【発明の詳細な説明】 本発明はイオントフオレーゼ用デバイスに関す
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to a device for iontophoresis.
イオン性薬剤の経皮吸収を促進する効果的な局
所投薬方法として、イオントフオレーゼは近時
益々注目されつつある（（グラス ジエイムス
ら．，インターナシヨナル ジヤーナル オブ
ダーマトロジイ（Glass JM et al.，Int.J.
Dermatol.）19 519（1980）；ルツソ ジエイ．，
アメリカン ジヤーナル オブ ホスピタル フ
アーマシイ（RussoJ.，Am.J.Hosp.Pharm.）37
843（1980）；ガンガロサ エルピーら．，ジヤーナ
ル オブ フアーマコロジカル エクスペリメン
ト アンド セラピー（Gangarosa LPet al.，
J.Pharmacol.Exp.Ther.）212 377（1980）；クワ
ンビイエスら．，ジヤーナル オブ インフエク
シヨナル デシーズ（Kwon BS et al.，J.
Infect.Dis.）140 1014（1979）；ヒル ジエイエム
ら．，アニユアル オブ ニユーヨークアカデミ
イ オブ サイエンス（Hill JM et al.，Ann.
NY.Acad.Sci.）284 604（1977）及びタンネバウ
ム エム．，フイジカル セラピー
（Tannebaum M.，Phys.Ther.）60 792（1980）、
等々））。 Iontophoresis has recently received increasing attention as an effective local administration method for promoting transdermal absorption of ionic drugs (Glass James et al., International Journal of
Dermatology (Glass JM et al., Int.J.
Dermatol.) 19 519 (1980); Russo J. ，
American Journal of Hospital Pharmacy (RussoJ., Am.J.Hosp.Pharm.) 37
843 (1980); Gangarosa L.P. et al. , Journal of Pharmacological Experiments and Therapy (Gangarosa LPet al.,
J.Pharmacol.Exp.Ther.) 212 377 (1980); Kwambies et al. , Journal of Infectious Diseases (Kwon BS et al., J.
Infect.Dis.) 140 1014 (1979); Hill GM et al. , Annual of the New York Academy of Sciences (Hill JM et al., Ann.
NY. Acad. Sci.) 284 604 (1977) and Tannebaum M. , Physical Therapy (Tannebaum M., Phys.Ther.) 60 792 (1980),
and so on)).
これら先行技術に於けるイオントフオレーゼ
は、通常、持続平流発生装置又は断続平流発生装
置の出力端子と、薬液含浸脱脂綿等で金属板等の
導体を被覆して成る関導子及び類似構成の不関導
子とを連結してなされるものであるためその実施
はかなり煩雑であり、投薬方法として極めて有効
なものであるにも拘わらずその普及は限定されざ
るを得ないものであつた。また、このイオントフ
オレーゼは投与する薬剤の極性と同一の極性を持
つ持続平流または断続平流を利用して使用するも
のであるが、皮膚は第１図の皮膚等価回路図に示
すように抵抗（Rs）を有している。この抵抗
（Rs）は例えば持続平流を利用する場合において
は極めて高抵抗であるため治療に必要な量の薬剤
を投与するには、高電圧を皮膚に印加しなければ
ならず、そのため皮膚に対する刺激が強く、やけ
ど、発赤等を引起こす恐れがあつた。さらに、皮
膚の損傷防止を考慮し、低電圧で行なうと必要量
の投与は極めて困難なものであつた。 Iontophoresis in these prior art technologies usually involves connecting the output terminal of a continuous current generator or an intermittent current generator to a conductor such as a conductor such as a metal plate covered with absorbent cotton impregnated with a chemical solution, or a similar structure. Since it is done by connecting it to a guan inductor, it is quite complicated to implement, and although it is an extremely effective medication method, its widespread use has been limited. In addition, this iontophoresis is used by using a continuous or intermittent current that has the same polarity as the drug to be administered, but the skin has resistance (as shown in the skin equivalent circuit diagram in Figure 1). It has Rs. This resistance (Rs) is extremely high when continuous current is used, so in order to administer the amount of drug necessary for treatment, a high voltage must be applied to the skin, which causes irritation to the skin. was strong and could cause burns, redness, etc. Furthermore, it has been extremely difficult to administer the required amount when low voltage is used to prevent damage to the skin.
また、皮膚Ｓの抵抗Rsは印加する電源の周波
数により変化することが知られている。（（山本
ら．，メデカル アンド バイオロジカル エン
ジニアリング アンド コンピユーテーシヨン
（Yamamoto，et al.，Med.＆Biol.Eng.＆
Comput.，）（1978）16.592−594；山本ら．，医用
電子と生体工学（昭和48年）第11巻第５号337−
342.））この変化の軌跡は概ね第２図に示すよう
になる。すなわち図において、縦軸は皮膚Ｓの抵
Rs［KΩ］また横軸は印加する電源の周波数［Hz］
を示す。この図より明らかなように、皮膚抵抗
Rsは電源周波数の増加に伴ない低下する特性を
有する。皮膚抵抗Rsは個人差が激しく、また時
間的動揺及び日周期等により変化するため絶対値
での表示は難しいものであるが、例えば周波数が
０［Hz｝時に皮膚抵抗Rsが100［KΩ］程度の場合、
100［Hz］では約70［KΩ］，1000［Hz］では約20
［KΩ］また10000［Hz］では約８［KΩ］程度に低
下する。 Furthermore, it is known that the resistance Rs of the skin S changes depending on the frequency of the applied power source. (Yamamoto et al., Medical and Biological Engineering and Computation (Yamamoto, et al., Med. & Biol. Eng. &
Comput., ) (1978) 16.592-594; Yamamoto et al. , Medical Electronics and Bioengineering (1971) Vol. 11 No. 5 337-
342.)) The trajectory of this change is roughly shown in Figure 2. In other words, in the figure, the vertical axis represents the resistance of the skin S.
Rs [KΩ] Also, the horizontal axis is the frequency of the applied power supply [Hz]
shows. As is clear from this figure, skin resistance
Rs has a characteristic of decreasing as the power supply frequency increases. It is difficult to display the skin resistance Rs as an absolute value because it varies greatly from person to person and changes due to temporal fluctuations and diurnal cycles, etc., but for example, when the frequency is 0 [Hz], the skin resistance Rs is about 100 [KΩ]. in the case of,
Approximately 70 [KΩ] at 100 [Hz], approximately 20 at 1000 [Hz]
[KΩ] Also, at 10000 [Hz], it decreases to about 8 [KΩ].
このような高い周波数の電源を人体に印加する
と皮膚抵抗Rsは低下するため低電圧でのイオン
トフオレーゼが可能となるものであるが、皮膚Ｓ
は第１図の皮膚等価回路図に示すように抵抗Rs
とコンデンサCsとの並列回路で表わされるため、
第３図ａに示すような直流パルス電圧を単に印加
しても、コンデンサCsは充電、放電を繰返し、
パルス出力の休止時に、充電された残存電荷（分
極）を抵抗Rsを介して極めて緩慢に放電（脱分
極）するため、第３図ｂに示すように薬剤導入に
係わる電流は実質的に持続平流を使用した場合と
変わり無いものとなり、周波数の高い直流パルス
電圧を単に印加しても皮膚抵抗の低下は起こり得
ないものであつた。すなわち、皮膚の抵抗Rs及
びコンデンサCsは、個人差を有するが通常各々
約50［KΩ］，0.1［μF］程度である。従つてその時
定数は、0.1×10-6×100×103＝10-2となり、数
msec.のオーダーとなる。これは電流値が１／３
程度に低下するのに数msec.を要することを示
し、このため数百［Hz］程度以上のパルスでは実
質的に持続平流を使用した時の電流波形と変わり
無く、従つて皮膚抵抗の低下も起こり得ないもの
であつた。 When such a high frequency power source is applied to the human body, the skin resistance Rs decreases, making iontophoresis possible at low voltage.
is the resistance Rs as shown in the skin equivalent circuit diagram in Figure 1.
Since it is represented by a parallel circuit of and capacitor Cs,
Even if a DC pulse voltage as shown in Figure 3a is simply applied, the capacitor Cs will repeatedly charge and discharge.
When the pulse output is stopped, the residual charge (polarization) is discharged (depolarization) very slowly through the resistor Rs, so the current associated with drug introduction is essentially a continuous normal current, as shown in Figure 3b. The results were the same as those obtained when a high-frequency DC pulse voltage was used, and the skin resistance could not be lowered simply by applying a high-frequency DC pulse voltage. That is, the skin resistance Rs and the capacitor Cs are usually about 50 [KΩ] and 0.1 [μF], respectively, although there are individual differences. Therefore, the time constant is 0.1 × 10-6 × 100 × 103 = 10-2 , and the number
It will be on the order of msec. This is 1/3 of the current value
This shows that it takes several milliseconds for the current to drop to a certain degree, and therefore, for pulses of several hundred [Hz] or higher, the current waveform is essentially the same as when using a continuous current, and therefore the skin resistance also decreases. It couldn't have happened.
また、第３図ｃに示すように直流パルス電圧の
出力時間を短くし、コンデンサCsによる残存電
荷（分極）が生じても、電流値が十分低くなるま
でパルスの休止時間の間隔を広げることにより、
すなわちデユーテイ比を小さくすることにより皮
膚インピーダンスを低くすることも考えられる
が、残存電荷（分極）は皮膚上に残存する電荷で
あり薬剤投与には関与しないため導入効率のてん
で問題を有するものであつた。 In addition, as shown in Figure 3c, by shortening the output time of the DC pulse voltage and increasing the interval of the pulse rest time until the current value becomes sufficiently low, even if residual charge (polarization) occurs due to the capacitor Cs. ,
In other words, it is possible to lower the skin impedance by reducing the duty ratio, but this poses a problem in terms of introduction efficiency because residual charge (polarization) is a charge that remains on the skin and is not involved in drug administration. It was hot.
本発明は、上記欠点を解消したもので、皮膚抵
抗を充分に低下することができ、それにより低電
圧、高電流への使用を可能にし、又は脱分極の結
果皮膚に対する刺激が少なくやけど、発赤等の恐
れが無い安全なイオントフオレーゼ用デバイスを
提供することを目的とする。 The present invention solves the above-mentioned drawbacks, and can sufficiently reduce the skin resistance, thereby making it possible to use low voltage and high current, and as a result of depolarization, there is less irritation to the skin, causing burns and redness. The purpose of the present invention is to provide a safe device for iontophoresis that is free from such risks.
さらに本発明は小形軽量のイオントフオレーゼ
用デバイス、特に人体皮膚に直接貼着し得る極め
て操作簡単且つ軽量構造のイオントフオレーゼ用
デバイスを提供することを目的とする。 A further object of the present invention is to provide a small and lightweight iontophoresis device, particularly an iontophoresis device that is extremely easy to operate and has a lightweight structure that can be directly attached to human skin.
以下、本発明の第１の実施例を図面第４図及び
第５図を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIGS. 4 and 5 of the drawings.
第４図において１はブロツク図で示したイオン
トフオレーゼ用デバイスである。２は電源例えば
６［Ｖ］の乾電池である。３はパルス発振機構で、
第５図ａに示すような例えば1000Hz程度の直流パ
ルスを発振するための機構である。４はイオン性
薬剤を含有した関導子で、５は不関導子である。
６は、前記関導子４及び不関導子５に接続された
人体である。７はスイツチ機構である。このスイ
ツチ機構７は、前記パルス発振機構３より出力さ
れる治療パルス電圧８，８，…の休止と同時に前
記両導子４，５の分極電位を脱分極するため、す
なわち皮膚ＳのコンデンサCsに充電された残存
電荷（分極）を短絡することにより放電（脱分
極）するために設けられた機構で、人体６に対し
て並列に接続されている。この構成により人体６
に流れる電流は第５図ｂのようになる。すなわ
ち、治療パルス電圧出力時間Ｔの間人体６の皮膚
Ｓの抵抗Rs及コンデンサCsに電流は流れ、関導
子４のイオン性薬剤は皮膚抵抗Rsを通して経皮
吸収される。そして治療パルス電圧８，８，…が
休止すると同時に、関導子４及び不関導子５はス
イツチ機構７により短絡され、治療パルス電圧８
の出力時に人体５の皮膚ＳのコンデンサCsに充
電された残存電荷（分極）は治療パルス電圧８の
休止時間中に放電（脱分極）される。 In FIG. 4, reference numeral 1 denotes an iontophoresis device shown in a block diagram. 2 is a power source, for example, a 6 [V] dry battery. 3 is a pulse oscillation mechanism,
This is a mechanism for oscillating a DC pulse of approximately 1000 Hz, for example, as shown in FIG. 5a. 4 is a seki conductor containing an ionic drug, and 5 is a non-seki conductor.
Reference numeral 6 denotes a human body connected to the above-mentioned Kankan conductor 4 and Insenkan inductor 5. 7 is a switch mechanism. This switch mechanism 7 depolarizes the polarization potential of both conductors 4 and 5 at the same time as the therapeutic pulse voltages 8, 8, ... outputted from the pulse oscillation mechanism 3 are stopped, that is, the capacitor Cs of the skin S It is a mechanism provided for discharging (depolarizing) the charged residual charge (polarization) by short-circuiting it, and is connected in parallel to the human body 6. With this configuration, the human body 6
The current flowing in is as shown in Figure 5b. That is, during the treatment pulse voltage output time T, a current flows through the resistance Rs and the capacitor Cs of the skin S of the human body 6, and the ionic drug in the separator 4 is absorbed transdermally through the skin resistance Rs. Then, at the same time as the treatment pulse voltages 8, 8, ... are stopped, the switch mechanism 7 short-circuits the inductor 4 and the inductor 5, and the treatment pulse voltage 8
The residual charge (polarization) charged in the capacitor Cs of the skin S of the human body 5 at the time of output is discharged (depolarized) during the rest time of the treatment pulse voltage 8.
例えば、実施例のように電源電圧を６［Ｖ］と
し、1000［Hz］の治療パルスを人体６に印加した
場合、人体６には平流使用時またはスイツチ機構
を持たない断続パルス電圧使用時に比較して数倍
乃至10倍程度の電流が流れる。尚、上記例では治
療パルスの休止と同時に脱分極する構成を示した
が、脱分極は休止期間中に達成されれば足りるも
のであることは当然である。 For example, when the power supply voltage is 6 [V] and a treatment pulse of 1000 [Hz] is applied to the human body 6 as in the example, the human body 6 is compared with the case when using a normal current or using an intermittent pulse voltage without a switch mechanism. A current several to 10 times that large flows. Although the above example shows a configuration in which depolarization occurs simultaneously with the pause in the treatment pulse, it goes without saying that it is sufficient that the depolarization is achieved during the pause period.
また、上記実施例においては、両導子間を脱分
極するためにスイツチ機構を設けた構成について
説明したが、この手段に限定されるものでは無く
同様の作用を有する手段を設けたものであればい
かなる構成であつても良い。 Further, in the above embodiment, a configuration in which a switch mechanism is provided to depolarize between both conductors is explained, but the structure is not limited to this means, and any means having a similar effect may be provided. It may have any configuration.
さらに、電源電圧・治療パルスの電圧波形やパ
ルス巾及び発振周波数等々も導入する薬剤の特
性、用途に応じ任意に変更したものであつても良
いが、通常、デユーテイ比0.2〜0.7、繰り返し周
波数1KHz〜200KHz程度の値が採用され得る。 Furthermore, the power supply voltage, the voltage waveform of the therapeutic pulse, the pulse width, the oscillation frequency, etc. may be arbitrarily changed depending on the characteristics and application of the drug to be introduced, but usually the duty ratio is 0.2 to 0.7 and the repetition frequency is 1KHz. Values on the order of ~200KHz may be adopted.
換言すれば、本発明は脱分極の結果としてのパ
ルス治療可能なものであれば足りるのであるか
ら、この範囲内で電気治療学分野で汎用の多様な
パルス諸様態を適宜選択実施し得るものであるこ
とは明らかである。 In other words, since the present invention only needs to be capable of pulse treatment as a result of depolarization, various pulse modes commonly used in the field of electrotherapy can be suitably selected and implemented within this scope. It is clear that there is.
また、本発明で言う脱分極の程度は、皮膚に定
常的に印加されることになる残存分極電圧が皮膚
イリテーシヨン（刺激）を生起しない範囲内であ
れば足り、使用パルス電圧等の使用諸条件によつ
て適宜決定され得るものであるが、通常、各実施
例に示す通り、脱分極電流値が実質的にゼロレベ
ルに近接した定常値になる程度の範囲が特に好ま
しい。 In addition, the degree of depolarization referred to in the present invention is sufficient as long as the residual polarization voltage that is constantly applied to the skin does not cause skin irritation (stimulation), and the usage conditions such as the pulse voltage used etc. However, as shown in each example, a range in which the depolarization current value becomes a steady value substantially close to zero level is particularly preferable.
他方、皮膚イリテーシヨン（刺激）の生起しな
い範囲内であれば、パルス電圧と同時に一定の定
常バイアス電圧等が更に印加されていてもよいこ
とは、後記使用例にも示す通り明らかであろう。
すなわち、パルス・イオントフオレーゼと微弱な
平流イオントフオレーゼ（Galvanization）は前
記範囲内で併用され得る。 On the other hand, it will be clear as shown in the usage examples below that a constant steady bias voltage or the like may be further applied at the same time as the pulse voltage, as long as it is within a range that does not cause skin irritation.
That is, pulsed iontophoresis and weak plain current iontophoresis (galvanization) can be used together within the above range.
さらに、上記実施例においては、皮膚等価回路
の一般的例について説明したが、導子の電気的特
性を考慮した場合も略同様のことが言える。 Furthermore, in the above embodiments, a general example of the skin equivalent circuit has been described, but substantially the same can be said when considering the electrical characteristics of the conductor.
以上の説明で明らかなように本発明イオントフ
オレーゼ用デバイスによれば、持続平流又は単な
る断続平流を利用したものに比較して、同じ電源
電圧を印加した場合略10数倍〜数10倍の電流が流
れることになり、治療パルス休止時間と分極損失
分すなわちコンデンサCsに充電される電流の損
失分とを考慮したとしても数倍〜数10倍のイオン
性薬剤導入効果が得られる。また、低電圧で必要
量の薬剤投与ができるため、又は脱分極の結果皮
膚に対する刺激が著しく弱く、やけど、発赤等の
恐れが少なく、例えば50［Ｖ］等の高電圧印加に
おいてさえ、さらに長時間の使用にも適したイオ
ントフオレーゼ用デバイスが得られる。 As is clear from the above explanation, according to the iontophoresis device of the present invention, when the same power supply voltage is applied, the iontophoresis device of the present invention has a power of about 10 times to several 10 times as much as that of a device using continuous or simply intermittent current. A current flows, and even if the treatment pulse pause time and the polarization loss, that is, the loss of the current charged in the capacitor Cs, are taken into account, the ionic drug introduction effect can be several to several tens of times greater. In addition, because the required amount of drug can be administered at a low voltage, or as a result of depolarization, irritation to the skin is extremely weak, and there is little risk of burns or redness. An iontophoresis device suitable for use over time is obtained.
尚、以上は実用上の観点から周期的パルスにつ
いて説明したが、本質的には非周期的パルスにあ
つても同等の効果が得られるものであることは当
然である。 Although periodic pulses have been described above from a practical standpoint, it goes without saying that essentially the same effect can be obtained even with non-periodic pulses.
次に本発明イオントフオレーゼ用デバイスの各
構成要素及び実施形態等についてより詳細に説明
する。 Next, each component and embodiment of the iontophoresis device of the present invention will be described in more detail.
第６図乃至第９図は、電源電圧を昇圧するため
のチヤージポンプ式昇圧回路及び出力電流を制御
するための出力電流制御回路を備えたパルス発振
機構を使用したイオントフオレーゼ用デバイスの
回路の一実施例を示す。図において２は電源で１
６はパルス発振機構である。 6 to 9 show circuits of an iontophoresis device using a pulse oscillation mechanism equipped with a charge pump type booster circuit for boosting the power supply voltage and an output current control circuit for controlling the output current. An example is shown. In the diagram, 2 is the power supply and 1
6 is a pulse oscillation mechanism.
このパルス発振機構１６は、パルス発振器２１
と出力パルス電圧を昇圧するためのチヤージポン
プ式昇圧回路２２及び出力電流制御回路２３とを
有している。４及び５は関導子及び不関導子を示
し、６はこの両導子に接続された人体である。１
７はスイツチ機構である。以下更に詳述すると前
記電源２は小型軽量にするために例えばボタン状
に形成された３［Ｖ］のリチウム電池を使用して
おり、パルス発振機構１６のパルス発振器２１に
接続されている。こパルス発振器２１は電源電圧
を２倍程度に昇圧するためのチヤージポンプ式昇
圧回路２２に接続されている。このチヤージポン
プ式昇圧回路２２は、例えばFETを利用したス
イツチング素子S1，S2，S3，S4とチヤージポン
プコンデンサC1及びチヤージリザーブコンデン
サC2とで構成されている。このチヤージポンプ
式昇圧回路２２の出力端子P1，P2，P3，P4は電
流制限回路２３及びスイツチ機構１７に接続され
ている。この電流制限回路２３は、抵抗R1と
FET（F1）及び抵抗R2とFET（F2）とで構成され
ている。またスイツチ機構１７は前記チヤージポ
ンプ式昇圧回路２２の出力端子P2，P3の出力に
よつて制御されるFET（F1），（F2）で構成され
ている。 This pulse oscillation mechanism 16 includes a pulse oscillator 21
It has a charge pump type booster circuit 22 and an output current control circuit 23 for boosting the output pulse voltage. 4 and 5 indicate a conductor and a conductor, and 6 is a human body connected to both conductors. 1
7 is a switch mechanism. In more detail below, the power source 2 uses a 3 [V] lithium battery shaped like a button, for example, in order to be small and lightweight, and is connected to the pulse oscillator 21 of the pulse oscillation mechanism 16. This pulse oscillator 21 is connected to a charge pump booster circuit 22 for boosting the power supply voltage to approximately twice the voltage. This charge pump type booster circuit 22 is composed of switching elements S1, S2, S3, and S4 using, for example, FETs, a charge pump capacitor C1, and a charge reserve capacitor C2. Output terminals P1, P2, P3, and P4 of this charge pump booster circuit 22 are connected to a current limiting circuit 23 and a switch mechanism 17. This current limiting circuit 23 has a resistor R1 and
It consists of a FET (F1), a resistor R2, and a FET (F2). The switch mechanism 17 is composed of FETs (F1) and (F2) that are controlled by the outputs of the output terminals P2 and P3 of the charge pump booster circuit 22.
次のこのように構成された回路の動作及び作用
を説明する。まず、電源２より出力される３［Ｖ］
の平流はパルス発振器２１により第１１図ａに示
す直流パルスに変換される。この直流パルスａ
は、チヤージポンプ式昇圧回路２２にりｂに示す
治療パルス２０すなわち倍電圧直流パルスに変換
される。これは以下の作用により行なわれる。す
なわち直流パルスａの最初の半サイクルT1の出
力時には、スイツチング素子S1とS3とが導通し
ているため、チヤージポンプコンデンサC1には
第７図中に示した極性で充電される。そして次の
半サイクル（T2）時にスイツチング素子S2とS4
とが導通し、S1とS3とはオープンするため、チ
ヤージリザーブコンデンサC2にはC1の電荷がそ
のまま転送され、極性はグランドに対して負とな
り出力端子P1，P4間の電位は約２倍の６［Ｖ］に
昇圧される。この昇圧された治療パルス２０は電
流制限回路２３及びスイツチ機構１７を介して関
導子４及び不関導子５に出力され人体６に印加さ
れる。この時、治療パルス２０の出力時には、ス
イツチ機構１７のFET（F1）のソースードレイン
間が導通し、関導子４と不関導子５との間に電位
差が生じ関導子４のイオン性薬剤は人体６に導入
される。また治療パルス２０の休止時には、出力
端子P2の出力信号によりスイツチ機構１７の
FET（F2）のソース−ドレイン間が導通する。同
時に出力端子（P3）の出力信号によりFET（F2）
は非導通となる。従つて人体６の皮膚Ｓに充電さ
れた残存電荷（分極）は短絡放電（脱分極）さ
れ、人体６に流れる電流は賃９図ｃに示すように
なる。この電流波形を見て解るように人体に直流
パルスを印加した場合波形の立上がり立下りでの
インピーダンスは非常に低いため、大きなピーク
電流が流れる。出力電流制御回路２３はこのピー
ク電流を制限するために設けられた回路で、この
回路の作用により、人体６への通電電流は上下が
カツトされ第９図ｄに示すように波形整形され
る。 The operation and effect of the circuit configured in this way will be explained below. First, 3 [V] output from power supply 2
The straight current is converted by the pulse oscillator 21 into a DC pulse as shown in FIG. 11a. This DC pulse a
is converted into a treatment pulse 20, ie, a voltage doubler DC pulse, shown in b by the charge pump type booster circuit 22. This is done by the following action. That is, when the first half cycle T1 of the DC pulse a is output, since the switching elements S1 and S3 are electrically connected, the charge pump capacitor C1 is charged with the polarity shown in FIG. Then during the next half cycle (T2) switching elements S2 and S4
conducts, and S1 and S3 are open, so the charge of C1 is directly transferred to charge reserve capacitor C2, and the polarity becomes negative with respect to ground, and the potential between output terminals P1 and P4 is approximately twice as high. The voltage is boosted to 6 [V]. This boosted therapeutic pulse 20 is outputted to the independent conductor 4 and the independent conductor 5 via the current limiting circuit 23 and the switch mechanism 17, and is applied to the human body 6. At this time, when the treatment pulse 20 is output, conduction occurs between the source and drain of the FET (F1) of the switch mechanism 17, and a potential difference is created between the conductor 4 and the conductor 5, which causes ions of the conductor 4. The sexual drug is introduced into the human body 6. Also, when the treatment pulse 20 is at rest, the switch mechanism 17 is activated by the output signal from the output terminal P2.
The source and drain of FET (F2) become conductive. At the same time, the FET (F2) is activated by the output signal of the output terminal (P3).
becomes non-conducting. Therefore, the residual charge (polarization) charged on the skin S of the human body 6 is short-circuit discharged (depolarized), and the current flowing through the human body 6 becomes as shown in Figure 9c. As can be seen from this current waveform, when a DC pulse is applied to the human body, the impedance at the rising and falling edges of the waveform is very low, so a large peak current flows. The output current control circuit 23 is a circuit provided to limit this peak current, and due to the action of this circuit, the current flowing to the human body 6 is cut at the top and bottom, and the waveform is shaped as shown in FIG. 9d.
尚、上記実施例においては、治療パルスの休止
時に両導子間を脱分極するためにスイツチ機構を
設けたものにチヤージポンプ式昇圧回路と電流制
限回路とを有するパルス発振機構を使用したもの
について説明したが、昇圧回路と電極制限回路と
はいずれか一方のみを備えたものでも良く、さら
に備えていないものであつても良い。 In the above embodiment, a pulse oscillation mechanism having a charge pump booster circuit and a current limiting circuit is used in addition to a switch mechanism for depolarizing between both conductors when the treatment pulse is stopped. However, the booster circuit and the electrode limiting circuit may be provided with only one of them, or may be provided with neither the booster circuit nor the electrode limiting circuit.
また、電源電圧の昇圧機構の例としてチヤージ
ポンプ式昇圧回路を使用したものについて説明し
たがこれに限定されるものでは無く、例えばトラ
ンスによる昇圧、DC−DCコンバータによる昇圧
等同様の作用を有する構成であればいかなるもの
であつても良い。さらに実施例においては約２倍
の電圧を得るためにチヤージポンプ式昇圧を一段
使用したものについて説明したが必要に応じて多
段使用し任意の電圧に昇圧したものであつても良
い。 In addition, as an example of a power supply voltage boosting mechanism, a structure using a charge pump type booster circuit has been described, but the invention is not limited to this. It can be anything. Further, in the embodiment, a single stage of charge pump type boosting is used to obtain approximately twice the voltage, but multiple stages may be used to boost the voltage to an arbitrary voltage if necessary.
また、実施例においては電流制限回路とスイツ
チ機構とを一体化したものについて説明したが、
別体でも良く、さらに同様の作用を成す構成であ
ればいかなるものであつても良い。また、パルス
発振器、スイツチ機構等も実施例に限定されるも
のでは無い。 Furthermore, in the embodiment, a case in which the current limiting circuit and the switch mechanism were integrated was explained.
It may be a separate body, and any configuration that achieves the same effect may be used. Furthermore, the pulse oscillator, switch mechanism, etc. are not limited to the embodiments.
以上の説明で明らかなように、本実施例による
イオントフオレーゼ用デバイスによるとパルス発
振機構中に昇圧機構を設けたため低い電圧の電源
を使用しても良好な治療効果が得られる。 As is clear from the above description, according to the iontophoresis device according to this embodiment, a boosting mechanism is provided in the pulse oscillation mechanism, so that good therapeutic effects can be obtained even when a low voltage power source is used.
特に実施例のように数［Ｖ］程度のボタン状電
池を使用し、また昇圧機構にチヤージポンプ式昇
圧回路を使用すると極めて小さな容積にすること
ができ、皮膚一体貼着形のプラスター状のイオン
トフオレーゼ用デバイスの回路として極めて好適
なものとなり得る。 In particular, if a button-shaped battery of several volts is used as in the example, and a charge pump type booster circuit is used as the booster mechanism, the volume can be made extremely small. This can be extremely suitable as a circuit for a laser beam device.
また、実施例のように出力電流制御回路を設け
ると治療パルスり立上り立下り時に人体に流れる
大きなピーク電流を制限することができシヨツク
を著しく低減することができるデバイスが得られ
る。さらに出力電流制限回路に可変抵抗を挿入し
出力電流をコントロールできるように構成すると
インピーダンスの個人差によらない最適電流での
治療をすることができるデバイスが得られる。 Furthermore, if an output current control circuit is provided as in the embodiment, it is possible to limit the large peak current flowing through the human body at the rising and falling edges of a treatment pulse, thereby providing a device that can significantly reduce shock. Furthermore, by inserting a variable resistor into the output current limiting circuit and configuring the device to control the output current, it is possible to obtain a device that can perform treatment with an optimal current regardless of individual differences in impedance.
次に本発明イオントフオレーゼ用デバイスの全
体構成の実施例を以下に詳述する。 Next, an example of the overall configuration of the iontophoresis device of the present invention will be described in detail below.
第１０図及び第１１図は第１の実施例を示す。
図において３０は皮膚一体貼着型すなわちプラス
ター形状に構成したイオントフオレーゼ用デバイ
スで、関導子３１と不関導子３２とを有してい
る。前記関導子３１は、柔軟シート乃至フイルム
状に形成したイオン性薬剤含有導電性ゲル層３３
と、アルミニウム箔等の金属箔、導電性ゴム乃至
樹脂フイルムまたはカーボンフイルムや導電塗料
等で形成された電流分散用導電性部材層３４とを
積層して一体的に形成したものである。また、不
関導子３２は柔軟シート乃至フイルム状に形成さ
れた導電性ゲル層３５と、前記と同様アルミニウ
ム箔等で形成された電流分散用導電性部材層３６
とを積層して一体的に形成したものである。前記
関導子３１の上面略中央部にはパワーサプライユ
ニツト３７が設置されている。このパワーサプラ
イユニツト３７には、電源例えばいわゆるボタン
状電池と、パルス発振機構と、このパルス発振機
構の治療パルス休止時に前記両導子３１，３２を
脱分極するための手段とが内設されており、その
一方の出力端子例えば（−）端子が電流分散用導
電性部材層３４に接触するように設置されてい
る。またこのパワーサプライユニツト３７の
（＋）端子はその両端近傍を除く下面に絶縁コー
テイングを施した例えばアルミニウム箔のリード
線３８により前記不関導子３２の電流分散用導電
性部材層３６に接続されている。３９は絶縁性バ
ツキング層である。この絶縁性バツキング層３９
は例えば非導電性の合成樹脂を柔軟シート乃至フ
イルム状に形成したもので、前記関導子３１及び
不関導子３２はこの絶縁性バツキング層３９に離
間して配置固着されている。すなわち、関導子３
１、不関導子３２及びパワーサプライユニツト３
７は絶縁性バツキング層３９により一体的に支持
連結されている。 10 and 11 show a first embodiment.
In the figure, reference numeral 30 denotes an iontophoresis device that is integrally attached to the skin, that is, in the form of a plaster, and has a separator 31 and a separator 32. The conductor 31 includes an ionic drug-containing conductive gel layer 33 formed in the form of a flexible sheet or film.
and a current dispersion conductive member layer 34 made of metal foil such as aluminum foil, conductive rubber or resin film, carbon film, conductive paint, etc., are laminated and formed integrally. The indifferent conductor 32 also includes a conductive gel layer 35 formed in the form of a flexible sheet or film, and a current dispersion conductive member layer 36 formed of aluminum foil or the like as described above.
It is integrally formed by laminating the two. A power supply unit 37 is installed approximately at the center of the upper surface of the conductor 31. This power supply unit 37 includes a power source, for example, a so-called button-shaped battery, a pulse oscillation mechanism, and means for depolarizing both the conductors 31 and 32 when the treatment pulse of this pulse oscillation mechanism is stopped. One of the output terminals, for example, the (-) terminal, is installed so as to be in contact with the current dispersion conductive member layer 34. Further, the (+) terminal of the power supply unit 37 is connected to the current dispersion conductive material layer 36 of the indifferent conductor 32 by a lead wire 38 made of aluminum foil, for example, whose lower surface except near both ends is coated with an insulator. ing. 39 is an insulating backing layer. This insulating backing layer 39
is made of, for example, a non-conductive synthetic resin in the form of a flexible sheet or film, and the conductor 31 and the conductor 32 are spaced apart and fixed to this insulating backing layer 39. In other words, Seki Doiko 3
1. Inductor 32 and power supply unit 3
7 are integrally supported and connected by an insulating backing layer 39.
次にこのように構成したイオントフオレーゼ用
デバイスの作用及び使用法を説明する。まず人体
の治療希望位置に関導子３１が当接するように貼
着する。これと同時に関導子３１と不関導子３２
とは閉回路を形成し、パルス発振が開始されて関
導子３１のイオン性薬剤含有導電性ゲル層３３中
のイオン性薬剤の経皮浸透は加速される。 Next, the operation and usage of the iontophoresis device constructed as described above will be explained. First, the guide element 31 is attached so as to be in contact with the desired treatment position on the human body. At the same time, Seki Douko 31 and Inkan Douko 32
forms a closed circuit, pulse oscillation is started, and transdermal penetration of the ionic drug in the ionic drug-containing conductive gel layer 33 of the conductor 31 is accelerated.
本実施例によると、人生皮膚に直接貼着し得る
極めて操作簡単且つ軽量で、充分な薬剤投与効果
の得られるイオントフオレーゼ用デバイスが得ら
れる。 According to this example, an iontophoresis device can be obtained which is extremely easy to operate and lightweight, and which can be directly attached to human skin, and which can provide a sufficient drug administration effect.
次に第１２図及び第１３図を参照して本発明イ
オントフオレーゼ用デバイスを、皮膚一体貼着型
すなわちプラスター形状に構成した第２の実施例
について詳細に説明する。図において４０はイオ
ントフオレーゼ用デバイスで、４１は関導子、４
２は不関導子を示す。この関導子４１及び不関導
子４２の電流分散用導電性部材層４３，４４は５
mm程度離間して配置されており、その下面には例
えば0.3mm程度の極薄に形成されたイオン性薬剤
含有導電性ゲル層４５が一体に貼着されている。
また、不関導子４２及び関導子４３は絶縁性バツ
キング層４６により一体的に支持連結されてい
る。４７及び４８は各々関導子４１、不関導子４
２に接続された端子である。この端子４７，４８
の頂部は前記絶縁性バツキング層４６を貫通して
突出しており、パワーサプライユニツト４９はこ
の端子４７，４８により電気的に接続されるとと
もに機械的に支持連結される。 Next, with reference to FIGS. 12 and 13, a second embodiment in which the iontophoresis device of the present invention is configured to be integrally attached to the skin, that is, in the form of a plaster, will be described in detail. In the figure, 40 is an iontophoresis device, 41 is a seki conductor, and 4 is a device for iontophoresis.
2 indicates an indifferent conductor. The conductive material layers 43 and 44 for current dispersion of the conductor 41 and the conductor 42 are 5
They are arranged at a distance of about mm, and an ionic drug-containing conductive gel layer 45 formed extremely thin, for example, about 0.3 mm, is adhered to the lower surface thereof.
Further, the non-conducting conductor 42 and the disconducting conductor 43 are integrally supported and connected by an insulating backing layer 46. 47 and 48 are Seki conductor 41 and Inkan conductor 4, respectively.
This is the terminal connected to 2. This terminal 47, 48
The top portion of the power supply unit 49 protrudes through the insulating backing layer 46, and the power supply unit 49 is electrically connected and mechanically supported and connected by the terminals 47 and 48.
本実施例のイオントフオレーゼ用デバイスの使
用方法は前記第１の実施例と同一のため省略す
る。本実施例によると関導子４１及び不関導子４
２に積層配置する導電性ゲル層を同一すなわち一
枚のイオン性薬剤含有導電性ゲル層４５を各電流
分散用導電性部材層４３，４４に貼着した構成と
したため、各導子間に若干のリーク電流が生じる
が、導電性ゲル層自体が抵抗を有しており導電性
部材層４３，４２間の距離が導電性ゲル層４５の
厚さに対して極めて大きいためイオン性薬剤の皮
膚浸透効果にはほとんど影響を生じない。 The method of using the iontophoresis device of this example is the same as that of the first example, so the description thereof will be omitted. According to this embodiment, the Seki conductor 41 and the Inkan conductor 4
Since the conductive gel layers laminated in the conductive layer 2 are the same, that is, one ionic drug-containing conductive gel layer 45 is attached to each of the current dispersion conductive member layers 43 and 44, there is a slight gap between each conductor. However, since the conductive gel layer itself has resistance and the distance between the conductive member layers 43 and 42 is extremely large compared to the thickness of the conductive gel layer 45, the ionic drug does not penetrate the skin. It has almost no effect on the effect.
本実施例によると、前記第１の実施例の効果の
他にその製造工程が極めて簡易且つ能率的になる
効果を有する。すなわち、導電性ゲル層、導電性
部材層、絶縁性バツキング層を積層配置した一本
の帯状シートを所定の間隔をもつて切断したもの
に端子及びパワーサプライを取付けるのみでデバ
イスが得られ大量生産を考慮した場合において非
常に有用な効果を奏する。さらに実施例のように
両端子の配置間隔を狭くしデバイス上面の略中央
部にパワーサプライを配置すると、デバイス全体
に対するパワーサプライの大きさの影響はほとん
ど無いものとなり、人体の曲面部に貼着する場合
においても柔軟性をほとんど損なわずに良好に使
用することができる。 According to this embodiment, in addition to the effects of the first embodiment, the manufacturing process is extremely simple and efficient. In other words, a device can be obtained by simply attaching terminals and a power supply to a single strip-shaped sheet in which a conductive gel layer, a conductive material layer, and an insulating backing layer are laminated and cut at predetermined intervals, and mass production is possible. This has a very useful effect when considering the following. Furthermore, if the spacing between both terminals is narrowed and the power supply is placed approximately in the center of the top surface of the device as in the example, the size of the power supply has almost no effect on the entire device, and it can be attached to the curved surface of the human body. It can be used satisfactorily with almost no loss in flexibility even when
次に図面第１４図を参照して本発明イオントフ
オレーゼ用デバイスの第３の実施例を詳細に説明
する。図において５１はイオントフオレーゼ用デ
バイスで、５２は不関導子を示す。５４はパワー
サプライで、その（−）端子は関導子５２の電流
分散用導電性部材層５５に接続され、また（＋）
端子はリード線５６を介して不関導子５３の電流
分散用導電性部材層５７に接続されている。 Next, a third embodiment of the iontophoresis device of the present invention will be described in detail with reference to FIG. 14 of the drawings. In the figure, 51 is a device for iontophoresis, and 52 is an indifferent conductor. Reference numeral 54 denotes a power supply, the (-) terminal of which is connected to the current dispersion conductive material layer 55 of the conductor 52, and the (+)
The terminal is connected to the current dispersion conductive member layer 57 of the indifferent conductor 53 via a lead wire 56.
本実施例の構成によると、関導子と不関導子と
はリード線の長さの範囲で任意に離して人体に貼
着することができ、貼着部位が小さい場合や比較
的大きな曲率の面にも無理無く使用することがで
きる。また、高温多湿時に使用し、皮膚が多量に
発汗した場合も、各導子は離れているため表皮を
流れる電流の影響を全く受けないプラスター構造
体が得られる。 According to the configuration of this embodiment, the guan conductor and the guan conductor can be attached to the human body at any distance within the length of the lead wire, and when the attachment site is small or has a relatively large curvature. It can also be used easily on surfaces such as Furthermore, even when the skin sweats profusely due to use in hot and humid conditions, a plaster structure can be obtained that is completely unaffected by the current flowing through the epidermis because the conductors are separated from each other.
次に図面第１５図を参照して本発明イオントフ
オレーゼ用デバイスの第４の実施例を詳細に説明
する。図において６１はイオントフオレーゼ用デ
バイスで、６２はその関導子、６３は不関導子を
示す。この両導子６２，６３はリード線６４を介
してパワーサプライ６５に接続されている。この
パワーサプライ６５には電源例えば単三形乾電池
４本と、トランスを利用したパルス発振機構及
び、治療パルスの休止時に両導子６２，６３を脱
分極するための例えばスイツチ機構とが内設され
ている。さらにこのパワーサプライ６５には出力
電流可変回路とタイマー回路とが内設されてい
る。 Next, a fourth embodiment of the iontophoresis device of the present invention will be described in detail with reference to FIG. 15 of the drawings. In the figure, 61 is a device for iontophoresis, 62 is an inductor thereof, and 63 is an inductor thereof. Both conductors 62 and 63 are connected to a power supply 65 via a lead wire 64. This power supply 65 is equipped with a power source such as four AA batteries, a pulse oscillation mechanism using a transformer, and a switch mechanism for depolarizing both conductors 62 and 63 when the treatment pulse is stopped. ing. Furthermore, this power supply 65 includes an output current variable circuit and a timer circuit.
本実施例によると、パワーサプライを両導子と
別体にしたため、回路スペース的に余裕ができ大
容量の乾電池を使うことができる。また両導子は
単なるフイルム状の超軽量シートとなるため人体
への貼着も極めて容易になる。さらに出力電流可
変回路を内設したため、使用者の皮膚抵抗、導入
する薬剤の種類、必要量等により任意に出力電流
量をコントロールすることができる。またタイマ
ー回路を設けたため、薬剤の過剰投与を防ぐこと
ができる等の効果を有する。 According to this embodiment, since the power supply is separate from both conductors, the circuit space can be increased and a large capacity dry cell battery can be used. Furthermore, since both conductors are simply film-like ultra-light sheets, it is extremely easy to attach them to the human body. Furthermore, since a variable output current circuit is installed, the amount of output current can be controlled arbitrarily depending on the skin resistance of the user, the type of drug to be introduced, the required amount, etc. Furthermore, since a timer circuit is provided, it has the advantage of being able to prevent excessive administration of drugs.
尚、上記実施例においては、関導子にイオン性
薬剤を含有した導電性ゲルを使用したものについ
て説明したが、これに限定されるものでは無く、
給水紙等の紙材、ガーゼ等の布材、脱脂綿等の繊
維材、合成樹脂連続発泡体または吸水性樹脂等の
スポンジ乃至多孔質材等イオン性薬剤乃至電解質
液を含浸保持できるものであればいかなるもので
あつても良い。また、実施例においては関導子の
導電性ゲル層にあらかじめイオン性薬剤を含有し
たものについて説明したが、イオン性剤は使用時
に導子および／または皮膚に付与するようにした
ものであつても良い。すなわち、導電性ゲル層に
はイオン性薬剤を含有していないものを使用し治
療開始時にイオン性薬剤を含有した軟膏、クリー
ム等を導子および／または皮膚に塗付し皮膜形成
させた後、導子を貼着し治療を行なうようにした
イオントフオレーゼ用デバイスであつても良い。
さらに、有効薬剤イオン種の陰陽に応じて導子の
陰陽を自在に変換し得るべく極性切換手段を当該
デバイスに付加したものであつてもよい。 In the above example, a conductive gel containing an ionic drug was used as the conductor, but the present invention is not limited to this.
Paper materials such as water supply paper, cloth materials such as gauze, fiber materials such as absorbent cotton, sponges or porous materials such as open synthetic resin foam or water-absorbing resin, as long as they can be impregnated with and retain ionic drugs or electrolyte solutions. It can be anything. In addition, in the examples, the conductive gel layer of the conductor was explained as containing an ionic drug in advance, but the ionic agent was applied to the conductor and/or the skin during use. Also good. That is, a conductive gel layer that does not contain an ionic drug is used, and at the start of treatment, an ointment, cream, etc. containing an ionic drug is applied to the conductor and/or the skin to form a film. It may also be an iontophoresis device to which a conductor is attached for treatment.
Furthermore, a polarity switching means may be added to the device so as to freely change the yin and yang of the conductor depending on the yin and yang of the effective drug ion species.
また、とくに薬剤投与量に応じて生体の状況が
変化する場合や、生体の状況に応じて薬剤投与量
を制御しなくてはいけない場合においては、前記
生体状況を監視しながら出力電流を自動的に制御
するためのフイードバツク機構を内設した構成に
したものであつても良い。例えば、特にインシユ
リンの投与のように、血液中の血糖値により投与
量を制御する必要のある場合には、血糖値を監視
するセンサーをパワーサプライに接続し、このセ
ンサーの検知出力により自動的に出力電流およ
び／または出力時間等を制御するフイードバツク
機構を設けたものであつても良い。このように構
成した場合は従来の投与方法では到底なし得なか
つた生体状況に応じた最適な薬剤投与を行なうこ
とができる。 In addition, especially when the biological condition changes depending on the drug dose, or when the drug dose must be controlled according to the biological condition, the output current can be automatically adjusted while monitoring the biological condition. It may also have a configuration in which a feedback mechanism for controlling the speed is internally provided. For example, when it is necessary to control the dose based on the blood sugar level, especially when administering insulin, a sensor that monitors the blood sugar level can be connected to the power supply, and the detection output of this sensor can be used to automatically control the dose. A feedback mechanism for controlling output current and/or output time may be provided. With this configuration, it is possible to perform optimal drug administration according to the biological condition, which was impossible with conventional administration methods.
本例プラスター構造体の各構成要素等に付き更
に詳細に分説すれば次の通りである。 Each component of the plaster structure of this example will be explained in more detail as follows.
導電性ゲル層 この層は好適には、カラヤガム、トラガカント
ガム、ザンサンガム等の天然樹脂多糖類又はポリ
ビニルアルコール部分ケン化物、ポリビニルホン
マール、ポリビニルメチルエーテル及びそのコー
ポリマ、ポリビニルピロリドン、ポリビニルメタ
クリレート等のビニル系樹脂、ポリアクリル酸及
びそのナトリウム塩、ポリアクリルアミド及びそ
の部分加水分解物、ポリアクリル酸エステル部分
ケン化物、ポリ（アクリル酸−アクリルアミド）
等のアクリル系樹脂など、親水性を有する各種天
然又は合成樹脂類を水及び／又はエチレングリコ
ール、グリセリン等のアルコール類で柔軟可塑化
して自己保形性、皮膚接着性を有する柔軟フイル
ム乃至シート状ゲルとして提供される。Conductive Gel Layer This layer is preferably formed of a natural resin polysaccharide such as karaya gum, tragacanth gum, or xanthan gum, or a vinyl resin such as partially saponified polyvinyl alcohol, polyvinylhonmar, polyvinyl methyl ether and its copolymer, polyvinylpyrrolidone, or polyvinyl methacrylate. , polyacrylic acid and its sodium salt, polyacrylamide and its partially hydrolyzed product, partially saponified polyacrylic ester, poly(acrylic acid-acrylamide)
Various hydrophilic natural or synthetic resins, such as acrylic resins, are softened and plasticized with water and/or alcohols such as ethylene glycol and glycerin to produce flexible films or sheets that have self-shape retention and skin adhesion. Supplied as a gel.
他方、これに充分な導電性を付与すべく塩化ナ
トリウム、炭酸ナトリウム、クエン酸カリウム
等々の電界質が所用量（通常１〜15％程度）添加
される。このようにして得られる本発明で好適な
導電性ゲル層は、柔軟フイルム乃至シート状であ
つて皮膚に密着し得るものであるため、皮膚接触
抵抗が低く薬剤イオンの経皮浸透に効果的である
のみならず、接着テープ等の他の皮膚接着手段を
要せず構造体全体を皮膚に貼着支持し得るという
使用上の利点をも併せ有するものである。特にゲ
ル層の基材として前記カラヤガム等の天然樹脂多
糖類を使用した場合は、その天然高分子酸構造に
よるpH緩衝性乃至皮膚保護性、著しく高い保水
能力、適度な皮膚粘着性等により、単に電気化学
的に良好な導電性ゲルを提供し得るのみならず好
適な皮膚適合性が得られるものである。 On the other hand, an electrolyte such as sodium chloride, sodium carbonate, potassium citrate, etc. is added in a required amount (usually about 1 to 15%) to provide sufficient conductivity. The conductive gel layer suitable for the present invention obtained in this way is in the form of a flexible film or sheet and can adhere to the skin, so it has low skin contact resistance and is effective for percutaneous penetration of drug ions. Not only that, but it also has the advantage of being able to adhere and support the entire structure to the skin without requiring other skin adhesion means such as adhesive tape. In particular, when a natural resin polysaccharide such as the aforementioned Karaya gum is used as a base material for the gel layer, its natural polymeric acid structure provides pH buffering and skin protection properties, extremely high water retention capacity, moderate skin adhesion, etc. Not only can a gel with good electrochemical conductivity be provided, but also suitable skin compatibility can be obtained.
又、これらゲル層の組成配合に当つては、所謂
電気泳動用ゲルの場合とほぼ同様の電気化学的配
慮がなされるべきことは当然であるが、主として
使用薬剤の種類と所要投与量（用量）、貼着使用
時間、使用電池の出力及び皮膚接触面積等々によ
り、そのイオン・モビリテイ乃至電導度が所要値
になるよう適宜実施されるものである。 In addition, when formulating the composition of these gel layers, it goes without saying that electrochemical considerations should be made in much the same way as in the case of so-called electrophoresis gels, but the main consideration is the type of drug used and the required dosage (dose). ), the application time, the output of the battery used, the skin contact area, etc., are appropriately carried out so that the ion mobility or conductivity reaches the required value.
ここで、本例に於ける好適な導電性ゲル層のみ
ならず幾つかをより具体的に示せば下記の通りで
ある：１ 常法により、平均分子量44万、ケン化度約60
％のポリビニルアルコール粉末30ｇを調製し、
これに予め80℃に加熱された10％NaCl含有蒸
留水40ｇ及びグリセリン30ｇを添加、撹拌し、
次いで得られた混合物を80℃に加熱されたホツ
トプレス機により圧力0.6Kg／cm2で約20分間加
熱加圧して厚さ３mmの柔軟シート状物を得た。
この柔軟シート状物は充分な皮膚接着性を有し
且つその直流比抵抗（以下、同様）は0.8KΩ・
cmであつた。 Here, the preferred conductive gel layer in this example, as well as some more specific examples, are as follows: 1. The average molecular weight is 440,000, and the degree of saponification is approximately 60 using a conventional method.
Prepare 30g of % polyvinyl alcohol powder,
To this, 40 g of distilled water containing 10% NaCl and 30 g of glycerin, which had been preheated to 80°C, were added and stirred.
The resulting mixture was then heated and pressed for about 20 minutes at a pressure of 0.6 kg/cm2 using a hot press heated to 80° C. to obtain a flexible sheet with a thickness of 3 mm.
This flexible sheet-like material has sufficient skin adhesion and its DC specific resistance (hereinafter the same) is 0.8KΩ・
It was cm.
２ 上記１と同様にして下記組成により柔軟シー
ト状の導電性ゲル層を製造した。2 A flexible sheet-like conductive gel layer was manufactured using the following composition in the same manner as in 1 above.
（組成例Ａ） ポリピニルピロリドン（GAF社製PVP−
K90；平均分子量36万） …20ｇ 10％NaCl含有蒸留水 …40ｇ グリセリン …40ｇ 得られたシートは強い皮膚接着性を有し且つ
その比抵抗は0.2゜KΩ・cmであつた。(Composition example A) Polypynylpyrrolidone (PVP- manufactured by GAF)
K90 (average molecular weight: 360,000)...20 g Distilled water containing 10% NaCl...40 g Glycerin...40 g The obtained sheet had strong skin adhesion and its specific resistance was 0.2 KΩ·cm.
（組成例Ｂ） ポリビニルホルマール（平均分子量160万，
ホルマール化度15％；原料ポリビニルアルコー
ルのケン化度60％） …15ｇ ５％NaCl含有蒸留水 …70ｇ プロピレングリコール …15ｇ 得られたシートは充分な皮膚接着性を有し、
その比抵抗は1.0KΩ・cmであつた。(Composition example B) Polyvinyl formal (average molecular weight 1.6 million,
Degree of formalization: 15%; Degree of saponification of raw material polyvinyl alcohol: 60%) ...15g Distilled water containing 5% NaCl ...70g Propylene glycol ...15g The obtained sheet has sufficient skin adhesion,
Its specific resistance was 1.0KΩ·cm.
（組成例Ｃ） ポリビニルアセトアセタール（平均分子量44
万、アセタール化度30％；出発ポリビニルアル
コールのケン化度70％） …40ｇ 15％NaCl含有蒸留水…50ｇ エチレングリコール …10ｇ 充分な皮膚粘着性を有し、比抵抗0.75KΩ・
cm。(Composition example C) Polyvinyl acetoacetal (average molecular weight 44
(degree of acetalization: 30%; degree of saponification of starting polyvinyl alcohol: 70%)...40g Distilled water containing 15% NaCl...50g Ethylene glycol...10g Has sufficient skin adhesion and has a specific resistance of 0.75KΩ.
cm.
３ ポリアクリル酸ソーダ（日本純薬社製アロン
ビスSS；平均分子量300〜500万）20ｇを５％
NaCl含有蒸留水12ｇ及びグリセリン溶液68ｇ
と均一に混和し、80℃で10分間加熱加圧して柔
軟シート状物を得た。このシートは適度の皮膚
接着性を有し且つその比抵抗は１昼夜放置後で
0.5KΩ・cmであつた。3 Sodium polyacrylate (Aronbis SS manufactured by Nippon Pure Chemical Industries, Ltd.; average molecular weight 3 million to 5 million) 20 g at 5%
12g of distilled water containing NaCl and 68g of glycerin solution
The mixture was mixed uniformly with the mixture and heated and pressed at 80°C for 10 minutes to obtain a flexible sheet. This sheet has moderate skin adhesion and its specific resistance after being left for one day and night.
It was 0.5KΩ・cm.
４ カラヤガム30ｇと５％NaCl含有留水30ｇ及
びグリセリン40ｇとを混和、加熱加圧して同様
にシートを作成した。比抵抗0.65KΩ・cm。4. 30 g of karaya gum, 30 g of distilled water containing 5% NaCl, and 40 g of glycerin were mixed, heated and pressed to prepare a sheet in the same manner. Specific resistance 0.65KΩ・cm.
５ ポリアクリル酸ソーダ（日本純薬社製アロン
ビスＳ；平均分子量300〜500万）20ｇを７％
NaCl含有精製水80ｇと混和、加熱加圧して同
様にシートを作成した。比抵抗0.47KΩ・cm。5 Sodium polyacrylate (Aronbis S manufactured by Nippon Pure Chemical Industries, Ltd.; average molecular weight 3 million to 5 million) 20 g 7%
A sheet was prepared in the same manner by mixing with 80 g of NaCl-containing purified water and applying heat and pressure. Specific resistance 0.47KΩ・cm.
また、特に電気化学的観点からすれば、プロプ
ラノロール、インスリン、リドカイン、システイ
ン等々の塩基性薬剤はポリアクリル酸、メチルビ
ニルエーテル・無水マレイン酸共重合体 （G.A.F.社製GANTREZRAN−169等）、カル
ボキシポリエチレン（GOODRICH社製
CARBOPOLR等）等の酸性高分子を、又、アス
コルビン酸、サリチル酸、亜硝酸、リン酸リボフ
ラビン、リン酸ベタメタゾン、トレチノイン
（trans−retinoicacid）等々の酸性薬剤はポリア
クリルアミド等の塩基性高分子を各々ゲル基材と
することにより目的薬剤の高能率の移動を達成し
得ることが理解されよう。 In addition, especially from an electrochemical viewpoint, basic drugs such as propranolol, insulin, lidocaine, and cysteine can be treated with polyacrylic acid, methyl vinyl ether/maleic anhydride copolymer (GANTREZR AN-169 manufactured by GAF, etc.), carboxylic Polyethylene (manufactured by GOODRICH)
CARBOPOLR , etc.), and acidic drugs such as ascorbic acid, salicylic acid, nitrous acid, riboflavin phosphate, betamethasone phosphate, tretinoin (trans-retinoicacid), etc., and basic polymers such as polyacrylamide. It will be appreciated that by using a gel base material, highly efficient transfer of the target drug can be achieved.
例えばプロプラノロール用ゲル組成の一例を示
せば下記の通りである。 For example, an example of a gel composition for propranolol is as follows.
カーボポールR491又はGANTREZRAN−169 30重量部グリセリン 45重量部水 15重量部プロプラノロール 10重量部 更に、このゲル組成物を厚さ約0.1〜0.5mm程度
の自己接着性フイルムとしたものは、前記の通り
関導子・不関導子一体型フイルム電極として使用
に極めて好適となる。 CarbopolR 491 or GANTREZR AN-169 30 parts by weight Glycerin 45 parts by weight Water 15 parts by weight Propranolol 10 parts by weight Furthermore, this gel composition is made into a self-adhesive film with a thickness of approximately 0.1 to 0.5 mm. As mentioned above, it is extremely suitable for use as a film electrode with integrated conductors and conductors.
更に又、ポリビニルアルコール、ポリビニルピ
ロリドン等々の非イオン性高分子も又、電気化学
的に比較的高効率のゲルを提供し得るものである
ことが理解されよう。 Additionally, it will be appreciated that non-ionic polymers such as polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, etc. may also provide gels with relatively high electrochemical efficiency.
上記から明らかな通り、本発明導電性ゲル層の
ゲル基材組成乃至範囲は特定のものに限定される
ものではなく広汎な親水性高分子類を水及び／又
はアルコール類にて柔軟可塑化して使用に供され
るものであるが、通常、保形性を有するためには
親水性高分子10〜70重量％及び残部水及び／又は
アルコールの組成範囲内で選択実施される。上記
例示の各導電性ゲル層はそれ自体が充分な皮膚粘
着性を有するものであるが、所望の場合、アクリ
ル系粘着剤、酢酸ビニルエマルジヨン系粘着剤等
の感圧性粘着成分を更に添加してもよい。 As is clear from the above, the gel base material composition or range of the conductive gel layer of the present invention is not limited to a specific one, and a wide range of hydrophilic polymers can be softened and plasticized with water and/or alcohols. However, in order to have shape retention, the composition is usually selected within the range of 10 to 70% by weight of the hydrophilic polymer and the balance water and/or alcohol. Each of the above-mentioned conductive gel layers has sufficient skin adhesion by itself, but if desired, a pressure-sensitive adhesive component such as an acrylic adhesive or a vinyl acetate emulsion adhesive may be added. It's okay.
このように、構造体の周辺部乃至端部等に皮膚
接着性且つ導電性のゲル層を配置することによ
り、接着テープ等の他の固定手段を何ら要せずに
当該構造体全体が皮膚に固定保持される。 In this way, by arranging the skin-adhesive and conductive gel layer around the periphery or end of the structure, the entire structure can be attached to the skin without the need for any other fixing means such as adhesive tape. It is held fixed.
尚、導電性ゲル層が関導子の夫である場合は、
前掲各ゲル組成中、電解質成分、即ち塩化ナトリ
ウムの１部又は全部に代えて所要のイオン性薬剤
を添加溶存せしめれば足りるものである。所要の
場合、保水性部材層を着脱自在にし、予め薬液含
浸済の当該部材を使用時に構造体所定位置に配
置、施術使用してもよい。又、吸水性部材に代え
て、寒天ゲル、ゼラチンゲル等の電気泳動分野で
汎用の非粘着性ハイドロゲルを使用してもよいこ
とは明らかである。寒天水ゲル組成の１例を示せ
ば次の通りである。 In addition, if the conductive gel layer is the husband of Seki Doko,
In each of the above-mentioned gel compositions, it is sufficient to add and dissolve a required ionic drug in place of part or all of the electrolyte component, ie, sodium chloride. If necessary, the water-retaining member layer may be made detachable, and the member impregnated with a chemical solution may be placed at a predetermined position in the structure during use and used for treatment. Furthermore, it is clear that in place of the water-absorbing member, non-adhesive hydrogels commonly used in the field of electrophoresis, such as agar gel and gelatin gel, may be used. An example of an agar water gel composition is as follows.
寒天末 4.0重量部精製水 100.0重量部ビタミンＣ 5.0重量部（アスコルビン酸：そのNa塩〜１：１） この種のハイドロゲル片は、予め構造体に積層
配置されてもよく、或いは前述の通り使用時に配
置されるようにしてもよい。Agar powder 4.0 parts by weight Purified water 100.0 parts Vitamin C 5.0 parts by weight (ascorbic acid: its Na salt ~ 1:1) This type of hydrogel piece may be laminated and arranged in a structure in advance, or as described above. It may be arranged when in use.
尚、このように寒天ゲル等の非粘着性ハイドロ
ゲルを使用する場合は、本例の構造体外延部分に
更に接着テープ等の皮膚粘着性固定手段が任意に
付加されるものであることは当然である。 In addition, when using a non-adhesive hydrogel such as agar gel in this way, it is natural that skin-adhesive fixing means such as adhesive tape may be optionally added to the outer extension of the structure in this example. It is.
イオン性薬剤 イオン解離性薬剤であれば全て使用し得るが、
イオントフオレーゼ分野に於いて既に汎用されて
いるものの１部を例示すれば次の通りである：ヨ
ードカリ，塩酸プロカイン，メリコール，ビタミ
ンB1，B2，B6，Ｃ等の各種皮膚ビタミン，ヒス
タミン，サリチル酸ナトリウム，デキサメタゾ
ン，リン酸ベタメタゾン，エピネフエリン，ハイ
ドロコルヂソン，イドクソリジン，プロプラノロ
ール，亜硝酸塩，ブレオマイシン，ウンデシレン
塩酸，等々。Ionic drugs All ion dissociative drugs can be used, but
Some examples of those already widely used in the field of iontophoresis are as follows: iodopotassium, procaine hydrochloride, melicol, various skin vitamins such as vitamin B1 , B2 , B6 , C, and histamine. , sodium salicylate, dexamethasone, betamethasone phosphate, epinephrine, hydrocordisone, idoxolidine, propranolol, nitrites, bleomycin, undecylene hydrochloride, etc.
使用例 本発明イオントフオレーゼ用デバイスの関導子
及び不関導子の実施例及び使用例をより詳細に説
明すれば下記の通りである。Usage Examples Examples and usage examples of the Kan inductor and the Inkan inductor of the iontophoresis device of the present invention will be described in more detail below.
すなわち、両導子の導電性ゲル層は前出カーボ
ポールR491 20重量部，蒸留水30重量％及びグリ
セリン40重量％より成る厚さ1.5mm、面積48cm2の
粘弾性ゲルであり、関導子のイオン性薬剤含有導
電性ゲル層はこれに更に５重量％サリチル酸ナト
リウムが添加され、不関導子の導電性ゲル層には
３重量％程度の塩化ナトリウムが添加されてい
る。 That is, the conductive gel layer of both conductors is a viscoelastic gel with a thickness of 1.5 mm and an area of 48 cm2 consisting of 20 parts by weight of the aforementioned CarbopolR 491, 30% by weight of distilled water, and 40% by weight of glycerin. 5% by weight of sodium salicylate is further added to the secondary conductive gel layer containing an ionic drug, and about 3% by weight of sodium chloride is added to the conductive gel layer of the secondary conductor.
これを6V電源に接続された4KHzの治療パルス
を出力するパワーサプライを一体的に積層、貼着
使用される。 This is used by laminating and pasting together a power supply that outputs 4KHz therapeutic pulses connected to a 6V power source.
尚、この使用例に於けるプラスター構造体は鎮
痛・消炎剤として使用されるものであるが、この
場合、血管拡張作用を示す所謂平流療法
（Galvanization）が併せなされることになるの
で、神経痛、関節痛、リウマチ様関節炎等の疾患
に対して相乗的著効を示すものであることが理解
されよう。 The plaster structure in this usage example is used as an analgesic and anti-inflammatory agent, but in this case, so-called galvanization, which has a vasodilatory effect, is also performed, so it can be used to treat neuralgia, It will be understood that it shows a synergistic effect on diseases such as joint pain and rheumatoid arthritis.
又、この型のプラスター構造体は各種の皮膚疾
患の治療乃至美容用栄養剤の浸透等の目的にも有
用であることが明らかであろう。例えば両導子の
導電性ゲル層を前出GANTREZRAN−169 20重
量％，20％NaCl含有蒸留水15重量％及びグリセ
リン65％重量％より成る厚さ1.5mm、面積約12cm2
の皮膚接着性を有する粘弾性ゲルで形成し、その
使用時において、関導子の導電性ゲル層に３％ビ
タミンＣ含有水溶液（アンプル貯蔵）１〜数mlを
滴下含浸せしめ、次いで患部に構造体全体を貼着
して施術を開始する。 It will also be clear that this type of plaster structure is useful for purposes such as the treatment of various skin diseases and the penetration of cosmetic nutrients. For example, the conductive gel layer of both conductors is made of GANTREZR AN-169 20% by weight, 15% by weight of distilled water containing 20% NaCl, and 65% by weight of glycerin, with a thickness of 1.5 mm and an area of about 12 cm2
It is made of a viscoelastic gel that has skin adhesive properties, and when used, 1 to several ml of a 3% vitamin C-containing aqueous solution (stored in ampoules) is dripped onto the conductive gel layer of the seki conductor, and then the structure is applied to the affected area. The entire body is pasted and the treatment begins.
周知の通り、ビタミンＣ（アスコルビン酸）乃
至その誘導体（アスコルビン酸ナトリウム等）
は、所謂肝斑，雀卵斑，各種黒皮症等の色素沈着
症に有効なものであり、イオントフオレーゼによ
る施術も美容乃至皮膚科にあつては既にその有用
性が知られているものであるが、前述の通り操作
の煩雑により一般に普及を見ていないものであ
る。しかし乍ら、本例はこれによれば極めて簡易
な操作で当該施術可能となるものであり、治療乃
至美容用プラスターとして画期的なものと云い得
る。 As is well known, vitamin C (ascorbic acid) or its derivatives (sodium ascorbate, etc.)
is effective for pigmentation disorders such as so-called melasma, sparrow spots, and various types of melasma, and treatment using iontophoresis is already known to be useful in cosmetics and dermatology. However, as mentioned above, it is not widely used due to the complicated operation. However, this example allows the treatment to be performed with extremely simple operations, and can be said to be revolutionary as a therapeutic or cosmetic plaster.
その他のゲル基材 本発明導電性ゲル層のゲル基材の好適例の幾つ
かは先述した通りであるが、更に所謂生体用電極
材料等として公知の多様な親水性高分子材が随意
に選択使用され得るものであることが改めて指滴
される。例えば、特開昭52年95895号，特開昭54年77489号，特開昭55年52742号，特開昭55年81635号，特開昭55年129035号，特開昭56年15728号，特開昭56年36939号，特開昭56年36940号，特開昭56年60534号，特開昭56年89270号，特開昭56年143141号，特開昭57年28505号，特開昭57年49431号，特開昭57年52463号，特開昭57年55132号，特開昭57年131428号，特開昭57年160439号，特開昭57年164064号，特開昭57年166142号，特開昭57年168675号，特開昭57年4569号，特開昭58年10066号，実開昭54年80689号，実開昭56年135706号，実開昭56年138603号，実開昭57年93305号，実開昭57年179413号，実開昭57年185309号， 等々に開示の各種親水性高分子材は、その含水
率等を適宜調整することにより本発明導電性ゲル
層のゲル基材として使用し得るものである。Other gel base materials Some preferred examples of the gel base material for the conductive gel layer of the present invention are as described above, but various hydrophilic polymer materials known as so-called biological electrode materials may also be selected at will. It is confirmed once again that it can be used. For example, JP-A No. 95895 of 1972, JP-A No. 77489 of 1974, JP-A No. 52742 of 1980, JP-A No. 81635 of 1980, JP-A No. 129035 of 1980, JP-A No. 15728 of 1980, Unexamined Japanese Patent Application No. 36939 of 1980, Unexamined Japanese Patent Publication No. 36940 of 1980, Unexamined Japanese Patent Application No. 60534 of 1980, Unexamined Japanese Patent Publication No. 89270 of 1980, Unexamined Japanese Patent Publication No. 143141 of 1980, Unexamined Japanese Patent Publication No. 28505 of 1982, Unexamined Japanese Patent Application No. 1983 1981 No. 49431, 1982 JP 52463, 1982 JP 55132, 1982 JP 131428, 1982 JP 160439, 1982 JP 164064, 1982 JP 57 166142, 1982, 168675, 1982, 4569, 1982, 10066, 1982, 80689, 1982, 135706, 1982, 138603 Various hydrophilic polymer materials disclosed in U.S. Pat. It can be used as a gel base material for a conductive gel layer.
このように、本発明導電性ゲル層のゲル基材は
親水性高分子であつて水及び／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
性の粘弾性ゲルを与えるものであれば足り、特定
材に限定されるものではなく、使用薬剤とを適合
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、これらゲル層を使い捨て
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 gel base material of the conductive gel layer of the present invention is a hydrophilic polymer which is softened and plasticized with water and/or alcohol to preferably provide a skin-adhesive viscoelastic gel. However, the base material composition is not limited to a specific material, and the composition of the base material is determined by taking into consideration compatibility with the drug used, skin compatibility, electrical conductivity, etc. Furthermore, these gel layers can be disposable or replaced with other materials.
第１図は皮膚を等価回路を置換えた説明図、第
２図は周波数−皮膚抵抗の関係を示す抵抗降下特
性図、第３図は従来のイオントフオレーゼにおけ
る波形を示し、ａはそのパルス電圧波形図、ｂは
ａの波形を印加した時に人体に流れる電流波形
図、ｃはａのデユーテイ比を小さくしたパルスを
印加した場合の電流波形図を示す。第４図は本発
明イオントフオレーゼ用デバイスの第１の実施例
を示すブロツク回路図、第５図はその波形を示
し、ａはパルス電圧波形図、ｂはａの波形を印加
した時に人体に流れる電波形図を示す。第６図乃
至第９図は本発明イオントフオレーゼ用デバイス
のより詳細な一実施例を示し、第６図はそのブロ
ツク回路図、第７図はそのパルス発振回路と昇圧
回路とを示す回路図、第８図はその出力電流制限
回路とスイツチ機構とを示す回路図、第９図はそ
の波形を示し、ａはパルス電圧波形図、ｂは治療
パルス電圧波形図、ｃは皮膚に流れる電流波形
図、ｄは出力電流制御回路により波形整形された
電流波形図を示す。第１０図及び第１１図は本発
明イオントフオレーゼ用デバイスの全体構成の第
１の実施例を示し、第１０図はXII−XII線に沿つた
断面図、第１１図は底面図を示す。第１２図及び
第１３図は同第２の実施例を示し第１２図は
−線に沿つた断面図、第１３図は斜視図を示
す。第１４図及び第１５図は同第３及び第４の実
施例を示し、第１４図はその断面図、第１５図は
その斜視図を示す。 １……イオントフオレーゼ用デバイス、２……
電源、３，１１……パルス発振機構、４……関導
子、５……不関導子、６……人体、７……スイツ
チ機構、８，１２，２０……治療パルス、１３…
…逆方向のパルス成分、１６……パルス発振機
構、１７……スイツチ機構、２１……パルス発振
回路、２３……出力電流制御回路、２２……チヤ
ージポンプ式昇圧回路（昇圧機構）、Ｓ１，Ｓ２，
Ｓ３，Ｓ４……スイツチング素子、Ｃ１……チヤ
ージポンプコンデンサ、Ｃ２……チヤージリザー
ブコンデンサ、３０，４０，５１，６１……イオ
ントフオレーゼ用デバイス、３１，４１，５２，
６２……関導子、３２，４２，５３，６３……不
関導子、３３，４５……イオン性薬剤含有導電性
ゲル層、３５……導電性ゲル層、３７，４９，５
４，６５……パワーサプライユニツト。 Fig. 1 is an explanatory diagram in which the skin is replaced with an equivalent circuit, Fig. 2 is a resistance drop characteristic diagram showing the relationship between frequency and skin resistance, Fig. 3 shows the waveform in conventional iontophoresis, and a is the pulse voltage. In the waveform diagram, b shows a current waveform diagram flowing through the human body when the waveform a is applied, and c shows a current waveform diagram when a pulse with a reduced duty ratio is applied. Fig. 4 is a block circuit diagram showing the first embodiment of the iontophoresis device of the present invention, and Fig. 5 shows its waveform. Shows a flowing radio waveform diagram. 6 to 9 show a more detailed embodiment of the iontophoresis device of the present invention, FIG. 6 is a block circuit diagram thereof, and FIG. 7 is a circuit diagram showing its pulse oscillation circuit and booster circuit. , FIG. 8 is a circuit diagram showing its output current limiting circuit and switch mechanism, and FIG. 9 shows its waveform, where a is a pulse voltage waveform diagram, b is a therapeutic pulse voltage waveform diagram, and c is a current waveform flowing through the skin. Figure 3d shows a current waveform diagram shaped by the output current control circuit. 10 and 11 show a first embodiment of the overall configuration of the iontophoresis device of the present invention, FIG. 10 is a sectional view taken along line XII-XII, and FIG. 11 is a bottom view. 12 and 13 show the second embodiment, FIG. 12 is a sectional view taken along the - line, and FIG. 13 is a perspective view. FIG. 14 and FIG. 15 show the third and fourth embodiments, with FIG. 14 showing a sectional view thereof, and FIG. 15 showing a perspective view thereof. 1...Device for iontophoresis, 2...
Power source, 3, 11...Pulse oscillation mechanism, 4...Seki conductor, 5...Seki conductor, 6...Human body, 7...Switch mechanism, 8, 12, 20...Treatment pulse, 13...
... Reverse direction pulse component, 16 ... Pulse oscillation mechanism, 17 ... Switch mechanism, 21 ... Pulse oscillation circuit, 23 ... Output current control circuit, 22 ... Charge pump booster circuit (boost mechanism), S1, S2 ，
S3, S4... Switching element, C1... Charge pump capacitor, C2... Charge reserve capacitor, 30, 40, 51, 61... Device for iontophoresis, 31, 41, 52,
62...Seki conductor, 32,42,53,63...Seki conductor, 33,45...Ionic drug-containing conductive gel layer, 35...Conductive gel layer, 37,49,5
4,65...Power supply unit.
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15907683AJPS60156475A (en) | 1983-09-01 | 1983-09-01 | Device for iontopholesis |
| CA000461979ACA1262564A (en) | 1983-09-01 | 1984-08-28 | Iontophoresis device |
| DE8484305910TDE3479191D1 (en) | 1983-09-01 | 1984-08-29 | An iontophoresis device |
| AU32492/84AAU575068B2 (en) | 1983-09-01 | 1984-08-29 | Iontophoresis device |
| EP84305910AEP0138347B1 (en) | 1983-09-01 | 1984-08-29 | An iontophoresis device |
| EP88103452AEP0308572B1 (en) | 1983-09-01 | 1984-08-29 | An iontophoresis device |
| DE3486412TDE3486412T2 (en) | 1983-09-01 | 1984-08-29 | Iontophoresis device. |
| US06/792,245US4764164A (en) | 1983-09-01 | 1985-10-30 | Iontophoresis device |
| AU18506/88AAU599493B2 (en) | 1983-09-01 | 1988-06-29 | An iontophoresis device |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15907683AJPS60156475A (en) | 1983-09-01 | 1983-09-01 | Device for iontopholesis |
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|---|---|---|---|
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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|---|---|---|---|
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