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Hintergrund der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine nadelfreie Injektionsvorrichtung
für die
transdermale Injektion einer Flüssigkeit.
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US-6.053.890 offenbart eine
Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff
von Anspruch 1.
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In
der internationalen Patentanmeldung
WO 01/47586 A1 ist ein Vortriebssystem für eine nadelfreie
Injektionsvorrichtung, die eine primäre Quelle der gespeicherten
potentiellen Energie in der Form einer komprimierten Flüssigkeit
umfasst, beschrieben. Bevorzugte kompressible Substanzen für die primäre Energiequelle
werden aus der Familie der Polysiloxane in Anbetracht ihrer hohen
Kompatibilität im
Vergleich zu anderen Flüssigkeiten
oder Festkörpern
ausgewählt.
Die Bereitstellung einer komprimierten Flüssigkeit oder eines komprimierten
Festkörpers
als primäre
Quelle der potentiellen Energie, um eine zu injizierende Flüssigkeit
vorwärtszutreiben,
ist gegenüber
Systemen, die ein komprimiertes Gas oder mechanische Federn verwenden,
infolge der signifikant höheren
Energiedichte, die die komprimierte Flüssigkeit oder der komprimierte
Festkörper bietet,
vorteilhaft. Federn erfordern z. B. große Abmessungen, um die erforderliche
Vortriebsenergie zu erhalten, um sicherzustellen, dass die Haut
eines Patienten durchstochen wird, und einen relativ großen Durchmesser
des Flüssigkeitsstrahls,
um eine ausreichende Leistung des Strahls sicherzustellen. Systeme,
die komprimiertes Gas verwenden, sind durch den maximalen Druck
des Gases bis zu einer Änderung
des Zustands in die flüssige
Form begrenzt, der den maximalen Druck des Vortriebssystems definiert. Das
Risiko der Explosion der Systeme mit komprimiertem Gas ist außerdem ein
Sicherheitsbedenken.
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WO 02/32484 A1 offenbart
eine nadelfreie Injektionsvorrichtung, die eine elastische Feder
als Energiequelle verwendet.
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Das
in der obenerwähnten
Veröffentlichung beschriebene
Vortriebssystem umfasst ferner eine sekundäre Quelle der potentiellen
Energie, die einen niedrigeren Druck als die primäre Quelle
erzeugt. Dies ermöglicht
es, dass die Injektionstiefe genau gesteuert wird, insbesondere
um die Tiefe der Flüssigkeitsabgabe
zu begrenzen, sobald die Haut durch den anfänglichen Strahl mit hohem Druck
durchstochen worden ist. Dies ist in Anwendungen wichtig, die eine
intradermale oder subkutane Abgabe erfordern. Die Beispiele der
sekundären
Quelle der potentiellen Energie enthalten eine Metallfeder, eine
gasförmige Substanz
oder eine kompressible flüssige
Substanz, die zu der in der primären
Energiequelle verwendeten Substanz ähnlich ist.
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Die
Verwendung eines flüssigen
Polysiloxans, das in einem Behälter
komprimiert ist, als eine Energiequelle ermöglicht es, dass das Vortriebssystem
sehr kompakt, sicher und relativ preiswert ist. Dennoch erfordert
der hohe Druck des flüssigen
Polysiloxans in dem Behälter
effektive Dichtungen und einen druckbeständigen Behälter, die sich auf die Herstellungskosten
auswirken. In dieser Hinsicht gibt es einen Bedarf, eine nadelfreie
Injektionsvorrichtung zu schaffen, die zuverlässig und kompakt ist und dennoch
preiswert herzustellen ist.
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Zusammenfassung der Erfindung
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In
Anbetracht des Obigen ist es eine Aufgabe der Erfindung, eine nadelfreie
transdermale Injektion zu schaffen, die sicher, zuverlässig und
preiswert herzustellen ist sowie eine Flüssigkeit in einer gesteuerten
Tiefe unter der Haut injizieren kann.
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Es
ist vorteilhaft, eine nadelfreie Injektionsvorrichtung zu schaffen,
die schmerzlos und mit einer minimalen Schädigung des Gewebes injiziert.
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Es
ist vorteilhaft, eine nadelfreie Injektionsvorrichtung zu schaffen,
die leicht und kompakt ist.
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Es
ist vorteilhaft, ein nadelfreies Injektionssystem zu schaffen, das
vielseitig ist und in wegwerfbaren Einweg-Injektionsvorrichtungen
oder in mehrfach verwendbaren Injektionsvorrichtungen verkörpert sein
kann.
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Die
Aufgaben der Erfindung sind gelöst
worden, indem die Injektionsvorrichtung nach Anspruch 1 geschaffen
worden ist.
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Hierin
ist eine nadelfreie transdermale Injektionsvorrichtung offenbart,
die eine Quelle potentieller Energie und ein bewegliches Kraftübertragungsorgan
(10, 10')
umfasst, um auf eine zu injizierende Flüssigkeit (2) einen
ausreichenden Druck auszuüben,
um die zu injizierende Flüssigkeit
(2) durch eine Düsenöffnung (24, 24') mit einer
für die
transdermale Injektion ausreichenden Geschwindigkeit vorzutreiben,
worin die Quelle potentieller Energie hauptsächlich ein elastisches Festkörpermaterial
oder mehrere Materialien umfasst, das bzw. die eine nichtlineare Kompressionskraftcharakteristik
F als Funktion der Kompressionsverlagerung x hat bzw. haben, wobei das
Verhältnis
der Kompressionskraft F als Funktion der Kompressionsverlagerung
x mit der Kompressionsverlagerung x ansteigt. Derartige Materialien
enthalten netzartige Polymere, wie z. B. Polyurethan, die leicht
und kosteneffektiv sind. Das Material oder die Materialien bilden
ein Federorgan oder sind ein Teil eines Federorgans, das im Wesentlichen
die Form eines Blocks besitzt, der zwischen einem Wandabschnitt
des beweglichen Kraftübertragungsorgans
und einem gegenüberliegenden Wandabschnitt
eines Gehäuses
oder einer Unterstützungsstruktur
des Injektors elastisch komprimiert ist. Vorteilhaft ist nicht nur
die Energiedichte des komprimierten Materials des Federorganblocks
größer als die
Energiedichte herkömmlicher
Schraubenfedern oder anderer Metallfedern oder von Vortriebssystemen
mit komprimiertem Gas; sondern schafft die nichtlineare Kraftcharakteristik
einen hohen anfänglichen
Spitzendruck, um die Flüssigkeit
mit einer ausreichenden Geschwindigkeit, um die Haut zu durchstechen,
durch eine sehr feine Düsenöffnung vorwärtszutreiben,
gefolgt von einem schnellen Abfall auf ein niedrigeres Druckniveau,
das die Abgabe der Flüssigkeit
in einer gesteuerten Tiefe unter der Haut sicherstellt. Außerdem besitzt
der Injektor gemäß der Erfindung
keine Dichtungsprobleme wie in Vortriebssystemen auf Gas- oder Flüssigkeitsbasis,
wobei es kein Risiko der Explosion wie in Systemen auf Gasbasis
gibt.
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Es
ist außerdem
leicht, die optimale Injektionscharakteristik durch das Variieren
verschiedener Parameter im Federorgan des Vortriebssystems, wie z.
B. des Durchmessers, der Kompressionsstrecke und der Zusammensetzung
seiner Materialien, einzustellen, ohne die Gesamtkonstruktion des
Injektors zu verändern.
Das Vortriebssystem der Erfindung ist außerdem äußerst vielseitig und kann leicht
an die Verwendung in wegwerfbaren Einweginjektoren, die mit preiswerten
Kunststoffgehäusen
versehen werden können,
oder an die Verwendung in wiederverwendbaren (mehrfach verwendbaren)
Injektoren angepasst werden.
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Vorteilhaft
wird eine besonders vielseitige, kompakte, preiswerte und sichere
nadelfreie Injektionsvorrichtung geschaffen, die eine Flüssigkeit
genau in einer erforderlichen Tiefe tansdermal abgeben kann.
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Weitere
Aufgaben und vorteilhafte Aspekte der Erfindung werden aus der folgenden
Beschreibung, den Ansprüchen
und der beigefügten
Zeichnung offensichtlich.
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Kurzbeschreibung der Zeichnung
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1 ist
ein perspektivischer Längsschnitt einer
Injektionsvorrichtung, die ein Vortriebssystem gemäß dieser
Erfindung in einer geladenen Position umfasst;
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1a ist
ein Längsschnitt
eines Frontabschnitts der Injektionsvorrichtung nach 1;
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1b ist
ein Längsschnitt
eines zentralen Abschnitts der Injektionsvorrichtung nach 1;
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1c ist
ein Längsschnitt
eines hinteren Abschnitts der Injektionsvorrichtung nach 1;
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1d ist
ein Teilschnitt eines Frontabschnitts der Injektionsvorrichtung
nach 1;
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2 ist
ein Längsschnitt
der Injektionsvorrichtung mit dem Vortriebssystem in einer betätigten oder
ungeladenen Position;
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3a bis 3d sind
perspektivische Ansichten verschiedener Federelemente, die in einem Vortriebssystem
einer Injektionsrichtung gemäß der Erfindung
verwendbar sind;
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4a ist
eine graphische Darstellung, die die Beziehung der Vortriebskraft
des Vortriebssystems der Injektionsvorrichtung als Funktion der
axialen Verlagerung des Vortriebssystemkolbens veranschaulicht,
wobei sich die verschiedenen Kurven auf die verschiedenen elastischen
Materialien beziehen, die in dem Vortriebssystem verwendet werden;
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4b ist
eine graphische Darstellung, die die Beziehung des Drucks der zu
injizierenden Flüssigkeit
als Funktion des Volumens der injizierten Flüssigkeit für eine Injektionsvorrichtung
gemäß der Erfindung
veranschaulicht; und
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5 ist
ein Längsschnitt
einer wegwerfbaren Einweg-Injektionsvorrichtung vor der Betätigung, die
nicht im Umfang der vorliegenden Erfindung liegt.
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Ausführliche Beschreibung der Erfindung
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In
den 1 und 2 ist eine wiederverwendbare
nadelfreie Injektionsvorrichtung gezeigt, die ein Vortriebssystem 1,
ein Aktuatorsystem 6 und Mittel in der Form einer abnehmbaren
Kappe 5, um eine Wegwerfkapsel 3 für die transdermale
Verabreichung einer in der Kapsel enthaltenen Flüssigkeit 2 daran anzubringen,
umfasst.
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Das
Vortriebssystem umfasst ein Gehäuse 4,
eine Quelle der potentiellen Energie 7, einen Krafterzeugungsmechanismus 8 und
ein bewegliches Kraftübertragungsorgan 10.
Das bewegliche Kraftübertragungsorgan 10 umfasst
einen Vortriebssystem-Kolbenabschnitt 23,
einen beweglichen Kraft-Wandabschnitt 12 und einen Krafterzeugungs-Eingriffabschnitt 14 in
der Form in der Form eines Schraubengewindeabschnitts, der an den
Krafterzeugungsmechanismus 8 gekoppelt ist. Die Quelle der
potentiellen Energie umfaßt
ein elastisches Festkörperfederorgan 16,
das zwischen dem beweglichen Kraft-Wandabschnitt 12 und
einem Gehäusewandabschnitt 18 angebracht
ist. Um die für
die Injektion verwendete potentielle Energie zu erzeugen, wird das
Federorgan zwischen den Kraft-Wandabschnitten 12, 18 elastisch
komprimiert, indem das bewegliche Kraftübertragungsorgan 10 mit
dem Krafterzeugungsmechanismus 8 axial verlagert wird,
wie in den 1, 1c und 2 gezeigt ist.
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In
diesem Beispiel bilden der Kolbenabschnitt 23 und der Eingriffabschnitt 14 im
Wesentlichen einen Stab, der sich längs der Mittelachse der Injektionsvorrichtung
erstreckt, wobei der bewegliche Kraft-Wandabschnitt am Stab befestigt
oder integral mit dem Stab ausgebildet ist. Es ist jedoch möglich, andere
Konstruktionen vorzusehen, die den beweglichen Kraft-Wandabschnitt
in Richtung auf den Gehäusewandabschnitt
antreiben. Der bewegliche Kraft-Wandabschnitt besitzt in dieser
Ausführungsform
die Form einer Platte, die in einem Hohlraum 13 des Gehäuses 4 positioniert
ist. Der bewegliche Kraft-Wandabschnitt 12 und das Gehäuse 4 können mit
komplementären
Polarisations- oder Verkeilungsmitteln versehen sein, um die Drehung
der Platte 12' um
ihre Mittelachse in Bezug auf das Gehäuse aufgrund des durch den
Druckerzeugungsmechanismus auf den Stab ausgeübten Drehmoments zu verhindern.
Die Verkeilungsmittel umfassen z. B. einen Vorsprung 15 des
Wandabschnitts 12, der in einer komplementären axialen
Nut im Gehäuse
aufgenommen ist.
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In
der ungeladenen Position, wie in 2 gezeigt
ist, ist das bewegliche Kraftübertragungsorgan 10 in
einer vordersten Position in Bezug auf das Gehäuse angehalten, wodurch das
Federorgan nicht völlig
entspannt ist. Mit anderen Worten, das Federorgan ist in der ungeladenen
Position mit einer bestimmten Kraft zwischen den Wandabschnitten
komprimiert, so dass der Kolbenabschnitt einen ausreichenden Druck
auf die Flüssigkeit
ausübt,
die am Ende der Injektion aus der Kapsel oder Patrone 3 injiziert
wird, um sicherzustellen, dass die gesamte Flüssigkeit in der erforderlichen
Tiefe transdermal abgegeben wird. Es ist möglich, einen Injektor mit Mitteln
zu versehen, um den Hub des beweglichen Druck-Wandabschnitts in
Bezug auf das Gehäuse einzustellen,
um das Ende der Injektions-Federkraft zu ändern. Es könnte z. B. ein (nicht gezeigter)
axial einstellbarer Anschlag vorgesehen sein, der sich zwischen
dem vorderen Gehäusewandabschnitt 17 und dem
beweglichen Druck-Wandabschnitt 12 erstreckt, oder es könnte die
Position des vorderen Gehäusewandabschnitts 17 in
Bezug auf den hinteren Gehäusewandabschnitt 18 eingestellt
werden – in
diesem Beispiel, indem ein Gehäuseabschnitt
in Bezug auf den andern durch die Schraubkopplung 19 durch eine
Schraubverbindung verbunden wird.
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In
der vorliegenden Erfindung besitzt das Federorgan im Wesentlichen
die Form eines Blocks eines elastisch komprimierten Materials oder
elastisch komprimierter Materialien mit einer ausgeprägten nichtlinearen
Kraftcharakteristik der Kompressionskraft F(x) gegen die Verlagerung
x in der Richtung der Verlagerung, wodurch der Anstieg der Funktion F(x)/x
mit der Verlagerung x zunimmt, wie in 4a, die
Kurven A, B und C, am besten zu sehen ist. Mit anderen Worten, das
Elastizitätsmodul
des Federelements nimmt mit der Kompression des Federorgans zu,
wie die Wandabschnitte zusammenrücken.
Diese nichtlineare Federcharakteristik ist sehr vorteilhaft, weil
das Vortriebssystem eine hohe anfängliche oder primäre Kraft
bereitstellt, um einen Hochgeschwindigkeits-Mikrostrahl zu erzeugen,
der die Haut eines Patienten durchstechen kann, gefolgt von einer
niedrigeren sekundären
Kraft über
eine längere
Verlagerung, um sicherzustellen, dass der Mikrostrahl nicht zu tief
in das Gewebe des Patienten eindringt, sobald die Haut durchstochen
worden ist.
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Die
Kurve A nach 4a veranschaulicht die Kraft
F(x), die erforderlich ist, um den beweglichen Wandabschnitt 12 vorzuschieben,
als eine Funktion seiner Verlagerung (x) aus der ungeladenen Position (0),
wobei der erste Abschnitt X1 der Kurve A einen Gradienten F(x)/x
besitzt, der kleiner als der des zweiten Abschnitts X2 ist. Der
Punkt P gibt etwa den Übergangspunkt
oder die Übergangszone
an, an dem bzw. in der sich der erste Abschnitt und der zweite Abschnitt
der Kurve treffen. Der steile Gradient des zweiten Abschnitts X2
schafft eine Quelle der Energie für die anfängliche Injektion mit hohem Druck,
der z. B. seinen Höchstwert
bei 600 bis 1000 Bar erreicht, wie in 4b gezeigt
ist, gefolgt von dem Freisetzen der Energie bei einem relativ niedrigen
Druck, z. B. etwa 200 Bar, wenn sich die Position des beweglichen
Wandabschnitts im Bereich des ersten Abschnitts X1 der Kurve F(x)
befindet. Dieser zweistufige Injektionsdruck ist sehr vorteilhaft,
weil sie es ermöglicht,
dass die Injektionstiefe genau gesteuert wird, um z. B. Flüssigkeiten,
wie z. B. Insulin oder andere Medikamente, intradermal oder subkutan
abzugeben. Der anfängliche
hohe Druck ermöglicht
es, dass ein sehr feiner Hochgeschwindigkeits-Flüssigkeitsstrahl
(z. B. ein Ultraschall-Flüssigkeitsstrahl)
gebildet wird, um die Haut zu durchstechen, gefolgt vom Strahl der
zweiten Stufe mit niedrigerem Druck, um die Flüssigkeit in einer gesteuerten Tiefe
unter der äußeren Oberfläche der
Haut abzugeben, um ein übermäßiges Eindringen
zu vermeiden, das sich ergeben würde,
falls der anfängliche
hohe Druck während
einer längeren
Zeitdauer aufrechterhalten würde.
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Die
Position des Übergangspunkts
P zwischen dem ersten und dem zweiten Kurvenabschnitt, die Gradienten
der Abschnitte X1 und X2 und die Kraft bei x = 0 können durch
die Auswahl des Materials oder der Kombination der Materialien und
der Geometrie und der Abmessungen des Federorgans eingestellt werden.
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Die
bevorzugten Materialien für
das Federorgan gemäß dieser
Erfindung, die eine nichtlineare mehrstufige Kompressionskraftcharakteristik
besitzen, wie sie oben erörtert
worden ist, und die eine hohe Energiedichte im elastischen Bereich
speichern können,
sind netzartige Polymere, wie z. B. Polyurethane, und verschiedene
Kautschuke, wie z. B. vulkanisierter Naturkautschuk, Isobutylenkautschuk,
Nitrilkautschuk, Propylenoxidkautschuk, Silikonkautschuk (SILASTIC),
Fluorsilikonkautschuk, Polynoborenkautschuk (NORSOREX), EPDM-Kautschuk
und KEL-F. In netzartigen Polymeren werden die langen Molekülketten
durch Molekülbindungen
in einem Netz zusammengehalten, das sich in einem niedrigen Entropiezustand
befindet, wenn es entspannt ist, wobei die Entropie zunimmt, wie
das Material gequetscht wird. Bei der Entspannung eines Blocks des
netzartigen Polymers, der zwischen zwei parallelen Platten komprimiert
ist, erlangt der Block seine ursprüngliche Form zurück, solange
wie die Kraft im elastischen Bereich der Deformation für das spezielle
Material verbleibt. In der vorliegenden Erfindung wirkt das Federorgan
nicht als eine molekulare Feder, die in einem Behälter komprimiert
ist, wie es in dem System der Fall ist, das in der internationalen
Patentanmeldung
WO
01/47586 A1 beschrieben ist, in dem Polysiloxan in einem
Behälter
komprimiert ist. Statt dessen ist in der vorliegenden Erfindung
das Federorgan frei, um sich seitlich auszudehnen, wobei deshalb
im Gehäuse
4 der
Injektionsvorrichtung ein Seitenraum vorgesehen ist, wie in den
1 und
2 am
besten zu sehen ist. Der Durchmesser des Hohlraums des Gehäuses ist
ausreichend, um eine Zunahme des Durchmessers des Federblocks von
etwa 20 bis 30% zu erlauben, wie er komprimiert wird. Der zentrale
Stab
14, der sich durch den Federorganblock
16 erstreckt,
besitzt die wichtige Funktion, als eine Führung zu wirken, um die einachsige
Kompression und danach eine zweiachsige Kompression des Feder- Organs sicherzustellen
und um zu verhindern, dass es sich in einer nicht axialsymmetrischen
Weise deformiert.
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Das
Material des Federorgans kann vorteilhaft eine zellulare Struktur
wie in einem Schaummaterial besitzen, wodurch das Material mit kleinen
Lufteinschlüssen
oder -zellen gefüllt
ist. Ein Beispiel des zellularen Materials mit vorteilhaften Eigenschaften ist
zellulares Polyurethan, wie z. B. das Produkt mit dem Warenzeichen
CELLASTO Typ MH-24-65. Die Kurven A und A' nach 4a entsprechen
dem Quetschen eines symmetrischen Blocks aus CELLASTO (Abmessungen:
40 mm Höhe
und 25 mm Durchmesser im Normalzustand). In einer anfänglichen
Kompressionsphase X1, wenn die Zellen kollabieren, ist die Federkraft
F als Funktion der Verlagerung x im Wesentlichen linear und besitzt
einen niedrigen Gradienten. Sobald die Zellen des Materials vollständig flachgedrückt sind,
nimmt die Federkraft schneller zu, wobei der Gradient der Funktion
F = f(x) zunimmt. Die zellularen netzartigen Polymere besitzen vorteilhaft
einen größeren Bereich
der elastischen Kompressionsverlagerung als nicht zellulare netzartige
Polymere, was folglich den Abschnitt X1 niedrigen Drucks der Kraftfunktion
F = f(x) erweitert, was für
die Injektion ziemlich großer
Volumina der Flüssigkeit
nützlich
ist, z. B. im Bereich von 0,2 bis 0,8 ml. In der vorliegenden Erfindung
ist es möglich, eine
zusätzliche
Energiequelle z. B. in der Form einer herkömmlichen Feder zu besitzen,
um zusätzliche Energie
für die
Injektionsphase mit niedrigem Druck zu erzeugen. Sofern nicht besonders
große
Volumina der Flüssigkeit
zu injizieren sind, ist eine zusätzliche Energiequelle
für die
meisten Fälle
nicht nützlich,
insbesondere in Anbetracht der zusätzlichen Kosten, des zusätzlichen
Gewichts und der zusätzlichen
Größe. Es ist
ein wichtiger Vorteil der Energiequelle gemäß dieser Erfindung, dass ein
preiswerter und kompakter Federblock in einer anfänglichen
Injektionsphase einen hohen Spitzendruck erzeugen kann, gefolgt
von einem niedrigeren Druck in einer folgenden Injektionsphase,
wobei die Drucke größtenteils
ausreichend sind, um die Flüssigkeit
durch eine sehr feine Düsenöffnung vorwärtszutreiben,
die z. B. einen Durchmesser im Bereich von 50 bis 100 Mikrometern besitzt.
Die kleinen Düsenöffnungen,
die in den Injektionsvorrichtungen gemäß dieser Erfindung verwendet
werden können,
verringern die Gewebeschädigung
und die Schmerzen im Vergleich zu herkömmlichen nadelfreien Vorrichtungen,
die im Hinblick auf die niedrigeren Drucke, die durch die herkömmlichen,
auf komprimierten Gas- oder Metallschraubenfedern basierenden Vortriebssysteme
erzeugt werden, Düsenöffnungen
mit Durchmessern von etwa 180 bis 280 Mikrometern verwenden.
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4b veranschaulicht
den Druck in der Patrone 3 der Flüssigkeit 2, die in
einer Injektionsvorrichtung, wie sie in den 1 bis 3 gezeigt ist, mit einem zylindrischen Federorgan
aus zellularem netzartigen Polyurethan zu injizieren ist, während der
Injektion. In diesem Beispiel sind die Parameter:
Durchmesser
des Federorgans = 20 mm,
axiale Federlänge = 80 mm,
Durchmesser
der Düsenöffnung =
80 Mikrometer,
zu injizierendes Volumen = 0,5 ml.
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Wie
in 4b gezeigt ist, beträgt der anfängliche Spitzendruck in der
Flüssigkeit
etwa 100 MPa, wobei er auf 30 MPa fällt, nachdem etwa 15% des Volumens
der Flüssigkeit
injiziert worden sind, wobei die Injektion mit niedrigem Druck bei
etwa 20 MPa endet.
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Ein
zellulares netzartiges Polyurethan, wie z. B. das Produkt CELLASTO,
wird mit etwa 100 N/cm2 komprimiert, wenn
die Zellen vollständig
flachgedrückt
sind, wobei es elastisch bis zu einem Maximum von etwa 300 bis 500
N/cm2 komprimiert werden kann. Im Vergleich
erzeugt eine Metallschraubenfeder mit dem gleichen Durchmesser (z.
B. 20 mm) und der gleichen Höhe
(z. B. 50 mm) das äquivalent
von etwa 100 N/cm2, wenn sie völlig komprimiert
ist, wobei sie keinen mehrstufigen Druckabfalleffekt zeigt.
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Das
aus einem netzartigen Polymer hergestellte Federorgan der vorliegenden
Erfindung ist, weil es in die gewünschte Form gegossen werden kann
und im Hinblick auf die niedrigen Kosten von Polymeren im Allgemeinen,
besonders kosteneffektiv herzustellen. Netzartige Polymere, wie
z. B. netzartige Polyurethane, sind außerdem im Hinblick auf ihre niedrige
Wichte für
den Betrag der Kompressionsenergie, der gespeichert werden kann,
vorteilhaft (mit anderen Worten, es gibt ein großes Verhältnis der gespeicherten Kompressionsenergie
pro Einheitsgewicht). Außerdem
sind derartige Polymere im Bereich der Temperaturen von –20 bis
80°C ohne
signifikante Variation ihrer physikalischen Eigenschaften, insbesondere
der elastischen Eigenschaften, funktionsfähig.
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Der
Block kann aus einem einzigen Material als ein einziges Teil, wie
in den 1 bis 3 dargestellt ist,
oder als ein Stapel oder eine Kombination von Teilen aus dem gleichen
oder aus verschiedenen Materialien hergestellt sein. Die Kombination
von verschiedenen Materialien oder Teilen mit verschiedenen Geometrien,
wie in den 3a bis 3d gezeigt
ist, ermöglicht
es, dass die Kraftcharakteristik gegen die Verlagerung des Vortriebssystems
in einem weiten Bereich möglicher
Kurven eingestellt wird, um die Geschwindigkeit des Flüssigkeits-Mikrostrahls
unter Berücksichtigung
des zu injizierenden Volumens und der Tiefe der transdermalen Abgabe zu
optimieren. Die Vortriebskraftcharakteristik als Funktion der Verlagerung
F = f(x) kann z. B. eingestellt werden, indem die folgenden Entwurfsparameter
variiert werden:
- • der Durchmesser des Federorgans:
er beeinflusst die Größe der Kraft
durch die Änderung
des Anstiegs der Funktion F = f(x) – eine Zunahme des Radius ≈ r, wie in 3a gezeigt
ist, vergrößert den
Anstieg von F = f(x), wie durch die Kurve Ar in der graphischen
Darstellung nach 4a veranschaulicht ist,
- • die
axiale Höhe
des Federorgans: sie beeinflusst den Hub des Federorgans und verlagert
den Punkt P der Transformation zwischen den primären und sekundären Abschnitten
der Kurve – eine Zunahme
der axialen Höhe
h verschiebt den Punkt P nach rechts, wie durch die Kurve Ah nach 4a veranschaulicht
ist,
- • die
Variation des Durchmessers des Federorgans als Funktion der Höhe: sie
beeinflusst den Anstieg der Funktion F = f(x): eine kegelförmige Zunahme
des Durchmessers, wie in 3b gezeigt
ist, verringert die Krümmung
der Funktion um den Punkt P der Transformation, wie durch die Kurve
B nach 4a veranschaulicht ist,
- • die
Vorspannung des Federorgans: sie hebt den ersten Abschnitt X1 der
Kurve und flacht ihn ab, wie durch die Kurve A' in 4a gezeigt
ist,
- • verschiedene
andere Parameter beeinflussen außerdem die Charakteristik der
Funktion F(x) des Vortriebssystems, wie z. B. der Typ des Materials
oder der Kombination der Materialien, die das Federorgan bilden – die Kurve
A'' in 4a repräsentiert
z. B. die Funktion F = f(x) für
einen zylindrischen Federorganblock, wie er in 3a gezeigt
ist, der aus vulkanisiertem Naturkautschuk hergestellt ist,
- • das
Federblockorgan kann außerdem
mit komplexen Formen mit internen Hohlräumen, wie in 3d gezeigt
ist, oder aus einem Stapel von Platten aus verschiedenen netzartigen
Polymeren und/oder mit verschiedenen Durchmessern, wie in 3c gezeigt
ist, hergestellt sein.
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Folglich
kann das Vortriebssystem gemäß der Erfindung
vorteilhaft innerhalb eines großen
Wertebereichs variiert werden, um die Injektion unter Berücksichtigung
der Menge der zu injizierenden Flüssigkeit, der gewünschten
Tiefe der transdermalen Abgabe, der gewünschten Injektionszeit und
dem Niveau des Hautwiderstands (der z. B. vom Alter der Person,
dem Ort der Injektion am Körper
und dem Hauttyp abhängt)
zu optimieren.
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Die
Vorderseite des Injektorgehäuses
ist mit einer abnehmbaren Kappe 5 versehen, die sich mit einem
Gewindeabschnitt 21 in Eingriff befindet, um die Kapsel 3,
die die zu injizierende Flüssigkeit
enthält,
im Injektorgehäuse
abnehmbar anzubringen. Es könnten
jedoch andere abnehmbare Befestigungsmittel vorgesehen sein, wie
z. B. eine Bajonettverbindung oder abnehmbare Schnappverschlüsse. Ein hinteres
Ende der Kapsel ist durch einen Dichtungskolben 22 abdichtend
verschlossen, der bei Betätigung
der Vorrichtung durch den Vortriebssystemkolben 23 angetrieben
wird, wobei dadurch die Flüssigkeit 2 durch
die Düsenöffnung 24 der
Kapsel vorgetrieben wird. Der Dichtungskolben 22 der Kapsel kann
an ihrer Vorderseite mit einem kegelförmigen elastischen Abschnitt
vorgesehen sein, um sicherzustellen, dass im Wesentlichen sämtliche
zu injizierende Flüssigkeit
aus der Kapsel getrieben wird.
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Der
Krafterzeugungsmechanismus 8 ist am hinteren Ende des Vortriebssystems
angebracht, wobei er einen ersten Greifabschnitt 25, einen
zweiten Greifabschnitt 26 mit einem klappbaren Hebelabschnitt 27 und
einen Planetengetriebemechanismus 28, der ein Gewindeantriebsrohr 29,
das sich mit einem komplementären
Gewindeabschnitt 14 des beweglichen Druckübertragungsorgans 10 in
Eingriff befindet, antreibt, umfasst. Wenn der erste Greifabschnitt 25 gedreht
wird, dreht sich das Gewindeantriebsrohr 29 und treibt
den beweglichen Druck-Wandabschnitt 12 axial rückwärts an,
wobei folglich der Federorganblock 16 gegen den hinteren Gehäusewandabschnitt 18 komprimiert
wird.
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Der
zweite Greifabschnitt 26 und der klappbare Hebel 27 sind
an einem zentralen Ritzel 33 befestigt, das sich mit den
Rädern 34 des
Satellitengetriebes in Eingriff befindet, die sich wiederum mit
einem äußeren ringförmigen Zahnkranz 35 in
Eingriff befinden, der mit dem ersten Greifabschnitt 25 integral
ist oder am ersten Greifabschnitt 25 befestigt ist. Die
Achsen 26 des Satellitengetriebes 34 sind drehbar
an einem Flansch 37 angebracht, der starr am Gewindeantriebsrohr 29 befestigt
ist. In dem in den Figuren veranschaulichten Beispiel beträgt das Untersetzungsverhältnis etwa
4:1, d. h., eine Bedienungsperson muss den Hebelabschnitt etwa 4
volle Umdrehungen drehen, damit das Gewindeantriebsrohr 29 eine
volle Umdrehung ausführt.
In Gebrauch kann eine menschliche Bedienungsperson anfangs den ersten
Greifabschnitt 25 drehen, um das Vortriebssystem teilweise
zu laden, bis das Drehmoment für
die Bedienungsperson zu groß ist,
wobei dann der Hebelabschnitt 27 ausgeklappt, wie in 1 gezeigt ist,
und gedreht werden kann, um das Laden des Vortriebssystems abzuschließen. In
dieser Weise kann das Vortriebssystem durch eine menschliche Bedienungsperson
schnell geladen werden, während
es ermöglicht
wird, dass ein hohes Niveau der endgültigen Kompression im Vortriebssystem
erreicht wird.
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Die
Druckerzeugungsmittel können
außerdem
durch einen (nicht gezeigten) Elektromotor angetrieben werden, der
an das zentrale Ritzel 33 gekoppelt ist. Der Motor kann
entweder permanent an das hintere Ende der Injektionsvorrichtung
angebracht oder in das hintere Ende der Injektionsvorrichtung integriert
sein oder kann als eine separate Einheit vorgesehen sein, die sich
abnehmbar mit dem zentralen Ritzel 33 in Eingriff befindet,
z. B. ganz wie ein Elektroschrauber.
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Das
Betätigungssystem 6 umfasst
ein Betätigungsorgan 39,
ein oder mehrere Kolbenhalteelemente 40 und einen oder
mehrere Blockierungseinsätze 41,
die zwischen dem Betätigungsorgan
und den Kolbenhalteelementen angebracht sind.
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Die
Halteelemente 40 sind im Injektorgehäuse 4 durch einen
Wandabschnitt 42 hiervon, der sich am hinteren Ende des
Halteelements radial nach außen
erstreckt und mit etwas Spielraum in einen entsprechenden Hohlraum 43 in
das Gehäuse
eingesetzt ist, drehbar angebracht und axial gehalten. Die Halteelemente
könnten
jedoch außerdem
mit einem elastischen Drehgelenk am Gehäuse befestigt sein, um den
Halteelementen zu erlauben, sich zu drehen, um den Vortriebssystemkolben 23 freizugeben.
In diesem Beispiel besitzen die zwei gegenüberliegenden Halteelemente
die Form von Winkelsegmenten, z. B. etwa 90°-Segmenten, eines röhrenförmigen Teils.
Folglich können
zwei Paare von Segmenten durch zwei senkrechte Schnitte durch die
Achse des anfänglichen
röhrenförmigen Teils
hergestellt werden. Das Halteelement umfasst einen nach innen vorstehenden
Halteabsatz 44 an seiner Vorderseite, der mit einem komplementären Absatz 45 des
Vortriebssystemkolbens 23 in Eingriff gelangen kann, um den
Vortriebssystemkolben vor der Betätigung in der geladenen Position
zu halten.
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Der
Blockierungseinsatz 41 ist zwischen einer äußeren Nockenoberfläche 46 des
Halteelements und einer inneren Nockenoberfläche 47 des Betätigungsorgans 39 positioniert.
Die innere Nockenoberfläche 47 ist
an ihren vorderen und hinteren Enden durch die vorderen und hinteren
Verstärkungsrippen 48 bzw. 49 begrenzt,
die die relative axiale Verlagerung des Blockierungseinsatzes 41 einschränken. Die
Nockenoberfläche
des Halteelements 40 besitzt einen hohen Blockierungs-Oberflächenabschnitt 50 und
einen tiefen Freigabe-Oberflächenabschnitt 51.
In der geladenen Position, wie in den 1 und 1a gezeigt
ist, ist der Blockierungseinsatz 41 zwischen dem hohen
Blockierungs-Oberflächenabschnitt 50 und
der inneren Nockenoberfläche 47 des
Betätigungsorgans 39 positioniert,
wobei dadurch die Auswärtsdrehung
des Halteelements 40 blockiert ist, so dass sein Halteabsatz mit
dem komplementären
Absatz 45 des Vortriebssystemkolbens 23 in Eingriff
verbleibt. Die Injektionsvorrichtung wird betätigt, indem das Bedienungsorgan 39 axial
in Richtung auf das vordere oder Injektionsende 50 der
Vorrichtung verlagert wird, wodurch der Blockierungseinsatz 41 längs der
Nockenoberfläche
des Halteelements zum tiefen Freigabe-Oberflächenabschnitt 47 rollt,
wie in 2a gezeigt ist, so dass sich
die Halteelemente radial nach außen drehen und den Vortriebssystemkolben 23 freigeben.
Es kann angegeben werden, dass die Halteelemente dazu neigen, sich
im Hinblick auf das durch die durch den Vortriebssystemkolben 23 auf
die Halteabsätze 44 der
Halteelemente 40 ausgeübte
Kraft erzeugte Drehmoment nach außen über ihre Enden 42 der Drehpunktbefestigung
zu drehen.
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Der
Blockierungseinsatz 37 ist vorteilhaft ein Element, das
längs der
Nockenoberfläche
rollt, um die Reibungskraft zu verringern, insbesondere im Hinblick
auf die durch das Vortriebssystem ausgeübte große axiale Kraft. Das Blockierungselement
kann die Form eines massiven Zylinders besitzen, es könnte aber
außerdem
die Form mehrerer Kugeln oder eines aus einer Federdrahtspule gebildeten
Zylinders besitzen.
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Die
Druckhalte- und -freigabemittel können ferner eine Rückstellfeder 53 umfassen,
die das Betätigungsorgan
und als eine Folge den Blockierungseinsatz in die in 1 gezeigte
Halteposition axial vorbelastet, wenn der Vortriebssystemkolben
nach der Betätigung
für das
erneute Laden zurückgezogen wird.
Ein Sicherheitsverschluss z. B. in Form einer Taste 54 kann
vorgesehen sein, um das Betätigungsorgan 39 axial
zu verriegeln und die unabsichtliche axiale Verlagerung des Betätigungsorgans
zu verhindern. Der Sicherheitsverschluss kann außerdem dazu dienen, einer menschlichen
Bedienungsperson anzugeben, wann sich die Injektionsvorrichtung
in der geladenen Position befindet oder betätigt worden ist. In diesem
Beispiel umfasst der Sicherheitsverschluss einen Verriegelungskeilabschnitt 55,
der mittels einer Feder 56 in einen komplementären Keilhohlraum
in einem zylindrischen Wandabschnitt 58 des Gehäuses der
Injektionsvorrichtung vorbelastet ist. In der Halte- oder geladenen
Position, wie sie in 1 gezeigt ist, befindet sich
der Verriegelungskeilabschnitt 55 mit dem komplementären Keilhohlraum 57 in
Eingriff und verriegelt das Betätigungsorgan 39 axial,
wobei die Taste 54 ein wenig über die äußere Oberfläche des Betätigungsorgans 39 vorsteht.
In den entriegelten und betätigten
Positionen befindet sich die Taste 54 in einer gedrückten Position
unter der äußeren Oberfläche, wie
in 2 zu sehen ist, wobei der Keilabschnitt 55 von
dem komplementären Verriegelungshohlraum 57 gelöst ist.
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In 5 ist
eine wegwerfbare nadelfreie Einweg-Injektionsvorrichtung, die außerhalb
des Umfangs der vorliegenden Erfindung liegt, gezeigt, die ein Vortriebssystem 10', ein Betätigungssystem 40' und einen Kapselabschnitt 3' für die transdermale Verabreichung
einer im Kapselabschnitt enthaltenen Flüssigkeit 2 umfasst.
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Das
Vortriebssystem umfasst ein Gehäuse 4', eine Quelle
potentieller Energie 7 und ein bewegliches Kraftübertragungsorgan 10'. Das bewegliche Kraftübertragungsorgan
umfasst einen Vortriebssystem-Kolbenabschnitt 23', einen beweglichen Kraft-Wandabschnitt 12' und einen Auslöser-Eingriff-Abschnitt 14'. Die Quelle
potentieller Energie umfasst ein Festkörperfederorgan 16,
das zwischen dem beweglichen Kraft-Wandabschnitt 12' und einem Gehäusewandabschnitt 18' angebracht
ist. Die für
die Injektion verwendete potentielle Energie wird durch das Federorgan
bereitgestellt, das zwischen den Wandabschnitten 12', 18' elastisch komprimiert ist.
Die Federorgane, die in dem Wegwerfinjektor verwendet werden können, sind
im Wesentlichen die gleichen wie jene, die oben für die wiederverwendbare
Vorrichtung beschrieben worden sind.
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In
diesem Beispiel bilden der Kolbenabschnitt 23' und der Auslöser-Eingriff-Abschnitt 14' im Wesentlichen
einen Stab, der sich längs
der Mittelachse der Injektionsvorrichtung erstreckt, wobei der bewegliche
Kraft-Wandabschnitt am Stab befestigt oder integral mit dem Stab
ausgebildet ist. Der Stab ist vorzugsweise aus einem Stahl oder
aus einem Verbundwerkstoff oder aus einem anderen Material mit einer
Zugfestigkeit hergestellt, die ausreichend ist, um der durch das
komprimierte Federorgan erzeugten Spitzenkraft standzuhalten, die
typischerweise im Bereich von 1000 bis 2000 Newton liegen kann.
Da die statische Spitzenkompressionskraft durch den zentralen Stab
aufgenommen wird, können
das Gehäuse 4' und der Kapselabschnitt 3' aus einem Kunststoffmaterial
hergestellt sein, das vorteilhaft das Gewicht und die Kosten der
Vorrichtung niedrig hält.
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Der
bewegliche Kraft-Wandabschnitt besitzt in dieser Ausführungsform
die Form einer Platte, die in einem Hohlraum 13' des Gehäuses 4' positioniert ist.
Der Auslöser-Eingriff-Abschnitt 14' steht über eine
Rückwand
des Druck-Wandabschnitts 18' des Gehäuses vor
und ist an einem Halteelement 39' des Betätigungssystems 40' befestigt.
Das Halteelement 39' umfasst
einen Hebelabschnitt 510, der sich von einem Flanschabschnitt 512 erstreckt,
der abtrennbar am Auslöser-Eingriff-Abschnitt 14' des beweglichen
Kraftübertragungsorgans 10' befestigt ist.
In diesem speziellen Beispiel umfasst der Flanschabschnitt 512 ein
Gewinde-Durchgangsloch, das etwa zwei bis drei Gewindesteigungen
tief ist und das sich mit dem komplementären Gewinde des Auslöser-Eingriff-Abschnitts
in Eingriff befindet. Bei Ausübung
einer Kraft auf den Hebelabschnitt in der axialen Richtung erzeugt
dies ein Drehmoment auf den Flanschabschnitt, wobei sich die Gewinde
des Halteelements und des Auslöser-Eingriff-Abschnitts
trennen und dadurch das bewegliche Druckübertragungsorgan 10' freigeben.
Die Scherkraft beim Trennen der Gewinde ergibt sich aus einer Kombination aus
der Kraft auf Grund des komprimierten Federorgans 16 und
aus dem zusätzlichen
Drehmoment auf Grund der Drehung des Hebelabschnitts. Die erforderliche
Kraft, um den Hebelabschnitt in Eingriff zu bringen und um die Vorrichtung
zu betätigen,
kann folglich ziemlich niedrig gemacht werden. Andere abtrennbare
Mittel zum Befestigen des Halteelements am Auslöser-Eingriff-Abschnitt können vorgesehen sein,
wie z. B. eine Nietbefestigung zwischen ihnen, eine Schweißverbindung
oder eine Klemmbefestigung. Um die Injektionsvorrichtung auszulösen, kann ein
Aktuator 39',
der über
dem hinteren Ende der Vorrichtung angebracht ist, vorgesehen sein.
Der Aktuator in diesem Beispiel ist in der axialen Richtung verschiebbar,
um auf das freie Ende des Hebelabschnitts 510 zu drücken. Der
Aktuator kann nur gedrückt
werden, sobald er aus einer Sicherheitsposition, in der ein Stift 55' oder ein anderes
Keilelement in Widerlager mit dem Gehäuse 4' seine Vorwärtsbewegung blockiert, in eine
scharfgestellte Position, in der der Stift 55' nicht länger durch
das Gehäuse
blockiert ist oder in einen Durchgang 511 für ihn gehen
kann, gedreht worden ist.
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Das
Gehäuse 4' ist durch eine
Grenzfläche mit
Gewinde mit dem Kapselabschnitt 3' verbunden, so dass durch das Drehen
des Gehäuses
in Bezug auf den Kapselabschnitt die Dosierung der zu injizierenden
Flüssigkeit 2 verringert
werden kann. Von einer Markierung 516 zur folgenden Markierung
gibt es z. B. eine Volumenverringerung von 0,1 ml, wobei das Anfangsvolumen
0,5 ml beträgt.
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Der
Wegwerfinjektor ist ferner mit einer abnehmbaren Kappe 518 versehen,
um das Anwendungsende 52' sauber
und steril zu halten und um eine zusätzliche Sicherheit gegen die
unabsichtliche Betätigung
der Vorrichtung vor der Verwendung zu schaffen.