JPWO2008062832A1

JPWO2008062832A1 - マイクロニードルアレイ及びマイクロニードルアレイの製造方法

Info

Publication number: JPWO2008062832A1
Application number: JP2008545431A
Authority: JP
Inventors: 孝夫友野
Original assignee: Toppan Inc
Current assignee: Toppan Inc
Priority date: 2006-11-22
Filing date: 2007-11-21
Publication date: 2010-03-04
Also published as: WO2008062832A1; EP2090331A4; US20090234301A1; EP2090331A1

Abstract

【課題】成形時に針の先端が劣鋭にならず、加水分解せずに安定した分子量を保ち、着色することなく形状安定性に優れたマイクロニードル及びマイクロニードルアレイを成形するための製造方法及びその製造物を提供することを課題とする。【解決手段】本発明のマイクロニードルの製造方法は、開口径が５０〜２００μｍ、深さが１００〜４５０μｍのニードル形成部を有する成形型に樹脂流動体を供給する供給工程と、前記供給された樹脂流動体をニードル形成部に充填する充填工程と、前記充填された樹脂流動体を冷却固化する固化工程と、を有し、前記供給工程、前記充填工程、及び前記固化工程は、減圧もしくは真空下で行うことを特徴とする。【選択図】図１

Description

本発明は、マイクロニードル及びマイクロニードルの製造方法と、当該マイクロニードルを用いたマイクロニードルアレイ及びマイクロニードルアレイの製造方法に関する。

従来、皮膚や粘膜等の生体表面を介して薬剤を投与する場合は、通常、液状あるいはゲル状の薬剤を塗布することが多い。薬剤の生体表面への塗布は、非侵襲的方法ではあるが、発汗や外部接触等によって塗布した薬剤が除去されやすい。また、投与期間が長期にわたる場合は皮膚障害が発生する等、安全性の面でも問題が生じることがある。さらに、対象薬剤の分子量が大きい場合や、水溶性薬剤であるなどの場合は、生体表面に塗布しても体内にはほとんど吸収されず、それらの薬剤の経皮的投与は困難であった。

これらの問題を解決するべく、高さ５０μｍないし１００μｍのマイクロニードルを基板上に多数設けて形成されたマイクロニードルアレイが提案されている（例えば、特許文献１参照。）。

上記マイクロニードルの表面に所望の薬剤を塗布したマイクロニードルアレイを用いて薬剤を直接生体組織内に投与する方法は、完全な非侵襲的方法ではないが、マイクロニードルは径が小さい上に、真皮など生体組織内の比較的浅い領域までしか到達しないため、痛覚を刺激することは少なく、患者への侵襲が小さい。さらに、マイクロニードルが表皮および角質層を突き抜けた状態で、薬剤を投与できるため、従来経皮的投与が困難であった薬剤をも投与できるという利点がある。
特表２００５−５０３１９４号公報

しかしながら、上記マイクロニードルはシリコン単結晶基板上に形成されているため、穿刺能力の面では優れているが、マイクロニードルが折れた場合に、その残留物が皮膚中に残ってしまうという問題がある。

また、ポリ乳酸等の分解性ポリマーで針形状を製造している例もあるものの、その場合には、アスペクト比が高いことにより、金型のニードル成形部先端の空気が残留し、形状の再現性に問題がある。

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、成形時に針の先端が劣鋭にならず、加水分解せずに安定した分子量を保ち、着色することなく形状安定性に優れたマイクロニードル及びマイクロニードルアレイを成形するための製造方法及びその製造物を提供することを課題とする。

本発明のマイクロニードルの製造方法は、開口径が５０〜２００μｍ、深さが１００〜４５０μｍのニードル形成部を有する成形型に樹脂流動体を供給する供給工程と、前記供給された樹脂流動体をニードル形成部に充填する充填工程と、前記充填された樹脂流動体を冷却固化する固化工程と、を有し、前記供給工程、前記充填工程、及び前記固化工程は、減圧もしくは真空下で行うことを特徴とする。

本発明のマイクロニードルのもう一つの製造方法は、開口径が５０〜２００μｍ、深さが１００〜４５０μｍのニードル形成部を有する成形型に樹脂を供給する供給工程と、前記供給された樹脂を流動化して樹脂流動体とする過熱溶融工程と、前記樹脂流動体をニードル形成部に充填する充填工程と、前記充填された樹脂流動体を冷却固化する固化工程と、を有し、前記供給工程、前記過熱溶融工程、前記充填工程、及び前記固化工程は、減圧もしくは真空下で行うことを特徴とする。

前記成形型は、前記ニードル形成部を２以上有していてもよい。また、前記成形型は、前記ニードル形成部以外の部分に突起部を有していてもよいし、前記ニードル形成部に突起部を有していてもよい。

前記樹脂流動体の充填工程は、前記樹脂流動体を押圧することによって充填することとしてもよい。

前記樹脂流動体の充填工程において、前記成形型のニードル形成部以外の部分にも樹脂流動体を配置してもよい。

前記樹脂は生体適合性材料を含み、当該生体適合性材料が、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、乳酸グリコール、キチン、キトサン、ヒアルロン酸、コラーゲン、グルコース・セルロース、及びマグネシウム合金のいずれかを含む材料であってもよい。

本発明のマイクロニードルは、上記いずれかの製造方法で製造されることを特徴とし、当該マイクロニードルは、５ｋｇ／ｃｍ^２以下の加重で塑性変形しないものでもよい。

本発明のマイクロニードルアレイの製造方法は、前記マイクロニードルの成形後、前記成形型のニードル形成部上に基板を配置する配置工程と、前記ニードル形成部と前記基板とを一体化する積層工程と、を有することを特徴とし、前記マイクロニードルと前記基板とは異なる材料からなるものであってもよい。

本発明によれば、減圧もしくは真空下で成形することにより、鋭利なマイクロニードル先端が得られる。また、加水分解反応が抑えられるので、低分子化が生じにくくなり、マイクロニードルの強度を保持することも可能となる。さらに、反応が抑えられることにより着色の問題を回避することもできる。

本発明の第１実施形態のマイクロニードルアレイについて、図１から図３を参照して説明する。
図１（ａ）に示すように、本実施形態のマイクロニードルアレイ１は、マイクロニードル２と、マイクロニードル２の下部に設けられてマイクロニードル２を支持する基板３とを備えて形成されている。マイクロニードル２は、生体適合性材料であるＰＬＡで形成され、円錐形に形成された多数のニードル部４がシート部５上に一体となって設けられて形成されている。基板３は、アクリル（ＰＭＭＡ）で形成され、その表面にマイクロニードル２のシート部５が熱融着されてマイクロニードルアレイ１が形成される。マイクロニードルアレイ１には、２００〜１２００本／ｃｍ２の間隔でマイクロニードルが形成されている。

ニードル部４及びシート部５は、生体適合性材料である医療グレードのポリ乳酸（ＰＬＡ）で形成されている。ニードル部４の底面の径φは５０μｍないし２００μｍ、高さｈは１００μｍないし５００μｍであるが、表面に塗布する薬剤の浸透度と痛覚の刺激によ
る侵襲の大きさのバランスを考慮すると、底面の径φは８０μｍないし１２０μｍ、高さｈは２００μｍないし４００μｍの範囲がより好ましい。また、ニードル部４の形状は、円錐状の他、図１（ｂ）に示すように、円柱の上部が円錐状に形成された、いわゆる鉛筆状に形成されてもよいし、断面が三角形や四角形等の多角錐状に形成されてもよい。

マイクロニードルアレイ１の製造方法について、図２を参照して説明する。図２（ａ）は本実施形態のマイクロニードルアレイ１の製造装置１１の概略図である。製造装置１１はベルトコンベア１２と、ベルトコンベア１２の移送面に沿って設けられたヒータ１３ａないし１３ｅと、ベルトコンベア上流側の所定位置に設けられたノズル１４と、ノズル１４より下流側の位置に設けられた基板供給部１５と、基板供給部１５より下流側に、ベルトコンベア１２の移送面を加圧するように設けられたロール１６とを備えている。

まず、ベルトコンベア１２上に、マイクロニードル２成形用の金型１７を設置する。金型１７は、図２（ｂ）に示すように、フォトリソグラフィやドライエッチングなどの公知の方法で金属材料にニードル形成部１８が設けられて形成される。

次に、ノズル１４からBirmingham Polymers Inc社製の医療グレードのＰＬＡ１９の溶解液又は切断ブロックを金型１７上に供給する。このとき、ヒータ１３ａの温度はＰＬＡ１９の融点（以下、「Ｔｍ」と称する。）以上に設定される。

金型１７がベルトコンベア１２上を移動するにつれて、ベルトを介してヒータによって加熱されることにより、ＰＬＡ１９は以下の（１）式で表される温度範囲（℃）に加熱され、金型１７の全面にわたって広がり、シート部５で一体となった多数のニードル部４の形状となる（マイクロニードル形成工程）。このとき、ヒータ１３ｂの温度はＰＬＡのＴｍに設定される。
Ｔｍ＋Ｘ（Ｘは２以上５０未満、好ましくは２以上１０未満）…（１）

続いて、金型１７がベルトコンベア１２上を移動し、基板供給部１５から金型１７の上に基板３が設置される。基板３は上述のようにＰＭＭＡであるが、他にブチルアクリレートとメタアクリレートの共重合体なども好適である。また、他のプラスチック材料も使用可能である。さらに、多孔質材料であるアルミナや金属を用いてもよい。このときヒータ１３ｃの温度はＰＬＡの融点より約２０℃高い温度に設定され、ＰＬＡがヒータ１３ｃに到達した時点で（１）式の温度範囲に加熱されているように調整する。
少なくとも、金型上へのＰＬＡの供給からマイクロニードル形成工程までは、減圧もしくは真空下で行われるものとする。
一体となった基板３および金型１７は、ロール１６で圧力を加えて密着され、図２（ｂ）に示すように、基板３とシート部５とが熱融着される（融着工程）。このときロール１６の温度は上記（１）式の範囲内（ＴｍはＰＬＡの融点）に設定される。

その後、基板３および金型１７は、ベルトコンベア１２上を移動しながら、ヒータ１３ｄ及び１３ｅによりその温度が徐々に約７０℃まで下げられる。冷却後、マイクロニードル２と一体となった基板３が金型１７から取り外され、所望の形状に打ち抜かれることで、本実施形態のマイクロニードルアレイ１が得られる。得られたマイクロニードルアレイ１のニードル部４の表面に、インスリンやエストラジオール等のホルモン剤や、ニトログリセリンなど、所望の薬剤がスプレーやゲルとして塗布して薬剤層が形成されることで、マイクロニードルアレイ１を当該薬剤の経皮的投与に供することができる。

本発明のマイクロニードルアレイ１によれば、ニードル部４がシート部５でＰＭＭＡからなる基板３と十分に接着されているため、５ｋｇｆ／ｃｍ２以下の荷重でも塑性変形しない程度の強度を保持している。従って、皮膚等の生体表面に穿刺する際に塑性変形する
ことはなく、良好に生体組織内に到達する。また、生体組織内においても折れることはなく、万一折れた場合も、ニードル部４を形成するＰＬＡは体内で分解されて消失するため、患者にとって無害である。

また、マイクロニードル２のみが医療グレードのＰＬＡで形成されているため、マイクロニードルアレイ全体（すなわちマイクロニードル２および基板３）を医療グレードのＰＬＡで形成する場合に比べて、５０％から８０％程度、高価な医療グレードのＰＬＡの使用量を減少させることができる。従って、従来のマイクロニードルアレイに比べて同程度の性能を保持しつつ、大幅に製造コストを低下させることができる。
さらに、基板３が柔軟なＰＭＭＡで形成されているため、皮膚形状の変化にも十分追従し、マイクロニードル２が基板３から剥離する等の心配がない。

なお、本実施形態におけるマイクロニードル２は、図３（ａ）に示すように表面に溝２１を設けて形成されてもよい。このようにすると、薬剤がマイクロニードル２の表面に塗布される際に、溝２１に薬剤が貯留されるため、薬剤の放出時間の延長が図れるとともに、薬剤の放出をより精度よく制御することができる。

また、図３（ａ）に示すように溝２１から延出し、シート部５を貫通する連通孔（導出手段）２１ａが設けられてもよい。この場合、シート部５と基板３との間隙にポリマーに薬剤を含浸させるなどして構成した薬剤層２２が設けられることによって、マイクロニードル２の表面の薬剤がすべて放出された後も、薬剤層２２から薬剤が連通孔２１ａを通ってマイクロニードル２に導出されて放出が継続される。したがって、薬剤の放出時間の更なる延長を図ることができる。薬剤層２２は図３（ｂ）に示すように、基板３の内部に設けられてもよい。この場合は、連通孔２１ａが基板３の内部まで延長し、薬剤層２２と連通する構成とする。ただし、基板３を上述した多孔質材料を用いて形成する場合は、連通孔を設けずにマイクロニードルに向けて薬剤を導出することが可能である。なお、図３（ａ）および（ｂ）は、基板３、シート部５、薬剤層２２およびマイクロニードル２の一部を断面として示している。

また、本実施形態のマイクロニードルアレイの製造方法においては、金型及び基板を移動させながら行う方法を説明したが、固定した金型を加熱し、金型の上部に各ニードル形成部に対応させて設けられた微小ノズルから、ＰＬＡ等の生体適合性材料を供給してマイクロニードルを形成し、基板との熱融着を行うことによってマイクロニードルアレイを製造してもよい。

次に、本発明の第２実施形態について図４及び図５を参照して説明する。本実施形態のマイクロニードルアレイ３１と上述した第１実施形態との異なる点は、図４（ａ）に示すように、第１実施形態のマイクロニードル２に存在したシート部５がマイクロニードル３２に存在しない点である。なお、第１実施形態と同一の構成要素には、同一の符号を付して重複する説明を省略する。

本実施形態のマイクロニードルアレイ３１の製造方法について、図５を参照して説明する。図５（ａ）は、本実施形態のマイクロニードルアレイ３１の製造装置４１の概略図である。本製造装置４１は、ベルトコンベア４２と、ベルトコンベア４２の上方に設けられた第１ロール４３と、ベルトコンベア４２の下方に、第１ロール４３とともにベルトコンベアを挟んで加圧可能に設けられた第２ロール４４と、第１ロールの上方の所定位置に設けられたノズル４５と、ノズル４５の下方の所定位置に、その先端が第１ロールの表面に接するように設けられたナイフエッジ４６とを備えて構成されている。第１ロール４３は、図５（ｂ）に示すように、上述したマイクロニードル成形用の金型１７がニードル形成部１８を外周に向けて多面付けされた瓦巻きロールとなっている。

まず、ベルトコンベア４２上にＰＣからなる基板３が設置される。次に溶融温度以上に加熱した医療グレードのＰＬＡ１９がノズル４５から第１ロール４３の表面に供給される。このとき、第１ロール４３も、図示しないヒータ等によってＰＬＡ１９の溶融温度以上に加熱されている。第１ロール４３の回転にともなって、溶融したＰＬＡ１９がベルトコンベア４２に接近するが、その過程でナイフエッジ４６によって過剰なＰＬＡ１９が第１ロール４３の表面から除去される。このため、第１実施形態においてマイクロニードル２に存在する存在するシート部５は、本実施形態においては形成されない。

基板３がベルトコンベア４２上を移動し、第１ロール４３と第２ロール４４との間に挟みこまれると、第１ロール４３の表面で溶融していたＰＬＡ１９が基板３３の表面に転写されてマイクロニードル３４が形成されると同時に、基板３とマイクロニードル３４が熱融着される。このとき、第２ロール４４は図示しないヒータ等によってＰＬＡ１９の溶融温度より２０℃程度低い温度に加熱される。

基板３が第１ロール４３と第２ロール４４との間を通過した後は、ベルトコンベア４２上を移動しながら、周囲の空気により自然冷却される。このようにして作成されたマイクロニードル３４を有する基板３が所望の形状および大きさに打ち抜かれることによって、本実施形態のマイクロニードルアレイ３１が得られる。

本実施形態のマイクロニードルアレイ３１によれば、第１実施形態に存在するシート部５がマイクロニードル３２に存在しないので、さらに医療グレードＰＬＡの使用量を減少させることによって製造コストを低下させることができる。

なお、本実施形態におけるマイクロニードル３４は、底面が平坦に形成されているが、図４（ｂ）に示すように、マイクロニードル３４が基板に食い込むアンカー部３５を有するように形成してもよい。この場合、表面にあらかじめ微小な凹凸を形成した基板３３を使用して上記方法による製造を行うことによって、アンカー部３５を有するマイクロニードル３４を備えたマイクロニードルアレイを形成することが可能である。

さらに、本実施形態のマイクロニードルアレイの製造方法においては、基板３が枚葉となっている場合について説明したが、基板が連続フィルムの状態であっても実施可能である。また、ナイフエッジ４６と第１ロール４３の距離を調整することによって、第１実施形態のようにシート部を設けたマイクロニードルを形成することも可能である。

次に、本発明の第３実施形態について、図６及び図７を参照して説明する。本実施形態のマイクロニードルアレイ５１と上述した各実施形態との異なる点は、図６（ａ）に示すように、シート部５５に基板５３に通じる連通孔５６が多数設けられている点と、基板の下に薬剤層５７が設けられている点である。なお、上述の各実施形態と同一の構成要素には、同一の符号を付して重複する説明を省略する。

本実施形態のマイクロニードルアレイ５１の製造方法について、図７を参照して説明する。マイクロニードルアレイ５１の製造装置６１は、外枠６２と、外枠６２にはめ込まれる金型６３と、押圧板６４とを備えて形成されている。上述の各実施形態と異なり、外枠６２および金型６３はあらかじめ作成されるマイクロニードルアレイ５１の形状および大きさに形成されている。

金型６３は、第１実施形態とほぼ同様の方法で作成された金型を所望の形状及び大きさに加工して作成されるが、上述の金型１７と異なり、金型６３にはシート部５５に連通孔５６を形成するための突起部６５が多数形成されている。

まず図７（ａ）に示すように、金型６３が外枠６２にはめ込まれ、医療グレードのＰＬＡ１９のブロックが金型６３上に供給される。このとき、ブロックは球形状、直方体状、円柱状など任意の形状が選択できる。金型６３は図示しないヒータ等によって加熱され、ＰＬＡ１９は金型６３によって以下の（２）式によって表される温度Ｔ℃まで加熱され、金型６３の形状に合わせてニードル形成部６６内に広がっていく。ＰＬＡ１９の量は、金型６３のニードル形成部６６を埋め、さらにシート部５５を形成する程度の量とする。その後、図７（ｂ）に示すように、押圧板６４で５０ＭＰａ以上の圧力を加えてから、温度を下げ、押圧板６４を上昇させる（マイクロニードル形成工程）。このとき、突起部６５は押圧板６４の押圧面に多数設けられた孔に嵌合する。形成されるマイクロニードル５２のシート部５５には、突起部６５によって多数の連通孔５６が形成される。
Ｔｇ＋Ｙ＜Ｔ＜Ｔｍ＋５０（Ｔｇはガラス転移温度、Ｙは２以上５０未満、好ましくは２０以上）…（２）

続いて、図７（ｃ）に示すように、基板５３の材料となるＰＭＭＡ６７の塊がシート部５５の上に供給される。ＰＭＭＡ６７に代えて、ポリエチレン（ＰＥ）等の他の材料も使用できるが、マイクロニードル５４を形成する材料と同程度かより低いＴｍを有する材料を用いるのが好ましい。ＰＭＭＡ６７の量は、シート部５５上に均等に広がった際に突起部６５の先端が埋もれない程度に設定される。その後、上記（２）式で算出される温度ＴにＰＭＭＡ６７を加熱しつつ、図７（ｄ）に示すように押圧板６４によってＰＭＭＡ６７が５０ＭＰａの圧力を加えて圧縮されて、基板５３が形成される（基板成形接着工程）。

押圧板６４を引き上げた後、外枠６２から金型６３を取りだし、図７（ｅ）に示すように、ポリマーに所望の薬剤を含浸させた薬剤層５７を基板５３上に密着させる。密着後、図７（ｆ）に示すように、基板５３を金型６３から取り外すと、シート部５５および基板５３を通り薬剤層５７に連通する連通孔５６が多数形成された本実施形態のマイクロニードルアレイ５１が得られる。図７（ｇ）は、マイクロニードルアレイ５１に粘着材がコートされた貼付部材５８を一体化させた最終製品を示している。

本実施形態のマイクロニードルアレイ５１によれば、連通孔５６がシート部５５に設けられているため、生体組織内におけるマイクロニードル５４の挙動に左右されることなく、薬剤は連通孔５６を通って放出され、マイクロニードル５４の穿刺によって、生体表面に形成された孔を通って安定して生体組織内に放出される。従って、より安定した薬剤の放出制御が可能である。

なお、充填する薬剤の量がそれほど多くない場合は、図６（ｂ）に示すように、薬剤層５７を連通孔５６のみに設けることも可能である。また、金型６３の突起部６５をニードル形成部６６に設ければ、図６（ｃ）に示すようにマイクロニードル５４を中空に形成することができる。この場合、マイクロニードル５４に設けられた連通孔５６を通して、生体組織内により効率よく薬剤を投与することが可能となる。

以上、マイクロニードルと基板との２層構造を構成する場合について説明してきたが、本発明は図８に示すように、マイクロニードル１０１と基板１０２とを１層で成形しても良く、次に本発明の第４実施形態として説明する。

本実施形態のマイクロニードルアレイの製造方法について図９を参照して説明する。まず、図９（ｂ）に示すように、減圧もしくは真空状態の金型７３上に医療グレードのＰＬＡ１９が供給される。ＰＬＡ１９は加熱され、図９（ｃ）に示すように、金型７３の形状に合わせてニードル形成部６６内に広がる。ＰＬＡ１９の量は、金型７３のニードル形成部６６を埋め、さらにシート部６５を形成し、シート部６５が基材としての役割を果たせ
るだけの厚さを形成する程度の量とする。その後、図９（ｄ）に示すように押圧板７４で下向き圧力を加えてから、温度を下げて冷却固化させた後、押圧板７４を上昇させ、マイクロニードルアレイ６４を得る。

本実施形態のマイクロニードルアレイ６４によれば、マイクロニードルアレイ６４が一層で成形されているため、製造工程が少なく、生産性を高めることができる。

なお、第３実施形態に示したように、金型に突起部を設けて、マイクロニードルに連通孔を形成することも可能である。

以上、本発明の実施形態について説明してきたが、本発明の技術範囲は上記実施の形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。
例えば、上記実施形態では、医療グレードのＰＬＡでマイクロニードルが形成されているが、医療グレードを満たしたものであれば、ＰＬＧＡ、キチン、キトサン、ヒアルロン酸、コラーゲン、グルコース、セルロース、マグネシウム合金等、他の生体適合性材料を用いることも可能である。また上記各種生体適合性材料と、薬剤を混合した材料でマイクロニードルを形成してもよい。この場合は、マイクロニードルが生体組織内で融解することによって薬剤が放出される。
さらに、上記実施形態では、基板がＰＭＭＡで形成されているが、前述のようにブチルアクリレートとブチルメタアクリレートの共重合体や、ポリカーボネート、ポリウレタン、ポリプロピレン等の他の樹脂材料や、金属、セラミック等も使用可能である。その他医療グレードよりグレードの低いＰＬＡ等の材料も使用可能である。生体表面の形状変化に対する追従性の観点からは伸張性のよい樹脂材料で基板を形成するのが好ましい。また、上述した各種材料で形成した複数の層を一体として基板を形成してもよい。

また、上記実施形態では、熱融着によって基板とマイクロニードルが接着されているが、プラズマ融着によって接着されてもよい。また上記実施形態では、基板およびマイクロニードルが圧縮成形されているが、これに代えて、射出成形などの一般的に用いられているプラスチック成形技法を用いて基板およびマイクロニードルを成形することも可能である。

真空吸引しながら、金型上のＰＬＡを２１０℃まで加熱した。ＰＬＡをニードル形成部内に充填した後、１時間かけて常温で冷却固化させてマイクロニードルアレイを成形した。当該マイクロニードルの成形には図９で示した装置を使用した。

成形したマイクロニードルアレイを取り出し、針先端部の形状を観察したところ、針先端部は劣鋭であり、さらにマイクロニードルアレイ上の全てのマイクロニードルの先端部が同一形状を保持していた。

比較例１

真空吸引せずに、金型上のＰＬＡを２１０℃まで加熱した。ＰＬＡをニードル形成部内に充填した後、１時間かけて常温で冷却固化させてマイクロニードルアレイを成形した。当該マイクロニードルの成形には図９で示した装置を使用した。

成形したマイクロニードルアレイを取り出し、針先端部の形状を観察したところ、８００本中８０本の割合で針先端部が丸くなっており、マイクロニードルの形状及び高さにばらつきが生じていた。

キチンをクロロホルムに溶解させた樹脂流動体を作成し、当該樹脂流動体を金型上に供給して、温度を６０℃まで上げながら真空引きを行った。１時間後、有機溶媒であるクロロホルムが蒸発した時点で温度を常温まで下げることにより、金型上にキチンからなる成形物のみを残してキチンのマイクロニードルアレイを成形した。当該マイクロニードルの成形には図９で示した装置を使用した。

成形したマイクロニードルアレイを取り出し、針先端部の形状を観察したところ、針先端部は劣鋭であり、さらにマイクロニードルアレイ上の全てのマイクロニードル先端部が同一形状を保持していた。

比較例２

キチンをクロロホルムに溶解させた樹脂流動体を作成し、当該樹脂流動体を金型上に供給して金型温度を６０℃まで上昇させながら樹脂流動体を金型に充填させた。
１時間後、温度を常温まで下げてマイクロニードルアレイを成形した。当該マイクロニードルアレイの成形には図９で示した装置を使用した。

得られたマイクロニードルアレイには有機溶媒であるクロロホルムが残留しており、生体表面に穿刺する部材としては使用できなかった。

キトサン、たんぱく質製剤、及び水を混ぜ合わせて樹脂流動体を形成する。当該樹脂流動体を金型上に供給し、金型を４０℃まで加熱した。真空引きを行い、金型を４０℃に保った状態で１時間放置し、その後、温度を常温まで下げることにより、金型上にキトサンからなる成形物のみを残してキトサンのマイクロニードルアレイを成形した。当該マイクロニードルアレイの成形には図９で示した装置を使用した。

比較例３

キトサン、たんぱく質製剤、及び水を混ぜ合わせて樹脂流動体を形成する。当該樹脂流動体を金型上に供給し、金型を４０℃まで加熱した状態で１０時間放置した。１０時間後、金型温度を常温まで下げて成形した。当該マイクロニードルの成形には図９で示した装置を使用した。

比較例３の場合、マイクロニードルアレイ状に成形固化されるまで、真空引きを加えた場合の１０倍の時間を要した。

本発明は、医療用のマイクロニードルアレイに使用することができる。

本発明の第１実施形態のマイクロニードルアレイを模式的に示す断面図である。同実施形態の製造方法を示す図である。同実施形態の変形例を一部断面図として示す図である。本発明の第２実施形態のマイクロニードルアレイを模式的に示す断面図である。同実施形態の製造方法を示す図である。本発明の第３実施形態のマイクロニードルアレイを模式的に示す断面図である。同実施形態の製造方法を示す図である。本発明の第４実施形態のマイクロニードルアレイを模式的に示す断面図である。同実施形態の製造方法を示す図である。

符号の説明

１、３１、５１、６４…マイクロニードルアレイ、２、３２、５２…マイクロニードル、３、３３、５３…基板、４、３４、５４…マイクロニードル、１７、６３、７３…金型、１９…ポリ乳酸（生体適合性材料）、２１ａ…連通孔（導出手段）、２２、５７…薬剤層

Claims

開口径が５０〜２００μｍ、深さが１００〜５００μｍのニードル形成部を有する成形型に樹脂流動体を供給する供給工程と、
前記供給された樹脂流動体をニードル形成部に充填する充填工程と、
前記充填された樹脂流動体を冷却固化する固化工程と、を有し、
前記供給工程、前記充填工程、及び前記固化工程は、減圧もしくは真空下で行うことを特徴とするマイクロニードルの製造方法。
開口径が５０〜２００μｍ、深さが１００〜５００μｍのニードル形成部を有する成形型に樹脂を供給する供給工程と、
前記供給された樹脂を流動化して樹脂流動体とする過熱溶融工程と、
前記樹脂流動体をニードル形成部に充填する充填工程と、
前記充填された樹脂流動体を冷却固化する固化工程と、を有し、
前記供給工程、前記過熱溶融工程、前記充填工程、及び前記固化工程は、減圧もしくは真空下で行うことを特徴とするマイクロニードルの製造方法。
前記成形型は、前記ニードル形成部を２以上有することを特徴とする請求項１または２記載のマイクロニードルの製造方法。
前記成形型は、前記ニードル形成部以外の部分に突起部を有することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１に記載のマイクロニードルの製造方法。
前記成形型は、前記ニードル形成部に突起部を有することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１に記載のマイクロニードルの製造方法。
前記樹脂流動体の充填工程は、前記樹脂流動体を押圧することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１に記載のマイクロニードルの製造方法。
前記樹脂流動体の充填工程において、前記成形型のニードル形成部以外の部分にも樹脂流動体を配置することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１に記載のマイクロニードルの製造方法。
前記樹脂が、生体適合性材料を含むことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１に記載のマイクロニードルの製造方法。
前記生体適合性材料が、ポリ乳酸、乳酸グリコール、キチン、キトサン、ヒアルロン酸、コラーゲン、グルコース・セルロース、及びマグネシウム合金のいずれかを含む材料であることを特徴とする請求項８記載のマイクロニードルの製造方法。
請求項１乃至９のいずれか１の製造方法で製造されたことを特徴とするマイクロニードル。
前記マイクロニードルは、５ｋｇｆ／ｃｍ２以下の加重では塑性変形しないことを特徴とする請求項１０記載のマイクロニードル。
請求項１乃至９のいずれか１の製造方法でマイクロニードルを成形後、前記マイクロニードルを介して前記成形型のニードル形成部と対向するように基板を配置する配置工程と、
前記マイクロニードルと前記基板とを一体化する積層工程と、
を有することを特徴とするマイクロニードルアレイの製造方法。
前記マイクロニードルと前記基板は異なる材料からなることを特徴とする請求項１２記載のマイクロニードルアレイの製造方法。
請求項１２または請求項１３で製造されたことを特徴とするマイクロニードルアレイ。