WO2019044993A1 - 皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイス - Google Patents

皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイス Download PDF

Info

Publication number
WO2019044993A1
WO2019044993A1 PCT/JP2018/032167 JP2018032167W WO2019044993A1 WO 2019044993 A1 WO2019044993 A1 WO 2019044993A1 JP 2018032167 W JP2018032167 W JP 2018032167W WO 2019044993 A1 WO2019044993 A1 WO 2019044993A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
microneedle
skin
group
microneedles
labeled molecule
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/032167
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
洋行 甲斐
耕 大黒
邦明 長峯
Original Assignee
国立大学法人東北大学
国立大学法人 東京大学
国立大学法人山形大学
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 国立大学法人東北大学, 国立大学法人 東京大学, 国立大学法人山形大学 filed Critical 国立大学法人東北大学
Priority to JP2019539626A priority Critical patent/JP7229483B2/ja
Publication of WO2019044993A1 publication Critical patent/WO2019044993A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M37/00—Other apparatus for introducing media into the body; Percutany, i.e. introducing medicines into the body by diffusion through the skin

Definitions

  • the present invention relates to a device for detection, diagnosis or treatment of skin diseases or conditions.
  • the skin is the largest organ in the human body, and the disease has a great influence on the quality of life. It has been pointed out that the onset of atopy is associated with a decrease in the barrier function of the skin. Further, for example, skin cancer, which is one of skin diseases, has been increasing in number in recent years. It is said that skin cancer can improve survival rate by early detection, but it is difficult to distinguish it from stains and hokuro and diagnosis is difficult.
  • a microneedle is used as a minimally invasive device for extracting biological fluid from a patient and supplying a drug to the patient (Patent Document 1)
  • data obtained from the patient is A large external diagnostic device was needed to use and diagnose.
  • An object of the present invention is to provide a patch type device capable of detecting, diagnosing or treating a skin disease or condition on site from an in vivo sample of a subject without the need for a large external device.
  • the present inventors have achieved a microneedle array equipped with a microneedle, a labeled molecule that specifically responds to a specific molecule in the living body of a subject, and a sensor unit (particularly, an organic transistor) in order to achieve the above object.
  • the microneedle is used as a conductive electrode, and the labeled molecule is attached to the microneedle array, and a change caused by dissociation of the labeled molecule from the microneedle is detected by the sensor as an electrical signal.
  • a microneedle array comprising a plurality of microneedles, A labeled molecule attached to the microneedle;
  • a device for detecting, diagnosing and / or treating a disease or condition of the skin comprising: a sensor unit for detecting as an electrical signal a change caused by dissociation of the labeled molecule attached to the microneedle from the microneedle .
  • a sensor unit for detecting as an electrical signal a change caused by dissociation of the labeled molecule attached to the microneedle from the microneedle.
  • the biopolymer is a protein or a nucleic acid.
  • the labeled molecule is a labeled molecule capable of binding to ATP.
  • the tip of the microneedle is plated with a metal selected from the group consisting of nickel, a nickel alloy, and gold.
  • the tip of the microneedle is coated with a conductive polymer.
  • a cation selected from the group consisting of a main chain containing polyoxyalkylene, polyallylamine, or both, and a guanidine group, a thiourenium group, and an isothiourenium group attached to the main chain. Attached to the main chain at a position different from the cationic group in the main chain via a bond selected from the group consisting of an ester bond, an amide bond, an ether bond, and an imino (-N-) bond.
  • the device according to any one of [1] to [6] which comprises: [8] The device according to any one of [1] to [7], wherein the microneedles have channels extending in a reticulated manner inside.
  • the sensor unit comprises a transistor.
  • the transistor is an extended gate type in which a gate electrode is electrically connected to a microneedle and a reference electrode is connected to a source electrode.
  • the active layer of the transistor is an organic semiconductor.
  • a skin disease or condition can be detected, diagnosed or treated in situ from an in-vivo sample of a subject while the device of the present invention is inserted into the skin of the subject.
  • FIG. 1 is a schematic side view of a skin patch according to an embodiment of the present invention.
  • BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The schematic cross section of the microneedle (A) and microneedle array (B) of preferable embodiment. Schematic sectional drawing of the microneedle (A) and microneedle array (B) of another preferable embodiment. Explanatory drawing which shows a microneedle array. (A) Explanatory drawing which shows the dimension of microneedle, (B) Explanatory drawing which shows the dimension of microneedle array. Fig.
  • FIG. 5 is a schematic view illustrating a biopolymer-responsive labeled molecule attached to the surface of a microneedle and dissociation of the labeled molecule in the presence of ATP.
  • Structural formula of an example of the labeling molecule of ATP responsiveness Structural formula of an example of another labeled molecule of ATP responsiveness.
  • Figure Schematic diagram of the sensor unit. The schematic which shows the structure of the transistor of a sensor part.
  • Transistor structure of another sensor part. (A) is a schematic side view, (B) is a schematic plan view. The graph which shows the change of the resonant frequency over time by quartz crystal oscillator micro balance (QCM).
  • QCM quartz crystal oscillator micro balance
  • FIG. 15 (A), (D) A schematic view showing the potential change of the microneedle-type gold electrode in FIG. 15 (B) Graph. Graph showing change in potential on microneedles. The horizontal axis is time, and the vertical axis is a value obtained by subtracting potential drift (linear).
  • a "disease" of the skin refers to an unhealthy or abnormal condition of the skin.
  • the "state" of the skin refers to the health of the skin.
  • detection of a skin disease or condition refers to determination of the presence or absence of a skin disease or condition, determination of a preventive effect on a skin disease or condition, determination of a therapeutic effect on a skin disease or condition, skin It includes a test method for diagnosis (especially early diagnosis) of a disease or condition, and a test method for treatment (especially early treatment) of a skin disease or condition.
  • diagnosis of a skin disease or condition means identifying the presence or absence or nature of the skin disease or condition.
  • detection of the presence or absence of a skin disease or condition refers to the determination of the presence or absence of a skin disease or condition, “detection” and “diagnosis” are synonymous.
  • treatment refers to (1) preventing a disease, ie, being exposed to or susceptible to a disease but not yet experiencing the symptoms of the disease or having a disease Not causing the onset of clinical symptoms of the disease in a subject who is not experiencing symptoms of (2) inhibiting the disease, ie inhibiting, controlling, slowing, stopping or suppressing the onset of the disease or its clinical symptoms; or (3) Alleviating the disease, that is, causing the disease or its clinical symptoms to regress, or improving the disease or its clinical symptoms.
  • subject includes human and non-human animals.
  • Non-human animals include mammals other than humans (eg, mammals such as mice, rats, guinea pigs, monkeys, dogs, cats, rabbits, cattle, horses, sheep, goats and pigs), birds, fish, reptiles, Amphibians etc. are included.
  • Preferred subjects are humans or non-human mammals such as mice and rats.
  • FIG. 1 shows a skin patch 1 as a device for detecting, diagnosing and / or treating skin diseases or conditions according to the invention.
  • the skin patch 1 includes a microneedle array 10, a detection unit 30 attached to the microneedle array 10, and a decoration and / or a surface of the skin patch 1 attached on the opposite side of the detection unit 30 to the microneedle array 10. And a surface layer 60 for protection.
  • the microneedle array 10 includes a sheet-like base 12 and a plurality of microneedles 14 provided upright on one side of the base 12. Further, on the surface of the microneedle 14, an aggregate 20 composed of a biopolymer 22 and a labeled molecule 24 also called a molecular glue associated with the biopolymer 22 is attached (see FIG. 5). As described below, in one embodiment, the labeled molecule 24 is capable of binding to ATP 26.
  • the detection unit 30 is attached to the surface of the base 12 of the microneedle array 10 opposite to the surface on which the microneedles 14 are provided.
  • the detection unit 30 is connected to the lead 62, and the detection unit 30 transmits data of biological information obtained from the in-vivo sample of the subject via the lead 62 and / or the outside via a lead 62 in a wired manner Electricity can be supplied to the detection unit 30 from a power supply (not shown).
  • the microneedle array 10 may have any known microneedle array configuration, but in one embodiment is preferably a porous microneedle array 10. Such a porous microneedle array 10 is described in JP-A-2017-724. Specifically, as shown in FIGS. 2A and 2B, the microneedle array 10 and each of the microneedles 14 have a plurality of flow channels 16 extending in a mesh shape inside.
  • the cross-sectional shape of the flow path 16 differs depending on the position in the extending direction of the flow path 16, and the cross-sectional area of the flow path 16 is a flow More specifically, the cross-sectional area of the flow passage 16 is irregularly increasing and decreasing repeatedly irregularly over the extending direction of the passage 16.
  • the cross-sectional shape of the flow path 16 is the same in the extending direction of the flow path 16, and the flow path
  • the cross-sectional area of 2 may be constant in the extending direction of the flow path 2.
  • the microneedle 14 When the microneedle 14 is inserted into the skin (not shown), capillary action occurs between the subcutaneous tissue fluid and the reticulated flow channel 16 provided in the microneedle 14, and the subcutaneous tissue fluid is transferred to the microneedle 14. It is possible to suck up at high speed through the flow path 16 of Therefore, the microneedle 14 has an excellent water absorption rate. By this action and effect, for example, it is possible to perform sampling (sampling) of body fluid such as subcutaneous tissue fluid at high speed.
  • the microneedle 14 is provided with the flow path 16 extending in a reticulated manner inside, the drug solution can be rapidly and subcutaneously administered through the flow path 16 of the microneedle 14.
  • the diameter R of the flow path 16 is preferably 30 ⁇ m or less from the viewpoint of sufficiently obtaining the above-described effect of the capillary phenomenon. , More preferably 10 ⁇ m or less, particularly preferably 5 ⁇ m or less, preferably more than 50 nm, more preferably 100 nm or more, more preferably 500 nm or more, particularly preferably Preferably, it is 1 ⁇ m or more.
  • the diameter R of the flow passage 16 is the average value of the diameters when measuring the diameter (maximum diameter) of all the flow passages 16 provided inside the microneedle 14 over their extending lengths. Point to.
  • the extension length L of the flow path 16 may be 10 to 1000 ⁇ m, preferably 100 to 1000 ⁇ m from the viewpoint of sufficiently obtaining the effect by the above-described capillary phenomenon. From the viewpoint of simplicity, the thickness is more preferably 100 to 300 ⁇ m.
  • extension length L of the flow path 16 points out the average value of the extension length in the case where those extension lengths are measured about all the flow paths 16 provided in the inside of the microneedle 14.
  • the ratio (L / R) of the extension length L of the flow passage 16 to the diameter R of the flow passage 16 provides the flow passage 16 more continuously inside the microneedle 14, From the viewpoint of further increasing the water absorption speed of the needle 14, it is preferably 2 or more, more preferably 10 or more, particularly preferably 100 or more, and most preferably 1000 or more.
  • the microneedle 14 preferably includes at least one flow passage 16 penetrating the inside thereof.
  • the pressure in the flow path 16 is increased, and the introduction of the subcutaneous tissue fluid into the flow path 16 is delayed, whereas in the flow passage 16 which is penetrated, the subcutaneous tissue fluid is a flow path by capillary action.
  • the pressure buildup in the channel 16 is suppressed, and the introduction of the subcutaneous tissue fluid into the channel 16 becomes faster.
  • the porosity of the microneedles 14 is preferably 5 to 50%, more preferably 10 to 30%, from the viewpoint of obtaining sufficient mechanical strength while further increasing the water absorption rate.
  • the microneedle 14 shown in FIGS. 1 to 3B has a truncated cone shape.
  • the diameter Rb of the bottom circle in the frusto-conical shape of the microneedles 14 may be 20 to 500 ⁇ m, and it may be 100 to 400 ⁇ m from the viewpoints of ease of preparation and ease of penetration into the skin, and mechanical strength. Is preferred, for example 300 .mu.m.
  • the diameter Rt of the circle on the top surface may be 1 to 50 ⁇ m, and preferably 5 to 20 ⁇ m, for example 10 ⁇ m, from the viewpoint of ease of preparation and ease of penetration into the skin.
  • the height H of the microneedles 14 may be 20 to 1000 ⁇ m, preferably 30 to 600 ⁇ m from the viewpoint of penetrating the horny layer to secure a sufficient contact area with the epidermis and preventing invasion to the dermis.
  • it may be 600 ⁇ m.
  • the three-dimensional shape of the microneedle of the present invention is not limited to the truncated cone shape, so long as it can be inserted into the skin, other shapes such as conical shape, square pyramid shape, square pyramid shape and the like It may be a shape.
  • the material of the microneedle 14 is not particularly limited, but the microneedle 14 needs to have a metal or conductor surface. Therefore, the microneedles 14 are formed of metal, or further coated with microneedles 14 made of metal, resin, hydrogel material, oxide, etc. with metal, conductive polymer, nanocarbon, etc. It is.
  • Examples of the metal forming the microneedles 14 include nickel, nickel alloys, iron, iron alloys, titanium, titanium alloys, silver, gold and the like.
  • the conductive polymer refers to a polymer in which a conjugated polyene system forms an energy band and exhibits conductivity, and examples thereof include polyacetylene and polythiophene.
  • thiophenes thiophenes containing PEDOT (poly (3,4-ethylenedioxythiophene)) are well known, and PEDOT (PEDOT: PSS) doped with polystyrene sulfonic acid (PSS) is commercially available. .
  • microneedles 14 When the microneedles 14 are coated (plated) with metal, for example, a portion including the tip of the microneedles 14, the entire microneedles 14, or an entire continuous surface of the microneedle array 10 including the microneedles 14 and the base 12 It can be plated. Electrolytic plating and electroless plating are well known, and electroless plating is preferred. Nickel plating is preferred in view of the adhesion of the interface with the resin or the conductive polymer. Nickel plating on resin or conducting polymer and gold plating on nickel are well known in the art and relatively easy to manufacture.
  • the inner wall of the microneedle 14 has hydrophilicity. Capillary action occurs.
  • Modification of organic molecules such as a self-assembled monolayer (SAM) can be performed on the surface of plating on the porous surface of the microneedles 14 so as to bind to the biopolymer 22.
  • SAM self-assembled monolayer
  • a carboxyalkanethiol having about 4 to 20 carbon atoms for example, available from Dojin Chemical Laboratory Co., Ltd., Sigma-Aldrich Japan Co., Ltd., etc.
  • the method of forming the SAM is not particularly limited, and a conventionally known method can be used.
  • the plating surface of the porous surface of the microneedles 14 may be coated with a conductive polymer such as a PEDOT: PSS layer.
  • PEDOT: PSS is effective in preventing the chargeability of the electronic member and the like, and in the present invention for measuring a minute electrical change, it is preferable from the viewpoint of the potential stability.
  • the method for forming PEDOT: PSS is not particularly limited, and a conventionally known method can be used.
  • the resin examples include polycarbonate, acrylonitrile-butadiene-styrene (ABS) resin, phenol resin, acrylic resin, methacrylic resin and the like.
  • ABS acrylonitrile-butadiene-styrene
  • phenol resin acrylic resin
  • methacrylic resin examples include polycarbonate, acrylonitrile-butadiene-styrene (ABS) resin, phenol resin, acrylic resin, methacrylic resin and the like.
  • ABS acrylonitrile-butadiene-styrene
  • phenol resin phenol resin
  • acrylic resin methacrylic resin
  • methacrylic resin methacrylic resin
  • the porosity of the polymer monolith is preferably 5 to 80% and 10 to 70% from the viewpoint of sufficiently obtaining the mechanical strength of the microneedles 14 and from the viewpoint of collecting skin tissue fluid at a high speed and in large amounts. More preferably, it is 30 to 60%, and most preferably 40 to 50%.
  • the “porosity” is a ratio of the pore volume defined in the microneedle 14 to the external volume of the microneedle. The porosity can be measured by immersing and drying the dried microneedles 14 in an aqueous solution containing a fluorescent dye, and then extracting the fluorescent dye absorbed by the microneedles 14 with pure water.
  • the bending rupture stress of the polymer monolith is preferably 10 kPa to 50 MPa, more preferably 100 kPa to 30 MPa, further preferably 300 kPa to 20 MPa, from the viewpoint of obtaining sufficient mechanical strength of the microneedles 14. It is further more preferable, particularly preferably 1 MPa to 20 MPa, and most preferably 2 MPa to 5 MPa.
  • the “tensile breaking stress” can be measured by measuring the stress at which the hydrogel breaks due to the tensile load using a load cell. As a measuring apparatus, the tension tester 5960 series made from Instron, etc. are mentioned, for example.
  • the hydrogel material refers to a material that forms a hydrogel by being dispersed in water (dispersion medium).
  • hydrogel materials include agar, gelatin, agarose, xanthan gum, gellan gum, sclerotium gum, arabia gum, tragant gum, karaya gum, cellulose gum, tamarind gum, guar gum, locust bean gum, glucomannan, chitosan, carrageenan, quince seed , Galactan, mannan, starch, dextrin, curdlan, casein, pectin, collagen, fibrin, chondroitin sulfate such as sodium chondroitin sulfate, hyaluronic acid such as hyaluronic acid (mucopolysaccharide) and sodium hyaluronate, alginic acid, Natural polymers such as sodium alginate and alginates such as calcium alginate, and derivatives thereof; methyl cellulose, hydroxymethyl cellulose Cell
  • hydrogels collagen, glucomannan; carboxymethylcellulose, carboxymethylcellulose sodium; polyacrylic acid, sodium polyacrylate; interpenetrating network structure hydrogel, from the viewpoint of load resistance and biocompatibility.
  • Semi-interpenetrating network hydrogels are preferred.
  • a crosslinked product of poly (methyl vinyl ether-alt-maleic anhydride) and polyethylene glycol is preferable.
  • cross-linked polyethylene glycol is preferable from the viewpoint of securing the electrical neutrality of the hydrogel.
  • the material of the microneedles 14 may contain a hydrogel material from the viewpoint of further enhancing the water absorption rate by imparting liquid permeability to the microneedles 14 while increasing the water absorption rate by the flow path 16 extending in the mesh shape. good.
  • the hydrogel material may be a hydrogel by absorbing body fluid such as subcutaneous tissue fluid when the needle is pierced into the skin.
  • examples of the oxide include inorganic oxides and derivatives thereof.
  • inorganic oxides include silicon oxide, tin oxide, zirconia oxide, titanium oxide, titanium oxide, niobium oxide, tantalum oxide, aluminum oxide, tungsten oxide, hafnium oxide And zinc oxide.
  • Examples of the drug include low molecular weight drugs having a molecular weight of 500 or less, high molecular weight drugs having a molecular weight of more than 500, DNA, RNA, peptides (in which 2 or more and 50 or less amino acids are linked) and the like.
  • High molecular weight drugs include proteins such as antibody drugs.
  • Examples of the drug include antitumor agents, hormones (eg insulin), vaccines and the like.
  • the microneedles 14 are microneedles 14 on a square substrate 12. Are arranged such that the bottom surface of the substrate 12 is located on the surface of the substrate 12.
  • the erecting mode of the microneedles 14 in the microneedle array 10 is not particularly limited, and can be appropriately determined according to the application site and purpose of use.
  • the microneedles 14 may be erected uniformly or nonuniformly on the base material. For example, as shown in FIG. 4 (B), a plurality of microneedles 14 (11 in FIG. 4 (B)) in a predetermined direction, A plurality of pieces (11 in FIG. 4B) are erected in the direction orthogonal to the direction.
  • FIG. 4B is an explanatory view showing the dimensions of the microneedle array 10.
  • the number of microneedles 14 is not particularly limited, and can be appropriately determined according to the application site and purpose of use.
  • the distance d between adjacent microneedles 14 (the shortest distance between the bottoms of the microneedles 14) is not particularly limited, but may be 10 to 500 ⁇ m, while the amount per needle area of the needle to be pierced into the skin is sufficient.
  • the thickness is preferably 20 to 300 ⁇ m, and may be, for example, 50 ⁇ m, from the viewpoint of making the force applied to each needle sufficient upon entry to facilitate penetration of the needle into the skin.
  • the material of the substrate 12 of the microneedle array 10 is not particularly limited, but the substrate 12 preferably includes a polymer monolith or hydrogel, and may be made of a polymer monolith or hydrogel.
  • the material of the substrate 12 may be the same as the material of the microneedles 14.
  • the microneedles 14 and the substrate 12 are integrated. From the viewpoint of enhancing the effects of the present invention, it is preferable that the flow path 16 communicate with the microneedle 14 and the base 12.
  • the method of manufacturing the microneedle array 10 may be a known method of manufacturing a microneedle array.
  • An example of a preferred preparation method is described in L. Liu et al., RSC Advances (2016) 6, 48630-48635.
  • a microneedle array is prepared by photopolymerizing a polyfunctional crosslinking agent and a glycidyl methacrylate monomer in the presence of a solution of polyethylene glycol in methoxyethanol as a template for pores. After photopolymerization, the flow path 16 is formed in the microneedles and the microneedle array by washing out the polyethylene glycol.
  • the biopolymer 22 is a biopolymer having an anion such as a carboxylate group (COO ⁇ ) and a phosphate group (H 2 PO 4 ⁇ ).
  • the labeled molecule 24 forms a molecular association by forming a polyvalent salt crosslink with the biopolymer 22 via these anions, and forms an aggregate with the biopolymer 22.
  • the biopolymer 22 is preferably a protein (eg, an enzyme), a nucleic acid or the like.
  • the biopolymers 22 can be labeled with the labeled molecules 24 as they are, so that they are more natural.
  • the condition may detect, diagnose and / or treat a skin disease or condition.
  • the periphery of the microneedle 14 is immersed in the subcutaneous fluid of the subject, in particular, the tissue fluid.
  • the labeled molecule 24 can be designed to bind to a specific molecule in the subject's body. For example, when the labeled molecule 24 is designed to have a phenylboronic acid group, it can be bound to the ATP 26. Since ATP 26 is present in the tissue fluid, the labeled molecule 24 in the aggregate 20 dissociates from the surface of the microneedle 14 and the labeled molecule 24 binds to the ATP 26. Dissociation of the labeled molecule 24 from the biological molecule 22 restores the activity of the biological molecule 22, and this change can be detected as an electrical signal by the detection unit 30 as described later.
  • the ATP-responsive labeled molecule 24 has (i) a main chain containing polyoxyalkylene, polyallylamine, or both, and (ii) a fluorescent group attached to one end or both ends of the main chain, (iii) A cationic group selected from the group consisting of a guanidine group, a thiourenium group, and an isothiourenium group attached to the main chain, and (iv) an ester at a position different from the cationic group in the main chain And a moiety of phenylboronic acid attached via a bond selected from the group consisting of a bond, an amide bond, an ether bond, and an imino (-N-) bond.
  • FIG. 6 is a structural formula of an example of the ATP responsive labeled molecule 24.
  • a phenylmaleimide to which a thiol is added as a fluorescent group of (ii) is attached to both ends of the main chain consisting of polyoxyalkylene of (i), and in the first polyoxyalkylene repeating unit of (i) ( The moiety of phenylboronic acid (BA) via the amide bond of (iv) in which the guanidine group (Gu + ) is added as a cationic group of iii) and in the repeating unit of the second polyoxyalkylene of (i) Is attached.
  • x is 1 to 100 and y is 1 to 100.
  • the alkylene group includes a linear or branched alkylene group having 1 to 6 carbon atoms, preferably 2 to 5 carbon atoms.
  • Preferred examples of the alkyleneoxy group include ethyleneoxy group and propyleneoxy group, and ethyleneoxy group is preferable from the viewpoint of availability and hydrophilicity.
  • these alkyleneoxy groups may be substituted by hydrophilic groups such as a hydroxyl group or an alkoxy group having 1 to 5 carbon atoms.
  • the repeating number of the alkyleneoxy group in the branched chain is not particularly limited, but preferably 1 to 10, more preferably 1 to 6, and further preferably 2 to 4.
  • repeating alkylene groups may be linked by a disulfide bond. Since disulfide bonds are easily degraded in cells, they also have the advantage of reducing cytotoxicity.
  • the fluorescent group (ii) is a group that emits measurable fluorescence and is not particularly limited as long as it can be bonded to the main chain, and known fluorescent dyes can be used.
  • the fluorescent group includes phenyl maleimide to which thiol is added, fluorescein maleimide, rhodamine maleimide, cyanine maleimide.
  • the guanidine group, thiourenium group and isothiourenium group attached to the main chain of (iii) are as described in the following [1] to [3].
  • the hydrogen atom part of these groups may be substituted by a linear or branched alkyl group having 1 to 10 carbon atoms, preferably 1 to 5 carbon atoms.
  • the labeling molecule 24 is a living body by combining these cationic groups of the labeling molecule 24 with anions such as a carboxylate group (COO ⁇ ) and a phosphate group (H 2 PO 4 ⁇ ) of the biopolymer 22. It can be associated with the polymer 22 through intermolecular interaction.
  • anions such as a carboxylate group (COO ⁇ ) and a phosphate group (H 2 PO 4 ⁇ ) of the biopolymer 22. It can be associated with the polymer 22 through intermolecular interaction.
  • the phenylboronic acid moiety of (iv) forms a covalent bond with the ribose group in ATP26.
  • the cationic group possessed by the labeled molecule 24 preferentially binds to the phosphate group in the ATP 26, and the labeled molecule 24 is dissociated from the biopolymer 22.
  • FIG. 7 is a structural formula of another example of the ATP-responsive labeling molecule 24.
  • a guanidine group (Gu + ) is added as a cationic group of (iii)
  • the moiety of phenylboronic acid (BA) is attached via the amide bond of x is 1 to 100 and y is 1 to 100.
  • the fluorescent group of (ii) may be attached to one end or both ends of the main chain consisting of polyallylamine of (i). Since the main chain of (i) contains a polyallylamine group, it is highly hydrophilic and can be dissolved in tissue fluid.
  • the alkylene group of the repeating unit may, for example, be a linear or branched alkylene having 1 to 6 carbon atoms, preferably 2 to 5 carbon atoms. Preferred examples of the alkylene group include ethylene, propylene and butylene, and ethylene is preferable in terms of availability and hydrophilicity. Further, these alkylene groups may be substituted by hydrophilic groups such as a hydroxyl group and an alkoxy group having 1 to 5 carbon atoms.
  • the fluorescent group of (ii), the cationic group of (iii), and the phenylboronic acid part of (iv) have a main chain containing polyoxyalkylene, with reference to FIG. The same ones described can be used.
  • FIG. 8 is an example showing the formation of aggregate 20 and the dissociation of labeled molecule 24 in the presence of ATP.
  • the ATP-responsive labeled molecule 24 adheres to the enzyme trypsin (a) as the biopolymer 22 to form an aggregate 20 (c).
  • ATP (d) is present in this system, the labeled molecule 24 is dissociated from the enzyme trypsin of the aggregate 20, and the labeled molecule 24 binds to ATP.
  • the activity of the enzyme can be regulated depending on the concentration of ATP, and the ATP concentration can be detected by electrochemically detecting this enzyme reaction with the detection unit 30 in the following sensor unit. It can be measured.
  • FIG. 9 is a schematic view showing the configuration of the detection unit 30.
  • the detection unit 30 according to the present embodiment includes a sensor unit 32, a sensor drive circuit unit 34 that applies a signal to the sensor unit 32 to drive the sensor unit 32, and a power supply unit 33 that supplies power to the entire printed circuit board 31.
  • a detection circuit unit 35 which processes an output from the sensor unit 32 and outputs a detection signal, and an output interface (output IF) unit 36 for outputting the detection signal to the outside are integrated integrally. It is configured.
  • the sensor unit 32 is provided with a transistor as a biosensor.
  • the transistor according to the present invention can be configured by a known transistor structure, and may be an inorganic transistor or an organic transistor.
  • a field effect transistor (organic field effect transistor) using an organic semiconductor is preferable because the entire device becomes flexible and can be easily attached to the body surface.
  • connection with the microneedle electrode consisting of the conductive porous microneedles 14 of the microneedle array 10 is easy, and stable by avoiding direct contact between the semiconductor and the living body (herein, the subcutaneous interstitial fluid)
  • An extended gate organic field effect transistor capable of operation is preferred.
  • pentacenes such as pentacene, tetramethylpentacene, perfluoropentacene, and TIPS pentacene, dinaphthothienothiophenes such as Cn-DNTT, and benzothienobenzos such as Cn-BTBT Thiophenes, anthradithiophenes such as TES-ADT, rubrene, polythiophenes such as P3HT, and polythienothiophenes such as PBTTT can be used.
  • fullerenes can be used.
  • the transistor 37 includes a transistor portion 38 and an extension gate electrode portion 39.
  • the transistor portion 38 includes a substrate 40, a gate electrode 41 formed on the substrate 40, a gate insulating film 42 provided on the surface of the gate electrode 41, and a source electrode 43 and a drain provided on the surface of the gate insulating film 42.
  • the electrode 44 and the semiconductor layer 45 connecting the source electrode 43 and the drain electrode 44 are provided.
  • the extended gate electrode portion 39 is composed of a microneedle 14 as an extended gate electrode and a reference electrode 46, and is connected to the gate electrode 41 and the source electrode 43 of the transistor portion 38 by conductive wiring (not shown). .
  • the reference electrode 46 contacts the surface of the skin 47, and the microneedle 14 and the reference electrode 46 electrically form a circuit through the skin.
  • the surface and the inner wall of the microneedle 14 become a detection surface.
  • the thick line on the surface of the microneedle 14 in FIG. 10 indicates the detection surface on which the aggregate 20 composed of the biopolymer 22 and the labeling molecule 24 is immobilized.
  • a circuit 48 shown in FIG. 10 is a circuit for applying a voltage to the gate electrode
  • a circuit 49 is a circuit for applying a voltage for causing a current to flow between the source and drain electrodes 43 and 44.
  • the gate insulating film 42 sandwiched between the source electrode 43 and the gate electrode 41 is polarized and gate insulating A charge is induced at the interface between the film 42 and the semiconductor layer 45, and as a result, the current I SD between the source and drain electrodes 43 and 44 in the circuit 49 is controlled.
  • the gate insulating film 41 is sandwiched in the middle of the circuit 48, no current flows, and the applied voltage V GS is the voltage applied to the gate insulating film 42, the extended gate electrode / skin 47 interface potential, and the reference electrode 46. It is distributed as a potential.
  • V GS is the voltage applied to the gate insulating film 42, the extended gate electrode / skin 47 interface potential, and the reference electrode 46. It is distributed as a potential.
  • the present embodiment it is possible to integrate all the configurations including the sensor unit 32 on a single substrate 31, and detection, diagnosis and detection of a skin disease or condition by a very small and simple configuration. Devices can be obtained that can be / or treated.
  • a field effect transistor is a purely non-invasive measurement method that detects molecular intrinsic charge captured on the detection surface in synchronization with the transistor characteristic change, that it is real time measurement, and the laser and optical system It covers potentially the main requirements for high-throughput systemization, such as being inexpensive and advantageous for miniaturization because it is unnecessary, and easy to use high density and super parallelization by semiconductor processing technology.
  • the sensing of data of biological information obtained from the in-vivo sample of the subject and the detection, diagnosis or treatment of a skin disease or condition quickly and efficiently on the spot (for example, in about 10 minutes or less) Is possible.
  • the device of the present invention as embodied and described in the skin patch 1, topically treats the skin disease or condition of the subject in situ without causing any pain to the subject at all or substantially. It can be detected, diagnosed and / or treated.
  • the device of the present invention can be applied to a suspected skin disease (eg, skin cancer) and used to detect or diagnose the possibility of skin disease.
  • a suspected skin disease eg, skin cancer
  • the devices of the present invention can also be used to monitor the effects of treatment of skin disorders by measuring the subject's condition before and after surgery or drug administration.
  • the drug is held locally on the surface of the microneedle 14 or in the flow path 16 provided in the microneedle 14 so that the drug is topically applied only to the skin disease site. It is advantageous in that it can be administered.
  • the present invention also encompasses a kit for detecting or diagnosing a skin disease or condition, or for delivering a drug into the skin, comprising the device of the present invention described above.
  • the kit may further comprise an instruction manual.
  • the kit when the kit is a kit for drug delivery into the skin, the kit can further comprise a therapeutic drug.
  • the drug include low molecular weight drugs having a molecular weight of 500 or less, high molecular weight drugs having a molecular weight of more than 500, DNA, RNA, peptides (in which 2 or more and 50 or less amino acids are linked) and the like.
  • High molecular weight drugs include proteins such as antibody drugs.
  • the drug include antitumor agents, hormones (eg insulin), vaccines and the like.
  • skin diseases for example, skin cancer (including melanoma), atopic dermatitis, seborrheic dermatitis, contact dermatitis, irritant dermatitis, hypertrophic scar, keloid, burn, rosacea, psoriasis And at least one selected from the group consisting of eczema, urticaria, acne, skin wounds, ulcers, photoaging, melasma, and pigmentation disorders, but is not limited thereto.
  • skin cancer including melanoma
  • atopic dermatitis for example, seborrheic dermatitis, contact dermatitis, irritant dermatitis, hypertrophic scar, keloid, burn, rosacea, psoriasis
  • at least one selected from the group consisting of eczema, urticaria, acne, skin wounds, ulcers, photoaging, melasma, and pigmentation disorders but is not limited thereto.
  • the shape of the skin patch 1 is not limited to a substantially rectangular shape, and may be another shape including a substantially circular shape and a substantially elliptical shape.
  • the skin patch 1 can be made substantially circular by making the microneedle array 10 substantially circular and making the detection unit 30 and the optional surface layer 60 substantially circular.
  • microneedles 14 on the microneedle array 10 are shown in the embodiment of FIGS. 1 to 3B with adjacent microneedles 14 in contact with each other at the proximal end continuous with the base 12. As shown at 12, adjacent microneedles 14 may be spaced apart from one another. That is, the microneedles 14 adjacent to the adjacent microneedles 14 may be separated by the base 12.
  • the surface layer 60 may be omitted.
  • the detection unit 30 incorporates the power supply unit 33.
  • electricity may be supplied to the detection unit 30 from an external power supply (not shown) in a wired manner via a lead.
  • the detection unit 30 of FIG. 9 includes the power supply unit 33, the drive circuit 34, the detection circuit 35, and the output IF 36, one or more of these may be externally attached to the outside of the detection unit 30. It may be done.
  • the transistor part 38 and the extension gate electrode part A structure of the transistor 37 in which 39 is juxtaposed may be employed.
  • the transistor portion 38 and the extension gate electrode portion 39 are arranged at positions separated in the longitudinal direction of the substrate 40, but the other configuration is the same as the embodiment shown in FIG. FIG. 13B shows a conductive wire 50 connecting the microneedle 14 as the extension gate electrode and the gate electrode 41 and a conductive wire 48 connecting the reference electrode 46 and the source electrode 43.
  • the change detected on the surface and the inner wall of the microneedle 14 due to the dissociation of the labeled molecule 24 is detected as an electric signal.
  • the detection unit 30 incorporates the power supply unit 33.
  • the detection unit 30 may be supplied with electricity from an external power supply (not shown) wirelessly or noncontactly.
  • the electric signal generated by the detection unit 30 may be output to an external processing device (not shown) wirelessly or non-contactingly. According to the wireless or contactless power supply and / or output of the electrical signal, the portability and mobility of the device of the present invention are further enhanced.
  • Example 1 Preparation of Aggregates Comprising Labeled Molecules Propargylamine and 1,3-bis (tert-butoxycarbonyl) -2-methyl-2-thiopseudourea were mixed in THF and stirred at 40 ° C. for 24 hours. After removing the solvent, silica gel column chromatography gave bis (tert-butoxycarbonyl) propargylguanidine.
  • guanidine group-containing labeled molecule aqueous solution (1 ⁇ M) and enzyme (trypsin) aqueous solution (50 nM) are mixed, and allowed to stand at room temperature for 5 minutes to allow aggregation of enzyme and guanidine group-containing labeled molecule (molecular glue) A solution was obtained.
  • Example 2 Preliminary test using a labeled molecule
  • the gold electrode was immersed in an ethanol solution of 1 mM 3,3'-dithiodipropionic acid for 1 hour at room temperature to form a self-assembled monolayer (SAM) on the gold electrode.
  • SAM self-assembled monolayer
  • the gold electrode was washed three times each with ethanol and pure water.
  • a gold electrode is attached to the quartz oscillator provided on the bottom of the weight measurement unit of a commercially available QCM (quartz crystal microbalance) device (AFFINIX Q4 (manufactured by ULVAC, Inc.)), and the measurement solution (Dulbecco's phosphate buffer) is attached to the weight measurement unit.
  • QCM quartz oscillator
  • AFFINIX Q4 commercially available QCM (quartz crystal microbalance) device
  • the measurement solution Dulbecco's phosphate buffer
  • Example 3 Production of Microneedle Array
  • a porous microneedle array made of polyglycidyl methacrylate is prepared according to Japanese Patent Laid-Open No. 2017-724, and then the surface of the pore is formed by performing electroless nickel plating and electroless gold plating.
  • a gold-coated porous microneedle array was obtained. Specifically, the experiment was performed in the following procedure. The pore surface was modified with amino groups by heating the prepared porous microneedle array in ethylene diamine at 80 ° C. for 5 hours. After washing with water and drying, it was immersed in a 1 wt% hydrochloric acid solution of 0.1 wt% palladium chloride at room temperature for 30 minutes to coordinate Pd (II).
  • Electroless nickel plating of the pore surface of the microneedle array was performed by immersing in 1 mL of the mixed aqueous solution of and heating to 80 ° C., and then adding 0.5 mL of 5 wt% sodium hypophosphite. After that, electroless gold plating on nickel was performed by immersing in Muden Noble AU (Okuno Pharmaceutical Industry Co., Ltd.). The surface element analysis of the prepared microneedle array by SEM-EDX was performed to confirm that the surface was coated with gold.
  • Example 4 Investigation of Potential Stability of Microneedle Array Adsorbed with Labeled Molecules
  • the gold-coated microneedle array of Example 3 is immersed in an ethanol solution containing 1 mM of carboxyl group-terminated alkanethiol (carbon chain length: C20) to obtain gold A monolayer of carboxyl group-terminated alkanethiol was formed on the surface.
  • the microneedle is immersed in the solution containing the labeled molecule obtained in Example 1 above, and the guanidinium group possessed by the labeled molecule (molecular glue) is associated with the carboxyl group on the surface of the monomolecular film to form a hydrogen bond.
  • a first microneedle-type gold electrode was prepared by immobilizing (Fig. 15 (A)). Next, a solution of 1 mL of 18 wt% aqueous solution of sodium parastyrene sulfonate, 1 mL of 0.1 M lithium perchlorate, and 0.5 mL of EDOT was prepared in 17.5 mL of pure water, and this solution was used as an example. A gold-coated microneedle array of 3 was immersed and a voltage of 1.1 V (vs Ag / AgCl) was applied for 30 minutes to form a PEDOT: PSS layer on the gold surface.
  • Example 5 Potential Response on a Microneedle Tris buffer is placed in a measurement container containing a gold-plated microneedle having the PEDOT: PSS layer formed on Example 4 formed on the surface, and the final concentration of labeled molecules is 1 ⁇ M. And then added ATP to a final concentration of 11 mM to measure the change in potential on the microneedles.
  • the results are shown in FIG.
  • the potential was positively shifted, and by the addition of ATP ((b) in the graph), the potential was negatively shifted. This indicates that the microneedles are responsive to ATP, and that the potential change due to ATP in a solution containing ATP can be measured.
  • Example 6 Production of Extended Gate Type Organic Field Effect Transistor First, silver nanoparticle ink was drawn by an inkjet device on a 125 ⁇ m-thick polyethylene naphthalate substrate to form a gate electrode (100 nm in thickness). At this time, in order to connect with the conductive porous microneedles of the microneedle array manufactured in the above-mentioned "2. manufacture of microneedle array" to be the extension gate electrode, the gate electrode pattern was extended to the microneedle connection site. A gate insulating film having a thickness of 550 nm was formed by vacuum deposition of dichloroparaxylylene (manufactured by Third Chemical Co., Ltd.) on the substrate on which the gate electrode was formed.
  • silver nanoparticle ink was drawn by an inkjet device to form a source electrode and a drain electrode.
  • the source electrode pattern was formed so as to extend to the vicinity of the conductive porous microneedle connection site.
  • Teflon registered trademark
  • AF1600 Teflon (registered trademark)
  • an organic semiconductor formation solution was dropped into the partition wall layer using a dispenser device, and the organic semiconductor layer was formed by drying.
  • Teflon registered trademark
  • An Ag / AgCl reference electrode was produced by applying an Ag / AgCl ink (manufactured by BAS) to the exposed end portion of the wiring drawn from the source electrode.
  • Example 7 Assembly of Device
  • the gate electrode prepared in Example 6 was a gold-plated microneedle having on its surface a PEDOT: PSS layer formed on the surface modified with aggregates (labeled molecule concentration 1 ⁇ M) produced in Example 4.
  • the end of the silver wiring pattern drawn from the above was connected and fixed with a conductive epoxy resin.
  • the device was completed by the above steps. If this device is attached to the skin surface, the aggregates on the microneedles will be released by binding to ATP in the skin, so if it is detected as an electrical signal, ATP concentration in the skin should be observed. Being able to detect and diagnose skin diseases or conditions.
  • the drug is administered into the skin, and treatment of the skin can be performed simultaneously with detection and diagnosis.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)

Abstract

皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療するためのデバイスは、複数のマイクロニードルを備えたマイクロニードルアレイと、マイクロニードルに取り付けられた標識分子と、マイクロニードルに取り付けられた標識分子がマイクロニードルから解離することにより生じた変化を電気信号として検出する検出部とを備える。

Description

皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイス
　本発明は、皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイスに関する。
　皮膚は人体最大の臓器であり、その疾患はクオリティ・オブ・ライフに大きな影響を及ぼす。アトピーの発症は皮膚のバリア機能の低下との関連が指摘されている。また、たとえば皮膚疾患の一つである皮膚がんは近年患者数が増加している。皮膚がんは早期発見によって生存率を高められると言われているが、シミ・ホクロと見分けづらく診断が困難である。
　従来、皮膚がんはダーモスコピー（Dermoscopy）により専門医が目視により対象部位を直接観察していたが、主観的評価であるため医師の知識・経験により評価にばらつきがあった。
　また、ダーモスコピーでの疑いがあった場合には、生検により皮膚がんであるか否かを確定するが、生検は侵襲的であるため、あまり多くの部位に適用できないという問題があった。
　さらには、ダーモスコピーを用いた場合、治療薬投与等による治療は別に行う必要がある。
　他方、患者から生物学的流体を抽出したり、患者へ薬物を供給したりするための低侵襲的なデバイスとしてマイクロニードルが使用されているが（特許文献１）、患者から得られたデータを用いて診断を行うには大型な外部の診断装置が必要であった。
日本国特表2005-503194
　本発明の目的は、大型の外部機器を必要とせずに、被験者の生体内試料から、その場で皮膚の疾患又は状態を検出、診断又は治療できるパッチ型デバイスを提供することにある。
　本発明者らは、上記の目的を達成すべく、マイクロニードルを備えたマイクロニードルアレイと、被験者の生体内の特定の分子に特異的に応答する標識分子と、センサ部（特には有機トランジスタ）とを組み合わせた。より具体的には、マイクロニードルを導電性の電極とすると共に、上記標識分子をマイクロニードルアレイに取り付け、上記標識分子がマイクロニードルから解離することにより生じた変化を電気信号としてセンサ部で検出することにより、その場（局所）測定による皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療を実現できることを見出し、本発明を完成するに至った。
　すなわち本発明は、以下の項に記載の主題を包含する。
［１］複数のマイクロニードルを備えたマイクロニードルアレイと、
　前記マイクロニードルに取り付けられた標識分子と、
　前記マイクロニードルに取り付けられた前記標識分子が前記マイクロニードルから解離することにより生じた変化を電気信号として検出するセンサ部と
を備える皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療するためのデバイス。
［２］前記標識分子は、生体高分子と、生体高分子と会合する標識分子とから構成された凝集体としてマイクロニードルに取り付けられている［１］に記載のデバイス。
［３］前記生体高分子がタンパク質又は核酸である［２］に記載のデバイス。
［４］前記標識分子がＡＴＰに結合可能な標識分子である［１］～［３］のいずれかに記載のデバイス。
［５］前記マイクロニードルの先端がニッケル、ニッケル合金、及び金からなる群より選択される金属によりメッキされている［１］～［４］のいずれかに記載のデバイス。
［６］前記マイクロニードルの先端が導電性高分子により被覆されている［１］～［５］のいずれかに記載のデバイス。
［７］前記標識分子が、ポリオキシアルキレン、ポリアリルアミン、又はその両方を含む主鎖と、前記主鎖に取り付けられたグアニジン基、チオウレニウム基、及びイソチオウレニウム基からなる群より選択されるカチオン性の基と、前記主鎖における該カチオン性の基とは別の位置に、エステル結合、アミド結合、エーテル結合、及びイミノ（－Ｎ－）結合からなる群より選択される結合を介して取り付けられたフェニルボロン酸の部分とを備えている［１］～［６］のいずれかに記載のデバイス。
［８］前記マイクロニードルが内部に網目状に延びる流路を有する［１］～［７］のいずれかに記載のデバイス。
［９］前記センサ部がトランジスタから構成される［１］～［８］のいずれかに記載のデバイス。
［１０］前記トランジスタが、そのゲート電極がマイクロニードルと電気接続され、参照電極がソース電極と接続された延長ゲート型である、 ［９］に記載のデバイス。
［１１］前記トランジスタの活性層が有機半導体である、［９］又は［１０］に記載のデバイス。
［１２］皮膚パッチである請求項［１］～［１１］のいずれかに記載のデバイス。
［１３］［１］～［１２］のいずれかに記載のデバイスを備えた皮膚の疾患又は状態の検出若しくは診断用、又は皮膚内への薬剤送達用のキット。
　本発明によれば、本発明のデバイスを被験者の皮膚に刺入れた状態で、被験者の生体内試料から、その場で皮膚の疾患又は状態を検出、診断又は治療することができる。
本発明の一実施形態の皮膚パッチの略側面図。 好ましい実施形態のマイクロニードル（Ａ）及びマイクロニードルアレイ（Ｂ）の略断面図。 別の好ましい実施形態のマイクロニードル（Ａ）及びマイクロニードルアレイ（Ｂ）の略断面図。 マイクロニードルアレイを示す説明図。（Ａ）マイクロニードルの寸法を示す説明図、（Ｂ）マイクロニードルアレイの寸法を示す説明図。 マイクロニードルの表面に付着した生体高分子応答性の標識分子と、ＡＴＰ存在下での該標識分子の解離について説明する模式図。 ＡＴＰ応答性の標識分子の一例の構造式。 ＡＴＰ応答性の他の標識分子の一例の構造式。 酵素トリプシン（ａ）への標識分子（ｂ）の接着（ｃ）による凝集体（ｄ）の形成と、ＡＴＰ（ｄ）の存在下での標識分子の酵素からの解離（ｅ）について説明する模式図。 センサ部の略図。 センサ部のトランジスタの構造を示す略図。 マイクロニードルアレイの別例を示す略平面図。 マイクロニードルアレイの別例を示す略平面図。 別のセンサ部のトランジスタの構造。（Ａ）は略側面図、（Ｂ）は略平面図。 水晶振動子マイクロバランス(QCM)による経時的な共振周波数の変化を示すグラフ。 （Ａ）標識分子を表面に取り付けた、自己組織化単分子膜を備えたマイクロニードル型金電極の略部分拡大図、（Ｂ）標識分子を表面に取り付けた、PEDOT:PSS層を備えたマイクロニードル型金電極の略部分拡大図、（Ｃ）図１５（Ａ）のマイクロニードル型金電極の電位変化を示すグラフ、（Ｄ）図１５（Ｂ）のマイクロニードル型金電極の電位変化を示すグラフ。 マイクロニードル上の電位の変化を示すグラフ。横軸は時間、縦軸は電位のドリフト（線形）を差し引いた値である。
　本明細書において、皮膚の「疾患」は、皮膚の不健康又は異常な状態を表す。
　本明細書において、皮膚の「状態」は、皮膚の健康状態を表す。
　本明細書において、皮膚の疾患又は状態の「検出」は、皮膚の疾患又は状態の有無の判定、皮膚の疾患又は状態の予防効果の判定、皮膚の疾患又は状態の治療効果の判定、皮膚の疾患又は状態の診断（特には早期診断）のための検査方法、及び皮膚の疾患又は状態の治療（特には早期治療）のための検査方法を含む。
　本明細書において、皮膚の疾患又は状態の「診断」は、皮膚の疾患又は状態の有無又は性質を同定することを意味する。皮膚の疾患又は状態の有無の検出が皮膚の疾患又は状態の有無の判定を指す場合、「検出」と「診断」は同義である。
　本明細書において、「治療」とは、（１） 疾患を予防すること、即ち、疾患にさらされるか、或いは疾患にかかりやすい可能性があるが、まだ疾患の症状を経験していない或いは疾患の症状が出ていない被験者において疾患の臨床症状を発症させないこと；（２）  疾患を阻害すること、即ち、疾患又はその臨床症状の発症を、抑止、制御、減速、停止または抑制すること；或いは（３）疾患を軽減すること、即ち、疾患又はその臨床症状を退行させるか、或いは疾患又はその臨床症状を改善させることが挙げられる。
　本明細書において、「被験者」は、ヒト及び非ヒト動物を含む。非ヒト動物には、ヒト以外の哺乳動物（例えば、マウス、ラット、モルモット、サル、イヌ、ネコ、ウサギ、ウシ、ウマ、ヒツジ、ヤギ及びブタのような哺乳動物）、鳥類、魚類、爬虫類、両生類等が含まれる。好ましい被験者はヒト、又はマウス、ラット等の非ヒト哺乳動物である。
　以下、本発明の実施の形態を図面を参照しながら説明する。
　図１は、本発明の皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療するためのデバイスとしての皮膚パッチ１を示す。皮膚パッチ１は、マイクロニードルアレイ１０と、マイクロニードルアレイ１０に取り付けられた検出部３０と、検出部３０におけるマイクロニードルアレイ１０とは反対側に取り付けられた皮膚パッチ１の表面の装飾及び／又は保護のための表面層６０とを備えている。
　マイクロニードルアレイ１０は、シート状の基材１２と、基材１２の片方の面に立設された複数のマイクロニードル１４とを備えている。マイクロニードル１４の表面にはさらに、生体高分子２２と、生体高分子２２と会合する分子糊とも呼ばれる標識分子２４とから構成された凝集体２０が取り付けられている（図５参照）。後述するように、一実施形態では、標識分子２４はＡＴＰ２６と結合可能である。
　検出部３０は、マイクロニードルアレイ１０の基材１２におけるマイクロニードル１４が立設された面とは反対側の面に取り付けられている。検出部３０は導線６２に繋がれており、検出部３０において被験者の生体内試料から得られた生体情報のデータを導線６２を介して送信する、及び／又は導線６２を介して有線式に外部電源（非図示）から検出部３０へ電気を供給することができる。
　次に、マイクロニードルアレイ１０、凝集体２０、及び検出部３０のそれぞれについてより詳しく説明する。
（１）マイクロニードルアレイ１０
　マイクロニードルアレイ１０は、公知のいかなるマイクロニードルアレイの構成を有していてもよいが、一実施形態では、多孔質のマイクロニードルアレイ１０であることが好ましい。そのような多孔質のマイクロニードルアレイ１０が日本国特開2017-724に記載されている。具体的には、図２（Ａ），（Ｂ）に示すように、マイクロニードルアレイ１０及び各マイクロニードル１４は内部に網目状に延びる複数の流路１６を備えている。
　なお、図２（Ａ），（Ｂ）に示すマイクロニードルアレイ１０の内部では、流路１６の断面形状が流路 １６の延在方向に関する位置によって異なり、また、流路１６の断面積が流路１６の延在方向に亘って不定である、より具体的には、流路１６の断面積が不規則に漸増及び漸減を繰り返している。
　代わりに、図３（Ａ），（Ｂ）に示すように、マイクロニードルアレイ１０の内部を、流路１６の断面形状が流路１６の延在方向に亘って同じであり、また、流路２の断面積が流路２の延在方向に亘って一定である構成としてもよい。
　マイクロニードル１４を皮膚（図示せず）に刺入した際には、皮下組織液とマイクロニードル１４に設けられた網目状に延びる流路１６との間で毛細管現象が生じ、皮下組織液をマイクロニードル１４の流路１６を通じて高速で吸い上げることが可能となる。そのため、マイクロニードル１４は、優れた吸水速度を備える。この作用効果により、例えば、皮下組織液等の体液の採取（サンプリング）を高速で行うことができる。
　また、マイクロニードル１４が内部に網目状に延びる流路１６を備えているため、薬剤溶液をマイクロニードル１４の流路１６を通じて迅速に皮下に投与することも可能となる。
　ここで、図２（Ａ）及び図３（Ａ）に示すように、マイクロニードル１４では、流路１６の径Ｒが、前述の毛細管現象による効果を十分に得る観点から、好適には３０μｍ以下であり、更に好適には１０μｍ以下であり、特に好適には５μｍ以下であり、また、好適には５０ｎｍ超であり、更に好適には１００ｎｍ以上であり、より好適には５００ｎｍ以上で あり、特に好適には１μｍ以上である。
　なお、流路１６の径Ｒとは、マイクロニードル１４の内部に設けられた全ての流路１６についてそれらの延在長さに亘って径（最大径）を測定した場合における径の平均値を指す。
　また、マイクロニードル１４では、流路１６の延在長さＬが、１０～１０００μｍであってよく、前述の毛細管現象による効果を十分に得る観点から、１００～１０００μｍであることが好ましく、製造の簡便性の観点から、１００～３００μｍであることが更に好ましい。
　なお、流路１６の延在長さＬとは、マイクロニードル１４の内部に設けられた全ての流路１６についてそれらの延在長さを測定した場合における延在長さの平均値を指す。
　更に、マイクロニードル１４では、流路１６の延在長さＬの流路１６の径Ｒに対する割合（Ｌ ／Ｒ）が、マイクロニードル１４の内部に流路１６をより連続的に設けて、マイクロニードル１４の吸水速度を更に高める観点から、好適には２以上であり、更に好適には１０以上であり、特に好適には１００以上であり、最も好適には１０００以上である。
　マイクロニードル１４は、その内部を貫通する流路１６を少なくとも１つ備えることが好ましい。貫通していない流路１６では、流路１６内の圧力が高まり、皮下組織液の流路１６への導入が遅くなるのに対して、貫通する流路１６では、皮下組織液が毛細管現象により流路１６に導入される際に、流路１６内の圧力の高まりが抑制され、皮下組織液の流路１６への導入が速くなる。
　また、マイクロニードル１４の空隙率は、吸水速度を更に高めつつ、機械的強度を十分に得る観点から、５～５０％であることが好ましく、１０～３０％であることが更に好ましい。
　図１～図３（Ｂ）に示すマイクロニードル１４は、円錐台形状を有している。
　図４（Ａ）及び（Ｂ）は、マイクロニードル１４及びマイクロニードルアレイ１０の寸法をそれぞれ示す説明図である。マイクロニードル１４の円錐台形状における底面の円の直径Ｒｂは、２０～５００μｍとしてよく、作製の簡便さおよび皮膚への刺し入れのしやすさ、機械的強度の観点から、１００～４００μｍであることが好ましく、例えば、３００μｍであってよい。頂面の円の直径Ｒｔは、１～５０μｍとしてよく、作製の簡便さ、及び皮膚への刺し入れのしやすさの観点から、５～２０μｍであることが好ましく、例えば１０μｍであってよい。
　マイクロニードル１４の高さＨは、２０～１０００μｍとしてよく、角質を貫通させた上で表皮との十分な接触面積を確保し、真皮への侵襲を防ぐ観点から、３０～６００μｍであることが好ましく、 例えば６００μｍであってよい。
　なお、本発明のマイクロニードルの三次元形状は、円錐台形状に限定されることなく、皮膚に刺入することが可能である限り、円錐形状、四角錐形状、四角錐台形状等の他の形状としてもよい。
　マイクロニードル１４の材料は、特に限定されないが、マイクロニードル１４は表面が金属又は導電体である必要がある。従って、マイクロニードル１４は、金属から形成されるか、または例えば、金属、樹脂、ハイドロゲル材料、酸化物等からなるマイクロニードル１４を、金属、導電性高分子、ナノカーボン等でさらにコーティングしたものである。
　マイクロニードル１４を形成する金属としては、ニッケル、ニッケル合金、鉄、鉄合金、チタン、チタン合金、銀、金等が挙げられる。
　また、コーティングに用いられる金属としては、ニッケル、ニッケル合金、鉄、鉄合金、チタン、チタン合金、銀、金等が挙げられる。導電性高分子は、共役したポリエン系がエネルギー帯を形成し伝導性を示すポリマーを指し、例えばポリアセチレン、ポリチオフェン等が挙げられる。ポリチオフェンとしては、PEDOT（ポリ(3,4-エチレンジオキシチオフェン)）を含むチオフェンが周知であり、ポリスチレンスルホン酸（PSS）をドープしたPEDOT（PEDOT:PSS）は市販のものを利用可能である。
　マイクロニードル１４を金属によりコーティング（めっき）する場合、例えばマイクロニードル１４の先端を含む一部、マイクロニードル１４の全体、又はマイクロニードル１４と基部１２とを含むマイクロニードルアレイ１０の連続する一面全体をめっきすることができる。電解めっき法及び無電解めっき法が周知であり、無電解めっき法が好ましい。樹脂又は導電性高分子との界面の接着性から、ニッケルめっきが好ましい。樹脂又は導電性高分子上へのニッケルめっきと、ニッケル上への金めっきは、従来より良く知られており、製造が比較的容易である。
　マイクロニードル１４の多孔質表面のめっきの表面に、さらに自己組織化単分子膜（Self-Assembled Monolayer, SAM）などの有機分子の修飾を行うと、マイクロニードル１４の内壁は親水性を有して毛細管現象が起こる。
　マイクロニードル１４の多孔質表面のめっきの表面に、自己組織化単分子膜（SAM）などの有機分子の修飾を行い、生体高分子２２と結合する構成とすることができる。SAMが含む単分子としては、通常、炭素原子数４～２０程度のカルボキシアルカンチオール（例えば（株）同仁化学研究所、シグマアルドリッチ ジャパン（株）などから入手可能）が用いられる。SAMの形成方法としては、特に限定されず、従来公知の方法を用いることができる。
　また、マイクロニードル１４の多孔質表面のめっきの表面を、PEDOT:PSS層等の導電性高分子により被覆する構成としてもよい。特に、PEDOT:PSSは電子部材の帯電性の防止等に効果があり、微小な電気的変化を測定する本発明においては、電位安定性の観点から好ましい。PEDOT:PSSの形成方法としては、特に限定されず、従来公知の方法を用いることができる。
　樹脂としては、ポリカーボネート、アクリロニトリル－ブタジエン－スチレン（ＡＢＳ）樹脂、フェノール樹脂、アクリル樹脂、メタクリル樹脂等が挙げられる。特に、多官能性架橋剤存在下で重合することで剛直な架橋構造となるポリグリシジルメタクリレート又はポリスチレンジビニルベンゼンコポリマー等が、ポリエチレングリコールなどと混合することで連続的な細孔構造をもつポリマーモノリスとなることから好ましい。多孔質ポリマーモノリスについては例えばF. Svec. J. Chromatogr. A, 1217 (2010), 902-924を参照されたい。
　マイクロニードル１４がポリマーモノリスである場合について以下に詳述する。ポリマーモノリスの空隙率は、マイクロニードル１４の機械的強度を十分に得る観点、また、皮膚組織液を高速かつ多量に採取する観点から、５～８０％であることが好ましく、１０～７０％であることが更に好ましく、３０～６０％であることが特に好ましく、４０～５０％であることが最も好ましい。なお、「空隙率」は、マイクロニードル１４内に画成された細孔体積の、マイクロニードルの外容積に対する割合である。空隙率は、乾燥したマイクロニードル１４を蛍光色素を含む水溶液に浸漬して取り出した後、マイクロニードル１４が吸収した蛍光色素を純水で抽出することによって測定することができる。また、ポリマーモノリスの曲げ破断応力は、マイクロニードル１４の機械的強度を十分に得る観点から、１０ｋＰａ～５０ＭＰａであることが好ましく、１００ｋＰａ～３０ＭＰａであることが更に好ましく、３００ｋＰａ～２０ＭＰａであることが更により好ましく、１ＭＰａ～２０ＭＰａであることが特に好ましく、２ＭＰａ～５ＭＰａであることが最も好ましい。なお、「引張破断応力」は、引張荷重によりハイドロゲルが破断する応力を、ロードセルを用いて計測することによって、測定することができる。測定装置としては、例えば、インストロン社製の引張試験機５９６０シリーズ等が挙げられる。
　ハイドロゲル材料とは、水（分散媒）に分散させることによって、ハイドロゲルを形成する材料をいう。ハイドロゲル材料としては、例えば、寒天、ゼラチン、アガロース、キサンタンガム、ジェランガム、スクレロチウムガム、アラビヤガム、トラガントガム、カラヤガム、セルロースガム、タマリンドガム、グアーガム、ローカストビーンガム、グルコマンナン、キトサン、カラギーナン、クインスシード、ガラクタン、マンナン、デンプン、デキストリン、カードラン、カゼイン、ペクチン、コラーゲン、フィブリン、ペプチド、コンドロイチン硫酸ナトリウム等のコンドロイチン硫酸塩、ヒアルロン酸（ムコ多糖類）及びヒアルロン酸ナトリウム等のヒアルロン酸塩、アルギン酸、アルギン酸ナトリウム、及びアルギン酸カルシウム等のアルギン酸塩、並びにこれらの誘導体等の天然高分子；メチルセルロース、ヒドロキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、カルボキシメチルセルロース等のセルロース誘導体及びこれらの塩；ポリアクリル酸、ポリメタクリル酸、アクリル酸・メタクリル酸アルキルコポリマー等のポリ（メタ）アクリル酸類及びこれらの塩；ポリビニルアルコール、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリアクリルアミド、ポリ（Ｎ－イソプロピルアクリルアミド）、ポリビニルピロリドン、ポリスチレンスルホン酸、ポリエチレングリコール、カルボキシビニルポリマー、アルキル変性カルボキシビニルポリマー、無水マレイン酸コポリマー、ポリアルキレンオキサイド系樹脂、ポリ（メチルビニルエーテル－ａｌｔ－マレイン酸無水物）とポリエチレングリコールとの架橋体、ポリエチレングリコール架橋体、Ｎ－ビニルアセトアミド架橋体、アクリルアミド架橋体、デンプン・アクリル酸塩グラフトコポリマー架橋物等の合成高分子；シリコーン；相互侵入網目構造ヒドロゲル及びセミ相互侵入網目構造ヒドロゲル；これらの２種以上の混合物等が挙げられる。
　これらの中でも、ハイドロゲルを構成する材料としては、耐荷重、生体親和性の観点から、コラーゲン、グルコマンナン；カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロースナトリウム；ポリアクリル酸、ポリアクリル酸ナトリウム；相互侵入網目構造ヒドロゲル及びセミ相互侵入網目構造ヒドロゲルが好ましい。また、優れた機械的強度及び優れた生体適合性を得る観点から、ポリ（メチルビニルエーテル－ａｌｔ－マレイン酸無水物）とポリエチレングリコールとの架橋体が好ましい。更に、ハイドロゲルの電気的中性を担保する観点から、架橋ポリエチレングリコールが好ましい。
　マイクロニードル１４の材料は、上記網目状に延びる流路１６により吸水速度を高めながら、マイクロニードル１４自体に通液性を与えることによって吸水速度を更に高める観点から、ハイドロゲル材料を含んでいても良い。ハイドロゲル材料は、ニードルを皮膚に刺し入れた際に皮下組織液等の体液を吸収することによって、ハイドロゲルとし得る。
　酸化物としては、無機酸化物及びその誘導体が挙げられ、ここで、無機酸化物としては、酸化ケイ素、酸化スズ、酸化ジルコニア、酸化チタン、酸化ニオブ、酸化タンタル、酸化アルミニウム、酸化タングステン、酸化ハフニウム、酸化亜鉛等が挙げられる。
　薬剤としては、例えば、分子量５００以下の低分子医薬、分子量５００を超える高分子医薬、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ペプチド（２個以上５０以下のアミノ酸が結合したものを指す）等が挙げられる。高分子医薬には、抗体医薬等のタンパク質が含まれる。薬剤の例としては、抗腫瘍剤、ホルモン（例えばインシュリン）、ワクチン等が挙げられる。
　図２（Ｂ）、図３（Ｂ）、図４（Ｂ）に示すように、本発明の実施形態のマイクロニードルアレイ１０では、マイクロニードル１４が、正方形の基材１２上に、マイクロニードル１４の底面が基材１２表面上に位置するように、配置されている。マイクロニードルアレイ１０におけるマイクロニードル１４の立設態様としては、特に限定されることなく、適用部位や使用目的に合わせて適宜定めることができる。マイクロニードル１４は基材に均一に又は不均一に立設されていてよく、例えば、図４（Ｂ）に示すように、所定方向に複数個（図４（Ｂ）では１１個）、該所定方向に直交する方向に複数個（図４（Ｂ）では１１個）立設される。
　図４（Ｂ）に、マイクロニードルアレイ１０の寸法を示す説明図を示す。マイクロニードル１４の数は、特に限定されることなく、適用部位や使用目的に合わせて適宜定めることができる。　隣接するマイクロニードル１４間の距離ｄ（マイクロニードル１４の底面間の最短距離）は、特に限定されないが、１０～５００μｍとしてよく、皮膚に刺し入れるニードルの単位面積当たりの量を十分としつつ、刺入時にニードル１つ当たりにかかる力を十分にしてニードルの皮膚への刺入を容易にする観点から、２０～３００μｍであることが好ましく、例えば、５０μｍであってよい。
　マイクロニードルアレイ１０の基材１２の材料は、特に限定されないが、基材１２は、ポリマーモノリス又はハイドロゲルを含むことが好ましく、ポリマーモノリス又はハイドロゲルからなるものとしてもよい。基材１２の材料はマイクロニードル１４の材料と同じであってもよい。マイクロニードル１４と基材１２とが一体化されていることが好ましい。本発明の効果を高める観点から、流路１６がマイクロニードル１４と基材１２とにおいて連通していることが、好ましい。
　マイクロニードルアレイ１０の製造方法は、公知のマイクロニードルアレイの製造方法であってもよい。好ましい製造方法の例がL. Liu et al., RSC Advances (2016) 6, 48630-48635に記載されている。具体的には、マイクロニードルアレイは、細孔の鋳型となるポリエチレングリコールのメトキシエタノール溶液の存在下で、多官能性の架橋剤とグリシジルメタクリレートモノマーを光重合することで調製される。光重合の後、ポリエチレングリコールを洗浄除去することにより、マイクロニードル及びマイクロニードルアレイ内に流路１６が形成される。
（２）凝集体２０
　図５の矢印の左側に示すように、皮膚パッチ１を被験者の皮膚に刺入れる前には、生体高分子２２と標識分子２４とから構成された凝集体２０は、マイクロニードル１４の表面に付着している。生体高分子２２はカルボキシレート基（ＣＯＯ-）及びホスフェート基（Ｈ2ＰＯ4 -）等のアニオンを有する生体高分子である。標識分子２４はこれらのアニオンを介して生体高分子２２と多価塩架橋を形成することで分子会合し、生体高分子２２とともに凝集体を形成する。生体高分子２２は、好ましくはタンパク質（例えば酵素）、核酸等である。
　生体分子を共有結合により標識すると、生体分子の化学的な変性が生じるが、本発明の一実施形態では、生体高分子２２を生体高分子２２のまま標識分子２４により標識できるため、より自然な状態で皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療することができる。
　図の矢印の右側に示すように、皮膚パッチ１を被験者の皮膚に刺入れた後では、マイクロニードル１４の周囲が被験者の皮下の流体、特には組織液に浸される。
　標識分子２４は、被験者の生体内の特定の分子と結合するように設計することができる。例えば、標識分子２４をフェニルボロン酸基を有するように設計すると、ＡＴＰ２６と結合させることが可能である。組織液中にはＡＴＰ２６が存在するため、凝集体２０中の標識分子２４はマイクロニードル１４の表面から解離して、標識分子２４はＡＴＰ２６と結合する。標識分子２４が生体分子２２から解離することで生体分子２２の活性が回復し、後述するように、この変化を電気信号として検出部３０にて検出することができる。
　ＡＴＰ応答性の標識分子２４は、（ｉ）ポリオキシアルキレン、ポリアリルアミン、又はその両方を含む主鎖と、（ｉｉ）該主鎖の片端又は両端に取り付けられた蛍光性の基、（ｉｉｉ）該主鎖に取り付けられたグアニジン基、チオウレニウム基、及びイソチオウレニウム基からなる群より選択されるカチオン性の基と、（ｉｖ）主鎖における該カチオン性の基とは別の位置の、エステル結合、アミド結合、エーテル結合、及びイミノ（－Ｎ－）結合からなる群より選択される結合を介して取り付けられたフェニルボロン酸の部分とを備えている。
　図６は、ＡＴＰ応答性の標識分子２４の一例の構造式である。（ｉ）のポリオキシアルキレンからなる主鎖の両端に（ｉｉ）の蛍光性の基としてチオールが付加されたフェニルマレイミドが取り付けられ、（ｉ）の第一のポリオキシアルキレンの繰り返し単位中に（ｉｉｉ）のカチオン性の基としてグアニジン基（Ｇｕ+）が付加され、（ｉ）の第二のポリオキシアルキレンの繰り返し単位中に（ｉｖ）のアミド結合を介したフェニルボロン酸（ＢＡ）の部分が取り付けられている。ｘは１～１００であり、ｙは１～１００である。
　（ｉ）の主鎖はポリアルキレンオキシ基を含むため、親水性が高く、組織液中に溶解することができる。アルキレン基は、炭素数１～６、好ましくは２～５の直鎖状又は分岐状のアルキレン基が挙げられる。好ましいアルキレンオキシ基としては、エチレンオキシ基、プロピレンオキシ基などが挙げられるが、入手のしやすさや親水性などの点からエチレンオキシ基が好ましい。また、これらのアルキレンオキシ基は、水酸基、炭素数１～５のアルコキシ基などの親水性の基で置換されていてもよい。
　分岐鎖におけるアルキレンオキシ基の繰り返し数としては、特に制限はないが、好ましくは１～１０、より好ましくは１～６、さらに好ましくは２～４が挙げられる。アルキレンオキシ基の高分子量化を容易にするために、アルキレン基の繰り返しがジスルフィド結合により結合されてもよい。ジスルフィド結合は細胞内で容易に分解されるため、細胞毒性を低減するという利点も有する。
　（ｉｉ）の蛍光性の基は、測定可能な蛍光を発する基であって、主鎖に結合できる基であれば特に限定されず、公知の蛍光色素を使用することができる。好ましくは、蛍光性の基としては、チオールが付加されたフェニルマレイミド、フルオレセインマレイミド、ローダミンマレイミド、シアニンマレイミドが挙げられる。
　（ｉｉｉ）の該主鎖に取り付けられるグアニジン基、チオウレニウム基、及びイソチオウレニウム基は、下記の［１］～［３］の通りである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
が挙げられる。これらの基の水素原子部分は炭素数１～１０、好ましくは１～５の直鎖状 又は分岐状のアルキル基などで置換されていてもよい。
　標識分子２４がもつこれらのカチオン性の基が、生体高分子２２のカルボキシレート基（ＣＯＯ- ）及びホスフェート基（Ｈ2ＰＯ4 -）等のアニオン性と結合することで、標識分子２４は生体高分子２２と分子間相互作用により会合することができる。
　（ｉｖ）のフェニルボロン酸の部分はＡＴＰ２６中のリボース基と共有結合を形成する。この結果、標識分子２４がもつカチオン性の基がＡＴＰ２６中のリン酸基と優先的に結合するようになり、標識分子２４が生体高分子２２から解離する。
　ＡＴＰ応答性の標識分子２４の合成方法に関し、（ｉ）のポリオキシアルキレンを含む主鎖への（ｉｉｉ）のカチオン性の基の導入については特許第４９４９２０６を参照されたい。
  図７は、ＡＴＰ応答性の標識分子２４のもう一つの例の構造式である。（ｉ）の第一のポリアリルアミンの繰り返し単位中に（ｉｉｉ）のカチオン性の基としてグアニジン基（Ｇｕ+）が付加され、（ｉ）の第二のポリアリルアミンの繰り返し単位中に（ｉｖ）のアミド結合を介したフェニルボロン酸（ＢＡ）の部分が取り付けられている。ｘは１～１００であり、ｙは１～１００である。（ｉ）のポリアリルアミンからなる主鎖の一端または両端には（ｉｉ）の蛍光性の基が取り付けられ得る。
　（ｉ）の主鎖はポリアリルアミン基を含むため、親水性が高く、組織液中に溶解することができる。繰り返し単位のアルキレン基は、炭素数１～６、好ましくは２～５の直鎖状又は分岐状のアルキレンが挙げられる。好ましいアルキレン基としては、エチレン、プロピレン、ブチレンなどが挙げられるが、入手のしやすさや親水性などの点からエチレン基が好ましい。また、これらのアルキレン基は、水酸基、炭素数１～５のアルコキシ基などの親水性の基で置換されていてもよい。
　（ｉｉ）の蛍光性の基、（ｉｉｉ）のカチオン性の基、及び（ｉｖ）のフェニルボロン酸の部分は図６を参照しながら（ｉ）がポリオキシアルキレンを含む主鎖である場合に説明したのと同じものを使用することができる。
　図８は、凝集体２０の形成と、ＡＴＰの存在下での標識分子２４の解離を示す一例である。
  生体高分子２２としての酵素トリプシン（ａ）へ、ＡＴＰ応答性の標識分子２４（ｂ）が接着し、凝集体２０が形成される（ｃ）。この系にＡＴＰ（ｄ）が存在すると、凝集体２０の酵素トリプシンから標識分子２４が解離し、標識分子２４はＡＴＰと結合する。（ｅ）。
　このような構成をとることで、ＡＴＰの濃度依存的に酵素の活性を調節することができ、以下のセンサ部でこの酵素反応を検出部３０にて電気化学的に検出することでＡＴＰ濃度を計測することができる。
（３）検出部３０
　図９は、検出部３０の構成を示す略図である。本実施形態の検出部３０は、基板３１上に、センサ部３２と、センサ部３２に信号を与えて駆動させるセンサ駆動回路部３４と、プリント基板３１全体に電源を供給する給電部３３と、センサ部３２からの出力を処理して検出信号を出力する検出回路部３５と、該検出信号を外部に出力するための出力インタフェース（出力ＩＦ）部３６とが一体的に集積化されるように構成されている。
　センサ部３２にはバイオセンサとしてのトランジスタが設けられている。本発明に係るトランジスタは、公知のトランジスタ構造により構成することもでき、無機トランジスタでも有機トランジスタであってもよい。デバイス全体が柔軟になり体表へ装着しやすくなることから、有機半導体を用いた電界効果トランジスタ（有機電界効果トランジスタ）が好ましい。中でも、マイクロニードルアレイ１０の導電性の多孔質のマイクロニードル１４からなるマイクロニードル電極との接続が容易であり、半導体と生体（ここでは皮下の間質液）の直接接触を避けることで安定した動作が可能な延長ゲート型有機電界効果トランジスタが好ましい。
　有機半導体の構成材料としては、P型の場合は、ペンタセン、テトラメチルペンタセン、パーフルオロペンタセン、TIPSペンタセン等のペンタセン類、Cn-DNTT等のジナフトチエノチオフェン類、Cn－BTBT等のベンゾチエノベンゾチオフェン類、TES-ADT等のアントラジチオフェン類、ルブレン、P3HT等のポリチオフェン類、PBTTT等のポリチエノチオフェン類等を用いることができ、N型の場合は、フラーレン等を用いることができる。
　図１０に延長ゲート型トランジスタ３７の例を示す。トランジスタ３７は、トランジスタ部位３８と延長ゲート電極部位３９とから構成される。トランジスタ部位３８は、基板４０と、基板４０上に形成されたゲート電極４１、ゲート電極４１の表面に設けられたゲート絶縁膜４２、更にゲート絶縁膜４２の表面に設けられたソース電極４３及びドレイン電極４４、並びにソース電極４３及びドレイン電極４４間をつなぐ半導体層４５から構成される。延長ゲート電極部位３９は、延長ゲート電極としてのマイクロニードル１４と、参照電極４６とから構成され、それぞれトランジスタ部位３８のゲート電極４１及びソース電極４３と導電性配線（非図示）で接続されている。皮膚４７へマイクロニードル１４を刺入すると参照電極４６は皮膚４７の表面に接触し、マイクロニードル１４と参照電極４６が皮膚を介して電気的に回路を形成する。本構成において、マイクロニードル１４の表面及び内壁が検出表面となる。図１０のマイクロニードル１４の表面の太線は、生体高分子２２と標識分子２４とから構成された凝集体２０が固定された検出表面を示す。
　図１０に示した回路４８は、ゲート電極に電圧を印加するための回路、回路４９はソース・ドレイン電極４３，４４間に電流を流すために電圧を印加する回路である。このようなトランジスタ３７によれば、回路４８において上記参照電極４６に対しマイクロニードル１４に電位VGSを印加すると、ソース電極４３とゲート電極４１で挟まれたゲート絶縁膜４２が分極し、ゲート絶縁膜４２と半導体層４５の界面に電荷を誘起され、その結果回路４９におけるソース・ドレイン電極４３，４４間の電流ISDが制御される。一方、回路４８には途中にゲート絶縁膜４１を挟んでいるため電流は流れず、印加電圧VGSは、ゲート絶縁膜４２にかかる電圧、延長ゲート電極／皮膚４７界面電位、及び参照電極４６の電位として分配される。VGS一定のもとで、マイクロニードル１４表面で、電荷を有する標識分子２４が生体高分子２２から脱離すると、マイクロニードル１４／皮膚４７の界面の電位が変化する。あるいは、標識分子２４の脱離で酵素などの生体高分子２２の活性が回復すると、その酵素反応によりマイクロニードル１４／皮膚４７の界面の電位が変化する。この場合、参照電極４６の電位は一定のため、VGSのうちゲート絶縁膜４２に分配される電圧が変化することになる。その結果、ゲート絶縁膜４２／半導体層４５の界面に誘起される電荷が変化し、ISDが変化する。この電流の変化は電流計（非図示）でサンプリングされ、検出回路部３５で処理され、所定の検出信号として出力ＩＦ部３６から取り出される。
　本実施形態では、センサ部３２を含めてすべての構成を単一の基板３１上に集積化することが可能であり、非常に小型でかつ簡便な構成により皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療することができるデバイスを得ることができる。
　また、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）は、検出表面上に捉えた分子固有電荷をトランジスタ特性変化と同期させて検出する全くの非侵襲な計測法であり、リアルタイム計測であること、レーザーや光学系が不要なため安価で小型化に有利であること、また半導体加工技術による高密度・超並列化が容易に行える点など、ハイスループットシステム化において求められる主要要件を潜在的に網羅する。
　そのため、被験者の生体内試料から得られた生体情報のデータのセンシングと、皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療を、その場で迅速に（例えば約１０分以下で）効率的に行うことが可能となる。
（４）本発明のデバイスの使用方法
　皮膚パッチ１に具現化して説明した本発明のデバイスは、被験者に全くまたはほぼ痛みを与えずに、その場で被験者の皮膚の疾患又は状態を局所的に検出、診断及び／又は治療することができる。
　本発明のデバイスは、皮膚の疾患（例えば皮膚がん）が疑われる部位に貼り付けて、皮膚の疾患の可能性を検出又は診断するために使用することができる。
　この場合、従来のダーモスコピーを用いた直接観察に比べて、医師の知識・経験にかかわらずより精度の高い検出又は診断を行うことができる。
　また、本発明のデバイスは、外科手術又は薬剤投与の前後の被験者の状態を測定することにより、皮膚の疾患の治療の効果をモニタリングするために使用することもできる。
　本発明のデバイスを薬剤の投与に使用する場合、マイクロニードル１４の表面やマイクロニードル１４に設けられた流路１６内に薬剤を保持させることで、皮膚の疾患の部位のみに局所的に薬剤を投与できる点で有利である。
　また、本発明は、上述の本発明のデバイスを備えた皮膚の疾患又は状態の検出若しくは診断用、又は皮膚内への薬剤送達用のキットも包含する。
　上記キットは、取扱説明書をさらに備えることができる。
　また、キットが皮膚内への薬剤送達用のキットである場合、キットは治療用の薬剤をさらに備えることができる。薬剤としては、分子量５００以下の低分子医薬、分子量５００を超える高分子医薬、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ペプチド（２個以上５０以下のアミノ酸が結合したものを指す）、等が挙げられる。高分子医薬には、抗体医薬等のタンパク質が含まれる。薬剤の例としては、抗腫瘍剤、ホルモン（例えばインシュリン）、ワクチン等が挙げられる。
　なお、皮膚疾患としては、例えば皮膚がん（メラノーマを含む）、アトピー性皮膚炎、脂漏性皮膚炎、接触性皮膚炎、刺激性皮膚炎、肥厚性瘢痕、ケロイド、やけど、酒さ、乾癬、湿疹、蕁麻疹、ざ瘡、皮膚創傷、潰瘍、光老化、肝斑、及び色素沈着障害からなる群より選択される少なくとも一つが挙げられるが、これらに限定されない。
　以上、本発明の実施形態について具体的に説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想に基づく各種の変形が可能である。
　皮膚パッチ１の形状は略矩形に限定されず、略円形、略楕円形を含む他の形状であってもよい。例えば図１１に示すように、マイクロニードルアレイ１０を略円形とし、検出部３０、任意選択の表面層６０も略円形にすることで、皮膚パッチ１を略円形とすることもできる。
　マイクロニードルアレイ１０上のマイクロニードル１４は、図１～図３（Ｂ）の実施形態では、隣り合うマイクロニードル１４が基部１２と連続する基端部で互いに接する状態で示されているが、図１２に示すように、隣り合うマイクロニードル１４は互いに離間していてもよい。つまり、隣り合うマイクロニードル１４と隣り合うマイクロニードル１４が基部１２により隔てられていてもよい。
　表面層６０を省略してもよい。
　上記の実施形態では、検出部３０が給電部３３を内蔵していたが、導線を介して有線式に外部電源（非図示）から、検出部３０に電気が供給されてもよい。
　上記の実施形態では、図９の検出部３０が給電部３３、駆動回路３４、検出回路３５及び出力ＩＦ３６を備えていたが、これらのうちの一つ又は複数が検出部３０の外に外付けされていてもよい。
　図１０に示したトランジスタ部位３８と延長ゲート電極部位３９が垂直方向につながれたトランジスタ３７の構造の代わりに、図１３（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、トランジスタ部位３８と延長ゲート電極部位３９が並置されたトランジスタ３７の構造としてもよい。本実施形態では、トランジスタ部位３８と延長ゲート電極部位３９が基板４０の長手方向において離れた位置に配置されているが、他の構成は図１０に示した実施形態と同じである。図１３（Ｂ）には、延長ゲート電極としてのマイクロニードル１４とゲート電極４１とを接続する導電性配線５０並びに参照電極４６とソース電極４３とを接続する導電性配線４８が示されている。本構成のトランジスタ３７によっても、標識分子２４の解離によりマイクロニードル１４の表面及び内壁で検出された変化が電気信号として検出される。
　上記の実施形態では、検出部３０が給電部３３を内蔵していたが、無線式若しくは非接触式で外部電源（非図示）から、検出部３０が電気を供給されてもよい。また、検出部３０で生じた電気信号を無線式若しくは非接触式で、外部の処理装置（非図示）へ出力する構成としてもよい。無線式若しくは非接触式で電源供給及び／又は電気信号の出力を行う構成によれば、本発明のデバイスの携帯性、機動性がより高められる。
　また、上述の実施形態及び変形例において挙げた構成、方法、工程、形状、材料及び数値などはあくまでも例に過ぎず、必要に応じてこれと異なる構成、方法、工程、形状、材料及び数値などを用いてもよい。
　また、上述の実施形態及び変形例の構成、方法、工程、形状、材料及び数値などは、本発明の主旨を逸脱しない限り、互いに組み合わせることが可能である。
　以下に実施例を挙げて本発明をより具体的に説明するが、本発明はこれらに限定されない。
実施例１　標識分子を含む凝集体の製造
　プロパルギルアミンと1,3-ビス(tert-ブトキシカルボニル)-2-メチル-2-チオプソイド尿素をTHF中で混合し、40℃で24時間撹拌した。溶媒を除去した後、シリカゲルカラムクロマトグラフィーによってビス(tert-ブトキシカルボニル)プロパルギルグアニジンを得た。
　ビス(tert-ブトキシカルボニル)プロパルギルグアニジンに3,6-ジオキサオクタン-1,8-ジチオールを混合し、ベンジルジメチルケタールを添加した後、365 nmの紫外光照射下、室温で2時間撹拌した。シリカゲルカラムクロマトグラフィーによってビス(tert-ブトキシカルボニル)グアニジンモノマーを得た。
　プロパルギルアミンと4-カルボキシフェニルボロン酸ピナコールエステルをMeOHに溶解させ、これに塩化4-(4,6-ジメトキシ-1,3,5-トリアジン-2-イル)-4-メチルモルホリニウムを加えた。混合液をアルゴン雰囲気下、室温で20時間撹拌した後、溶媒を除去した。残渣を酢酸エチルに溶解し、飽和炭酸水素ナトリウム水溶液、飽和食塩水で洗浄した。有機層を濃縮し、酢酸エチル中で再結晶することでN-2-プロピン-1-イル-4-(4,4,5,5-テトラメチル-1,3,2-ジオキサボロラン-2-イル)ベンザミドを得た。
　N-2-プロピン-1-イル-4-(4,4,5,5-テトラメチル-1,3,2-ジオキサボロラン-2-イル)ベンザミドに3,6-ジオキサオクタン-1,8-ジチオールを混合し、ベンジルジメチルケタールを添加した後、365 nmの紫外光照射下、室温で2時間撹拌した。シリカゲルカラムクロマトグラフィーによってピナコール保護フェニルボロン酸モノマーを得た。
　上記のビス(tert-ブトキシカルボニル)グアニジンモノマーとピナコール保護フェニルボロン酸モノマーをMeOH中で混合し、フェニルマレイミド、ヨウ素を添加した後、室温で2時間撹拌した。ジエチルエーテルで2回再沈殿を行った後、塩酸／MeOH（v/v = 1/1）中に溶解させ、室温で24時間撹拌した。溶媒を除去することでグアニジン基含有標識分子を得た。
　上記のグアニジン基含有標識分子水溶液（1 μM）と酵素（トリプシン）水溶液（50 nM）を混合し、室温で5分間静置することで酵素とグアニジン基含有標識分子（分子糊）の凝集体の溶液を得た。
実施例２　標識分子を用いた予備試験
　1mM 3,3’-ジチオジプロピオン酸のエタノール溶液に金電極を室温で1時間浸漬し、金電極上に自己組織化単分子膜（SAM）を形成した。次に金電極をエタノール、純水でそれぞれ3回ずつ洗浄した。
　市販のQCM（水晶振動子マイクロバランス）装置（AFFINIX Q4 （アルバック社製））の重量測定部の底面に設けられた水晶発振子に金電極を取り付け、重量測定部に測定溶液（ダルベッコリン酸緩衝生理食塩水、Sigma Aldrich社製、D8537、pH7.4）を入れ、標識分子を最終濃度が10μMとなるように測定溶液中に添加し、次に、ATPを最終濃度が2mMとなるように溶液中に添加し、水晶発振子表面の共振周波数の変化を測定した。
　結果を図１４に示す。標識分子を添加した直後（グラフ中の（ａ））から共振周波数が減少するが、ATPの添加（グラフ中の（ｂ））により共振周波数が増大しており、標識分子の金電極への吸着と、標識分子のATPとの結合による金電極からの脱離が観測された。
　本発明の標識分子は、ATPと結合することで金表面から脱離する性質を持つことが確認できた。
実施例３　マイクロニードルアレイの製造
　日本国特開2017-724に従って、ポリグリシジルメタクリレートからなる多孔性マイクロニードルアレイを作製した後、無電解ニッケルめっき、無電解金めっきを行うことで、細孔表面が金で被覆された多孔性マイクロニードルアレイを得た。具体的には、以下の手順で実験を行った。作成した多孔性マイクロニードルアレイをエチレンジアミン中で80℃、5時間加熱することで、細孔表面をアミノ基で修飾した。水洗、乾燥後に0.1 wt%塩化パラジウムの1 wt%塩酸溶液中に室温で30分浸漬し、Pd(II)を配位させた。水洗後、0.1 wt%次亜リン酸ナトリウム水溶液中に室温で10分浸漬して、Pd(0)とし、その後塩化ニッケル（0.10 M）、塩化アンモニウム（0.75 M）、クエン酸ナトリウム（0.25 M）の混合水溶液1 mL中に浸漬して80℃に加熱後、5 wt%次亜リン酸ナトリウム0.5 mLを加えることで、マイクロニードルアレイの細孔表面の無電解ニッケルめっきを行った。その後、ムデンノーブルAU（奥野製薬工業（株））中に浸漬することで、ニッケル上への無電解金めっきを行った。作製したマイクロニードルアレイのSEM-EDXによる表面元素分析を行い、表面が金で被覆されていることを確認した。
実施例４　標識分子を吸着したマイクロニードルアレイの電位安定性の検討
　1mMのカルボキシル基末端アルカンチオール（炭素鎖長：C20）を含むエタノール溶液に実施例３の金被覆マイクロニードルアレイを浸漬し、金表面にカルボキシル基末端アルカンチオールの単分子膜を形成した。上記実施例１で得た標識分子を含む溶液にマイクロニードルを浸漬し、標識分子（分子糊）が有するグアニジウム基を単分子膜表面のカルボキシル基と会合させ、水素結合を形成することで標識分子を固定化した第１のマイクロニードル型金電極を製造した（図１５（Ａ））。
　次に、17.5 mLの純水に1 mLの18 wt% パラスチレンスルホン酸ナトリウム水溶液、1 mLの0.1 M 過塩素酸リチウム、及び0.5 mLのEDOTを加えた溶液を調製し、この溶液に実施例３の金被覆マイクロニードルアレイを浸漬し、1.1 Vの電圧（vs Ag/AgCl）を30分間印加して、金表面にPEDOT:PSS層を形成した。次に、標識分子（1 μM）のトリス緩衝液にマイクロニードルを浸漬し、標識分子が有するグアニジウム基をPEDOT:PSS層のスルホ基と会合させ、標識分子を固定化した第２のマイクロニードル型金電極を製造した（図１５（Ｂ））。
　図１５（Ａ）及び図１５（Ｂ）のマイクロニードル型金電極の各々とAg/AgCl参照電極との間の電位差を計測したところ、図１５（Ｂ）の電極ではドリフトが低減して電位安定性が向上することが示された（図１５（Ｃ）及び図１５（Ｄ）。
実施例５　マイクロニードル上での電位応答
　実施例４で製造したPEDOT:PSS層を表面に形成した金メッキマイクロニードルを入れた測定容器にトリス緩衝液を入れ、標識分子を最終濃度が1μMとなるように添加し、次に、ATPを最終濃度が11mMとなるように添加し、マイクロニードル上の電位の変化を測定した。
　結果を図１６に示す。標識分子を添加した直後（グラフ中の（ａ））に正に電位がシフトし、ATPの添加（グラフ中の（ｂ））により負に電位がシフトした。これにより、マイクロニードルはATP応答性であり、ATPを含む溶液中のATPによる電位変化を測定できることが示された。
実施例６　延長ゲート型有機電界効果トランジスタの製造
　まず、厚さ125μmのポリエチレンナフタレート基板上に銀ナノ粒子インクをインクジェット装置で描画しゲート電極（厚さ100nm）を形成した。この時、延長ゲート電極となる上記「２．マイクロニードルアレイの製造」で製造したマイクロニードルアレイの導電性多孔質のマイクロニードルと繋ぐため、ゲート電極パターンはマイクロニードル接続部位まで引き延ばした。ジクロロパラキシリレン（第三化成社製）をゲート電極を形成した基板上に真空蒸着し膜厚550nmのゲート絶縁膜を形成した。ゲート絶縁膜上に、銀ナノ粒子インクをインクジェット装置で描画し、ソース電極及びドレイン電極を形成した。参照電極作製のため、ソース電極パターンは、導電性多孔質マイクロニードル接続部位近傍まで引き延ばす形で形成した。ソース電極及びドレイン電極の上にテフロン（登録商標）（デュポン社製、AF1600）をディスペンサ装置で描画し、ソース電極及びドレイン電極を囲う隔壁層を形成した。最後に、有機半導体形成溶液をディスペンサ装置を用いて隔壁層内に滴下し、乾燥させることで有機半導体層を形成した。最後に、延長ゲート電極、及び参照電極まで引き延ばした銀配線パターンは、テフロン（登録商標）を用いて絶縁し、末端のみ露出させた。Ag/AgCl参照電極は、ソース電極から引き延ばした配線の末端露出部にAg/AgClインク（BAS社製）を塗布し作製した。
実施例７　デバイスの組み立て
　実施例４で製造した、凝集体（標識分子濃度1 μM）を表面に修飾した、PEDOT:PSS層を表面に形成した金メッキマイクロニードルを、実施例６で製造したゲート電極から引き延ばした銀配線パターン末端に、導電性エポキシ樹脂で接続・固定した。以上の工程によりデバイスが完成した。
　このデバイスを皮膚表面に装着すれば、マイクロニードル上の凝集体は、皮膚内のATPと結合することで離脱するので、それを電気信号として検出すれば、皮膚内のATP濃度を観測することができるので、皮膚の疾患又は状態を検出、診断することが可能になる。
　また、マイクロニードル上や、流路に薬剤を添加しておくことで、皮膚内に薬剤が投与され、皮膚の治療を、検出や診断と同時に可能となる。

Claims (13)

  1. 　複数のマイクロニードルを備えたマイクロニードルアレイと、
    　前記マイクロニードルに取り付けられた標識分子と、
    　前記マイクロニードルに取り付けられた前記標識分子が前記マイクロニードルから解離することにより生じた変化を電気信号として検出するセンサ部と
    を備える皮膚の疾患又は状態を検出、診断及び／又は治療するためのデバイス。
  2. 　前記標識分子は、生体高分子と、生体高分子と会合する標識分子とから構成された凝集体としてマイクロニードルに取り付けられている請求項１に記載のデバイス。
  3. 　前記生体高分子がタンパク質又は核酸である請求項２に記載のデバイス。
  4. 　前記標識分子がＡＴＰに結合可能な標識分子である請求項１～３のいずれかに記載のデバイス。
  5. 　前記マイクロニードルの先端がニッケル、ニッケル合金、及び金からなる群より選択される金属によりメッキされている請求項１～４のいずれかに記載のデバイス。
  6. 　前記マイクロニードルの先端が導電性高分子により被覆されている請求項１～５のいずれかに記載のデバイス。
  7. 　前記標識分子が、ポリオキシアルキレン、ポリアリルアミン、又はその両方を含む主鎖と、前記主鎖に取り付けられたグアニジン基、チオウレニウム基、及びイソチオウレニウム基からなる群より選択されるカチオン性の基と、前記主鎖における該カチオン性の基とは別の位置に、エステル結合、アミド結合、エーテル結合、及びイミノ（－Ｎ－）結合からなる群より選択される結合を介して取り付けられたフェニルボロン酸の部分とを備えている請求項１～６のいずれかに記載のデバイス。
  8. 　前記マイクロニードルが内部に網目状に延びる流路を有する請求項１～７のいずれかに記載のデバイス。
  9. 　前記センサ部がトランジスタから構成される請求項１～８のいずれかに記載のデバイス。
  10. 　前記トランジスタが、そのゲート電極がマイクロニードルと電気接続され、参照電極がソース電極と接続された延長ゲート型である、 請求項９に記載のデバイス。
  11. 　前記トランジスタの活性層が有機半導体である、請求項９又は１０に記載のデバイス。
  12. 　皮膚パッチである請求項１～１１のいずれかに記載のデバイス。
  13. 　請求項１～１２のいずれかに記載のデバイスを備えた皮膚の疾患又は状態の検出若しくは診断用、又は皮膚内への薬剤送達用のキット。
PCT/JP2018/032167 2017-08-30 2018-08-30 皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイス WO2019044993A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019539626A JP7229483B2 (ja) 2017-08-30 2018-08-30 皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のための皮膚パッチデバイス及び皮膚パッチデバイスを備えたキット。

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017166153 2017-08-30
JP2017-166153 2017-08-30

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019044993A1 true WO2019044993A1 (ja) 2019-03-07

Family

ID=65527455

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2018/032167 WO2019044993A1 (ja) 2017-08-30 2018-08-30 皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のためのデバイス

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP7229483B2 (ja)
WO (1) WO2019044993A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111349551A (zh) * 2020-03-06 2020-06-30 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种可提取皮肤组织液中微生物的微针贴片及其制备方法
WO2021193959A1 (ja) * 2020-03-27 2021-09-30 国立大学法人 東京医科歯科大学 薬剤送達デバイスおよびその製造方法
EP4009045A1 (en) * 2020-12-02 2022-06-08 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) Extended-gate field-effect transistor with aptamer functionalisation layer for measuring hormone concentration in biofluids and corresponding fabrication method
WO2022211058A1 (ja) * 2021-03-31 2022-10-06 リンテック株式会社 マイクロニードル構造体の製造方法およびマイクロニードル構造体
IL287577A (en) * 2021-10-25 2023-05-01 Technion Res & Dev Foundation A microneedle-based elongated gate wearable field-effect transistor for real-time detection of biomarkers in interstitial fluid

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005049108A2 (en) * 2003-11-13 2005-06-02 Alza Corporation System and method for transdermal delivery
WO2013058879A2 (en) * 2011-09-02 2013-04-25 The Regents Of The University Of California Microneedle arrays for biosensing and drug delivery
WO2016195119A1 (ja) * 2015-06-05 2016-12-08 国立大学法人東北大学 マイクロニードル及びマイクロアレイ並びにその製造方法

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8048017B2 (en) 2005-05-18 2011-11-01 Bai Xu High-aspect-ratio microdevices and methods for transdermal delivery and sampling of active substances
GB201019577D0 (en) 2010-11-18 2010-12-29 Univ Cork Method
CN104755128B (zh) 2012-11-02 2018-05-11 考司美德制药株式会社 视黄酸微针
CN107007927A (zh) 2017-02-21 2017-08-04 中山大学 一种基于电场驱动给药的微针阵列药贴及制备方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005049108A2 (en) * 2003-11-13 2005-06-02 Alza Corporation System and method for transdermal delivery
WO2013058879A2 (en) * 2011-09-02 2013-04-25 The Regents Of The University Of California Microneedle arrays for biosensing and drug delivery
WO2016195119A1 (ja) * 2015-06-05 2016-12-08 国立大学法人東北大学 マイクロニードル及びマイクロアレイ並びにその製造方法

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111349551A (zh) * 2020-03-06 2020-06-30 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种可提取皮肤组织液中微生物的微针贴片及其制备方法
CN111349551B (zh) * 2020-03-06 2023-05-09 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种可提取皮肤组织液中微生物的微针贴片及其制备方法
WO2021193959A1 (ja) * 2020-03-27 2021-09-30 国立大学法人 東京医科歯科大学 薬剤送達デバイスおよびその製造方法
EP4009045A1 (en) * 2020-12-02 2022-06-08 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) Extended-gate field-effect transistor with aptamer functionalisation layer for measuring hormone concentration in biofluids and corresponding fabrication method
WO2022211058A1 (ja) * 2021-03-31 2022-10-06 リンテック株式会社 マイクロニードル構造体の製造方法およびマイクロニードル構造体
IL287577A (en) * 2021-10-25 2023-05-01 Technion Res & Dev Foundation A microneedle-based elongated gate wearable field-effect transistor for real-time detection of biomarkers in interstitial fluid
WO2023073691A1 (en) * 2021-10-25 2023-05-04 Technion Research And Development Foundation Limited Wearable microneedles-based extended gate field-effect transistor for real-time detection of biomarkers from interstitial fluid
IL287577B1 (en) * 2021-10-25 2023-06-01 Technion Res & Dev Foundation A microneedle-based elongated gate wearable field-effect transistor for real-time detection of biomarkers in interstitial fluid

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2019044993A1 (ja) 2020-10-22
JP7229483B2 (ja) 2023-02-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7229483B2 (ja) 皮膚の疾患又は状態の検出、診断又は治療のための皮膚パッチデバイス及び皮膚パッチデバイスを備えたキット。
Kusama et al. Transdermal electroosmotic flow generated by a porous microneedle array patch
Taylor et al. Direct in vivo electrochemical detection of resting dopamine using poly (3, 4-ethylenedioxythiophene)/carbon nanotube functionalized microelectrodes
Amidi et al. Sensitive electrochemical determination of rifampicin using gold nanoparticles/poly-melamine nanocomposite
Reddy et al. Bionanotube/poly (3, 4-ethylenedioxythiophene) nanohybrid as an electrode for the neural interface and dopamine sensor
ES2645283T3 (es) Aptasensores electroquímicos con una matriz de gelatina B
Ghalkhani et al. Application of nanomaterials in development of electrochemical sensors and drug delivery systems for anticancer drugs and cancer biomarkers
CN106662549B (zh) 采样单元和生物传感器
Zagitova et al. Voltammetric chiral recognition of naproxen enantiomers by N-tosylproline functionalized chitosan and reduced graphene oxide based sensor
Liu et al. Conducting Polymer‐Based Composite Materials for Therapeutic Implantations: From Advanced Drug Delivery System to Minimally Invasive Electronics
EP3510387A1 (en) Electrochemical wire electrode array and corresponding fabrication process
Shafique et al. Advances in the Translation of Electrochemical Hydrogel‐Based Sensors
KR101605963B1 (ko) 마이크로니들 및 이를 포함하는 일산화질소 검출용 센서
Akbarinejad et al. Novel electrochemically switchable, flexible, microporous cloth that selectively captures, releases, and concentrates intact extracellular vesicles
Mei et al. Highly sensitive and reliable internal-standard surface-enhanced Raman scattering microneedles for determination of bacterial metabolites as infection biomarkers in skin interstitial fluid
Mintz Hemed et al. On-demand, reversible, ultrasensitive polymer membrane based on molecular imprinting polymer
JP2022508576A (ja) 電極装備
Wang et al. A durable antifouling protein molecularly imprinted gel interface for human serum albumin detection and antibacterial application
Khan et al. Electroresponsive hydrogels for therapeutic applications in the brain
Zhou et al. Gold nanocluster-based fluorescent microneedle platform toward visual detection of ATP
Wang et al. Light-triggered release of biomolecules from diamond nanowire electrodes
Yuan et al. A one-step electropolymerized biomimetic polypyrrole membrane-based electrochemical sensor for selective detection of valproate
Hu et al. Recent Development of Implantable Chemical Sensors Utilizing Flexible and Biodegradable Materials for Biomedical Applications
Xiang et al. Implantable Neural Microelectrodes: How to Reduce Immune Response
Zabost et al. Electrochemical examination of ability of dsDNA/PAM composites for storing and releasing of doxorubicin

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18851152

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2019539626

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 18851152

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1