DE60124013T2

DE60124013T2 - Injektionsvorrichtung mit wiederverwendbarem druckerzeugungsmittel

Info

Publication number: DE60124013T2
Application number: DE60124013T
Authority: DE
Inventors: Arnold Neracher
Original assignee: Tecpharma Licensing AG
Current assignee: Tecpharma Licensing AG
Priority date: 2000-12-21
Filing date: 2001-12-17
Publication date: 2007-05-31
Anticipated expiration: 2021-12-18
Also published as: AU2002222371A1; WO2002049697A1; US6994127B2; US20060027285A1; EP1351731A1; DE60124013D1; EP1351731B1; ATE342745T1; US20040055662A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Antriebssystem mit wieder verwendbarem Druckerzeugungsmittel, bevorzugt zur Erzeugung eines flüssigen Mikrostrahls zur transdermalen Injektion.
Von Hand betätigte Spritzen mit Nadeln sind die normale Form der hypodermischen Injektionsgeräte. Sie haben den Vorteil, zuverlässig und preiswert zu sein. Die Nachteile sind unter anderen das Risiko Krankheiten bei Wiederbenutzung der Spritze zu übertragen, und der Schmerz, den der Patient fühlt.
Im Hinblick auf diese Nachteile gab es viele Versuche, nadellose hypodermische Injektionsgeräte bereit zu stellen, in denen die zu injizierende Flüssigkeit durch einen Druckerzeuger mit hoher Geschwindigkeit angetrieben wird, wodurch die Haut eines menschlichen Patienten oder eines Tierpatienten durchdrungen wird. Solche Geräte werden beispielsweise in den Patenschriften US 3,537,212 , US 2,687,725 , US 4,596,556 , US 4,722,728 , US 4,874,367 , US 4,966,581 , US 5,501,666 , US 2,650,591 und WO 98/41250 beschrieben. Um Sterilität zu gewährleisten und Kontamination von zu injizierenden Medikamenten zu vermeiden, weisen gewisse konventionelle Geräte, wie in den Patenten US 4,874,367 und US 4,966,581 beschrieben, wieder verwendbare Druckerzeugungsmechanismen auf, die wegwerfbare Ampullen, die die zu injizierende Flüssigkeit enthalten, aufnehmen. Die Geräte, die in diesen Patenten beschrieben werden, sind sehr komplex und bestehen aus einer großen Anzahl von Bauteilen. Sie sind außerdem unhandlich, teuer und in ihrer Anwendung limitiert, insbesondere soweit es den Injektionsdruck, der im Bereich von 70 bar oder weniger liegt, und die Strahldurchmesser, die im Bereich von 100 bis 330 μm liegen, betrifft, wenngleich der Initialdruck Spitzen um die 300 bar erreichen kann. Unzureichender Druck und ein großer Strahldurchmesser vergrößern den Schmerz und das Risiko, dass nur ein Teil des Medikaments injiziert wird, speziell in Hinsicht auf Patienten, die eine widerstandsfähige Haut haben. Außerdem ist die Eindringtiefe der Flüssigkeit mit konventionellen Geräten schwer genau zu kontrollieren.
Wenn man die oben genannten Nachteile bedenkt, ist es eine Aufgabe der Erfindung, eine wieder verwendbare Antriebsvorrichtung bereitzustellen, die effektiv, zuverlässig und kompakt ist. Es ist vorteilhaft, eine Beschleunigungsvorrichtung zur nadelfreien transdermalen Verabreichung von Flüssigkeiten bereitzustellen. Es ist vorteilhaft, ein Injektionsgerät bereitzustellen, das sicher benutzt werden kann. Es ist vorteilhaft eine Injektionsvorrichtung bereitzustellen, die das Risiko von Krankheitsübertragung bei Wiederbenutzung auszuschließen. Es ist vorteilhaft, ein Injektionsgerät bereitzustellen, das bei Benutzung schmerzfrei ist. Es ist vorteilhaft, ein Antriebssystem bereitzustellen, das es ermöglicht, die Dosierung zu variieren. Es ist vorteilhaft, ein hypodermisches Injektionsgerät bereitzustellen, das einfach zu benutzen und preiswert ist.
Die Ziele der Erfindung wurden durch die Bereitstellung eines Injektionsgerätes gemäß Anspruch 1 erreicht.
Offenbart wird ein Injektionsgerät mit einem Antriebssystem, umfassend einen Behälter, einen wieder verwendbaren Druckerzeugungsmechanismus und eine primäre Potentialenergiequelle um eine Flüssigkeit mit ausreichendem Druck durch eine Öffnung anzutreiben, um einen Strahl zur transdermalen Verabreichung der Flüssigkeit zu erzeugen, wobei die primäre Potentialenergiequelle in Form einer komprimierbaren Substanz vorliegt, die in dem Behälter durch einen Druckerzeugungsmechanismus unter Druck gesetzt wird, wodurch die Potentialenergie eine Komprimierungsenergie der Substanz ist, wobei die komprimierbare Substanz eine flüssige, feste oder andere nichtgasförmige Substanz bei Umgebungstemperatur und Umgebungsdruck ist.
Die komprimierbare Substanz kann beispielsweise ein weiches Material oder eine andere viscoelastische Substanz sein, wie eine Substanz die zur Familie der Polysiloxane gehört, die nicht teuer ist und einen großen elastischen Komprimierungsbereich hat. Gewisse Polysiloxane können mit bis zu 2000 bar komprimiert werden, bei einer Volumenreduktion von 15%. Polysiloxane weisen eine volumetrische Komprimierbarkeit dV/V auf, die in einem Bereich liegt, die zwei- bis viermal größer ist, als die volumetrische Komprimierbarkeit von Wasser.
Mit Blick auf den sehr hohen Druck und den kleinen Öffnungsdurchmesser, ist es möglich, einen sehr feinen Flüssigkeitsstrahl mit Überschallgeschwindigkeit zu erzeugen. Außerdem kann die Injektionsdauer mit Blick auf den kleinen Strahldurchmesser (beispielsweise 30 bis 60 μm) über ein paar Sekunden gestreckt werden, und dadurch den Schmerz reduzieren oder eliminieren, da das Medikament mehr Zeit hat, sich im umgebenden Gewebe zu verteilen.
Die Bereitstellung einer komprimierten Flüssigkeit oder eines komprimierten Festkörpers als Potentialenergiequelle zum Antrieb einer zu injizierenden Flüssigkeit ist sehr vorteilhaft gegenüber Stand der Technik Systemen, die mechanische Energiequellen nutzen, wie Federn, oder komprimiertes Gas. Die Benutzung von Federn beispielsweise verlangt große Dimensionen um die notwendige Antriebsenergie zu erzeugen, um sicher zu stellen, das die Haut des Patienten durchdrungen wird, und selbst dann liegt der Durchmesser des Flüssigkeitsstrahls typischerweise im Bereich von 200 μm, um eine ausreichende Kraft des Strahls zu gewährleisten. Ältere Systeme, die komprimiertes Gas bei Umgebungstemperatur und Umgebungsdruck benutzen, sind durch den Maximaldruck des Gases vor dem Wechsel des Aggregatzustands in die flüssige Form begrenzt, der den maximalen Druck des Antriebssystems bestimmt. Zum Beispiel verflüssigt Kohlendioxid bei ungefähr 70 bar und Stickstoffprotoxid bei 75 bar, wobei diese Gase am häufigsten in konventionellen Antriebssystemen in Betracht gezogen werden. Die große Volumenänderung des komprimierten Gases ist auch ein Sicherheitsbedenken, da im Falle des Zerreißens eines Gasbehälters lose Teile des Geräts durch die große Ausdehnung des freigesetzten Gases von dem Behälter weggetrieben werden.
In der Erfindung bevorzugt verwendete komprimierbare Substanzen, wie Polysiloxanöle oder Polysiloxangels oder vulkanisierter Silikongummi, die beispielsweise auf 2000 bar komprimiert werden können bei einer Volumenreduktion von bis zu 15%, verursachen keine Explosion im Falle eines Bruchs. Außerdem kann eine flüssige oder feste komprimierbare Substanz in einem Behälter mit viel höherem Druck komprimiert werden, da keine Aggregatzustandsänderung eintritt und die Substanz weniger leicht durch Dichtungen entweicht, als gasförmige Substanzen. Beispielsweise können vulkanisierter Silikongummi oder Polysiloxanöle mit hohem Molekulargewicht, die sehr viskos sind, viel leichter gelagert werden, ohne dass sie durch Dichtungen lecken, als Gas oder auch Flüssigkeiten mit niedriger Viskosität, wie Wasser. Während Polysiloxanöle und Polysiloxangele bevorzugte Substanzen mit Blick auf die Kombination hoher Viskosität, verhältnismäßig hoher Komprimierbarkeit und niedriger Kosten sind, könnten zahlreichen andere Substanzen mit einer Komprimierbarkeit größer als Wasser, vorzugsweise größer als die doppelte Komprimierbarkeit von Wasser in gewissen Ausführungsformen der Erfindung implementiert werden. Beispiele anderer komprimierbarer Substanzen, die in die vorliegende Erfindung implementiert werden könnten, sind Kork, Polyurethan und Butylpolymere. Diese Substanzen haben volumetrischen Komprimierungsquotienten (dV/V) im Bereich vom 1,2 bis 2-fachen von Wasser.
Die hohe Energiedichte, die in komprimierbaren Substanzen entsprechend dieser Erfindung gespeichert werden kann, ermöglicht es, dass das hypodermische Injektionsgerät kompakt und preiswert ist.
Das Antriebssystem kann weiter eine sekundäre Potentialenergiequelle aufweisen, die einen niedrigeren Druck erzeugt als die primäre Energiequelle. Dies ermöglicht es, die Injektionstiefe genau zu kontrollieren, insbesondere die Eindringtiefe der Flüssigkeit zu begrenzen, nachdem die Haut durch den Hochdruckinitialstrahl durchdrungen wurde. Dies ist beispielsweise wichtig bei Anwendungen, die eine intradermale oder subkutane Verabreichung erfordern. Die sekundäre Potentialenergiequelle kann die Form einer Metallfeder, einem Paar gegenüberliegender Dauermagneten, einer gasförmigen Substanz oder eines anderen elastischen Glieds haben, das in dem Antriebssystemgehäuse befestigt ist.
In gewissen Ausführungsformen werden Einwegpatronen oder Einwegampullen, die die zu injizierende Flüssigkeit enthalten, durch den Nutzer in dem Gehäuse befestigt. Dies ermöglicht es, die Ampullen mit der notwendigen Sterilität und Genauigkeit der Dosierung herzustellen, aufzubewahren und zu handhaben. Es ermöglicht zudem Flexibilität in der Verpackungsgröße und der Dosierung der zu injizierenden Flüssigkeit, die durch das Volumen in der Ampulle festgelegt werden kann.
Die Einwegampulle zum Einbau in das Gehäuse kann weiterhin die komprimierbare Substanz enthalten, oder die komprimierbare Substanz könnte im Gehäuse bereitgestellt und wiederbenutzt werden.
In einigen Ausführungen kann die komprimierbare Substanz in einer hinteren Kammer des Gehäuses, die von einer vorderen Kammer durch eine Wand getrennt ist, unter Druck gesetzt werden, wobei die Wand mit einem Ventil versehen ist, um die Vorrichtung auszulösen. Wenn das Ventil geöffnet wird, fließt die komprimierbare Substanz in die vordere Kammer und bewegt den Kolben, der die zu injizierende Flüssigkeit antreibt.
In anderen Ausführungsformen werden beide, die komprimierbare Substanz und die zu injizierende Flüssigkeit unter Druck in den Behälter eingesetzt, wobei der Druck dadurch aufrecht erhalten wird, dass die Düsenöffnung mit einer entfernbaren Verschlusskappe oder einem Ventil, das betätigt werden kann, blockiert wird.
Mit Blick auf die hohen Drücke, die durch die vorliegende Erfindung erzielt werden können, und der dadurch erzeugten hohen Geschwindigkeit des Flüssigkeitsstrahls, kann der Strahl die Haut des Patienten effektiv, verlässlich und schmerzfrei durchdringen, ohne dass eine Nadel benötigt wird.
In den Ausführungsformen, in denen eine Verschlusskappe die Düsenöffnung blockiert, kann die Verschlusskappe aus einem Material sein, das durch externe Mittel, wie zum Beispiel Wärme oder Ultraschall aufgelöst werden kann, beispielsweise eine Verschlusskappe aus Wachs oder Parafin, die durch lokale Erwärmung der Injektionsvorrichtung entfernt werden kann. Die Verschlusskappe kann auch ein mechanisches Teil sein, beispielsweise ein Strahldraht, der aus der Öffnung herausziehbar ist. Wenn die Öffnung frei gegeben ist, bewegen sich der gleitbare Kolben oder die verformbare Wand bewegen den Druckabfall in den Teil der Kapsel, der die zu injizierende Flüssigkeit aufweist. Ein Ventil, beispielsweise ein drehbares Ventil mit einem durchgehenden Durchlass, das den Teil des Behälters, der die Flüssigkeit enthält, mit der Öffnung der Auslassdüse in einer Betriebsposition verbindet, und das den Auslass des Teils des Behälters, der die Flüssigkeit enthält, in der geschlossenen Position blockiert, kann auch implementiert sein.
In einer anderen Ausführungsform wird der Teil der Einwegkapsel, der die zu injizierende Flüssigkeit enthält, von einer verformbaren Wand umgeben, die innerhalb eines Teils der Kapsel, die die komprimierbare Substanz enthält angeordnet ist, und das Rückhalteelement umfasst eine Verschlusskappe, die die Öffnung des Düsenbereichs verschließt. Wenn das Rückhalteelement entfernt wird, wird die verformbare Wand des Teils des Behälters, der die zu injizierende Flüssigkeit enthält, unter dem Druck der komprimierbaren Substanz zerbrochen.
Der Behälter kann aus Metal, beispielsweise rostfreiem Stahl, bestehen, das an seiner Innenseitenoberfäche mit einem Edelmetall (zum Beispiel Gold, Platin, Palladium) oder mit einem Polymer, wie zum Beispiel Teflon, beschichtet sein kann. Der Belag im Inneren erleichtert das Gleiten des Kolbens und verbessert die Dichtheit. Es sollte beachtet werden, dass Polysiloxanöle große Vorteile gegenüber Gas haben, einerseits wegen ihrer Viskosität, die abhängig von molekularen Gewicht des Öls sehr hoch sein kann und dadurch die Ansprüche an die Dichtheit reduziert, und andererseits ein Großteil der gespeicherten Komprimierungsenergie in Arbeit umgesetzt werden kann.
Der Düsenteil kann ein separates Glied aufweisen, das an oder in dem Kapselgehäuse befestigt ist, oder als Teil der Wand des Kapselgehäuses angeformt ist.
Die Öffnung des Düsenteils kann einen Durchmesser im Bereich von 10 bis 150 Mikrometer aufweisen, zumindest über eine definierte Länge, so dass der Flüssigkeitsstrahl nach dem Austritt aus der Düse für einige Millimeter kohärent bleibt. Wenn die Versetzung des Kolbens zwischen dem Beginn und dem Ende der Injektion einer Veränderung des Volumens der komprimierbaren Flüssigkeit um 7.5% entspricht, entspricht dies einer Druckveränderung um 1000 bar für Monomer-Hexamethylsiloxane. Ein Druck dieser Größenordnung kombiniert mit einer sehr feinen Düsenöffnung, ermöglicht die Erzeugung eines Überschallstrahls für Flüssigkeitsinjektionen durch die Haut, in einer extrem zuverlässigen und schmerzfreien Art. Außerdem bewirkt die Überschalldruckwelle die Zerlegung des Strahls in Tröpfchen wenige Millimeter vor der Düse, wodurch die Sicherheit des Gerätes erhöht wird. Der Strahl könnte natürlich auch in Unterschallgeschwindigkeit erzeugt werden, abhängig von den Erfordernissen der und den Anforderungen an die Injektion.
Die komprimierbare Substanz kann durch das Verschieben eines Kolbens in dem Behältnis komprimiert werden, wodurch das durch die komprimierbare Substanz eingenommene Volumen reduziert wird. Der Kolben des Druckerzeugungsmechanismus kann durch ein Teil mit einem feingängigen Gewinde verschoben werden, das in ein Gegengewinde am hinteren Ende des Behälterteils eingreift. Der Druckerzeugungsmechanismus kann einen Motor aufweisen, der mit dem Kolben gekoppelt ist, beispielsweise über ein Glied mit einem Gewinde, das den Kolben bewegt. Der Motor kann mit einem elektronischen Kontrollsystem verbunden sein und von diesem gesteuert werden. Ein Ventil das die Auslassöffnung der Düse öffnet und schließt kann durch einen Ventilaktuator, der ebenfalls durch das elektronische Kontrollsystem gesteuert werden kann, ausgelöst werden.
Das Injektionsgerät kann weiterhin ein Flüssigkeitsbereitstellungssystem zur Versorgung des Antriebssystems umfassen, das einen Behälter umfasst, der eine Vorrat für mehrer Dosen der zu injizierenden Flüssigkeit enthält. Der Flüssigkeitsbereitstellungsbehälter kann mit dem Flüssigkeitsbehälterteil des Antriebssystems über ein Ventil verbunden sein. Das Flüssigkeitsbereitstellungssystem kann einen motorgetriebenen Zuführungsmechanismus umfassen, der durch das elektronisches Kontrollsystem kontrolliert wird, um unter anderem das Volumen der dem Antriebssystem bereitgestellten Flüssigkeit zu regulieren.
Weitere Merkmale und vorteilhafte Aspekte der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung, den Ansprüchen und den beigefügten Figuren ersichtlich.
Die 1a zeigt einen Längsschnitt einer wieder verwendbaren Antriebseinheit eines erfindungsgemäßen Injektionsgerätes zur Benutzung mit einer Einwegkapsel.
Die 1b zeigt einen Längsschnitt durch eine Kapsel zum Einbau in die Antriebseinrichtung der 1a.
Die 2a zeigt einen Längsschnitt eines wieder verwendbaren erfindungsgemäßen Injektionsgerätes in einer anderen Ausführungsform, mit einer zweistufigen Antriebseinheit im komprimierten Zustand.
Die 2b zeigt eine ähnliche Ansicht wie 2a, wobei sich die Antriebseinheit des Geräts hier im dekomprimierten Zustand befindet.
Die 2c bis 2e zeigt Teillängsschnitte durch Varianten der zweistufigen Antriebseinheit, die in erfindungsgemäße Vorrichtungen eingebaut werden können.
Die 2f ist eine graphische Darstellung verschiedener Injektionsdruckkurven über der Zeit während der Betätigung der einstufigen oder zweistufigen erfindungsgemäßen Injektionsgeräte.
Die 3a zeigt einen Längsschnitt durch eine zweite Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Injektionsvorrichtung, mit einer Einwegkapsel die die komprimierbare Substanz und die zu injizierende Flüssigkeit enthält und in ein Gehäuse der Antriebseinheit einbaubar ist.
Die 3b zeigt einen Längsschnitt durch die Einwegkapsel der Ausführungsform der 3a.
Die 3c zeigt einen Längsschnitt durch das Gehäuse und den Druckerzeugungsmechanismus der Antriebseinheit der Ausführungsform von 3a.
Die 4 zeigt einen Längsschnitt einer Abwandlung der Ausführungsform nach 3a, bei der die komprimierbare Substanz dauerhaft in der Antriebseinheit eingebaut ist, anstatt in der Einwegkapsel.
Die 5a zeigt einen Längsschnitt durch eine andere Ausführungsform einer elektronisch kontrollierten erfindungsgemäßen Injektionsvorrichtung mit einer wieder verwendbaren Antriebseinheit, in einer Phase, in der Flüssigkeit zugeführt wird.
Die 5b und 5c zeigen ähnliche Ansichten wie die 5a der Vorrichtung in einem geladenen bzw. ausgelösten Zustand.
Mit Bezug auf die 1a und 1b, umfasst ein Injektionsgerät ein Antriebssystem 1 und eine darin befestigbare wegwerfbare Kapsel 3, zur Abgabe einer in der Kapsel enthaltenen Flüssigkeit 2 unter die Haut eines menschlichen oder tierischen Patienten.
Das Antriebssystem umfasst einen Behälter 4, ein Druckübertragungsglied 5 in Form eines Kolben 10, ein Zurückhalteglied 6 für den Druck, ein Druckerzeugungselement 8 und eine komprimierbare Substanz 7. Die unter Druck stehende komprimierbare Substanz ist eine primäre Potentialenergiequelle zum Antrieb der zu injizierenden Flüssigkeit.
Die komprimierbare Substanz kann vorzugsweise ein Polysiloxanöl umfassen, das die Fähigkeit besitzt, eine große Menge Potentialenergie durch elastische molekulare Komprimierung zu speichern, beispielsweise bis zu hundertmal mehr Energie als eine konventionelle Metallfeder, die das gleiche Volumen einnimmt. Die Moleküle von Polysiloxan wirken als dreidimensionale Federn, und die gespeicherte Energie entspricht der Summe der molekularen Kohäsionsenergie von ungefähr 4 × 10^–21 Joule pro Molekül, was der thermischen Energie K_BT bei 20°C entspricht, wobei K_B die Boltzmankonstante ist, und T die gemessene Temperatur in Grad Kelvin. Die elastische Eigenschaft der Polysiloxane ist besonders vorteilhaft für die vorliegende Erfindung, da sie es ermöglicht, dass das Injektionsgerät kompakt und kostengünstig ist und wenige Komponenten umfasst. Abhängig vom molekularen Gewicht, weisen Polysiloxane typischerweise volumetrische Komprimierungswerte auf (dV/V bei einem bestimmten Druck), die drei- bis viermal größer sind, als die volumetrische Komprimierbarkeit von Wasser. Obwohl Polysiloxane ein bevorzugtes weiches Material zur Anwendung in der vorliegenden Erfindung sind, können auch andere Substanzen aus weichem Material benutzt werden. Die Eigenschaften weicher Materialien sind bekannt und werden beispielsweise in der Veröffentlichung „Review of Modem Physics", Nobel Lecture in Physics, vol. 64, page 645 beschrieben.
Polysiloxanöle sind durchsichtige, klare, geruchsfreie, geschmacklose und viskoelastische Flüssigkeiten, die resistent gegenüber hohen und niederen Temperaturen und kostengünstig sind. Sie sind weder toxisch noch aus physiologischer Sicht gefährlich und können in dermatologischen und kosmetischen Anwendungen benutzt werden. Polysiloxanöle haben nur geringe Viskositätsabweichungen als Funktion des Druckes, was vorteilhafterweise den Flüssigkeitsaustausch erleichtert, aber sie haben eine hohe Oberflächenspannung, so dass sie nicht mit Wasserlösungen mischbar sind. Polysiloxanöle weisen außerdem schmierende Eigenschaften zwischen Metall und Polymeren und Gummi auf, was vorteilhaft das Gleiten zwischen bewegbaren Teilen erleichtert.
Die Familie der Polysiloxanöle umfasst unter anderem die folgenden Substanzen:
Polymethylhydrogensiloxan
Polydimethylsiloxan
Polytrimethylsiloxan
Hexamethylcyclotrisiloxan
Decamethyltetrasiloxan
Hexamethyldisiloxan (H 7310 – Witheco)
Octamethyltrisiloxan (O 9816 – Witheco)
Alpha-, Beta-, Gamma- and Thetra Gels von der Geltec Corporation.
Eine vorteilhafte Eigenschaft der Polysiloxanöle ist die Reduktion der Viskosität mit der Schergeschwindigkeit, was einen schnellen Fluss solcher Öle durch kleine Öffnungen ermöglicht. Polysiloxanöle können eine Viskosität im Bereich von 0,6 bis 10⁷ Centistoke aufweisen, abhängig von ihrem molekularen Gewicht. Aufgrund dieser Eigenschaft kann das Öl entsprechend den Anforderungen der Ausführungsform ausgesucht werden, insbesondere Ausführungsformen, die den Fluss der komprimierbaren Substanz durch Durchlässe mit kleinen Querschnitten erfordern, wie im Fall der Ausführungsform der 1. Die anderen Ausführungsformen können mit einer komprimierbaren Substanz in Form eines elastischen Festkörpers ausgestattet werden, wie vulkanisierter Silicongummi, zum Beispiel vom Typ SilGel^® 6/2, hergestellt von der Wacker-Chemie, mit einer volumetrischen Komprimierbarkeit, die nur 25% niedriger ist Polysiloxane mit einer niedrigen Viskosität.
Ein Monomer-Hexamethylsiloxan (CH₃)₆SiO kann beispielsweise mit einem Druck von ungefähr 2000 bar elastisch komprimiert werden, mit einer Volumenreduktion von etwa 15%. Wenn das Volumen der zu injizierenden Flüssigkeit 0,1 ml beträgt, und der minimale Druck am Ende der Injektion 1000 bar betragen soll, ist das nicht komprimierte Volumen des Polysiloxan 1,3 ml. Das erfindungsgemäße Gerät ist nicht nur extrem kompakt, sondern ermöglicht die Injektion der Flüssigkeit mit Drücken, die weit oberhalb der in konventionellen Systemen liegen. Dies ermöglicht die Erzeugung eines sehr feinen Strahls, der die Schallgeschwindigkeit überschreiten kann. Sehr zuverlässige und sichere hypodermische Injektionen können daher mit der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden.
Zum Beispiel kann die zu injizierende Flüssigkeit bei einem Druck von 1000 bar durch Düsenöffnungen mit Durchmessern von ungefähr 30 bis 60 μm mit ausreichender Geschwindigkeit angetrieben werden, um die Haut des Patienten zu durchdringen, wobei die Injektionszeit langsam genug ist, um es der injizierten Flüssigkeit zu ermöglichen, sich im umgebenden Gewebe auszubreiten, und dadurch den Injektionsschmerz zu reduzieren. In konventionellen Vorrichtungen muss die Düsenöffnung anbetracht des niedrigeren Injektionsdrucks einen viel größeren Durchmesser haben, mit der Konsequenz, dass die Injektionszeit reduziert wird, und sich die injizierte Flüssigkeit lokal im Gewebe des Patienten sammelt und dadurch Schmerz verursacht.
Außerdem weist die erfindungsgemäße Injektionsvorrichtung nur sehr wenige Teile auf, was neben einer einfachen und zuverlässigen Benutzung zu einer kostengünstigen Produktion führt.
Mit Blick auf die 1a und 1b weist das Druckerzeugungsglied einen Kolben auf, der das hintere Ende des Behälters 4 abschließt. Der Kolben 10 schließt ein vorderes Ende des Behälterteils 4. Eine Trennwand 11, die einen Teil des Druckrückhaltungsglieds 6 bildet, ist innerhalb des Behälterteils 4 angeordnet, zwischen dem hinteren Kolben 9 und dem vorderen Kolben 10. Eine große Volumenkammer 12 ist zwischen der Trennwand 11 und dem hinteren Kolben gebildet und eine kleine Volumenkammer 13 zwischen der Trennwand 11 und dem vorderen Kolben. Die Trennwand ist mit einem Rückschlagventil 14 versehen, das es einer komprimierbaren Substanz ermöglicht, von der vorderen Kammer in die hintere Kammer zu strömen, einen Strom in die entgegengesetzte Richtung wird verhindert. Ein Auslöseventil 15 ist vorhanden, das es der komprimierbaren Substanz ermöglicht, von der hinteren Kammer 12 in die vordere Kammer 13 zu fließen, wenn das Ventil betätigt wird, zum Beispiel, wenn der Nutzer den Knopf 16 des Ventils drückt.
Das vordere Ende des Behälters ist in einem Abschnitt 17 mit einem Gewinde versehen, um eine Kapsel 3, die die zu injizierende Flüssigkeit enthält, lösbar zu befestigen, wozu die Kapsel in einem Abschnitt 18 mit dem passenden Gegengewinde versehen ist. Es könnten aber auch andere Befestigungsmittel vorgesehen sein, wie zum Beispiel eine Art Bajonettverschluss oder lösbare Federsperren. Das hintere Ende der Kapsel ist durch einen Kolben 19 dicht verschlossen, der von einem Antriebssystemkolben 10 bei der Betätigung der Vorrichtung bewegt wird und dadurch die Flüssigkeit 2 durch die Düsenöffnung 20 antreibt. Der Kapselkolben 19 kann an seinem vorderen Ende mit einem kegelförmigen elastischen Element 21 versehen sein um sicherzustellen, dass im Wesentlichen die ganze zu injizierende Flüssigkeit aus der Kapsel heraus getrieben wird.
Der Druckerzeugungsmechanismus 8 ist am hinteren Ende des Behälters befestigt und weist einen Griffbereich 22 und einen Kolbenbereich 23 in Form eines Bolzens mit einem Gewinde auf, das in einem Teil des Behälters mit einem Gegengewinde 24 eingreift. Wenn der Mechanismus 8 gedreht und der Kolbenbereich 23 in das Gehäuse hinein geschraubt wird, wird der Kolben 9 verschoben und komprimiert die komprimierbare Substanz 7. Die Anzahl der Umdrehungen am Griff 22 bestimmt den Druck auf die komprimierbare Substanz 7, der dadurch entsprechend der Anwendung eingestellt werden kann. Um den Antrieb zu betätigen, öffnet der Benutzer das Betätigungsventil 15, indem er den Knopf 16 drückt, so dass die komprimierbare Substanz von der hintern Kammer 12 in die vordere Kammer 13 strömt und den Kolben 10 antreibt, der den Kapselkolben 19 antreibt. Nach der Benutzung wird die Kapsel 3 von der Antriebseinheit abgenommen, das Druckerzeugungselement 8 entspannt, wodurch die komprimierbare Substanz über das Rückschlagsventil 14 zurück in die hintere Kammer 12 gesaugt wird. Eine neue Kapsel 3 kann dann an dem vorderen Ende des Behälters angebracht werden. Von Vorteil bei dieser Ausführungsform ist es, eine komprimierbare Substanz mit niedriger Viskosität, wie ein Polysiloxan mit niedrigem Molekulargewicht, zu haben, so dass der Fließwiderstand durch das Ventil 15 bzw. 14 niedrig ist.
Mit Blick auf die 2a und 2b wird nun eine zweite Ausführungsform der Injektionsvorrichtung beschrieben. Um Wiederholungen zu vermeiden, werden die Merkmale dieser Ausführung, die ähnlich der der Ausführungsform der 1a und 1b sind, mit den gleichen Referenznummern versehen, und ihre Funktion kann durch Bezug auf die obige Beschreibung der ersten Ausführungsform verstanden werden.
Im zweiten Ausführungsbeispiel ist das Druckrückhalteglied 206 als lösbare Auslösemechanismus gebildet, der in den vorderen Kolben 210 eingreift, um ihn in der geladenen Position der 2a zu halten. Der Auslösemechanismus weist einen bewegbaren Stopppin 234 auf, mit einer Stützschulter 235 nahe einem freien Ende des Pins, die gegen eine Gegenstützschulter 236, die am Kolben 210 gebildet ist, eingreift. Die Stützschultern ist in einem kleinen Winkel in Bezug zu einer Ebene senkrecht zur Längsachse A des Antriebssystems geneigt, um die Kraft zu reduzieren, die notwendig ist, den Stopppin von dem Kolben zu lösen, speziell in Hinsicht auf den sehr hohen Druck, der durch die komprimierbare Substanz 7 erzeugt werden kann. Der optimale Neigungswinkel, der bevorzugt im Bereich zwischen 2° und 10° liegt, hängt jedoch von einer Anzahl von Faktoren ab, so wie dem Reibungskoeffizienten zwischen den Materialen, die die Stützschultern bilden, der Kontaktgeometrie und der Oberfläche, und der maximalen Kraft, die auf den Kolben wirkt, wenn das Antriebssystem geladen ist. Der Pin 234 wird in einem Gehäuseteil 237 geführt, das auf dem Behältergehäuse befestigt ist, und wird gegen den Kolben 210 mittels einer Feder 238 gedrückt, die sich an einem Ring 239 des Pins abstützt.
Der Ring dient ebenfalls als eine Schulter um eine Betätigung eines Betätigungshebels 240 zu ermöglichen, der unter den Ring eingreift, um den Pin anzuheben und von dem Kolben 210 zu trennen. Die Hauptfunktion der Feder 238 ist es, den Pin in die Kolbenvertiefung 241 vorzuspannen, wenn der Kolben zurückgezogen ist und eine neue Kapsel 3 in der Antriebseinheit befestigt wird.
Die Dosierung der zu injizierenden Flüssigkeit 2 kann durch die Veränderung des Weges des Antriebseinheitskolbens 210 eingestellt werden. Dies wird in der vorliegenden Ausführungsform durch die Bereitstellung eines mit einem Gewinde versehenen Einstellring 242, der gegen einen ringförmig Stopp 244, der innerhalb des Gehäuses 204 am Injektionsende gebildet ist, stößt, und mit einem Gewindebereich 243 des Kolbens 210 verbunden ist. Die Weggröße des Kolbens und damit das Volumen der zu injizierenden Flüssigkeit, werden verkleinert, indem der Ring 242 in Richtung auf den Stopp 244 geschraubt wird.
Zusätzlich zu der primären Potentialenergiequelle, die die komprimierbare Substanz bildet, weist das Antriebssystem der zweiten Ausführungsform eine sekundäre Potentialenergiequelle 245 auf, die einen geringeren Druck P2 erzeugt, als der maximale Druck P1, der durch die primäre Potentialenergiequelle erzeugt wird, wie in 2f dargestellt. Die komprimierbare Substanz 7 setzt in der Anfangsphase der Hochdruckinjektion Druckspitzen von zum Beispiel 800 bis 1000 bar frei, gefolgt von der Freisetzung des Druckes von der sekundären Quelle mit relativ niedrigen Druck, zum Beispiel 70 bar oder weniger, Diese Doppelinjektionsdrucklösung ist besonders vorteilhaft, da sie es ermöglicht, die Injektionstiefe genau zu kontrollieren, zum Beispiel um Flüssigkeiten wie Insulin und andere Medikamente introdermal oder subkutan zu verabreichen. Der hohe Initialdruck ermöglicht die Bildung eines feinen Überschallstrahls zur Durchdringung der Haut, gefolgt von einer zweiten Strahlenstufe mit niedrigem Druck, um die Flüssigkeit in eine kontrollierte Tiefe unter die äußere Oberfläche der Haut zu verabreichen und exzessiven Antrieb zu vermeiden, der auftreten würde, wenn der hohe Initialdruck über einen längeren Zeitraum erhalten bliebe. Außerdem kann das Volumen der zu injizierenden Flüssigkeiten durch eine sekundäre Energiequelle mit niederem Druck erhöht werden, da sie ein größeres Komprimierungsverhältnis aufweist, als die komprimierbare Substanz 7.
Das Zweistufenantriebssystem ermöglicht es in vorteilhafter Weise die gewünschte Eindringtiefe der Injektion und das Volumen der Injektionsflüssigkeit zuverlässig durchzuführen durch eine entsprechende Auswahl und Ausführung der ersten und zweiten Potentialenergiequelle, insbesondere durch Einstellung der gespeicherten relativen Energie jeder der Quellen. Abhängig vom Beitrag der primären Energiequelle im Verhältnis zur zweiten Energiequelle können verschiedene Druckcharakteristiken über die Zeit erreicht werden, wie in 2f dargestellt.
Die Kurve B gibt die Druckcharakteristik eines Antriebssystems wieder, angepasst um eine Flüssigkeit intramuskulär zu verabreichen. In diesen Fall kann wegen der großen Injektionstiefe das Antriebssystem nur mit der primären Energiequelle mit der komprimierbaren flüssigen oder festen Substanz versehen sein. In dem vorliegenden Beispiel ist der anfängliche Injektionssdruck 1000 bar, der über eine Injektionszeit Bt₁ von ungefähr 0,5 Sekunden auf einen Druck von 500 bar am Ende der Injektion fällt. Für ein vorgegebenes Volumen einer zu injizierenden Flüssigkeit können der Druckabfall und die Injektionszeit, mit anderen Worten die Steigung der Kurve B durch Änderung des Volumens der komprimierbaren Flüssigkeit und den Durchmesser der Düsenöffnung verändert werden. Wenn ein großes Flüssigkeitsvolumen injiziert werden muss kann es jedoch vorteilhaft sein, auch die zweite Energiequelle zu haben.
Die Kurve A gibt zum Beispiel die Druckcharakteristik eines Antriebssystems wieder, um Flüssigkeit subkutan zu verabreichen, während die Kurve C die Druckcharakteristik für ein Antriebssystem für eine interdermale Verabreichung darstellt. In diesen Fällen weist das Antriebssystem sowohl die primäre als auch die sekundäre Energiequelle auf, allerdings ist die gespeicherte Energie der primären Energiequelle im Verhältnis zu der in der sekundären Energiequelle gespeicherten Energie in dem Antriebssystem, das der Kurve A entspricht, größer, als in dem zweiten Antriebssystem, das der Kurve C entspricht. Die in den betreffenden Energiequellen gespeicherte jeweilige Energie kann leicht dadurch eingestellt werden, dass das Volumen der komprimierbaren Substanz 7 verändert wird, ein größeres Volumen entspricht mehr gespeicherter Energie.
Die Stufe im Injektionszeitpunkt At₁ in der Kurve A wird dadurch erzeugt, dass in dem Antriebssystemgehäuse ein Stopp gebildet ist, um nach einer vorgegebenen Volumenvergrößerung (Druckabfall) den Kolben oder den Behälterteil, der die komprimierbare Substanz von der sekundären Quelle für potentielle Energie trennt, zu stoppen, so dass die sekundäre Energiequelle dann übernimmt und die Injektion vollendet. In einem Antriebssystem entsprechend der Kurve C ist kein Stopp für die primäre Energiequelle bereitgestellt, die sekundäre Energiequelle übernimmt von der primären Energiequelle ungefähr zum Zeitpunkt Ct₁, wenn der Druck der komprimierbaren Substanz auf den Druck abfällt, der durch die sekundäre Energiequelle ausgeübt wird.
Die sekundäre Energiequelle kann umfassen: eine Feder, beispielsweise eine metallische Spiralfeder 246, wie in den 2a und 2b gezeigt; ein Gas 246' wie in 2c gezeigt; ein Paar gegenüberliegender Permanentmagnete 246'', beispielsweise FeNd Permanentmagnete, wie in 2d gezeigt; oder eine elastische Substanz, die gasgefüllte Mikrokapseln 246''' aufweist, wie in 2e dargestellt, die zwischen dem Kolben 210 und der komprimierbaren Substanz 7 befestigt sind. Die sekundäre Energiequelle könne auch am hinteren Ende der Antriebsvorrichtung befestigt sein, beispielsweise zwischen dem hinteren Kolben 9 und der komprimierbaren Substanz 7 oder zwischen dem Kolbenabschnitt 23 und dem hinteren Kolben 9. Die komprimierbare Substanz 7 kann in einem inneren Behälterbereich 247 enthalten sein, der gleitbar in dem Behälter 204 befestigt ist, um eine Trennung von der sekundären Energiequelle bereit zu stellen.
Die sekundäre Energiequelle kann auch direkt in die primäre Energiequelle integriert sein, beispielsweise als ein Gas das in der komprimierbaren Substanz gelöst oder in Hohlräumen oder Poren der komprimierbaren Substanz eingekapselt ist.
Mit Bezug auf die 3a und 3b wird eine weitere Ausführungsform eines Injektionsgerätes gezeigt, mit einem Druckerzeugungsmechanismus 8, der ähnlich dem mit Bezug auf 1 beschriebenen sein kann, befestigt an einem wieder verwendbaren Behälter 4' zur Aufnahme einer Kapsel 3', die die zu injizierende Flüssigkeit 2' in einer flexiblen Membran 25, die (zumindest teilweise) von der komprimierbaren Substanz 7 in einer Membran 26 umgeben ist. Wenn die komprimierbare Substanz Silikongummi ist oder ein anderer komprimierbarer Festkörper, anstatt eines flüssigen Polysiloxan, ist die Membran 26 nicht erforderlich. Die Kapsel weist weiterhin einen Düsenabschnitt 27 mit einer Auslassöffnung auf, die durch eine Verschlusskappe in Form eines hochdehnbaren festen Drahtes auf. Der Draht erstreckt sich rückwärtig durch die Membran 25 in einen langen hinteren Abschnitt 29. Der hintere Abschnitt ist in einem zentralen Durchgang in dem Druckerzeugungsmechanismus aufgenommen, der sich durch das hintere Ende 31 des Druckerzeugungsmechanismus so erstreckt, dass das Ende 32 des hinteren Abschnitts zugänglich ist. Der hintere Abschnitt 29 kann beispielsweise aus einem Kunststoff gebildet sein, der den Draht 28 umgibt oder umschließt. Da der Draht sehr fein ist, mit einem Durchmesser von beispielsweise ungefähr 50 μm, ist die Reibungskraft die ihn festhält sehr klein, und kann sehr leicht von einem Benutzer überwunden werden, indem er am Ende 32 zieht, um das Gerät zu betätigen, indem die Düsenöffnung geöffnet wird, während die komprimierbare Substanz unter Betriebsdruck steht.
Der Behälterbereich 4' kann aus zwei (nicht dargestellten) trennbaren Bereichen gebildet sein, oder eine abnehmbare vordere Endkappe (ähnlich der Ausführungsform der 4) haben, um die Kapsel 3' darin zu befestigen. Um Druck aufzubauen, wird der Druckerzeugungsmechanismus nach dem Einbau einer neuen Kapsel in den Behälter hineingeschraubt.
Mit Bezug auf 4 wird eine Variante der Ausführungsform der 3a gezeigt, in der die komprimierbare Substanz 7 in dem Behälterabschnitt 4'' befestigt ist und dort verbleibt, während die Einwegkapsel 3'' herausnehmbar in das vordere Ende des Geräts eingegeben wird, das eine abnehmbare Kappe 33 aufweist, die auf den Container aufgeschraubt oder auf andere Art befestigt ist.
Die Kapsel 3'' ist mit einem Draht 28 versehen, der die Öffnung des Düsenbereichs 27 verschließt und sich in einen hinteren Abschnitt 29 hinter ein hinteres Ende 31 des Injektionsgerätes erstreckt, ähnlich wie bei der Ausführungsform der 3a.
Die Kapsel- oder Ampullenmembran 25' ist beispielsweise aus Kunststoff hergestellt, der je nach den enthaltenen pharmazeutischen Produkten beschichtet ist. Der Düsenbereich 27 kann mit einer Düsenspitze aus Metall versehen sein, der in einen Kunststoffkörper eingebettet ist, wobei die Spitze mit einer Auslassöffnung versehen ist, die durch einen verformbaren Einsatz, der um den Drahtstopfen gebördelt ist, gebildet wird. Die Düsenöffnung kann auch dadurch gebildet sein, dass der Düsenbereich 27 in den Verschlusskappenbereich des Drahtes 28 eingegossen (overmoulding) wird. Die Düsenöffnung kann einen Durchmesser so klein wie 5 bis 100 Mikrometer aufweisen, liegt für die meisten Anwendungen aber bevorzugt im Bereich von 20 bis 50 Mikrometer. Die Düsenöffnung erstreckt sich über eine Länge, die bevorzugt ungefähr zwischen dem zwei- bis fünffachen des Durchmessers der Öffnung liegt. Das Verhältnis von Öffnungslänge zu Öffnungsdurchmesser ermöglicht die Erzeugung eines Injektionsstahls, der über eine Entfernung kohärent bleibt, die genügt, um eine zuverlässige hypodermische Injektion zu gewährleisten, der sich aber nach wenigen Millimetern destabilisiert und dadurch den Strahl unschädlich macht. Mit anderen Worten, das Verhältnis zwischen Länge und Durchmesser der Öffnung ermöglicht es, die Kohärenz des Strahls zu regulieren, so dass er genügend kohärent ist für eine effektive und zuverlässige hypodermische Injektion ist, ohne aus Sicherheitsgründen zu kohärent zu sein.
Mit Bezug auf die 5a, 5b und 5c wird eine weitere Ausführungsform einer Injektionsvorrichtung zum Antreiben einer Flüssigkeit 2, umfassend ein Antriebssystem 501 und ein Flüssigkeitszuführungssystem 503. Die Injektionsvorrichtung ist speziell für die Abgabe der Flüssigkeit 2, die beispielsweise eine flüssiges Medikament sein kann, durch die Haut eines menschlichen oder tierischen Patienten, angepasst.
Das Antriebssystem umfasst einen Container 504, ein Druckübermittlungselement in Form einer flexiblem Membran 525, die einen Bereich 560 eines Flüssigkeitsbehälters umschließt, einem Druckrückhalteglied in Form eines drehbaren Ventils 551, eine Druckerzeugungsglied 508 und eine komprimierbare Substanz 7, wie in Bezug auf die vorbeschriebenen Ausführungsformen beschrieben. Die komprimierbare Substanz unter Druck ist, wie in Bezug auf die anderen Ausführungsformen beschrieben, eine primäre Potentialenergiequelle um die zu injizierende Flüssigkeit anzutreiben. Obwohl nicht gezeigt, kann das Antriebssystem zusätzlich eine sekundäre Potentialenergiequelle aufweisen, wie in Bezug auf die 2a bis 2f beschrieben, beispielsweise zwischen dem hinteren Kolben 509 und dem Kolbenbereich 523 des Druckerzeugungsglieds 508 eingebaut.
Das Druckerzeugungsglied umfasst einen Motor 549, der mit einem elektronischen Kontrollsystem verbunden ist, das den Motor steuert und kontrolliert. Der Motor ist mit dem Kolbenbereich 523 über ein nicht gezeigtes Reduktionsgetriebe verbunden, um das Drehmoment zu vergrößern das aufgebracht werden kann, um den Kolbenbereich zu drehen. Wie in den oben beschriebenen Ausführungsformen, greift der Kolbenbereich über ein Gewinde in den Behälterbereich 504 ein und treibt den hinteren Kolben 509 an, um die komprimierbare Substanz 7 zu komprimieren.
Die zu injizierende Flüssigkeit 2 ist durch eine flexible Membran 525, die am vorderen Ende des Behälters 504 befestigt ist und einen Auslass 561 hat, von der komprimierbaren Substanz getrennt. Der Auslass 561 des Flüssigkeitsbehälterbereichs steht über ein Ventil 551 mit einer Öffnung eines Düsenbereichs 527 in Verbindung, um in der betätigten Position, die in 5c gezeigt ist, einen Mikro-Strahl zu erzeugen, oder mit einem Durchgang 552 zur Versorgung mit Flüssigkeit, der mit einem Flüssigkeitsbereitstellungsbehälter oder einem Reservoir 553 des Flüssigkeitsbereitstellungsteils in einer Nachfüllposition, wie in 5a gezeigt, zusammenwirkt, abhängig von der Position des Ventils 551. Das Ventil 551 hat auch eine geschlossene Position, in der es den Auslass 561 wie in 5b gezeigt blockiert, um vor der Betätigung den Aufbau von Druck in der komprimierbaren Substanz 7 zu ermöglichen. Das Ventil kann von einer Position in die andere durch einen Betätigungsmechanismus 562 betätigt werden, der einen Motor 563 umfasst, der mit einem Ventil 551 gekoppelt ist und durch das elektronische Kontrollsystem 550 kontrolliert wird.
Das Flüssigkeitsbereitstellungssystem umfasst einen Beschickungsmechanismus 554, um Flüssigkeit von dem Bereitstellungsbehälter 553 in den Flüssigkeitsbehälterbereich 560 zu transportieren. Der Beschickungsmechanismus umfasst einen Kolben 555, der durch einen Motor 556 angetrieben wird, beispielsweise durch einen Reduktionsgetriebearm 557. Der Motor 556 kann durch das elektronische Kontrollsystem kontrolliert werden, das auch den Druckerzeugungsmechanismus und das Ventil kontrolliert, so dass ihr Betrieb koordiniert wird.
Das Ventil 551 kann vorteilhafter Weise einen drehbaren zylindrischen Bereich aufweisen, der einen ersten Durchgang 558 zur Verbindung der Flüssigkeitszuführungsleitung 552 mit dem Auslassbereich 561 des Flüssigkeitsbehälters in der Nachfüllposition des Ventils verbindet, und einen zweiten Durchgang 559, um den Flüssigkeitsbehälterbereich 560 der Antriebseinheit mit der Auslassdüsenöffnung in der betätigten Position des Ventils zu verbinden.
Um das Injektionsgerät auszulösen, kann der Nutzer beispielsweise einen Auslöseknopf oder ein anderes Verbindungsglied drücken, die mit dem elektronischen Kontrollsystem 550 verbunden sind, das den Ventilaktuator 562 anweist in die Nachfüllposition, die in 5a gezeigt ist, zu drehen. Durch den jeweiligen Motor 556, 549 werden der Flüssigkeitszuführungskolben 555 vorwärts bewegt, während der Druckerzeugungskolben 509 gleichzeitig zurückgezogen wird, kontrolliert von dem elektronischen Kontrollsystem, um den Volumentransfer der Flüssigkeit 2 aus dem Flüssigkeitsbereitstellungsbehälter 553 in den Flüssigkeitsbehälterbereich 560 der Antriebsvorrichtung abzugleichen. Die Verschiebung der Kolben kann präzise kontrolliert werden um genau das Volumen der Flüssigkeit festzulegen, die in den Behälterbereich 560 gefüllt und daher injiziert wird.
Wenn der Füllvorgang abgeschlossen ist, wird das Ventil in die geschlossenen Position geschalten und blockiert den Auslass des Behälterbereichs 561 und die Flüssigkeitszuführungsleitung 552, wie in 5b gezeigt. Der Druckerzeugungsmechanismus kann dann in Gang gesetzt werden, um die komprimierbare Substanz 7, die vorzugsweise eine flüssiges Polysiloxan ist, zu komprimieren, und dadurch die zu injizierende Flüssigkeit 2 in dem Behälter 504 ebenfalls unter Druck setzen. Das „scharfe" Injektionsgerät kann dann betätigt werden, indem ein Injektionsknopf gedrückt wird, oder durch jedes andere Anweisungssignal, das den Ventilaktuator 562 anweist, schnell von der geschlossenen Position in die betätigte Position zu schalten, wie in 5c gezeigt, um die Flüssigkeit durch die Düsenöffnung anzutreiben. Die scharfe Injektionsvorrichtung kann auch entschärft werden, beispielsweise wenn die Dosierung korrigiert werden soll, oder aus jedem anderen Grund, durch einfaches Rückgängigmachen der vorbeschriebenen Operationen.
Es soll festgehalten werden, dass das elektronische Kontrollsystem auch mit einem drahtloses und/oder mit dem Land verbundenen Telekommunikationsnetzwerk verbunden sein kann, so dass Informationen von einem Anwendungsserver empfangen und an einen Anwendungsserver gesendet werden können. Das würde es zum Beispiel ermöglichen, die Zeit der Injektion und die Dosierung ferngesteuert zu überwachen oder sogar zu kontrollieren, ob automatisch oder unter Aufsicht eines Arztes. Das elektronische Kontrollsystem könnte ebenfalls ein Protokoll der Injektionen (ihrer Dosierung und Zeiten) zu Kontroll- und Informationszwecken führen.
Die Antriebseinheiten die beschrieben wurden, haben auch andere Anwendungsbereiche als die transdermale Injektion von Flüssigkeiten auf medizinischem oder kosmetischem Gebiet, beispielsweise das Piercen von Ohren oder anderem Gewebe. Generell können die beschriebenen Antriebseinheiten für den Antrieb jeder Flüssigkeit benutzt werden, wie Farbe oder Tinte, oder können dazu genutzt werden einen Festkörper anzutreiben, beispielsweise angetrieben durch einen Kolben 10, 210.

Claims

Injektionsgerät mit einem Antriebssystem (1) umfassend einen Behälter (4), einen wiederverwertbaren Druckerzeugungsmechanismus (8), eine primäre Potenzialenergiequelle und eine sekundäre Potentialenergiequelle, wobei die primäre und die sekundäre Potenzialenergiequelle, vorzugsweise in Form einer kompressiblen Substanz (7), innerhalb des Behälters (4) durch den Druckerzeugungsmechanismus (8) unter Druck gesetzt sind, wobei die primäre Potenzialenergiequelle ein Fluid (2) mit ausreichendem Druck durch eine Öffnung antreibt, um einen anfänglichen Strahl zum Durchdringen einer Haut zur subkutanen oder intrakutanen Verabreichung des Fluids zu erzeugen, wobei die Potenzialenergie der primären Quelle im Wesentlichen Kompressionsenergie der Substanz (7) ist und die Substanz (7) eine flüssige, feste oder andere nicht gasförmige Substanz bei Raumtemperatur und -druck ist, dadurch gekennzeichnet, dass die sekundäre Potenzialenergiequelle einen niedrigeren Druck erzeugt als die primäre Potenzialenergiequelle und zu einem Zeitpunkt die Verabreichung des Fluids übernimmt, an dem der Druck der kompressiblen Substanz der primären Quelle auf den Druck abfällt, der durch die sekundäre Energiequelle erzeugt wird.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die sekundäre Potenzialenergiequelle ein Paar von sich gegenüberliegenden Magneten umfasst.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die sekundäre Potenzialenergiequelle eine gasgefüllte Mikropatrone aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die sekundäre Potenzialenergiequelle eine Feder aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die sekundäre Potenzialenergiequelle ein Gas in dem Antriebssystembehälter umfasst.
Gerät nach Anspruch 1, weiter aufweisend eine Trennwand in dem Behälter, welche die kompressible Substanz in einer hinteren Kammer des Behälters einschliesst, wobei die Trennwand ein Ventil aufweist, das geöffnet werden kann, um der kompressiblen Sub stanz zu ermöglichen, in eine vordere Kammer zu fliessen und Druck auf das zu injizierende Fluid zu übertragen.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die zu injizierende Flüssigkeit in einer Einwegkapsel oder -ampulle aufgenommen ist, die in den Behälter des Antriebssystems einsetzbar ist und eine Einheit bildet.
Gerät nach Anspruch 7, wobei die kompressible Substanz dauerhaft in dem Behälter angeordnet ist.
Gerät nach Anspruch 7, wobei die kompressible Substanz in der Kapsel angeordnet ist.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche 7–9, wobei der Behälter einen abtrennbaren Bereich aufweist, wie eine Kappe, um den Behälterbereich zu öffnen und die Ampulle oder Kapsel darin anordnen zu können.
Gerät nach Anspruch 7, wobei die Ampulle eine flexible oder verformbare Wand aufweist, die an dem Düsenbereich befestigt ist, um das zu injizierende Fluid darin aufzubewahren.
Gerät nach Anspruch 1, weiter umfassend ein Flüssigkeitsversorgungssystem mit einem Flüssigkeitsversorgungsreservoir, das mit dem Antriebssystem verbindbar ist.
Gerät nach Anspruch 12, wobei das Flüssigkeitsversorgungsreservoir mit dem Antriebsreservoir durch ein Ventil verbindbar ist, welches das Schliessen und Öffnen der Düsenöffnung steuert.
Gerät nach Anspruch 13, wobei das Ventil einen zylindrischen Bereich aufweist, der einen ersten Durchgang zur Verbindung des Flüssigkeitsversorgungsbehälters mit dem Antriebssystem in einer Wiederbefüllungsstellung des Ventils und einen zweiten Durchgang zur Verbindung des Antriebssystems mit der Düsenöffnung in einer aktivierten Stellung des Ventils aufweist.
Gerät nach einem der Ansprüche 12–14, wobei das Flüssigkeitsversorgungssystem einen Einspeisungsmechanismus zur Dosierung der Flüssigkeitsversorgung umfasst, wobei der Einspeisungsmechanismus und der Druckerzeugungsmechanismus durch Motoren angetrieben wird, die von einem elektronischen Steuersystem gesteuert werden.