JP4126110B2

JP4126110B2 - 経皮投薬素子

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Publication number: JP4126110B2
Application number: JP09434398A
Authority: JP
Inventors: 宏之笠野
Original assignee: Polytronics Inc
Current assignee: Polytronics Inc
Priority date: 1998-03-06
Filing date: 1998-04-07
Publication date: 2008-07-30
Anticipated expiration: 2018-04-07
Also published as: JPH11313897A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電気泳動現象を利用して薬剤イオンを皮下浸透させる経皮投薬素子に関する。
【０００２】
【従来の技術】
投薬方法として経口、注射、経粘膜及び経皮が実用化されている。血管内浸透の早さは注射や経粘膜が優れているが、持続性（血中濃度の維持）は劣る。経皮法は、持続性が優れているが、適用できる薬剤が極く限られている。経口は浸透性と持続性で両者の中間にあるといえる。製薬の容易性や安定性の点からほとんどの薬剤は注射か経口で投与され、経粘膜や経皮は限られた用途に用いられている。しかし人口の高齢化が進むに従って慢性疾患が急増しており、持続性に優れた投薬方法の開発がますます必要とされている。加えて日常生活の妨げとならないような患者負担の少ない投薬方法が必要とされ、経皮投薬法が注目されている。
【０００３】
経皮投薬は皮膚に貼付した薬剤層から有効成分を皮下浸透されるもので、従来から消炎鎮痛剤で用いられてきた経緯がある。最近では狭心症用のニトログリセリンが貼付薬として実用化されている。
しかし、これら経皮投薬剤は全てパッシブタイプといわれる濃度勾配利用型投薬であり、皮膚の複雑な阻止機能が作用するため分子量の大きな（数百以上）薬剤は用いることができない。そこで強制的に皮膚バリアを突破する物理的、化学的方法（アクティブタイプ）が検討されている。その中で有望とされ、一部が試験的に実用化されている方法が電気泳動現象を利用した経皮投与法、イオントフォレシスである。
【０００４】
イオントフォレシスは、一方の電極（活性電極）の下に配置、皮接したイオン性薬剤（被浸透薬剤）と空間的に分離して配置、皮接した他方の電極（不関電極）との間に電圧を印加し、その電界によってイオン性薬剤を加速して皮下浸透をせしめるものである。一般に、印加電圧が直流であるタイプは毛穴や汗腺を通して薬剤イオンが皮下浸透すると云われており、印加電圧がパルスであるタイプは細胞膜の瞬間的な電位変化を利用して生じた膜空隙からイオンを浸透させると云われている。後者を特にエレクトロポーションということもある。
【０００５】
イオントフォレシス用電源はポータブルにするため電池を用いることが多い。しかし高い電圧を必要とする場合には配線電源が用いられる。活性電極と不関電極との間の外部回路に電源を接続すると、皮膚通電領域は電源の外部負荷の一部を構成することになる。生体皮膚の負荷抵抗値は常時変動しており、例えば発汗などで抵抗値が急落すると過大電流が流れて皮膚に焼損するという問題が指摘されている。
これに対して、関電極と不関電極を電子親和力の異なる材料で構成し皮膚を電解質の一部とみなして生体発電を惹起しつつイオントフォレシスを行う方法が提起されている（特願昭５９−５９２４４号、特願平１−１５０６５４号、特願平６−２２０１９３号、特願平８−３１０８４８号など）。この場合、皮膚通電領域は電源の内部負荷（内部損失因子）となり、仮に発汗などで両電極間が短絡すれば発電は自動的に停止するので安全である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
イオントフォレシス用電源として電極間の外部回路に既存電源を接続する方式は、高出力電源を利用できる反面、電源や電気回路を搭載するので高コストとなり、また過電流通電やＰＨ変化で皮膚損傷を起こしやすい。さらに、医療用具と医薬品にまたがる分野で厚生省の認可が必要であり、実用化に対する障害となる。
【０００７】
一方、生体発電を利用しつつイオントフォレシスを惹起する方法は、低コスト化や安全性、認可の問題で外部電源方式にまさる。特に、正極金属と負極半導体の組み合わせによる生体発電方式（特願平１−１５０６５４号、特願平６−２２０１９３号など）は、負極側皮接面からの正孔注入と電子流入阻止効果によって発電を安定に持続させ、ＰＨ変化を緩和することが可能であり、優位性は高い。しかし、イオントフォレシス用の被浸透薬剤として期待されている物質は、ペプタイドや蛋白質、ホルモンなど生体由来物質が多く、高分子であることが多い。この場合、薬剤を効果的に皮下浸透せしめるには高電界、高電流密度を必要とし、生体発電電池ではパワー不足である。
【０００８】
本発明は、正孔注入と電子流入阻止効果という生体発電電池の特性を生かしつつ高出力化を可能としたイオントフォレシス用電源を用いた経皮投薬素子の提供を目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明では、少なくとも表面が金属または半導体Ａから成る導電性鉱物甲と、
被浸透薬剤を分散させた導電性基材層と、開口部を有する絶縁体Ｉと、絶縁体Ｉの非開口部領域に設けられた少なくとも表面が金属または半導体Ｂから成る導電性鉱物乙とをこの順序に積層し、さらに導電性鉱物甲の自由表面、即ち導電性基材層の非積層面に高出力化補助電池層を形成し、前記導電性鉱物乙と前記導電基材層とを同時に且つ空間的に分離した状態で皮接して用いる経皮投薬素子を開示する。
【００１０】
前記した高出力化補助電池層には、２つのタイプがある。その１つは、前記導電性鉱物甲の自由表面上に装荷した絶縁体II上に互いに分離して設けられた１個以上のゲル状または固体の電解質領域と、この電解質領域の各々に互いに分離して接触させられ且つ互いに異なる電子親和力を持つ金属または半導体Ｃ及びＤでそれぞれ表面を構成した一対の導電性鉱物丙及び丁と、前記した金属または半導体Ａと少なくとも１個のＣとを導電接続する導線と、前記したＢと少なくとも１個のＤとを導電接続する導線と、これらＡまたはＢと接続済のＣまたはＤを除き隣接する丙、丁のＣ、Ｄ間を直並列に接続する導線とより成る補助電池層である。
【００１１】
また別の１つは、前記導電性鉱物甲の自由表面上に導電性鉱物丙／ゲル状または固体の電解質層／導電性鉱物丁をこの順序で積層した複合層を１組以上最下層の複合層における丙のＣと前記甲のＡとが導電接続する如く装荷し、前記導電性鉱物乙のＢと前記複合層の最上層の導電性鉱物丁のＤとを非皮接領域で導電接合した構造を有する補助電池層である。
【００１２】
前記した金属または半導体Ａ乃至Ｄの電子親和力をそれぞれＸ_i（ｉ＝Ａ〜Ｄ）で表すと、被浸透薬剤が陰イオンである場合にはＸ_A＞Ｘ_B、Ｘ_C且つＸ_D＞Ｘ_B、Ｘ_Cであり、被浸透薬剤が陽イオンである場合にはＸ_A＜Ｘ_B、Ｘ_C且つＸ_D＜Ｘ_B、Ｘ_Cであることが好ましい。金属または半導体ＡとＢとが同じ電子親和力を有するか、或いはＡとＢとが同一物質であってもよい。また、ＡとＢ或いはＢとＣとが同一物質である場合も含まれる。
【００１３】
導電性鉱物乙は、互いに電気的に絶縁された複数個のストライブ状領域として前記絶縁体Ｉ上に配置され、各ストライプ状領域は非皮接部位において、全て前記した金属または半導体Ｄに導電接続されていてもよい。
【００１４】
金属または半導体ＢとＤとを非皮接部位で導電接続する導線に、通電電流を継続してパルス化するための電子装置や駆動電源を接続した素子も本発明に含まれる。
【００１５】
電極間相互の電子親和力の大きさを考慮した上で高出力化補助電池層を生体電池の外部回路に接続すると、生体電池の最大理論的起電力を与える金属または半導体ＡとＢとの電子親和力差｜Ｘ_A−Ｘ_B｜を捕完してパワーアップすることが可能となる。
【００１６】
図２は、本発明の原理を示す図である。生体層には、金属または半導体Ｂが接触し、Ｂは非皮接位置でＤのひとつに導電接続されている。一方、Ａは非皮接位置でＣのひとつに導電接続されている。なお、金属または半導体Ｂの表面に接触抵抗を減少させるための導電性材料を塗布して皮接しても、この導電性材料層は生体皮膚の延長とみなしうる。
非浸透薬剤イオンが陰イオンである場合には、Ｘ_A≧Ｘ_D＞Ｘ_C≧Ｘ_Bなる電子親和力間の相互関係が満足されると、補助電池層がＮ個の互いに分離されたゲル状または固体電解質層を有し、且つ全ての電極物質Ｃ、Ｄが直列接続されているならば、生体電池を含む電池層の最大理論起電圧は
（Ｘ_A−Ｘ_C）＋（Ｎ−１）（Ｘ_D−Ｘ_C）＋（Ｘ_D−Ｘ_B）＝（Ｘ_A−Ｘ_B）＋Ｎ（Ｘ_D−Ｘ_C）に相当する値にパワーアップされる。また、Ｎ個の互いに分離されたゲル状または固体電解質に接触する各電極物質Ｃ、Ｄが全て並列に接続されているならば、最大起電圧は（Ｘ_A−Ｘ_B）＋（Ｘ_D−Ｘ_C）に相当する値にすぎないが、最大起電流は（Ｘ_A−Ｘ_B）＋Ｎ（Ｘ_D−Ｘ_C）に相当する値にパワーアップされることになる。
【００１７】
一方、被浸透薬剤イオンが陽イオンであれば、Ｘ_B≧Ｘ_C＞Ｘ_D≧Ｘ_Aなる関係が満足されると、Ｎ個の補助電池層を全て直列接続した場合の最大理論起電圧は、（Ｘ_B−Ｘ_A）＋Ｎ（Ｘ_C−Ｘ_D）に相当した値となる。
ところで、金属または半導体Ａ及びＢが同一の物質であるなどしてＸ_A＝Ｘ_Bである場合には、上式から明らかなように最大理論起電力は低下するが、Ｎ数や電子親和力差を考慮した材料の選択によって、電池パワーを所望の領域に設定することは可能である。
一方、金属または半導体Ａ及びＢをそれぞれ直接導電性基材及び皮膚に接触させず、それぞれ導電性素材Ａ′及びＢ′を介して接触させた場合、生体電池の理論的起電力の源である電子親和力差は｜Ｘ_A−Ｘ_B｜ではなく、｜（Ｘ_A−Ｘ_A′）−（Ｘ_B−Ｘ_B′）｜で与えられる。導電性素材Ａ′及びＢ′が同一素材であれば、Ｘ_A′＝Ｘ_B′となるからこの場合も電子親和力差は実質的に｜Ｘ_A−Ｘ_B｜で与えられる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
（その１）図１は、実施の形態における経皮投薬素子の構造概略を示す斜め分解図である。図において、１は導電性鉱物甲、２は導電性基材層、３は絶縁体Ｉ、４は導電性鉱物乙、５は絶縁体II、６は固体の電解質、７は導電性鉱物丙、８は導電性鉱物丁、９及び１０は導線、１１は接着剤である。導電性鉱物甲１は、２５×３０ｍｍ²の厚さ３５μｍのステンレス板表面に金属Ａとして３μｍ厚さの金をメッキしたものである。導電性基材層２は０．０１ＮのＫＯＨとヒトインシュリンを分散させた導電性の高分子ゲル層であり、甲１上に０．５ｍｍの厚さに塗布されている。絶縁体Ｉ３は、矩形の２つの開口部を有する厚さ１ｍｍの発泡ポリエチレン板から成る。また導電性鉱物乙４は、厚さ３５μｍのステンレス板表面に半導体ＢとしてＳｎＯ₂膜を形成したものである。乙４は、ストライプ状をしており、前記開口部から離間して絶縁体Ｉ３上に配置されている。乙４の３本のストライブは絶縁体Ｉ上で導電接触している（図示されていない）。しかし各ストライプは絶縁体Ｉ上で導電接触させずに、別々の導線１０で導電性鉱物丁８に接続してもよい。
【００１９】
絶縁体II５は、接着剤１１で導電性鉱物甲１の導電性基材層非搭載面に接着した厚み約４０μｍのテフロン（登録商標）シートである。その自由表面上には互いに分離された電解質６の領域が設けられている。電解質６は、プロトン導電体であるフッ化炭素系高分子（ＳＰＥ）が層状に塗布されて用いられる。各電解質領域には、それぞれ互いに分離して導電性鉱物乙７及び丁８が１対ずつ導電接触配置されている。隣接する電解質領域の丙または丁は、導線１２によって直並列に接続される。図示したのは直列の接続の場合である。導電性鉱物丙７は、厚さ３５μｍのステンレス板表面に半導体ＣとしてＺｎＯ膜を形成したものである。また導電性鉱物丁８は、厚さ３５μｍの銅フィルムＤである。導線９、１０、１２は適当な金属線を用いることもできるが、甲または乙、或いは丙、丁の一部をそのまま用いることもできる。
【００２０】
ストレプトゾシンを投与して、予め高血糖化したＳＤ系雄性ラットを３匹一群とし、剪毛後剃毛した背部に図示した各構成要素を図の順序で積層した経皮投薬素子を絆創膏で固定し、６０分、１２分、１８０分、２４０分後のラット血中のグルコース濃度を測定した。
比較のために、導線９を切断し導線１０を非皮接部位で甲１に接続する以外は、前記素子と全く同じ材料、寸法、構造の経皮投薬素子を作成し、高血糖化したＳＤ系雄性ラットに装荷して血中のグルコース濃度を経時的に調べた。この比較例では、絶縁体II上に搭載されている補助電池層はイオントフォレシスに対して全く機能せず、導電性鉱物甲１、乙４及び導電性基材層２と皮膚から成る生体電池のみによってイオントフォレシスが惹起する。
【００２１】
実験で得られた血糖値変化を、図３に示す。データは、インシュリン投与前の血中グルコース濃度で規格化されている。なお、図中直線（鎖線）で示したグルコース濃度（４２％）は、ラットに１．０ＵＩ／ｋｇのインシュリンを注射後６０分経過時の血糖値を示し、これが注射投与におけるもっとも低い血糖値水準であった。即ち、インシュリンは次第に血中で分解または排除されるため、注射による１回の投与では、血糖値は最低水準まで低下後再び上昇していくのである。これに対して経皮投薬の場合は、吸収条件の変化がなければ基本的に、過渡状態を経て一定濃度水準を維持すると期待される。
【００２２】
図３は経皮吸収によるインシュリンの浸透が血糖値低下をもたらしていることを示すが、実験範囲ではまだ過渡状態にあり、２４０分経過時点で一定濃度化の傾向（飽和点到達傾向）がみられることも示している。同時に図３は、実施の形態における補助電池がインシュリンの経皮浸透に大きな効果をもたらしていることを示している。因みに、皮接時導線１０の一部を切断してその個所に電圧計を接続することにより測定した経皮浸透のバイアス電圧は、実施の形態の場合約２．４Ｖ、比較例の場合約０．３Ｖであった。補助電池による浸透加速効果によって、実施の形態の場合装荷後約２．５時間で注射による血糖値レベルにまで低下し、さらに装荷後３〜４時間経過時点で注射達成濃度の約１／２まで低下して飽和する傾向を示している。
【００２３】
本実施の形態の場合、図１に示した３段直列接続の補助電池層を用いたが、通電電流値を増す必要がある場合には補助電池数を増加するか或いは並列接続すればよい。加速電圧の増減は補助電池数の増減以外に、電極構成材料の種類や組み合わせを変えることによっても達成できることは自明であろう。
【００２４】
（その２）図４は、別の実施の形態における経皮投薬素子の構成概略を示す図であり、（Ａ）は側面図、（Ｂ）は底面図である。図において、各符号は前実施の形態と同じ意味で用いられている。導電性鉱物甲１は厚さ５０μｍの銅フィルム、導電性基材層２は０．１％ＮａＮ3含有の硬質尿素クリームに２％のリン酸Ｌ−アスコルビルマグネシウムを分散させたものである。絶縁体Ｉ３は、厚さ２ｍｍの発泡性ポリウレタンで、図示したように４つの開口部を有している。導電性鉱物乙４は、厚さ３５μｍの鉄フィルムにインジウム蒸着膜を形成して成る。固体の電解質６は、リチウムイオン導電体Ｌｉ3Ｎである。導電性鉱物丙７は、厚さ３５μｍの鉄フィルムに酸化鉛層Ｃを形成して成る。また導電性鉱物丁８は、厚さ５０μｍの銀（Ａｇ）フィルムＤである。導線１０は、導電性鉱物乙４と丁８の最外層を非皮接領域で接続する機能を持つが、この場合は乙４、即ちインジウム蒸着鉄フィルムの一部を延長して用いる。素子サイズは、約２０×２０ｍｍ2である。本実施例の場合、Ａｇ／ＰbＯ電極から成る補助電池層が２段直列に生体電池に接続されることになる。
【００２５】
ＨＷＹ系ヘアレスラットの背部にこの経皮投薬素子を装荷し、時間経過によるラット血中のＬ−アスコルビン酸濃度の変化を調べた。ラットは３匹一群として装荷し、１、２、３、４の各時間経過後のデータを得た。
比較例として、図４の素子から補助電池層であるＡｇ／Ｌｉ₃Ｎ／Ｐ_bＯを除去し、導線１０を非皮接領域で導電性鉱物甲１である銅フィルムに直接接続する以外は本実施の形態と全く同じ材料、サイズ、構成の経皮投薬素子を作成し、本実施例同様ＨＷＹ系ヘアレスラットの背部に装荷して血中のＬ−アスコルビン酸濃度変化を調べた。
【００２６】
得られた結果を図５に示す。図から明らかなように、Ｌ−アスコルビン酸血中濃度は、実施例、比較例共に経時的に単調増大し、共にイオントフォレシス効果が認められた。即ち、比較例の素子の導線１０を切断してラットに装荷した場合、４時間経過後の血中濃度は図５の比較例濃度の約１／４に過ぎなかった。また、図５は、実施例の補助電池効果が浸透速度を約２倍に加速していることを示している。因みに、導線１０に電圧計を接続して装荷時に計測した起電力は、実施例の場合約１．１Ｖであり、比較例の場合約０．５Ｖであった。
【００２７】
次に、図４の経皮投薬素子において、導電性鉱物乙４を厚さ５０μｍの銅フィルムに代える以外は全く同じ材料、サイズ及び構造の素子を作り、ＨＷＹ系ヘアレスラットの背部に装荷した。この場合、生体電池は機能せず補助電池による起電力がイオントフォレーゼを惹起する。装荷して４時間経過後のラットの血中におけるＬ−アスコルビン酸濃度は、図５中に△印で示した。比較例に対して約１０％高い値となっている。導線１０に接続した電圧計で測定すると、この場合の起電力は約０．６Ｖであった。この経皮投薬素子の導電性鉱物乙（銅フィルム）の表面に導電性物質であるケラチンクリームを塗布してラット背部に装荷した場合には、装荷後４時間経過時における血中Ｌ−アスコルビン酸濃度は図５の▲印位置まで増加した。これは皮接抵抗値の減少によって電界加速効果が増大したことによると考えられる。
【００２８】
以上述べた如く、イオン浸透効果はバイアス電圧にほぼ比例して増加するが、生体電池が機能しない場合は装荷４時間後のマウス皮膚の導電性鉱物乙４皮接部位に通電損傷がみられた。図５のデータ中の白マル、黒マルの場合に損傷がみられず、白三角、黒三角の場合に損傷がみられるのは、導電性鉱物乙４の皮接面に正孔注入作用があるか否かによると考えられる。即ち、導電性鉱物乙の皮接面がＩｎ蒸着膜で形成されている場合には装荷中に表面酸化のため皮接面Ｉｎ₂Ｏ₃（ｎ型半導体）が形成される。そしてｎ型半導体の皮接面にはショットキー障壁が形成され、皮接面からの電子流入を阻止すると同時に拡散電位によって、甲側に電子が流出することにより発生する少数キャリア正孔が皮膚へ注入される。この結果、導電性鉱物乙直下の皮膚では酸化反応が惹起し、生成物が生体電池正極側（導電性薬剤層直下領域）で生ずる還元反応の生成物と相互拡散することによって電荷中和するため皮内のアルカリ化が抑制されて皮膚損傷が抑制されると考えられる。これに対して生体電池が機能しない銅フィルムを導電性鉱物乙として用いた場合、乙内の通電キャリアは電子のみであり皮接面にショットキー障壁も形成されない。そこで補助電池層が機能して皮内通電が開始されると、導電性薬剤層直下領域の還元反応に加えて、銅フィルムに電子を供給するための還元反応が銅電極直下領域でも生成して皮内のアルカリ化が加速される。従って通電刺激によって容易に皮膚が損傷するものと考えられるのである。
【００２９】
（その３）図４で示した経皮投薬素子において、導電性鉱物甲１を厚さ３５μｍのＮｉ−Ｆｅフィルム上にＺｎ２０ａｔ％含有のＭｇ合金を蒸着したもの、導電性基材層２を臭化バレタメート及びＮａＢｒ０．１％を分散させたケラチンクリーム、導電性鉱物乙４及び丙７を厚さ３５μｍのＮｉ−Ｆｅフィルム上にＡｕメッキを施したもの、導電性鉱物丁８を厚さ３５μｍのＮｉ−Ｆｅフィルム上にＴｉメッキを施したもの、導線１０を金線とした経皮投薬素子を作成した。但し、Ｍｇ合金層は、導電性基材層２と接触すると急速に酸化して起電能が劣化するので、導電性基材層２との接触面はＮｉを蒸着した。また、導電性鉱物乙４の皮接面にもＮｉを蒸着した。この結果、導電性基材層２は導電性鉱物甲１のＮｉ面に接触し、生体皮膚は導電性鉱物乙４のＮｉ面に接触するが、電子の流入方向が互いに逆になるためＮｉの電力に及ぼす影響は相殺されてなくなる。
また、導線１０には、断続周波数３００Ｈｚ、デューテイ比１／３（通電時間１対休止時間２）で回路を継続するための電子スイッチ及びその駆動用電池を接続した。それ以外の材料、サイズ、構成は前実施例の場合と同じである。
【００３０】
本実施例の経皮投薬素子をヌードマウスの背部に貼着して、バレタメートの血中濃度変化を経時的に調べた。ヌードマウスは一群３匹とし、装荷後１、２、３、４時間経過時点で血液をサンプリングして分析した。得られた結果を図６に示す。
なお、比較例として図４の素子から補助電池層、即ち電解質６、導電性鉱物丙７及び丁８の２段積層部分を除去し、電子スイッチとその電源を接続した導線１０を導電性鉱物甲１及び乙４の金メッキ層間に接続した素子を作成し、実施例同様ヌードマウスに装荷してバレタメートの血中濃度変化を調べたデータも併せて示した。
実施例の場合導線１０に電圧計を接続し、回路断続用電子スイッチとその電源を除去してヌードマウスに素子を装荷時測定した直流起電力は約２．９Ｖ、また比較例の場合は同様にして測定した直流起電力は約０．２Ｖであった。
【００３１】
図６は、補助電池層の大きな起電力効果がイオントフォレシスによる薬剤の経皮浸透速度に大きな影響を与えていることを示している。更に本実施例の場合は４時間装荷後もヌードマウスの電極接触部に目立った皮膚損傷はみられなかった。
一方、導線１０から回路断続用の電子スイッチ及びその駆動電源を除き直流通電した場合には、薬剤血中濃度は約３０％上昇したが２時間以上経過したヌードマウスの皮膚の電極接触部には損傷がみられた。これは高起電力による通電刺激の影響と考えられる。本実施例の場合は生体電池負極側には半導体が用いられていないため、前実施例のように正孔注入によるアルカリ化抑制反応が期待できない。また、回路断続用の電子スイッチを除いたことによる通電効果（積分電流値３倍）から期待される程薬剤の浸透速度は高まっていない。これは、本実施例における３００Ｈｚの回路電流パルス化が末梢神経シナプスに長期増強効果をもたらし生体皮膚が生理活性化して薬剤の皮内取り込み効率を高めた結果によるものと考えられる。
【００３２】
以上実施例を用いて本発明を詳しく説明したが、本発明が実施例の範囲にとどまることなく、特許請求の範囲で述べた技術範囲を全て含むものであることは云うまでもない。例えば、実施例では導電性鉱物乙の表面に配置された金属または半導体Ｂとしていくつかの例を述べたが、同様に導電性鉱物甲の表面に配置された導電性物質Ａとして金属ではなく半導体を用いることもできる。また、半導体は実施例中述べた酸化物半導体だけでなく他の化合物半導体、例えばＩｎＳｂやＳｉＣなど、或いは単体半導体であるＧｅ、Ｇｅ_xＳｉ_1-xやダイアモンドなどを用いうることも自明である。更に本発明の経皮投薬素子は構造として甲、導電性基材層、絶縁体Ｉ、乙を積層したものに補助電池層を搭載しているが、積層構造では図１や図４に示したように導電性基材層と絶縁体Ｉが絶縁体Ｉの非開口部で重なっていなくてもよい。即ち、導電性基材層は、絶縁体Ｉの少なくとも開口部に充填されていれば機能を果たすことができるのである。
【００３３】
本発明の補助電池層は、絶縁体上に形成された薄膜全固体構造をとりうるため印刷方式なども適用することができる。また、直接生体皮膚に接触することがないので、皮膚に化学的損傷を与えるなどの問題も発生しない。安価で軽量薄型であり、経皮投薬素子のディスポーザブル化を妨げるものではない。補助電池層は、長期保存に備える場合は、電極部位と電解質を分離しておき、使用時に積層することが望ましい。少なくとも、生体電池電極と補助電池層を接続する導線の一部は、保存時切断しておくことが望ましい。これによって自己放電による電池起電力の低下や薬剤イオンを分散した導電性基材の化学的変化（経時変化）を抑止することができる。
電極材料や補助電池層構成は、被浸透薬剤の性質を考慮した上で価格面から最適設計されることは云うまでもない。
【００３４】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、任意の補助電池層組み合わせによって生体電池のパワー不足が補われ、高分子の薬剤を速やかに皮下浸透させることが可能となる。補助電池層は印刷技術を利用して形成できる程薄くフレキシブルかつ全固体構造であるため、経皮投薬素子自体が安価、ディスポーザブル可能という特性を保つことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例の経皮投薬素子の構造概略を示す斜め分解図である。
【図２】本発明の原理を示すための図である。
【図３】実施例と比較例における経皮投薬データを示す図である。
【図４】別の実施例における経皮投薬素子の構造概略を示す図である。（Ａ）は側面図、（Ｂ）は底面図である。
【図５】別の実施例と比較例における経皮投薬データを示す図である。
【図６】更に別の実施例と比較例における経皮投薬データを示す図である。
【符号の説明】
１導電性鉱物甲
２導電性基材層
３絶縁体Ｉ
４導電性鉱物乙
５絶縁体II
６電解質
７導電性鉱物丙
８導電性鉱物丁
９、１０、１２導線
１１接着剤
Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ金属または半導体

Claims

少なくとも表面が金属または半導体Ａから成る導電性鉱物甲と、この鉱物甲に積層されると共に、被浸透薬剤を分散させた導電性基材層と、該基材層が挿入される開口部とその周囲の非開口部とを有する絶縁体Ｉと、絶縁体Ｉの非開口部位に設けた少なくとも表面が金属または半導体Ｂから成る導電性鉱物乙とを有する経皮投薬素子において、導電性鉱物甲の自由表面である導電性基材層の非積層面側に補助電池層を形成し、当該補助電池層と前記導電性鉱物甲および前記導電性鉱物乙とを導電接続すると共に、絶縁体Ｉ上に設けられた前記導電性鉱物乙の少なくとも一部および前記導電性基材層を皮接面とする経皮投薬素子。
前記補助電池層が、前記導電性鉱物甲の自由表面である導電性基材層の非積層面に設けた絶縁体ＩＩと、該絶縁体ＩＩの導電性基材層と反対側に表面上に互いに空間的に分離して配置された１組以上のゲル状または固体状の電解質領域と、該電解質領域の絶縁体ＩＩ側と反対側の電解質領域の表面上に空間的に分離して設けた異なる電子親和力を持つ金属または半導体Ｃ，Ｄで少なくとも表面を構成した１対の導電性鉱物丙、丁とから成る請求項１記載の経皮投薬素子。
前記導電性鉱物甲の導電性基材接触面及び前記導電性鉱物乙の皮接面が、それぞれ前記Ａ及びＢの表面に形成された導電性素材Ａ’及びＢ’で構成された請求項１又は２に記載の経皮投薬素子。
前記導電性鉱物乙は、互いに電気的に絶縁された複数個のストライプ状領域として前記絶縁体Ｉ上に配置されており、各ストライプ状領域は全て前記Ｄに導電接続されている請求項２〜３のいずれかに記載の経皮投薬素子。
前記Ｂと前記Ｄとを導電接続する導線に、通電電流を継続してパルス化するための電子装置や駆動電源を接続した請求項２〜４のいずれかに記載の経皮投薬素子。