【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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to an apparatus for inflicting damage to the skin, or mainly to the stratum corneum, with substantially no irritation, such as micropores or microcracks, when administering transdermal medication.
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。Transdermal drug administration is expected to be a means of fully demonstrating drug efficacy without causing side effects such as gastrointestinal disorders compared to oral administration, and transdermal respiration can be further promoted by adding electrical means. Ion) Forese has been attracting more and more attention lately. ((Glass James et al. 9. International Journal of Dermatology l-crneu (
GlassJM et al., Int., J., l.
) ermatol, ) 19519 (1,980),
Russo J., American Journal of Hospital Farmanoy (Liusso J., Am
J, Ho5p, Pharm,) 3784:',
(1980); Ganz f C7 the L.P. et al., 1
Journal of Furmany) Logical Experiments and Therapy (Gangarosa LP c
tal, J., Pharmacol, Exp.
Ｔｈｃｒ、） ２１２３７７ （＋９８０） ； クワ
ンビイ１−７．ら 。Thcr,) 212377 (+980); Kwangbi 1-7. and others .
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。Infection of Infection (Kwo)
nBS et al,,',1,1nfecL,
Dis,) 1401.014 (1979);
Hill JM et al. 4. Aniko Alobuni, - York Academy Observance (Hill JM et
Al, Ann, NY, Acad, Sci,)
284, 604 (1977) and Tannebaum M., Physical Therapy (1977) and Tannebaum M.
,, Phys1'hcr, )60792 (+980
)and so on)). However, with the passive diffusion transdermal administration method, there are a limited number of drugs that can exhibit sufficient medicinal efficacy, even for Ion-Frease, for which the transdermal absorption of medicinal ingredients has not yet been fully elucidated. Transdermal injection of drugs such as that! U
The scope of its use was extremely limited.
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。Therefore, the present invention provides a skin pretreatment suitable not only for transdermal administration using a passive diffusion method but also for ion-phrease. The impedance barrier layer of the skin tissue mainly depends on the stratum corneum, which is made of hard proteins and has a thickness of several tens of micrometers. By contacting an electrode with a minute solid electrode part against the skin and applying electricity, microcracks and micropores can be generated virtually painlessly and without irritation, and as a result, the release of bebutides such as insulin and calmitonin The present invention was achieved based on the discovery that it is possible to effectively administer drugs with large molecular weights.
本発明の概要は次の通りである。The outline of the present invention is as follows.
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。The locally high concentration of NaOI-[, 07, etc. generated at the point contact site between the microsolid electrode part and the skin forms micropores in the fr+ layer of the skin at the relevant site, thereby increasing the transdermal administration efficiency of drugs. Increasing u is something that should be tightened.・J-mu, local electrolysis of keratin was achieved in 13' time. (Electrical Experimental Methods, written by Kiyohiki) Note that the point contact area is 1/1 m to I mm, preferably 1 mm.
It is said that it is sufficient if it is about 0 μm to 100 μm, but there is no limitation to this value 1. The substantial point contact shown in the present invention (J. 1. It also indicates a state where they are close to each other.
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。Hereinafter, specific embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
第１図に於いて、（１１）は導電性部材である。In FIG. 1, (11) is a conductive member.
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。The material may be aluminum, carbon, titanium, etc., but is not specified and may be either rigid or flexible. In addition, the conductive member (11) is provided with a convex portion (I2) as a minute solid electrode portion.
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。In addition, to the conductive member (+1) (J, an electric wire (] I3) extending from an external electrical output device (U-not shown)
A conductive connecting portion (14) is provided for electrical connection with the device.
動作を第７図を用いて説明する。The operation will be explained using FIG. 7.
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）。The electrode (10) shown in FIG. 1 is brought into contact with the skin surface (00). At the same time, the counter electrode (02) is attached. A minute direct current is applied from an external electrical output device (01) (current of approximately several μA).
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。During the lapse of a predetermined period of time, electrolysis occurs at the contact portion between the convex portion (12) and the stratum corneum (03), based on the two-part outline of the present invention. At the same time, the stratum corneum (03) decomposes, and a through hole is created between the protrusion (12) and the epidermal surface (old).
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。The counter electrode (02) is not specified, and may be, for example, a laminate of a conductive adhesive gel made of Karaya gum material and a conductive sheet.
更に第２図に他の実施例を示す。Further, FIG. 2 shows another embodiment.
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。FIG. 2 shows a state in which conductive fine particles (22) are sprinkled onto a flat conductive member (21) in an arrangement I2 and fixed with an adhesive (23).
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。In addition, as in the embodiment shown in FIG. 1, a conductive connector (14) and a lead wire (13) are provided in FIG.
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。Further, the usage example (J) is carried out in the same manner as the usage example shown in FIG. 1, so the explanation thereof will be omitted.
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。In addition, in the example described in -1-, the conductive fine particles (22) are fixed -d
Epoxy resin, silicone resin, polyvinyl alcohol, polyvinyl acetate emulsion! Adhesives or pressure-sensitive adhesives such as lint, turvit mixture, etc. are used, but they do not need to be used.
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。That is, when using the present invention, two conductive fine particles (22) are sprinkled on the skin surface (J, and then a conductive member (21) is applied).
sprinkled on the skin surface with conductive fine particles (
It is only necessary to make contact from -1- of 22).
」−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。” - Conductive fine particles (J) - As mentioned above, there is no need to use a specific material, and any conductive material, whether metal or non-metal, such as iron, gold, silver, aluminum, titanium, etc. Although any material may be used, carbon and platinum are preferred materials since they have good compatibility with living organisms and good conductivity.
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。In addition, the density of the conductive fine particles in the Weiden V1 part (''-)- depends on what it will be used for after drilling, but in most cases, dozens of holes of several microns in size are installed. It is enough.
更に池の実施例を第３図を用いて説明する。Furthermore, an embodiment of the pond will be explained using FIG.
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。313<I tJ, as shown in FIG. 11. In this example, a conductive adhesive gel (31) is further laminated on top of the above example.
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。This conductive adhesive layer (31,) +'' thinly covers the apex of the convex portion (I2).
この動作を第８図を用いて説明する。This operation will be explained using FIG. 8.
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。The electrode (30) shown in FIG. 3 is pasted on the skin surface (00). The counter electrode (02) is also attached to the same 11ji.
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
。Apply a minute electrical horn to the electrode (30) from the external electrical output device (OI) 1. When electrical output is performed from the external electrical output device, the protrusion (
Electrolysis occurs in the conductive adhesive gel (31) near the apex of 12), and micropores are formed in the conductive adhesive gel (31).
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。If this electrical output is continued, eventually the stratum corneum will also be perforated.
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。In addition, if the conductive adhesive gel (31) is impregnated with a drug solution, electrical transdermal administration becomes possible. This embodiment is shown in FIG. 4.
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。In FIG. 4, (41) is a conductive adhesive gel impregnated with a chemical solution.
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。The apex of the convex portion (12) slightly protrudes from the conductive slime (41).
第７図を用いて動作を説明ずろ、。Let us explain the operation using Fig. 7.
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。After electrical output is performed from the electrical output means (01) and holes are formed in the stratum corneum (03), electrical output for iontophoresis is performed from the electrical output means (01).
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。The chemical solution impregnated into the conductive adhesive gel (4I) is applied to the σ1 layer (
03) reaches the epidermis through the holes established (J), and as a result,
The drug solution penetrates the epidermis, which is electrically conductive.
他の実施例を第５図に示す。Another embodiment is shown in FIG.
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。In the embodiment shown in FIG. 5, conductive fine particles (52) are further mixed into a conductive adhesive gel (51) impregnated with a chemical solution.
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。The conductive fine particles (52) serve as the fine solid electrode according to the present invention. This mixing is carried out by adding and mixing during the production of the conductive adhesive gel (5I).
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。The conductive fine particles (52) are exposed on the surface of the conductive adhesive shell (51) formed in the form of a sheet.
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。Since the exposed amount is controlled by mixing, there is no need to intentionally install a minute solid electrode on the electrode surface, and the embodiment shown in FIG. 5 has extremely high practicality.
更に他の実施例を第６図に示す。Still another embodiment is shown in FIG.
（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。(64) is a chemical solution (with a conductive member (66) placed on top)
63), and a semi-permeable membrane (65) is disposed at the bottom of the reservoir (64) to prevent the chemical solution from flowing out in the - direction.
（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。(61) is a porous part made of porous ceramics, conductive adhesive gel+2, etc., and conductive fine particles (62) are arranged only at the interface in contact with the skin tissue. Since its operation is the same as that of the previous embodiment, its explanation will be omitted.
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。Below-1-, the embodiments of the present invention when used in iontophoresis have been explained using the drawings of FIGS. 4 to 6.
It is not limited to these structures.
導電性粘着ゲルは以下の材料が例示される。Examples of the conductive adhesive gel include the following materials.
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。Hydrophilic resins or polymer compounds are mainly used, and examples of hydrophilic resins include acrylic resins such as polyacrylamide, polyacrylic acid or its alkali metal salts or esters thereof, polyvinylpyrrolidone, polyhinyl alcohol, Vinyl resins such as polyhinyl ether and its copolymers, natural polysaccharides such as tragacantocam, karayacano, etc., and polymer compounds such as methylcellulose, hydrogypyl cellulose, hydroquinpropyl, etc. Examples include methylcell [north], hyalic acid [fluoric acid or its alkali metal salts, etc.].
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。Furthermore, various hydrophilic polymers known as so-called biological electrode materials may be selectively used at will. For example, Japanese Patent Publication No. 95895 of 1972.
同 ５４年７７４８９号。No. 77489, 1954.
同 ５５年５２７４．２号。No. 5274.2 of 1955.
同 ５５年８］６３５号。8/1955] No. 635.
同 ５５年１２９０３５号１間 ５６年１５７２８号。129035 No. 1, 195515728, 1956.
同 ５６年３６９３９号。No. 36939, 1956.
同 ５６年３６９４０号。No. 36940, 1956.
同 ５６年６０５３４号。No. 60534 of 1956.
同 ５６年８９２７０号。No. 89270, 1956.
同 ５６年１４３１４−１号。14314-1, 1956.
同 ５７年２８５０５号。No. 28505 of 1957.
同 ５７年４９４３１号。No. 49431, 1957.
同 ５７年５’２４６３号。No. 5'2463, 1957.
同 ５７年５５１３２号。No. 55132 of 1957.
同 ５７年１３１４２８号。No. 131428, 1957.
同 ５７年１６０４．３９号。No. 1604.39 of 1957.
同 ５７年１６４０６４号。No. 164064, 1957.
同 ５７年１６６１４−２号。16614-2, 1957.
同 ５７年１６８６７５号。No. 168675, 1957.
同 ５７年４５６９号。No. 4569, 1957.
同 ５８年１００６６号。No. 10066, 1958.
実開昭５４年８０６８９号。Utility Model No. 80689, 1972.
同 ５６ 年 １ ３ ５ ７ ０ ６ Ｙ”；
。1956 1 3 5 7 0 6 Y”;
.
同 ５６年１３８６０３号。No. 138603, 1956.
同 ５７年９３３０５号。No. 93305, 1957.
同 ５７年１７９４１３号。No. 179413, 1957.
同 ５７年１８５３０９号。No. 185309, 1957.
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。The various hydrophilic polymer phases disclosed in the above can be used as the gel base material of the conductive gel layer of the present invention by appropriately adjusting the water content and the like.
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。As described above, the conductive gel layer 1 of the present invention is made of a hydrophilic polymer, and is softened and plasticized with water and/or alcohol, and is preferably a skin-adhesive viscoelastic gel 1j.
Anything that grows is sufficient, and it is limited to specific materials (J
Rather, the composition of the base material is determined by taking into consideration compatibility with the drug used, compatibility with the skin, electrical conductivity, etc. In addition, these Kel layers can be disposable or replaced with other materials.
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
。Note that the mode of electrical output used in the present invention is not particularly limited as long as the voltage and current are set according to the applicable skin condition such as the thickness of the stratum corneum, but for example, direct current An example is an electrical output of approximately 5 (v) and several (μΔ).
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。Incidentally, since direct current causes irritation such as burns to the skin of a living body, its use is often inappropriate, so it is preferable to use depolarized pulses or alternating waves instead of direct current. In this case,” as if to say it twice,
The voltage and current values are appropriately selected and are not particularly limited.
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。In addition, as mentioned above, the combination of the power source that uses depolarized pulses or alternating waves and the embodiment in which the periphery of the minute solid electrode is also conductive and both come into contact with the skin when the eyes touch the skin is practically excellent. This is an example of the present invention.
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。As described in detail below, the present invention enables the perforation of the stratum corneum, which is effective for transdermal drug administration, to be achieved by electrical means that is easy to control. Since it perforates the stratum corneum with a diameter of 10 microns, it does not cause any pain to the patient.
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。1 to 6 are diagrams showing one embodiment of the present invention, and FIG.
8 are explanatory diagrams when one embodiment of FIGS. 1 to 6 is used. DESCRIPTION OF SYMBOLS 11... Conductive part shrine, 12... Convex part, 13... Lead wire, 14 Conductive connect part, 22 Conductive fine particles, 31... Conductive adhesive gel.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12053589AJP2845490B2 (en) | 1989-05-16 | 1989-05-16 | Bioelectrode for skin treatment |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12053589AJP2845490B2 (en) | 1989-05-16 | 1989-05-16 | Bioelectrode for skin treatment |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02299668Atrue JPH02299668A (en) | 1990-12-11 |
| JP2845490B2 JP2845490B2 (en) | 1999-01-13 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12053589AExpired - Fee RelatedJP2845490B2 (en) | 1989-05-16 | 1989-05-16 | Bioelectrode for skin treatment |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2845490B2 (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1995029732A1 (en)* | 1994-05-03 | 1995-11-09 | Peter Hatziorfanos | Multiple needle electrode |
| US8996100B2 (en) | 2002-03-29 | 2015-03-31 | Koninklijke Philips N.V. | Monitoring system comprising electrodes with projections |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1995029732A1 (en)* | 1994-05-03 | 1995-11-09 | Peter Hatziorfanos | Multiple needle electrode |
| US8996100B2 (en) | 2002-03-29 | 2015-03-31 | Koninklijke Philips N.V. | Monitoring system comprising electrodes with projections |
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2845490B2 (en) | 1999-01-13 |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
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| Date | Code | Title | Description |
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