JP2003529392A - 無針注射器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 粒子が脊椎動物被験体の標的組織に入るのを加速する無針注射器装置。この注射器は、細長管状ダクトを含み、このダクトは、この粒子をこの標的組織の方へと送達する管腔を有する。好ましくは、このダクトは、一定断面積を有する。この装置は、さらに、加速されるこの粒子を保持するレセプタクル、および気体排出チャンバを含む。起動時、この気体排出チャンバは、このレセプタクルの上流にあり、そこから加圧気体を制御排出して、この粒子が、このレセプタクルから、このダクト管腔に下がり、この標的組織の方へと入るのを加速し、約１０バール以下の最大全圧を有する加圧気体を排出する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （技術分野） 本発明は、一般に、脊椎動物被験体の標的組織へと粒子を送達するのを加速す
る無針注射器装置に関する。

【０００２】 （背景） 皮膚表面を通って薬剤を送達する（経皮送達）性能は、経口送達技術または非
経口送達技術よりも、多くの有利な点がある。特に、経皮送達は、伝統的な薬剤
投与システムな対して、安全で便利で非観血的な代替法を提供し、好都合には、
経口送達に付随した主要な問題（例えば、可変速度の吸収および代謝、消化器の
刺激および／または苦いまたは不快な薬剤風味）または非経口送達に付随した主
要な問題（例えば、注射針の痛み、治療した患者に感染を呼び込む危険、偶発的
な針の突き刺しにより起こる医療従事者の汚染または感染の危険、および使用済
み針の廃棄）をなくす。それに加えて、経皮送達によれば、投与した薬剤の血液
濃度を高度に制御することが可能となる。

【０００３】 最近では、制御用量で無傷の皮膚中にまたはそこを通って粉末（すなわち、固
形薬剤含有粒子）を発射するために無針注射器を使用することを伴う新規な経皮
薬剤送達システムが記述されている。特に、Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらの米国特許第
５，６３０，７９６号は、超音速気体流れに取り込まれた薬剤粒子を送達する無
針注射器を記述している。この無針注射器は、粉末化した薬剤化合物および組成
物の経皮送達、遺伝物質の生体細胞への送達（例えば、遺伝子治療）および生物
薬剤の皮膚、筋肉、血液またはリンパ液への送達に使用されている。この無針注
射器はまた、手術に関連して、臓器表面、固形腫瘍および／または外科的空洞（
例えば、腫瘍の切除後の腫瘍床または空洞）に薬剤および生物薬剤を送達するの
に使用できる。理論上は、実用的には、実質的に固形の微粒子形状で調製できる
任意の薬剤は、このような装置を使用して、安全かつ簡単に送達できる。

【０００４】 Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで記述された１本の無針注射器は、細長管状収束−分岐
ノズルを含み、これは、破裂可能膜を有し、この膜は、最初は、このノズルを通
る通路を閉じ、そしてノズルの上流末端に実質的に隣接して配列されている。送
達する治療剤の粒子は、この破裂可能膜に隣接して配置されており、そしてエネ
ルギー付加手段を使用して送達され、この手段は、この膜を破裂してその下流末
端から送達用ノズルを通って超音波気体流（これは、薬剤粒子を含有する）を生
成するのに十分な気体圧力を、この膜の上流側に加える。これらの粒子は、それ
ゆえ、マッハ１とマッハ８の間の送達速度で、この無針注射器から送達でき、こ
れらの速度は、この破裂可能膜の破裂時に、容易に得ることができる。このノズ
ルを通る通路は、上流収束部分を有し、喉部を通って、下流分岐部分に至る。こ
の収束−分岐通路は、この気体を超音波速度に加速するのに使用される。この気
体は、まず、この喉部でマッハ１にされ、この下流分岐は、それを、定常状態の
超音波速度に加速する。

【０００５】 Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで記述された無針注射器を使用する経皮送達は、一般に
、０．１μｍと２５０μｍの間の範囲の概算サイズを有する粒子を使って、実行
される。薬剤送達に最適な粒径は、通常、少なくとも１０〜１５μｍ（典型的な
細胞サイズ）である。遺伝子送達に最適な粒径は、一般に、実質的に、１０μｍ
未満である。約２５０μｍより大きい粒子もまた、この装置から送達でき、その
上限は、これらの粒子のサイズが皮膚細胞に不都合な損傷を引き起こす点である
。送達した粒子が貫通する実際の距離は、粒径（例えば、ほぼ球形の粒子形状を
呈する名目粒子直径）、粒子密度、これらの粒子が皮膚表面に衝突する初期速度
、および皮膚の密度および動粘度に依存している。このことに関して、この無針
注射器で使用するのに最適な粒子密度は、一般に、約０．１ｇ／ｃｍ³と２５ｇ
／ｃｍ³の間の範囲、好ましくは、約０．８ｇ／ｃｍ³と１．５ｇ／ｃｍ³の間の
範囲であり、そして注入速度は、一般に、約１００ｍ／ｓｅｃと３０００ｍ／ｓ
ｅｃの間の範囲である。これらの粒径および密度の範囲はまた、本発明に適当で
あるが、それより大きいおよび／または密な粒子は、その粒子−皮膚の衝撃速度
が、一般に、著しく低い（例えば、５０ｍ／ｓ程度に低い）ために、本発明で使
用できる。

【０００６】 （発明の要旨） 本発明の１局面によれば、粒子が脊椎動物被験体の標的組織に入るのを加速す
る無針注射器装置が提供され、この注射器は、以下の部分を含む： 細長管状ダクトであって、このダクトは、この粒子をこの標的組織の方へと送
達する管腔を有し、そして上流末端および下流末端を有する； レセプタクルであって、このレセプタクルは、加速されるこの粒子を保持する
；および 気体排出チャンバであって、この気体排出チャンバは、このレセプタクルの上
流にあり、そこから加圧気体を制御排出して、この粒子が、このレセプタクルか
ら、このダクト管腔に下がり、この標的組織の方へと入るのを加速する； ここで、この気体排出チャンバから排出されるこの加圧気体は、約１０バール
以下の最大全圧を有する。

【０００７】 １実施形態では、前記気体排出チャンバは、シリンダを含み、このシリンダは
、第一位置と第二位置との間で、その中で移動可能なピストンを含む。前記制御
気体排出を行うために、このピストンは、このシリンダに沿って、その第一位置
からその第二位置へと駆動される。プライミング装置が提供され、このプライミ
ング装置は、前記ピストンを、その第二位置からその第一位置へと引き戻し可能
にして、前記バネを圧縮し、それにより、前記気体排出チャンバを準備するため
にある。起動引き金が提供され、この起動引き金は、一旦、前記気体排出チャン
バが準備されると、前記ピストンを、その第一位置から解放するためにある。

【０００８】 本発明のさらに他の実施形態では、前記気体排出チャンバは、気体で予め充填
したキャニスターを含む。前記気体は、ＣＯ₂、Ｈｅまたは空気である。

【０００９】 前記装置の両方の好ましい実施形態では、前記ダクト管腔は、必ずしも、収束
せず、次いで、分岐する。

【００１０】 本発明の第二の局面によれば、本発明の第一の局面で上で枚挙した構造を有す
る装置で使用する使い捨てダクト／レセプタクルアセンブリが提供され、ここで
、このアセンブリは、前記粒子含有レセプタクルと一体化された前記ダクトを含
み、そしてこのアセンブリは、前記気体排出チャンバから連絡切断可能であり、
それにより、前記制御気体排出が行われてこのレセプタクルおよびこのダクトか
らのこの粒子を加速した後、このアセンブリは、この気体排出チャンバから分離
でき、そしてこの装置を新たな使い捨てアセンブリと交換できる。

【００１１】 本発明の第三の局面によれば、粒子を脊椎動物被験体の標的組織に加速するの
に適当な無針注射器からこの粒子を排出する方法が提供され、この方法は、以下
の工程を包含する： この粒子を無針注射器に供給する工程；および この注射器のダクトから下がって気体の制御放出を行う工程であって、この気
体は、１０バール未満の最大全圧を有し、それにより、この粒子をこのダクトか
ら下に加速して、脊椎動物被験体の標的組織を貫通するのに十分なエネルギーで
、このダクトから出す。

【００１２】 （詳細な説明） 第一実施形態の装置は、空気出力の再利用可能な装置である。

【００１３】 この装置は、細長管状ダクト１を含み、これは、標的組織（図示せず）の方へ
と粒子を送達するための管腔２を有する。このダクトは、上流末端および下流末
端を有する。このダクトの下流末端は、図示しているように、分岐スペーサ３を
備え付けている。この第一実施形態では、このダクト管腔は、約６ｍｍの直径で
あり、実質的に一定の断面積である。

【００１４】 この装置は、さらに、気体排出チャンバ４を含む。このチャンバ４は、シリン
ダ５（例えば、約１８ｍｍの内径）を含み、その中には、ピストン６が滑り可能
に収容されている。ピストン６は、密封リング１２が存在しているために、シリ
ンダ５のバレルに対して密封されており、第一位置（図示）と第二位置（図示せ
ず）との間で、シリンダ５内を直線的に移動可能である。その第一位置からその
第二位置へとシリンダ５に沿ってピストン６を駆動するために、バネ７が提供さ
れる。気体排出チャンバ４を準備可能にするために、プライミングレバー８が提
供され、ピストン６を、バネ７の曲げ力に抗して、その第一位置へと引き戻し可
能にする。ピストン６をその第一位置で保持するために、起動引き金９が提供さ
れる。この起動引き金は、シリンダ５の外壁に旋回的に装着されているように、
概略的に示されており、それにより、引き金９の左側末端を（描写されているよ
うに）上方に圧搾すると、引き金９の対向末端は、ピストン６のスカートに設け
られた陥凹部との係合から取り外され、ピストン６を解放して、バネ７に蓄えら
れた圧縮エネルギーにより、その第一位置からその第二位置へと駆動する。その
第一位置からその第二位置へと急速に移動させる際、ピストン６は、シリンダ５
の内部容量の少なくとも一部を掃き集めて、このシリンダから、その中に先に含
まれていた任意の気体を移動させる。

【００１５】 この気体排出チャンバを構成する要素は、金属材料および／またはのプラスチ
ック材料から製造できると予想される。

【００１６】 図示された好ましい配列では、レセプタクル１０は、ダクト１の本体と気体排
出チャンバ４との間に設けられる。このレセプタクルは、図示しているように、
ダクト１の上流末端で段差領域の形状をとるか、またはシリンダ５の下流末端で
段差領域の形状をとる。有利なことに、ダクト１およびレセプタクル１０は、組
合せダクト／レセプタクルアセンブリとして、一体的に形成され、そしてシリン
ダ４から取り外し可能である。このようにして、気体をチャンバ４から排出して
、（下記のように）、レセプタクル１０およびダクト１からの粒子を加速した後
、このアセンブリは、気体排出チャンバ４かせ分離して廃棄できる。次いで、こ
の再準備気体排出チャンバ４には、新たなダクト／レセプタクルアセンブリ（こ
れは、新たな粒子充填物を含有する）が連結でき、この装置を再使用可能にする
。

【００１７】 図示した実施形態では、レセプタクル１０は、レセプタクル１０およびダクト
１が識別可能であるように、ダクト管腔２の上流末端の上流に位置付けられてい
るものの、このレセプタクルは、ダクト管腔２により、部分的または全体的のい
ずれかで規定できると予想される。例えば、ダクト管腔２の一部または全部は、
送達する粒子で満たされ得る。

【００１８】 薬剤カプセル１１は、図１にて、レセプタクル１０内で概略的に示されている
。この薬剤カプセル１１は、この装置で標的組織へと加速する粒子を保持してお
り、これは、これらの粒子を含有するか、またはこれらの粒子から構成されてい
る。通常、多数の粒子が共に集められて、カプセルを形成する。好ましくは、カ
プセル１１は、Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで記述された種類の破裂膜を含まない。破
裂膜は、しかしながら、これらの粒子を含有するように使用され得る。あるいは
、これらの粒子は、固めていない粉末としてレセプタクル１０に装填できるか、
および／またはレセプタクル１０の環状壁に緩く付着できる。

【００１９】 この装置を準備し、次いで、起動引き金９を作動させるとき、その第一位置か
ら第二位置へと向かうピストン６の急速な移動は、シリンダ５の内部を１０バー
ル未満のピーク圧力まで加圧することが分かる。この加圧空気の制御排出により
、薬剤カプセル１１の左側で、より高い圧力の空気が蓄積され、これにより、任
意の粒子保持膜が破裂して、薬剤カプセル１１内で保持された粒子は、ダクト１
の管腔２から下に加速され、このダクトの下流末端から高速で追い出される。そ
の最大粒子駆出速度は、５０〜３００ｍ／ｓ、さらに好ましくは、５０〜１５０
ｍ／ｓまたは５０〜１００ｍ／ｓのオーダーである。

【００２０】 チャンバ４からの加圧空気の制御排出を行う際には、その管腔直径および加圧
空気圧力は、その空気流速が任意の保持時間にわたってダクト管腔のチョークド
（ｃｈｏｋｅｄ）質量流速を超えることができないことを保証する。収束−分岐
ダクトがないことは、ダクト管腔２を通って流れる空気が、Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅ
らの装置の収束−分岐ダクトを通って移動する空気と同じ程度までは加速されな
いことを意味する。これにもかかわらず、適当なサイズおよび密度の粒子は、脊
椎動物被験体の標的組織を所望深さ（例えば、１０μｍと５００μｍの間）へと
貫通可能にするのに十分なエネルギーで、ダクト管腔２から下に加速されて、ダ
クト１を出ていくことが分かった。

【００２１】 このダクト管腔の好ましい構成は、円筒形またはほぼ円筒形である。このダク
トは、有利には、プラスチック材料から成形され得、製造が簡単なために、通常
、僅かなテーパを使用することだけが必要である。このダクト管腔の好ましい構
成は、図１で図示したダクト管腔が収束され、次いで、分岐されて、喉部を形成
するという点で、Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで開示されたノズル管腔とは異なる。

【００２２】 Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで開示されたノズル管腔では、その収束により、この喉
部での定常状態気体流は、絞られて、最小断面の喉部にて、マッハ１の速度が得
られる。この喉部での速度は、マッハ１を超えることができない。この喉部から
下流の分岐は、この気体を超音波速度まで拡大する。

【００２３】 「定常状態」とは、この気体流の速度が、（このダクトの任意の地点において
）、時間と共に比較的にゆっくりと変わることを意味する。また、形成される任
意の衝撃波は、静止しているか、またはゆっくりと移動する傾向にある。

【００２４】 本発明の装置のダクト管腔は、分岐部分を有することができることが分かる。
このダクト管腔の形状が、たとえ、この流れ速度に影響を与えるとしても、重要
なのは、このダクト管腔を通って流れる気体が、この結果を達成するのに使用さ
れる特定のダクト管腔設計よりもむしろ、定常状態の超音波速度を達成するよう
には拡大できないことである。

【００２５】 Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらで記述された超音波無針注射器と比べて、図１で図示さ
れた第一実施形態の無針注射器装置は、より安価に製造し操作できる性能を有す
る。単発ヘリウムキャニスターが必要な一部の超音波装置とは異なり、この装置
は、空気出力であり、加圧空気の内蔵式カプセルを必要としない。その代わりに
、その空気出力は、バネ負荷ピストンおよびシリンダ配列（これは、何回も再使
用できる）を使用することにより、誘導される。さらに、この装置は、これらの
粒子を破裂可能膜間に含ませる必要がない。それに加えて、その空気流れが定常
状態で超音波速度に達しないという事実は、この装置がエネルギー効率が高いこ
と、および超音波無針注射器を使うよりも少ない気体しか必要としないことを意
味し、この装置は、さらに小さくでき、さらに分離して使用できるようになる。
さらに、超音波流れ場に付随した衝撃波が存在しないので、超音波装置を操作す
ると聞こえる「衝撃音」は起こらず、消音器を必要としなくなるか、またはその
必要性が少なくなる。このダクト管腔において、非常に高速の気体流状態がない
にもかかわらず、これらの粒子は、このダクト管腔内にて、十分なエネルギーで
そこから出して必要な深さ（例えば、１０〜５００μｍ）まで標的組織へと貫通
させるのに十分に、加速されることが分かった。

【００２６】 （実施例１） 本実施例の目的は、手の裏および肘の反対側の窪み（ａｎｔｉｃｕｂｉｔａｌ
ｆｏｓｓａ）にリドカイン（局所麻酔剤）を送達するために、非限定的な様式
で、図１で図示した無針注射器の実施形態の使用を記述する。

【００２７】 １．方法 各ボランティアの右腕または左腕を無作為に選んで、選んだ腕の方向から目を
反らすように求めた。手の裏および肘の反対側の窪みを、２２ゲージの皮下針で
刺しが、この穿刺は、研究者が静脈カニューレ挿入法に必要な穿刺と同程度であ
ると考えるものであった。次いで、ボランティアに、１〜１０の尺度で、感じた
苦痛を採点するように求めたが、１は、苦痛なしであり、そして１０は、針の穿
刺から想像できる最大の苦痛であった。次いで、本発明の装置を発射し、ボラン
ティアに、感じた苦痛を、時間の経過に伴う変化と共に、採点するように求めた
。

【００２８】 ＩＩ．結果 本発明の治療なしでは、手の裏の苦痛の平均値は、８であり、そして肘の反対
側の窪みは、９であった。本発明の装置の起動の１分後、直径約１０ｍｍの明瞭
な紅斑が見られた。粉末は、おそらくリドカインであるが、皮膚の表面に明瞭に
見え、これは、この装置が発射されたことを明らかにするの役だった。この装置
の起動により起こった傷害または出血は全くなかった。この装置の起動は、どの
ボランティアにも苦痛を与えたとは考えられず、大きな音もなかった。

【００２９】 １分後、局所麻酔が認められ、それは、５分の時点で高まり、次いで、次の２
５分間にわたって、徐々に減少した。図２は、実施例１でのリドカイン投与に続
いた時間（分）に対する苦痛点数のプロットである。肘の反対側の窪みの麻酔は
、手の裏の麻酔よりも強かった。

【００３０】 上記試験は、リドカインで実行したものの、本発明の無針注射器装置は、生体
細胞に遺伝子物質を送達するため（遺伝子治療）および皮膚、筋肉、血液または
リンパ液に生物薬剤を送達するために、複数の異なる粉末薬剤化合物および組成
物の経皮送達に適当であると考えられる。それゆえ、この装置は、局所的または
全身的に送達できる非常に広範囲の治療剤を送達するのに使用できると予見され
る。

【００３１】 この装置を第一仕込みの粒子を追い出すために作動させた後、新たな仕込みの
粒子でレセプタクル１０を簡単に再充填できるように、レセプタクル１０には、
開閉可能ドア（図示せず）を備え付け得る。この場合、ダクト１は、再充填を行
うために気体排出チャンバ４から分離する必要はない。

【００３２】 図示した実施形態では、シリンダ５は、約８０ｍｍ長であり、ダクト１とスペ
ーサ３とを組み合わせた長さは、約６０ｍｍ長である。ダクト１の長さが長くな
る程、それらの粒子の出口速度は、これらの粒子が気体速度に達する機会が大き
くなるために、速くなると考えられる。

【００３３】 第一実施形態の無針注射器装置は、１０バール未満のピーク圧力で、４ｍｌ未
満の気体、好ましくは、２ｍｌ未満の気体を排出することにより、良好な粒子−
皮膚貫通性能をうまく達成でき得ると考えられる。

【００３４】 図１では、シリンダ５のボアは、このダクトの管腔２よりも大きいものの、そ
うである必要はない。レセプタクル１０の上流および下流の直径は、同じにでき
る。結果的に、この装置の主な構造は、一端から他端まで直径が一定不変のチュ
ーブにでき、そのピストンは、このダクト管腔の直径に等しいボアを有するシリ
ンダ内を動く。

【００３５】 第一実施形態の無針注射器は、ごく普通には、多数の粒子を送達するのに使用
されると考えられるものの、この装置は、少数の粒子（たとえ単一の比較的に大
きな粒子（例えば、数百ミクロンの粒子）であっても）を排出できる。本発明の
装置は、排出する粒子のサイズが大きくなる程、粒子の排出速度が遅くなるとい
う点で、一定程度の自己規制を行うと考えられる。それゆえ、各粒子の運動量は
、大体、同程度であると予想される。さらに、本発明の装置では、Ｂｅｌｌｈｏ
ｕｓｅらで記述された種類の超音波装置と比べて、最大気体速度が低いために、
大きい粒子が非常に速く移動することに付随した問題は、一般に、回避できる。

【００３６】 この気体排出チャンバ用の第一の好ましい実施形態のピストン／シリンダ配列
を使用することで有利な点は、単一発射の密封気体キャニスターを使用すること
と比べて、ダクト管腔２において、比較的に長期間にわたって、ほぼ一定の流れ
条件が得られることである。これは、このバネが、このシリンダに沿って移動す
るにつれて、この気体を加圧するためである。対照的に、１回発射キャニスター
を使うと、最大初期圧力に到達した後、この気体圧力は、指数関数的に低下する
。図示したピストン／シリンダ配列は、それゆえ、低い気体容量および圧力にも
かかわらず、良好な粒子出口速度を達成できる点で、この装置を非常に効率的に
すると考えられる。

【００３７】 図３は、本発明に従った無針注射器装置の第二実施形態を（概略的に）図示し
ている。第一実施形態と共通して、第二実施形態は、細長管状ダクト５０を含み
、これは、標的組織（図示せず）の方へと粒子を送達する管腔５１を有する。好
ましくは、ダクト管腔５１は、図示しているように、その長さに沿って、実質的
に一定の直径を有する。

【００３８】 ダクト５０の上流末端の領域では、チャンバ５２が設けられている。図示した
実施形態では、これは、非常に低いクラッキング圧力の有効荷重パッケージ５３
を含み、これは、ダクト管腔５１と同じかまたはほぼ同じ断面流動面積を備えて
いる。ダクト５０の外部は、排気チャンバ５２を備え付けており、矢印５７は、
この排気チャンバに入る逆の気体流を示している。

【００３９】 第一および第二実施形態の無針注射器装置間の１つの主な相違は、その気体排
出チャンバの形態にある。第二実施形態では、その気体排出チャンバは、気体（
例えば、ＣＯ₂、Ｈｅまたは空気）を予め充填したキャニスター５４の形態をと
る。有利なことに、キャニスター５４は、この装置から取り外し可能であり、そ
してこの装置を再準備するために、取り外したキャニスターを再充填可能にする
ためかまたは新たな再使用不能キャニスターを充填するためかいずれかのために
、交換可能である。

【００４０】 この装置は、単一気体キャニスターを連続的で部分的に排出できる計測システ
ムを備え付け得、これにより、単一キャニスター５４から複数の「ショット」を
得ることが可能となる。あるいは、気体キャニスターは、単一の「ショット」を
供給し得る。このキャニスターからの気体の放出を可能にするために、起動ピン
５５が概略的に示されている。

【００４１】 その下流流れ方向で気体キャニスター５４を有することの利点は、小容量の拡
大チャンバが使用可能となることにある。

【００４２】 第一実施形態と共通して、第二実施形態の無針注射器装置は、圧縮気体がＢｅ
ｌｌｈｏｕｓｅらで開示された非常に速い速度までダクト管腔５１で膨張しない
ように、設計されている。ダクト管腔５１内の流れがあまり速くならないことを
保証する主な特徴は、その平均気体質量流速が、ほぼ一定面積のダクト管腔５１
に対して、チョークド質量流速より低くなるように、１０バール未満の圧縮気体
圧力を選択することにある。非常に高い気体流をなくすことに寄与する他の特徴
は、収束−分岐ノズルがないことにある。このことは、さらに、狭窄（これは、
これらの粒子をそのジェットの中心に集中させる傾向にある）が存在しない点で
、さらに有利である。

【００４３】 好ましくは、送達する粒子は、破裂膜の必要がないパッケージまたは高クラッ
キング圧力の非膜パッケージの形態をとる。これは、拡大チャンバ５６で低いド
ライバー圧力を使用可能にするという効果を有し、このことは、チョークド流れ
状態がダクト管腔５１に広がることを防止する。破裂膜または高クラッキング圧
力粒子パッケージをなくすことは、粒子パッケージにわたる高い圧力比の発生を
防止し、これは、強い垂直移動衝撃波（これは、次いで、このダクト管腔を通っ
て伝播し得る）の発生をなくすとも考えられている。

【００４４】 理想的には、気体キャニスター５４のチョークド質量流速は、ダクト管腔５１
での定常状態気体速度（これは、亜音速であり、例えば、空気を使用するとき、
２００ｍ／ｓである）を達成するために、ダクト管腔５１で必要な質量流速に一
致している。

【００４５】 ダクト管腔５１の質量流速要件を少なくすることにより、気体キャニスター５
４の圧力−容量要件は、有利なことに、少なくし得る。この質量流速の低下によ
り、サイレンシング要件が少なくなる。超音波ではない平均速度で操作すると、
流れ領域での衝撃音の存在に付随したノイズがさらに少なくなる。これは、サイ
レンシング要件を少なくすると予想され、それにより、小型の装置サイズが得ら
れ、および／または同程度の超音波無針注射器よりも高い有効荷重の送達が可能
となる。

【００４６】 図４は、本発明に従った無針注射器装置の第三実施形態を（概略的に）図示し
ている。第一および第二実施形態と共通して、標的組織（図示せず）の方へと粒
子を送達するための管腔６１を有する管状ダクト６０が含まれている。好ましく
は、ダクト管腔６１は、その長さに沿った一定の直径を有するか、または（図示
しているように）非常に僅かに分岐している。この実施形態は、主に、その気体
排出チャンバ６４によって、第一および第二実施形態とは異なる。この第三実施
形態では、ハンドレバー６５は、チャンバ６４で圧力を蓄積するために、繰り返
し往復運動され得る。このハンドレバーを使用することにより、チャンバ６４に
おいて、５バールと１０バールの間の圧力が達成され得る。この装置は、管腔６
１を下に移動し得るように、チャンバ６４から気体を放出するボタン６６を押す
ことにより、起動される。有効荷重パッケージ６３は、このハンドレバーがチャ
ンバ６４内で発生できる圧力がこの有効パッケージを破壊するのに十分であるよ
うに、非常に低い圧力下にて、崩壊するように設計されている。加圧し過ぎを回
避するべく余分な気体を放出するために、チャンバ６４の壁には、気体バルブ６
７（１０バールに設定されている）が設けられ得る。

【００４７】 本発明の第四実施形態は、図５で概略的に示されている。この実施形態は、図
３で示した第二実施形態の形態および機能と非常に類似しているが、見ても分か
るように、出口平面１００は、そのノズルの縦軸に垂直ではなく、この軸に対し
て斜めである。

【００４８】 以前の装置は、このノズル（これは、限られた身体領域（例えば、口）で使用
するのが困難であり得る）の縦軸にほぼ垂直な出口平面を有していた。このこと
は、密封の問題を引き起こし、その結果、その標的を貫通することなく、起動時
に、これらの粒子がこの装置から出ていき得る。この第四実施形態は、出口平面
１００を有し、これは、ダクト１５１の縦軸に対して、角度を付けて配向されて
いる。これにより、この装置の斜め末端面を、標的組織に対して、さらに有効な
密封で維持することが簡単となる。この密封は、この装置の末端面で、柔軟なエ
ラストマー密封材料を使用することにより、さらに改良され得る。この密封材料
は、しかしながら、密封しようとする組織が可撓性であるなら、剛性であり得る
。

【００４９】 図５では、キャップ１１０も示されており、これは、ペンキャップがペンの上
に嵌るのと同じ様式で、この装置の上流末端の上に嵌るように意図されている。
このキャップは、最初は、この装置の下流末端の上に位置付けられ、そういうも
のとして、このダクトを出荷および取扱中の汚染から保護すると考えられる。こ
のキャップ上のポケットクリップ１１２によって、また、シャツ／コートのポケ
ットに入れて簡単に運ぶことができるようになる。

【００５０】 この装置を使用しようとするとき、キャップ１１０は、その下流末端から取り
外され、そして装置の上流末端に設置される。好ましい実施形態では、この末端
キャップは、内向きに突出している特徴１１４を備えており、これは、その上流
末端にて、この装置の外側で、溝部１１６内に収容できる。この内向きに突出し
た特徴１１４は、キャップ１１０をこの下流末端から取り外して上流末端の上に
正しく設置するのでなければ起動ができないように、この装置の起動を誘発する
のに役立ち得る。内向きに突出している特徴１１４は、この起動ピンを押し下げ
てこの送達システムを発射するために、傾斜路の輪郭を有することができる。通
常、この起動ピンは、溝部１１６に置かれており、それゆえ、この装置の不注意
な起動を防止するために、装置の外面の下に位置している。

【００５１】 上記図５では、キャップ１１０および斜め末端部１００は、一緒に記述されて
いるものの、このことは、単に、便宜上であり、実際には、他のものなしで使用
できる。例えば、この末端キャップは、斜め出口平面のない装置で使用できる。
図６は、位置決めブラケット７１の追加特徴を使って、図５の装置の出口平面１
００を閉鎖することを示している。位置決めブラケット７１は、旋回可能様式で
、外壁７２に装着される。このブラケットは、特に、口で使用することを意図し
ており、最初は、口に簡単に挿入できるように、図示した位置から後ろに旋回さ
れる。一旦、この斜め出口平面が、標的粘膜組織７３と平行に整列されると、こ
のブラケットは、次いで、図６で示した様式でこの装置の出口平面とほぼ平行に
なるように、前方に揺れ得る。この位置では、このブラケットは、送達が起こる
組織７３を支持して、この装置−組織の密封の有効性を高めることができる。

【００５２】 図７は、本発明に従った無針注射器装置の第五実施形態を示す。この実施形態
は、斜め出口平面１００を略凹面出口平面１２０で置き換えたという相違がある
が、第四実施形態と実質的に同じである。この出口はまた、密封を助けるために
、エラストマー密封を有し得る。この実施形態は、ＭＥＤ（男性勃起障害）の治
療に特に有用である。出口平面１２０の凹面形状は、陰茎の亀頭に、アルプロス
タジルまたは他の薬剤を送達するのに使用する際に、理想的である。

【００５３】 図８は、本発明の第六実施形態を示す。図８で分かるように、第六実施形態の
無針注射器は、プランジャー２０２を有する気体リザーバ２００を含む。プラン
ジャー２０２を押し下げたとき、Ｏリング２１０は、このリザーバから外向きに
移動して、その下流縦方向で、気体を逃すことができるようにする。この気体は
、まず、フィルター２０４に遭遇するが、これは、僅かに分岐したテーパ付き部
分の末端と一定断面管腔の先頭との間に位置している。このフィルターは、リザ
ーバ２００から入る気体に取り込まれた任意の微粒子物質を除去するのに役立つ
。フィルター２０４のすぐ下流には、有効荷重パッケージ２０６がある。このパ
ッケージは、複数の管路を含み、これらの管路の各々または一部は、それらの内
面に付着された粒子を有する。有効荷重パッケージ２０６の後には、ダクト管腔
２０８が、一定断面を有して、下流に伸びている。

【００５４】 リザーバ２００は、最初は、１０バール未満の圧力を有する気体（例えば、ヘ
リウムまたは空気）で満たされている。この全システムの全圧は、従って、また
、この装置の操作中にて、いつでも、１０バール未満である。

【００５５】 起動後、リザーバ２００から気体が流れ、これは、このリザーバ弁によって形
成された狭窄部により、絞られる。これは、この装置を通る最大質量流速を決め
る。この気体は、このリザーバ弁を通って流れるにつれて、展開して、この装置
の実質的に全ての幅を占める。この気体は、次いで、フィルター２０４を通って
流れ、この複数の管路の各々に入る。この気体は、これらの管路を通り、一定断
面ダクトを経由して、この装置から出ていく。有効荷重パッケージ２０６の管路
に最初に付着した粒子は、そこを通る気体の速度が臨界規模に達したとき、管路
の側面から剥ぎ取られる。これらの粒子は、次いで、この気体流に取り込まれ、
この装置から下流に流れる。

【００５６】 有効荷重パッケージ２０６の管路は、ダクト２０８の全断面にわたって、実質
的に均一に分散されている。さらに、加速される粒子は、これらの管路の全面に
わたって、実質的に均一に分散されている。

【００５７】 有効荷重パッケージ２０６のこの「蜂の巣」構成は、３つの主な利点がある。
第一の利点は、粒子の有効荷重が、最初は、これらの粒子が取り込まれた時点で
、この装置の全断面にわたって一様に分散される。取り込み時でのこの均一な分
布は、これらの粒子が装置を離れて標的組織に入るにつれて、さらに均一な粒子
分布を生じるのを助ける。この有効荷重の構造は、従って、これらの粒子が単に
２枚の破裂可能膜間で保持されているとき、またはそれらが管腔ダクトの内側に
付着されるときよりも、さらに一様な出口粒子分布を与える。

【００５８】 第二の利点には、破裂可能膜を必要としないことがある。それゆえ、膜の破裂
により生じる急激な圧力のステップ変化がない。その代わりに、これらの粒子は
、この有効荷重を通る気体の速度が管路の内壁から粒子を引き離すのに十分であ
るとき、この流れへと放出される。

【００５９】 第三に、第六実施形態の有効荷重パッケージは、有効荷重パッケージ２０６の
長さを単に調節することにより、このパッケージ中の粒子の量を調整するのを簡
単かつ便利にする。これは、ハサミまたは他の鋭い器具を使って、このパッケー
ジを切り取ることにより、行うことができる。これは、これらの粒子が、これら
のチューブの各々で、円周方向だけでなく、縦方向に一様に分散されるという事
実による。

【００６０】 図９は、有効荷重パッケージ２０６の製造で使用するのに適当な両面波形熱成
形シート４００を示す。このシートは、任意の適当な重合体から製造され得、そ
して熱成形プロセスを使用して、作成され得る。この重合体それ自身は、粘着性
であり得（この場合、このシートは、処理する必要がない）、または重合体は、
非粘着性であり得る（この場合、このシートは、一面または両面を接着剤で被覆
できる）。図９で示したシート４００のいくつかは、共に積み重ねられて、図１
０で示した平行な列の管路を提供する。複数の波形シートは、任意の適当な手段
（例えば、機械的に、接着剤、レーザー溶接など）を使用して、共に接合され得
る。

【００６１】 あるいは、積み重ねたシートは、一時的に共に保持して、最終パッケージ寸法
に切断され、そして外装内の適当な位置に押し込むかまたは保持できる。この構
成は、図１１で示されている。個々のシートが滑るのを防止するために、それら
は、外装３００に挿入した後、それらを適当な位置で保持するために、互いに留
められ得、またはパッケージまたは注射器それ自体の上に設けられ得る。

【００６２】 図９で示した両面波形シート４００の代替物として、図１２で示すように、片
面波形射出成形シート５００が使用され得る。

【００６３】 この有効荷重パッケージの組立前に、これらの波形シートを製造するのに粘着
性重合体を使用する場合、またはこれらのシートに接着剤を噴霧する場合、これ
らの粒子は、有効荷重パッケージを組み立てた後、これらの管路の内面に塗布さ
れ得る。こうする方法は、図１３で示す。この図で分かるように、流動化した粒
子流は、この管路の縦方向と整列するように、確立される。これらの粒子は、こ
の粘着性管路を通って流れるにつれて、その側面に付着する。一定時間後、これ
らの粒子は、縦方向および円周方向の両方で、これらの管路内で一様に分布して
いることが分かる。このようにして粒子を装填した後、この流動化粒子流に晒し
た単一パッケージから切断できる。その用量は、パッケージの長さの適当な選択
により、決定できる。

【００６４】 非粘着性重合体を使用するとき、これらの波形シートには、有効荷重パッケー
ジに組み立てる前、噴霧被覆技術を使用して、粒子を装填され得る。

【００６５】 このパッケージ内の各管路の断面積は、好ましくは、この装置の操作中におい
て、この有効荷重を効果的に剥ぎ取り取り込む臨界局所流速が提供されることを
保証するように、設計される。この有効荷重パッケージはまた、好ましくは、こ
の流れで淀み点を作り出す裂け目を有しないように、設計される。

【００６６】 さらに他の実施形態（図示せず）では、これらの波形シートは、円形チューブ
に巻き付けられて、有効荷重パッケージを提供し、これは、ひだ状のフィルター
要素のようになる。この巻き付け形状は、共に留められて内蔵式有効荷重パッケ
ージを形成するか、または大きい直径の中空チューブに押し入れられるかまたは
挿入されて、孤立した有効荷重パッケージを作成する。

【００６７】 本発明の第六実施形態は、取り込み前の有効荷重の一様な分布を改良し、それ
により、標的直径にわたる有効荷重の一様な分布を改良する。破裂可能膜は必要
とせず（これらは、もし望ましいなら、使用できるが）、それにより、それを横
切る圧力差を有する膜の破裂に付随し得る複雑な流れをなくすことができる。ま
た、この有効荷重パッケージの設計は、破裂可能膜を使用したときに気体流に取
り込まれ得る膜断片をなくす。

【００６８】 これらの粒子が、このダクトの断面にわたって一様に分布されるという事実は
、ショットごとの粒子取り込み再現性を改良し、それにより、ショットごとの性
能可変性を少なくする。さらに、この流れのうち、他の部分と比較して高い有効
密度を有する部分がないので、この有効荷重が一様に分布されるという事実によ
り、送達できる有効荷重の全量が高まり、最大有効荷重密度は、最大有効荷重を
決定する。

【００６９】 上記実施形態の全てでは、この有効荷重の分散を助けるために、これらの装置
の出口平面近くでは、ベーン（ｖａｎｅｓ）および／またはライフリング（ｒｉ
ｆｌｉｎｇ）が使用され得る。これらのベーンは、このガスおよび粒子流に回転
スピンを与えるために、このダクトの内面から突出して、このガス流ストリーム
中に入り、そして螺旋様式で、この加速ダクトの全長に延びる。これらのベーン
の湾曲は、必要な有効荷重特性および分布を達成するのに適当な角度であるべき
である。あるいは、これらのベーンは、ちょうど、この下流出口部分に閉じ込め
ることができる。

【００７０】 上記実施形態の装置の各々に共通していると考えられる利点には、１つの工学
的な進展がある。このダクト管腔での非常に速い気体速度を回避することを通し
て、臨床的な終点または経皮耐性の要件について粒子の皮膚衝撃速度を変えるこ
とは、比較的に容易であると考えられる。

【００７１】 圧縮気体を超音波速度まで加速するために超音波無針注射器装置で収束−分岐
ノズルを使用するというＢｅｌｌｈｏｕｓｅらの以前に提案された技術は、この
気体および粒子を、そのノズル管腔の狭窄部、すなわち、喉部領域を通って、強
制的に流す。ノズル管腔は、圧縮気体を超音波速度へと次第に膨張するのであれ
ば、まず、チョークド流れ（通常、収束により達成される）を引き起こし、次い
で、分岐しなければならない。従って、それは、最小断面積を有するダクト断面
として規定された喉部領域を有しなければならない。

【００７２】 定常流の超音波装置において最小断面積が必要なことで、この喉部がノズル管
腔で狭窄部を備えているために、小型無針注射器装置を設計する際に、著しい問
題を引き起こす。この狭窄部は、この流れにある高い固体：気体比のために、効
率的な粒子加速を妨害すると考えられる。この喉狭窄部はまた、この気体流にお
いて、大きな加速勾配を生じ、これは、そこを通る粒子に対して、剪断応力を引
き起こし得、これは、著しい粒子−気体の摩耗（すなわち、気体分子による衝撃
による粒子の割れ）の原因となる。定常流超音波無針注射器にある喉狭窄部はま
た、これらの粒子を、それらが非常に高い加速力の下で喉部断面を横切るにつれ
て、共に近づける。このことは、望ましくない粒子剪断力を生じ得、その結果、
粒子間の摩耗（すなわち、粒子が互いに衝突することによる粒子の割れ）を起こ
すと考えられている。高速で加速されている粒子を、超音波装置の最小面積の喉
狭窄部に強制的に通すことはまた、著しい粒子−管腔の摩耗（すなわち、粒子が
管腔壁に当たることによる粒子の割れ）を引き起こし得る。図示した好ましい形
状のダクト管腔において、この喉部領域をなくすことにより、粒子−気体、粒子
−粒子および粒子−管腔の摩耗を少なくするのが有益であると予想される。これ
は、壊れやすい有効荷重の送達を改善し得、および／または大きな有効荷重を送
達する可能性を与え得る。

【００７３】 Ｂｅｌｌｈｏｕｓｅらのものよりも低い気体流速度で操作することにさらに他
の潜在的な利点は、粒子−皮膚衝撃速度の変え易さを改善するあたりにあり得る
。このダクト管腔での気体質量流速とこの気体源からのチョークド質量流速との
比を変えることにより（ダクト管腔の断面積を調節することにより）、または所
定の実質的に一定断面積のダクト管腔用の気体源のチョークド質量流量を低減す
ることにより（この気体流開口部の面積を狭くすることにより）、この速度を変
えることが可能であると考えられる。これにより、無針注射器設計を所定用途に
構成する際に、融通性が改善され得ると予想される。

【００７４】 本発明に従った無針注射器装置の６つの実施形態は、ここでは、添付の概略図
を参照して、例によって、記述する。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、第一実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図２】 図２は、第一実施形態の装置を使用するリドカインの投与に続いた時間に対す
る苦痛点数のプロットである。

【図３】 図３は、第二実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図４】 図４は、第三実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図５】 図５は、第四実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図６】 図６は、図５で示した装置の出口の詳細図である。

【図７】 図７は、第五実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図８】 図８は、第六実施形態の無針注射器装置を通る軸断面である。

【図９】 図９は、本発明の第六実施形態で使用される両面波形シートの透視図である。

【図１０】 図１０は、図９で示した複数のシートを共に付着した透視図である。

【図１１】 図１１は、本発明の第六実施形態と共に使用する有効荷重パッケージの透視図
である。

【図１２】 図１２は、図８の注射器装置で使用する代替シートである片面波形シートの透
視図である。

【図１３】 図１３は、本発明の第六および第七実施形態による有効荷重パッケージを満た
す方法を示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ， ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，Ｃ Ｎ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ， ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，Ｋ Ｐ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ， ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，Ｓ Ｇ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ヘンドリー， スチュアート ポール イギリス国 オーエックス４ ４ジーエイ オックスフォード， ザ オックスフォ ード サイエンス パーク， ロバート ロビンソン アベニュー ４， パウダー ジェクト リサーチ リミテッド (72)発明者 ナット， アブター イギリス国 オーエックス４ ４ジーエイ オックスフォード， ザ オックスフォ ード サイエンス パーク， ロバート ロビンソン アベニュー ４， パウダー ジェクト リサーチ リミテッド Ｆターム(参考） 4C066 AA10 BB01 CC07 DD02 DD13 EE14 FF02 GG11 HH01 HH12 JJ07 KK15 KK16 KK19 QQ35

Claims (43)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 粒子が脊椎動物被験体の標的組織に入るのを加速するための
   無針注射器装置であって、該注射器は、以下： 細長管状ダクトであって、該粒子を該標的組織の方へと送達する管腔を有し、
   そして上流末端および下流末端を有する、ダクト； レセプタクルであって、加速される該粒子を保持する、レセプタクル；および 気体排出チャンバであって、該気体排出チャンバは、該レセプタクルの上流に
   あり、そこから加圧気体を制御排出して、該粒子が、該レセプタクルから、該ダ
   クト管腔に下がり、該標的組織の方へと入るのを加速する、気体排出チャンバ； を含み、ここで、該装置は、該気体排出チャンバから該加圧気体を制御排出して
   該粒子を加速すると該排出気体が約１０バール以下の最大全圧を有するように、
   構成かつ配列されている、装置。
2. 【請求項２】 前記レセプタクルが、前記制御気体排出時に破裂する膜（単
   数または複数）を含まない、請求項１に記載の装置。
3. 【請求項３】 前記粒子が、前記制御気体排出を行う際、前記粒子の大部分
   が１０μｍと５００μｍとの間の深さまで前記標的組織を貫通するようなサイズ
   および密度を有する、請求項１または２に記載の装置。
4. 【請求項４】 前記装置が、前記制御気体排出を行う際、前記管腔内での前
   記加圧気体の質量流速が前記ダクト管腔のチュークド質量流速以下である、請求
   項１〜３に記載の装置。
5. 【請求項５】 前記気体排出チャンバが、シリンダを含み、該シリンダが、
   第一位置と第二位置との間で、その中で移動可能なピストンを含み、ここで、前
   記制御気体排出を行うために、該ピストンが、該シリンダに沿って、その第一位
   置からその第二位置へと駆動される、請求項１〜４のいずれかに記載の装置。
6. 【請求項６】 前記気体排出チャンバが、さらに、バネを含み、該バネが、
   前記シリンダに沿って、その第一位置からその第二位置へと該ピストンを駆動す
   る、請求項５に記載の装置。
7. 【請求項７】 前記気体排出チャンバが、さらに、プライミング配置を含み
   、該プライミング配置が、前記ピストンを、その第二位置からその第一位置へと
   引き戻し可能にして、前記バネを圧縮し、それにより、前記気体排出チャンバを
   準備するためにある、請求項６に記載の装置。
8. 【請求項８】 前記気体排出チャンバが、さらに、起動引き金を含み、該起
   動引き金が、一旦、前記気体排出チャンバが準備されると、前記ピストンを、そ
   の第一位置から解放する、請求項７に記載の装置。
9. 【請求項９】 前記気体排出チャンバが、前記ピストンのその第一位置から
   その第二位置への移動の大部分に対して、実質的に不変の圧力で、加圧気体を送
   達するように配列されている、請求項６、７または８のいずれか１項に記載の装
   置。
10. 【請求項１０】 前記気体排出チャンバが、気体で予め充填したキャニスタ
    ーを含む、請求項１〜４のいずれか１項に記載の装置。
11. 【請求項１１】 前記気体が、ＣＯ₂である、請求項１０に記載の装置。
12. 【請求項１２】 前記気体が、Ｈｅである、請求項１０に記載の装置。
13. 【請求項１３】 前記気体が、空気である、請求項１０に記載の装置。
14. 【請求項１４】 前記気体キャニスターが、前記装置から除去可能であり、
    そして交換可能である、請求項１０に記載の装置。
15. 【請求項１５】 前記ダクト管腔が、いずれの狭窄部も含まない、請求項１
    〜１４のいずれかに記載の装置。
16. 【請求項１６】 前記気体キャニスターが、１回の前記制御気体排出を行う
    際に、部分的にのみ排出されるように配列されている、請求項１０〜１５のいず
    れか１項に記載の装置。
17. 【請求項１７】 前記ダクト管腔が、収束せず、次いで、分岐する、請求項
    １〜１６のいずれかに記載の装置。
18. 【請求項１８】 前記ダクト管腔が、下流方向で、実質的に分岐していない
    、請求項１〜１７のいずれかに記載の装置。
19. 【請求項１９】 前記ダクト管腔の前記下流末端が、その遠位に、分岐スペ
    ーサを備え付けている、請求項１〜１９のいずれかに記載の装置。
20. 【請求項２０】 前記ダクト管腔が、下流方向で、実質的に収束していない
    、請求項１〜２０のいずれかに記載の装置。
21. 【請求項２１】 前記ダクト管腔が、その長さに沿って、実質的に一定の直
    径である、請求項１〜２０のいずれかに記載の装置。
22. 【請求項２２】 前記装置が、モジュラー構成であり、そして前記ダクトお
    よび気体排出チャンバが、前記レセプタクルを粒子で充填することを加速可能に
    するために分離され得る、請求項１〜２２のいずれかに記載の装置。
23. 【請求項２３】 前記加速する粒子を含有する前記レセプタクルが、内蔵式
    カプセルの形態をとる、請求項１〜２３のいずれかに記載の装置。
24. 【請求項２４】 前記カプセルが、前記制御気体排出を行う際、前記粒子を
    放出するように破裂する必要がある膜を含まない、請求項２３に記載の装置。
25. 【請求項２５】 前記レセプタクルが、少なくとも一部において、前記ダク
    ト管腔により規定される、請求項１〜２４のいずれかに記載の装置。
26. 【請求項２６】 前記レセプタクルが、前記ダクト管腔の前記上流末端の上
    流に位置している、請求項１〜２５のいずれかに記載の装置。
27. 【請求項２７】 前記装置が、前記制御気体排出を行う際、前記粒子を、約
    ５０〜３００ｍ／ｓの範囲の最大速度まで加速するように配列されている、請求
    項１〜２６のいずれかに記載の装置。
28. 【請求項２８】 前記装置が、前記粒子を、５０〜１５０ｍ／ｓのオーダー
    の最大速度まで加速するように配列されている、請求項１〜２８のいずれかに記
    載の装置。
29. 【請求項２９】 前記装置が、前記粒子を、５０〜１００ｍ／ｓのオーダー
    の最大速度まで加速するように配列されている、請求項２８に記載の装置。
30. 【請求項３０】 前記気体排出チャンバが、４ｍｌ未満の気体を排出するよ
    うに配列されている、請求項１〜２９のいずれかに記載の装置。
31. 【請求項３１】 前記気体排出チャンバが、２ｍｌ未満の気体を排出するよ
    うに配列されている、請求項３０に記載の装置。
32. 【請求項３２】 前記レセプタクルが、前記ダクト管腔に直接に隣接した下
    流部分とほぼ類似した断面積を有する、請求項１〜３２のいずれかに記載の装置
    。
33. 【請求項３３】 さらに、少なくとも１個の破裂可能膜を含み、該破裂可能
    膜が、前記制御気体排出の際に破裂する、請求項１〜３２のいずれかに記載の装
    置。
34. 【請求項３４】 前記破裂可能膜が、その表面を横切って８バールの圧力差
    をかけるとき、破裂するように構成されている、請求項３３に記載の装置。
35. 【請求項３５】 前記破裂可能膜が、その表面を横切って６バールの圧力差
    をかけるとき、破裂するように構成されている、請求項３３に記載の装置。
36. 【請求項３６】 前記レセプタクルが、複数の管路を含み、該管路が、前記
    管状ダクトと縦方向に整列されており、該管路の少なくとも一部が、それらの内
    面に粒子を付着させた、請求項１〜３６のいずれかに記載の装置。
37. 【請求項３７】 前記複数の管路が、複数の波形シートから形成されており
    、該波形シートが、共に付着されて、ほぼ蜂の巣構造を有する構造体を形成する
    、請求項３６に記載の装置。
38. 【請求項３８】 前記波形シートが、共に付着されて前記複数の管路を形成
    する前に、粒子を装填されている、請求項３７に記載の装置。
39. 【請求項３９】 前記波形シートが、共に付着して前記複数の管路を形成し
    た後、粒子を装填されている、請求項３７に記載の装置。
40. 【請求項４０】 前記複数の管路を形成する前記波形シートが、前記粒子が
    該管路を通ってその内面に付着するように、該粒子の流れと縦方向に整列させる
    ことにより、該粒子で装填される、請求項３９に記載の装置。
41. 【請求項４１】 請求項１〜４０のいずれかに記載の装置で使用する使い捨
    てダクト／レセプタクルアセンブリであって、ここで、該アセンブリは、前記粒
    子含有レセプタクルと一体化された前記ダクトを含み、そして該アセンブリは、
    前記気体排出チャンバから連絡切断可能であり、それにより、前記制御気体排出
    が行われて該レセプタクルおよび該ダクトからの該粒子を加速した後、該アセン
    ブリは、該気体排出チャンバから分離でき、そして該装置を新たな使い捨てアセ
    ンブリと交換できる、 アセンブリ。
42. 【請求項４２】 粒子を脊椎動物被験体の標的組織に加速するのに適当な無
    針注射器から該粒子を排出する方法であって、該方法は、以下： 該粒子を無針注射器に供給する工程；および 該注射器のダクトから下がって気体の制御放出を行う工程であって、該気体は
    、１０バール未満の最大全圧を有し、それにより、該粒子を該ダクトから下に加
    速して、脊椎動物被験体の標的組織を貫通するのに十分なエネルギーで、該ダク
    トから出す、工程、 を含む、方法。
43. 【請求項４３】 前記粒子が、脊椎動物被験体の標的組織に排出される、請
    求項４２に記載の方法。