JP2023528622A - 耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルおよびその作製方法ならびに用途 - Google Patents

Abstract

耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードル、その作製方法ならびに用途を開示し、前記マイクロニードルは針先、針体および基部からなり、前記針先には、ガラス転移温度が３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料と、ガラス転移温度が前記生分解性高分子材料よりも高い高分子材料とを混合して形成された均質系が含まれる。このマイクロニードルは、良好な耐熱性および穿刺性を有する。【選択図】図２

Description

本発明は、医薬の技術分野に関する。より具体的には、耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルおよびその作製方法ならびに用途に関する。

経皮投与とは、薬剤を皮膚から投与し、皮膚の毛細血管が薬剤を血液循環系に吸収して治療効果を発揮させることを指す。経皮投与、「ファーストパス効果」を回避し、薬物を安定的かつゆっくりと放出することができ、薬物のバイオアベイラビリティを向上させることができ、同時に、患者が自分で薬剤を投与することができ、コンプライアンスも向上する。しかし、皮膚の角質層が障害となるため、薬物の浸透効率は高くなく、経皮的に投与できる薬物の種類は非常に限られている。マイクロニードルは、ミクロンレベルの鋭い微細突起の配列からなる新しいタイプの経皮薬物送達法である。マイクロニードルは、皮膚の角質層を穿刺し、皮膚上にマイクロドラッグデリバリーチャンネルを形成して、薬物を標的皮質に放出することができる。したがって、マイクロニードルは角質層の障害を克服し、皮膚からの薬物浸透効率を大幅に向上させ、皮膚から浸透させることができる薬物の種類を豊富にすることができる。低侵襲で痛みのない投与方法である。

現在、マイクロニードルの材料には、シリコン、ガラス、金属、高分子など多くの種類がある。しかし、シリコンやガラスで作られたマイクロニードルは比較的脆く、外力の作用で簡単に折れてしまい、使用上不便であった。金属製マイクロニードルは機械的強度が高いが、コストが高く、作製工程が複雑で、大量生産には適さない。ポリマー製マイクロニードルは、機械的強度が高く、コストが低く、製造工程が簡単で、マイクロニードルの大量生産に適している。ポリマー製マイクロニードルの材料には、水溶性ポリマー、膨潤性ポリマー、生分解性ポリマーなどがある。これらのポリマーは、良好な生体適合性と特定の分解モードまたは膨潤性を有し、ポリマー材料の特性によって、薬物放出挙動を効果的に制御することができる。ポリ乳酸ポリマー材料は、優れた生体適合性、生分解性、および良好な機械的特性を有しており、生分解性ポリマー製マイクロニードルを作製するための理想的な材料である。ポリ乳酸を徐放性材料として調製した薬物担持ポリマーマイクロニードルは、経皮的薬物放出分野で幅広い応用が期待されている。

ポリ乳酸マイクロニードルは、経皮的な薬物徐放への応用範囲が広く、製剤の分野ではその保存条件がよく検討される。その中でも温度はマイクロニードルの安定性に影響を与える重要な因子である。ガラス転移温度は、非晶質高分子がガラス状態から高弾性状態に変化する温度であり、高分子の耐熱性を示す重要な指標である。外部温度がポリマーのガラス転移温度に近いか高い場合、ポリマー製マイクロニードルは溶融・変形してしまい、マイクロニードルの利用価値が失われてしまう。その中でも、文献１（Ｐｌａｓｔｉｃ Ｉｎｄｕｓｔｒｙ． ２０１２ Ｊａｎ; ４０（１）： ６８-７１．）や文献２（Ｊ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｒｅｌｅａｓｅ． ２０１７ Ｍａｒ; ２４９： １１-２２．）では、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリヒドロキシル 酢酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸-グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）のガラス転移温度はそれぞれ４０～６０℃、３５～４０℃、４０～６０℃であると報告されている。これらの高分子材料のガラス転移温度が低いと、それらで作られたマイクロニードルの耐熱性が悪くなる。例えば、ＰＬＧＡを針先材料とするマイクロニードルを４０℃で２日間置いたところ、図１に示すように、マイクロニードルの針先が溶けて球状になった。このことは、ポリ乳酸製マイクロニードルの高温での保存と使用に大きな困難をもたらす。

したがって、夏や熱帯地域での保管および使用に対応した耐熱性埋込型ポリ乳酸マイクロニードルを提供することが必要である。

先行技術の欠点に基づいて、本発明の第１目的は、耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを提供することである。

本発明の第２目的は、耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルの作製方法を提供することである。この方法は、プロセスが簡単であり、コストが低い。

本発明の第３目的は、マイクロニードルパッチを提供することである。このマイクロニードルパッチは良好な耐熱性を有する。

本発明の第４目的は、マイクロニードルパッチの用途を提供することである。

上記の第１目的を達成するために、本発明は以下の技術手段を採用している。
耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルは、針先、針体および基部を含み、
前記針先には、ガラス転移温度が３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと、ガラス転移温度が前記生分解性高分子材料Ａよりも高い高分子材料Ｂを混合して形成された均質系が含まれる。

つまり、前記針先には、水難溶の生分解性高分子材料Ａと高分子材料Ｂを混合して形成された均質系が含まれ、ここで、前記生分解性高分子材料Ａのガラス転移温度が３５～６５℃であり、前記高分子材料Ｂのガラス転移温度が前記生分解性高分子材料Ａよりも高い。

さらに、前記マイクロニードルでは、針先が針体に位置し、前記針体が前記基部に位置する。前記針体と基部は一体構造であってもよいし、それぞれ独立構造であってもよい。

さらに、前記針先の高さがマイクロニードル全体の高さの２／３未満であり、好ましくは１／２未満である。これによれば、マイクロニードルを皮膚に刺した後、基材膜を剥離する際に針先を取り出しにくいので、針先を薬剤貯蔵部として皮膚内に完全に残すことができる。

さらに、前記マイクロニードルの針先と針体で形成された構造は円錐状または多角錐状であり、好ましくは円錐状である。上記マイクロニードルがマイクロニードルアレイを構成する場合、マイクロニードルの密度は、１ｃｍ^２当たりの基部に２５～１０００本の針がある。前記マイクロニードルの高さが３００～２０００μｍであり、マイクロニードル針先の角度が１０～９０°であり、マイクロニードル基部の厚さが１０～５００μｍである。

さらに、前記針先では、高分子材料Ｂと水難溶の生分解性高分子材料Ａの質量比が０．１：１～０．６：１である。両者の比率をこの範囲に制御することで、針先の耐熱性を改善し、高温環境下の保管と使用を実現する一方、生分解性高分子材料Ａの強度と分解性を良好に確保することができる。

さらに、前記水難溶の生分解性高分子材料Ａが、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＬＧＡ、ＰＣＬおよびその誘導体のうちの１つまたは複数から選択される。
高分子材料Ｂが前記生分解性高分子材料Ａと混合して均質系を形成することができる高分子材料から選択される。

さらに、前記高分子材料Ｂのガラス転移温度が１３０℃以上である。
またさらに、前記高分子材料Ｂのガラス転移温度が１５０℃以上である。

さらに、前記高分子材料Ｂが、ポリビニルピロリドンおよびその誘導体、セルロースおよびその誘導体のうちの１つまたは複数から選択される。これらの材料は水難溶の生分解性高分子材料Ａとの相溶性および混合均一性がより良くなり、両者の組み合わせてにより針先がより良好な耐熱性および強度、良好な穿刺性および分解安定性を有する。

さらに、前記針先では、少なくとも１つの活性成分をさらに含む。「活性成分」という用語は、本発明のマイクロニードルまたはマイクロニードルパッチを介して経皮的に投与され、動物または人体に作用する効力を有し、診断、治療、予防、化粧または健康管理のために使用される物質を指す。本発明によれば、前記活性成分は、医薬活性成分、ワクチン活性成分、化粧品活性成分、健康管理品活性成分などを含むが、これらに限定されなく、具体的な実際のニーズに応じて選択すればよい。

さらに、前記生分解性高分子材料Ａおよび高分子材料Ｂの合計と活性成分の質量比が０．５：１～１０００：１である。マイクロニードルの機械的強度および皮膚穿刺性を確保する。

さらに、前記針先では、気孔発泡剤、保護剤のうちの１つまたは複数をさらに含む。

さらに、前記気孔発泡剤は、皮膚水分子が針先マトリックス内部に入り込み、薬剤放出速度を調節することに寄与する。前記気孔発泡剤は、塩化ナトリウム、炭酸ナトリウム、炭酸水素ナトリウム、炭酸水素アンモニウム、ポリビニルピロリドン、ヒアルロン酸およびそのナトリウム塩、セルロース誘導体、トレハロース、マルトース、シクロデキストリンのうちの１つまたは複数から選択されるが、これらに限定されない。

さらに、前記気孔発泡剤の添加量は前記針先全質量の０．１％～２０％を占める。

さらに、保護剤は、ポリヒドロキシ化合物（マンニトール、ソルビトール、ポリエチレングリコールなど）、糖化合物（トレハロース、デキストリン、乳糖、ショ糖など）、血清アルブミン、ポリビニルピロリドン、コンドロイチン硫酸、アミノ酸（プロリン、トリプトファン、グルタミン酸、グリシンなど）のうちの１つまたは複数を含むが、これらに限定されない。

さらに、前記保護剤の添加量が前記針先の全質量の２０％以下を占める。

さらに、前記針体と基部は、それぞれ独立して水溶性高分子材料を含むマトリックスで形成される。

さらに、前記水溶性高分子材料は、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチルキトサン、キトサンおよびその誘導体、ポリビニルアルコールおよびその誘導体、ポリビニルピロリドンおよびその誘導体、ヒアルロン酸ナトリウム、コンドロイチン硫酸、デキストランおよびその誘導体、アルギン酸ナトリウム、ポリγ-グルタミン酸、プルラン、ゼラチン、ポリドパミン、またはポリアクリルアミドのうちの１つまたは複数から選択される。

さらに、前記水溶性高分子材料の分子量は１０～１０００ｋＤａである。

上記第２目的を達成するために、本発明は以下の技術手段を採用している。
耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルの作製方法は、
１）ガラス転移温度３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと一部の有機溶媒を混合し、高分子材料Ｂを加え、選択的に気孔発泡剤、保護剤を添加して針先マトリックス溶液を得、活性成分と残りの有機溶媒を混合して薬剤溶液を得、薬剤溶液と針先マトリックス溶液を混合して針先射出成形液を得、
または、
ガラス転移温度３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと有機溶媒を混合し、高分子材料Ｂを加え、選択的に気孔発泡剤、保護剤を添加し、活性成分を加え、均一に混合して針先射出成形液を得るステップと、
２）針体と基部の射出成形液を用意するステップと、
３）前記針先射出成形液をマイクロニードル金型に添加し、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、３０～８０℃の温度で加熱し、有機溶媒を蒸発させて針先を得、
針体と基部の射出成形液をマイクロニードル金型に添加し、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、室温下で乾燥させ、脱型して前記耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを得るステップと、を含む。

さらに、前記針体と基部は一体成形される。

さらに、水溶性高分子材料と水を混合して、針体と基部の射出成形液を得る。

さらに、前記有機溶媒は、アセトン、酢酸エチル、ジクロロメタン、ジメチルスルホキシド、Ｎ-メチルピロリドン、Ｎ,Ｎ-ジメチルアセトアミドのうちの１つまたは複数から選択される。

上記第３目的を達成するために、本発明は以下の技術手段を採用している。
マイクロニードルパッチは、上記第１目的に記載のマイクロニードルからなるマイクロニードルアレイおよび裏地を含む。

さらに、前記裏地は、感圧接着剤裏地、シリコーン裏地またはハイドロコロイドである。

上記耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチの作製方法は、耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを作製する基に、マイクロニードルアレイを作製し、さらにマイクロニードルアレイの基部裏面に裏地を張り付けた後脱型することである。

上記第４目的を達成するために、本発明は前記マイクロニードルパッチの医療、健康管理、美容分野における用途を提供する。

本発明は以下の有益な効果を有する。

本発明が提供するマイクロニードルの技術手段において、高分子材料Ｂの添加により、このマイクロニードルの良好な機械的特性および穿刺性を有する条件下で、マイクロニードルの耐熱性をより向上させ、４０～６０℃以上の高温環境下でも溶融・変形することなく長期安定性を保つことができ、ガラス転移温度が比較的低い水難溶の生分解性ポリマーを含むマイクロニードルの高温下での保管および使用条件を広げることができる。

以下、図面を参照しながら本発明の具体的な実施形態をより詳細に説明する。
針先処方がＰＬＧＡ ＲＧ５０２であるマイクロニードルの４０℃下で（ａ）０日目および（ｂ）２日目の側面図である。 マイクロニードルパッチの構造を示す模式図である。 蛍光染料で標識した耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチの立体顕微鏡写真である。 蛍光染料で標識した耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルの４０℃下で（Ａ）０日目、（Ｂ）１５日目、（Ｃ）３０日目の側面図である。 蛍光染料で標識した耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチが豚の耳の皮膚に刺した後の立体顕微鏡写真である。 異なる処方のレボノルゲストレルが装填された埋込型ポリマーマイクロニードルの６０℃下で０日、５日、１０日置いた後の側面図である。 異なる処方のレボノルゲストレルが装填された埋込型ポリマーマイクロニードルのＩｎ ｖｉｔｒｏ累積放出曲線を示す図である。

本発明をより明確に説明するために、以下好ましい実施例および図面を参照して本発明をさらに説明する。図面における同様の構成要素は同じ参照数字で示される。当業者にとって、以下で具体的に説明される内容は制限的ではなく説明の目的でのみ使用され、本発明の保護範囲はここに限定されないことを理解されたい。

実施例１
蛍光染料を含む耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチの作製と耐熱性の評価
（１）Ｎ-メチルピロリドンを溶媒として、６％（ｗ／ｗ）ＰＬＧＡ（１０ＫＤａ、５０／５０）、０．２％（ｗ／ｗ）蛍光緋色染料（脂溶性アナログ薬剤）を含むマトリックス溶液を調製し、これに３０％（ｗ／ｗがＰＬＧＡに対する質量％）ＰＶＰ Ｋ９０を加え、渦巻いて均一に混合した後針先射出成形液として使用する。
（２）水を溶媒として、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）をマトリックスとして用い、加熱膨潤させて２０％（ｗ／ｗ）ＰＶＡの溶液を調製する。水を溶媒とし、ＰＶＰ Ｋ１２０をマトリックスとして、室温で膨潤させて２０％（ｗ／ｗ）ＰＶＰ Ｋ１２０を含有する溶液を調製する。次に、両者をＰＶＡ：ＰＶＰ Ｋ１２０が１：２の質量比で混合し、均一に攪拌した後遠心分離して気泡を除去し、針体と基部の射出成形液を得る。
（３）上記針先射出成形液を吸引してマイクロニードル金型（針高７００μｍ、段差高さ３００μｍ）に載せ、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、余分な溶液を除去した後、６０℃下で１時間加熱する。その後、３０μＬの針体と基部の射出成形液を吸引してマイクロニードル金型に載せ、溶液を真空引きして金型キャビティに進入させ、室温下で２．５時間乾燥させ、基部の裏面に感圧接着剤裏地を張り付けた後、脱型して針先高さ３００μｍ、全針高さ７００μｍの蛍光染料が装填された耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチを得ることができる。

作製したポリマーマイクロニードルパッチの構造模式図が図２に示される。

耐熱性評価：作製したマイクロニードルパッチが図３にしめされ、各マイクロニードルパッチに１１７本のマイクロニードルが存在する。マイクロニードルを密封包装した後４０℃の培養箱に１ヶ月培養し、０日、１５日、３０日後取り出し、光学顕微鏡下でマイクロニードルの側面図を観察し、結果が図４に示される。蛍光染料が装填された耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを４０℃下で１ヶ月放置した後、マイクロニードルの外形が失われていないことが分かる。環境湿度が４５％ＲＨを超えた場合でもマイクロニードルは穿刺性を有する。

実施例２
耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチの皮膚穿刺および針先埋込性試験
実施例１における４０℃下で１ヶ月放置したマイクロニードルパッチを、生豚耳の皮膚に作用し、自作針送り装置（３０Ｎ／ｃｍ^２）で２０秒間押した後、寒天ハイドロゲルの上に置いて２０分間保湿し、次にマイクロニードルパッチを剥がし、立体顕微鏡で豚耳の皮膚内に染色針先が埋め込まれるかどうかを観察し、図５は豚耳の皮膚内に埋め込まれたマイクロニードル針先の写真を示し、蛍光緋色を含有する針先が皮膚に残って、針先埋込率が１００％に近いことがはっきりと確認でき、これは、この耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルは４０℃下で１ヶ月放置しても皮膚穿刺性を有することが分かる。

実施例３
難溶性薬剤を含有する耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルパッチの作製および耐熱性とＩｎ ｖｉｔｒｏ放出評価
（１）Ｎ,Ｎ-ジメチルアセトアミドを溶媒として、４．８％（ｗ／ｗ）ＰＬＧＡ（１０ＫＤａ、５０／５０）、３．２％（ｗ／ｗ）レボノルゲストレル（ＬＮＧ）を含有するマトリックス溶液を調製し、これに０％、２０．０％、２５．０％、３３．３％（ｗ／ｗがＰＬＧＡに対する質量％）のヒドロキシプロピルメチルセルロース（ＨＰＭＣ、１５ｃｐ）をそれぞれ加え、渦巻いて均一に混合した後４種類の針先射出成形液を得る。
（２）水を溶媒とし、ＰＶＰ Ｋ１２０をマトリックスとして、室温で膨潤させて２５％（ｗ／ｗ）ＰＶＰ Ｋ１２０の溶液を調製し、針体と基部の射出成形液として使用する。
（３）上記４種類の針先射出成形液をそれぞれ吸引してマイクロニードル金型に載せ、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、余分な溶液を除去した後、６０℃下で１時間加熱する。次に３０μＬ針体と基部の射出成形液を吸引してマイクロニードル金型に載せ、溶液を真空引いて金型キャビティに進入させ、室温下で１時間乾燥させ、基部裏面に感圧接着剤裏地を張り付けた後、脱型する。本実施例で使用されるマイクロニードル金型は実施例１のモデルと同じであり、作製したマイクロニードルパッチは１枚当たり１１７本針があり、針高が合計７００μｍである。
本実施例で作製したＨＰＭＣを含有するマイクロニードルパッチは、環境湿度が４５％ＲＨを超えた場合でもマイクロニードルが依然として穿刺性を有する。

耐熱性評価：作製した４種類のマイクロニードルを密封包装した後６０℃の培養箱に１０日間静置し、０日、５日、１０日後取り出し、光学顕微鏡下でマイクロニードルの側面図を観察し、結果が図６に示される。その結果、ＨＰＭＣが含まれないＬＮＧが担持した埋込型ポリマーマイクロニードルを６０℃下で１０日間放置した後、針先が顕著に溶融・変形し、異なる含有量のＨＰＭＣの薬剤担持耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを６０℃下で１０日間放置した後、マイクロニードルの外形が損なわれていないことが分かる。

薬剤担持量測定：１枚のマイクロニードルを遠心分離管に入り、その中に０．７ｍＬのアセトニトリルを加え、渦巻いて溶解した後０．３ｍＬの超純水を加え、渦巻いて均一に混合した後遠心分離し、液体クロマトグラフィーで上澄み液を遠心分離する。得られた４種類のマイクロニードルに対して薬剤担持量測定を行い、実験で５枚を同時に測定し、最後に、測定された各枚の薬剤担持量がいずれも７２±４．３μｇである。

Ｉｎ ｖｉｔｒｏ放出評価：マイクロニードルの針先をメスで削り取った後透析バッグに封入し、受入液は２５％（ｖ／ｖ）エタノール-ＰＢＳＴとした。最初の７日間、１２ｈごとにサンプリングし、その後１４日間、１日１回サンプリングし、サンプリング方式はフルサンプリングとし、同量の新鮮な受入液を交換し、液体クロマトグラフィーを用いて各サンプリング点における受入液中の薬剤濃度を測定し、結果が図７に示される。図から分かるように、針先に含まれるＨＰＭＣが０％、２０．０％、２５．０％、３３．３％（ｗ／ｗがＰＬＧＡに対する質量％）の薬剤担持マイクロニードルの２１日間のＩｎ ｖｉｔｒｏ累積放出率がそれぞれ７２．８±４．３％、７５．３±４．０％、７７．５±４．９％、８３．８±５．１％であり、針先中のＨＰＭＣ含有量の増加に従い、ＬＮＧの累積放出率が徐々に増加し、これは、ＨＰＭＣの添加により、マイクロニードルの耐熱性が向上するだけでなく、難溶性ＬＮＧの生物利用度を向上させることができることを示す。

実施例４-８
作製方法は実施例１を参照し、実施例４～８の各成分のパラメータは表１に示される。

実施例４～８で作製したマイクロニードルパッチは、環境湿度が４５％ＲＨを超えた場合でも、マイクロニードルが穿刺性を有する。

なお、上記実施例における針体と基部が１つの実施例に対応するだけでなく、他の実施例中の針先と組み合わせることができ、針先加熱温度および時間、マイクロニードル耐熱性が針先射出成形液の成分によって決定される。

実施例９～１４
作製方法は実施例１を参照し、実施例９～１４中の各成分のパラメータが表２に示される。

実施例９～１４で作製したマイクロニードルパッチは、環境湿度が４５％ＲＨを超えた場合でもマイクロニードルが穿刺性を有する。

比較例１
実施例１を繰り返し、針先において、ＰＬＧＡとＰＶＰ Ｋ９０の質量比が１：０．８であることを除いて、同様の条件下で、マイクロニードルとマイクロニードルパッチを作製し、マイクロニードルを密封包装した後４０℃の培養箱で１ヶ月培養し、０日、１５日、３０日後取り出し、この処方のマイクロニードルは、環境湿度が４５％ＲＨを超えた場合にマイクロニードルの穿刺性が損なわれることが分かる。

比較例２
実施例１を繰り返し、針先において、ＰＬＧＡとＰＶＰ Ｋ９０の質量比が１：０．０５であることを除いて、同様の条件下で、マイクロニードルとマイクロニードルパッチを作製し、マイクロニードルを密封包装した後４０℃の培養箱で１ヶ月培養し、０日、１５日、３０日後取り出し、この処方のマイクロニードルは、４０℃で１５日間放置した後、針先が完全に溶融・変形していることが分かる。

比較例３
実施例１を繰り返し、針先において、ＰＶＰ Ｋ９０をＨＨＰＣに置き換えることを除いて、同様の条件下で、マイクロニードルとマイクロニードルパッチを作製し、マイクロニードルを密封包装した後４０℃の培養箱で１ヶ月培養し、０日、１５日、３０日後取り出し、この処方のマイクロニードルの皮膚穿刺性がなくなることが分かる。

当然のことながら、本発明の上記実施例は、本発明を明確に説明するために使用され、本発明の実施を限定するものではなく、当業者にとって、上記説明に基づいて様々な異なる変化や変更を加え、すべての実施形態をここに列挙することが不可能であり、本発明の技術手段に由来する明らかな変化や変動は、すべて本発明の保護範囲に含まれる。

Claims (10)

1. 針先、針体および基部を含み、
   前記針先には、ガラス転移温度が３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと、ガラス転移温度が前記生分解性高分子材料Ａよりも高い高分子材料Ｂを混合して形成された均質系が含まれる、ことを特徴とする耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードル。
2. 前記針先には、高分子材料Ｂと水難溶の生分解性高分子材料Ａの質量比が０．１：１～０．６：１である、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
3. 前記水難溶の生分解性高分子材料Ａが、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＬＧＡ、ＰＣＬおよびその誘導体のうちの１つまたは複数から選択される、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
4. 前記高分子材料Ｂのガラス転移温度が１３０℃以上であり、
   好ましくは、前記高分子材料Ｂが、ポリビニルピロリドンおよびその誘導体、セルロースおよびその誘導体のうちの１つまたは複数から選択される、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
5. 前記針先には、少なくとも１つの活性成分がさらに含まれ、
   好ましくは、前記生分解性高分子材料Ａおよび高分子材料Ｂの合計と活性成分の質量比が０．５：１～１０００：１である、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
6. 前記針先には、気孔発泡剤、保護剤のうちの１つまたは複数から選択され、
   好ましくは、前記気孔発泡剤の添加量が前記針先の全質量に対して０．１％～２０％を占め、
   好ましくは、前記保護剤の添加量が前記針先の全質量に対して２０％以下である、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
7. 前記針体と基部はそれぞれ独立して水溶性高分子材料を含むマトリックスで形成され、
   好ましくは、前記水溶性高分子材料は、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチルキトサン、キトサンおよびその誘導体、ポリビニルアルコールおよびその誘導体、ポリビニルピロリドンおよびその誘導体、ヒアルロン酸ナトリウム、コンドロイチン硫酸、デキストランおよびその誘導体、アルギン酸ナトリウム、ポリγ-グルタミン酸、プルラン、ゼラチン、ポリドパミン、またはポリアクリルアミドのうちの１つまたは複数から選択され、
   好ましくは、前記水溶性高分子材料の分子量が１０～１０００ｋＤａである、ことを特徴とする請求項１に記載のマイクロニードル。
8. 請求項１～７のいずれか１項に記載のマイクロニードルの作製方法であって、
   １）ガラス転移温度３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと一部の有機溶媒を混合し、高分子材料Ｂを加え、選択的に気孔発泡剤、保護剤を添加して針先マトリックス溶液を得、活性成分と残りの有機溶媒を混合して薬剤溶液を得、薬剤溶液と針先マトリックス溶液を混合して針先射出成形液を得、
   または、
   ガラス転移温度３５～６５℃の水難溶の生分解性高分子材料Ａと有機溶媒を混合し、高分子材料Ｂを加え、選択的に気孔発泡剤、保護剤を添加し、活性成分を加え、均一に混合して針先射出成形液を得るステップと、
   ２）針体と基部の射出成形液を用意するステップと、
   ３）前記針先射出成形液をマイクロニードル金型に添加し、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、３０～８０℃の温度で加熱し、有機溶媒を蒸発させて針先を得、
   針体と基部の射出成形液をマイクロニードル金型に添加し、真空下で溶液を金型キャビティに進入させ、室温下で乾燥させ、脱型して前記耐熱性埋込型ポリマーマイクロニードルを得るステップと、を含むことを特徴とする作製方法。
9. 請求項１～７のいずれか１項に記載のマイクロニードルからなるマイクロニードルアレイおよび裏地を含む、ことを特徴とするマイクロニードルパッチ。
10. 請求項９に記載のマイクロニードルパッチの医療、健康管理、美容分野における用途。

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