造部の上端に比べて１０〜１０００倍になる直径を持つことが望ましく、構造部の下端から構造部の上端までの長さは２００〜３０００μmになることが望ましい。ここで、構造部の上端１３１とは、構造部１３で最も小さな直径を持つ部分を意味し、構造部の下端１２とは、構造部で最も大きい直径を持つ部分、すなわち、ベース構造層の直上部を意味する。

一方、図３の（ａ）に示したように、ベース構造層上に粘性組成物をスポッティングする時、いずれも同じ粘性組成物ａを用いてもよいが、図３の（ｂ）に示したように、多様な種類の粘性組成物ｂ、ｃを用いてもよい。すなわち、互いに異なる機能性物質を含む粘性組成物を用いることで、一回に多様な種類の薬物を肌に投与できる。

前述したように、本実施形態による製造方法は、全過程が非加熱条件下で行われる。よって、タンパク質医薬、ペプチッド医薬、遺伝子治療用核酸分子などの熱に敏感な薬物を含むマイクロニードルの製造が可能である。

そして、従来のようにパターンによってピン構造を新たに製作せねばならない過程、及びピン構造物を洗浄する過程が不要であるので、コスト及び生産時間を低減させる。

また、基板上に直ぐマイクロニードルが形成される場合、マイクロニードルの下端部に搭載された機能性物質が生体内に伝達されずに損失されるという問題がある。しかし、本実施形態の場合、ベース構造体１２上にマイクロニードルが形成されるところ、機能性物質の損失が最小化され、マイクロニードル１３の肌透過を助けられるという長所がある。

また、本実施形態によれば、粘性組成物に含まれる機能性物質の種類を異ならせて、一つの第１基板上に多様な種類の機能性物質を含むマイクロニードルを製造できる。

図４は、本発明の第２実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面である。図４を参照すれば、本実施形態によるマイクロ構造体の製造方法は、前述した第１実施形態とほぼ同じである。但し、図４の（ｆ）に示したように、本実施形態の場合には、第２基板２０Ａに第３粘性物質が凝固された底層２１Ａと、この底層２１Ａ上に第４粘性物質がスポッティングされた後、凝固されたベース構造層２２Ａとが形成されている。ここで、第４粘性物質としては、前述した粘性物質のうち一つが利用できる。そして、このベース構造層に機能性物質が含まれた粘性組成物２３がスポッティングされる。そして、図４の（ｇ）〜（ｉ）に示したように、第１基板にスポッティングされた粘性組成物１３と、第２基板にスポッティングされた粘性組成物２３とを互いに接触させた後、引張って凝固させた後で切断する。本実施形態の場合、一回に２つの基板（第１基板及び第２基板）にマイクロニードルを形成できるので、作業速度が２倍に向上する長所がある。

一方、第２基板２０Ａは第１基板１０と実質的に同一なものであり、第２基板に底層２１Ａ及びベース構造層２２Ａを形成して粘性組成物２３をスポッティングする過程は、前述した第１基板の過程と同一である。

図５は、本発明の第３実施形態によるマイクロ構造体の製造方法を説明するための図面である。図５を参照すれば、本実施形態によるマイクロ構造体の製造方法は、前述した第１実施形態とほぼ同一である。但し、図５の（ｆ）に示したように、第２基板２０Ｂに第３粘性物質が凝固された底層２１Ｂだけではなく、第４粘性物質が凝固されたベース構造層２２Ｂも形成でき、このベース構造層２２Ｂを粘性組成物１３に接触させた後で引張ってもよい。

以上、本発明の望ましい実施形態について図示して説明したが、本発明は前述した特定の望ましい実施形態に限定されず、特許請求の範囲で請求する本発明の趣旨を逸脱せずに当業者ならば多様な変形実施が可能であるということはもとより、かかる変更は特許請求の範囲に記載の範囲内にある。

例えば、マイクロ構造体は、熱エネルギー、光エネルギー、電気エネルギーなどのエネルギー形態を送信または伝達するための用途として用いられる。一例として、光力動治療（ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃｔｈｅｒａｐｙ）において、マイクロ構造体は光が直接的に組職に作用可能にするか、または光感応性分子のような媒介体に光が作用するように、身体内の特定部位への光の誘導に用いられる。

本発明は、マイクロ構造体関連の技術分野に好適に用いられる。

１０第１基板
１１第１粘性物質
１２第２粘性物質
１３粘性組成物
２０第２基板
２１底層

Claims

平板状の第１基板上に第１粘性物質を塗布した後、乾燥して底層を形成する段階と、
前記底層上の互いに離隔している複数の地点に第２粘性物質を配置した後、凝固させてベース構造層を形成する段階と、
前記ベース構造層上に粘性組成物を配置する段階と、
平板状の第２基板を前記ベース構造層上に配置された粘性組成物に接触させる段階と、
前記第２基板を前記第１基板に対して相対移動させて前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階と、
前記凝固された粘性組成物を切断する段階を含み、
前記粘性組成物は、身体内で薬理効果を引き起こす機能性物質を含むことを特徴とするマイクロ構造体の製造方法。
前記第２基板には、第３粘性物質が塗布された後、凝固して形成された底層が形成されており、
前記第２基板の底層を前記第１基板のベース構造層上に配置された粘性組成物に接触させることを特徴とする請求項１に記載のマイクロ構造体の製造方法。
前記第２基板には、第３粘性物質が塗布された後、凝固して形成された底層と、前記底層上の互いに離隔している複数の地点に第４粘性物質が配置された後、凝固して形成されたベース構造層が設けられており、
前記第２基板のベース構造層を前記第１基板のベース構造層上に配置された前記粘性組成物に接触させることを特徴とする請求項１に記載のマイクロ構造体の製造方法。
第１粘性物質が塗布された後、凝固して形成された底層と、前記底層上の互いに離隔している複数の地点に第２粘性物質が配置された後、凝固して形成されたベース構造層が設けられている第１基板を用意する段階と、
第３粘性物質が塗布された後、凝固して形成された底層と、前記底層上の互いに離隔している複数の地点に第４粘性物質が配置された後、凝固して形成されたベース構造層が設けられている第２基板を用意する段階と、
前記第１基板のベース構造層上に粘性組成物を配置する段階と、
前記第２基板のベース構造層上に粘性組成物を配置する段階と、
前記第１基板のベース構造層上に配置された粘性組成物と、前記第２基板のベース構造層上に配置された粘性組成物を接触させる段階と、
前記第２基板を前記第１基板に対して相対移動させて前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階と、
前記凝固された粘性組成物を切断する段階を含み、
前記粘性組成物は、身体内で薬理効果を引き起こす機能性物質を含むことを特徴とするマイクロ構造体の製造方法。
前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階は、前記粘性組成物への送風のない状態で、前記粘性組成物を０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で１次的に引張る段階と、引張りが止まった状態で５〜３００秒間待機する段階と、１〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物に送風する状態で、０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で前記粘性組成物を２次的に引張る段階と、５〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物に送風する状態で、前記粘性組成物を凝固させる段階を含むことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のマイクロ構造体の製造方法。
前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階は、前記粘性組成物への送風のない状態で、前記粘性組成物を０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で１次的に引張る段階と、引張りが止まった状態で５〜３００秒間待機する段階と、前記粘性組成物への送風のない状態で、０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で前記粘性組成物を２次的に引張る段階と、５〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物へ送風する状態で、前記粘性組成物を凝固させる段階を含むことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のマイクロ構造体の製造方法。
前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階は、１〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物へ送風する状態で、前記粘性組成物を０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で引張る段階と、５〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物へ送風する状態で、引張りを止めて前記粘性組成物を凝固させる段階を含むことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のマイクロ構造体の製造方法。
前記粘性組成物を引張り、前記引張られた粘性組成物を凝固させる段階は、前記粘性組成物への送風のない状態で、前記粘性組成物を０．８〜２０００μｍ／ｓの速度で引張る段階と、５〜１００ｍ／ｓの風速で前記粘性組成物へ送風する状態で、引張りを止めて前記粘性組成物を凝固させる段階を含むことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のマイクロ構造体の製造方法。
前記切断された粘性組成物は、最小直径を持つ上端部の直径が５〜８０μｍであり、最大直径を持つ下端部から前記上端部までの長さが２００〜３０００μｍであることを特徴とする請求項１〜４のいずれか一項に記載のマイクロ構造体の製造方法。