用于持续释放药物的可分离微针阵列的制作方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2017年10月11日提交的美国临时专利申请62/571,012和2018年8月2日提交的美国临时专利申请62/713,857的优先权，所述美国临时专利申请通过引用并入本文。

背景技术：

微针是能够以微创方式施用药物的微米级结构。已经使用涂覆的或水溶性的微针来将微针用于推注输送药物和疫苗。先前的研究报道了可溶性微针输送左炔诺孕酮(lng)用于紧急避孕的用途(yao,g.t.等人，int.j.pharm.(《国际药剂学杂志》)534，378-86(2017))。贴片被磨损长达两个小时，并且没有提供持续的药物释放。

尽管避孕方法有所进步，但意外怀孕的百分比仍然很高。大量意外怀孕会对妇女和整个社会造成经济和情感负担。意外怀孕的主要原因(如果不是)之一是缺乏满足处于生殖生命周期各个阶段的各种妇女的需求的避孕方法。

非激素避孕方法(诸如避孕套和隔膜)为身体提供了保护怀孕的物理屏障，但是即使伴有杀精子剂。这些屏障方法也通常具有相对较高的失败率，这通常是由于患者对药物的接受程度不高以及未能遵守正确使用指南。激素避孕药，诸如口服药、阴道环、宫内节育器、皮下注射和植入物，通常可以提供更好的保护，但需要频繁给药，这通常会导致严重的遵守性问题，或者需要由医护人员进行输送，这在低收入国家这尤其成问题。

许多不同的避孕激素是安全、有效且低成本的。由于持续释放制剂，某些避孕药具有长效作用，但自我施用的选项受到限制。公认的持续释放方法涉及将药物包封在可生物降解的聚合物中，所述聚合物通过药物扩散和/或聚合物降解来缓慢释放药物。这种方法已用于许多药品中，并且已作为可注射或长效制剂用于避孕。然而，这些制剂通常需要由训练有素的人员进行施用，从而限制了患者接触。此外，针头重复使用和基于针头的伤害可能会妨碍这些方法的安全性。

先前已有研究将气泡掺入微针贴片中以在微针与贴片的其余部分之间提供屏障来防止材料从微针迁移到贴片的其余部分中，且反之亦然(参见例如，chu,l.y.等人，j.pharm.sci.(《制药科学杂志》)2010，99(10)，4228-38)。然而，未将含气泡的微针配置为与贴片分离。

因此，仍然需要安全，有效，可允许持续释放，能够通过自我施用促进良好患者接触和依从性，相对便宜且因此适合全球使用，或其组合的药物输送方法和装置，包括避孕输送方法和装置。

在某些情况下，还需要提供一种药物输送系统和方法，其中系统的任何组件都不会例如在几天、几周或几个月的长时间药物释放期间内残留在患者体外。例如，可穿戴式药物输送系统，例如皮肤粘附贴片，在本领域中是已知的，但是不合期望地可能无法易于被隐藏和/或对于不得不长时间佩戴所述系统的患者可能不舒适。

技术实现要素：

本文提供了具有可分离微针的微针阵列，其可以解决前述缺点中的一个或多个。例如，可分离微针贴片可以通过实现药物(诸如避孕激素)的持续释放来克服当前避孕方法的一个或多个缺点。可分离的微针贴片有利地避免通过常规针头和注射器方法注射缓释制剂。替代地，可以将如本文描述的可分离微针贴片短暂地且无痛地施加到皮肤，以破坏皮肤中嵌入的可生物降解微针来缓慢释放药物，诸如避孕激素。

本文描述的微针阵列可以包括诸如内部气泡或泡腾材料等特征，其促进在将微针插入皮肤中后分离所述微针与设备，此后可将装置的其余部分移除并丢弃。装置的其余部分可能是非尖锐物废物。脱离的微针可以在皮肤中生物降解，以持续地释放并全身输送所述感兴趣的物质。

在一个方面中，提供了微针阵列，其可用以将感兴趣的物质施用到生物组织(诸如患者的皮肤)中。所述微针阵列可以在至少2周的持续时间内释放所述感兴趣的物质。

在一些实施例中，用于将感兴趣的物质施用到患者的生物组织中的所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；以及两个或更多个实心微针，其从所述基础基板延伸，其中每个微针的至少一个尖端部分包括感兴趣的物质，其中所述气泡结构至少部分地安置于所述两个或更多个实心微针的每一个中，且所述两个或更多个实心微针被配置为受压缩而穿透到所述患者的生物组织中，并接着例如通过施加到所述阵列的剪切力在所述气泡结构处断裂。初级漏斗部分可以安置于所述基础基板与所述微针之间并将其连接。所述气泡结构可以至少部分地包括于所述初级漏斗部分中。例如，所述气泡结构可以安置于所述基础基板(或所述初级漏斗部分，如果存在)与每个微针的基端的交接处。

在一些实施例中，用于将感兴趣的物质施用到患者的生物组织中的所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；初级漏斗部分，其从所述基础基板的所述微针侧延伸；以及两个或更多个实心微针，其从所述初级漏斗部分延伸，其中每个微针的至少一个尖端部分包括感兴趣的物质，其中其中气泡结构安置于所述初级漏斗部分与每个微针的基端的交接处，且所述两个或更多个实心微针被配置为受压缩而穿透到所述患者的生物组织中，并接着通过在所述气泡结构处断裂来在剪切下与所述初级漏斗部分分离。

在一些实施例中，所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；至少一个初级漏斗部分，其从所述基础基板的所述微针侧延伸；以及两个或更多个实心微针，其从所述至少一个初级漏斗部分延伸，其中所述两个或更多个实心微针包括感兴趣的物质和从所述至少一个初级漏斗延伸的次级漏斗部分。所述两个或更多个实心微针可以被构造成受压缩而穿透到所述患者的皮肤中，并接着在穿透之后在剪切下与所述次级漏斗部分分离。所述两个或更多个实心微针在每个微针的基端处或基端附近可以包括气泡结构，且所述气泡结构可以促进将所述微针与所述次级漏斗部分分离。所述气泡结构可以位于所述两个或更多个微针与所述次级漏斗部分的每个交接处。在一些实施例中，所述感兴趣的物质是治疗剂或预防剂，诸如避孕激素。

在一些实施例中，所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；以及两个或更多个实心微针，其从所述基础基板延伸，其中每个微针的至少一个尖端部分包括感兴趣的物质，且泡腾材料安置于所述两个或更多个实心微针的每一个的一部分、所述基础基板的至少一部分或其组合中。所述两个或更多个实心微针可以被配置为受压缩而穿透到患者的生物组织中，并接着在所述基础基板的至少一部分和/或所述两个或更多个微针中的每一个微针的其中安置有所述泡腾材料的部分至少部分溶解时至少使每个微针的尖端部分与所述基础基板分离。初级漏斗部分可以安置于所述基础基板与所述微针之间并将其连接。所述泡腾材料可以至少部分地安置于所述初级漏斗部分中。例如，所述泡腾材料可以安置于所述基础基板(或所述初级漏斗部分，如果存在)与每个微针的基端的交接处。

在一些实施例中，所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；至少一个初级漏斗部分，其从所述基础基板的所述微针侧延伸；以及两个或更多个实心微针，其从所述至少一个初级漏斗部分延伸，其中所述两个或更多个实心微针包括感兴趣的物质和从所述至少一个初级漏斗延伸的次级漏斗部分，其中所述次级漏斗部分包括第一基质材料和泡腾材料。所述两个或更多个实心微针可以被构造成受压缩而穿透到所述患者的皮肤中，并接着在所述次级漏斗部分至少部分溶解时与所述次级漏斗部分分离。

在一些实施例中，所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；至少一个初级漏斗部分，其从所述基础基板的所述微针侧延伸；以及两个或更多个实心微针，其从所述至少一个初级漏斗部分延伸；其中所述两个或更多个实心微针包括感兴趣的物质和从所述至少一个初级漏斗延伸的次级漏斗部分，其中所述两个或更多个实心微针被配置为(i)受压缩而穿透到所述患者的皮肤中，并接着与所述次级漏斗部分分离，以及(ii)在至少2周的持续时间内向所述患者释放治疗上或预防上有效量的所述感兴趣的物质。在一些实施例中，所述感兴趣的物质是治疗剂或预防剂，诸如避孕激素。

在另一方面，提供了包括本文描述的任何微针阵列的微针贴片。在一些实施例中，所述微针贴片包括：如本文描述的微针阵列；粘合剂层；以及处理层，其固定到所述基础基板，其中所述处理层包括突片部分，所述突片部分远离所述两个或更多个实心微针延伸，并允许人手动握住所述突片部分来操纵所述贴片而不接触所述两个或更多个实心微针。

在又另一方面中，提供了向患者施用感兴趣的物质的方法。在一些实施例中，所述方法包括：将本文描述的微针阵列的微针插入到所述患者的生物组织中；将所述插入的微针与所述基础基板(或漏斗部分，如果存在)分离；以及将所述感兴趣的物质从分离的所插入微针释放到所述生物组织中。所述生物组织可以包括皮肤，且所述感兴趣的物质可以包括避孕激素，诸如孕激素。在一些实施例中，分离包括通过向所述微针阵列施加剪切力来使气泡结构断裂，和/或分离可以包括溶解所述气泡结构周围的壁材料，这在不施加剪切力的情况下导致变薄和机械故障。在一些实施例中，分离包括通过生物流体润湿泡腾材料并随后溶解形成所述微针和/或所述基础基板(或漏斗部分，如果存在)的部分的材料。

在另一方面中，提供了制造微针阵列的方法。在一些实施例中，所述方法包括：(a)提供模具，所述模具具有上表面、相对的下表面和所述上表面中的开口，其中所述开口通向邻近所述上表面的第一空腔并通向所述第一空腔下方的第二空腔，其中所述第一空腔限定至少一个漏斗部分且其中所述第二空腔限定至少一个微针；(b)经由所述模具中的所述开口用第一材料至少填充所述第二空腔，所述第一材料包括溶解或悬浮于第一液体载剂中第一基质材料和感兴趣的物质；(c)在所述模具中干燥所述第一材料，以移除所述第一液体载剂的至少一部分来在所述第二空腔中至少形成微针的尖端部分，其中所述尖端部分包括所述感兴趣的物质；(d)经由所述模具中的所述开口，用第二材料填充所述第一空腔并在步骤(b)和(c)之后有任何所述第二空腔未被占据的情况下填充所述第二空腔，并在所述第一材料与所述第二材料之间截留气泡，以在所述至少一个微针中的每一个微针的基端处或基端附近形成气泡结构，其中所述第二材料包括溶解或悬浮于所述第二液体载剂中的第二基质材料；(e)在所述模具中干燥所述第二材料以除去所述第二液体载剂的至少一部分来形成(i)所述至少一个漏斗部分和(ii)所述至少一个微针的在步骤(b)和(c)之后未形成的任何部分，其中所述至少一个漏斗部分包括第二基质材料；且(f)将所述至少一个微针和与其连接的所述至少一个漏斗部分一起从所述模具移除，其中所述感兴趣的物质位于所述至少一个微针中的数量多于位于所述至少一个漏斗部分中的数量。

在一些实施例中，所述方法包括：(a)提供模具，所述模具具有上表面、相对的下表面和所述上表面中的开口，其中所述开口通向邻近所述上表面的第一空腔并通向所述第一空腔下方的第二空腔，其中所述第一空腔限定至少一个漏斗部分且其中所述第二空腔限定至少一个微针；(b)经由所述模具中的所述开口用第一材料至少填充所述第二空腔，所述第一材料包括溶解或悬浮于第一液体载剂中第一基质材料和感兴趣的物质；(c)在所述模具中干燥所述第一材料，以移除所述第一液体载剂的至少一部分来在所述第二空腔中至少形成微针的尖端部分，其中所述尖端部分包括所述感兴趣的物质；(d)经由所述模具中的所述开口，用第二材料填充所述第一空腔并在步骤(b)和(c)之后有任何所述第二空腔未被占据的情况下填充所述第二空腔，所述第二材料包括溶解或悬浮于非水第二液体载剂中的泡腾材料和第二基质材料；(e)在所述模具中干燥所述第二材料以除去所述第二液体载剂的至少一部分来形成(i)所述至少一个漏斗部分和(ii)所述至少一个微针的在步骤(b)和(c)之后未形成的任何部分，其中所述至少一个漏斗部分包括所述泡腾材料和所述第二基质材料；且(f)将所述至少一个微针和与其连接的所述至少一个漏斗部分一起从所述模具移除，其中所述感兴趣的物质位于所述至少一个微针中的数量多于位于所述至少一个漏斗部分中的数量。

附加方面将部分地在以下的描述中阐述，并且部分地将从描述中显而易见，或者可以通过实践下文描述的方面例来习得。通过所附权利要求中特别指出的元件和组合，将实现和获得下文描述的优点。应理解，先前一般描述和以下详细描述都仅仅是示例性和说明性的而非限制性的。

附图简要说明

图1a至图1e描绘了包括气泡结构的微针阵列的实施例。

图2a至图2e描绘了包括泡腾材料微针阵列的实施例。

图3a和图3b描绘了微针贴片的实施例。

图4a至图4i描绘了漏斗部分和微针的实施例。

图5a至图5c描绘了漏斗部分和微针的实施例。

图6描绘了用于形成微针阵列的实施例的过程的实施例。

图7是本文描述的过程的一个实施例的框图。

图8描绘了用于形成微针的实施例的过程的实施例。

图9是描绘了气泡结构的实施例的底物溶液体积与大小之间的可能相关性的图形。

图10是描绘受竖直力施加的压缩下的气泡-微针贴片的实施例的机械行为的图形。

图11是描述包含240μm气泡结构的个别微针的实施例的机械行为的图形。

图12是描绘受水平力施加的剪切下的气泡-微针贴片的实施例的机械行为的图形。

图13是描绘刮擦测试之前和之后的微针的实施例的脱离效率的图形。

图14是描绘微针的实施例的穿透、脱离和输送的效率的图形。

图15是描绘通过微针贴片的实施方式在体外释放的避孕激素的累积量的图形。

图16是描绘在施用尼罗红负载的微针贴片的实施例后皮肤的荧光强度的图形。

图17是描绘在施用微针贴片的实施例之时和之后血浆中的避孕激素的浓度的图形。

图18是描绘在施用微针贴片的实施例之后体内吸收的避孕激素的累积量的图形。

图19描绘了具有泡腾底物的微针贴片的一个实施例施加到皮肤中的示意图。

图20是用于生产具有泡腾底物的微针贴片的实施例的制造过程的实施例的示意图。

图21是描绘具有泡腾底物的微针贴片的实施例的脱离时间的量化的图形。

图22是描述具有泡腾底物的微针贴片的实施例的脱离和药物输送的效率的量化的图形。

图23是描绘通过具有泡腾底物的微针贴片的实施例在不同释放介质中体外释放的避孕激素的累积量的图形。

图24是描绘在施加具有泡腾底物的微针贴片的实施例之后血浆中的避孕激素的浓度的图形。

图25是描绘在施加具有泡腾底物的微针贴片的实施例之后的规格化红斑强度的图形。

图26是描绘具有泡腾底物的微针贴片的实施例的穿透和脱离的效率的图形。

图27是包括泡腾材料的微针的一个实施例的截面图。

图28是包括泡腾材料的微针的另一个实施例的截面图。

图29是包括气泡结构的一个实施例的微针阵列的一个实施例的截面图。

具体实施方式

已经开发了改进的微针阵列、微针贴片和制造方法。本文描述的微针可以容易地和/或快速地与微针贴片的基底分离。结果，在移除基底之前用户只能佩戴微针贴片数秒钟，之后几乎没有或没有使用贴片的迹象。

在一些实施例中，微针包括活性药物成分或其他感兴趣的物质，且这些微针的阵列特别适合用作/用于药物输送贴片中，诸如用于施加到患者的皮肤。本文提供了微针贴片，所述微针贴片在一些实施方式中可用以自我施用药物，诸如避孕药。在一些实施例中，微针贴片可以提供持续的药物释放。例如，微针贴片可以通过将避孕激素包封在可生物降解的微针中以提供缓慢释放来提供长期避孕。

微针可以由可以包封药物的可生物降解、可生物侵蚀或可生物吸附聚合物(例如，聚乳酸和聚(乳酸-共-乙醇酸))制成，诸如用于连续释放至少两周且在一些实施例中为四周或更久的避孕激素(例如孕激素，诸如左炔诺孕酮、依托孕酮或内斯托酮)。

微针贴片可能具有良好的耐受性，几乎没有可见使用迹象，和/或将药物的血浆浓度维持在或高于人的治疗水平至少两周，且在一些实施例中至少四周、至少2个月、至少3个月、至少4个月、至少5个月或至少6个月。

本文描述的微针阵列可以包括促进分离微针的特征，诸如气泡结构或泡腾材料。如本文中关于微针的分离所使用，术语“促进(facilitate)”、“促进(facilitating)”等是指这种特征：(i)减小了实现微针分离的最小力(例如，剪切力)，(ii)减少为了实现微针分离而必须溶解的基质材料的量(例如，气泡结构会导致微针的壁变薄)，(iii)增加微针最初连接到的漏斗部分、包括泡腾材料的微针的一部分或其组合的溶解速率，或(iv)其组合。

在分离微针后，微针阵列的微针可以即刻嵌入生物组织(诸如患者的皮肤)中。当微针的结构的全部或一部分位于生物组织表面下方时，微针将“嵌入”于生物组织中。在一些实施例中，所有嵌入的微针结构都在生物组织的表面下方。图1e例如描绘了一系列四个分离且完全嵌入的微针。

气泡结构

在一些实施例中，本文提供的微针贴片的微针包括气泡结构。气泡结构可以促进分离微针与漏斗部分。例如，气泡结构可以减小将微针与漏斗分离所必需的最小剪切力。虽然气泡结构可能会改变剪切力对微针的影响，但气泡结构可能不会破坏微针穿透皮肤的能力。换句话说，气泡结构不会不合期望地影响微针承受而不破坏正常使用期间施加的压缩力的能力，所述压缩力有效地穿透生物组织，诸如穿过患者皮肤的角质层。

如本文所用，当存在一个或多个气泡时，微针阵列具有“气泡结构”。在一些实施例中，气泡结构在微针的基端处或基端附近，其中微针的基端是与漏斗接触的端。当气泡(i)在微针与漏斗的交接处，(ii)在漏斗中(即，完全由形成漏斗的材料限定)，且微针尖端与气泡的最靠近微针基端的边缘之间的距离小于或等于微针长度的125％，或(iii)在微针中(即完全由形成微针的材料限定)，且微针尖端与气泡的最靠近微针尖端的边缘之间的距离大于或等于微针长度的75％时，气泡“在微针的基端处或基端附近”。

在一些实施例中，气泡结构的气泡位于微针与漏斗的交接处。当气泡由(i)形成微针的材料和(ii)形成漏斗的材料部分界定时，气泡位于微针与漏斗的交接处。例如，气泡的表面积的x％可以由形成微针的材料限定，且气泡的表面积的其余100-x％可以由形成漏斗的材料限定。

在一些实施例中，气泡结构的气泡在微针中，并且不在微针的基端处或基端附近。例如，气泡可以位于微针中，且微针的尖端与气泡的最靠近微针的尖端的边缘之间的距离可以小于微针长度的75％。在一些实施例中，微针的尖端与气泡的最靠近微针的尖端的边缘之间的距离为微针长度的约10％至约74％、微针长度的约20％至约70％、微针长度、微针长度的约30％至约70％或微针长度约40％至约60％。

气泡结构的气体可以是或包括空气。在一些实施例中，气泡结构的气体包括惰性气体，例如氩气、氮气等。气体的主体或体积通常可以具有任何形状，但是通常是球形或球状的。当呈球体形状时，气体主体可以是规则形状的球体或不规则形状的球体。例如，球形气体主体可以具有比另一部分更不弯曲(例如更平坦)的部分。

气泡结构的气泡具有直径(当为球形时)或最大直径(当为球形时)，且气泡的直径或最大直径与微针-漏斗交接处的微针宽度的比可以是约0.5:1至约3:1、约0.5:1至约2.5:1、约0.5:1至约2:1、约0.5:1至约1.9:1、约0.5:1至约1.8:1、约0.5:1至约1.7:1、约0.5:1至约1.6:1、约0.5:1至约1.5:1、约0.5:1至约1.4:1、约0.5:1至约1.3:1、约0.5:1至约1.2:1、约0.5:1至约1.1:1、约0.5:1至约1:1、约0.5:1至约0.99:1、约0.6:1至约0.99:1、约0.7:1至约0.99:1、约0.8:1至约0.99:1或约0.9:1至约0.99:1。例如，如果微针在微针-漏斗交接处的宽度为300μm，则在微针的基端处或基端附近的气泡的直径或最大直径可以为约150μm至约900μm。在具有气泡结构的微针阵列中，气泡结构可以具有基本相同的直径或最大直径，或者气泡结构可以具有不同的直径和最大直径。如此处所解释，气泡结构的直径或最大直径可以被控制，并因此基于一个或多个期望特征来进行选择。例如，可以选择相对较大的气泡结构以减小实现微针分离所需的最小剪切力。

气泡结构的气泡可以相对于微针和/或漏斗的侧面，例如相对于从微针的底部延伸到微针的尖端的中心轴，居中或偏心。微针阵列可以包括居中气泡结构、偏心气泡结构或其组合。当气泡中心到漏斗或微针任一侧的最短距离基本相同时，气泡“居中”。

在一个实施例中，如图1a(平面图)和图1b(侧视截面图)中说明，微针阵列105包括具有微针侧115和相对背侧120的基础基板110。微针阵列105还包括三组微针130，每组微针具有从基础基板110的微针侧115延伸的初级漏斗部分125和从初级漏斗部分125延伸的次级漏斗部分135。在每个次级漏斗部分135与微针130的交接处是气泡结构140。每个初级漏斗部分125在平行于基础基板110的方向(d)上伸长。在此实施例中，微针130和漏斗部分125、135分别包含相同的感兴趣的物质和赋形剂。

在许多实施例中，次级漏斗部分在促进插入要位于皮肤或其他生物组织的表面下方的微针的断裂/分离区域方面是非常有利的，例如，以使得分离的微针的基本上没有部分从生物组织突出，这将例如阻碍适当而完整地输送一定剂量的感兴趣的物质。然而，在一些其他实施例中，结果可能只有很少的或没有忧虑。因此，在一些实施例中，省略了第二漏斗部分，并且微针直接从初级漏斗部分延伸。例如，气泡结构可以安置于初级漏斗部分与每个微针的基端的交接处。微针被配置为受压缩而穿透到生物组织中，并接着通过在气泡结构下断裂来在剪切下与初级漏斗部分分离。

图1a和图1b的微针阵列105可以放置在诸如皮肤等组织表面上，且在施加压缩力(cf)后，微针130和一部分次级漏斗135可以穿透组织表面150，如图1c(侧视截面图)所示。如图1d(侧视截面图)所示，向微针阵列105施加剪切力(sf)会使微针130与次级漏斗135分离。接着可以从组织表面移除基础基板110、初级漏斗部分125和次级漏斗部分135。微针130保持嵌入于组织中，如图1e(侧视截面图)处描绘。

图29描绘了微针阵列2900的一个实施例的截面图。微针阵列2900包括具有微针侧面2911和相反的背侧2912的基础基板2910。微针阵列2900包括从基础基板2910的微针侧2911延伸的实心微针2920。实心微针2920具有方尖碑形状，并且包括包括感兴趣的物质的尖端部分2921。每个实心微针2920还包括气泡结构2930。实心微针2920被配置为在气泡结构2930处断裂，并且将每个微针的至少尖端部分2921与基础基板2910分离。通过(i)减小在气泡结构2930处使微针2920断裂所需的最小剪切力，(ii)减小微针2920的在气泡结构2920处或气泡结构附近的壁的厚度，由此减少溶解来在气泡结构2930处使微针2920断裂而需要的微针形成基质材料的量，或前述操作的组合，微针阵列2900的气泡结构2930促进促进微针2920的分离。尽管图29处描绘的微针为方尖碑形，但是其他微针形状(例如圆锥形、圆柱形)可以包括不在或不靠近微针与漏斗部分的交接的气泡结构。

泡腾材料

在一些实施例中，微针阵列包括泡腾材料。泡腾材料可以安置于促进微针从基底分离或微针的尖端部分与微针的基底分离的任何定位处。泡腾材料可以安置于漏斗部分的全部或一部分中。例如，漏斗部分的与微针的基端相邻的部分可以包括泡腾材料。泡腾材料可以安置于微针的一部分中，特别是安置于包括和/或邻近于微针的基端的一部分中。泡腾材料可以安置于(i)漏斗部分的全部或一部分以及(ii)微针的一部分中。在一些实施例中，微针可以从包括泡腾材料的漏斗部分(例如，次级漏斗部分)延伸。在一些实施例中，微针可以从不包括泡腾材料的漏斗部分延伸，但是泡腾材料包括于微针中，例如，包括于微针的包括和/或邻近于微针的底端的一部分中。如本文所用，短语“泡腾材料”是指在接触水性液体时产生气体的材料或两种或更多种材料的组合。

当漏斗部分的仅一部分包括泡腾材料时，漏斗部分的包括泡腾材料的部分可以包括水溶性基质材料，而漏斗部分的不包括泡腾材料的部分可以包括水溶性或非水溶性的基质材料。

当微针阵列包括泡腾材料时，当泡腾材料与生物组织之上、之中或之下的诸如生物流体(例如间质液)等水性液体接触时会发生反应，由此产生气体。替代地，可以在外部提供水性液体。例如，可以将水性液体施加到微针阵列、生物组织表面或其组合。产生的气体可以在漏斗部分中形成气泡。产生的气体可迅速赋予孔隙率或增加漏斗部分的孔隙率。除了产生气体之外，泡腾材料还可以产生水，这可以增加溶解包括泡腾材料和/或水溶性赋形剂或基质材料的漏斗部分的速率。产生的水还可以增加泡腾材料溶解并因此反应以产生气体的速率。

因此，漏斗部分溶解的速率可通过以下方式提高：(i)由泡腾材料产生的气体赋予的孔隙率或增加的孔隙率；(ii)泡腾材料产生的水(如果适用)；或(ii)其组合。

在一些实施例中，泡腾材料包括酸和盐。酸可以是有机酸，诸如柠檬酸。盐可以是赋予其在其中被水解的水的碱性ph(即，＞7)的盐。盐可以是碳酸氢钠。

在一些实施例中，泡腾材料包括柠檬酸和碳酸氢钠。在生物组织之上、之中或之下接触生物流体后，碳酸氢钠与柠檬酸可以即刻溶解并彼此反应以产生二氧化碳和水。二氧化碳可能会增加漏斗部分的孔隙率，而水可能促进溶解更多形成漏斗的材料、柠檬酸和碳酸氢钠，由此刺激柠檬酸与碳酸氢钠之间的反应，并进一步增加漏斗部分的溶解速率。

当漏斗部分中包括泡腾材料时，泡腾材料与形成漏斗部分的材料可以约0.1:1至1:0.1、约0.2:1至1:0.2、约0.3:1至1:0.3、约0.4:1至1:0.4、约0.5:1至1:0.5、约0.5:1至约1:1、约0.6:1至约1:1、约0.7:1至约1:1、约0.8:1至约1:1、约1:1至约1:0.8、约1:1至约1:0.7、约1:1至约1:0.6、或约1:1至约1:0.5的重量比存在于漏斗部分中。例如，泡腾材料可以呈分散于形成微针阵列的漏斗部分的基质材料中的粉末形式。包括泡腾材料的微针阵列的结构部件通常包括至少10wt％的泡腾材料。

当泡腾材料包括两种组分(诸如酸和盐)时，可以选择组分的比例以产生所需量的气体。比率可以视一种或多种组分的当量因数而变化。

在一个实施例中，如图2a(平面图)和图2b(侧视截面图)中说明，微针阵列205包括具有微针侧215和相对背侧220的基础基板210。微针阵列205还包括三组微针230，每组微针具有从基础基板210的微针侧215延伸的初级漏斗部分225和从初级漏斗部分225延伸的次级漏斗部分235。

次级漏斗部分235包括泡腾材料。每个初级漏斗部分225在平行于基础基板210的方向(d)上伸长。在此实施例中，微针230包括感兴趣的物质，且初级漏斗部分135不包括泡腾材料。

图2a与图2b的微针阵列205可以放置在组织表面150(诸如皮肤)上，且在施加压缩力(cf)后，微针230和次级漏斗235的一部分可以即刻穿透组织表面250，如图2c(侧视截面图)处描绘。因此，次级漏斗235可以在组织表面250下方接触生物流体，例如间质液，其润湿并活化泡腾材料。泡腾剂可以增加次级漏斗235溶解并随后与微针230分离的速率，如图2d(侧视截面图)处描绘。接着可以从组织表面移除基础基板210、初级漏斗部分225和次级漏斗部分235。微针130保持嵌入于组织中，如图2e(侧视截面图)处描绘。

对于上述优点，次级漏斗部分对于促进泡腾材料的润湿并实现微针的溶解/分离区域位于皮肤或其他生物组织的表面下方可能是非常有利的。然而，在一些其他实施例中，省略了第二漏斗部分，并且微针直接从初级漏斗部分延伸。微针阵列的结构和泡腾材料的放置可能会有所不同。例如，图27描绘了微针阵列2505的实施例，其包括具有微针侧面2515和相反的背侧2520的基础基板2510。微针阵列2505包括初级漏斗部分2525，微针2530从所述初级漏斗部分延伸。微针2530中的每一个的初级漏斗部分2525和基底包括泡腾材料。微针2530的尖端部分不包括泡腾材料。图28描绘了微针阵列2605的另一实施例，其包括具有微针侧面2615和相反的背侧2620的基础基板2610。微针阵列2605包括初级漏斗部分2625，微针2630从所述初级漏斗部分延伸。微针2630包括基部2626，所述基部包括泡腾材料。在微针2630的尖端部分或初级漏斗部分2625中不存在泡腾材料。在这些图中，省略了第二漏斗部分，并且微针直接从初级漏斗部分延伸。

微针阵列和贴片

微针阵列包括基础衬底和从基础基板的表面延伸的两个或更多个微针。每个微针的近端直接或经由一个或多个漏斗部分间接附着在基础基板上，且远端尖端尖锐且有效地穿透生物组织。微针在近端与远端之间具有锥形侧壁。微针通常可以具有任何截面形状，例如圆形、多边形等。

在一些实施例中，微针或其一部分是基本上圆锥形的。在一些实施例中，微针或其一部分是基本上方尖碑形的。在一些实施例中，方尖碑形的微针可能是有利的，因为在微针的尖端处的较宽角度可以允许相对高的材料负载布置于尖端处或尖端附近。

漏斗部分可以与微针一体形成。漏斗部分的外表面可以通过限定结构的不同部分的表面角度的明显改变/膨胀而与突出结构的微针部分区分开，这从微针的远端向近端前进时可以被看作是至少在一个维度(例如，径向)上的迅速膨胀。漏斗部分在其基端处比其微针端更宽。可以设计这种膨胀，以使得几乎没有漏斗部分插入到目标组织层或空间中。例如，当微针阵列包括散布于漏斗部分中的泡腾材料时，可以将膨胀设计为允许漏斗部分的至少一部分插入到目标组织层中，以使得生物流体，例如间质液，可以与漏斗部分接触。

在一些实施例中，提供一种用于将避孕激素或其他感兴趣的物质施用到诸如皮肤等生物组织中的微针阵列，所述微针阵列包括：基础基板，其具有微针侧和相反的背侧；至少一个初级漏斗部分，其从所述基础基板的所述微针侧延伸；以及两个或更多个实心微针，其从所述至少一个初级漏斗部分延伸，其中所述两个或更多个实心微针包括感兴趣的物质和从所述至少一个初级漏斗延伸的次级漏斗部分。初级和次级漏斗部分可以包括存在于两个或更多个实心微针与两个或更多个实心微针从其延伸的初级和次级漏斗部分的组合中的0％至20％的感兴趣的物质。此实施例有利地避免在漏斗部分中浪费药物。在一些实施例中，初级和次级漏斗部分包括0％的感兴趣的物质。

图3a(立体图)和图3b(侧视截面图)示出作为微针贴片300的部分的微针阵列305的一个示例，其中每个微针330从漏斗部分325延伸。每个微针330在微针330与漏斗部分325的交接处包括气泡结构331。微针阵列305具有微针侧315和相反的背侧320。粘合剂层335被施加到微针阵列的相反的背侧320。微针阵列305通过粘合剂层335固定到处理层340。处理层340包括远离微针阵列延伸的突片部分345。突片部分345使人可手动握住并操纵微针贴片300而不与微针330接触。粘合盖350固定到粘合剂层335的一部分，所述部分覆盖处理层340的突片部分345。粘合盖350使人可手动握住并操纵微针贴片300而不与粘合剂层335接触。尽管图3a和图3b处所示的实施例中描绘了气泡结构，但微针贴片的其他实施例不包括气泡结构，而是具有次级漏斗部分325、微针330的一部分(例如，微针330的基端部分)或其组合，包括泡腾材料。

可选的机械力指示器355安置于粘合剂层335与处理层340之间。机械力指示器可用以向人指示在贴片使用期间施加到贴片的力和/或压力的量。例如，在一个实施例中，指示器被配置为在人向贴片施加的力(在将贴片施加到患者皮肤以将一个或多个微针插入患者皮肤中的过程中)满足或超过预定阈值时提供信号。预定阈值是最小力或比将特定微针贴片有效地施加到患者皮肤所需的最小力大的某一量。也就是说，它是使微针正确地(例如完全地)插入患者的皮肤中所需的力。

微针的长度(lmn)可以介于约50μm与2mm之间。在大多数情况下，它们介于约200μm与1200μm之间，且理想地介于约500μm与1000μm之间。漏斗的长度(高度)(lfun)可以介于约10μm与1cm之间。在大多数情况下，漏斗介于约200μm与2000μm之间，且更优选地介于约500μm与1500μm之间。lfun/lmn之比可以介于约0.1与10之间，更通常介于约0.3与4之间，且更优选介于约0.5与2之间或介于约0.5与1之间，但介于约1与2之间的比也是有用的。lfun/lmn之比可以小于约1或可以大于约1。lmn+lfun之和可以介于约60μm与1.2cm之间，更通常介于约300μm与1.5mm之间，且更优选地介于约700μm与1.2mm之间。lmn+lfun可以大于约1mm，或大于约1.2mm或大于约1.5mm。

微针的体积(vmn)可以介于约约1nl与100nl之间。在大多数情况下，其介于约5nl与20nl之间。漏斗的体积(vfun)可以为约1nl至20,000nl，更通常介于约5nl与1000nl之间，且更优选地介于约10nl与200nl之间。vfun/vmn之比可以介于约0.1与100之间，更通常介于约0.5与20之间，且更优选介于约1与10之间或介于约2与5之间。

遇到漏斗的微针截面面积(或如果适用，微针与气泡结构的组合截面面积)(amn-fun)介于约300μm²与800,000μm²之间。在大多数情况下，它介于约10,000μm²与500,000μm²之间，更优选地介于约50,000μm²与200,000μm²之间。漏斗-基底交接的截面积(afun-base)介于约301μm²与8×10⁷μm²之间，更通常介于约10,000μm²与5×10⁶μm²之间，且更优选地介于约100,000μm²与2×10⁶μm²之间。afun-base/amn-fun之比始终大于1，因为漏斗从微针中伸出。afun-base/amn-fun之比介于约1.1与2500之间，更通常介于约1.5与100之间，更优选介于约2与10之间。

可以以任何合适的密度将两个或更多个微针布置在基础基板上。例如，可以将多个微针布置成阵列中的偶数或交错行，其中每个微针与其最近的相邻微针分开约等于所述微针的高度的距离。

微针-漏斗交接的宽度(wmn-fun)介于约20μm与1000μm之间。在大多数情况下，它介于约100μm与500μm之间，更优选地介于约200μm与400μm之间。漏斗-基底交接的宽度(fun-base)介于约30μm与1cm之间，更通常介于约300μm与1500μm之间，更优选地介于约500μm与1000μm之间。wfun-base/wmn-fun之比始终大于1，因为漏斗从微针中伸出。wfun-base/wmn-fun之比可以介于约1.1与50之间，更通常介于约1.5与10之间，更优选介于约2与5之间。

微针贴片可包括不同的微针。例如，微针贴片的不同微针可以包括不同的材料成分，包括不同的活性剂和/或赋形剂和/或其他材料。包含相同材料成分的微针可以连接到共用漏斗。除了内部负载有不同材料的不同微针、行或区域之外，微针和漏斗本身还可具有离散的材料层。离散层看起来可以是堆叠的或条纹的，或者离散层可以呈壳层形式，其从模具中的空腔的侧壁向内开始。

漏斗部分

在一些实施例中，本文提供的微针贴片有利地在基础基板与微针本身之间包括一个或多个漏斗部分。添加漏斗部分(有时在此处被称作“漏斗”、“漏斗部分”、“基座”、“初级漏斗部分”、“次级漏斗部分”或“漏斗导入”的)在其使用、制造或在其使用和制造方面均具有某些优势。

首先，可以通过将漏斗并入到微针贴片中来减轻组织插入难度，因为它们使微针升高脱离其基底或底物层，从而使微针易于接触并穿透目标组织，而不必使微针变长。这可以提高微针插入效率(例如，微针刺入的成功率)，并减少成功施加微针贴片所需的力。也就是说，大量的微针刺穿组织(例如，贴片中的大于或等于80％或90％或95％的微针)，或者每个微针的较大部分穿透到皮肤中(例如，平均面积大于或等于贴片中微针的长度或体积的95％的50％或75％或80％或90％)。微针穿透成功率的这些量度中的任一个的最终结果是，通过微针施用的大部分感兴趣的物质被输送到组织中。

这种微针设计方法还可以有利地提供微针插入，在施加最小的力之后几乎没有漏斗插入。也就是说，由于漏斗部分的快速膨胀阻碍插入并导致插入到微针-漏斗交接，因此产生的带有漏斗的微针的插入深度对在贴片施加过程中施加过大的力不太敏感。这允许它们可以通过简单的拇指压力单独插入，或者通过具有指示已施加最小所需力的机制的拇指压力来插入，或者可以通过可能不依赖冲击的更简单且更具侵略性的施加器插入。例如，如果将较长微针的阵列压靠在皮肤上，那么可以仅部分地插入微针，从而允许它们仍然浅穿透。然而，由于所需的最小力将因个体(例如，皮肤类型)与施加部位(例如，患者身体上的定位)之间的差异而变化，因此很难控制微针插入的实际深度。因此，部分地插入较长的微针阵列的插入力将发生变化，并且通过施加太小或太大的力将导致不合适的微针插入深度。当使用带有漏斗导入的微针时，可以缓解这种情况，因为漏斗部分的快速膨胀会限制插入深度。如果施加了最小力(或更大的力)，那么插入深度是一致的。

其次，通过添加漏斗可以大大减少制造挑战，因为由于漏斗从微针空腔中伸出，它们在模具填充步骤期间极大地增大了目标面积。与不包含漏斗的模具相比，这种较大面积的目标(即漏斗基交接)极大地放宽了沉积/填充系统所需的位置准确度，其中目标区域将是微针基交接。另外，用漏斗填充微针的体积可以比微针本身大很多倍，由此也减少了这种约束。

在整个说明书的其余部分中都描述了已开发出的微针阵列设计和制造方法的其他优点和益处。某些改进的制造方法适用于包括漏斗部分的微针阵列，以及不包括漏斗部分的微针阵列。

漏斗部分可以形成为各种不同的配置。漏斗部分可以具有锥形壁(较深或较浅)、“阶梯”形壁、接着变为竖直的锥形壁、半球形壁或其组合。漏斗部分可以对称或不对称。这些配置中的一些在图4a至图4i所示的截面图中说明。

图4a至图4f(侧视截面图)处描绘的微针的每个配置都包括在微针的基端处或基端附近的气泡结构401。图4a示出锥形漏斗部分410，其具有笔直的锥形侧壁和从所述侧壁延伸的微针400。图4b示出漏斗部分420，其具有阶梯状侧壁和从所述侧壁延伸的微针400。图4c示出漏斗部分430，其侧壁既有锥形部分又有非锥形(竖直)部分以及从所述侧壁延伸的微针400。图4d示出轴向不对称的漏斗部分440，其侧壁与漏斗部分的另一侧(例如相对)侧442相比具有在漏斗部分的一侧441上以不同角度成锥形的侧壁，微针300从所述侧壁延伸。图4e示出浅锥形漏斗部分450，其具有笔直的锥形侧壁和从所述侧壁延伸的微针400。图4f示出半球形的漏斗部分460，其具有弯曲侧壁和从所述侧壁延伸的微针400。

图4g至图4i(侧视截面图)处描绘的微针的每个配置都包括漏斗部分，所述漏斗部分包括泡腾材料。当漏斗部分中包括泡腾材料时，漏斗部分可以被配置为在微针阵列穿透生物组织时与生物流体(例如间质液)接触。图4g示出锥形漏斗部分410，其具有笔直的锥形侧壁和从所述侧壁延伸的微针400。图4h示出漏斗部分430，其侧壁既有锥形部分又有非锥形(竖直)部分以及从所述侧壁延伸的微针400。图4i示出轴向不对称的漏斗部分440，其侧壁与漏斗部分的另一侧(例如相对)侧442相比具有在漏斗部分的一侧441上以不同角度成锥形的侧壁，微针300从所述侧壁延伸。包括泡腾材料的漏斗部分，例如图4g至图4i处描绘的漏斗部分，可以用于图3a和图3b所示的微针贴片中。在一些实施例中，泡腾材料仅存在于漏斗部分的一部分中。在一些实施例中，泡腾材料存在于微针的一部分中，例如微针的基端部分中。当泡腾材料存在于微针的一部分中时，泡腾材料可以不存在于对应于微针的漏斗部分中，或者泡腾材料可以存在于对应于微针的漏斗部分的至少一部分中。

单个微针阵列或贴片可具有具有具有不同几何形状的两个或更多个漏斗部分。例如，阵列可以包括具有第一大小或形状的漏斗部分的一行微针和具有第二大小或形状的漏斗部分的第二行微针。可以有利地设计这种差异，例如以输送两种不同感兴趣的物质。

制造和使用考量也推动了漏斗部分的几何形状的选择。例如，阵列内的微针和漏斗的密度(即间距)也可以与微针/漏斗的几何形状相平衡，以允许简单的针头插入而很少甚至没有漏斗插入(即，因为通常更紧密地间隔微针更加难以插入)。作为另一个示例，在制造期间，一定体积的溶液沉积在模具的漏斗部分中，且当干燥/固化时，溶质基本上迁移到微针及其模具的尖端部分中。在一个实施例中，漏斗形状被设计成促进并最大化这种溶质迁移。

漏斗部分在至少一个维度上从其连接到微针的定位膨胀。在大多数情况下，它会径向扩展。较小的角度α位于从漏斗-微针交接延伸到漏斗部分与底座相交处的线与从同一点延伸并垂直于微针的中心轴的线之间，如图5a、图5b和图5c中的侧视截面图所示。角度α小于约90°但大于约10°。在大多数情况下，该角度介于约30°与75°之间，并且更优选地介于约45°与约60°之间。

每个微针可以与一个漏斗相关联，并且每个漏斗与一个微针相关联。替代地，一个微针可以与多于一个漏斗相关联。替代地，一个漏斗可以与多于一个微针相关联。通常，在每个贴片的基础上，微针的数量≥漏斗的数量。然而，当串联使用漏斗时，漏斗的数量可能会超过微针的数量。每个贴片的微针数量通常介于1与10,000之间，并且在大多数情况下介于约20与1000之间，更优选介于约50与500之间。每个贴片的漏斗数量通常介于约1与10,000之间，并且在大多数情况下介于约5与500之间，更优选介于约10与500之间。漏斗与微针之比介于约0.01与10之间，更通常介于约0.05与4之间，更优选介于0.1与1之间。在某些情况下，漏斗与微针之比约为1。在其他情况下，漏斗与微针之比约为2或更大。在某些情况下，全都在一行中的多个微针都与同一个漏斗相关联。在某些情况下，某些微针与漏斗相关联，而其他微针与漏斗不相关联。在某些情况下，每个微针在贴片内与其相关联的漏斗的数量对于所有微针或所有漏斗来说都不相同。

也可以串联使用漏斗，即其中第一个漏斗(即初级漏斗部分)(基端)馈送许多其他漏斗(即次级漏斗部分)的一系列漏斗。例如，每个微针可具有其自有漏斗，且一行或一部分的微针和漏斗的贴片可以连接到较大的细长漏斗。出于一个或多个原因而用多种活性剂填充微针贴片特别有用(例如，活性剂彼此不相容，出于稳定性和/或释放动力学而采用不同的配方)。例如，一些微针可以迅速释放活性物质，由此提供即时爆发，以将活性物质的血液水平迅速提高到治疗范围，而其他微针可以被设计微缓慢释放活性物质，以在较长时间内将活性物质的血液水平保持在治疗范围内。替代地，可以将单个大漏斗连接到整个微针(自带或不自带单独漏斗)贴片。这对于填充单一活性成分可能是有用的。

感兴趣的物质/活性药物成分

可以使用本发明的微针和方法来配制多种物质以输送到生物组织。如本文所用，术语“感兴趣的物质”包括活性药物成分、过敏原、维生素、美容剂、药妆品、诊断剂、标记物(例如，有色染料或放射性染料或标记物)以及期望引入到生物组织中的其他材料。“感兴趣的物质”有时被称作“活性物质”。在优选实施例中，生物组织是人或其他哺乳动物的组织，包括但不限于人或哺乳动物的皮肤，眼组织或其他粘膜(例如颊、鼻、胃肠道、直肠等)。在替代实施例中，生物组织是植物组织。

在一些实施例中，感兴趣的物质是可用于医学或兽医学用途的预防、治疗或诊断剂。在一些实施例中，感兴趣的物质是预防或治疗物质，它在本文中可以被称作api。在一些实施例中，api选自可以天然存在、合成或重组产生的合适的蛋白质、肽及其片段。用于输送的api类型的代表性实例包括抗生素、抗病毒药、止痛药、麻醉药、抗组胺药、抗炎药、抗凝血剂、过敏原、维生素、抗肿瘤药。

在一些实施例中，感兴趣的物质是激素。激素可以包括避孕激素，例如孕激素。避孕激素的示例包括炔诺孕酮、依托孕酮或内斯托酮。激素可以包括胰高血糖素样肽-1(glp-1)。激素可以包括睾丸激素。激素可以包括雌激素，例如乙炔基雌二醇。

在一些实施例中，感兴趣的物质包括疫苗。疫苗的示例包括用于传染病的疫苗、用于癌症、神经系统疾病、过敏、戒烟或其他成瘾的治疗性疫苗。当前和将来的预防炭疽、宫颈癌(人乳头瘤病毒)、登革热、白喉、埃博拉、甲型肝炎、乙型肝炎、丙型肝炎、乙型流感嗜血杆菌(hib)、hiv/aids、人乳头瘤病毒(hpv)、流行性感冒(季节性和大流行)、日本脑炎(je)、莱姆病、疟疾、麻疹、脑膜炎球菌、猴痘、腮腺炎、百日咳、肺炎球菌、小儿麻痹症、狂犬病、轮状病毒、风疹、带状疱疹、带状疱疹、天花、破伤风、伤寒、结核病(tb)、水痘(varicella/chickenpox)、西尼罗河和黄热病。

在一些实施例中，感兴趣的物质包括治疗剂。治疗剂可以选自小分子和较大的生物技术生产或纯化的分子(例如，肽、蛋白质、dna、rna)。可以包括其类似物和拮抗剂的治疗剂的示例包括但不限于胰岛素、胰岛素样生长因子、促胰岛激素、甲状旁腺激素、醋酸普兰林肽、生长激素释放激素、生长激素释放因子、甲卡西敏、因子viii、因子ix、抗凝血酶iii、蛋白c、蛋白s、β-葡萄糖脑苷脂酶、葡糖苷酶-α、月桂酸酶、十二指肠相、半乳糖苷酶、阿糖苷酶-β、α-1蛋白酶抑制剂、乳糖酶、胰腺酶、腺苷脱氨酶、合并的免疫球蛋白、人白蛋白、促红细胞生成素、达贝泊汀-α、非格司亭、吡非司亭、沙格司亭、奥普瑞白介素、人类促卵泡激素、人类绒毛膜促性腺激素、促黄体激素-α、干扰素(α、β、γ)、阿地亮素、阿替普酶、瑞替普酶、替维普酶、尿激酶、因子viia、替加色罗-α、鲑鱼降钙素、艾塞那肽、奥曲肽、地波丁-α、重组人骨形态发生蛋白7、醋酸组氨酸丝氨酸蛋白、帕利夫明、贝卡普勒明、胰蛋白酶、奈西立肽、肉毒杆菌毒素(a型和b型)、胶原酶、人脱氧核糖核酸酶i、透明质酸酶、木瓜蛋白酶、1-天冬酰胺酶、peg-天冬酰胺酶、拉布立酶、来匹卢定、比伐卢定、链激酶、阿尼曲普酶、贝伐单抗、西妥昔单抗、帕尼单抗、阿仑单抗、利妥昔单抗、曲妥珠单抗、阿巴西普、阿那金拉、阿达木单抗、依那西普、英夫利昔单抗、阿来法普、依法珠单抗、那他珠单抗、依库丽单抗、抗胸腺细胞球蛋白、巴利昔单抗、达克珠单抗、莫罗单抗-cd3、奥马珠单抗、帕珠单抗、恩夫韦肽、多巴西单抗、培维索孟、地高辛免疫血清fab(绵羊)、地高辛免疫血清fab(绵羊)、雷尼单抗、地尼白介素、替伊莫单抗、吉妥珠单抗奥佐米星、托西莫单抗、i-托西莫单抗、抗恒河猴(rh)免疫球蛋白g、去氨加压素、血管加压素、脱氨基[val4、d-arg8]缓激肽、硫酸博来霉素、胰凝乳蛋白酶、缓激肽、硫酸博来霉素、乳糜蛋白酶、胰高血糖素、依泊汀醇、胆囊收缩素、催产素、促肾上腺皮质激素、前列腺素、喷替吉肽、胸腺素α-1、α-1抗胰蛋白酶、芬太尼乙烯基、利多卡因、肾上腺素、舒马普坦、甲磺酸苄索平、利拉鲁肽、磺达肝癸钠、肝素、氢吗啡酮、奥美他汀甲磺酸琥珀酸酯、醋酸普兰林肽、促甲状腺素-α、甘罗溴铵、甲磺酸二氢麦角胺、硼替佐米、双羟萘酸曲普瑞林、替度鲁肽、二氢麦角胺甲磺酸盐、硼替佐米、哌替啶二甲酮、哌替啶、(已)曲安奈德丙酮化物、阿立哌唑、戊酸雌二醇、硫酸吗啡、奥氮平、盐酸美沙酮和甲氨蝶呤。

在一些实施例中，感兴趣的物质是本领域已知的维生素、草药或饮食补充剂。非限制性实例包括5-htp(5-羟基色氨酸)、巴西莓、乙酰基-l-肉碱、活性炭、芦荟、α-硫辛酸、苹果醋、精氨酸、明日叶、心叶青牛胆、虾青素、大麦、蜂花粉、β-丙氨酸、β-胡萝卜素、β-葡聚糖、生物素、苦瓜、黑樱桃、黑升麻、黑加仑、红茶、支链氨基酸氨基酸、菠萝蛋白酶(bromelain/bromelin)、钙、樟脑、洋甘菊、圣洁莓、壳聚糖、小球藻、叶绿素、胆碱、软骨素、铬、肉桂、胞磷胆碱、椰子水、辅酶q10、共轭亚油酸、冬虫夏草、蔓越莓、肌酸、d-甘露糖、达米阿那、鹿茸、dhea、dmso、紫锥花、edta、接骨木、鸸鹋油、月见草油、胡芦巴、小白菊、叶酸、福司可林、gaba(γ-氨基丁酸)、明胶、姜、银杏叶、人参、甘氨酸、葡萄糖胺、硫酸葡萄糖胺、谷胱甘肽、积雪草、葡萄籽提取物、生咖啡、瓜拉纳、印度没药、匙羹藤、山楂、芙蓉、圣罗勒、淫羊藿、菊粉、铁、磷虾油、左旋肉碱、左旋瓜氨酸、左旋色氨酸、乳杆菌、镁、木兰、水飞蓟、msm(甲基磺酰甲烷)、烟酸、橄榄、ω-3脂肪酸、乌龙茶、牛至、西番莲、果胶、苯丙氨酸、磷脂酰丝氨酸、钾、益生菌、孕酮、槲皮素、核糖、红曲米、灵芝、白藜芦醇、玫瑰果、藏红花、sam-e、锯棕榈、五味子、沙棘、硒、番泻叶、榆木、圣约翰草、荨麻、茶树油、茶氨酸、蒺藜、姜黄(姜黄素)、酪氨酸、缬草、维生素a、维生素b12、维生素c、维生素d、维生素e、维生素k、乳清蛋白、金缕梅萃取液、黄原胶、木糖醇、育亨宾和锌。

微针贴片可包括单种感兴趣的物质，或者它们可包括两种或更多种感兴趣的物质。在后一种情况下，可以在一个微针中一起提供不同的物质，或者微针阵列中的一些微针包含一种目标物质，而其他微针则包含另一种目标物质。

期望以稳定的制剂或组合物(即其中生物活性材料在储存时基本上保持其物理稳定性和/或化学稳定性和/或生物学活性的制剂或组合物)提供api。如本领域中已知，可以在选定温度下在选定的时间段内测量稳定性。

在一些实施例中，感兴趣的物质以固体的形式提供，所述固体是“干燥的”或已经“干燥”以形成一个或多个微针，并且在将微针插入到患者的生物组织中后在体内变得可溶。如本文所用，术语“干燥的”或“干燥”是指已经从中除去大部分水以产生组合物的固相的组合物。术语不需要完全没有水分(例如，api或包括api的制剂的水分含量可以为约0.1重量％至约25重量％)。

感兴趣的物质可以包括于具有一种或多种赋形剂和其他添加剂的制剂中，如下文详述。

基质材料/赋形剂

基体材料形成了大部分的微针、漏斗部分，包括初级漏斗部分和次级漏斗部分，以及可选的基础基板。微针、初级漏斗部分与次级漏斗部分可以由相同或不同基质材料形成。基质材料通常单独或与其他材料组合地包括生物相容性聚合物材料。泡腾材料可以分散于用以形成漏斗部分、微针的一部分或其组合的基质材料中。感兴趣的物质可以分散于用以形成微针和/或漏斗部分的基质材料中。

基质材料可以是可生物降解、可生物侵蚀和/或可生物吸收的。可以基于一种或多种基质材料被生物降解、生物侵蚀或被生物吸收的速率而选择一种或多种基质材料。在一些实施例中，基质材料是水溶性的。水溶性基质材料在接触诸如生物流体等流体后可即刻在几分钟至几十分钟内溶解。

在一些实施例中，微针由可生物降解、可生物蚀解和/或可生物吸收的基质材料形成，并且所述基质材料包封感兴趣的物质。当对基质材料执行降解、腐蚀、吸收或其组合时，释放感兴趣的物质。

在一些实施例中，微针由包封可生物降解的聚合物微粒的水溶性基质材料形成。可生物降解的聚合物微粒又包封感兴趣的物质。当与生物流体接触时，微针可相对快速地溶解，从而将可生物降解的聚合物微粒留在后面(例如，在生物组织内)，其缓慢降解并释放感兴趣的物质。

在一些实施例中，大部分微针由包括聚乳酸、聚乳酸乙醇酸、聚己内酯或其组合的基质材料形成。在一些实施例中，包括初级漏斗部分和/或次级漏斗部分的漏斗部分由包括聚乙烯醇、碳水化合物或其组合的基质材料形成。在一些实施例中，碳水化合物是蔗糖。在一些实施例中，包括初级漏斗部分和/或次级漏斗部分的漏斗部分由包括聚乙烯吡咯烷酮的基质材料形成。然而，可以预见其他基质材料。

如本文所用，术语“基质材料”与“赋形剂”在涉及在微针和漏斗的干燥和形成期间没有挥发或以其他方式除去的任何赋形剂时可互换使用。

本文描述的模具填充过程中使用的流体溶液可以包括多种赋形剂中的任何一种。赋形剂可以由广泛用于药物制剂中的赋形剂或新颖赋形剂组成。在优选实施例中，赋形剂是fda批准的药品中的赋形剂(参见http://www.accessdata.fda.gov/scripts/cder/iig/index.cfm上的《获批药品进行非活性成分搜索》)。以下类别的辅料中不能使用一种或多于一种的辅料：稳定剂、缓冲剂、填充剂或填料、佐剂、表面活性剂、崩解剂、抗氧化剂、增溶剂、冻干保护剂、抗微生物剂、抗粘剂、色素、润滑剂、增粘剂、助流剂、防腐剂、用于延长或控制输送的材料(例如可生物降解的聚合物、凝胶、长效剂形成的材料等)。单一赋形剂可以发挥多种制剂作用。例如，可以将糖用作稳定剂和填充剂，或者可以使用缓冲液以缓冲ph值并保护活性物质免受氧化。赋形剂的一些示例包括乳糖、蔗糖、葡萄糖、甘露醇、山梨糖醇、海藻糖、果糖、半乳糖、右旋糖、木糖醇、麦芽糖醇、棉子糖、葡聚糖、环糊精、胶原蛋白、甘氨酸、组氨酸、碳酸钙、硬脂酸镁、血清白蛋白(人和/或动物源)、明胶、壳聚糖、dna、透明质酸、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙烯醇、聚乳酸(pla)、聚乙醇酸(pga)、聚乳酸-乙醇酸(plga)、聚乙二醇(peg、peg300、peg400、peg600、peg3350、peg4000)、纤维素、甲基纤维素、羧甲基纤维素、羧甲基纤维素钠、羟丙基甲基纤维素、阿拉伯胶、卵磷脂、聚山梨酸酯20、聚山梨酸酯80、pluronicf-68、山梨酸三癸酸酯(span85)、edta、羟丙基纤维素、氯化钠、磷酸钠、乙酸铵、磷酸钾、柠檬酸钠、氢氧化钠、碳酸钠、tris碱-65、tris乙酸盐、trishcl-65、柠檬酸盐缓冲液、滑石粉、二氧化硅、脂肪、对羟基苯甲酸甲酯、丙基对羟基苯甲酸酯、硒、维生素(维生素a、维生素e、维生素c、棕榈酸视黄酯和硒)、氨基酸(蛋氨酸、半胱氨酸、精氨酸)、柠檬酸、柠檬酸钠、苯甲醇、氯丁醇、甲酚、苯酚、硫柳汞、edta、丙酮钠硫酸氢盐、抗坏血酸棕榈酸酯、抗坏血酸、蓖麻油、棉籽油、明矾、氢氧化铝、磷酸铝、磷酸氢钙、石蜡油、角鲨烯、quila、il-1、il-2、il-12、弗氏完全佐剂、弗氏不完全佐剂、杀死的百日咳杆菌、牛分枝杆菌和类毒素。可以选择一种或多种选定赋形剂以在微针装置的干燥和储存期间改善感兴趣的物质的稳定性，以及为微针阵列提供体积和/或机械性能。

在一些优选实施例中，微针由包封api的可生物降解的基质材料制成，且当插入患者体内时，整个微针在皮肤中分离并缓慢降解。在一些其他实施例中，微针由水溶性基质材料制成，所述水溶性基质材料包封可生物降解聚合物微粒，所述生物可降解聚合物微粒又包封api。在插入皮肤后，微针即刻从底物迅速分离(通过气泡或泡腾)，且微针本身也会相对较快地溶解，从而在皮肤中留下微粒，这回缓慢地生物降解并释放api。

微针贴片

可以将上述微针阵列与一种或多种其他成分组合以产生微针贴片，诸如可以手动应用于患者的生物组织(例如皮肤)的贴片。例如，微针阵列可以与粘合剂层结合，所述粘合剂层可用以在施用感兴趣的物质的时段期间促进将贴片固定到患者的皮肤。如上文描述和图3a至图3b中说明，可以还包括底物或处理层以促进贴片的处理。

底物层可以由多种材料制成，并且可以与突片部分相同或不同。在一些实施例中，底物层可以是复合材料或多层材料，包括具有各种特性以提供所需特性和功能的材料。例如，取决于特定应用，底物材料可以是柔性的、半刚性的或刚性的。作为另一示例，底物层可以是基本上不可穿透的，从而保护一个或多个微针(或其他组件)不受湿气、气体和污染物的影响。替代地，基于期望的保护水平，底物层可以具有其他程度的穿透性和/或孔隙率。可以用于底物层的材料的非限制性示例包括各种聚合物、弹性体、泡沫、纸基材料、箔基材料、金属化膜以及非织造和织造材料。

微针贴片可以包括美国专利申请公开号2017/0050010中描述的特征和/或配置中的任何一个或多个，所述美国专利申请公开通过引用并入本文。

制作微针阵列的方法

本文描述的制造方法的实施例用以制造微针阵列，其通常被描述为包括基础基板，所述基础基板具有从基础衬底延伸的一个或多个微针。一般而言，所述方法包括模制过程，其有利地是高度可扩展的。所述过程需要提供合适的模具；用合适的流体材料填充模具；干燥流体材料以形成微针、漏斗部分(如果包括)和基础基板；并接着从模具中移除成型的零件。这些填充和干燥步骤在本文中可以被称作“浇铸”。本文中的方法可以包括美国专利申请公开号2017/0050010中描述的特征、零件和/或技术中的一个或多个，所述美国专利申请公开通过引用并入本文。

图6说明包括两个铸件的模制过程的一个实施例。在此实施例中，提供模具601，且接着填充第一流体材料602，接着干燥第一流体材料602，由此形成微针阵列606中的微针。此后，用第二流体材料604填充模具602，接着干燥第二流体材料604，由此为微针阵列606的中每个微针形成对应漏斗部分。第二流体材料包括基质材料和泡腾材料。接着从模具601移除微针阵列606。在优选实施例中，第一流体材料602包括感兴趣的物质，而第二流体材料604不包括感兴趣的物质。在图7处以框图说明如本文描述的制造微针阵列的方法的过程流程图。

在一些实施例中，所述方法包括：(a)提供模具，所述模具具有上表面、相对的下表面和所述上表面中的开口，其中所述开口通向邻近所述上表面的第一空腔并通向所述第一空腔下方的第二空腔，其中所述第一空腔限定至少一个漏斗部分且其中所述第二空腔限定至少一个微针；(b)经由所述模具中的所述开口用第一材料至少填充所述第二空腔，所述第一材料包括溶解或悬浮于第一液体载剂中第一基质材料和感兴趣的物质；(c)在所述模具中干燥所述第一材料，以移除所述第一液体载剂的至少一部分来在所述第二空腔中至少形成微针的尖端部分，其中所述尖端部分包括所述感兴趣的物质；(d)经由所述模具中的所述开口，用第二材料填充所述第一空腔并在步骤(b)和(c)之后有任何所述第二空腔未被占据的情况下填充所述第二空腔，所述第二材料包括溶解或悬浮于非水第二液体载剂中的泡腾材料和第二基质材料；(e)在所述模具中干燥所述第二材料以除去所述第二液体载剂的至少一部分来形成(i)所述至少一个漏斗部分和(ii)所述至少一个微针的在步骤(b)和(c)之后未形成的任何部分，其中所述至少一个漏斗部分包括所述泡腾材料和所述第二基质材料；且(f)将所述至少一个微针和与其连接的所述至少一个漏斗部分一起从所述模具移除，其中所述感兴趣的物质位于所述至少一个微针中的数量多于位于所述至少一个漏斗部分中的数量。

图8说明包括两个铸件的模制过程的另一实施例。在此实施例中，提供模具801，且接着填充第一流体材料802，接着干燥第一流体材料802，由此形成微针阵列806中的微针。此后，用第二流体材料804填充模具802，且在微针与第二流体材料之间截留气泡807。接着干燥第二流体材料804，由此为微针阵列806中的每个微针形成对应漏斗部分。第二流体材料包括基质材料。接着从模具801移除微针阵列806。在优选实施例中，第一流体材料802包括感兴趣的物质，而第二流体材料804不包括感兴趣的物质。

在一些实施例中，所述方法包括：(a)提供模具，所述模具具有上表面、相对的下表面和所述上表面中的开口，其中所述开口通向邻近所述上表面的第一空腔并通向所述第一空腔下方的第二空腔，其中所述第一空腔限定至少一个漏斗部分且其中所述第二空腔限定至少一个微针；(b)经由所述模具中的所述开口用第一材料至少填充所述第二空腔，所述第一材料包括溶解或悬浮于第一液体载剂中第一基质材料和感兴趣的物质；(c)在所述模具中干燥所述第一材料，以移除所述第一液体载剂的至少一部分来在所述第二空腔中至少形成微针的尖端部分，其中所述尖端部分包括所述感兴趣的物质；(d)经由所述模具中的所述开口，用第二材料填充所述第一空腔并在步骤(b)和(c)之后有任何所述第二空腔未被占据的情况下填充所述第二空腔，并在所述第一材料与所述第二材料之间截留气泡，以在所述至少一个微针中的每一个的基端处或基端附近形成气泡结构，其中所述第二材料包括溶解或悬浮于所述第二液体载剂中的第二基质材料；(e)在所述模具中干燥所述第二材料以除去所述第二液体载剂的至少一部分来形成(i)所述至少一个漏斗部分和(ii)所述至少一个微针的在步骤(b)和(c)之后未形成的任何部分，其中所述至少一个漏斗部分包括第二基质材料；且(f)将所述至少一个微针和与其连接的所述至少一个漏斗部分一起从所述模具移除，其中所述感兴趣的物质位于所述至少一个微针中的数量多于位于所述至少一个漏斗部分中的数量。

优选地在最小iso5(100)过程、iso7过程或iso8过程中执行用于制造微针阵列和贴片的方法。当已经证明灭菌方法与活性物质相容时，可以利用终端灭菌。

填充

填充溶液的成分通常反映最终微针阵列中所需的材料，除了在处理过程中可能会基本除去的溶剂以外。

在优选实施例中，将感兴趣的物质优先负载到微针和其尖端中，而不是漏斗部分中。感兴趣的物质是填充材料的被转移到模具中的部分。填充材料还可以包括液体载剂。填充材料可以呈颗粒、熔体、粉末或颗粒的溶液，浆液或悬浮液的形、或这些形式中的任何一种的组合。这些形式中的一种或多种可以用于多步骤填充过程中。此“填充材料”在本文中可以被称作“溶液”或“流体材料”。

在各种填充步骤中，填充材料可以包括液体载剂。术语“液体载剂”在本文中可以被称作“溶剂”或“载液”。在各种实施例中，填充材料可以(1)仅包括溶剂，(2)不包括溶剂，(3)仅包括基体材料，(4)包括溶剂与基质材料的组合，不具有感兴趣的物质，(5)包括仅溶剂与感兴趣的物质的组合，或(6)包括溶剂、感兴趣的物质与基质材料的组合。溶剂可以是水、诸如挥发性有机溶剂等有机溶剂、或其组合。一些示例是3类溶剂，包括乙酸、庚烷、丙酮、乙酸异丁酯、苯甲醚、乙酸异丙酯、1-丁醇、乙酸甲酯、2-丁醇、3-甲基-1-丁醇、乙酸丁酯、甲基乙基酮、叔丁基甲基醚、甲基异丁基甲酮、二甲基亚砜、2-甲基-1-丙醇、乙醇、戊烷、乙酸乙酯、1-戊醇、乙醚、1-丙醇、甲酸乙酯、2-丙醇、甲酸和乙酸丙酯。当微针阵列包括泡腾材料时，包括泡腾材料的液体载剂应该是非水性液体载剂。如本文所用，术语“非水性”是指包括小于1体积％的水的液体。

微针和漏斗空腔可以完全填充、部分填充或过度填充。在发生填充步骤之后，通常随后进行干燥或固化步骤。干燥或固化步骤可以通过加热或降低压力(例如，蒸发溶剂)，冷却或升高压力(以固化基质材料)，暴露于光(例如，归因于暴露于紫外线的聚合)或这些操作的组合来实现。此干燥或固化步骤可以完全、基本上或仅部分地干燥或固化沉积的材料。通常，当溶液的粘度低时，溶液将更多的活性物质转移到微针和其尖端中，溶液在漏斗中具有较高表面能，并且不被活性物质饱和(即，活性物质高度溶于溶剂)。然而，这三个特征都不是必需的，而是已发现它们通常能够使微针和其尖端更优先地负载。

在优选实施例中，使用两步填充过程，其中第一填充步骤包含感兴趣的物质，其在干燥/固化过程期间基本上迁移到微针和其尖端中。随后是第二填充步骤和后续干燥/固化过程。第二填充步骤包含使微针和漏斗具有其机械结构并且可以被过度填充以产生基础基板或基础基板的部分的基质材料。第二填充步骤可以导致在第一填充步骤期间施加的材料与第二填充步骤期间施加的材料之间捕获气泡。

包括多于两个填充步骤的方法的一个实施例如下：可以用包含活性物质(以及可能的赋形剂)的第一溶液填充模具，接着将其干燥。再次用相同溶液填充模具并进行干燥。这可以重复进行直到将期望量的活性物质负载到微针中为止。随后是一个或多个最终填充步骤，在所述步骤中，用赋形剂(与先前的填充剂可以是相同或不同赋形剂)且不用活性物质填充模具，一旦干燥，这便为微针提供机械结构。

在一个实施例中，将填充溶液提供为具有低粘度。具有相对较低粘度的填充溶液更具流动性，并且随着其干燥它可以更易于向下流入微针中。在溶液包括活性物质的实施例中，通常优选的是，溶液的粘度小于约100cp更优选地小于约50cp，更优选地小于约10cp，或更优选地小于约5cp。填充溶液的粘度可以被改变以控制气泡结构的大小和/或形状。

在一个实施例中，使用离心机或类似装置来旋转模具以产生法向力并进入模具，从而产生重力以在溶液干燥/固化时将溶液向下驱动到微针中。当填充流体仍处于溶液状态下时，这个过程也可用于将较大分子(例如活性物质)向下驱动到微针和其尖端中。术语“较大分子”用以表示比液体载剂或溶剂的分子更大的分子，并且还可以包括纳米颗粒、微粒和由许多分子组成的其他颗粒。

在各种实施例中，微针模制过程包括在任何或所有模具填充步骤之前、之中和/或之后的以下步骤中的一个或多个：施加振动、超声、压力、真空、电磁场和离心。

使用传统的微针模具很难进行逐针填充，这是因为目标尺寸小(例如，导致未对准并导致模具中单个微针贮器丢失)且需要沉积的体积小(例如，沉积量极小将导致沉积量的变化增加)。在大批量生产中，这变得越来越困难。然而，漏斗到漏斗(即，将填充材料沉积到单个漏斗模具腔中)和“覆盖”填充(即，覆盖包括多个单个微针/漏斗模具腔的模具表面区域)简单得多，因为目标面积可以比单个微针空腔的开口面积大很多倍。通过漏斗到漏斗填充，填充体积(即，微针和漏斗的体积)和目标面积(即，漏斗-基部交接的面积)有利地比单独的微针的填充体积和目标面积大很多倍，因此，这可以大大减少沉积体积的变化(例如，5nl±1nl为5nl±20％，而100nl±1nl为100nl±1％，这种情况下绝对变化差为20倍)以及液滴-目标失准。通过覆盖填充，溶液覆盖了整个区域，从而进一步减小了体积和位置限制。经由覆盖方法沉积的体积可以小于、等于或大于微针与漏斗的总体积。一旦填充了微针和漏斗空腔，那么除去多余的溶液(例如擦拭，吹扫空气)。

可以通过模具中的空腔的体积(即用溶液完全填充空腔并接着清洁表面)或填料(即分配或负载受控制的体积、质量等)来控制沉积在微针模具中的溶液的体积。对于通过多个填充步骤生产的微针阵列，可以同时使用这些体积控制方法。例如，将包含活性物质的溶液覆盖在整个表面上，填充微针和漏斗空腔，从模具表面清洁溶液，将溶液干燥，以受填料控制的量沉积第二溶液，将第二溶液干燥等。

在一些实施例中，第二溶液包括形成与微针的基端接触的漏斗的基质材料，且调节沉积到微针模具中的第二溶液的体积以控制气泡结构的尺寸。在一些实施例中，增加沉积到模具中的第二溶液的体积减小了所得气泡结构的大小。在图9处描绘的实施例中，第二溶液的体积介于30与90μl之间，产生的气泡结构深度分别为310至105μm。

在一些实施例中，使用本领域已知的能够将溶液沉积到模具上的流体处理/分配技术/系统。有些技术/系统适用于“覆盖”涂层(局部或完整贴片)、目标沉积或两者。流体处理/分配系统的示例包括：与分配头联接的注射器或其他泵(tecan/cavro，gilson，hamilton)、自动移液系统(tecan，biotek，eppendorf)、丝网印刷或其他口罩和清洁型系统、狭缝涂层或类似系统、喷墨打印系统(microfab)、针式或毛细管阵列点胶技术、有源毛细管系统(innovadyne的nanodrop)、基于气溶胶或喷涂的系统、浸涂、刷涂、压印、表面化学控制沉积(print-非润湿模板中的粒子复制)、基于声学的系统(picoliter，inc.)以及这些沉积技术的任意组合(例如，biodot的biojet，一种注射器泵-喷墨混合物)。填充头可以是自动的并且可以移动，模具可以移动，或者填充头和模具都可以移动，以便将溶液沉积在期望定位处。这可以呈单腔模具、多腔模板的形式，或者可以基于连续的卷到卷工艺。

在整个制造过程中可以使用许多干燥和/或固化方法。可以以分批工艺的形式施加热量，但是可能优选的是将其结合到半分批工艺或连续工艺中。一些干燥方法经由蒸发除去溶剂来硬化溶液，包括施加：1)热——通过对流，传导(即，热板或加热的表面)和/或辐射(加热灯、ir或nir灯)、2)对流——干、干燥、无菌空气或氮气鼓风机、3)真空——暴露于减压、4)常温干燥、5)干燥、6)冻干或冷冻干燥、7)电介质干燥(例如，rf或微波)、8)超临界干燥和7)这些干燥方法中的一种或多种的组合。

许多固化方法(物质硬化是由聚合物链的聚合/交联或可逆聚合/交联引起的)是通过电子束、热或化学添加剂/反应实现的。固化触发因素可以包括时间紫外线(例如uv光)、压力、热量等。

如本文所用，术语“干燥”，“干燥的”或“干燥的”在指模具中的材料时(例如，基质材料和/或感兴趣的物质)是指所述材料变得至少部分地固化。在实施例中，可以在完全干燥之前将微针从模具移除。在实施例中，在将微针干燥至工作状态之后，将微针从模具移除。然而，在优选实施例中，当微针处于橡胶态但强度足以从模具中拉出或剥离时，将微针从模具移除。已经发现这可以改善脱模而不会使微针断裂。如本文所用，术语“工作状态”是指微针足够刚性以用于其预期目的，例如穿透皮肤。如本文所用，术语“橡胶态”是指微针不处于工作状态下，因为它们太软且太柔软而不能穿透其预期目标组织，例如皮肤。例如，微针，诸如由包括聚乙烯醇和糖的块体/基质材料构成的针针，在进行干燥过程时由于其含水量减少而将进入橡胶态，接着进入工作状态。

使用微针阵列的方法

本文提供的微针阵列和贴片可以自我施用或由另一个人(例如，父母、监护人、受过最少培训的医护人员、经过专业培训的医护人员和/或其他人员)施用。本文提供的微针贴片可以由贴片的人直接处理和施用，而无需使用施加器来施加期望的力/压力，由此允许非常简单、低轮廓的(即，薄且类似贴片的)微针贴片(例如，包括任何施用助剂的总贴片厚度不超过2cm、更优选地1.5cm、更优选地1cm且更优选0.5cm)。

在一些实施例中，使用微针阵列的方法包括用微针贴片施用感兴趣的物质的简单而有效的方法。所述方法可以包括识别施用部位，并且优选在施用微针贴片之前(例如，使用酒精擦拭物)对区域进行消毒。如果需要，可以在施用微针贴片之前使施用部位干燥。接着，通过施加足够的压力以将一个或多个微针插入到患者的皮肤/组织中，将贴片施加到患者的皮肤/组织上并手动压入患者的皮肤/组织中(例如，使用拇指或手指)。

如果漏斗部分包括泡腾材料，那么在漏斗部分溶解后，微针将即刻与微针贴片分离。当漏斗部分中包括泡腾材料时，在将微针贴片压入患者的皮肤/组织后约10秒至约120秒内，微针可能与微针贴片分离。在一些实施例中，在将微针贴片压入患者的皮肤/组织后约40秒至约60秒，微针与微针分离。

当微针贴片具有气泡结构时，在将微针贴片压入患者的皮肤/组织中后，剪切力施加到微针贴片。剪切力可以施加到微针贴片的任何部分。例如，可以通过拉动突片部分来施加剪切力。作为另一示例，可以通过推动基础结构和/或漏斗部分来施加剪切力。可以施加剪切力一段时间，以有效地将微针与微针贴片分离。可以在一个或多个方向上施加剪切力。剪切力可以作为相对连续的运动的部分而产生，所述相对连续的运动开始基本垂直于组织表面移动，并接着将方向(突然或逐渐地)改变为基本平行于组织表面的方向。以这种方式，单次运动(即，在微针阵列或贴片的背面上按压)可以首先产生将微针插入组织中的力，并接着产生剪切力以将微针与阵列或贴片分离。在一些实施例中，在插入微针后的0.01秒与60秒之间或1秒与60秒之间的时间内施加剪切力。在一些实施例中，在插入微针时施加剪切力。

在贴片与微针分离之后，可以从患者的皮肤/组织移除贴片。可以通过手动抓住并拉动突片部分(例如，在拇指与手指之间)并丢弃贴片来除去贴片。由于微针与贴片分离，可以将贴片作为非尖锐物废弃物丢弃。

在一些实施例中，在微针分离之后，微针可以快速溶解(在几分钟至数十分钟之内)。在一些实施例中，微针可在数天、数周或数月内溶解，生物侵蚀，生物降解和/或被生物吸收。

在一些实施例中，本文描述的微针贴片用于将一种或多种感兴趣的物质(例如疫苗、治疗剂、维生素)输送到身体、组织、细胞和/或器官中。在一些实施例中，使用微针，以通过穿过角质层(皮肤的外10至20微米，作为皮内传送的障碍)并输送到活的表皮和真皮中来将活性物质输送到皮肤中。微针的小尺寸使其几乎不引起疼痛并瞄准真皮内空间。皮内空间高度血管化并富含免疫细胞，并为疫苗和治疗药物的施用提供有吸引力的路径。微针优选地是可溶解的，且一旦进入皮内空间，它们就会溶解在生物流体中并将活性物质释放到皮肤中。可以配制微针以在较长时间内释放活性物质。延长期限可以是至少两周、至少四周、至少六周、至少八周、至少三个月、至少六个月、至少九个月或至少一年。

在一个实施例中，提供了一种用于向患者施用感兴趣的物质的方法，所述方法包括提供本文描述的微针阵列中的一个；以及将阵列的微针施加到患者的组织表面，其中阵列中的微针插入皮肤是手动完成的，而无需使用单独的或固有的施加器装置。在此特定上下文中，术语“施加器装置”是一种机械装置，其例如经由弹力作用等提供其自有力，所述力用作将微针阵列驱动抵靠组织表面的主要力，其与用户可以赋予来抵靠组织表面保持装置和/或微针的任何力分离。

除非本文中或说明书其余部分中另外定义，否则本文中使用的所有技术和科学术语具有本公开所属领域的技术人员通常理解的含义。还应理解，本文所用的术语仅出于描述特定实施例的目的，而无意于进行限制。在描述和要求保护本实施例时，将根据以下阐述的定义而使用以下术语。

如在本说明书和所附权利要求中使用，除非内容另外明确指出，否则单数形式“一个”、“一种”和“所述”都包括复数指代物。因此，例如，对“一个组件”的引用可以包括两个或更多个组件的组合；对“缓冲液”的引用可以包括缓冲液的混合物等。

如本文所用，术语“约”指示给定量的值可以包括范围介于所述值的10％以内、或任选地介于所述值的5％以内、或在一些实施例中介于所述值的1％以内的量。

示例

实施例1-可快速分离的微针贴片的制造

设计出在本文的示例1至6中阐释的研究，其目的是开发具有可快速分离的微针的微针贴片，所述微针贴片缓慢释放左炔诺孕酮(lng)并维持lng血浆浓度高于人类治疗水平一个月。

途径首先是制定满足以下标准的微针贴片的实施例：(i)尖锐的尖端和机械强度，适合穿透到皮肤中；(ii)在微针贴片底物交接处掺入气泡，所述气泡可在施加轻度剪切后实现皮肤中的微针快速分离；(iii)将lng包封在配制为以稳定的速率释放lng，将lng血浆浓度维持在高于人类治疗水平一个月；(iv)使用成熟的生物相容性材料；(v)不会产生尖锐物废物；(vi)期望简单而无痛苦的患者自我施用。在大鼠体内和体外研究了所得微针贴片，以评估贴片满足这些标准的能力。

聚二甲基硅氧烷(pdms)模具用以制造此示例的微针贴片。将微针在7×7mm的区域中按600μm的中心距间隔以10×10的阵列排列，且每个微针都是圆锥形的，基圆半径为150μm，高度为600μm，且尖端半径约为10μm。为了证明按比例放大到人类剂量的可行性，还制作了包含20×20阵列微针的贴片，可以将其插入并脱离到皮肤中，每个贴片含1.52±0.08mglng。

贴片底物包含一系列基座(基圆直径为600μm，顶部直径为150μm，且高度为350μm)，这些基底位于每个微针的基底上以将微针提升到底物的基底上方。

通过浇铸有机溶剂(二恶烷/四氢呋喃，70％/25％，v/v)以溶解聚乳酸(pla)、聚乳酸乙醇酸(plga)和lng和5％v/v水，以减慢制造过程中的蒸发。通过离心将聚合物和lng填充到空腔中以形成微针，并通过最小化空隙形成来增强微针强度。接着，将pva/蔗糖底物水溶液施加到模具，由于干燥的聚合物微针被底物水溶液润湿较差，所述模具截留了气泡。所得微针贴片(即“气泡-微针”贴片)包括安装在稍大的刚性胶带上的约0.5cm²的10×10微针阵列。此贴片设计得足够小以简化运输/储存，而又足够大以方便患者处理。

微针阵列制造涉及依次将两种溶液浇铸到模具上。第一浇铸溶液包含溶解在二恶烷/四氢呋喃/水的混合物(70％/25％/5％，v/v)中的5％(w/v)固体。固体由plga/pla/lng(72％/8％/20％，w/w)组成。选择包含比例为90:10的plga:pla的制剂，以使得plga可以提供对药物释放速率的主要控制，且添加pla以提高机械强度。

控制每个微针底部的气泡大小非常重要，因为气泡结构(至少部分地)决定微针底物交接的机械强度。通过调节在第二次浇铸期间施加的底物溶液的体积来控制气泡的大小，因为更大数量的底物溶液的重量增加迫使更多的空气从微针-底物交接流出。在30与90μl之间变化的底物溶液体积产生深度为310至105μm(即高度、或距气泡/微针交接和气泡/底物交接的距离)的气泡结构，如图9处描绘。气泡结构延伸到贴片底物基座中，由此不会改变微针的大小和形状。

具体地，通过将0.45gplga(50/50丙交酯/乙交酯摩尔比，比浓对数粘度为0.59dl/g，durect，binningham，al)和0.05gpla(固有粘度为1.02dl/g，durect)溶解于2ml二恶烷(sigma-aldrich，st.louis，mo)，接着加入0.125glng(chemoindustrialechimicas.r.l，saronno，italy)在3.375ml四氢呋喃(thermofisherscientific，waltham，ma)中的溶液；最后将它们与附加二恶烷和去离子水混合在一起以获得最终的浇铸溶液。

为了制造空白的微针贴片，未在含5％(w/v)固体的由plga/pla组成(90％/10％，vdw)二恶烷/di水(95％/5％v/v)中添加lng。为了制造包含尼罗红(sigmaaldrich)的微针贴片，将20mg尼罗红粉末添加到不含lng的空白浇铸溶液中。将二十微升的浇铸溶液施加到微针模具的顶部，并接着以3200g离心2分钟以填充模具。接着，将20μl二恶烷施加到模具顶部，并以3200g离心2分钟，以将模具顶部的残留浇铸溶液冲洗到模具空腔中。将负载和洗涤过程再重复三遍以完全填充模具，接着将模具置于60℃真空烘箱中12小时以干燥。

将包含18％(w/v)pva(mw6000da，sigma-aldrich)和18(w/v)蔗糖(sigma-aldrich)的di水中的第二浇铸溶液轻轻施加到干燥的pdms模具表面以形成贴片底物。在此浇铸期间，气泡可能会截获在每个微针与贴片底物的基座之间，使得通过调节第二浇铸溶液的体积(30μl、50μl、70μl、90μl)来控制气泡大小。在化学通风橱中干燥2小时后，将模具在室温(20至25℃)下放置于干燥器中2天以进行完全干燥，伺候将贴片从模具中剥离并储存在干燥器中直至使用。

微针由如以下示例中阐述的促进控制lng的释放的plga以及用以赋予微针附加机械强度的少量pla制成。尽管基本上所有lng都在两个月内在体内释放，但在示例中，某些可生物降解的聚合物可能残留在皮肤中。相关文献表明，plga和pla应该分别在数月或一年的时间范围内生物降解为乳酸和乙醇酸的低聚物和单体，它们可以从体内安全清除。这里的微针阵列中的plga和pla的总量分别为约1.1mg和约0.1mg。为了进行比较，自1995年获得fda批准以来，luprondepot中的plga量约为33mg且luprondepot-ped中的pla含量约为99mg(lee,b.k.等人，adv.drugdeliv.rev.(《高级药物输送综述》)107，176-191(2016))。因此，应安全清除体内的通过这些微针阵列/贴片施用的plga/pla。

示例2-微针贴片机械性能

进行测试以调查示例1的气泡-微针贴片是否具有足够的机械强度以受压缩而穿透皮肤，但在轻度剪切下仍在皮肤中脱离。已确定，当如图10处描绘使用100微针阵列且如图11处描绘使用个别微针来进行测量时，压缩期间的微针强度随着气泡大小的增大而降低。

尽管示例1的气泡微针比实心微针(无气泡)弱，但气泡最大(即30μl底物溶液/310μm气泡)的微针可以承受0.05至0.08n/微针的压缩力，这有望允许皮肤穿刺而不会破裂(参见prausnitz,m.r.，adv.drugdeliv.rev.(《高级药物输送综述》))56，581-87(2004)。

相比之下，气泡微针在0.05至0.08n/针的剪切力下易于破裂，如图12处描绘，这是易于用手施加的力。实心微针需要0.157±0.001n/针的剪切才能变形，并且这些实心微针弯曲而不会断裂，这表明剪切力不会破坏皮肤中的不具有气泡的微针。

具体地，通过位移力测试站(forcegauge，mark-10，copiague，ny)测量包含具有不同大小的气泡结构的示例1的实心微针和可快速分离的微针的机械性能。

为了测试受压缩的微针贴片，将单个贴片附着在竖直放置的刚性不锈钢平台上(微针朝上)，且试验台传感器探头以0.1mm/s的速度沿竖直方向接近微针。传感器与微针头之间的初始距离为1cm；位移和力测量从传感器首次接触微针尖端开始，并持续到传感器从微针尖端向贴片底物移动0.4mm为止。

为了在剪切下测试微针贴片，将单个微针贴片附着在水平放置的刚性平台上(微针朝向侧面)。起始位置距上排微针1cm，传感器以0.1mm/s的速度沿竖直方向接近微针；当传感器首次接触微针时，位移和力开始，并持续到传感器平行于贴片底物移动2.1mm为止。

示例3-离体皮肤插入微针贴片

为了确定微针在施加到皮肤时是否能与基底快速分离，将气泡微针贴片压入猪皮肤。微针负载有尼罗红染料以进行可视化。微针穿透皮肤，且在贴片施用后5秒钟用拇指轻柔地剪力(-0.07n/针)之后，微针从贴片底物脱离并保持嵌入于皮肤中。在微针分离后，贴片中几乎没有残留的红色染料，从而进一步证明微针有效地输送到皮肤中。组织学切片显示微针在皮肤表面下方的皮肤内完全分离。用棉签轻轻并反复刮擦微针贴片处理部位显示未从皮肤移除微针，如图13处描绘。图13描绘刮擦测试之前和之后的微针脱离效率的量化。两个数据点之间没有显著差异(学生的t检验，p>0.05)。数据表明，用药签刮擦皮肤表面并不能显著除去皮肤上脱离的微针。每个点代表平均值±s.d.(n＝5)。

尽管约100％的微针穿透皮肤，但>95％的气泡微针从贴片底物脱离，并且>90％的包封染料(模拟包封的激素)被输送到皮肤中(图14)。相比之下，只有15％的实心微针脱离，且<10％的染料被输送到皮肤中。这些结果表明此示例的气泡-微针贴片的快速有效分离和高输送效率。图14描绘来自具有和不具有气泡结构的微针贴片的染料的微针穿透、微针脱离和微针输送的效率的量化。每个条代表平均值±s.d.(n＝5)，*p>0.05。

具体地，为了评估示例1和2的贴片的穿透、分离、保留和输送效率，通过用拇指按压5秒并接着沿皮肤表面轻轻滑动到一侧以施加剪切力来将微针与贴片底物分离，将装有荧光染料(尼罗红)的贴片离体插入到猪皮肤中。

在分离后，通过光学显微镜(olympus，tokyo，japan)检查包含分离的微针的皮肤，以识别嵌入于皮肤中的脱离的微针。在某些情况下，将拭子轻柔地反复擦过微针贴片治疗部位10秒钟，以除去部分突出皮肤表面上方的任何脱离的微针。

为了评估微针贴片的穿透性，仅使用竖直力来将贴片施加到皮肤，并接着立即除去贴片。用gentian紫罗兰色溶液(humco，linden，tx)覆盖皮肤10分钟以对微针穿透部位进行染色，并接着用酒精棉签清洁以除去皮肤表面的残留染料。通过将有色斑点的数量(即由于gentian紫染色或皮肤中存在荧光mn)除以贴片中的微针数量(即100个微针)来计算穿透、分离和保留效率。

为了更好地模拟实际使用，将微针贴片手动施加到皮肤。为了估算在插入和脱离过程中施加的力，研究人员以与施加到微针贴片相似的力将他或她的拇指按在测力计上。估算微针贴片插入期间的压缩力和微针脱离期间的剪切力分别约为0.25n/针和约0.07n/针。

为了评估微针贴片的输送效率，通过定量图像分析(酶标仪，bio-rad，hercules，ca)来测量皮肤插入前后的微针贴片中的染料发出的荧光强度以及皮肤表面上的染料的荧光。通过在插入前从微针贴片减去残留的底物和皮肤表面上的染料量来对输送到皮肤中的染料进行定量。输送效率是通过将皮肤中输送的染料除以插入前的微针贴片中染料的量来计算的。最后，将皮肤冷冻，接着切成10μm的切片用于组织学分析。

示例4-从微针贴片体外释放左炔诺孕酮

使用包含0至25％乙醇的盐水释放介质来在体外进行示例1的气泡-微针贴片的lng释放，添加所述盐以更好地模拟体内释放动力学，这通常比体外释放快。lng释放显示在第1天没有最初的突发释放(图15)，且随着时间的推移，lng的释放动力学相当稳定(每天释放的lng贴片为约0.3％至约2.2％，取决于乙醇浓度)。使用25％乙醇，所有lng在45天内释放。这些数据表明，lng从气泡微针贴片的持续释放是可能的，并且可以实现至少一个月的目标交付时间。

此外，通过将lng包封于由高度水溶性pva/蔗糖制成的微针中来制成微针贴片。这些微针展现出60至90％的lng爆发释放，并且所有lng在6至12天内释放。所有lng并未立即释放，这可能归因于微水溶性lng的缓慢溶解，而不是高度水溶性pva/蔗糖微针基质的抵抗力。

具体地，为了评估lng从微针贴片的体外释放并预测lng在体内的释放，pbst与不同浓度的乙醇一起用作释放介质。具体地，将一个微针贴片置于玻璃容器中的1lpbst(乙醇浓度不同)中。

pbst溶液包含137mmnacl、2.68mmkcl、10.14mmna2hpo4、1.76mmkh2po4和0.02％(w/v)tween-80，向pbst加入乙醇至终浓度为0％、2％、10％或25％(v/v)的乙醇。将玻璃容器在37℃的摇床水浴中温育，并以80rpm摇动。在预定的时间点(0、1、3、6、12、18、24、30、36、43、49、54、60天)，收集1ml释放培养基，并用相同量的新鲜培养基替换。

通过uplc-ms(waters，milford，ma)分析收集的样品以对lng浓度进行定量。在50℃的acquityuplcbehc18色谱柱(100mm×2.1mmi.d.，粒径为1.7μm)上分离lng。流动相是包含0.1％甲酸的乙腈与包含0.1％甲酸的水(8:2比率，v/v)的混合物。流速为0.3ml/分钟，进样量为10μl。lng的检测是通过电喷雾电离质谱以正离子模式进行的。lng的目标分析物(m+h⁺；m/z＝313.4)用于定量。

示例5-从体内释放微针后的左炔诺孕酮的药代动力学

前述示例的气泡-微针贴片在大鼠中实现了lng的持续释放，所述操作将lng浓度维持在高于人类治疗水平(200pg/ml)一个月。尽管平均lng血浆浓度高达约1ng/ml，但lng的治疗窗口相对较大，市售的lng释放产品产生的lng血浆水平高达1.5ng/ml(sivin,i.等人，contraception(《避孕》)56，317-321(1997))，从而表明升高的lng血浆浓度是可以接受的。可以将前述示例的微针贴片重新配制以在较短(每周一次)或较长时间(每半年一次)内释放，以满足不同用户的需求。可以通过增加药物载量、微针大小、微针数量或其他参数来增加剂量(延长输送时间或负载适合人类使用的剂量)。

如当前示例和上述示例所示，尽管在其他可生物降解的聚合物控释系统中经常见到突释，但在体外或体内从气泡微针贴片中均未观察到lng的突释(huang,x.等人，j.controlrelease(《控制释放杂志》)73，121-136(2001)；wang,j.等人，j.controlrelease(《控制释放杂志》)82，289-307)。据信，本文中的示例的气泡-微针贴片中没有发生突释，因为在微针表面上形成了很大程度上无药物的聚合物膜，这是由于溶剂可能迁移到在微针-模具交接处浓缩/沉淀plga/pla的模具中，模具内的lng重新分布由于其分子大小较小而更快，和/或可能相分离为富聚合物相和贫聚合物相。

当将示例1的气泡-微针贴片(包封疏水性尼罗红染料)在体内手动施用到大鼠皮肤并在5秒后轻轻剪切时，微针穿透皮肤，从贴片底物脱落并完全嵌入于皮肤表面下。皮肤表面的荧光成像显示皮肤中微针生物降解期间的染料释放动力学。

最初观察到与嵌入在皮肤中的微针对应的荧光光斑的阵列，随后随着时间逐渐变暗。每个微针部位的荧光强度变化可能是由于微针插入皮肤的深度不同，这导致每个嵌入的微针与吸收和散射光的皮肤表面之间的皮肤的量不同。定量分析类似地显示荧光的稳定衰减，其对应于缓慢且连续的释放动力学，其中大多数荧光在45天后消失，如图16处描绘。这些释放动力学反映图18所示的lng释放的动力学。

此外，使用由负载有红色染料的pva/蔗糖制成的水溶性微针贴片中在皮肤上也产生了明亮荧光光斑的阵列，但它们在18小时内消失。这种快速消失显示染料可以在1天之内从皮肤清除，但是包封在可分离的plga/pla微针中至少可以使释放延长1个月(参见图16)。

为了评估本示例的气泡微针贴片的lng药代动力学，分别对大鼠施用(i)负载lng的气泡微针贴片，(ii)不包含lng的空白气泡微针贴片或(iii)不进行治疗(图17)。被施用负载lng的微针贴片的大鼠展现出的lng血浆浓度在施用后6.0±1.9天的时间(tmax)上升至峰值浓度(cmax)为1.05±0.14ng/ml(平均值±s.d.)。

表1：静脉注射或负载lng的微针贴片之后的s1平均值±sd左炔诺孕酮药代动力学参数。

cmax：最大血浆浓度。tmax：cmax的时间auc(0-t)：浓度-时间曲线下的从时间零到上次检测调谐的面积。auc(0-inf)：浓度-调谐曲线下的从零到无限大的面积。在对照组中，在静脉内注射lng后，使用血浆浓度相对于时间分布的终末期估算lng的消除速率常数(ke)，并通过对数-线性回归拟合数据以估算斜率(ke)。半衰期＝0.693ke。％f(生物利用度)＝100×[aucmn×doserv]/[auciv×dosemn]。静脉注射剂量＝0.006mg/每200g大鼠。微针剂量＝0.3mg/每200g大鼠。na：不适用。

之后，lng水平缓慢下降，保持高于200pg/ml(人类治疗水平)30天，接着徘徊在治疗水平附近直到45天，此后lng浓度在60天后降至微不足道的水平。

药代动力学分析显示，前30天lng吸收相对较快，随后吸收较慢，在45天后吸收>95％(图18)。这种体内缓慢、连续的lng吸收轮廓类似于体外lng释放动力学(使用25％乙醇释放介质，图15)和体内染料释放(图16)。体内lng释放轮廓也类似于每月一次式避孕贴片的目标动力学。从气泡微针(auc)输送lng的曲线下面积为598±141ngh/ml(图17，表1)表明与静脉内lng注射相比具有70％的生物利用度(表1)。接受空白微针贴片或未进行任何治疗的大鼠的lng浓度均未超过背景噪声。

在60天的研究期间，大鼠对lng的气泡微针贴片施用耐受良好，没有红斑、浮肿或其他刺激迹象。研究结束后的组织学分析表明，皮肤结构、炎症细胞或其他组织损伤迹象均无变化。

具体地，在异氟烷麻醉下，通过对每只大鼠施负载lng的微针贴片，对成年雌性spraguedawley大鼠(200±12g)进行lng药代动力学评估。在施加微针贴片之前，将大鼠的背部皮肤剃毛，注意不要在剃毛期间损坏皮肤。

为了研究大鼠plga/pla微针中聚合物的生物降解和染料的释放，使用上述方法来对大鼠施用包含尼罗红的微针贴片来将离体微针贴片施加到猪皮肤，接着针对所有大鼠使用一致的成像设置(例如，荧光激发光强度，图像捕获曝光时间)来通过荧光显微镜(olympus)在微针施加后的不同天数(0、1、7、15、30、45和60天)对大鼠进行成像。

通过使用imagej(美国国立卫生研究院，bethesda，md)分析荧光图像来量化嵌入于大鼠皮肤中的微针的荧光强度。作为对照组，将包含尼罗红的水溶性微针贴片体内施加到大鼠皮肤，并在皮肤上保持15分钟，以使微针完全溶解。接着在使用后0、4、8、12和18小时对大鼠进行皮肤成像，并使用相同方法来对荧光强度进行定量。作为附加对照，将含10mg/ml尼罗红的二恶烷溶液暴露于环境光下18小时。暴露的样品与(i)新鲜制备的样品或(ii)在黑暗中放置18小时的相似样品之间溶液的荧光强度没有显著差异。

为了研究可分离的微针释放lng的药代动力学，将大鼠随机分为三组：第一组接受lng负载的微针贴片，第二组接受空白的微针贴片(不含lng)，且第三组不接受任何微针贴片。功率分析表明，每组8只大鼠的样本量足以区分接受lng的动物的与接受空白微针贴片(不含lng)的动物的药代动力学性质，置信度为95％。

动物研究的主要终点是lng血浆浓度超过人类治疗水平一个月。次要终点是在微针贴片使用部位进行刺激。保留本研究中收集的所有数据；没有异常值被排除。在应用微针贴片后的不同时间从尾静脉抽取血样(-500μl)：0小时、12小时、24小时、3天、7天、10天、14天、17天、2l天、24天、28天、31天、35天、38天、42天、45天、49天、52天、55天、60天。

接着通过在4℃下以2000g离心血样15分钟来分离血浆，并按照制造商的指示通过酶联免疫吸附测定(elisa，thermofisherscientific)进行后续分析，以确定lng浓度。为了评估从可分离微针贴片输送的lng的生物相容性，在研究结束时(即微针贴片施用后60天)通过co2窒息对大鼠实施安乐死，并切除贴片施用部位周围的组织。将此组织在10％中性缓冲福尔马林中于4℃固定2天，接着在完全脱水后包埋在石蜡中，切成5μm厚度的切片，并用苏木精和曙红染色以进行组织学分析。

示例6-药代动力学分析

使用非房室药代动力学分析来计算药代动力学参数。参数包括：cmax：观察到的最大血浆浓度；tmax：实现cmax的时间；ke：lng的消除速率常数，通过对数进行线性对数回归以估算斜率(ke)，通过对对照组中静脉注射lng后血浆浓度相对于时间分布的终期数据进行拟合来估算；auc(o-t)：使用线性梯形法则从时间零到最后检测时间的血浆浓度-时间曲线下的面积；以及auc(o-inf)：从时间零到无穷大的曲线下面积。根据微针贴片使用和静脉内lng注射后剂量标准化auc值的比计算从微针输送的lng的生物利用度。使用wagner-nelson方法以估算体内吸收的lng的百分比，并将数值反卷积应用于lng血浆浓度与时间的关系。

示例7-具有泡腾底物的微针贴片的制造

在本示例中设计带有泡腾底物的可快速分离的微针贴片时，选择plga作为微针材料是因为可生物降解的聚合物具有生物相容性，机械强度高，并且可以配制成控制释放数周至数月。然而，可以使用并预见可以具有这些特征中的一个或多个的其他材料。

选择聚乙烯吡咯烷酮(pvp)作为底物材料是因为pvp在水中的溶解度快，机械强度高，并且具有生物相容性。然而，可以使用并预见可以具有这些特征中的一个或多个的其他底物材料。

为了进一步提高底物的溶解速度并实现微针的快速分离，在底物部分还用pvp配制了泡腾剂(柠檬酸和碳酸氢钠)(图19)。一旦插入于皮肤组织中并与例如间质液(isf)等生物组织接触，碳酸氢钠与柠檬酸便迅速溶解并立即相互反应，这生成co2和水。产生的co2使底物部分更多孔，且生成的水溶解更多pvp聚合物、柠檬酸和碳酸氢钠，并不断刺激柠檬酸与碳酸氢钠之间的反应，从而进一步加快底物聚合物的溶解并促进微针的快速分离。

如图20处描绘，通过将plga溶液浇铸在具有悬浮的lng晶体的二甘醇二甲醚/水(95％/5％，v/v)中来制造具有泡腾底物的微针贴片。通过离心将聚合物和lng填充于空腔中以形成微针，并通过最小化空隙形成来增强微针强度。在干燥模具后，将80μl的泡腾底物聚合物吸移到模具表面的顶部，最后在化学罩中干燥1小时，并接着脱模。所得贴片安装在稍大的刚性带上的由10×10阵列的约0.5cm²的尖锐微针组成，且每个微针都是圆锥形的，基圆半径为150μm，高度为600μm，且尖端半径约为10μm。通过使用测力计测量机械强度显示带有泡腾底物的plga/lng贴片的破坏力为0.07n/针，这表明制成的贴片将具有足够的强度以穿透皮肤而不破裂。

具体地，使用聚二甲基硅氧烷(pdms)(dowcorning，midland，mi)模具来制造微针贴片。将微针在7×7mm的区域中按600μm的中心距间隔以10×10的阵列排列，且每个微针都是圆锥形的，基圆半径为150μm，高度为600μm，且尖端半径约为10μm。贴片底物包含一系列基座(基圆直径为600μm，顶部直径为150μm，且高度为350μm)，这些基底位于每个微针的基底上以将微针提升到底物的基底上方。

微针贴片制造涉及依次将两种溶液浇铸到模具上。第一浇铸溶液包含溶解在二甘醇二甲醚/thf//水的混合物(70％/25％/5％，v/v)中的10％(w/v)固体。固体由plga/lng(60％/40％，w/w)组成。

为了制造包含尼罗红(sigma-aldrich)的微针贴片，将20mg尼罗红粉末添加到浇铸溶液中。将起始微升的浇铸溶液施加到微针模具的顶部，并接着在等待5分钟后以3200g离心20分钟以填充模具。接着将20μl二甘醇二甲醚/水(95％/5％)吸移到模具顶部，随后以3200g离心20分钟，以将模具顶部的残留浇铸溶液冲洗到模具空腔中。之后，将模具放入60℃的真空烘箱中干燥12小时。

在模具中进行第一次浇铸后，将纯乙醇中的包括13％(w/v)的pvp，其分子量为两个(360k/55k，50％/50％，sigma-aldrich)，4％(w/v)的柠檬酸(sigma-aldrich)和5％(w/v)的碳酸氢钠(sigma-aldrich)的80μl的第二浇铸溶液轻轻涂在干燥的pdms模具表面上，形成贴片泡腾底物。对于对照组，第二浇铸溶液包括13％(w/v)的pva(sigma-aldrich)/13％(w/v)的蔗糖(sigma-aldrich)或13％(w/v)的pvp(360k/55k，50％/50％)的乙醇溶液。在化学通风橱中干燥1小时后，将带有泡腾底物或普通底物的模具分别在室温(20至25℃)的干燥器中放置过夜或2天以进行完全干燥，接着将贴片从将模具保存在干燥器中直至使用。

示例8-微针贴片机械性能

通过位移力测试台(forcegauge，mark-10，copiague，ny)测量带有泡腾底物的快速可分离微针贴片的机械性能。简言，将单个贴片附着在竖直放置的刚性不锈钢平台上(微针朝上)，且试验台传感器探头以0.1mm/s的速度沿竖直方向朝向微针移动。传感器与微针头之间的初始距离为1cm；位移和力测量从传感器首次接触微针尖端开始，并持续到传感器从微针尖端向贴片底物移动0.4mm为止。

示例9-微针贴片的脱离测试

为了研究前述示例的带有泡腾底物的微针贴片是否可以实现微针的快速脱离，将贴片浸入用以模拟体内环境的磷酸盐缓冲盐水(pbs)中。微针上装有荧光染料尼罗红以便于可视化。明视野显微镜图像表明，在将贴片浸入pbs缓冲液后，贴片的底物部分即刻产生大量气泡，且至少部分由于柠檬酸与碳酸氢钠之间的反应以及底物聚合物的快速溶解，微针与贴片快速分离。如图21处描绘，具有泡腾底物的贴片仅需10.7±1.2秒即可分离，相比之下，具有pvp底物的贴片的脱离时间为94.0±6.6秒，或具有pva/蔗糖底物的贴片的分离时间为53.3±3.1秒，从而表明微针从具有泡腾底物的微针贴片的快速脱离。

具体地，为了评估带有泡腾底物的微针贴片的快速脱离，将单个面朝上的贴片附着在固持器上，并接着浸入到磷酸盐缓冲液(pbs)溶液中。用相机来以侧视图捕获pbs溶液中的微针的脱离过程，直到所有的微针从贴片上脱离为止。在对照组中，在pbs溶液中也记录带有pvp或pva/蔗糖底物的微针贴片的脱离。

示例10-离体皮肤插入微针贴片

为了确定上述示例的带有泡腾底物的微针贴片是否也可以在皮肤中快速分离，将所述贴片体外应用于猪皮肤。微针负载有尼罗红染料以改善可视化。将微针贴片压靠在皮肤上3秒钟以使微针进入皮肤，并接着将贴片再贴在皮肤上50秒钟，以使起泡底物制剂在isf中反应并随后分离皮肤中的荧光微针。

在分离后，残留的贴片中几乎没有荧光染料，只能观察到溶解的底物聚合物。组织学切片表明分离的微针被完全嵌入。基于图22处描绘的量化，100％或近100％的微针穿透皮肤和约96％的微针从具有泡腾底物的贴片中分离后被输送到皮肤中，且约90.4％的包封的荧光染料(模拟包封的荷尔蒙)被输送到皮肤中。然而，在如此短的皮肤施用时间内，具有pvp底物或pva/蔗糖底物的微针贴片仅显示出<45％的微针脱离效率和<35％的染料输送效率。综上所述，这些结果证明了在很短的时间内成功地快速分离微针并在皮肤中高效地输送具有泡腾底物的贴片。

具体地，为了评估微针贴片的穿透、分离、保留和输送效率，通过用拇指按压10秒并接着使贴片附着在皮肤上50秒钟以使泡腾底物完全溶解并分离微针，将装有荧光染料(尼罗红)的贴片离体插入到猪皮肤中。在分离后，通过光学显微镜(olympus，tokyo，japan)检查包含分离的微针的皮肤，以识别嵌入于皮肤中的脱离的微针。

在某些情况下，将拭子轻柔地反复擦过微针贴片治疗部位10秒钟，以除去部分突出皮肤表面上方的任何脱离的微针。为了仅评估微针贴片的穿透性，仅通过按压5秒钟来将贴片施加到皮肤，并接着立即除去贴片。用gentian紫罗兰色溶液(humco，linden，tx)覆盖皮肤10min以对微针穿透部位进行染色，并接着用酒精棉签清洁以除去皮肤表面的残留染料。通过将有色斑点的数量(即由于gentian紫染色或皮肤中存在荧光微针)除以贴片中的微针数量(即100个微针)来计算穿透、分离和保留效率。

具体地，为了评估微针贴片的输送效率，通过定量图像分析(酶标仪，bio-rad，hercules，ca)来测量皮肤插入前后的微针贴片中的染料发出的荧光强度以及皮肤表面上的染料的荧光。通过在插入前从微针贴片减去残留的底物和皮肤表面上的染料量来对输送到皮肤中的染料进行定量。输送效率是通过将皮肤中输送的染料除以插入前的微针贴片中染料的量来计算的。最后，将皮肤冷冻，接着切成10μm的切片用于组织学分析。

示例11-从微针贴片体外释放左炔诺孕酮

通过使用包含0至25％乙醇的盐水的释放介质，进一步测试了前述实施例的具有泡腾底物的微针贴片对lng的释放，添加所述释放介质以更好地模拟体内释放动力学。尽管在包含25％乙醇的培养基中在第1天释放了约25％的lng，如23图处描绘，但在其他释放介质(即，包含0％、15％、20％乙醇的介质)中没有lng的初始突释。随着时间推移，lng的释放动力学相当稳定。即使包含25％乙醇的释放介质显示出最快的lng释放速率，每天的速率速率约为2.8％，但从微针贴片释放所有lng仍需要长达35天的时间，这表明从微针贴片持续释放lng是可能的，目标交货时间可以达到至少一个月。

具体地，为了评估lng从微针贴片的体外释放并预测lng在体内的释放，pbst与不同浓度的乙醇一起用作释放介质。具体地，将一个微针贴片置于玻璃容器中的1lpbst(乙醇浓度不同)中。

pbst溶液包括137mmnacl、2.68mmkcl、10.14mmna2hpo4、1.76mmkh2po4和0.02％(w/v)tween-80，向pbst加入乙醇至终浓度为0％、2％、10％或25％(v/v)的乙醇。将玻璃容器在37℃的摇床水浴中温育，并以80rpm摇动。在预定的时间点(0、1、3、6、12、18、24、30、36、43、49、54、60天)，收集1ml释放培养基，并用相同量的新鲜培养基替换。通过uplc-ms(waters，milford，ma)分析收集的样品以对lng浓度进行定量。在50℃的acquityuplcbehc18色谱柱(100mm×2.1mmi.d.，粒径为1.7μm)上分离lng。流动相是包含0.1％甲酸的乙腈与包含0.1％甲酸的水(8:2比率，v/v)的混合物。流速为0.3ml/分钟，进样量为10μl。lng的检测是通过电喷雾电离质谱以正离子模式进行的。lng的目标分析物(m+h⁺；m/z＝313.4)用于定量。

示例12-从体内释放微针后的左炔诺孕酮的药代动力学

为了测试体内带有泡腾底物的微针贴片与微针和lng药代动力学的快速脱离，将上述实例的带有泡腾底物的微针贴片(包含疏水性尼罗红染料)手动压靠在剃毛的大鼠皮肤上3秒钟，且接着贴片在大鼠皮肤表面上再附着50秒钟，以使泡腾底物溶解并随后脱离微针。在将贴片施加到大鼠皮肤上不到1分钟(即压紧3秒和附着50秒)后，荧光微针从贴片中分离，且组织学切片表明这些微针完全嵌入于大鼠皮肤中。图24描绘施用负载lng的微针贴片之后的大鼠血浆中lng的浓度。蓝色虚线表示人体内的治疗性lng水平。每个点代表平均值±s.d.(n＝10)。

具体地，在异氟烷麻醉下，通过对每只大鼠施负载lng的微针贴片，对成年雌性spraguedawley大鼠(200±12g)进行lng药代动力学评估。在施加微针贴片之前，将大鼠的背部皮肤剃毛，注意不要在剃毛期间损坏皮肤。

为了研究大鼠中plga/lngmn的脱离，使用将离体微针贴片施加到猪皮肤的上述方法来向大鼠施用包含尼罗红的微针贴片，随后通过荧光显微镜(olympus)对大鼠的施用部位进行成像。

为了研究可分离微针释放lng的药代动力学，一组10只大鼠接受负载lng的微针贴片。功率分析表明，每组10只大鼠的样本量足以区分接受lng的动物与未被施加贴片的动物的药代动力学性质，置信度为95％。动物研究的主要终点是lng血浆浓度超过人类治疗水平一个月。次要终点是在微针贴片使用部位进行刺激。保留本研究中收集的所有数据；没有异常值被排除。

在应用微针贴片后的不同时间从尾静脉抽取血样(约500μl)：0小时、12小时、24小时、3天、7天、10天、14天、17天、21天、24天、28天、31天、35天、38天、42天、45天、49天、52天、55天、60天。接着通过在4℃下以2000g离心血样15分钟来分离血浆，并按照制造商的指示通过酶联免疫吸附测定(elisa，thermofisherscientific)进行后续分析，以确定lng浓度。

为了评估从可分离微针贴片输送的lng的生物相容性，在研究结束时(即微针贴片施用后60天)通过co2窒息对大鼠实施安乐死，并切除贴片施用部位周围的组织。将此组织在10％中性缓冲福尔马林中于4℃固定2天，接着在完全脱水后包埋在石蜡中，切成5μm厚度的切片，并用苏木精和曙红染色以进行组织学分析。

实例13-在人体研究中具有泡腾底物的微针贴片

为了符合资格，参与者必须是健康、未怀孕且皮肤正常的女性，没有已知的疼痛感问题，并且不对本研究中使用的材料过敏。招募了年龄介于21至36岁的十名受试者。

受试者的手背表面接受微针贴片。三名受试者的两只手都接受两个贴片，而其他人的左手只接受一个贴片。将贴片施加于受试者的手上约1分钟，并且在贴片施加后0小时、1小时和24小时通过相机对皮肤形态进行成像。对于接受了两个微针贴片的那些受试者，将右手上的施加部位用龙胆紫染色，然后在染色后5分钟成像。所有受试者均需回答一份简短的调查表，以征询有关微针贴片施用的痛苦以及微针贴片对药物(例如避孕药)输送的可接受性的信息。

图25描绘随时间推移施加微针贴片的皮肤部位的标准化红斑强度。(n＝10)。图26描绘此示例的微针贴片在受试者皮肤上的穿透和脱离效率(n＝4)。

示例14-统计分析

本研究中给出的所有结果均为平均值±标准偏差。统计分析是使用双面学生t检验或运用origin软件的anova检验进行的。小于0.05的概率值被认为是显著的。