JPH02299668A - 皮膚処理用生体電極 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は経皮投薬を行う際、皮膚乃至主としてその角質
層に微細孔や微細クラック等の実質的にイリテーション
の無い程度の損傷を与える為の装置に関する。

経皮投薬による薬物の投与は、経口投薬に比べ胃腸障害
等の副作用を惹起することなく、薬効を充分に発揮する
手段として期待されており、更に電気的手段を加えて経
皮呼吸を促進させるイオン）・フォレーゼが近時益々注
目されつつある。（（グラス　ジェイムスら９．インタ
ーナショナル　ジャーナルオブダーマｌ−ｃｒノイ　（
ＧｌａｓｓＪＭ　ｅｔ　ａｌ、、　Ｉｎｔ、　Ｊ、　ｌ
）ｅｒｍａｔｏｌ、）　１９５１９　（１，９８０）、
ルッソ　ジエイ　、アメリカン　ジャーナルオブ　ホス
ピタル　ファーマノイ　（ｌｉｕｓｓｏ　Ｊ、、　Ａｍ
Ｊ、　Ｈｏ５ｐ、　Ｐｈａｒｍ、）　３７８４：’、　
（１９８０）　；　ガンツｆ　Ｃ７ザ　エルピーら、１
　ジャーナルオブ　ファーマニ）ロジカルエクペリメン
ト　アンド　セラピー（Ｇａｎｇａｒｏｓａ　ＬＰ　ｃ
ｔ　ａｌ、Ｊ、　Ｐｈａｒｍａｃｏｌ、　Ｅｘｐ。

Ｔｈｃｒ、）　２１２３７７　（＋９８０）　；　クワ
ンビイ１−７．ら　。

ンヤーナルオブ　インフェクノヨナルデノーズ（Ｋｗｏ
ｎ　ＢＳ　ｅｔ　ａｌ、、’　、１　、１ｎｆｅｃＬ、
　Ｄｉｓ、）　１４０１．０１４　（１９７９）　；　
ヒル　ジェイエムら４．アニコアルオブニ、−ヨークア
カデミイ　オブザイエンス　（Ｈｉｌｌ　ＪＭ　ｅｔ　
ａｌ、、　Ａｎｎ、　ＮＹ、　Ａｃａｄ、　Ｓｃｉ、）
２８４、６０４　（１９７７）及びタンネバウム　エム
　、フィジカル　セラピー　（Ｔａｎｎｅｂａｕｍ　Ｍ
、、　Ｐｈｙｓ１’ｈｃｒ、）６０７９２　（＋９８０
）等々））。しかしながら、受動拡散方式の経皮投薬方
法は、薬効成分の経皮吸収性が未だ充分に解明されてお
らす、イオン］・フＡレーセについても、薬効を充分に
発現し得る薬物が限定されている等、薬物の経皮投！Ｕ
に関する利用範囲は極かぎられているものであった。

従って、本発明は、単なる受動拡散方式の経皮投薬のみ
ならず、イオン）・フＡレーゼにも又好適な皮膚前処理
を提供するものであり、本発明音らは、鋭意研究の結果
、皮膚組織の有づ−るインピーダンスＪり至バリヤ一層
は主として厚さ十数ミク［ｌンの硬タンパク質から成る
角質層に依〃することから、皮膚表面と実質的に点接触
し得る複数個の微小固体電極部を備えた電極を皮膚に当
接、通電を行なうことにより、実質的に無痛で１］つイ
リテーノヨンなくマイクロクラックや微細孔を生成し得
、その結果、インスリン、カルミトニン等のベブタイド
の様な分子量の大きい薬物の投与等を効果的に達成し得
ることを知見し、本発明に到達したものである。

本発明の概要は次の通りである。

微小固体電極部と皮膚との点接触部位で生成ケる局所高
濃度のＮ　ａ　ＯＩ−［や０７等により皮膚当該部位の
ｆｒ＋質層に微小孔を形成し、以て薬物の経皮投与効率
を増大ｕしめろものである。・Ｊ−ムわち、角質の局所
的電気分解を達成１３′ろごとである。（電気的実験法
、木用引−著） 尚、点接触面積は、１／１ｍ〜Ｉ　ｍｍ、好ましくは１
０μｍ〜１００μｍ程度であればよいとされろか、この
数値に限定はされない１、 本発明で示す実質的な点接触と（Ｊ、微小固体電極部と
皮膚表面との接触した状態のめなら４−１互いに近接し
た状態等も指し示すものである。

以下、本発明の具体的実施例を図面を参ｊｊ４（シて詳
細に説明する。

第１図に於いて、（１１）は導電性部材である。

その材質はアルミニウム、カーホン、チタン等であるが
、特定されるものでなく、剛質性、柔軟性何れの形態で
あってもよい。又、ｊ［ヨ状乙、導電性部材（１１）に
は微小固体電極部としての凸部（Ｉ２）が形成されてい
る。

又、導電性部材’（＋１）に（Ｊ、外部電気出力用装置
（図示Ｕ−ず）から延びた電気り−Ｉ・線（］　Ｉ３）
との電気的接続を行なう為の導電コネクト部（１４）が
設（ジられでいる。

動作を第７図を用いて説明する。

皮膚表面（００）に、第１図で示した電極（１０）を当
接４−る。同時に対極（０２）を装着する。外部電気出
力装置（０１）より微小直流を印加する（電流数μＡ程
度）。

印加し、所定の時間を経過する間、凸部（１２）と角質
層（０３）の接触部に於いて、」二連した本発明の概要
に基づき、電気分解が生じる。同時に角質層（０３）か
分解し、凸部（１２）と表皮面（旧）間に貫通孔が生じ
るものである。

対極（０２）は特定されるものではなく、例えばカラヤ
ガム素材よりなる導電性粘着ゲルと導電性シートとの積
層体等が例示される。

更に第２図に他の実施例を示す。

第２図は、平板状の導電性部材（２１）に導電性微粒子
（２２）を振掛は配置Ｉ２、接着剤（２３）によって固
定した状態を示すものである。

その他第１図に示した実施例と同様、導電コネク）・部
（１４）及びリード線（１３）を、第２図は設（」てい
る。

又、その使用例（Ｊ、第１図の使用例と同様に行なうも
のであるから、その説明は省略ケろ。

尚、−１−記実施例は導電性微粒子（２２）を固定−ｄ
べく、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、ポリビニルアル
コール、ポリ酢酸ビニルエマルジｒ！ン、ツルビット混
合液等の接着剤あるいは粘着剤を使用しているが、無く
てもよい。

すなわち、本発明を使用する際、皮膚表面に」二足導電
性微粒子（２２）を振掛（Ｊ、次に導電性部材（２１）
を、皮膚表面十に振掛（Ｊ散らば−・た導電性微粒子（
２２）の−１−から当接すればよいものである。

」−記導電性微粒子（Ｊ、」−述の如く、特定の素祠を
使用する必要はなく、鉄、金、銀、アルミニウム、チタ
ン等、金属、非金属を問わず導電性を有するものであれ
ばよいが、特にカーボン、白金が、生体との適合性がよ
く導電性も良好であることから、好ましシ）材質といえ
る。

又、偉電Ｖ１一部（」−）−に於ｔｌろ導電性微粒子の
密度は、穿孔の後、何に利用するかという点に依存する
が、大抵数ミクロン単位の孔を数十個設置ノれば充分で
ある。

更に池の実施例を第３図を用いて説明する。

第３１３＜Ｉ　ｔＪ、第１図に示１．た実施例に、更に
導電性活着ゲル（３１）を積層させたものである。

この導電性粘着ケル（３１，）　＋」、凸部（Ｉ２）の
頂点部を薄く覆っている。

この動作を第８図を用いて説明する。

皮膚表面（００）に第３図で示した電極（３０）を貼着
セる。同１１ｊｉに対極（０２）も装着する。

外部電気出力装置（ＯＩ）より、微小電気用ツノを電極
（３０）に印加する１、 外部電気出力装置から電気出力か行なわれると、凸部（
１２）の頂点付近で導電性粘着ゲル（３１）に電気分解
が生じ、導電性粘着ゲル（３１）に微細孔か形成されろ
。

この電気出力を持続させると、最終的に角質層にも穿孔
が行なわれるものである。

又　導電性粘着ゲル（３１）に薬液を含浸さＵておυば
、併且て電気的経皮投与がｉｉＪ能となる１、この実施
例を第４図に示す。

第４図に於いて（４１）が、薬液を含浸させた導電性活
着ゲルである。

凸部（１２）の頂点は、導電性粘猫ケル（４１）から若
干突出している。

第７図を用いて動作を説明ずろ、。

電気出力手段（０１）より電気出力が行なわれ、角質層
（０３）に孔が形成された後、イオントフ」レーンス用
電気出力が電気出力手段（０１）から行なわれる。

導電性活着ゲル（４Ｉ）に含浸した薬液は、σ１質層（
０３）に設（Ｊられた孔を介して表皮に到達し、結果、
電気的に導通な表皮を薬液は浸透していくものである。

他の実施例を第５図に示す。

第５図に示した実施例は、薬液を含浸させた導電性活着
ゲル（５１）に導電性微粒子（５２）を更に混和したも
のである。

導電性微粒子（５２）が本発明で示す微小固体電極とな
る。この混和は、導電性粘着ゲル（５Ｉ）の製造時に添
加混合側ることによって行なわれる。

導電性微粒子（５２）は、シート状に形成された導電性
粘着ケル（５１）の表面に表出する。

その表出量は混合化によって制御されることから、意図
的に電極表面に微小固体電極を設置しなくてもよく、第
５図に示した実施例は、実用性が極めて高い。

更に他の実施例を第６図に示す。

（６４）は導電性部材（６６）を上部に配置した薬液（
６３）を溜める為のリザーバで、リザーバ（６４）の下
部には−・方向に薬液が流れ出ず為の半透性を有する膜
（６５）が配置されている。

（６１）は多孔質部利であり、多孔性セラミックスある
いは導電性粘着ゲル＋２等々で構成され、皮膚組織との
接触界面にのみ導電性微粒子（６２）を配したものであ
る。その動作は前記実施例と同一であるので、その説明
は省略する。

以−１−、イオントフオレーンスに用いた場合の本発明
の実施例を第４図〜第６図の図面を用いて説明したか、
これらの構造に限定されるものではない。

導電性粘着ゲルは以下の材料が例示される。

親水性樹脂又は高分子化合物か主に用いられ、親水性樹
脂としては、例えばポリアクリルアミド、ポリアクリル
酸又（」そのアルカリ金属塩又はそのエステル等のアク
リル系樹脂、ポリビニルピロリドン、ボリヒニルアルコ
ール、ポリヒニルエヂルエーテル及びそのコーポリマー
等のビニル系樹脂、トラガントカム、カラヤカノ、等の
天然多糖類などが、又、高分子化合物としては、メチル
セル［ｌ−ス、ヒドロギツプ［フピルセルロース、ヒド
ロキンプロピルメチルセル［ノース、ヒアル［フン酸又
はそのアルカリ金属塩等が挙げられろ。

更に所謂生体用電極材ネ１等として公知の多様な親水性
高分子側が随怠に選択使用され得ろものである。例えば
、 特開昭５２年９５８９５号。

同　５４年７７４８９号。

同　５５年５２７４．２号。

同　５５年８］６３５号。

同　５５年１２９０３５号１ 間　５６年１５７２８号。

同　５６年３６９３９号。

同　５６年３６９４０号。

同　５６年６０５３４号。

同　５６年８９２７０号。

同　５６年１４３１４−１号。

同　５７年２８５０５号。

同　５７年４９４３１号。

同　５７年５’２４６３号。

同　５７年５５１３２号。

同　５７年１３１４２８号。

同　５７年１６０４．３９号。

同　５７年１６４０６４号。

同　５７年１６６１４−２号。

同　５７年１６８６７５号。

同　５７年４５６９号。

同　５８年１００６６号。

実開昭５４年８０６８９号。

同　　　５６　年　１　３　５　７　０　６　　Ｙ”；
　。

同　５６年１３８６０３号。

同　５７年９３３０５号。

同　５７年１７９４１３号。

同　５７年１８５３０９号。

等々に開示の各種親水性高分子相は、その含水率等を適
宜調整ずろことにより本発明導電性ケル層のゲル基材と
して使用し得るものである。

このように、本発明導電性ゲル層のケル括１は親水性高
分子であって水及び／又はアルコール類により柔軟可塑
化されて、好ましくは、皮膚接着性の粘弾性ゲルを１ｊ
えるものであれは足り、特定材に限定されるもので（Ｊ
なく、使用薬剤との適合性、皮膚適合性及び導電性等を
考慮してその基材組成が決定される。又、これらケル層
を使い捨てもしくは他の夫と変換すること等は自在であ
る。

尚、本発明で使用される電気出力の態様は、角質層の厚
さ等、適応皮膚の状態に応じて電圧、電流を設定されれ
ばよいものであり特に限定されるものでないが、例えば
直流５（ｖ）、数（μΔ）程度の電気出力が例示される
。

尚、直流は生体皮膚に対し火傷等のイリテーノヨンを生
じせしめる為、その使用に関しては不適当な場合か多々
あることから、直流の代わりに脱分極状パルス乃至交番
波を用いる方が好よしい。この場合ら」二連した如く、
電圧、電流値は適宜選択されるものであって特に限定さ
れるものではない。

又、上述の如く脱分極状パルス乃至交番波を用いる電源
と微小固体電極の周囲も導電性で、目つ皮膚当接時、両
者共に皮膚に接触する実施例との組み合わせは、実用的
に優れた本発明の実施例となる。

以」二詳述の如く本発明は、経皮的薬液投与に有効な角
質層への穿孔をコントロール容易な電気的手段によって
実現可能とすることから、制御性が非常に向上し、しか
もわずか数十ミクロンの角質層への穿孔であるから、患
者には痛めを与えることが無い等の効果を打ずろらので
ある。

【図面の簡単な説明】

第１図乃至第６図は、本発明の一実施例を示す図、第７
図、第８図は、第１図乃至第６図の一実施例を使用した
場合の説明図である。 １１　　・・導電性部祠、 １２・　凸部、 １３・・・　リード線、 １４　　　導電コネクト部、 ２２　　　導電性微粒子、 ３１・・・導電性粘着ゲル。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）皮膚当接時に皮膚表面と実質的に点接触し得る複
   数個の微小固体電極部を有することを特徴とする皮膚処
   理用生体電極。