JP2015530375A - 多層薬物送達システム - Google Patents

Abstract

本開示は、外側から内側に向かう順序で、閉塞性又は非閉塞性裏打ち基材と、化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物を治療用濃度で含む薬剤担持層と、透過性又は半透過性支持基材と、透過性又は半透過性支持基材の上に硬化された薬剤非担持硬化シリコーンゲル接着剤層と、硬化したシリコーンゲル接着剤層を保護するように構成された一時剥離ライナーと、からなる構成体に関係する。

Description

本開示は、多層薬物送達システム、及び特に、皮膚への及び／又は皮膚を通しての活性成分の送達用の多層経皮粘着パッチ、創傷被覆材などに関連する。

シリコーンゲル、ゴム、及びエラストマーは、直鎖ポリオルガノシロキサンの架橋によって調製される弾性材料を説明するために一般的に使用される用語である。ゲル、エラストマー、及びゴムは、シロキサンネットワーク内の架橋の程度によって、硬度及び弾性によって区別される。これらの材料は、ほとんどの種類の創傷を安全に治療及び保護するための医療用創傷被覆材において使用することができる。諸研究は、シリコーンゲル接着剤（ＳＧＡ）は、創傷、又は周辺皮膚若しくは患者に対して外傷を引き起こすことなく、取り外すことができることを示している。シリコーンは不活性、生体適合性であり、かつ良好な気体透過性を有するため、創傷と化学的に相互作用しないか、又は治癒プロセスに関与する細胞にいかなる影響も及ぼさない。ＳＧＡは、新生児医療、医療機器取り付け、創傷の手当て、皮膚治療、傷跡の管理などのために使用され得る。

ＳＧＡは、永続的な結合を形成しない。それらの軟性でゴムのような挙動は、境界面における外傷の危険性を最小限にすることによって、かかるシリコーン接着剤を生物組織に接触するための適切な材料にする。ＳＧＡは、低い皮膚剥離力、穏やかな除去可能性、及び創傷床への非接着などの特性を有する。加えて、皮膚細胞は、接着剤が除去されるときに持ち上がらず、これは、従来のアクリル系又はゴム系接着剤の繰り返しの除去の後に皮膚を損傷する可能性のある要因である。更に、ＳＧＡは、皮膚から除去されるときに接着力を失わず、したがってかかる接着剤を利用する機器及び被覆材は、水洗浄、空気乾燥、又は必要に応じて再利用してもよい。これは、パッチ又は被覆材を接触面上での最小限の影響と共に皮膚に固定するような、経皮的薬物送達及び創傷管理用途におけるそれらの使用を可能にする。

その高い浸透性のため、シリコーンは、気体（即ち、酸素、二酸化炭素、水蒸気）など多数の物質の拡散を可能にし、また様々な活性物質（即ち、植物抽出物、薬剤、又はタンパク質でさえ）の拡散も可能にする。したがって、シリコーンは、その非閉塞性特性のため、個人医療、皮膚局所適用、又は創傷被覆材に使用される。それはまた、制御された薬物送達系における接着剤又はエラストマーとしてのその使用も説明する。更に、その安定性のため、シリコーンは蒸気又はエチレンオキシド（ＥＯ）による殺菌が容易である。

シリコーンゲル接着剤（ＳＧＡ）は、混ぜられ完全に硬化すると、感圧接着剤と関連する粘着特性及びソフトエラストマーマトリックスの弾力性を有する二液型接着剤である。種類としてＳＧＡはコールドフローを呈さないので、皮膚接触接着剤としてＳＧＡを用いる、活性物質を送達する治療用パッチ又は被覆材は、有益であり得ると仮定された。皮膚からの除去し易さに加え、これらの特性によって、ＳＧＡは多くの先進的な創傷の手当て及び傷跡の保護の用途において選択される接着剤になることができた。これはまた、パッチが緩和を提供しなくなるまで、そのパッチを複数領域で又は何度も使用することができた急性筋痛用の市販（ＯＴＣ）パッチを含む、特定の治療における効果を証明することもできる。

シリコーン感圧接着剤（ＰＳＡ）は、触れた際に粘着性であり、また同時に、概して除去が容易であり、ほとんどの基材上に接着剤残留物を残さない。それらの低い液体表面張力及び僅かにより高い濡れの臨界表面張力のため、シリコーン接着剤は、優れた流動及び湿潤能力を有し、シリコーン接着剤は、皮膚の平らでない微細表面にぴったり一致して、僅かな隙間を埋め、従来の接着剤より遥かに広い接触面積をもたらす。シリコーン接着剤は、容易に広がって、皮膚のような基材上、また同様にそれ自体の吸収されたフィルム上にフィルムを形成する。更に、それらは皮膚にしっかりと接着し、身体の凹凸のある領域上でさえ即時的な結合を形成する。そのため、ＰＳＡは、ＳＧＡで得られた穏やかな粘着力をもたらさず、創傷被覆材及びパッチ、具体的にはより短い装着時間を必要条件として有するパッチ、などの特定の用途に有益である。

従来の創傷ケア製品は、ポリマー発泡体、ポリマーフィルム、粒子状及び繊維状ポリマー、並びに／又は不織布及び織物の使用を取り入れている。これらの構成要素の正しい組み合わせを有する被覆材は、過剰な滲出物及び毒性構成要素を除去しながら湿潤環境を提供することによって創傷治癒を促進し、また更に、二次的な細菌感染から創傷を保護するためのバリアとして働く。創傷治癒を促進する様々な活性物質の取りこみはまた、有益であり得る。

今日の市販の治療用パッチの多くは、活性薬剤だけでなく任意の必要な賦形剤も接着剤の中に直接混合される「マトリックス型」であり、最も一般的に使用される接着剤は、シリコーン、アクリル、ゴム、又はそれらの混合物でできている粘弾性ＰＳＡである。接着剤／薬剤混合物は、次に必要に応じて脱揮（devolatized）又は硬化されて、適切な寸法にカットすることができる積層体を作製する。ＳＧＡを用いたマトリックスパッチを準備してきたが、マトリックスに正常に取りこむことができる活性物質は限定される。リドカイン、ナイアシンアミド、硝酸エコナゾール、ケトプロフェン、ニコチン、及びサリチル酸を含む多数の薬剤は、硬化を完全に阻害するか、又は凝集性積層体を実現するために積層体の製造において特別な処理手順及び硬化手順を要するかのどちらかであることが発見された。

当該技術分野において利用可能な、皮膚への活性成分送達用のいくつかの医療用パッチが存在する。しかしながら、既知のパッチ及び被覆材は、粘着力、硬化速度、疼痛管理、及び皮膚の中への活性成分の透過速度の適切なバランスを有さない。本明細書に開示される実施形態は、その必要性に対処する。

本開示は、閉塞性又は非閉塞性裏打ち基材と、化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物を治療用濃度で含む薬剤担持層と、透過性又は半透過性支持基材と、透過性又は半透過性支持基材の上に硬化された薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層と、硬化したシリコーンゲル接着剤層を保護するように構成された一時剥離ライナーと、を外側から内側に向かう順序で含むシステムに関係する。

本開示の一実施形態では、支持基材は速度制御型であってもよい。別の実施形態では、支持基材は速度非制御型であってもよい。薬剤担持層は、非硬化性シリコーン感圧接着剤であってもよい。薬剤担持層はまた、アクリル接着剤又は合成ゴム感圧接着剤又はそれらの任意の組み合わせである粘弾性感圧接着剤であってもよい。

本開示は、裏打ち基材の上に薬剤担持層を積層する工程と、支持基材の第１の面の上に裏打ち基材と共に薬剤担持層を積層する工程と、薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が支持基材の第２の面の上にコーティングされ硬化されて、薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層の上に一時剥離ライナーをつける工程と、を含む、多層薬物送達システムの製造のプロセスを更に含む。

本開示は、裏打ち基材の上に薬剤担持層を積層する工程と、支持基材の第１の面の上に薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層をコーティングし硬化する工程と、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層を一時剥離ライナーで被覆する工程と、薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層及び一時剥離ライナーを共にした支持基材の第２の面の上に裏打ち基材と共に薬剤担持層を積層する工程と、を含む、多層薬物送達システムの製造の別プロセスを更に含む。

多層送達システムはまた、追加の任意成分を含んでもよい。そのような任意成分は、浸透エンハンサ、賦形剤及び／又は安定剤を含んでもよい。薬剤担持層、ＳＧＡ層のどちらか又は両方は、皮膚又は他の基材を通した活性剤の送達を促進することで既知のエンハンサを含有してもよい。エンハンサは、皮膚浸透エンハンサ、浸透エンハンサ、触媒、補助剤、及び収着促進剤と呼ばれることもある。薬剤担持層、ＳＧＡ層のどちらか又は両方は、安定剤を含んでもよい。安定剤は、薬剤結晶化、薬剤劣化、相分離などを防止するのに役立つ材料を含むことができ、ポリマー、酸化防止剤、防腐剤、界面活性剤などを含んでもよい。薬剤担持層はまた、架橋剤、可塑剤、抗酸化剤、充填剤、粘着付与剤を含む、従来から感圧接着剤と共に、又は感圧接着剤で使用される構成成分を含んでもよい。

本開示のより完全な適用及びその多くの実施形態は、添付の図面と共に考慮される際、以下の詳細な説明を参照することによってより良く理解されるにつれて、容易に得られるだろう。
例示の実施形態による多層送達システムを模式的に図示する断面図を示し、１０１は裏打ち基材、１０２は少なくとも１種類の治療用活性物質を含有する薬剤担持層、１０３は支持基材、１０４は薬剤非担持ＳＧＡ層、１０５は一時剥離ライナーである。 イブプロフェン系製剤実施例１〜４及びイブプロフェンを含む市販のベンチマークの透過速度のプロファイルである。 イブプロフェン系製剤実施例５、６、９、及び１０の透過速度のプロファイルである。 イブプロフェン系製剤実施例５、７、８、１１、及び１２の透過速度のプロファイルである。 エストラジオール系製剤実施例１３、１６及びエストラジオールを含む市販のベンチマークの透過速度のプロファイルである。 エストラジオール系製剤実施例１３、１８、１９及びエストラジオールを含む市販のベンチマークの透過速度のプロファイルである。 エストラジオール系製剤実施例１３、１４、１７及びエストラジオールを含む市販のベンチマークの透過速度のプロファイルである。 エストラジオール系製剤実施例１３、１５及びエストラジオールを含む市販のベンチマークの透過速度のプロファイルである。 イブプロフェン系製剤実施例２０〜２３の透過速度のプロファイルである。

ここで、特定の実施形態を時折参照して、本開示の特徴及び利点を記載する。しかしながら、本発明は、種々の形態で具体化することができ、本明細書によって記載される実施形態に限定されるものとして解釈するべきではない。むしろ、これらの実施形態は、本開示が徹底かつ完全なものであり、当業者に本開示の範囲を十分に伝えるように提供される。

特に記載され、又は定義されない限り、本明細書で使用される全ての技術的用語及び科学的用語は、本発明が属する分野の当業者によって一般的に理解されるものと同じ意味を有する。本明細書で使用される用語は、単に特定の実施形態を説明するためであり、限定であるとは意図されない。本明細書全体で使用される、「環境条件」という用語は、特に指示がない限り、約１００キロパスカル（１気圧）の圧力下での、約５０％相対湿度での、約２５℃の温度での周囲条件を言う。

別段に指示のない限り、本明細書及び特許請求の範囲において使用される物質の量、分子量などの特性、重量パーセント、反応条件などを表す全ての数は、全ての例において、用語「約」により修飾されていることを理解されたい。したがって、別段に指示のない限り、本明細書及び特許請求の範囲に記載される数値的特性は、本開示の実施形態において得られることが求められる所望の特性に応じて変化し得る近似値である。本開示の広い範囲を記載している数値範囲（ranger）及びパラメータは近似値であるが、具体的な実施例において記載される数値は、可能な限り正確に報告されている。しかしながら、いずれの数値もそれらの測定値に含まれる誤差から必然的に生じる誤差を本質的に含むものである。

全てのパーセンテージ、部、及び比率は、別段に規定のない限り、製剤の総重量を基準とする。列挙される物質に関連する全てのかかる重量は、別段に規定のない限り、有効レベルに基づき、したがって市販の材料に含まれ得る担体又は副産物を含まない。

一実施形態に従って、本開示による多層送達システムは、一般に生体表面、ヒト体内組織、及び／又は動物体内組織である基材に適用され得るパッチである。より具体的な基材としては、皮膚、粘膜、及び爪が挙げられるが、これらには限定されない。

本開示によって構成される多層送達システムは、一般に損傷した又は病変した皮膚を治療するような局所療法、及び切り傷、火傷、瘢痕などを治療するような創傷の手当てに適用される。本開示によって構成される多層パッチを含み、本開示はまた、様々な経皮的、薬学的、獣医学的、及び口腔衛生の治療用途に適用されてもよい。

ここで図１を参照すると、本明細書に記載されているのは、外部の閉塞性又は非閉塞性裏打ち基材層１０１と、化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物を治療用濃度で含む薬剤担持層１０２と、透過性又は半透過性支持基材１０３と、透過性又は半透過性支持基材１０３上で硬化された薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層１０４と、シリコーンゲル接着剤層１０４を被覆及び／又は保護するように適合された一時剥離ライナー１０５と、を外側から内側に向かう順序で含むシステムである。

本明細書で使用するとき、「シリコーンゲル」又はＳＧＡは、軽架橋シリコーンポリマーによって形成された弾性、粘着性のゼリー状の固形材料である。それに対し、感圧接着剤（ＰＳＡ）は、低い弾力性、軽微な弾力性を有するか、又は弾力性がない。

裏打ち基材（１０１）
システム内の第１の要素は、外部の裏打ち基材１０１である。裏打ち基材１０１の主要な目的は、システムが薬剤担持層１０２を介して、使用中にシステムが接触することがある衣類又は他の物体に付着するのを防ぐために薬剤担持層１０２の上に層を形成することである。裏打ち基材１０１はまた、構成体の摩耗強度、引張強度、及び引き裂き強度に貢献する。シリコーン、布地、コート紙、アルミニウム、ポリエステルを含むプラスチック、ポリウレタンなど、又はそれらの任意の組み合わせから製造された裏打ち基材層は、本開示に従うシステム及びプロセスで有用である。裏打ち基材１０１は、約０．１５ｍｍ未満の厚さを有してもよい。裏打ち基材１０１は、約０．０１２ｍｍ〜約０．１ｍｍの厚さを有してもよい。あるいは、裏打ち基材１０１はまた、多層システムが使用される特定の用途に好適な任意の厚さを有してもよい。

裏打ち基材は、閉塞性であってもよい。別の実施形態に従って、裏打ち基材は非閉塞性であってもよい。閉塞性とは一般に、裏打ち基材が、皮膚の浸透力を増加させると考えられる、経皮水分損失を防止するものであり得ることを意味すると理解される。

薬剤担持層（１０２）
図１に示されるように、薬剤担持層が裏打ち基材１０１と支持基材１０３との間でこれらに接触して位置付けられ、ＳＧＡ層１０４が支持基材１０３と一時剥離ライナー１０５との間でこれらに接触して位置付けられるように、薬剤担持層１０２は裏打ち基材１０１の一方の面に付着されてよい。

薬剤担持層１０２は、非硬化性シリコーン感圧接着剤（ＰＳＡ）であってもよい。あるいは、薬剤担持層１０２は、アクリル接着剤、シリコーン−アクリルハイブリッド接着剤、又は合成ゴム感圧接着剤である粘弾性ＰＳＡであってもよい。

薬剤担持層１０２は、微小な圧力の適用によってほとんどの基材に付着し、構成体の耐用年数を通じて実質的に粘着性が存続する任意の粘弾性物質を含むことができる。薬剤担持層１０２は、シリコーン、ポリイソブチレン及びその誘導体、アクリル、天然ゴム、天然及び合成ポリイソプレン、ポリブチレン及びポリイソブチレン、スチレン／ブタジエンポリマー、スチレンイソプレンスチレンブロックポリマー、例えばブチルゴムなどの炭化水素ポリマー、ハロゲンポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ポリビニルピロリドン、及びポリクロロジエン、並びにそれらの組み合わせであってもよい。非硬化に関しては、接着剤層１０２は熱可塑性樹脂であり、熱溶解又は溶媒系プロセスによって適用され、一般に凝固させるための更なる硬化を受けないことを意味する。

本明細書により有用なシリコーンＰＳＡは、一般に（ＩＩ）シラノール含有シリコーン樹脂で架橋された（Ｉ）シラノール末端ポリジオルガノシロキサンの生成物を含む。シラノール末端ポリジオルガノシロキサンは、２５℃で約０．１Ｐａ．ｓ〜約３００００Ｐａ．ｓ、あるいは、約１Ｐａ．ｓ〜約１００Ｐａ．ｓの粘度を有してよい。シラノール末端ポリジオルガノシロキサンの生成方法は、当該技術分野において周知である。

シラノール含有シリコーン樹脂（ＩＩ）は典型的には非直鎖シロキサン樹脂であり、式Ｒ^１ _ａＳｉＯ_{（４−ａ）／２}のシロキサン単位からなり、式中Ｒ^１は、ヒドロキシル、炭化水素又は炭化水素オキシ基であり、ａは、１〜１．８の平均値を有する。樹脂は、式Ｒ^２ _３ＳｉＯ_１／２を有する基（「Ｍ」基）及び式ＳｉＯ_４／２を有する基（「Ｑ」基）からなってよく、式中Ｒ^２は、１個の炭素原子〜６個の炭素原子を有するアルキル基である。Ｒ^２はメチルであり得る。Ｍ基とＱ基の数比率は、約０．０５：１〜約１．２：１の範囲内であり得（式Ｒ^１ _ａＳｉＯ_{（４−ａ）／２}中のａの値が約１．０〜約１．６３であるのと同等）、あるいは、Ｍ基とＱ基の数比率は、約０．６：１〜約０．９：１の範囲内であり得る。シリコーン樹脂は、シリコーン結合したヒドロキシル基を少なくとも約０．２重量パーセント〜約５重量パーセント、又は、あるいは、約０．５重量パーセント〜約３重量パーセント含有してもよい。これらのシリコーン結合したヒドロキシル基は、Ｍ基：（ＯＨ）（ＣＨ_３）_２ＳｉＯ_１／２として存在し得る。

シリコーンＰＳＡは、シラノール末端ポリジオルガノシロキサン約２０重量部〜約８０重量部、あるいは、約３０重量部〜約６０重量部、及びシラノール含有シリコーン樹脂約８０重量部〜約２０重量部、又は、あるいは、約７０重量部〜約４０重量部から製造され得る。あるいは、シリコーンＰＳＡは、２５℃で約０．１Ｐａ．ｓ〜約３００００Ｐａ．ｓの粘度を有するシラノール末端ポリジオルガノシロキサン約３０重量部〜約６０重量部、及びＭとＱの数比率が約０．５：１〜約１．２：１の範囲内にある上記で定義されるＭ及びＱ基を有するシラノール含有シリコーン樹脂約４０重量部〜約７０重量部から製造され得る。

シリコーンＰＳＡを製造するために、シラノール末端ポリジオルガノシロキサン及びシラノール含有シリコーン樹脂は一般に混合される。ポリジオルガノシロキサンのシラノール基は、ポリジオルガノシロキサンが樹脂と架橋されるように一般にシリコーン樹脂のシラノール基と何らかの縮合を起こす。触媒、例えばアルカリ性物質、を加えて、架橋反応を促進することができる。有用な触媒は、アンモニア、水酸化アンモニウム、炭酸アンモニウム、及び他の好適な触媒を更に含む。

上で製造されたシリコーンＰＳＡの残存するシラノール基は、トリオルガノシリル単位を導入する末端ブロック剤と少なくとも部分的に反応してもよい。ヘキサメチルジシラザンのようなジシラザン、又はトリメチルエトキシシラン若しくはトリメチルメトキシシランのようなトリアルキルアルコキシシランによって、末端ブロック剤を例示することができる。シリコーンＰＳＡを含有するシラノールの末端ブロック方法は、当該技術分野において既知である。

シラノール末端ポリジオルガノシロキサン及びアセトキシシランから製造されたシリコーン接着剤をまた、ここで使用することもできる。これらの接着剤は、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ）から商業的に入手可能で販売されている。

本明細書で使用することができるシリコーンＰＳＡの別のタイプは、米国特許出願公開第２００８／０１３８３８６号に記載されたシリコーンＰＳＡであり、その開示内容は全体にわたり本明細書に参考として組み込まれる。特に、これらの材料は、糖類シロキサンコポリマー、架橋剤、及び任意追加的に溶媒を含む架橋可能な組成物である。

本明細書で使用することができるシリコーンＰＳＡの別のタイプは、米国特許出願第１２／２０３，３６２号に記載されたシリコーンＰＳＡであり、その開示内容は全体にわたり本明細書に参考として組み込まれる。特に、このＰＳＡは、シリコーン含有ＰＳＡ、エチレン不飽和モノマー、及び開始剤の反応生成物である。シリコーン含有ＰＳＡは、上述のような（ＩＩ）シラノール含有シリコーン樹脂と架橋された（Ｉ）シラノール末端ポリジオルガノシロキサンから製造されてもよい。エチレン不飽和モノマーは少なくとも１つの炭素−炭素二重結合を有する任意のモノマーであり得る。エチレン不飽和モノマーは脂肪族アクリレート、脂肪族メタクリレート、脂環式アクリレート、脂環式メタクリレート、及びこれらの組み合わせから選ばれる化合物でよい。開始剤には、過酸化物、アゾ化合物、レドックス開始剤、及び光開始剤を挙げることができる。

本開示の一実施形態に従って、薬剤担持層１０２は浸透エンハンサを含まない。代替の実施形態に従って、薬剤担持層１０２は、１つ以上の浸透エンハンサを約０．５〜約２５重量パーセント含んでもよい。代替の実施形態に従って、薬剤担持層１０２は、１つ以上の浸透エンハンサを約１〜約１５重量パーセント含んでもよい。

薬剤担持層１０２は、安定剤を含まなくてもよい。代替の実施形態に従って、薬剤担持層１０２は、１つ以上の安定剤を約０．０１〜約２５重量パーセント含んでもよい。薬剤担持層１０２は、１つ以上の安定剤を約０．１〜約１５重量パーセント含んでもよい。

薬剤担持層１０２は、約０．０００５ｍｍ〜約１ｍｍの厚さを有してもよい。薬剤担持層１０２は、約０．０１２５ｍｍ〜約０．２５ｍｍの厚さを有してもよい。

治療用活性物質
多層システムは、活性物質がＳＧＡの製造に使用される成分の硬化を妨げるため、又はＳＧＡにそれらの活性物質を取り込むことがゲルの構造を壊す場合、ＳＧＡだけでは送達することができない活性物質の送達に特に好適である。特に、アミン、イオウ、窒素複素環式、アセチレン系、不飽和炭化水素モノエステル及びジエステル、共役エンイン、ヒドロペルオキシド、ニトリル及びジアジリジンから選択される官能基を含む活性物質は、多層システムによる送達に有用である。構成体によって送達され得る特定の活性物質及び活性物質の種類として、トコフェロール（ビタミンＥ）及びビタミンＡパルミチン酸塩を含むビタミン、リドカイン、サリチル酸、硝酸エコナゾール、レボノルゲストレル（levongestrel）、ナイアシンアミド、ニコチン、ケトコナゾール、アゾール、ステロイド、レチノイド、及び非ステロイド性抗炎症薬が挙げられる。

白金により触媒されたＳｉ−Ｈのビニルへの付加反応の硬化を阻害する恐れがある機能性分子は、アミン及びアミド、ニトリル、シアン酸、オキシモ、ニトロソ、ヒドラゾ、アゾ化合物、並びに窒素キレートのような窒素含有化合物、例えば硫化物及びチオ化合物などのイオウ含有化合物、ホスフィン、亜リン酸塩及びリン酸塩を含むリン含有化合物、並びに例えばアルコール、ケトン、アルデヒド、カルボン酸、エステル、及び不飽和結合を有する有機分子などの有機化合物が挙げられる。

薬剤担持層１０２の中に組み込まれる活性物質又は活性物質の混合物の量は、特定の活性剤、所望の治療効果、及びシステムが治療を提供する時間幅を含む様々な要因によって異なるが、これらに限定されない。ほとんどの活性剤については、皮膚を通した活性剤の通過速度（透過速度）が、経皮送達における律速過程である。活性剤の量及び放出速度は、一般に、ゼロ次の時間依存性によって特徴付けられる経皮送達を長時間提供するために選択される。ＰＳＡにおける活性剤の最小限の量は、構成体が治療を提供する時間幅で、皮膚、又は他の基材を通過する活性剤に基づき選択される。

薬剤担持層１０２における活性剤の量は、薬剤担持層１０２の重量に基づき約０．１重量パーセント〜約８０重量パーセントであってもよい。あるいは、活性物質の量は、薬剤担持層１０２の重量に基づき約０．３重量パーセント〜約５０重量パーセント、又は約１．０重量パーセント〜約３０．０重量パーセントであってもよい。

エンハンサ
薬剤担持層１０２及び／又はシリコーンゲル接着剤層１０４は、エンハンサを含有してもよい。エンハンサは、皮膚浸透エンハンサ、浸透エンハンサ、触媒、補助剤、及び収着促進剤と呼ばれることもある。エンハンサは、組成物中の活性剤の溶解性及び拡散性を高める機能を有するものと、例えば、皮膚を柔軟にする、皮膚の浸透性を高める、浸透助剤若しくは毛包オープナーとして働く、又は境界層を含む皮膚の状態を変化させることによって経皮的吸収を高めるものと、を含む多様な作用機序を有するものを含む。これらのエンハンサのいくつかは、複数の作用機序を有するが、本質的にそれらは基材に対して又は基材を通して活性剤の送達を向上させる。

エンハンサを、活性剤の溶解性を向上させるジプロピレングリコール、プロピレングリコール、及びポリエチレングリコールなどの多価アルコール、例えばオリーブ油、スクアレン、及びラノリンなどの油剤、例えばセチルエーテル及びオレイルエーテルなどの脂肪エーテル、活性剤の拡散性を向上させるミリスチン酸イソプロピルなどの脂肪酸エステル、角質の水分保持能力に影響を与えるアラントインなどの尿素及び尿素誘導体、角質の浸透性に影響を与えるジメチルデシルホスホキシド（dimethyldecylphophoxide）、メチルオクチルスルホキシド（methyloctylsufoxide）、ジメチルラウリルアミド、ドデシルピロリドン、イソソルビトール、ジメチルアセトニド、ジメチルスルホキシド、デシルメチルスルホキシド、及びジメチルホルムアミドなどの極性溶媒、角質を柔らかくするサリチル酸、浸透助剤であるアミノ酸、毛包オープナーであるベンジルニコチン酸、並びに基材（皮膚）の表面状態及び投与される活性剤を変化させるラウリル硫酸塩などのより高い分子量の脂肪族界面活性剤、によって例示することができるが、これらに限定されない。他のエンハンサとして、オレイン及びリノール酸、アスコルビン酸、パンテノール、ブチル化ヒドロキシトルエン、トコフェロール、トコフェリルアセテート、トコフェリルリノレート、プロピルオレエート、及びパルミチン酸イソプロピルが挙げられる。

安定剤
本開示によるシステムは、安定剤を含んでもよい。安定剤は、結晶化抑制剤を含んでもよい。１つの既知の作用剤はポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）である。用語ＰＶＰとは、ホモポリマーかコポリマーのどちらかのポリマーを指し、モノマー単位としてＮ−ビニルピロリドンを含む。典型的なＰＶＰポリマーは、ホモポリマーのＰＶＰ及びコポリマーの酢酸ビニルビニルピロリドンである。ホモポリマーのＰＶＰは、ポビドン、ポリビドン、Ｐｏｌｙｖｉｄｏｎｕｍ、可溶性Ｐｏｌｙｖｉｄｏｎｕｍ、及びポリ（１−ビニル−２−ピロリドン）を含む様々な表記で製薬業界に周知である。コポリマーの酢酸ビニルビニルピロリドンは、コポリビドン（Copolyvidon）、コポリビドン（Copolyvidone）、及びＣｏｐｏｌｙｖｉｄｏｎｕｍとして製薬業界に周知である。ＰＶＰに関連して使用されるとき用語「可溶性」は、そのポリマーが水に溶け、一般に実質的に架橋されず、約２，０００，０００未満の分子量を有することを意味する。

本開示による安定剤はまた、酸化防止剤を含む防腐剤を含んでもよい。好適な防腐剤の例示の実施例として、アルファトコフェロール、アスコルビン酸、アスコルビン酸パルミテート、ブチル化ヒドロキシアニソール、ブチル化ヒドロキシトルエン、エチルオレエート、フマル酸、リンゴ酸、モノチオグリセロール、リン酸、メタ重亜硫酸カリウム、プロピオン酸、没食子酸プロピル、アスコルビン酸ナトリウム、メタ重亜硫酸ナトリウム（sodium metobisulfite）、亜硫酸ナトリウム、クエン酸一水和物、酒石酸、トコフェロール、ビタミンＥ、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、安息香酸、ベンジルアルコール、ブロノポール、ブチルパラベン、セトリミド、クロルブタノール、クロルヘキシジン、クロロブタノール、クロロクレゾール、クロロキシレノール、クレゾール、エチルパラベン、グリセリン、ヘキセチジン、イミドウレア、乳酸、メチルパラベン、フェノール、フェノキシエタノール、フェニルエチルアルコール、安息香酸カリウム、ソルビン酸カリウム、プロピルパラベン、キシリトール、アカシア、アルブミン（aalbumin）、アルギン酸、ステアリン酸カルシウム、カルボキシメチルセルロースカルシウム、カルボキシメチルセルロースナトリウム、コロイド状二酸化ケイ素（colloidal silcon dioxide）、シクロデキストリン、ジエタノールアミン、エデト酸塩（edentates）、エチルセルロース、パルミトステアリン酸エチレングリコール、モノステアリン酸グリセリン、グアーガム、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒプロメロース、レシチン、ケイ酸アルミニウムマグネシウム、モノエタノールアミン、ポラクリリンカリウム、ポロキサマー（polyoxamer）、ポリビニルアルコール、塩化カリウム、ポビドン、プロピレングリコール、アルギン酸プロピレングリコール、没食子酸プロピル、アルギン酸ナトリウム、フマル酸ステアリルナトリウム、ソルビトール、ステアリルアルコール、トレハロース、白蝋、キサンガム、黄蝋、が挙げられる。

支持基材（１０３）
支持基材１０３は、高温で接着剤層１０４の硬化に耐えるように構成される。硬化温度は、約４０℃〜約１５０℃であってもよい。支持基材１０３は、硬化したシリコーン接着剤層１０４が上にコーティング及び硬化される透過性又は半透過性材料で構成されてもよい。

支持基材材料１０３は、薬剤担持層１０２に含まれる活性成分がその層を通り浸透又は通過できるように選択される。したがって、支持基材１０３は、閉塞であるとは限らない。支持基材１０３は、送達装置に出入りする活性剤及び／又は流体の量を制御できても、又はできなくてもよい透過性、半透過性、又は微多孔性材料から製造されてもよい。支持基材１０３の材料は、綿、レーヨン、羊毛、麻、黄麻、ナイロン、ポリエステル、ポリアセテート、ポリアクリリック、アルギン酸塩、エチレン−プロピレン−ジエンゴム、天然ゴム、シリコーン、ポリエステル、ポリイソブチレン、ポリオレフィン（例えば、ポリプロピレンポリエチレン、エチレンプロピレンコポリマー、及びエチレン−ブチレンコポリマー）、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル及びエチレン−酢酸ビニルを含むビニル、ポリアミド、ポリスチレン、ファイバーグラス、セラミック繊維、並びに／又はそれらの任意の組み合わせなどの材料から製造される、紙、天然又は合成繊維、織布、不織布、プラスチックのフィルム及び／又は発泡体を含む幅広い多様な材料を含むことができる。

支持基材は、約０．０１０ｍｍ〜約１ｍｍの厚さを有してもよい。薬剤担持層１０２は、図１に示されるように支持基材１０３の外側表面にコーティングされてよく、シリコーンゲル接着剤層１０４は、支持基材１０３の内側表面に積層されてよい。

薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層（１０４）
薬剤非担持ＳＧＡ層１０４は、少なくとも１種類のヒドロキシル置換シロキサン樹脂を約２〜約４５重量パーセントを含むシリコーン樹脂強化ＳＧＡを含んでもよい。

薬剤非担持ＳＧＡ層１０４は、浸透エンハンサを含まなくてもよい。代替の実施形態において、薬剤非担持硬化ＳＧＡ層１０４は、１つ以上の浸透エンハンサを約０．５〜約２５重量パーセント含んでもよい。代替の実施形態において、非薬剤硬化ＳＧＡ層１０４は、１つ以上の浸透エンハンサを約１〜約１５重量パーセント含んでもよい。

薬剤非担持ＳＧＡ層１０４は、支持基材１０３の上にフラッドコーティング及び硬化されてよい。フラッドコーティングとは、薬剤非担持ＳＧＡ層１０４による支持基材１０３の全表面のコーティングを指す。フラッドコーティングを使用して、所望の質感を実現するか、又は更なる特質を形成することができる。

あるいは、ＳＧＡ層１０４は、支持基材１０３の上にパターンコーティング及び硬化されてよい。支持基材１０３の上にシリコーンゲル接着剤層１０４をパターンコーティングするには、粘度、剪断減粘性挙動、接着性、及び凝集力を含むＳＧＡ層１０４の特性が重要である。粘着力、粘度、凝集力、及びレオロジーを含む、シリコーンゲル接着剤層１０４が呈する特性の所望の組み合わせは、シリコーンゲル接着剤層１０４が支持基材１０３の上にパターンコーティングされるのを可能にし得る。ＳＧＡ層１０４は、（ｉ）約７０００ｃＰ〜約５，０００，０００ｃＰの範囲の粘度、及び（ｉｉ）流動学的プロファイルによって判定される、剪断減粘性挙動を呈する。シリコーン組成物が基材上にパターンコーティングされたら、コーティングのパターンは、適用時に維持され得る。ＳＧＡ層１０４は、（ｉ）約０．２Ｎ〜約４Ｎの範囲の接着性、及び（ｉｉ）引きはがし粘着力試験によって判定される、凝集力を呈する。

あるパターンで支持基材１０３の上にＳＧＡ層１０４を適用すると、支持基材１０３上の領域にシリコーン組成物でコーティングされない断続を自然に創出する。穿孔を有するキャリア材料の作製と同様に、支持基材１０３上で断続的（又は半連続的）パターンを適用すると、滲出物が基材へと通過して創傷被覆材適用状態で吸収されることができる空隙領域を有するコーティングを創出する。空隙領域を創出するいずれの既定のパターンも、これらの目的に対して十分断続的である。パターンの断続は、水分の通路が創傷から放出されるのを可能にし、平衡のとれた水分の蒸発も促進する。しかしながら、パッチ用途においてフラッドコーティングは、増大した皮膚接触領域が薬物送達に有益であるため、好まれることがある。

支持基材１０３上のＳＧＡ層１０４の硬化は、約４０℃〜約１５０℃の高温で発生し得る。あるいは、支持基材１０３上のＳＧＡ層１０４の硬化は、約６０℃〜約１２０℃の高温で発生し得る。硬化温度は、治療用活性物質、シリコーンゲル接着剤の特異の性質、組成物、及び支持基材の耐熱性、又は他の要因に応じて調整され得る。

ＳＧＡ層１０４は、支持基材１０３を飽和させてもよい。あるいは、ＳＧＡ層１０４は、支持基材１０３を飽和させなくてもよい。ＳＧＡ層１０４が接着剤層を飽和させる場合は、ＳＧＡ層１０４は硬化する間、支持基材１０３を浸漬することを意味する。

薬剤非担持ＳＧＡ層１０４は、約０．０５ｍｍ〜約２ｍｍの厚さを有してもよい。あるいは、薬剤非担持ＳＧＡ層１０４は、約０．１ｍｍ〜約１ｍｍの厚さを有してもよい。

本開示で使用されるＳＧＡは、最終用途に望まれる特性を有するように選択されるべきである。重要な特性としては、柔軟性、破砕性、及び強度が挙げられ得る。

本開示で使用されるＳＧＡは、概ね、反応性官能基を有する直鎖又は分枝鎖シリコーンから形成される。そのような反応性基では、硬化中に架橋反応が起こる。架橋反応の例としては、ヒドロシリル化触媒の存在下でＳｉ−Ｈ反応性基を有するシリコーンが脂肪族不飽和反応性基を有するシリコーンと反応するヒドロシリル化反応が挙げられる。代替の反応は、米国特許第４，８３１，０７０号に記載の触媒を用いて、シロキサンを含有するアルコキシ及び／又はヒドロキシが硬化される縮合硬化であり、その開示内容は全体にわたり本明細書に参考として組み込まれる。

典型的には、シリコーンゲルは、（Ａ）少なくとも１つのアルケニル置換されたポリジオルガノシロキサン、（Ｂ）シリコーン結合した水素原子を含有する少なくとも１つのオルガノシロキサン、及び（Ｃ）ＳｉＨ基のＳｉ−アルケニル基との反応のための少なくとも１つの触媒、を含むゲル生成組成物を反応させることによって得られる。これらの組成物は、標準の周囲温度で硬化するが、約４０℃〜約１５０℃の温度などの高温まで加熱することで硬化を促進することができる。

アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサン（Ａ）は、当該技術分野において既知である。好適なアルケニル基は、２個の炭素原子〜約６個の炭素原子を含有し、またビニル、アリル、及びヘキセニルによって例示されるが、これらに限定されない。この構成要素内のアルケニル基は、末端に、側枝（非末端）に、又は末端と側枝との両方に位置してもよい。アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサン内の残りのシリコーン結合した有機基は、脂肪族不飽和を含まない一価炭化水素及び一価ハロゲン化炭化水素基から独立して選択される。これらの基は、１個の炭素原子〜約２０個の炭素原子、又は、あるいは、１個の炭素原子〜８個の炭素原子を含有してもよい。これらのシリコーン結合した有機基は、メチル、エチル、プロピル、及びブチルなどのアルキル基、フェニルなどのアリール基、及び３，３，３−トリフルオロプロピルなどのハロゲン化アルキル基によって例示されるが、これらに限定されない。いくつかの実施形態において、アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサン中のシリコーン結合した有機基の少なくとも約５０パーセントはメチルである。

アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンの構造は、典型的には、直鎖状であるが、３官能性シロキサン単位の存在により、いくらかの分枝を含有し得る。アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンの粘度は、必要に応じて用途により選択することができる。例えば、０ｍｍ^２／ｓ超〜約１００，０００ｍｍ^２／ｓ、あるいは、約５０ｍｍ^２／ｓ〜約８０，０００ｍｍ^２／ｓ、又は、あるいは、約３００ｍｍ^２／ｓ〜約３，０００ｍｍ^２／ｓとすることができる。

対応するハロシランの縮合又は環状ポリジオルガノシロキサンの平衡化などの、本発明のアルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンを準備する方法は、当該技術分野において周知である。

アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンを、ゲル生成組成物中で組成物の重量に基づき約１０重量パーセント〜約９０重量パーセントの量で使用することができる。あるいは、アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンを、約４０重量パーセント〜約９０重量パーセントの量で、又は、あるいは、約５０重量パーセント〜約８０重量パーセントの量で使用することができる。アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサン中に存在するアルケニル基の量は、アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンの重量に基づき、約０．０５重量パーセント〜約１重量パーセントの範囲内であってもよい。

シリコーン結合した水素原子を含有するオルガノシロキサン（Ｂ）もまた、当該技術分野において既知である。この構成要素内の水素原子は、末端に、側枝（非末端）に、又は末端と側枝との両方に位置してよい。この構成要素内の残りのシリコーン結合した有機基は、脂肪族不飽和を含まない一価炭化水素及び一価ハロゲン化炭化水素基から独立して選択される。これらの基は、典型的には、１個の炭素原子〜約２０個の炭素原子、あるいは、１個の炭素原子〜８個の炭素原子を含み、メチル、エチル、プロピル、及びブチルなどのアルキル、フェニルなどのアリール、並びに３，３，３−トルフルオロプロピルなどのハロゲン化アルキルにより例示されるが、これらに限定されない。本開示の一実施形態では、シリコーン結合水素原子を含有するオルガノシロキサン中の少なくとも約５０パーセントの有機基は、メチルである。

シリコーン結合水素原子を含有するオルガノシロキサンの構造は、典型的には直鎖であるが、しかしながら、三官能性シロキサン単位の存在により、幾つかの分枝を含有し得る。シリコーン結合した水素原子を含有するオルガノシロキサンの粘度は、必要に応じて用途により選択することができる。例えば、０ｍｍ^２／ｓ超〜約１００，０００ｍｍ^２／ｓ、あるいは、約５ｍｍ^２／ｓ〜約５００ｍｍ^２／ｓとすることができる。

シリコーン結合した水素原子を含有するオルガノシロキサンを、ゲル生成組成物中で組成物の重量に基づき約１重量パーセント〜約３０重量パーセント、あるいは、約５重量パーセント〜約２０重量パーセント、及び、あるいは、約５重量パーセント〜約１５重量パーセントの量で使用することができる。一実施形態では、シリコーン結合した水素原子を含有するオルガノシロキサン中に存在する水素基の量は、シリコーン結合した水素原子を含有するオルガノシロキサンの重量に基づき約０．０５重量パーセント〜約１．４４重量パーセントである。

ゲル生成組成物において、（Ａ）及び（Ｂ）は、水素（ＳｉＨとして）とアルケニル（Ｓｉ−アルケニルとして）の比が概ね約０．１：１〜約１０：１の範囲内であるように選択される。

ヒドロシリル化触媒は、アルケニル置換されたポリジオルガノシロキサンとシリコーン結合した水素を含有するオルガノシロキサンとの更なる反応を促進する。ヒドロシリル化触媒は、白金族金属、白金族金属を含有する化合物、又はマイクロカプセル化白金族金属若しくはこれを含有する化合物を含む周知のヒドロシリル化触媒の任意のものとすることができる。これらの白金族金属としては、白金、ロジウム、ルテニウム、パラジウム、オスミウム及びイリジウムが挙げられる。白金及び白金化合物は、ヒドロシリル化反応におけるそれらの活性レベルの高さに基づき選択される。白金触媒の１つの分類には、米国特許第３，４１９，５９３号に開示されたあるビニル含有オルガノシロキサン化合物を有する塩化白金酸の錯体が挙げられ、その開示内容は全体にわたり本明細書に参考として組み込まれる。この種の特異な触媒は、塩化白金酸と１，３−ジエテニル−１，１，３，３−テトラメチルジシロキサンの反応生成物である。

ヒドロシリル化触媒は、本開示の組成物を硬化するのに十分な量で存在する。典型的には、本開示に従ったシステム及びプロセスに十分な触媒の濃度は、（Ａ）及び（Ｂ）の重量に基づき白金族金属約０．１ｐｐｍ〜約５００ｐｐｍ（百万分率）、あるいは、約１ｐｐｍ〜約１００ｐｐｍ、あるいは、約１ｐｐｍ〜約５０ｐｐｍである。

所望により、充填剤、顔料、低温硬化抑制物質、粘着力を向上させる添加物、架橋剤（例えば、Ｓｉ−Ｈ架橋剤）、鎖延長剤、薬剤、化粧料、天然抽出物、流体、又は従来ゲルに使用される他の材料を含み、本発明のゲル中に他の構成成分を含むことができるが、これに限定されない。他の任意成分として、シリコーン流体、シリコーンワックス、シリコーンポリエーテル、及び例えば、（ゲルを高親水性及び水分に対して高透過性にすることができる）ポリアクリル酸、ＰＶＡ、ＰＶＰ、ポリアクリル接着剤、セルロース、及び多糖類などの親水性ポリマーを含む他のポリマーが挙げられる。更に他の任意成分として、増粘剤などのレオロジー変性剤、揺変剤、及び樹脂のヒドロキシル基と反応することができるヒマシ油又はマレエートなどのゲル中の成分と反応する材料が挙げられる。いくつかの実施形態において、ゲルは実質的に充填剤を含有しない（例えば、約５重量パーセント未満、又は、あるいは、約１重量パーセント未満、又は、あるいは、約０．１重量パーセント未満）。いくつかの実施形態において、ゲルは実質的に溶媒を含有しない（例えば、約５重量パーセント未満、又は、あるいは、約１重量パーセント未満、又は、あるいは、約０．１重量パーセント未満）。

シリコーンゲルに含まれ得る別の任意成分は、全体にわたり本明細書に参考として組み込まれる米国特許出願公開第２００７−０２０２２４５号に記載のヒドロキシ置換されたシリコーン樹脂である。樹脂は、典型的には、式Ｒ^３ _３ＳｉＯ_１／２を有する基（「Ｍ」基）及び式ＳｉＯ_４／２を有する基（「Ｑ」基）からなり、式中Ｒ^３は、１個の炭素原子〜６個の炭素原子を有するアルキル基又は１個の炭素原子〜６個の炭素原子を有するアルキレン基であり、いくつかの実施形態においてはメチル又はビニルであり得る。

アルケニル基が樹脂中に存在する場合は、典型的には、アルケニル基として存在するＲ基のモル百分率は、約１０モルパーセント未満、又は、あるいは、約５モルパーセント未満である。

Ｍ基とＱ基の数比率は、約０．６：１〜約４：１、又は、あるいは、約０．６：１〜約１．０：１の範囲内であってもよい。シリコーン樹脂は、シリコーン結合したヒドロキシ基を約０．１重量パーセント〜約５重量パーセント、又は、あるいは、約１．０重量パーセント〜約５重量パーセント含有してもよい。

樹脂を、ゲル生成組成物中でゲル生成組成物及び樹脂の重量に基づき、約２重量パーセント〜約４５重量パーセントの量、又は、あるいは、約５重量パーセント〜約４５重量パーセントの量、又は、あるいは、約１０重量パーセント〜約３５重量パーセントの量で使用することができる。

ＳＧＡ層１０４は、当該技術分野において既知のプロセスによって製造され得る。例えば、ゲルは、シリコーンゲル接着剤層を一時剥離ライナー１０５又は支持基材１０３などの基材上へ成形、カレンダー加工、押出加工、吹付け、ブラッシング、手による処理、注型成形、又はコーティングすることによって（例えば、シートとして）予め形成されてもよい。

あるいは、ＳＧＡ層１０４は、吹付け、コーティング、バーコーティング、及び他の既知の方法により、一時剥離ライナー１０５又は支持基材１０３などの基材にゲル生成組成物を塗布することによって製造され得る。基材に適用されると、ゲル生成組成物は硬化されて基材上にシリコーンゲル接着剤を製造する。

本明細書で有用なシリコーンゲル接着剤は、ＡＳＴＭ Ｄ−２１７−８８に基づくコーン貫入試験方法により６２．５ｇの重量のコーンカテゴリ１８０６−１を用いて判定される、約５ｍｍ〜約３００ｍｍ、あるいは、約５０ｍｍ〜約３００ｍｍの針入度を有してもよい。

シリコーンゲル接着剤の接着強度は、適用される基材（即ち皮膚）への接着性を保つのに十分である必要があるが、除去時にその基材に損傷を与えるほど強すぎるべきではない。ＳＧＡの粘着度は、プローブタックテスタによって測定されるとき、約５０ｇ〜約５００ｇ、又は、あるいは、約１５０ｇ〜約３５０ｇであってもよい。

送達される活性物質に応じて、ＳＧＡ層１０４は活性物質の拡散のための速度制御層の機能を果たしてもよく、又は果たさなくてもよい。

一時剥離ライナー（１０５）
構成体において、薬剤担持層１０２は裏打ち基材１０１によって外側面が、支持基材１０４によって内側面が被覆される。支持基材１０３は、図１に見られるようにシリコーンゲル接着剤層１０４によって内側面が被覆される。構成体が準備された後、シリコーンゲル接着剤層１０４の一方の面は露出する。この面がヒト皮膚などの表面に接触する面になる。所望により、シリコーンゲル接着剤層１０４のこの表面は、使用前に一時剥離ライナー１０５で被覆又は保護されてもよい。好適な剥離ライナー１０５の材料は当該技術分野において既知であり、この材料としてプラスチック、シリコーン、フッ素化シリコーン、フッ素ポリマー、ポリエチレン、ペルフルオロ系ポリマー、ペルフルオロポリエーテル系ポリマー、ＰＶＣ、及び他を挙げることができる。加えて、好適な剥離塗料でコーティングされた紙などの幅広い多様な材料から、剥離ライナー１０５を製造することができる。剥離塗料の表面は平滑、エンボス加工であり得るか、又は他の任意の所望の形状を有してよい。

システム構成体
多様な方法でシステムを製造して、図１に示されるシステムを実現することができる。システムを製造する１つのプロセスとして、薬剤担持層１０２、活性成分、及び他の添加剤の配合物を必要に応じて製造する工程、並びに裏打ち基材１０１の内側表面の上に配合物の層を形成する工程が挙げられる。未硬化ＳＧＡ １０４の層を次に支持基材１０３の第１の面に塗布し、ＳＧＡは硬化され、一時剥離ライナー１０５で被覆される。次に、ＳＧＡ層１０４及び一時剥離ライナー１０５と合わせた支持基材１０３の第２の面に薬剤担持層と共に裏打ち基材も積層する。シリコーンゲル接着剤の硬化は、支持基材１０３の外側面に配合物をコーティング又は積層する前又は後に行われてよい。

シリコーンゲル接着剤層１０４を基材１０３の上にパターンコーティング及び硬化してよい。あるいは、シリコーンゲル接着剤１０４を基材１０３の上にフラッドコーティング及び硬化してよい。

通常、層１０２、１０３、及び１０４は、これらの自然な親和力によって共に結合される。しかしながら、表面が接触した時点で圧力を加えて、材料間の結合を確保することが望ましい場合もある。

医療用被覆材に一般的に添加される他の添加剤又は薬剤も、システム中に含まれてもよい。例えば、多層システムはまた、鎮痛効果、防腐効果を提供する、無菌状態に役立つ、及び治癒を早める薬剤を含んでもよい。薬剤は、シリコーン組成物、吸収可能基材、又は医療用被覆材の他の構成要素内に別々に添加されてもよく、又は含浸されてもよい。例えば、多層システムは、一般的に、ホウ酸リントなどの消毒化学薬品に含浸される。一実施形態では、多層システムは、接着剤ゲル中に懸濁されるかないしは別の方法で被覆材中に含浸される銀粒子を含んでもよく、それは被覆材に抗菌特性を付与するために使用することができる。

本開示に従って準備されたシステムは、薬剤担持層１０２と裏打ち基材１０１を共に用いて観察される透過速度に比べ、増加した透過速度を、皮膚を通じて提供するように構成される。システムは、活性成分の約０．１パーセント〜約８０パーセントを皮膚に送達するように構成され得る。特定の用途の需要に応じて、送達される活性物質パーセントを当業者は調整することができる。

これらの実施例は、当業者に本発明を例示することを目的とするものであり、請求項に記載の本発明の範囲を制限するものとして解釈すべきではない。全ての測定及び実験は、別段に指示のない限り、２５℃で行った。それぞれの製剤の実施例を３重に試験した。

本明細書で使用するとき、
イブプロフェン、ＵＳＰグレード（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｍｆｇ．Ｃｏｒｐ．（Ｇａｒｄｅｎａ，ＣＡ）から入手可能）、
エストラジオール、ＵＳＰグレード（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｍｆｇ．Ｃｏｒｐ．（Ｇａｒｄｅｎａ，ＣＡ）から入手可能）、
ベンチマーク１は、Ｉｂｕｔｏｐ（５％イブプロフェンゲル）（Ｄｏｌｏｒｇｉｅｔ（Ｂｏｎｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）から入手可能）であり、
ベンチマーク２は、ＶＩＶＥＬＬＥＤＯＴ（登録商標）（０．１５６ｍｇ／ｃｍ^２エストラジオール）（Ｎｏｖａｒｔｉｓ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ（Ｅａｓｔ Ｈａｎｏｖｅｒ，ＮＪ）から入手可能）であり、
Ｋ９０は、ＫＯＬＬＩＤＯＮ（登録商標）Ｋ９０というポリビニルピロリドン（ＢＡＳＦ（Ｌｕｄｗｉｇｓｈａｆｅｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）から入手可能）であり、
Ｋ２５は、ＫＯＬＬＩＤＯＮ（登録商標）Ｋ２５というポリビニルピロリドン（ＢＡＳＦ（Ｌｕｄｗｉｇｓｈａｆｅｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）から入手可能）であり、
ＶＡ６４は、ＫＯＬＬＩＤＯＮ（登録商標）ＶＡ６４というビニルピロリドン酢酸ビニルコポリマー（ＢＡＳＦ（Ｌｕｄｗｉｇｓｈａｆｅｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）から入手可能）であり、
酢酸エチル、ＨＰＬＣグレード（Ａｃｒｏｓ（Ｆａｉｒ Ｌａｗｎ，ＮＪ）から入手可能）、
２−プロパノール、ＨＰＬＣグレード（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（Ｆａｉｒ Ｌａｗｎ，ＮＪ）から入手可能）、
ジプロピレングリコール（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｍｆｇ．Ｃｏｒｐ．（Ｇａｒｄｅｎａ，ＣＡ）から入手可能）、
オレイン酸、ＮＦ／ＦＣＣグレード（Ｆｉｓｈｅｒ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（Ｆａｉｒ Ｌａｗｎ，ＮＪ）から入手可能）、
テトラデカン酸イソプロピル、９８％（Ａｌｆａ Ａｅｓａｒ（Ｈｅｙｓｈａｍ，Ｌａｎｃａｓｈｉｒｅ，ＵＫ）から入手可能）、
ＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２は、フルオロポリマーコーティングされたポリエステルフィルム（３Ｍ（Ｓｔ．Ｐａｕｌ，ＭＮ）から入手可能）であり、
ＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８は、ポリエステルフィルム（３Ｍ（Ｓｔ．Ｐａｕｌ，ＭＮ）から入手可能）であり、
ＳＧＡ−１は、実験用ＳＧＡ（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ））であり、
ＳＧＡ−１は、９９．７２重量％のビニル末端ポリジメチルシロキサンと０．２８０重量％の白金錯体を配合することによって製造されるパートＡ、並びに９８．７８重量％のビニル末端ポリジメチルシロキサン、１．１９重量％の水素官能性ポリジメチルシロキサン、及び０．０３０重量％の抑制物質を配合することによって製造されるパートＢを含む二液型硬化接着剤であり、
ＳＧＡ−２は、二液型高密着性エラストマーシリコーン接着剤（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ）から入手可能）であり、
ＰＳＡ−１は、溶媒中の感圧性シリコーン接着剤（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ）から入手可能）であり、
ＰＳＡ−２は、感圧性開発接着剤（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ）から入手可能）であり、
ＳＳ−１は、不織布（anonwoven）ポリプロピレン（Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｉｎｃ．（Ｍｏｎｔｉｃｅｌｌｏ，ＩＮ）から入手可能）であり、
ＳＳ−２は、シリコーンエラストマー膜（Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ（Ｍｉｄｌａｎｄ，ＭＩ）から入手可能）であり、
ＳＳ−３は、Ｃｅｌｇａｒｄ ２５００ Ｍｉｃｒｏｐｏｒｏｕｓ Ｍｅｍｂｒａｎｅ（Ｃｅｌｇａｒｄ（Ｃｈａｒｌｏｔｔｅ，ＮＣ）から入手可能）であり、
ＬＤＰＥは、低密度ポリエチレン（low-ensitypolyethylene）（Ｂｌｏｏｍｅｒ Ｐｌａｓｔｉｃｓ Ｉｎｃ．（Ｂｌｏｏｍｅｒ，ＷＩ）から入手可能）である。

（実施例１）
薬剤入り接着剤層を、１．５１１８ｇの酢酸エチル中に０．８０１５ｇのイブプロフェン及び０．９０２６ｇのＫ９０を分散させることによって準備した。分散には、１．５１４１ｇの２−プロパノールを追加して、イブプロフェン及びＫ９０を溶解した。この溶液に、０．３１５９ｇのジプロピレングリコール／オレイン酸（２：１）配合物を追加した。この混合物をバイアル瓶内で一晩混ぜ合わせ、２０３．２μｍ（８ミル）のアプリケータバーを用いてＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２の上にコーティングした。この積層体を周囲条件下で５分間、その後に９２℃で更に５分間乾燥させた。接着剤をＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８に積層した。結果として得られるコーティング重量は、イブプロフェン含量２．１ｍｇ／ｃｍ^２（０．４９５ｃｍ^２の断片で１．０４ｍｇのイブプロフェンが利用可能）で約５．２２ｍｇ／ｃｍ^２であった。

（実施例２）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせて４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてコーティングし、ＳＳ−１を完全に被覆して（支持基材を含浸させる）１３０℃で５分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にエンボス加工した低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）の一時剥離ライナーで被覆した。実施例１の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤の透過速度を試験する前に、積層体を１週間平衡化させた。

（実施例３）
薬剤入り接着剤層を、１．０３３ｇの酢酸エチル中に０．３９９９ｇのイブプロフェン及び０．２０３３ｇのＫ２５を分散させることによって準備した。分散には、０．１０４０ｇの２−プロパノールを追加して、イブプロフェン及びＫ２５を溶解した。この溶液に、２．１７６０ｇのＰＳＡ−１及び０．１１１０ｇのジプロピレングリコール／オレイン酸（２：１）配合物を追加した。この混合物をバイアル瓶内で一晩混ぜ合わせ、３８１μｍ（１５ミル）のアプリケータバーを用いてＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２の上にコーティングした。この積層体を周囲条件下で５分間、その後に９２℃で５分間乾燥させた。接着剤をＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８に積層した。結果として得られるコーティング重量は、イブプロフェン含量２．０ｍｇ／ｃｍ^２（０．４９５ｃｍ^２の断片で０．９９ｍｇのイブプロフェンが利用可能）で約９．９７ｍｇ／ｃｍ^２であった。

（実施例４）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のＡ及びＢを同量混ぜ合わせて４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてコーティングし、ＳＳ−１を完全に被覆して（支持基材を飽和させる）１３０℃で５分間硬化した。ＳＧＡ−１を次に一時剥離ライナーとしてエンボス加工したＬＤＰＥで被覆した。実施例３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤の透過速度を試験する前に、積層体を１週間平衡化させた。

実施例１〜４に関する透過速度実験
全厚のヒト死体皮膚から熱分離された表皮を通して０．４９５ｃｍ^２の表面領域を有するパッチを透過させた。受容体流体はリン酸緩衝生理食塩水ｐＨ ７．４で、この研究は３２℃で行われた。受容体流体の試料を１、３、７、１５、及び２４時間で新鮮なリン酸緩衝生理食塩水を用いた完全置換により取り出した。試料を適切なＵＰＬＣ方法を用いてイブプロフェン濃度ごとに分析した。それぞれの製剤の実施例を３重に試験し、２０ｍｇの生成物（１ｍｇイブプロフェンが利用可能）を塗布してベンチマーク１を透過させた。

データ（図２及び表１）は、ＳＧＡ−１及びＳＳ−１（実施例２及び４）の取りこみが、薬剤担持マトリックス単独（実施例１及び３）で見られる透過速度のプロファイルより増加することを示す。表１は、薬剤担持マトリックス実施例１及び３両方の累積放出がベンチマークの累積放出よりも少なくとも１０倍高かったことを示す。実施例２の累積放出はベンチマークより１１倍高く、実施例４の累積放出はベンチマークよりほぼ２０倍高かった。

（実施例５）
薬剤入り接着剤層を、２．０２８９ｇの酢酸エチル中に１．００６４ｇのイブプロフェン及び１．０３１７ｇのＶＡ６４を分散させることによって準備した。分散には、１．０１８２ｇの２−プロパノールを追加して、イブプロフェン及びＶＡ６４を溶解した。この溶液に、１３．７５８５ｇのＰＳＡ−２及び０．９９９３ｇのオレイン酸を追加した。これに、０．３８５５ｇの酢酸エチルを追加して固形分を約５０重量％に調整した。この混合物をバイアル瓶内で一晩混ぜ合わせ、３８１μｍ（１５ミル）のアプリケータバーを用いてＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２の上にコーティングした。この積層体を周囲条件下で５分間、その後に９２℃で５分間乾燥させた。接着剤をＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８に積層した。結果として得られるコーティング重量は、イブプロフェン含量１．０２ｍｇ／ｃｍ^２（０．４９５ｃｍ^２の断片で０．５０７ｍｇのイブプロフェンが利用可能）で約１０．２９ｍｇ／ｃｍ^２であった。

（実施例６）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例７）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−３上を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−３の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例８）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。硬化後、同じようにしてＳＧＡ−２の第２のコーティングを塗布して硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例９）
皮膚接触層を製造するために、４．７６１ｇのＳＧＡ−２パートＡ、４．７６４ｇのＳＧＡ−２パートＢ、及び０．４９８ｇのテトラデカン酸イソプロピルを混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１０）
皮膚接触層を製造するために、４．５０５ｇのＳＧＡ−２パートＡ、４．５０２ｇのＳＧＡ−２パートＢ、及び０．９９７ｇのテトラデカン酸イソプロピルを混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１１）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１２）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１上にパターンを形成するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例５の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

実施例５〜１２に関する透過速度実験
全厚のヒト死体皮膚から熱分離された表皮を通して０．４９５ｃｍ^２の表面領域を有するパッチを透過させた。受容体流体はリン酸緩衝生理食塩水ｐＨ ７．４で、この研究は３２℃で行われた。受容体流体の試料を４、８、１２、２４、３６、４８、６０、及び７２時間で新鮮なリン酸緩衝生理食塩水を用いた完全置換により取り出した。試料を適切なＵＰＬＣ方法を用いてイブプロフェン濃度ごとに分析した。それぞれの製剤の実施例を３重に試験した。

データ（図３〜４及び表２）は、ＳＧＡ−２及びＳＳ−２（実施例６、９及び１０）の取りこみが、薬剤担持マトリックス単独（実施例５）で見られる透過速度のプロファイルより減少することを示す。しかしながら、実施例９及び１０における、エンハンサであるテトラデカン酸イソプロピルのＳＧＡ−２中への取りこみは、エンハンサなしより透過速度を増加させた。しかしながら、ＳＧＡ−１及びＳＳ−１（実施例１１〜１２）の取りこみは、図４に示されるように薬剤担持マトリックス単独（実施例５）より透過速度が改善した。実施例８は最低透過速度（７２時間後約１８７μｇ／ｃｍ^２又は１８％のイブプロフェン放出）を示すが、この構成体は二重層のＳＧＡ−２を有しており、したがってＳＧＡの厚さと選択の両方が低い透過速度の原因である。データは、現行構成体を使用して所望の活性物質の治療濃度域に合うように放出量を調整又はカスタマイズできる方法の非限定的な実施例を例証する。実施例１１及び１２は、７２時間後にそれぞれ約６９及び６３％放出されて、実施例５〜１２の最高透過速度を呈する。実施例５は、約４６０μｇ／ｃｍ^２又は４５％放出されて３番目に高い透過速度を呈した。実施例１１及び１２は、実施例５で放出されるより約５０％多くのイブプロフェンを放出した。

（実施例１３）
薬剤入り接着剤層を、０．９２６２ｇの酢酸エチル中に０．１５４６ｇのエストラジオール及び０．７７６７ｇのＶＡ６４を分散させることによって準備した。分散には、０．４６６２ｇの２−プロパノールを追加して、エストラジオール及びＶＡ６４を溶解した。この溶液に、１４．７４７８ｇのＰＳＡ−２、０．９０１４ｇのオレイン酸、及び０．５９９２ｇのジプロピレングリコールを追加した。これに、１．４７２８ｇの酢酸エチルを追加して固形分を約５０重量％に調整した。この混合物をバイアル瓶内で一晩混ぜ合わせ、３８１μｍ（１５ミル）のアプリケータバーを用いてＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２の上にコーティングした。この積層体を周囲条件下で５分間、その後に９２℃で５分間乾燥させた。接着剤をＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８に積層した。結果として得られるコーティング重量は、エストラジオール含量０．１５４ｍｇ／ｃｍ^２（０．４９５ｃｍ^２の断片で０．０７６ｍｇのエストラジオールが利用可能）で約１０．３３ｍｇ／ｃｍ^２であった。

（実施例１４）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１５）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−３を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−３の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１６）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−２のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。硬化後、同じようにしてＳＧＡ−２の第２のコーティングを塗布して硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１７）
皮膚接触層を製造するために、４．５０５ｇのＳＧＡ−２パートＡ、４．５０２ｇのＳＧＡ−２パートＢ、及び０．９９７ｇのテトラデカン酸イソプロピルを混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−２を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１８）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

（実施例１９）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１上にパターンを形成するようにコーティングして、１３０℃で４分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例１３の薬剤入り接着剤層を次にＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を２週間平衡化させた。

実施例１３〜１９に関する透過速度実験
全厚のヒト死体皮膚から熱分離された表皮を通して０．４９５ｃｍ^２の表面領域を有するパッチを透過させた。受容体流体はリン酸緩衝生理食塩水ｐＨ ７．４で、この研究は３２℃で行われた。受容体流体の試料を８、１６、２４、３６、４８、６０、７２、及び８４時間で新鮮なリン酸緩衝生理食塩水を用いた完全置換により取り出した。試料を適切なＵＰＬＣ方法を用いてエストラジオール濃度ごとに分析した。それぞれの製剤の実施例を３重に試験し、これらの実施例の市販のベンチマークとしてベンチマーク２を使用した。

データ（図５〜８及び表３）は、薬剤担持マトリックスを有するＳＧＡ及びＳＳの取りこみが薬剤担持マトリックス単独と比較してこの特定のＡＰＩの透過速度のプロファイルを大きく変更しないことを示す。全てに場合（実施例１３〜１９）において、透過速度のプロファイルはベンチマーク２のものと同様である。

（実施例２０）
薬剤入り接着剤層を、１．９９８０ｇの酢酸エチル中に１．００１９ｇのイブプロフェン及び１．０２７８ｇのＶＡ６４を分散させることによって準備した。分散には、０．９９２４ｇの２−プロパノールを追加して、イブプロフェン及びＶＡ６４を溶解した。この溶液に、１４．１１３２ｇのＰＳＡ−２及び０．９９９２ｇのオレイン酸を追加した。この混合物をバイアル瓶内で一晩混ぜ合わせ、３８１μｍ（１５ミル）のアプリケータバーを用いてＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）１０２２の上にコーティングした。この積層体を周囲条件下で５分間、その後に９２℃で５分間乾燥させた。接着剤をＳＣＯＴＣＨＰＡＫ（登録商標）８０３８に積層した。結果として得られるコーティング重量は、イブプロフェン含量０．９５ｍｇ／ｃｍ^２（０．４９５ｃｍ^２の断片で０．４６８ｍｇのイブプロフェンが利用可能）で約９．４６ｍｇ／ｃｍ^２であった。

（実施例２１）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−１を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で５分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例２０の薬剤入り接着剤層を次に、９ｋｇ（２０ポンド）のローラーを用いてＳＳ−１の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を最低２週間平衡化させた。

（実施例２２）
皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、４０６．４μｍ（１６ミル）のシムを用いてＳＳ−２を完全に被覆するようにコーティングして、１３０℃で５分間硬化した。ＳＧＡ−１を次にＬＤＰＥ一時剥離ライナーで被覆した。実施例２０の薬剤入り接着剤層を次に、９ｋｇ（２０ポンド）のローラーを用いてＳＳ−２の裏に積層した。薬剤透過速度を試験する前に、積層体を最低２週間平衡化させた。

（実施例２３）
国際公開第２０１１／０２２１９９（Ａ２）号に記載の方法に従って、この実施例を準備した。皮膚接触層を製造するために、ＳＧＡ−１のパートＡ及びＢを同量混ぜ合わせ、２５４μｍ（１０ミル）のシムを用いてＬＰＤＥ一時剥離ライナーを完全に被覆するようにコーティングして、８０℃で１５分間硬化した。実施例２０の薬剤入り接着剤層を次に、９ｋｇ（２０ポンド）のローラーを用いてＳＧＡ−１に積層した。９ｋｇ（２０ポンド）のローラーは、ＳＧＡ−１を薬剤入り接着剤層に接着させるのに十分な圧力を提供しなかった。積層体に〜３４００ｋＰａ（〜５００ｐｓｉ）の圧力で水圧プレスを用いて圧力をかけた。２つの層の間の十分な接着を得るために必要な圧力は、ＳＧＡが積層体の面から押し出されることによって示されるように両方の接着剤層の変形をもたらした。完璧に平滑でない（例えば、エンボス加工された一時剥離ライナー、コーティングハードウェアの欠陥など）いずれかの構成要素によって加圧プロセス中に薬剤入り接着剤層に導入される欠陥はまた、薬剤の制御されない結晶化の原因となる核形成部位を創出することがある。

２つの層の間に十分な接着を提供する圧力の上昇があったとしても、ＬＤＰＥ一時剥離ライナーは取り除くことが難しいことが判明した。ＳＧＡ １の約５０％だけが薬剤入り接着剤層に付着したが、これは付着しなかった５０％の生成物の無駄につながる。低い凝集力、低い表面密着力、及び上に硬化した基材に対するＳＧＡの相対的に高い親和力のために、ＳＧＡを付着できないことは、この材料に固有のものである。

典型的にＳＧＡ材料は、約１３０℃の温度で硬化される。ＬＤＰＥ一時剥離ライナーは、この硬化温度に耐えられず変形するであろう。ＬＤＰＥの上でＳＧＡを硬化させるには、より低い温度が必要である。これらの温度（表４）での硬化時間の差を定めるためＡｌｐｈａ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＭＤＲ２０００を用いてＳＧＡ−１を８０〜１３０℃で硬化した。ｔ５０時間は、トルクによって測定される硬化した材料の最終的な粘度の５０％に達するのにかかる時間を示すが、ｔ９０は、最大トルクの９０％に達するのに必要な時間である。ｔ９０時間は、典型的には材料を完全に硬化するのに必要な時間として報告される。８０℃のより低い硬化温度では、ＬＤＰＥの上でＳＧＡを硬化するのに約１０倍長くかかった。具体的には、１３０℃での硬化時間は１分３３秒、８０℃での硬化時間は１５分２５秒であった。

国際公開第２０１１／０２２１９９（Ａ２）号に記載の方法及びシステムは、それらの方法及びシステムは著しく長い硬化時間を必要とし、ＳＧＡをＬＤＰＥ上に付着させるのに必要な圧力量を増大させ、約５０％以下の低い製品収率につながり、大量の生成物の無駄が生じるため、商業的な環境で実装するには非実用的であろう本開示に従った方法及びシステムは、１００％の製品収率をもたらす。シリコーンゲル接着剤層を支持基材の前側にコーティングし、薬剤入り接着剤層を支持基材の裏側に積層した実施例１〜１９における収率は１００％であった。

実施例２０〜２３に関する透過速度実験
全厚のヒト死体皮膚から熱分離された表皮を通して０．４９５ｃｍ^２の表面領域を有するパッチを透過させた。受容体流体はリン酸緩衝生理食塩水ｐＨ ７．４で、この研究は３２℃で行われた。受容体流体の試料を４、８、１２、２４、３６、４８、６０、及び７２時間で新鮮なリン酸緩衝生理食塩水を用いた完全置換により取り出した。試料を適切なＵＰＬＣ方法を用いてイブプロフェン濃度ごとに分析した。それぞれの製剤の実施例を３重に試験した。

薬剤入り接着剤層とＳＧＡ層との間の支持基材の追加は、薬剤の放出／透過速度を低減することが予想された。意外にもこれらのデータ（図８及び表５）は、薬剤担持マトリックスとＳＧＡとの間の支持基材（ＳＳ）の追加が、薬剤担持マトリックスを有し、かつＳＳのないＳＧＡ（国際公開第２０１１／０２２１９９（Ａ２）号に記載の作成物）と比較して透過速度のプロファイルを著しく減少させないことを示す。本明細書に記載の構成体におけるＳＳ層の取りこみは、しかしながら、製造の容易さを大きく増加させる。

本開示は、様々な修正及び代替形式の影響を受け入れる余地があるが、具体的な実施形態は、実施例において一例として示され、本明細書に詳細に記載される。しかしながら、本開示は、開示される特定の形式に限定されることを意図するものではないことを理解すべきである。むしろ、本開示は、添付の特許請求の範囲によって定義される通り本開示の精神及び範囲内の全ての修正、等価物、及び代替物を網羅するものである。

Claims (15)

1. 多層送達システムであって、
   閉塞性、又は非閉塞性裏打ち基材と、
   化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物を治療用濃度で含む薬剤担持層と、
   透過性又は半透過性支持基材と、
   前記透過性又は半透過性支持基材の上に硬化された薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層と、
   前記硬化したシリコーンゲル接着剤層を保護するように構成された一時剥離ライナーと、を含む、システム。
2. 前記システムが多層薬物送達システムであり、前記薬剤担持層が、前記裏打ち基材と前記支持基材との間でこれらに接触して位置付けられ、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が、前記支持基材と前記一時剥離ライナーとの間でこれらに接触して位置付けられる、請求項１に記載のシステム。
3. 前記支持基材が最高約１５０℃の高温での前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層の硬化に耐えるように構成される、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記支持基材が、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が上にコーティング及び硬化される透過性、半透過性、又は微多孔性材料であり、前記支持基材が必要に応じて約．０１０ｍｍ〜約１ｍｍの厚さを有し、前記支持基材が速度制御型又は速度非制御型である、請求項１〜３のいずれか一項に記載のシステム。
5. 前記システムが化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物の約０．１〜約８０パーセントを皮膚に送達するように構成され、前記裏打ち基材が、シリコーン、プラスチック、ポリエステル、ポリウレタン、高密度若しくは低密度ポリエチレン、エチル酢酸ビニル、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、又はそれらの任意の組み合わせからなる閉塞性又は非閉塞性フィルムである、請求項１〜４のいずれか一項に記載のシステム。
6. 前記薬剤担持層が非硬化性シリコーン感圧接着剤であるか、又は前記薬剤担持層がシリコーン−アクリルハイブリッド、ポリイソブチレン及びその誘導体、アクリル、天然ゴム、天然及び合成ポリイソプレン、ポリブチレン及びポリイソブチレン、スチレン／ブタジエンポリマー、スチレンイソプレンスチレンブロックポリマー、ブチルゴムなどの炭化水素ポリマー、ハロゲンポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ポリビニルピロリドン、及びポリクロロジエン、アクリル接着剤若しくは合成ゴム感圧接着剤である粘弾性感圧接着剤、又はそれらの任意の組み合わせである、請求項１〜５のいずれか一項に記載のシステム。
7. 前記化粧品及び／又は医薬品活性成分の少なくとも１つ又は混合物が、非ステロイド性抗炎症薬、レチノイド、抗真菌薬、ステロイド、ビタミン、又は漢方薬（ＴＣＭ）であり、前記薬剤担持層が必要に応じて活性成分を少なくとも約０．０１〜約８０重量パーセント含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載のシステム。
8. 前記薬剤担持層及び／若しくは前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が浸透エンハンサを含まない、並びに／又は前記薬剤担持層が安定剤を含まない、請求項１〜７のいずれか一項に記載のシステム。
9. 前記薬剤担持層及び／若しくは前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が１種類以上の浸透エンハンサを約０．５〜約２５重量パーセント含み、並びに／又は前記薬剤担持層が１種類以上の安定剤を約０．０１〜約２５重量パーセント含む、請求項１〜７のいずれか一項に記載のシステム。
10. 前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が、少なくとも１種類のヒドロキシル置換シロキサン樹脂を約２〜約４５重量パーセント含むシリコーン樹脂強化シリコーンゲル接着剤である、請求項１〜９のいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が前記支持基材の上にコーティング及び硬化され、前記支持基材がシリコーンゲル接着剤で完全に被覆されるか、又は前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が前記支持基材の上にパターン上にコーティング及び硬化される、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のシステム。
12. 前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が約０．０２５ｍｍ〜約２ｍｍの厚さを有し、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が前記支持基材を飽和させる、請求項１〜１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が約０．０２５ｍｍ〜約２ｍｍの厚さを有し、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層が前記支持基材を飽和させない、請求項１〜１１のいずれか一項に記載のシステム。
14. 裏打ち基材の上に薬剤担持層を積層する工程と、
    支持基材の第１の面の上に前期裏打ち基材と共に前期薬剤担持層を積層する工程と、
    前記支持基材の第２の面の上に薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層を積層する工程と、前記薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層の上に一時剥離ライナーをつける工程と、を含む、多層薬物送達システムの製造プロセス。
15. 裏打ち基材の上に薬剤担持層を積層する工程と、
    支持基材の第１の面の上に薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層をコーティング及び硬化する工程と、前期薬剤非担持シリコーンゲル接着剤層を一時剥離ライナーで被覆する工程と、
    前記支持基材の第２の面の上に前記裏打ち基材と共に前記薬剤担持層を積層する工程と、を含む、多層薬物送達システムの製造プロセス。

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