JP2013514153A - 自動注射装置のための改善された作動ボタン - Google Patents

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Abstract

典型的な実施形態が、注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを最小化または解消する発射機構アセンブリを提供する。典型的な実施形態が、注射の遅配を引き起こす発射ミスを最小化または解消する発射機構アセンブリを備えている自動注射装置を提供する。典型的な実施形態が、自動注射装置において注射の遅配を引き起こす発射ミスを最小化または解消するための方法を提供する。典型的な実施形態が、自動注射装置を使用するための方法であって、患者の体への治療物質の遅配を引き起こす発射ミスのない方法を提供する。

Description

本出願は、２００９年１２月１５日付の米国特許仮出願第６１／２８６，７６０号および２００９年１２月１５日付の米国特許仮出願第６１／２８６，７７１号に関し、これらの米国特許仮出願の優先権を主張する。さらに本出願は、２０１０年４月２９日付の米国特許出願第１２／７７０，５５７号に関する。上述の米国特許仮出願および米国特許出願の全内容は、その全体がここでの参照により本明細書に明示的に組み込まれる。
自動注射装置は、治療薬を患者の体内へともたらし、患者自身による注射の投与を可能にするために、手動のシリンジの代案を提供する。自動注射装置は、例えば深刻なアレルギ反応の影響に対処するためにエピネフリンを投与するなど、緊急事態のもとで薬剤を送り出すために使用されている。また、心臓発作の際に不整脈治療剤および選択的な血栓溶解薬の投与に使用される自動注射装置も明らかにされている（例えば、米国特許第３，９１０，２６０号明細書、第４，００４，５７７号明細書、第４，６８９，０４２号明細書、第４，７５５，１６９号明細書、および第４，７９５，４３３号明細書）。さらに、様々な種類の自動注射装置が、例えば米国特許第３，９４１，１３０号明細書、第４，２６１，３５８号明細書、第５，０８５，６４２号明細書、第５，０９２，８４３号明細書、第５，１０２，３９３号明細書、第５，２６７，９６３号明細書、第６，１４９，６２６号明細書、第６，２７０，４７９号明細書、および第６，３７１，９３９号明細書、ならびに国際公開第２００８／００５３１５号に記載されている。
慣例的に、自動注射装置は、シリンジを収容しており、動作時にシリンジに含まれる治療薬を患者の体内へと押し出すために、シリンジを前方へと移動させ、針をハウジングから突き出させる。自動注射装置は、典型的には、プランジャを備えており、プランジャの遠位端が、発射までは発射体に着座している。装置を動作させるために、患者が作動ボタンを押すことで、プランジャの遠位端が発射体から離れ、プランジャによってシリンジを前方へと移動させることができる。
いくつかの従来からの装置は、例えば作動ボタンに大きな力を加えることができないリウマチ患者の場合など、作動ボタンを押す力が充分でない場合に、発射が生じない可能性があり、あるいは発射が遅れて生じる可能性がある。また、作動ボタンに充分な力が加えられた場合でも、いくつかの従来からの装置は、装置の１つ以上の構造要素の従来からの構成に起因して、発射が生じない可能性があり、あるいは発射が遅れて生じる可能性がある。問題のあるこれらの発射パターンまたは発射ミス、すなわち発射失敗または遅れての発射を、注射の遅配と称することができる。
米国特許第３，９１０，２６０号明細書 米国特許第４，００４，５７７号明細書 米国特許第４，６８９，０４２号明細書 米国特許第４，７５５，１６９号明細書 米国特許第４，７９５，４３３号明細書 米国特許第３，９４１，１３０号明細書 米国特許第４，２６１，３５８号明細書 米国特許第５，０８５，６４２号明細書 米国特許第５，０９２，８４３号明細書 米国特許第５，１０２，３９３号明細書 米国特許第５，２６７，９６３号明細書 米国特許第６，１４９，６２６号明細書 米国特許第６，２７０，４７９号明細書 米国特許第６，３７１，９３９号明細書 国際公開第２００８／００５３１５号 米国特許第６，０９０，３８２号明細書 米国特許第６，２５８，５６２号明細書 米国特許第６，５０９，０１５号明細書 米国特許第７，２２３，３９４号明細書 米国特許第５，６５６，２７２号明細書 国際公開第２００２／１２５０２号 米国特許第７，５２１，２０６号明細書 米国特許第７，２５０，１６５号明細書 米国特許第６，５９３，４５８号明細書 米国特許第６，４９８，２３７号明細書 米国特許第６，４５１，９８３号明細書 米国特許第６，４４８，３８０号明細書 国際公開第９１／０３５５３号 国際公開第２００９／４０６４７６号 欧州特許出願公開第１８４，１８７号明細書 欧州特許出願公開第１７１，４９６号明細書 欧州特許出願公開第１７３，４９４号明細書 国際公開第８６／０１５３３号 米国特許第４，８１６，５６７号明細書 欧州特許出願公開第１２５，０２３号明細書 米国特許第５，２２５，５３９号明細書 米国特許第５，５３０，１０１号明細書 米国特許第５，５８５，０８９号明細書 米国特許第５，６９３，７６１号明細書 米国特許第５，６９３，７６２号明細書 国際公開第９０／０７８６１号 米国特許出願公開第２００３／０２３５５８５号明細書 米国特許出願公開第２００４／００３３２２８号明細書 国際公開第２００２／０７２６３６号 国際公開第９４／０６４７６号 国際公開第９３／１９７５１号
Ｐｅｎｎｉｃａ，Ｄ．他、Ｎａｔｕｒｅ ３１２：７２４−７２９（１９８４） Ｄａｖｉｓ，Ｊ．Ｍ．他、Ｂｉｏｃｈｅｍ．２６：１３２２−１３２６（１９８７） Ｊｏｎｅｓ，Ｅ．Ｙ．他、Ｎａｔｕｒｅ ３３８：２２５−２２８（１９８９） Ｗａｒｄ他、Ｎａｔｕｒｅ ３４１：５４４−５４６（１９８９） Ｂｉｒｄ他、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２４２：４２３−４２６（１９８８） Ｈｕｓｔｏｎ他、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ ＵＳＡ ８５：５８７９−５８８３（１９８８） Ｈｏｌｌｉｇｅｒ他、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ９０：６４４４−６４４８（１９９３） Ｐｏｌｊａｋ他、Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ２：１１２１−１１２３（１９９４） Ｔａｙｌｏｒ他、Ｎｕｃｌ．Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓ．２０：６２８７（１９９２） Ｂｅｔｔｅｒ他、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２４０：１０４１−１０４３（１９９８） Ｌｉｕ他、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８４：３４３９−３４４３（１９８７） Ｌｉｕ他、Ｊ．Ｉｍｍｕｎｏｌ．１３９：３５２１−３５２６（１９８７） Ｓｕｎ他、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８４：２１４−２１８（１９８７） Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ他、Ｃａｎｃｅｒ Ｒｅｓ．４７：９９９−１００５（１９８７） Ｗｏｏｄ他、Ｎａｔｕｒｅ ３１４：４４６−４４９（１９８５） Ｓｈａｗ他、Ｊ．Ｎａｔｌ．Ｃａｎｃｅｒ Ｉｎｓｔ．８０：１５５３−１５５９（１９８８） Ｍｏｒｒｉｓｏｎ、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２２９：１２０２−１２０７（１９８５） Ｏｉ他、ＢｉｏＴｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ４：２１４（１９８６） Ｊｏｎｅｓ他、Ｎａｔｕｒｅ ３２１：５５２−５２５（１９８６） Ｖｅｒｈｏｅｙａｎ他、Ｓｃｉｅｎｃｅ ２３９：１５３４（１９８８） Ｂｅｉｄｌｅｒ他、Ｊ．Ｉｍｍｕｎｏｌ．１４１：４０５３−４０６０（１９８８） Ｑｕｅｅｎ他、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８６：１００２９−１００３３（１９８９） Ｊｏｅｎｓｓｏｎ他、Ａｎｎ．Ｂｉｏｌ．Ｃｌｉｎ．５１：１９（１９９３） Ｊｏｎｓｓｏｎ他、Ｂｉｏｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ １１：６２０−６２７（１９９１） Ｊｏｈｎｓｓｏｎ他、Ｊ．Ｍｏｌ．Ｒｅｃｏｇｎｉｔ．８：１２５（１９９５） Ｊｏｈｎｎｓｏｎ他、Ａｎａｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．ｌ９８：２６８（１９９１） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ Ｖｏｌ．３８、Ｓ１８５（１９９５） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ Ｖｏｌ．３６；１２２３（１９９３） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２８４（１９９６） Ａｍｅｒ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．− Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ ２６８：３７−４２（１９９５） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２８２（１９９６） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ８１（１９９６） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ８２（１９９６） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２９６（１９９６） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ３０８（１９９６） Ａｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ１２０（１９９６） Ｅｌｌｉｏｔｔ他、Ｌａｎｃｅｔ ３４４：１１２５−１１２７（１９９４） Ｅｌｌｉｏｔ他、Ｌａｎｃｅｔ ３４４：１１０５−１１１０（１９９４） Ｒａｎｋｉｎ他、Ｂｒ．Ｊ．Ｒｈｅｕｍａｔｏｌ．３４：３３４−３４２（１９９５）
一典型的な実施形態によれば、自動注射装置において使用される作動ボタンであって、ユーザへの注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを防止または解消する作動ボタンが提供される。作動ボタンが、注射の遅配を引き起こす注射装置の発射ミスを回避する。容認できない注射の遅配は、１秒から数時間の範囲となりうる。作動ボタンは、自動注射装置のユーザによって自動注射装置の遠位端に向かって押し込まれることが可能であるよう、ユーザによって触れられるように構成された外側部分を備える。さらに作動ボタンは、外側部分に接続され、自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接して設けられる内側リングを備える。内側リングが、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成される。内側リングは、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する。
他の典型的な実施形態によれば、注射の遅配が存在しない自動注射装置が提供される。自動注射装置が、注射の遅配を引き起こす発射ミスを回避する。装置の近位端が、１回分の治療薬を送り出すように構成され、装置の遠位端を、ユーザによって制御することができるように構成することができる。自動注射装置は、自動注射装置の遠位端に設けられる発射体を備える。発射体は、内腔を有する中空管状部材と、中空管状部材の遠位端から延びる半径方向の表面とを備える。自動注射装置は、長手方向に延びているプランジャアームと、半径方向に延びているプランジャ足とを有するプランジャを備え、プランジャアームが発射体の中空管状部材の内腔を通って延び、プランジャ足が発射体の半径方向の表面に着座する。自動注射装置は、自動注射装置の遠位端に設けられた作動ボタンを備える。作動ボタンは、プランジャ足に近接して設けられた６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する内側リングを有している。内側リングが、作動ボタンがユーザによって操作されたときに、プランジャ足に接触してプランジャ足を発射体の半径方向の表面から解放し、プランジャが発射体の中空管状部材の内腔を通って移動できるようにするように構成される。
別の典型的な実施形態によれば、注射の遅配が存在しない自動注射装置において使用するための作動ボタンが提供される。作動ボタンが、注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを回避する。作動ボタンが、自動注射装置のユーザによって自動注射装置の遠位端に向かって押し込まれることが可能であるよう、ユーザによって触れられるように構成された外側部分を備える。作動ボタンが、外側部分に接続され、自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接して設けられる内側リングを備える。内側リングが、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成される。内側リングが、内側リングがプランジャの分岐した端部に係合する際の内側リングの変形を少なくするように構成された最小肉厚を有する。
別の典型的な実施形態によれば、注射の遅配のない自動注射装置に使用される作動ボタンを形成するための方法。作動ボタンが、注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを回避する。この方法は、自動注射装置のユーザによって自動注射装置の遠位端に向かって押し込まれることが可能であるように、ユーザによって触れられる外側部分を形成するステップを含む。この方法は、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する内側リングを形成するステップを含む。内側リングは、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成される。この方法は、内側リングを自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接させて外側部分へと接続するステップを含む。
他の典型的な実施形態によれば、注射の遅配のない自動注射装置を形成するための方法が提供される。自動注射装置が、注射の遅配を引き起こす発射ミスを回避する。この方法は、発射体を自動注射装置の遠位端に設けるステップを含む。発射体は、内腔を有する中空管状部材と、中空管状部材の遠位端から延びている半径方向の表面とを備える。この方法は、長手方向に延びるプランジャのプランジャアームを、発射体の中空管状部材の内腔を通って延ばすステップと、プランジャの遠位端に設けられたプランジャ足を、発射体の半径方向の表面に着座するステップとを含む。この方法は、作動ボタンをプランジャ足に近接させて自動注射装置の遠位端に設けるステップを含み、作動ボタンが、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する内側リングを備え、作動ボタンの内側リングが、作動ボタンがユーザによって操作されたときに、プランジャ足に接触してプランジャ足を発射体の半径方向の表面から解放し、プランジャが発射体の中空管状部材の内腔を通って移動できるようにするように構成される。
別の典型的な実施形態によれば、注射の遅配のない自動注射装置を使用して１回分の用量を送り出すための方法が提供される。自動注射装置が、注射の遅配を引き起こす発射ミスを回避する。この方法は、自動注射装置の遠位端に設けられた作動ボタンを押し込むステップと、作動ボタンの内側リングをプランジャ足に係合させ、プランジャ足を発射体の表面から解放するステップとを含む。内側リングは、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の範囲の内径を有する。この方法は、プランジャ足が発射体から解放されたときにプランジャを発射体の中空管状部材の内腔を通って移動させるステップと、移動するプランジャを使用して栓へと吐出力を伝達するステップと、栓へと加えられる吐出力を使用してシリンジから１回分の用量を吐き出させるステップとを含む。
典型的な実施形態の以上の目的、態様、特徴、および利点、ならびに他の目的、態様、特徴、および利点が、以下の説明を添付の図面と併せて検討することによって、さらに充分に理解されるであろう。
ハウジングの近位端および遠位端を覆うキャップが取り外された状態の典型的な自動注射装置の斜視図を示している。 ハウジングにキャップが取り付けられた状態の図１の典型的な自動注射装置の斜視図を示している。 使用前の典型的な自動注射装置の概略の断面図を示している（先行技術）。 図３の典型的な自動注射装置の次の動作段階における概略の断面図を示している（先行技術）。 図３および図４の典型的な自動注射装置のさらなる動作段階における概略の断面図を示している（先行技術）。 シリンジハウジングアセンブリおよび発射機構アセンブリを有する典型的な自動注射装置の斜視図を示している。 図６の典型的な自動注射装置の発射機構アセンブリの斜視図を示している。 図７の典型的な発射機構アセンブリのシリンジ駆動部品の斜視図を示している。 図６の典型的な自動注射装置のシリンジハウジングアセンブリの斜視図を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた典型的な自動注射装置について、シリンジハウジングアセンブリおよび発射機構アセンブリが一体に組み合わせられた組み立てられた状態の断面図を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた典型的な自動注射装置について、シリンジハウジングアセンブリおよび発射機構アセンブリが一体に組み合わせられた組み立てられた状態の断面図を示しており、図１０Ａから９０°ずれた断面の図である。 典型的な実施形態に従ってもたらされた図７の発射機構アセンブリのシリンジ駆動部品の断面図を示しており、動作の一段階におけるプランジャアームの位置を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた図７の発射機構アセンブリのシリンジ駆動部品の断面図を示しており、動作の一段階におけるプランジャアームの位置を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた図７の発射機構アセンブリのシリンジ駆動部品の断面図を示しており、動作の一段階におけるプランジャアームの位置を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた典型的な自動注射装置の断面図を示している。 典型的な実施形態に従ってもたらされた図７の発射機構アセンブリの遠位端の概略の断面図である。 典型的な実施形態に従ってもたらされた図１３の発射機構アセンブリの遠位端のプランジャアームの断面の概略の外形を示している。 約３８°の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有する制御プランジャの斜視図を示している。 中間点固定（ＭＰＦ）の構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャの斜視図を示している。 約３８°のＩＣＳ角度を有する制御プランジャの斜視図を示している。 最上点固定（ＴＰＦ）の構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャの斜視図を示している。 ＭＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャアームの概略図を示しており、この例ではプランジャアームが約２３°の二次接触面（ＳＣＳ）角度を有している。 ＴＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャアームの概略図を示しており、この例ではプランジャアームが約９．４°のＳＣＳ角度を有している。 典型的な作動ボタンの外側の斜視図を示している。 典型的な作動ボタンの内側の斜視図を示している。 長手軸に沿って得た典型的な作動ボタンの断面図を示している。 典型的な作動ボタンの正面図を示している。 長手軸に沿って得た典型的な発射体の断面図を示している。 図１９Ａの発射体の典型的な遠位端の断面図を示している。 力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示している典型的な力プロフィルを示している。 力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示している４つの典型的な力プロフィルを示している。 力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示している４つの典型的な力プロフィルを示している。 Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャおよび約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径について、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の遅配時間（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。 Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャおよび約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径について、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の遅配時間（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。 Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製のプランジャについて、種々の遅配時間を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、種々の遅配時間を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）の種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）を、種々の作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を示した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製のプランジャについて、遅配を示した装置の割合（ｙ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂製およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂製のプランジャについて、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）を、種々の作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 遅配時間（ｚ軸：単位は秒）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示した３Ｄ散布図である。 ｙ軸に沿ってｘ−ｚ平面から見た図３６の２Ｄ断面を示しており、作動ボタンリング長さが増すにつれて遅配時間が短くなることを示している。 ｘ軸に沿ってｙ−ｚ平面から見た図３６の２Ｄ断面を示しており、作動ボタンリング内径が小さくなるにつれて遅配時間が短くなることを示している。 遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図であり、約１秒の遅配時間が約６．８６ｍｍの内径において生じている。 遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。 遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング長さ（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。 遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング長さ（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。 作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。 種々の作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）を有する試験対象の装置の散布図を示している。 約１．４５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。 約１．５５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。 約１．６５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。 ＳＩＭ作動ボタンについて、種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）についてのしきい値変位（ｚ軸：単位はｍｍ）のヒストグラムを示している。 長手軸に沿って発射体を貫いて得た断面図を示しており、約６度、約１２度、および約１８度の典型的な円すい面角度が示されている。 約３８度のＩＣＳ角度を有する市販のプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。 約４８度のＩＣＳ角度を有するＭＰＦ ＳＩＭプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。 約４８度のＩＣＳ角度を有するＴＰＦ ＳＩＭプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。 遅配に直面した装置の数および割合（ｙ軸）を種々のＣＳＡ値および種々のプランジャの種類（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 長手軸に沿って得た発射体の典型的なトンネルの断面図を示している。 設計および実際のトンネル入り口径（ｙ軸：単位はｍｍ）を種々の発射体の材料（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 典型的な発射体について、種々の実際の（実測による）トンネル入り口径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する装置の数（ｙ軸）のヒストグラムを示している。 遅配への発射体トンネル入り口径の影響を明らかにするために試験した装置について、種々の典型的な作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の種々の典型的な作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する散布図を示している。 作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する発射体トンネル入り口径（凡例に示されており、単位はｍｍ）のコンター図を示している。 長手軸に沿って得た発射体のトンネルの断面図を示しており、発射体のトンネルおよびトンネル入り口を示している。 種々の発射体の材料（ｘ軸）に対する設計および実際のトンネル入り口内径（ｙ軸：単位はｍｍ）のヒストグラムを示している。 典型的な発射体について、種々の実際の（実測による）トンネル入り口径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する装置の数（ｙ軸）のヒストグラムを示している。 遅配への発射体トンネル入り口径の影響を明らかにするために試験した装置について、種々の典型的な作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の種々の典型的な作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する散布図を示している。 丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端を有するプランジャを示している。 約３８度のＩＣＳ角度および鋭い先端を有するプランジャを示している。 約４８度のＩＣＳ角度および鋭い先端を有するプランジャを示している。 図６１Ａ〜図６１Ｃのプランジャを試験することによって得られた力プロフィルを示している。 種々の作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）およびリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。 約６．８０ｍｍの内径を有する基準の作動ボタンリングの正面図を示している。 約６．５０ｍｍの内径を有する「Ｇ」作動ボタンリングの正面図を示している。 約６．６５ｍｍの内径を有する「Ｈ」作動ボタンリングの正面図を示している。 約６．９５ｍｍの内径を有する「Ｉ」作動ボタンリングの正面図を示している。 Ｈｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１アセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料で種々の成型温度および種々の冷却時間にて形成されたプランジャについて、プランジャ幅の値（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する発射力（ＦｔＦ）の値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。 平均のＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）およびＦｔＦ値の標準偏差（ｙ軸：単位はＮ）を、種々のプランジャ材料、種々の成型温度（単位はＦ）、および種々の冷却時間（単位は秒）の組み合わせ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。 種々のプランジャ材料、種々の成型温度（単位はＦ）、および種々の冷却時間（単位は秒）におけるＦｔＦ値（単位はＮであり、四角で囲まれている）の三次元のデータプロットを示している。 種々のプランジャ重量（ｘ軸：単位はグラム）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。 種々のプランジャ重量（ｘ軸：単位はグラム）に対するプランジャ幅の値（ｙ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。 種々のプランジャ重量（単位はグラム）について、ＦｔＦ値（単位はＮ）およびプランジャ幅の値（単位はｍｍ）の三次元のデータプロットを示している。 約７５０×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約５００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。 約１６００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約８００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。 約９００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約７５０×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。 約１６００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約９００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。
典型的な実施形態は、ユーザへの注射の送達に遅延を生じさせる自動注射装置の発射ミスを最小限または解消する。典型的な自動注射装置は、自動注射装置が一貫して注射に成功することを保証する。典型的な実施形態は、一部には、注射の送達に遅延を生じさせる発射ミスを最小限または解消する発射機構アセンブリを提供する。いくつかの事例においては、容認できない送達の遅延が、４秒〜数時間の範囲になる可能性がある。典型的な実施形態は、作動ボタンが押されたときの注射の遅配を最小限または解消する発射機構アセンブリを備える自動注射装置、作動ボタンが押されたときの自動注射装置の注射の遅配を最小限または解消するための方法、ならびに患者の体内へと物質を届けるために注射の遅配を最小限または解消する自動注射装置を使用するための方法を提供する。典型的な実施形態に従ってもたらされる自動注射装置を、これらに限られるわけではないが、例えばアダリムマブ（ＨＵＭＩＲＡ（Ｒ））、ゴリムマブ、などといった液状の治療薬など、任意の種類の物質を患者の体内へと投与するために使用することができる。
発射ミスした自動注射装置が呈する作動ボタンが押されたときの注射の遅配は、装置、装置を作動させる患者、装置の製造プロセス、装置の保管の環境、などに関係する１つ以上の因子によって左右されうる。装置の発射ミスに関係する典型的な因子として、以下の要素、すなわち作動ボタンリングの内側リング、作動ボタンリングの長さ、発射体トンネルの直径、発射体円すい面の角度、プランジャ足の高さ、プランジャ足の幅、などのうちの１つ以上の構造、設定、および／または材料を挙げることができる。
装置を作動させる患者に関係する装置の発射ミスの典型的な因子として、これらに限られるわけではないが、患者によって装置の作動ボタンへと加えられる力、患者によって押し込まれる装置の作動ボタンの出発位置からの行程、などを挙げることができる。装置の製造プロセスに関係する装置の発射ミスの典型的な因子として、これらに限られるわけではないが、装置の１つ以上の構成部品（例えば、プランジャ）の成型に使用される成型温度、装置の１つ以上の構成部品（例えば、プランジャ）の成型において使用される冷却時間、などを挙げることができる。装置の保管の環境に関係する装置の発射ミスの典型的な因子として、これらに限られるわけではないが、装置または装置の構成部品の古さ、装置を組み立ててからの時間、環境の温度、環境の湿度、などを挙げることができる。
典型的な実施形態は、典型的な自動注射装置についてユーザへの注射の発射ミスまたは遅配を最小限または解消するように、上述の因子および随意によるさらなる因子のうちの１つ以上を設定することができる。例えば、驚くべきことに、作動ボタンリングの内径を小さくすることによって、典型的な自動注射装置における注射の遅配を最小限または解消することができる。やはり驚くべきことに、作動ボタンリングの長さを増すことによって、典型的な自動注射装置における注射の遅配を最小限または解消することができる。
Ｉ．用語の定義
典型的な実施形態の理解を容易にするために、いくつかの用語を、ここに定義する。
典型的な実施形態の自動注射装置（例えば、自動注射ペン）は、本発明の「治療有効量」または「予防有効量」の抗体または抗体部分を含むことができる。「治療有効量」は、必要な投与量および期間にて所望の治療結果を達成するために有効な量を指す。抗体、抗体部分、または他のＴＮＦα阻害剤の治療有効量は、患者の疾病の状態、年齢、性別、および体重、ならびに患者に所望の応答を生じさせる抗体、抗体部分、または他のＴＮＦα阻害剤の能力、などといった因子に応じて様々であってよい。治療有効量は、抗体、抗体部分、または他のＴＮＦａ阻害剤の有毒または有害な影響を、治療上の有益な効果が上回るような量でもある。「予防有効量」は、必要な投与量および期間にて所望の予防的結果を達成するために有効な量を指す。典型的には、予防の用量は疾病に先立って患者に使用され、あるいは疾病の初期段階において使用されるため、予防有効量は、治療有効量よりも少ない。
用語「物質」は、典型的な自動注射装置を使用して患者へと治療有効量にて投与することができるあらゆる種類の薬剤、生理活性物質、生物学的物質、化学物質、または生化学物質を指す。典型的な物質として、これに限られるわけではないが、液状の物質が挙げられる。そのような物質として、これらに限られるわけではないが、アダリムマブ（ＨＵＭＩＲＡ（Ｒ））および溶液中のたんぱく質（例えば、融合たんぱく質および酵素）を挙げることができる。溶液中のたんぱく質の例として、これらに限られるわけではないが、Ｐｕｌｍｏｚｙｍｅ（Ｄｏｒｎａｓｅ ａｌｆａ）、Ｒｅｇｒａｎｅｘ（Ｂｅｃａｐｌｅｒｍｉｎ）、Ａｃｔｉｖａｓｅ（Ａｌｔｅｐｌａｓｅ）、Ａｌｄｕｒａｚｙｍｅ（Ｌａｒｏｎｉｄａｓｅ）、Ａｍｅｖｉｖｅ（Ａｌｅｆａｃｅｐｔ）、Ａｒａｎｅｓｐ（Ｄａｒｂｅｐｏｅｔｉｎ ａｌｆａ）、Ｂｅｃａｐｌｅｒｍｉｎ Ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｅ、Ｂｅｔａｓｅｒｏｎ（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ｂｅｔａ−１ｂ）、ＢＯＴＯＸ（Ｂｏｔｕｌｉｎｕｍ Ｔｏｘｉｎ Ｔｙｐｅ Ａ）、Ｅｌｉｔｅｋ（Ｒａｓｂｕｒｉｃａｓｅ）、Ｅｌｓｐａｒ（Ａｓｐａｒａｇｉｎａｓｅ）、Ｅｐｏｇｅｎ（Ｅｐｏｅｔｉｎ ａｌｆａ）、Ｅｎｂｒｅｌ（Ｅｔａｎｅｒｃｅｐｔ）、Ｆａｂｒａｚｙｍｅ（Ａｇａｌｓｉｄａｓｅ ｂｅｔａ）、Ｉｎｆｅｒｇｅｎ（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ａｌｆａｃｏｎ−１）、Ｉｎｔｒｏｎ Ａ（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ａｌｆａ−２ａ）、Ｋｉｎｅｒｅｔ（Ａｎａｋｉｎｒａ）、ＭＹＯＢＬＯＣ（Ｂｏｔｕｌｉｎｕｍ Ｔｏｘｉｎ Ｔｙｐｅ Ｂ）、Ｎｅｕｌａｓｔａ（Ｐｅｇｆｉｌｇｒａｓｔｉｍ）、Ｎｅｕｍｅｇａ（Ｏｐｒｅｌｖｅｋｉｎ）、Ｎｅｕｐｏｇｅｎ（Ｆｉｌｇｒａｓｔｉｍ）、Ｏｎｔａｋ（Ｄｅｎｉｌｅｕｋｉｎ ｄｉｆｔｉｔｏｘ）、ＰＥＧＡＳＹＳ（Ｐｅｇｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ａｌｆａ−２ａ）、Ｐｒｏｌｅｕｋｉｎ（Ａｌｄｅｓｌｅｕｋｉｎ）、Ｐｕｌｍｏｚｙｍｅ（Ｄｏｒｎａｓｅ ａｌｆａ）、Ｒｅｂｉｆ（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ｂｅｔａ−１ａ）、Ｒｅｇｒａｎｅｘ（Ｂｅｃａｐｌｅｒｍｉｎ）、Ｒｅｔａｖａｓｅ（Ｒｅｔｅｐｌａｓｅ）、Ｒｏｆｅｒｏｎ−Ａ（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ａｌｆａ−２）、ＴＮＫａｓｅ（Ｔｅｎｅｃｔｅｐｌａｓｅ）、ならびにＸｉｇｒｉｓ（Ｄｒｏｔｒｅｃｏｇｉｎ ａｌｆａ）、Ａｒｃａｌｙｓｔ（Ｒｉｌｏｎａｃｅｐｔ）、ＮＰｌａｔｅ（Ｒｏｍｉｐｌｏｓｔｉｍ）、Ｍｉｒｃｅｒａ（ｍｅｔｈｏｘｙｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ−ｅｐｏｅｔｉｎ ｂｅｔａ）、Ｃｉｎｒｙｚｅ（Ｃ１ ｅｓｔｅｒａｓｅ ｉｎｈｉｂｉｔｏｒ）、Ｅｌａｐｒａｓｅ（ｉｄｕｒｓｕｌｆａｓｅ）、Ｍｙｏｚｙｍｅ（ａｌｇｌｕｃｏｓｉｄａｓｅ ａｌｆａ）、Ｏｒｅｎｃｉａ（ａｂａｔａｃｅｐｔ）、Ｎａｇｌａｚｙｍｅ（ｇａｌｓｕｌｆａｓｅ）、Ｋｅｐｉｖａｎｃｅ（ｐａｌｉｆｅｒｍｉｎ）およびＡｃｔｉｍｍｕｎｅ（ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｎ ｇａｍｍａ−ｌｂ）が挙げられる。
また、溶液中のたんぱく質は、免疫グロブリンまたは免疫グロブリンの抗原結合性フラグメントであってよく、免疫グロブリンの抗体または抗原結合部分などであってよい。典型的な自動注射装置において使用することができる抗体の例として、これらに限られるわけではないが、キメラ抗体、非ヒト抗体、ヒト抗体、ヒト化抗体、およびドメイン抗体（ｄＡｂｓ）が挙げられる。典型的な実施形態においては、免疫グロブリンまたは免疫グロブリンの抗原結合性フラグメントが、坑ＴＮＦαおよび／または抗ＩＬ−１２抗体である（例えば、複可変領域型免疫グロブリン（ＤＶＤ）Ｉｇ（ＴＭ）であってよい）。典型的な実施形態の方法または組成物において使用することができる免疫グロブリンまたは免疫グロブリンの抗原結合性フラグメントの他の例として、これらに限られるわけではないが、１Ｄ４．７（抗ＩＬ−１２／ＩＬ−２３抗体；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、２．５（Ｅ）ｍｇ１（抗ＩＬ−１８；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、１３Ｃ５．５（抗ＩＬ−１３抗体；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、Ｊ６９５（抗ＩＬ−１２；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、Ａｆｅｌｉｍｏｍａｂ（Ｆａｂ ２ 抗ＴＮＦ；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、ＨＵＭＩＲＡ（アダリムマブ；Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、Ｃａｍｐａｔｈ（Ａｌｅｍｔｕｚｕｍａｂ）、ＣＥＡ−Ｓｃａｎ Ａｒｃｉｔｕｍｏｍａｂ（ｆａｂ ｆｒａｇｍｅｎｔ）、Ｅｒｂｉｔｕｘ（Ｃｅｔｕｘｉｍａｂ）、Ｈｅｒｃｅｐｔｉｎ（Ｔｒａｓｔｕｚｕｍａｂ）、Ｍｙｏｓｃｉｎｔ（Ｉｍｃｉｒｏｍａｂ Ｐｅｎｔｅｔａｔｅ）、ＰｒｏｓｔａＳｃｉｎｔ（Ｃａｐｒｏｍａｂ Ｐｅｎｄｅｔｉｄｅ）、Ｒｅｍｉｃａｄｅ（Ｉｎｆｌｉｘｉｍａｂ）、ＲｅｏＰｒｏ（Ａｂｃｉｘｉｍａｂ）、Ｒｉｔｕｘａｎ（Ｒｉｔｕｘｉｍａｂ）、Ｓｉｍｕｌｅｃｔ（Ｂａｓｉｌｉｘｉｍａｂ）、Ｓｙｎａｇｉｓ（Ｐａｌｉｖｉｚｕｍａｂ）、Ｖｅｒｌｕｍａ（Ｎｏｆｅｔｕｍｏｍａｂ）、Ｘｏｌａｉｒ（Ｏｍａｌｉｚｕｍａｂ）、Ｚｅｎａｐａｘ（Ｄａｃｌｉｚｕｍａｂ）、Ｚｅｖａｌｉｎ（Ｉｂｒｉｔｕｍｏｍａｂ Ｔｉｕｘｅｔａｎ）、Ｏｒｔｈｏｃｌｏｎｅ ＯＫＴ３（Ｍｕｒｏｍｏｎａｂ−ＣＤ３）、Ｐａｎｏｒｅｘ（Ｅｄｒｅｃｏｌｏｍａｂ）、Ｍｙｌｏｔａｒｇ（Ｇｅｍｔｕｚｕｍａｂ ｏｚｏｇａｍｉｃｉｎ）、ｇｏｌｉｍｕｍａｂ（Ｃｅｎｔｏｃｏｒ）、Ｃｉｍｚｉａ（Ｃｅｒｔｏｌｉｚｕｍａｂ ｐｅｇｏｌ）、Ｓｏｌｉｒｉｓ（Ｅｃｕｌｉｚｕｍａｂ）、ＣＮＴＯ １２７５（ｕｓｔｅｋｉｎｕｍａｂ）、Ｖｅｃｔｉｂｉｘ（ｐａｎｉｔｕｍｕｍａｂ）、Ｂｅｘｘａｒ（ｔｏｓｉｔｕｍｏｍａｂ ａｎｄ Ｉ１３１ ｔｏｓｉｔｕｍｏｍａｂ）、およびＡｖａｓｔｉｎ（ｂｅｖａｃｉｚｕｍａｂ）が挙げられる。
典型的な実施形態の方法または組成物において使用することができる免疫グロブリンまたは免疫グロブリンの抗原結合性フラグメントのさらなる例として、これらに限られるわけではないが、Ｄ２Ｅ７軽鎖可変領域（配列番号１）、Ｄ２Ｅ７重鎖可変領域（配列番号２）、Ｄ２Ｅ７軽鎖可変領域ＣＤＲ３（配列番号３）、Ｄ２Ｅ７重鎖可変領域ＣＤＲ３（配列番号４）、Ｄ２Ｅ＆軽鎖可変領域ＣＤＲ２（配列番号５）、Ｄ２Ｅ７重鎖可変領域ＣＤＲ２（配列番号６）、Ｄ２Ｅ７軽鎖可変領域ＣＤＲ１（配列番号７）、Ｄ２Ｅ７重鎖可変領域ＣＤＲ１（配列番号８）、２ＳＤ４軽鎖可変領域（配列番号９）、２ＳＤ４重鎖可変領域（配列番号１０）、２ＳＤ４軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１１）、ＥＰ Ｂ１２軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１２）、ＶＬ１０Ｅ４軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１３）、ＶＬ１００Ａ９軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１４）、ＶＬＬ１００Ｄ２軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１５）、ＶＬＬ０Ｆ４軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１６）、ＬＯＥ５軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１７）、ＶＬＬＯＧ７軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１８）、ＶＬＬＯＧ９軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号１９）、ＶＬＬＯＨ１軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２０）、ＶＬＬＯＨ１０軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２１）、ＶＬ１Ｂ７軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２２）、ＶＬ１Ｃ１軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２３）、ＶＬ０．１Ｆ４軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２４）、ＶＬ０．１Ｈ８軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２５）、ＬＯＥ７．Ａ軽鎖可変ＣＤＲ３（配列番号２６）、２ＳＤ４重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号２７）、ＶＨ１Ｂ１１重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号２８）、ＶＨ１Ｄ８重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号２９）、ＶＨ１Ａ１１重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３０）、ＶＨ１Ｂ１２重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３１）、ＶＨ１Ｅ４重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３２）、ＶＨ１Ｆ６重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３３）、３Ｃ−Ｈ２重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３４）、およびＶＨ１−Ｄ２．Ｎ重鎖可変領域ＣＤＲ（配列番号３５）のうちの１つ以上を含むたんぱく質が挙げられる。
用語「ヒトＴＮＦα」（本明細書において、ｈＴＮＦαと略され、あるいは単にｈＴＮＦと略される）は、１７ｋＤの分泌型および２６ｋＤの膜結合型（その生物学的活性型が、非共有結合した１７ｋＤの分子の三量体で構成されている）として存在するヒトサイトカインを指す。ｈＴＮＦαの構造は、例えばＰｅｎｎｉｃａ，Ｄ．他のＮａｔｕｒｅ ３１２：７２４−７２９（１９８４）、Ｄａｖｉｓ，Ｊ．Ｍ．他のＢｉｏｃｈｅｍ．２６：１３２２−１３２６（１９８７）、およびＪｏｎｅｓ，Ｅ．Ｙ．他のＮａｔｕｒｅ ３３８：２２５−２２８（１９８９）にさらに説明されている。用語「ヒトＴＮＦα」は、標準的な組み換え発現方法によって作成でき、あるいは市場で購入（Ｒ＆Ｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ、カタログ番号２１０−ＴＡ、Ｍｉｎｎｅａｐｏｌｉｓ、ミネソタ州）することができる組み換えヒトＴＮＦα（ｒｈＴＮＦα）を含む。ＴＮＦαは、ＴＮＦとも称される。
用語「ＴＮＦα阻害剤」は、ＴＮＦαの活性を阻害する薬剤を指す。この用語は、本明細書ならびに米国特許第６，０９０，３８２号明細書、第６，２５８，５６２号明細書、第６，５０９，０１５号明細書、第７，２２３，３９４号明細書、および第６，５０９，０１５号明細書に記載の抗ＴＮＦαヒト抗体（本明細書において、ＴＮＦα抗体と入れ換え可能に使用される）および抗体部分の各々も含む。一実施形態においては、本発明において使用されるＴＮＦα阻害剤が、インフリキシマブ（米国特許第５，６５６，２７２号明細書に記載のＲｅｍｉｃａｄｅ（Ｒ）、Ｊｏｈｎｓｏｎ ａｎｄ Ｊｏｈｎｓｏｎ）、ＣＤＰ５７１（ヒト化モノクローナル抗ＴＮＦα ＩｇＧ４抗体）、ＣＤＰ ８７０（ヒト化モノクローナル抗ＴＮＦα抗体フラグメント）、抗ＴＮＦ ｄＡｂ（Ｐｅｐｔｅｃｈ）、ＣＮＴＯ １４８（ゴリムマブ、Ｃｅｎｔｏｃｏｒ（国際公開第０２／１２５０２号ならびに米国特許第７，５２１，２０６号明細書および米国特許第７，２５０，１６５号明細書を参照））、およびアダリムマブ（米国特許第６，０９０，３８２号明細書にＣ２Ｅ７として記載のＨＵＭＩＲＡ（Ｒ）、Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）など、抗ＴＮＦα抗体またはそのフラグメントである。本発明において使用することができるさらなるＴＮＦ抗体が、米国特許第６，５９３，４５８号明細書、第６，４９８，２３７号明細書、第６，４５１，９８３号明細書、および第６，４４８，３８０号明細書に記載されている。他の実施形態においては、ＴＮＦα阻害剤が、例えばエタネルセプト（国際公開第９１／０３５５３号および国際公開第０９／４０６４７６号に記載のＥｎｂｒｅｌ（Ｒ）、Ａｍｇｅｎ）などのＴＮＦ融合たんぱく質である。別の実施形態においては、ＴＮＦα阻害剤が、組み換えＴＮＦ結合たんぱく質（ｒ−ＴＢＰ−Ｉ）（Ｓｅｒｏｎｏ）である。
一実施形態においては、用語「ＴＮＦα阻害剤」が、インフリキシマブを除外する。一実施形態においては、用語「ＴＮＦα阻害剤」が、アダリムマブを除外する。他の実施形態においては、用語「ＴＮＦα阻害剤」が、アダリムマブおよびインフリキシマブを除外する。
一実施形態においては、用語「ＴＮＦα阻害剤」が、エタネルセプトを除外し、さらに随意によりアダリムマブ、インフリキシマブ、ならびにアダリムマブおよびインフリキシマブを除外する。
一実施形態においては、用語「ＴＮＦα抗体」が、インフリキシマブを除外する。一実施形態においては、用語「ＴＮＦα抗体」が、アダリムマブを除外する。他の実施形態においては、用語「ＴＮＦα抗体」が、アダリムマブおよびインフリキシマブを除外する。
用語「抗体」は、２本の重鎖（Ｈ）および２本の軽鎖（Ｌ）がジスルフィド結合によって相互に連結している４本のポリペプチド鎖から一般的に構成される免疫グロブリン分子を指す。各々の重鎖は、重鎖可変領域（本明細書において、ＨＣＶＲまたはＶＨと略される）および重鎖定常領域で構成される。重鎖定常領域は、３つのドメインＣＨ１、ＣＨ２、およびＣＨ３で構成される。各々の軽鎖は、軽鎖可変領域（本明細書において、ＬＣＶＲまたはＶＬと略される）および軽鎖定常領域で構成される。軽鎖定常領域は、１つのドメインＣＬで構成される。ＶＨおよびＶＬ領域を、相補性決定領域（ＣＤＲ）と称され、フレームワーク領域（ＦＲ）と称される変化の少ない領域を散在させてなる超可変性の領域へとさらに分割することができる。各々のＶＨおよびＶＬが、３つのＣＤＲおよび４つのＦＲで構成され、これらＣＤＲおよびＦＲが、アミノ末端からカルボキシ末端へとＦＲ１、ＣＤＲ１、ＦＲ２、ＣＤＲ２、ＦＲ３、ＣＤＲ３、ＦＲ４の順序で配置されている。本発明の抗体は、米国特許第６，０９０，３８２号明細書、第６，２５８，５６２号明細書、および第６，５０９，０１５号明細書にさらに詳しく記載されている。
抗体の用語「抗原結合部分」（または、単に「抗体部分」）は、抗原（例えば、ｈＴＮＦα）に特異的に結合する能力を保持する抗体の１つ以上のフラグメントを指す。完全長抗体のフラグメントが、抗体の抗原結合機能を果たすことができる。抗体の「抗原結合部分」という用語に包含される結合フラグメントの例として、（ｉ）ＶＬ、ＶＨ、ＣＬ、およびＣＨ１ドメインからなる一価のフラグメントであるＦａｂ断片、（ｉｉ）ヒンジ領域においてジスルフィド架橋によって結び付けられた２つのＦａｂフラグメントを含む二価のフラグメントであるＦ（ａｂ’）２フラグメント、（ｉｉｉ）ＶＨおよびＣＨ１ドメインからなるＦｄフラグメント、（ｉｖ）抗体の単一のアームのＶＬおよびＶＨドメインからなるＦｖフラグメント、（ｖ）ＶＨまたはＶＬドメインからなるｄＡｂフラグメント（Ｗａｒｄ他のＮａｔｕｒｅ ３４１：５４４−５４６（１９８９））、（ｖｉ）単離相補性決定領域（ＣＤＲ）、および（ｖｉｉ）複可変領域型免疫グロブリン（ＤＶＤ−Ｉｇ）が挙げられる。さらに、Ｆｖフラグメントの２つのドメインＶＬおよびＶＨは別々の遺伝子によってコードされるが、これらを組み換え法を用いてＶＬおよびＶＨ領域がペアとなって一価の分子を形成する単一のたんぱく鎖（１本鎖Ｆｖ（ｓｃＦｖ）として知られる）とすることができる合成リンカによって結合させることができる（例えば、Ｂｉｒｄ他のＳｃｉｅｎｃｅ ２４２：４２３−４２６（１９８８）およびＨｕｓｔｏｎ他のＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ ＵＳＡ ８５：５８７９−５８８３（１９８８）を参照）。このような１本鎖の抗体も、抗体の「抗原結合部分」という用語に包含される。ダイアボディなどの１本鎖の抗体の他の形状も、やはり包含される。ダイアボディは、ＶＨおよびＶＬドメインを１本のポリペプチド鎖上に、しかしながら同じ鎖上で２つのドメイン間のペアリングを形成させるには短すぎるリンカを用いて発現させることで、これらのドメインを別の鎖の相補性ドメインとペアにして２つの抗原結合部位を生成してなる価の二特異性抗体である（例えば、Ｈｏｌｌｉｇｅｒ他のＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ９０：６４４４−６４４８（１９９３）およびＰｏｌｊａｋ他のＳｔｒｕｃｔｕｒｅ ２：１１２１−１１２３（１９９４）を参照）。本発明の抗体部分は、米国特許第６，０９０，３８２号明細書、第６，２５８，５６２号明細書、および第６，５０９，０１５号明細書にさらに詳しく記載されている。
用語「組み換えヒト抗体」という用語には、宿主細胞に遺伝子移入された組み換え発現ベクタを用いて発現させた抗体（さらには後述）、組み換え体から単離された抗体、コンビナトリアルヒト抗体ライブラリ（さらには、後述）、ヒト免疫グロブリン遺伝子に対してトランスジェニックである動物（例えば、マウス）から単離された抗体（例えば、Ｔａｙｌｏｒ他のＮｕｃｌ．Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓ．２０：６２８７（１９９２）を参照）、あるいはヒト免疫グロブリン遺伝子配列の他のＤＮＡ配列へのスプライシングを含む任意の他の手段によって作成され、発現させられ、生成され、あるいは単離される抗体など、組み換え手段によって作成され、発現させられ、生成され、あるいは単離されるすべてのヒト抗体を指す。そのような組み換えヒト抗体は、ヒト生殖細胞系免疫グロブリン配列由来の可変領域および定常領域を有する。しかしながら、特定の実施形態においては、そのような組み換えヒト抗体がインビトロ突然変異誘発（または、ヒトＩｇ配列に対してトランスジェニックである動物が使用される場合、インビボ体細胞突然変異誘発）に供され、したがって組み換え抗体のＶＨおよびＶＬ領域のアミノ酸配列が、ヒト生殖細胞系列のＶＨおよびＶＬ配列に由来し、それらに関係しているが、インビボのヒト抗体生殖細胞系列のレパートリに元来は存在し得ない配列である。
そのようなキメラ、ヒト化、ヒト、および二重特異性抗体を、例えばＰＣＴ国際出願ＰＣＴ／ＵＳ８６／０２２６９号明細書、欧州特許出願第１８４，１８７号明細書、欧州特許出願第１７１，４９６号明細書、欧州特許出願第１７３，４９４号明細書、国際公開第８６／０１５３３号、米国特許第４，８１６，５６７号明細書、欧州特許出願第１２５，０２３号明細書、Ｂｅｔｔｅｒ他のＳｃｉｅｎｃｅ ２４０：１０４１−１０４３（１９９８）、Ｌｉｕ他のＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８４：３４３９−３４４３（１９８７）、Ｌｉｕ他のＪ．Ｉｍｍｕｎｏｌ．１３９：３５２１−３５２６（１９８７）、Ｓｕｎ他のＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８４：２１４−２１８（１９８７）、Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ他のＣａｎｃｅｒ Ｒｅｓ．４７：９９９−１００５（１９８７）、Ｗｏｏｄ他のＮａｔｕｒｅ ３１４：４４６−４４９（１９８５）、Ｓｈａｗ他のＪ．Ｎａｔｌ．Ｃａｎｃｅｒ Ｉｎｓｔ．８０：１５５３−１５５９（１９８８）、ＭｏｒｒｉｓｏｎのＳｃｉｅｎｃｅ ２２９：１２０２−１２０７（１９８５）、Ｏｉ他のＢｉｏＴｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ４：２１４（１９８６）、米国特許第５，２２５，５３９号明細書、Ｊｏｎｅｓ他のＮａｔｕｒｅ ３２１：５５２−５２５（１９８６）、Ｖｅｒｈｏｅｙａｎ他のＳｃｉｅｎｃｅ ２３９：１５３４（１９８８）ならびにＢｅｉｄｌｅｒ他のＪ．Ｉｍｍｕｎｏｌ．１４１：４０５３−４０６０（１９８８）、Ｑｕｅｅｎ他のＰｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．ＵＳＡ ８６：１００２９−１００３３（１９８９）、米国特許第５，５３０，１０１号明細書、米国特許第５，５８５，０８９号明細書、米国特許第５，６９３，７６１号明細書、米国特許第５，６９３，７６２号明細書、国際公開第９０／０７８６１号、および米国特許第５，２２５，５３９号明細書に記載の方法を使用して、技術的に公知の組み換えＤＮＡ技術によって生成することができる。
用語「単離抗体」は、異なる抗原特異性を有する他の抗体を実質的に含まない抗体を指す（例えば、ｈＴＮＦαに特異的に結合し、ｈＴＮＦα以外の抗原に特異的に結合する抗体を実質的に含まない単離抗体）。ｈＴＮＦαに特異的に結合する単離抗体が、他の種からのＴＮＦα分子など、他の抗原に対する交差反応性を有してもよい。さらに、単離抗体は、他の細胞物質および／または化学物質を実質的に含まなくてよい。
用語「中和抗体」（または、「ｈＴＮＦα活性を中和した抗体」）は、ｈＴＮＦαに結合するとｈＴＮＦαの生物学的活性を阻害する抗体を指す。ｈＴＮＦαの生物学的活性のこの阻害を、ｈＴＮＦαによる細胞毒性（インビトロまたはインビボ）、ｈＴＮＦαによる細胞活性化、およびｈＴＮＦα受容体へのｈＴＮＦαの結合など、ｈＴＮＦαの生物学的活性の１つ以上の大きさを測定することによって評価することができる。ｈＴＮＦαの生物学的活性のこれらの大きさを、当分野で公知のいくつかの標準的なインビトロまたはインビボのアッセイ（米国特許第６，０９０，３８２号明細書を参照）のうちの１つ以上によって評価することができる。好ましくは、ｈＴＮＦα活性を中和する抗体の能力が、Ｌ９２９細胞のｈＴＮＦαによる細胞毒性の阻害によって評価される。ｈＴＮＦα活性のさらなるパラメータまたは別のパラメータとして、ｈＴＮＦαによる細胞活性化の尺度としてのＨＵＶＥＣでのＥＬＡＭ−１のｈＴＮＦαによる発現に対する抗体の阻害能力を評価することができる。
用語「表面プラズモン共鳴」は、例えばＢＩＡｃｏｒｅシステム（Ｐｈａｒｍａｃｉａ Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ ＡＢ、Ｕｐｐｓａｌａ、ＳｗｅｄｅｎおよびＰｉｓｃａｔａｗａｙ、ＮＪ）を使用してバイオセンサマトリックス内のたんぱく質濃度の変化を検出することによってリアルタイムの生物特異的相互作用の分析を可能にする光学的現象を指す。さらなる説明については、米国特許第６，２５８，５６２号明細書の実施例１、ならびにＪｏｅｎｓｓｏｎ他のＡｎｎ．Ｂｉｏｌ．Ｃｌｉｎ．５１：１９（１９９３）、Ｊｏｎｓｓｏｎ他のＢｉｏｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ １１：６２０−６２７（１９９１）、Ｊｏｈｎｓｓｏｎ他のＪ．Ｍｏｌ．Ｒｅｃｏｇｎｉｔ．８：１２５（１９９５）、およびＪｏｈｎｎｓｏｎ他のＡｎａｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．ｌ９８：２６８（１９９１）を参照されたい。
用語「Ｋｏｆｆ」は、抗体／抗原複合体からの抗体の解離についての解離速度定数を指す。
用語「Ｋｄ」は、特定の抗体−抗原相互作用の解離定数を指す。
用語「ＩＣ５０」は、例えば細胞毒性活性の中和など、対象とする生物学的エンドポイントの抑制に必要な阻害剤の濃度を指す。
用語「用量」または「投与量」は、好ましくは本発明の自動注射装置を使用して患者へと投与される物質（例えば、ＴＮＦα阻害剤）の量を指す。一実施形態においては、容量が、例えば２０ｍｇ、３０ｍｇ、４０ｍｇ、５０ｍｇ、６０ｍｇ、７０ｍｇ、８０ｍｇ、９０ｍｇ、１００ｍｇ、１１０ｍｇ、１２０ｍｇ、１３０ｍｇ、１４０ｍｇ、１５０ｍｇ、および１６０ｍｇなどの有効量のＴＮＦα阻害剤アダリムマブを含む。
「投薬」は、治療の目的（例えば、関節リウマチの治療）を達成するために物質（例えば、抗ＴＮＦα抗体）を投与することを指す。
用語「投薬計画」は、例えば第０週に第１の用量のＴＮＦα阻害剤を投与した後で隔週の投薬計画にて第２の用量のＴＮＦα阻害剤を投与するなど、ＴＮＦα阻害剤などの物質についての治療スケジュールを表わし、例えば長期間にわたり、さらには／あるいは治療の経過の全体にわたる治療スケジュールを表わす。
用語「隔週投薬計画」、「隔週投薬」、および「隔週投与」は、例えば一連の治療を通じて治療の目的を達成するために患者へと物質（例えば、抗ＴＮＦα抗体）を投与する時間経過を指す。隔週投薬計画は、毎週投薬計画は含まない。好ましくは、物質が、９〜１９日ごと、より好ましくは１１〜１７日ごと、さらに好ましくは１３〜１５日ごと、最も好ましくは１４日ごとに投与される。一実施形態においては、隔週投薬計画は、治療の第０週に患者において開始される。別の実施形態においては、隔週投薬計画において維持用量が投与される。一実施形態においては、負荷用量および維持用量の両方が、隔週投薬計画に従って投与される。一実施形態においては、隔週投薬が、第０週から開始されて隔週で患者へとＴＮＦα阻害剤の用量が投与される投薬計画を含む。一実施形態において、隔週投薬は、ＴＮＦα阻害剤の用量が所与の期間（例えば、４週間、８週間、１６週間、２４週間、２６週間、３２週間、３６週間、４２週間、４８週間、５２週間、５６週間、など）にわたって連続的に隔週で患者へと投与される投薬計画を含む。隔週投薬の方法は、米国特許出願公開第２００３／０２３５５８５号明細書にも記載されている。
「第１の薬剤の第２の薬剤との併用」という表現における用語「併用」は、第１の薬剤および第２の薬剤の同時投与を含み、そのような同時投与において、例えば第１および第２の薬剤を同じ医薬的に許容可能な担体に溶かすことができ、あるいはそのような担体において互いに混ぜ合わせることができ、もしくは第１の薬剤の投与に続いて第２の薬剤を投与することができ、あるいは第２の薬剤の投与に続いて第１の薬剤を投与することができる。
「同時療法」という表現における用語「同時」は、或る薬剤を第２の薬剤の存在下で投与することを含む。「同時療法」は、第１、第２、第３、またはさらなる物質を同時投与する方法を含む。さらに、同時療法は、第１またはさらなる薬剤が第２の物質またはさらなる物質の存在下で投与される方法（第２またはさらなる薬剤は、例えば先に投与されていてよい）を含む。同時療法を、異なる患者によって段階的に実行することができる。例えば、或る者が患者へと第１の薬剤を投与でき、第２の者が同じ患者へと第２の薬剤を投与でき、これらの投与段階を、第１の物質（およびさらなる物質）が第２の物質（およびさらなる物質）の存在下での事後投与である限りにおいて、同時またはほぼ同時に、あるいは時間を空けて実行することができる。行為者および患者は、同じ存在（例えば、ヒト）であってよい。
用語「併用療法」は、２つ以上の治療物質（例えば、抗ＴＮＦα抗体および別の薬物）の投与を指す。別の薬物は、抗ＴＮＦα抗体の投与と同時に投与されても、抗ＴＮＦα抗体の投与の前または後に投与されてもよい。
用語「治療」は、ＴＮＦαが有害である疾患（例えば、関節リウマチ）など、疾患の治療のための治療的処置ならびに予防または抑制の手段を指す。
用語「患者」または「ユーザ」は、典型的な自動注射装置を使用して物質を注射することができるあらゆる種類の動物、ヒト、または非ヒトを指す。
用語「自動注射装置」または「自動注射器」は、患者が１回分用量の物質（液状の薬剤など）を自身で投与することを可能にする装置を指し、ここで自動注射装置は、発射機構アセンブリを係合している場合に注射によって患者の体内へと物質を自動的に送り出すための発射機構アセンブリの注射による、標準的なシリンジとは相違する。典型的な実施形態においては、自動注射装置を患者の体に装着することが可能である。
用語「発射機構」は、発射係合機構による係合時に自動注射装置に含まれる物質を患者の体内へと自動的に届ける機構を指す。発射係合機構は、これに限られるわけではないが、患者が発射機構を作動させるべく押すことができる作動ボタンなど、発射機構に係合して発射機構を作動させる任意の種類の機構であってよい。
用語「発射力」（または、「ＦｔＦ」）は、装置に含まれる物質を吐き出すべく発射機構を作動させるために自動注射装置の発射係合機構へともたらさなければならない最小の力を指す。必要とされるＦｔＦ以上の力を発射係合機構へと送り出すことで、発射係合機構が、装置から物質を吐き出させるべく発射機構を作動させる。ＦｔＦを、発射係合機構へと患者が手作業でもたらしても、あるいはアクチュエータ機構によって自動的にもたらしてもよい。自動注射装置の典型的なＦｔＦは、約５Ｎ〜約２５Ｎの範囲であってよい。自動注射装置の他の典型的なＦｔＦは、約１０Ｎ〜約１５Ｎの範囲であってよい。自動注射装置の他の典型的なＦｔＦは、約８Ｎ〜約１２Ｎの範囲であってよい。自動注射装置の別の典型的なＦｔＦは、約２５Ｎの最小値を有する。自動注射装置の他の典型的なＦｔＦは、約２５Ｎの最大値を有する。
用語「曲げ弾性率（ｆｌｅｘｕｒａｌ ｍｏｄｕｌｕｓ）」（あるいは、「ｆｌｅｘ ｍｏｄｕｌｕｓ」または「ｆｌｅｘｕｒａｌ ｍｏｄｕｌｕｓ ｏｆ ｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ」）は、材料の弾性限界の範囲内における材料の最大ひずみに対する最大応力の比を指し、曲げ試験において得られる応力−ひずみ線図から決定される。材料の曲げ弾性率は、材料の弾性の大きさであり、あるいは材料の変形およびその後の元の形状への復帰の能力の大きさである。
用語「タブ付き足」または「タブ足」は、シリンジプランジャの分岐した端部の一方または両方のアームに取り付けられ、あるいはそのようなアームから半径方向に突き出しており、発射係合機構に接触および係合するように構成されている材料を指す。
用語「初期接触面」（または、「ＩＣＳ」）は、シリンジプランジャの分岐した端部に形成されたタブ付き足の外表面の一部分を指す。ＩＣＳは、タブ付き足の上面とタブ付き足の二次接触面（ＳＣＳ）との間に形成され、発射係合機構（例えば、作動ボタン）と接触するように構成されている。
用語「二次接触面」（または、「ＳＣＳ」）は、シリンジプランジャの分岐した端部に形成されたタブ付き足の外表面の一部分を指す。ＳＣＳは、タブ付き足のＩＣＳとタブ付き足の下面との間に形成される。
用語「初期接触面角度」または「ＩＣＳ角度」は、ＩＣＳがプランジャアームの長手軸に対して形成する角度を指す。
用語「初期接触面長さ」または「ＩＣＳ長さ」は、ＩＣＳとＳＣＳとの間の移行の点において長手軸を横切る軸に沿って測定されるタブ付き足の長さを指す。
用語「プランジャアーム幅」は、シリンジプランジャの分岐した端部のアームの間の距離を指す。
用語「プランジャベースブリッジ角度」または「ＰＢＢ角度」は、シリンジプランジャの分岐した端部のアームの間に形成される角度を指す。例えば、０°のＰＢＢ角度は、プランジャアームが互いに平行であることを意味する。ＰＢＢ角度が大きくなるとプランジャアーム幅が大きくなり、ＰＢＢ角度が小さくなるとプランジャアーム幅が小さくなる点で、ＰＢＢ角度とプランジャアーム幅との間には、直接的な関係が存在する。
用語「プレ充てんシリンジ／装置」は、患者への物質の投与の直前の物質で満たされたシリンジ／装置を指し、あるいは物質で満たされ、このあらかじめ満たされた状態で患者への物質の投与までの期間について保管されるシリンジ／装置を指す。
用語「熱可塑性材料」は、加熱されたときに軟化または溶解し、冷えたときに硬化して剛体化する能力を有する材料を指す。熱可塑性材料は、充分に加熱されたときに液体の状態または溶融した状態へと変化し、充分に冷えたときにきわめてガラス質の状態へと固まるポリマーである。熱可塑性材料は、知覚可能な化学的変化を被ることなく、繰り返しの融解および冷却が可能である。
大部分の熱可塑性材料は、その鎖が弱いファンデルワールス力（ポリエチレン）、より強力な双極子間相互作用および水素結合（ナイロン）、または芳香環の積み重ね（ポリスチレン）によって結び付いている高分子量のポリマーである。熱可塑性ポリマーは、再び溶かして成型することができる点で、熱硬化性ポリマー（加硫ゴム）と異なる。
多くの熱可塑性材料は、付加重合体または縮合重合体によって形成される。付加重合体は、多数の単量体が原子または分子の喪失を伴うことなく結合の再配置によって一体に結合する付加反応によって形成されるポリマーである。典型的な付加重合体として、これに限られるわけではないが、ポリエチレンおよびポリプロピレンなどのビニル鎖成長ポリマーが挙げられる。縮合重合体は、ポリマーの形成時に分子（通常は、水）が失われる縮合反応によって形成されるポリマーである。
用語「熱硬化性材料」は、最初に加熱されたときに軟化し、その後に堅い恒久的な形状へと固化（多くの場合、架橋）するポリマー材料を指す。熱硬化性材料は、後に熱を加えても軟化させることができず、再加工は不可能である。
熱硬化性材料は、不可逆に硬化するポリマー材料である。硬化を、化学反応（例えば、２成分エポキシ）または照射（例えば、電子ビーム処理）によって熱（一般に、２００℃超）を加えることによって行なうことができる。熱硬化性材料は、熱放射、紫外線（ＵＶ）放射、および／または可視線放射による硬化後、ならびに／あるいは加熱後に互いに架橋する長鎖ポリマーで形成される。硬化のプロセスにより、材料が恒久的に堅い状態になる。熱硬化性プラスチックは、硬化の前は通常は液体または可鍛性であり、最終的な形状へと成型されるように設計され、あるいは接着剤として使用されるように設計されているポリマー材料である。いくつかの熱硬化性プラスチックは、半導体および集積回路において典型的に使用される成型用化合物と同様に、固体である。
注射の「遅配」という用語は、装置の発射係合機構（例えば、作動ボタン）の作動後に自動注射装置から送り出される治療薬について、許容範囲を超える注射の遅延を引き起こし、あるいは治療薬の送出の不履行を引き起こす発射ミスまたは発射失敗を指す。典型的な実施形態においては、許容可能な遅延が、約０〜約３秒の範囲であってよい。３秒を超える遅延が、自動注射装置の発射ミスである。
用語「変位」または「実変位」は、自動注射装置の発射のための装置の発射係合機構（例えば、作動ボタン）の押し込み力または発射係合機構の出発位置に対する押し込み距離を指す。
用語「しきい値変位」は、発射の際に発射係合機構（例えば、作動ボタン）を押すべく加えられる変位であって、それ以上であれば注射の遅配が見られない最小の変位を指す。典型的な実施形態においては、しきい値変位を、自動注射装置の発射を生じさせるために必要な作動ボタンの出発位置に対する押し込みの距離として提示することができる。典型的な実施形態においては、自動注射装置の作動ボタンがしきい値変位の値以上の距離にわたって押し込まれた場合に、自動注射装置がいかなる注射の遅延にも直面することがない。典型的な実施形態においては、自動注射装置の作動ボタンの押し込みの距離がしきい値変位の値よりも小さい場合、自動注射装置が、注射の遅配に直面する可能性がある。
用語「遠位」は、典型的な自動注射装置を注射または注射の模擬のために患者に対して保持したときに患者の体の注射部位から最も遠い装置の部位、端部、または部品を指す。
用語「近位」は、典型的な自動注射装置を注射または注射の模擬のために患者に対して保持したときに患者の体の注射部位に最も近い装置の部位、端部、または部品を指す。
ＩＩ．典型的な自動注射装置
典型的な実施形態を、以下で特定の例示の実施形態を参照して説明する。典型的な実施形態が、液状薬剤の１回分の用量の注射を送り出すための自動注射装置の使用に関して説明されるが、当業者であれば、典型的な実施形態が例示の実施形態に限られず、典型的な自動注射装置を任意の適切な物質を患者へと注射するために使用できることを、理解できるであろう。さらに、典型的な自動注射装置の構成要素ならびに典型的な自動注射装置の製作および使用の方法も、後述される例示の実施形態に限られない。
図１および図２が、１回分用量の物質（液状の薬物など）を患者へと注射するために適した典型的な自動注射装置１０を示している。
図１は、ハウジングの近位端および遠位端を覆うキャップが取り外された状態の典型的な自動注射装置１０の斜視図を示している。
図２は、ハウジングの近位端および遠位端にキャップが取り付けられた状態の図１の典型的な自動注射装置１０の斜視図を示している。
図１を参照すると、自動注射装置１０は、患者の体内へと注射されるべき１回分の用量を含むことができるシリンジなどの容器を収容するためのハウジング１２を備えている。ハウジング１２は、好ましくは管状の構成を有するが、ハウジング１２が、シリンジまたは他の容器を収容するために適した任意のサイズ、形状、および構成を有してよいことを、当業者であれば理解できるであろう。典型的な実施形態を、ハウジング１２内に取り付けられるシリンジに関して説明するが、自動注射装置１０が、物質の収容および送出のために任意の適切な容器を使用してよいことを、当業者であれば理解できるであろう。
典型的なシリンジは、好ましくは、詳しくは後述されるようにハウジング１２内にスライド可能に取り付けられる。装置が非作動位置にあるとき、シリンジはハウジング１２に覆われ、ハウジング１２内に引っ込められている。装置１０の作動時に、シリンジの針がハウジング１２の第１の近位端２０から突き出し、シリンジから患者の体内へと物質の排出を可能にする。図示のとおり、ハウジング１２の第１の近位端２０は、装置１０の作動時にシリンジの針を突き出させる開口２８を備えている。
さらに図１を参照すると、ハウジング１２の第２の遠位端３０が、発射機構を作動させるための発射係合機構（例えば、作動ボタン３２）を備えている。さらにハウジング１２は、シリンジをハウジング１２に覆われた位置から突出位置へと移動させ、次いで物質をシリンジから患者の体内へと吐き出させる発射機構（例えば、１つ以上のアクチュエータ、または１つ以上のバイアス／付勢部材）も収容する。
さらに、典型的な自動注射装置１０は、注射まで針の露出を防止すべくハウジング１２の第１の端部２０を覆うための第１の着脱式キャップ２４（または、針キャップ）を備えることができる。図示の実施形態においては、第１のキャップ２４が、装置１０を作動させる患者の準備ができるまで装置１０のキャップ２４を固定し、さらには／あるいは結合させておくためのボス２６を備えることができる。あるいは、第１のキャップ２４が、ねじ山部を備えることができ、開口２８のハウジング１２の内表面が、ねじ山を備えることができる。任意の適切な結合の機構を、典型的な実施形態の教示に従って使用することができる。
さらに、ハウジング１２およびキャップ２４、３４は、自動注射装置１０の使用を容易にするためのグラフィック、記号、および／または数字を備えることができる。例えば、図２に示されるように、ハウジング１２が、どのように装置１０を患者に対して保持すべきか（すなわち、第１の端部２０を注射の部位に隣接させる）を示すために、装置１０の第１の端部２０に向かう矢印１２５を外表面に備える。さらに、図示の自動注射装置１０を使用する注射の準備およびその後の注射において、患者に装置の第１のキャップ２４を最初に取り外すべきであることを知らせるために、第１のキャップ２４に「１」との標記が施され、第１のキャップ２４の取り外し後に第２のキャップ３４を取り外すべきであることを知らせるために、第２のキャップに「２」との標記が施される。自動注射装置１０が、患者への指示を容易にするための任意の適切なグラフィック、記号、および／または数字を有することができ、あるいは自動注射装置がそのようなグラフィック、記号、および／または数字を備えなくてもよいことを、当業者であれば理解できるであろう。
図２に示されるとおり、ハウジング１２の第１の端部２０は、第２の端部３０よりも大きな直径を有することができる。第２のキャップ３４を受け入れ、ハウジングの第２の端部３０への第２のキャップ３４の着座を容易にするために、２つの直径の間の変わり目に段差２９を形成することができる。
さらに、ハウジング１２は、好ましくは患者がハウジング１２内に収容されたシリンジの中身を眺めることができるよう、表示窓１３０をさらに備えることができる。窓１３０は、ハウジング１２の側壁の開口を含むことができ、あるいは装置１０の内部の観察を可能にするためのハウジング１２内に透明な材料を含むことができる。
ハウジング１２を、これらに限られるわけではないが、プラスチックおよび他の公知の材料など、任意の適切な外科用の材料で形成することができる。
図３〜図５（先行技術）が、典型的な自動注射装置１０の内部の構成部品の概略図である。
図３（先行技術）が、使用前の典型的な自動注射装置の概略の断面図を示している。
図４（先行技術）が、動作の中間段階における図３の典型的な自動注射装置の概略の断面図を示している。
図５（先行技術）が、動作の注射後段階における図３および図４の典型的な自動注射装置の概略の断面図を示している。
さらに図３〜図５を参照すると、物質用のシリンジ５０または他の適切な容器が、ハウジング１２の内部に配置されている。典型的なシリンジ５０は、患者の体内へと注射すべき液状の１回分用量の液状物質を保持するための中空な胴部５３を備えることができる。典型的な胴部５３は、実質的に円筒形であるが、胴部５３が任意の適切な形状または構成を有してよいことを、当業者であれば理解できるであろう。栓５４として図示されているシールが、該用量を胴部５３に封じている。さらにシリンジ５０は、栓５４へと圧力を加えることによって物質を排出させることができる中空針５５を、胴部５３へと接続し、胴部５３と流体連通させて備えることができる。中空針５５は、胴部５３の第１の近位端５３ａから延びている。胴部５３の第２の遠位端５３ｂは、後述のようにハウジング１２のストッパ（概念的に１２３として示されている）に当接してハウジング１２におけるシリンジ５０の移動を制限するためのフランジ５６または他の適切な機構を備えている。典型的な実施形態が、図示のシリンジ５０の実施形態に限られず、注射すべき１回分の用量を収容するための任意の適切な容器を、典型的な実施形態の教示に従って使用できることを、当業者であれば理解できるであろう。
典型的な実施形態においては、針５５が、固定された２７ゲージの１／２インチの針であってよい。典型的な中空針５５の先端は、挿入を容易にするためのいくつかの斜面（例えば、５つの斜面）を備えることができる。しかしながら、針５５は、患者の体へと物質を届けるべく患者の皮膚を貫くために適した任意の適切なサイズ、形状、および構成を有することができ、図示の実施形態には限られない。適切な針の種類は、当分野で周知である。
図３〜図５に示した自動注射装置１０は、シリンジ５０内に含まれる用量を患者の体内へと注射すべくシリンジ５０を選択的に移動および作動させるための典型的なシリンジアクチュエータ７０（プランジャとして示されている）を備えることができる。典型的な実施形態においては、プランジャ７０の重さが、約１．９３グラムよりも大きくてよい。別の典型的な実施形態においては、プランジャ７０の重さが、約１．９３グラムから約２．０２グラムの間であってよい。
典型的なプランジャ７０は、針５５から用量を吐き出させるべく栓５４に圧力を選択的に加えるために、栓５４に一体化された（例えば、栓５４に接続され、さらには／あるいは栓５４と流体連通した）第１の端部７１ａを有するロッド部７１を備えることができる。プランジャ７０は、フランジ付きの第２の端部７２を備えることができる。典型的な実施形態においては、プランジャ７０が、図３〜図５に示した構成部品よりも多数の構成部品を含むことができる。典型的な実施形態においては、装置１０が、図３〜図５に示したアクチュエータよりも多数または少数のアクチュエータを備えることができる。
プランジャ７０を、コイルばね８８として図示され、プランジャ７０のフランジ付きの第２の端部７２の周囲または上方に配置されている第１の付勢機構によって、装置１０の第１の端部２０に向かって前方へと付勢することができる。コイルばね８８の近位端８８ａを、プランジャ７０に選択的に圧力を加え、プランジャ７０を近位側へと移動させるために、プランジャ７０のフランジ付きの第２の端部７２に当接させることができる。あるいは、プランジャ７０が、ばね８８の中央を貫いて延びてもよい。
図３に示されるとおり、装置１０の使用前には、コイルばね８８（または、他の適切な機構）をプランジャ７０とハウジング１２との間で圧縮し、エネルギを蓄えることができる。作動ボタン３２などの任意の適切な駆動手段によって作動させることができるトリガ９１が、作動ボタン３２が作動させられるまで、プランジャ７０および第１の付勢機構８８を、引き込まれて固定された状態に保つことができる。トリガ９１が、プランジャ７０のフランジ付きの第２の端部７２を固定することができる。作動ボタン３２または他の駆動手段が作動させられると、トリガ９１がプランジャ７０のフランジ付きの第２の端部７２を解放し、コイルばね８８がプランジャ７０を装置１０の第１の端部に向かって前進させることができる。
典型的なコイルばね８９として示されている第２の付勢機構が、図３に示されるとおり、使用前において、シリンジ５０をハウジング１２内に引き込まれた状態に保持することができる。引き込まれた状態において、針５５を、好ましくはハウジング１２内に完全に収めることができる。典型的なシリンジコイルばね８９を、胴部５３の近位部分の周囲に配置でき、ハウジングの内側に形成された棚状部１２１に着座させることができる。コイルばね８９の上端を、シリンジ５０のフランジ付きの第２の端部５６に当接させることができる。第２の付勢機構８９のばね力が、シリンジ５０のフランジ付きの第２の端部５６をハウジング１２の第１の端部２０から遠ざかるように押し、シリンジ５０を作動時まで引き込まれた位置に保持することができる。装置１０の他の構成部品も、シリンジ５０をハウジング１２に対して位置決めすることができる。
第１の付勢機構８８および第２の付勢機構８９は、装置の特定の構成部品の付勢に使用するために適した任意の適切な構成および張力を有することができる。例えば、第１の付勢機構８８は、解放されたときにプランジャ７０およびシリンジ５０を前方へと移動させるために適した任意の適切なサイズ、形状、エネルギ、および特性を有することができる。第２の付勢機構８９は、作動までシリンジ５０を引き込んでおくために適した任意の適切なサイズ、形状、エネルギ、および特性を有することができる。プランジャ７０および／またはシリンジ５０の移動を容易にするための他の適切な手段も、使用可能である。
さらに図３〜図５の例示の実施形態を参照すると、プランジャ７０は、例えばプランジャ７０の真ん中に、半径方向に圧縮することができる典型的な広がり部７６を備えることができる。図示の実施形態においては、ロッド７１を、例えば中央部において割り、半径方向に圧縮することができる広がり部７６を定める１対の突き出しエルボ７８を形成するように広げることができる。突き出しエルボ７８を、成型によるプランジャ７０の一部としてあらかじめ形成することができ、あるいは代案として、プランジャ７０に別途取り付けてもよい。突き出しエルボ７８は、ロッド７１の該当の部位がロッド７１の残りの部分と同様の外周となるように、半径方向内側へと移動させることができるように圧縮可能であってよい。圧縮可能な広がり部７６は、後述のように、物質の排出へと続くシリンジ５０の２つの実質的に別々の段階での移動を促進する。
図４を参照すると、駆動手段３２０がトリガ９１を動かしてプランジャ７０が解放されると、コイルばね８８のばね力によってプランジャ７０が前方へと（近位方向に）進められる。第１の動作段階において、移動するプランジャ７０が、針５５の先端がハウジング１２の第１の端部２０から突き出すようにシリンジ５０を前方へと押す。第１のコイルばね８８によってもたらされる初期の付勢力は、シリンジ５０を第２のコイルばね８９の後方への付勢力に逆らって移動させることができるよう、第２のコイルばね８９の付勢力に打ち勝つために充分である。第１の動作段階において、突き出しエルボ７８によって形成されたプランジャ７０の広がり領域７６が、胴部５３の第２の端部５６に当接する。これにより、プランジャ７０がシリンジ胴部５３の内側を移動することが防止される。このようにして、第１のコイルばね８８からのすべての付勢力が、シリンジ５０を装置１０の第１の端部２０に向かって前方へと移動させるために加えられる。
駆動手段３２０は、プランジャ７０を解放し、あるいは他の方法で装置１０を作動させるために適した任意の適切なサイズ、形状、構成、および位置を有することができる。例えば、駆動手段３２０は、ハウジング１２の遠位端３０に形成された作動ボタン３２を含むことができ、さらには／あるいはラッチ、ねじり作動スイッチ、および当分野で公知の他の装置など、他の適切な装置を含むことができる。図示の駆動手段３２０は、装置１０の遠位端３０に向かって位置しているが、駆動手段３２０を装置１０上の任意の適切な位置に配置できることを、当業者であれば理解できるであろう。
装置１０の近位端２０へと向かうシリンジ５０の前方移動は、図４に示されるように胴部５３のフランジ付きの端部５６がハウジング１２上の突起またはフランジなどのストッパ１２３に当接することによってストッパ機構５６、１２３が形成されるまで、コイルばね８９の付勢力に逆らって続くことができる。他のストッパ機構も使用可能であり、典型的な実施形態が図示のストッパ機構に限られないことを、当業者であれば理解できるであろう。
さらに図４に示されているとおり、第１の動作段階は、針５５で患者の皮膚を貫くことができるよう、針５５の先端を装置１０の第１の端部２０の開口２８を通って前進させることができる。この段階において、シリンジ胴部５３は、好ましくは針５５を通って物質を吐き出させることなく封じられたままであってよい。ストッパ機構５６、１２３によって引き起こされる干渉により、後の段階において、針５５を装置１０の開いた近位端２８から突き出した所定の位置に保つことができる。ストッパ機構５６、１２３によってシリンジ５０の移動が停止させられるまで、プランジャ７０の圧縮可能な広がり部７６が、胴部５３に対するプランジャ７０の移動を防止することができる。ストッパ機構５６、１２３は、シリンジ５０が注射に適した任意の適切な深さまで皮膚を貫くことができるよう、開いた第１の端部２０に対して任意の適切な位置に位置することができる。
第２の動作段階は、ハウジング１２のストッパ１２３がフランジ付きの部位５６を捕まえ、胴部５３のさらなる移動を停止させた後で始まる。この段階において、依然としてコイルばね８８の付勢力が、図５に示されるようにプランジャ７０をハウジング１２に対して押し続けることができる。この付勢力によって、プランジャ７０のエルボ７８を半径方向内側へと圧縮し、胴部５３の内側へとスライドさせることができる。構成部品１２３および５６の間の干渉によって胴部５３を所定の位置（針５５が露出している）に保持できる一方で、エルボ７８がつぶされた状態にあるため、コイルばね８８が、プランジャ７０を胴部５３へと押し込むことができる。プランジャ７０が、エルボ７８を圧縮して胴部５３へと進入できるようにするために必要な力に打ち勝った後で、プランジャ７０は、栓５４へと圧力を加え、シリンジ５０に含まれる物質を突き出している針５５を通って排出することができる。針５５は、すでに第１の動作段階において患者の皮膚を貫いているため、シリンジ５０の胴部５３に含まれる物質が、患者の体の一部分へと直接注入される。
図６が、シリンジハウジングアセンブリおよび発射機構アセンブリを含む典型的な自動注射装置１０の斜視図を示している。典型的な実施形態において、自動注射装置１０は、連動する２つの構成要素を備えることができ、すなわち装置１０の近位側の部品（例えば、シリンジ胴部５３、コイルばね８９、針５５、および他の近位側の部品）を含むシリンジハウジングアセンブリ１２１と、装置１０の遠位側の部品（例えば、シリンジ５０を駆動するために手段）を含む発射機構アセンブリ１２２とを備えることができる。シリンジハウジングアセンブリ１２１および発射機構アセンブリ１２２を、任意の適切な手段によって結合させることができる。典型的な実施形態においては、発射機構アセンブリ１２２の近位端１２２ａを、シリンジハウジングアセンブリ１２１の遠位端１２１ｂへと挿入されるようなサイズおよび構成にすることができる。さらに、発射機構アセンブリ１２２の近位端１２２ａの１つ以上のタブ１２７を、シリンジハウジングアセンブリ１２２の遠位端１２１ｂの対応する開口１２６にはめ込むことで、２つのアセンブリ１２１、１２２および２つのアセンブリに収容された部品の位置合わせおよび結合を保証することができる。
図７が、図６の典型的な自動注射装置の発射機構アセンブリの斜視図を示している。発射機構アセンブリ１２２は、典型的な作動ボタン３２、典型的なアクチュエータキャップ３４、典型的な遠位側ハウジング構成要素１２ｂ（発射体）、ならびに典型的なコイルばね８８または他の付勢機構を備えることができる。さらに、発射機構アセンブリ１２２は、第１の段階においてハウジング１２の内側でシリンジ５０を前方へと移動させ、第２の段階においてシリンジ５０の中身を吐き出させるべくシリンジ５０を作動させるために、遠位側ハウジング構成要素１２ｂの近位端１２２ａから突き出しているシリンジアクチュエータ（シリンジ駆動部品７００’として図示されている）を備えることができる。
さらに、図２および図８のシリンジ駆動部品７００’は、エルボ７８よりも遠位側の中実なロッド部分７０にインジケータ１９０を備えることができる。装置１０の動作において、注射の完了後に、インジケータ１９０がハウジング１２の窓１３０に位置合わせして、注射が少なくとも途中まで完了したことを示すように構成されている。インジケータ１９０は、好ましくは注射の完了を表わすために識別的な色またはデザインを有している。
図８に示されるように、図示のシリンジ駆動部品７００’は、駆動用のコイルばね８８を駆動まで圧縮された状態に保持するための保持フランジ７２０’をさらに備える。保持フランジ７２０’は、好ましくは装置１０の作動時にシリンジ駆動部品７００’がハウジング１２内をスライドして容易に移動できるようにするサイズ、寸法、および素材である。シリンジ駆動部品７００’は、保持フランジ７２０’から遠位方向に延びる駆動用のコイルばね８８のためのベース７８８’を形成している。ベース７８８’は、トリガ固定部７８９’を終端としている。図示のベース７８８’は、周囲にばね８８が配置される可撓アーム７８８ａ’、７８８ｂ’を備えることができる。トリガ固定部７８９’は、ベース７８８’から延び、固定キャップ１２ｃおよび／または遠位側ハウジング構成要素１２ｂと選択的に係合するように構成されたタブ付き足７８９１’を備えることができる。遠位側ハウジング構成要素１２ｂの遠位端に組み合わせられた作動ボタン３２が、作動までトリガ固定部７８９’を保持するように構成されている。作動時、作動ボタン３２がトリガ固定部７８９’を解放することで、コイルばね８８が上述の動作にてシリンジ駆動部品７００’を装置１０の近位端２０に向かって前進させることができる。
図７および図８に示されている引き込まれた固定位置（図３の概略図に相当する）において、トリガ固定部７８９’がハウジング１２と相互作用し、コイルばね８８の付勢力に逆らってタブ付き足７８９１’を固定位置に保持し、シリンジ駆動部品７００’を引き込まれた位置に保つ。この状態において、フランジ７２０’が、ばね８８を遠位側ハウジング構成要素１２ｂの遠位側の後壁７１２’へと縮める。固定キャップ１２ｃの開口７１３’によって、作動ボタン３２が固定部７８９’へとアクセスすることができる。この引き込まれた位置において、シリンジ駆動部品７００’の押し部７５４’が、遠位側ハウジング構成要素１２ｂの近位端１２２ａの開口２２８から突き出している。
さらに図９を参照すると、遠位側ハウジング構成要素１２ｂが対応するシリンジ駆動機構１２１に組み合わせられるとき、押し部７５４’が、シリンジ駆動機構１２１に収容されたシリンジの胴部へと延びる。押し部７５４’は、装置１０に収容されたシリンジ５０の栓５４と一体であってよく、栓５４と同じであってよく、栓５４に接続されてよく、あるいは他の方法で栓５４と連絡でき、栓５４に圧力を加えるために適した任意の適切なサイズ、形状、および構成を有することができる。一実施形態においては、押し部７５４’が、胴部５３を実質的に封じるよう、対応するシリンジ５０の胴部５３の形状に対応する断面を有し、押し部７５４’が、栓５４へと圧力を加え、シリンジ５０を作動させるために、胴部５３をスライド移動するように構成されている。
図７および図８の例示の実施形態においては、シリンジ駆動部品７００’が、対応するシリンジ５０、ばね８８、および他の構成部品を固定し、シリンジ５０を駆動して突き出した位置へと移動させ、さらにシリンジ５０の中身を別途吐き出させるためのただ１つの一体化された機構を構成している。
図９が、図７および図８のＦＭアセンブリ１２２に結合して相互作用するように構成された本発明の例示の実施形態のシリンジハウジングアセンブリ１２１の分解図である。この例示のシリンジハウジングアセンブリ１２１は、近位側ハウジング構成要素１２ａ、近位側キャップ２４、近位側の第２の付勢機構８９、シリンジキャリア５００、および段付きシュラウド１２ｄを備えており、この段付きシュラウド１２ｄが、図２にも示されているように、組み立てられたときにハウジング１２の近位部２０を形成し、近位側の開口２８を備えている。構成要素１２ａ、１２ｄ、８９、５００、および２４が協働し、注射すべき物質を含んでいるシリンジ５０を収容し、上述のとおりの２つの別々の動作段階での装置１０の動作を容易にする。
次に、図１、図２、および図９を参照すると、図示の実施形態のシリンジキャリア５００は、装置１０において使用されるシリンジ５０の遠位側の半分を包む。シリンジ５０がキャリア５００に置かれ、両者がハウジング１２に収容される。動作時、シリンジ５０およびキャリア５００が、ハウジング１２内を前方へと（例えば、近位側へと）移動する。ハウジング１２が、キャリア５００の移動を停止させて制限し、結果としてキャリア５００が、シリンジ５０の移動を停止させて制限する。図示のシリンジキャリア５００は、好ましくはハウジング１２ａの窓１３０に位置合わせして動作前に患者がシリンジ５０の中身を確認できるようにする窓の切り欠き５０１を備える実質的に管状の構造を有している。シリンジキャリア５００は、シリンジ５０のフランジ付きの遠位端５６（図３に示されている）と取り合うように構成されたフランジ付きの遠位端５６２を備えることができる。
図９を参照すると、フランジ付きの遠位端５６２は、シリンジ５０のためのダンパとして機能することができる。シリンジキャリア５００は、図示の実施形態においては近位側ハウジング構成要素１２ａの内部のストッパ２５６（図１０Ａおよび図１０Ｂに示されている）と相互作用してシリンジ５０の前方移動を制限するシリンジ５０のためのストッパを形成する中間フランジ５６３をさらに備えることができる。さらに図９を参照すると、図示のシリンジキャリア５００は、後方の遠位方向へのシリンジ５０の移動を制限する近位側の固定部５０３をさらに備えることができる。図示の実施形態においては、近位側の固定部５０３が、内部のストッパ２５６と係合するように構成された半径方向の溝を備えている。シリンジキャリアカプラ５０４が、シリンジキャリア５００のばね８９の遠位端および段付きシュラウド１２ｄとの結合を容易にするために、近位固定部５０３を過ぎて前方へと延びている。一実施形態においては、シリンジキャリア５００が、ハウジング１２内で静止しており、シリンジ５０が、シリンジキャリア５００の内側をシリンジキャリア５００に対して選択的かつ制御可能にスライドする。あるいは、シリンジキャリア５００が、ハウジング１２内にスライド可能に配置され、シリンジ５０をハウジング１２内に選択的に保持する。シリンジキャリア５００は、ハウジング１２においてシリンジ５０を保持または案内するために適した任意の適切な構成およびサイズを有することができる。
再び図９を参照すると、図示の段付きシュラウド１２ｄが、ハウジング１２の近位端２０を形成する。図示の段付きシュラウド１２ｄは、装置１０の動作時にシリンジ針５５が突き出す装置１０の近位側の開口２８を定める近位側のボス１１２を備える実質的に管状の本体を有している。主たる管状の本体部１１６からの段差１１３が、段付きシュラウド１２ｄの主たる管状の本体部１１６よりも小径の近位側のボス１１２を形成している。
図１０Ａに示されるとおり、段差１１３は、ばね８９のための前方ストッパを形成し、ばね８９を閉じ込めて、装置１０の近位端２０へと向かうばね８９の前方移動を防止する。図１０Ａに示されている例示の実施形態においては、段付きシュラウド１２ｄの遠位側のリム１１５が、近位側ハウジング構成要素１２ａのストッパ２５６の近位側に当接する。ここで図９を参照すると、遠位側のアーム１１４が、意図せぬ針の突き刺しを防止すべく段付きシュラウド１２ｄを固定するために、段付きシュラウド１２ｄから延びている。
図１０Ａおよび図１０Ｂは、互いに９０°ずらされた角度での断面図であり、組み立てられた状態の自動注射装置１０を示しており、図６のシリンジハウジングアセンブリ１２１およびＦＭアセンブリ１２２が一体に結合させられ、シリンジ駆動部品７００’の押し部７５４’が、シリンジハウジングアセンブリ１２１に収容されたシリンジ５０の胴部５３へと延び、シリンジ５０の栓５４に連絡している。
再び図８および図１０Ｂを参照すると、シリンジ駆動部品７００’は、その近位端に、栓５４へと圧力を加えるための押し端７５４’と、圧縮可能な広がり部７６（プランジャエルボ７８として示されている）を備えるプランジャロッド部７０と、他の構成要素（後述のようにコイルばね８８をシリンジ駆動部品７００’へと固定するための部品など）とを備えている。圧縮可能な広がり部７６は、本明細書に記載のとおり、対応するシリンジ５０の突き出し位置への移動と、シリンジ５０の中身の吐出とを、２つの別々の段階にて行なうことを容易にする。あるいは、シリンジ駆動部品７００’が、シリンジ５０の移動および／または吐出の促進のための複数のアクチュエータを備えてもよい。
図１０Ｂに示されるとおり、シリンジ駆動部品７００’のトリガ固定部７８９’が、作動ボタン３２によってハウジング１２の遠位端に対して固定される。患者が作動ボタン３２を押すと、作動ボタン３２に接続された内側リング３２ａがトリガ固定部７８９’のタブ付き足７８９１’を内側へと圧縮し、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足の間の距離（プランジャアーム幅）を減少させて、シリンジ駆動部品７００’を解放し、ばね８８を解放する。動作に先立ち、シリンジ駆動部品７００’の圧縮可能な広がり部７６（エルボ７８として示されている）がシリンジ５０のフランジ５６の上方に置かれ、解放されたコイルばね８８によって押されたときに圧縮可能な広がり部７６によってシリンジ胴部５３へと圧力を加え、作動時にシリンジ５０をハウジング１２において前方に移動させることができる。
上述のように、ひとたびストッパ（図１０Ｂに示されている近位側ハウジング構成要素１２ａのストッパ２５６など）がシリンジ５０を捕まえ、突き出しているシリンジ５０のさらなる前方移動を停止させると、依然として続くばね８８の付勢力がシリンジ駆動部品７００’を前方へと移動させ続け、圧縮可能な広がり部７６を圧縮して、シリンジ５０の胴部５３の中へと移動させる。胴部５３においてシリンジ駆動部品７００’が前方に移動することで、押し部７５４’が栓５４に圧力を加え、シリンジの中身を注射の部位へと排出する。
図１０Ａおよび図１０Ｂにも示されるとおり、アクチュエータキャップ３４は、作動前の装置の構成部品を安定させるために、作動ボタン３２を通ってシリンジ駆動部品７００’のタブ付き足７８９１’の間へと延びる安定化突起３４０を備えることができる。
図１１Ａ〜図１１Ｃが、典型的な実施形態に従ってもたらされる図７の発射機構アセンブリのシリンジ駆動部品の断面図を示しており、種々の動作段階におけるプランジャアームの位置を示している。
図１１Ａにおいては、シリンジ駆動部品７００’が、作動ボタンの操作前の第１の付勢機構８８によって予め付勢されている。プランジャアームが互いに離れており、プランジャアーム幅が第１の大きな幅である。
図１１Ｂにおいては、プランジャアームが、作動ボタンの操作の開始において押し合わされている。
図１１Ｃにおいては、作動ボタンの操作の最中にプランジャが解放されている。プランジャアームが互いに近付いた位置にあり、プランジャアーム幅が第２の小さな幅である。
図１２が、本発明の例示の実施形態による組み立てられた状態の自動注射装置１０’の断面図である。自動注射装置１０’の例示の実施形態は、２つの対をなす近位側および遠位側のハウジング構成要素１２ａ、１２ｂを備えている。近位側および遠位側のハウジング構成要素１２ａ、１２ｂは、ハウジング１２の全体を形成するように結合する。図示のとおり、ハウジング１２の近位端を形成する近位側ハウジング構成要素１２ａが、遠位側ハウジング構成要素１２ｂの近位端を受け入れる。協働する突起３１２および溝３１３、あるいは複数の協働する突起３１２および溝３１３が、例示の実施形態における近位側および遠位側のハウジング構成要素１２ａ、１２ｂの結合を容易にする。他の適切な結合の機構を、代案として使用することもできる。遠位側ハウジング構成要素１２ｂの外表面に形成された棚状部２９が、着脱式の第２のキャップ３４のためのストッパを形成することができる。
図示のとおり、作動ボタン３２’は、遠位側ハウジング構成要素１２ｂの遠位端を覆うキャップであってよい。図示の作動ボタン３２’は、プランジャ７０などのシリンジアクチュエータを作動させるために、遠位側ハウジング構成要素１２ｂに対してスライドする。図示の作動ボタン３２’は、プランジャ７０’の可撓な固定アーム１７２を解放可能に保持する。作動ボタン３２’は、押し込まれたときに可撓な固定アーム１７２を解放し、ばね８８’として図示されている第１の付勢手段によってプランジャ７０’を装置１０’の近位端に向かって前進させることを可能にする。
図１２の実施形態においては、プランジャ７０’が、圧縮可能な広がり部７８’とプランジャロッド７１’の遠位端との間に位置するフランジ７２’をさらに備えている。第１の付勢機構８８’が、ハウジング１２の内側の遠位端とフランジ７２’との間に着座し、プランジャ７０をハウジング１２’の近位端に向かって付勢する。上述のように、作動ボタン３４’が固定アーム１７２を解放すると、コイルばね８８’または他の適切な付勢機構が、プランジャ７０’を装置１０の近位端２０に向かって前進させる。
例示の実施形態１０’は、フランジ７２’と圧縮可能な広がり部７６（可撓なエルボ７８’として示されている）との間のプランジャロッド７１’の中間部に形成されたインジケータ１９０をさらに備えている。
図１２のシリンジ５０’は、ハウジング１２’におけるシリンジの制御された移動を促進するための突起または他の適切な構成要素を備えることができる。例えば、図１２を参照すると、シリンジ５０’が、ハウジング１２’における遠位方向へのシリンジ５０’の移動を制限するために、ハウジング１２’の内表面に形成された第１の突起１６８の近位側に当接する近位側の突起１５８を形成するスリーブ１５７を備えている。スリーブ１５７は、注射の際の近位方向へのシリンジ５０’の移動を制限するために第１の突起１６８の遠位側に当接することができるフランジ１５９も形成することができる。
図１２の実施形態においては、コイルばね８９’として示されている第２の付勢機構が、シリンジ５０’の近位側の部分の周囲に配置されている。ハウジング１２’の近位側の内表面に形成された棚状部１６９が、コイルばね８９’の近位端を受け止める。シリンジスリーブ１５７の近位側の突起１５８または他の適切に配置された機構が、コイルばね８９’の遠位端を受け止める。上述のように、第２の付勢機構８９’が、装置１０の作動までシリンジ５０’をハウジング１２’内に引き込まれた位置へと付勢する。
図１０Ａ、図１０Ｂ、および図１２に示されるとおり、自動注射装置１０’は、シリンジ５０から用量が完全または実質的に完全に排出されたときにその旨を装置１０’の患者へと知らせるためのインジケータ１９０を備えている。図示の実施形態においては、インジケータ１９０が、圧縮可能な広がった中央部７６とフランジ７２’との間のプランジャロッド７１’の部位に形成されている。動作時にプランジャロッド７１が移動するにつれて、インジケータ１９０が窓１３０に向かって前進し、シリンジの用量が空になるときに窓１３０に位置合わせする。好ましくは注射される物質とは異なる色または模様であるインジケータ１９０が、窓１３０を完全に満たして、投与量が排出されたことを示す。任意の適切なインジケータを使用することができる。
針５５による装置１０’からの用量注射後に、シュラウド１２ｄの近位端２０によって形成することができる針用鞘１１２が、意図せぬ針の突き刺しを防止するために、ハウジングの近位端２０から延びている露出した針５５を覆うように自動的に前進することができる。
シリンジ駆動部品７００’またはその遠位端を、アセタール主体のプラスチックなどの任意の適切な材料で少なくとも部分的に構成できるが、他の適切な材料も使用可能である。典型的な実施形態においては、シリンジ駆動部品７００’を、少なくとも部分的に熱可塑性材料または熱硬化性材料で製作することができる。
熱可塑性材料として、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリアクリレート、ポリアミド、アクリロニトリル−ブタジエン−スチレン（ＡＢＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ならびにこれらの共重合体、三元重合体、およびこれらの充てん材入りの複合材料が挙げられる。ポリアセタール材料として、アセタールの単独重合体、共重合体、および充てん材入りの複合材料が挙げられる。Ｈｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃが、典型的なアセタールポリオキシメチレン（ＰＯＭ）共重合体である。アセタールの共重合体（例えば、Ｈｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃという共重合体）は、充てん材入りの材料であってよく、ガラス球またはガラス繊維が充てんされた材料であってよい。
熱硬化性材料として、エポキシ、アクリル、ウレタン、エステル、ビニルエステル、エポキシ−ポリエステル、アクリル−ウレタン、およびフルオロビニルが挙げられる。典型的な実施形態においては、アクリル材料が、酸およびヒドロキシル基などの反応性の官能基を含むことができる。一実施形態においては、エポキシ材料が、可視、ＵＶ、および熱による架橋で構成されるグループから選択される方法によって硬化させることができる反応性の官能基を含む。典型的な熱硬化性材料として、これらに限られるわけではないが、感光性ポリマーであってよい様々な種類の光造形用樹脂が挙げられる（例えば、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） ９４２０感光性ポリマー、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） ＰｒｏｔｏＧｅｎ（ＴＭ） Ｏ−ＸＴ １８４２０感光性ポリマー、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） ＤＭＸ−ＳＬ（ＴＭ） １００樹脂、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂、Ｓｏｍｏｓ（Ｒ） Ｎａｎｏｆｏｒｍ（ＴＭ） １５１２０プラスチック材料、Ｗａｔｅｒｃｌｅａｒ（Ｒ） Ｕｌｔｒａ １０１２２樹脂、およびＳｏｍｏｓ（Ｒ） ＰｒｏｔｏＣａｓｔ（ＴＭ） ＡＦ １９１２０樹脂）。一実施形態においては、熱硬化性材料が、エポキシの単独重合体、共重合体、または充てん材入りの複合材料である。
典型的な実施形態においては、シリンジ駆動部品７００’を構成する材料が、約１０００ＭＰａ〜約６０００ＭＰａの間の曲げ弾性率を有することができる。他の典型的な実施形態においては、この材料が、約２０００ＭＰａ〜約５５００ＭＰａの間の曲げ弾性率を有することができる。別の典型的な実施形態においては、この材料が、約３０００ＭＰａ〜約５０００ＭＰａの間の曲げ弾性率を有することができる。他の典型的な実施形態においては、この材料が、約３８００ＭＰａの曲げ弾性率を有することができる。
図１３が、シリンジ駆動部品７００’の遠位端７００ｂ’（すなわち、栓５４から遠く離れて位置する端部）の断面概略図を示している。シリンジ駆動部品７００’の遠位端７００ｂ’を、１対のプランジャアーム７８８ａ’および７８８ｂ’へと分岐させることができる。各々のプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’が、作動ボタン３２に最も近い遠位端にタブ付き足７８９１’を有することができる。
図１４が、シリンジ駆動部品７００’の遠位端７００ｂ’に配置されたプランジャアーム７８８ａ’／７８８ｂ’の断面の概略の外形を示している。さらに、図１４は、ＩＣＳ角度、ＳＣＳ角度、およびＩＣＳ長さＬ（第２の移行エッジ２２１（ＩＣＳ−ＳＣＳの移行のエッジ）における横軸Ｘに沿ったタブ付き足７９８１’の長さ）を図解している。
シリンジ駆動部品７００’の長手軸Ｙに沿って、各々のタブ付き足７８９１’は、作動ボタン３２に最も近い遠位端２１１と、作動ボタン３２から最も遠い近位端２１３とを有することができる。各々のタブ付き足７８９１’は、シリンジ駆動部品７００’の横軸Ｘに沿って実質的に平坦である遠位端２１１に配置された上面２１５と、横軸Ｘに沿って実質的に平坦である近位端２１３に配置された下面２１９とを有することができる。
各々のタブ付き足７８９１’は、最初に作動ボタン３２に接するように構成された第１の外側円すい面（初期接触面（ＩＣＳ）２１６）を、タブ付き足７８９１’の上面２１５と二次接触面（ＳＣＳ）２１８との間に形成して有することができる。ＩＣＳは、シリンジ駆動部品７００’の長手軸Ｙに対して角度（ＩＣＳ角度）を形成することができる。典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度が、約０°〜約９０°の間である。別の典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度が、約４０°〜約８０°の間である。他の典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度が、約２８°である。別の典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度が、約３８°である。さらに別の典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度が、約４８°である。タブ付き足７８９１’は、上面２１５とＩＣＳ２１６との間に形成される第１の移行エッジ２１７を有することができる。
タブ付き足７８９１’は、作動ボタン３２がＩＣＳ２１６に接触した後で続いて作動ボタン３２に接触するように構成された第２の外側円すい面（ＳＣＳ２１８）を、タブ付き足７８９１’のＩＣＳ２１６と下面２１９との間に配置して有することができる。ＳＣＳ２１８は、長手軸Ｙに対して角度（ＳＣＳ角度）を形成することができる。典型的な実施形態においては、ＳＣＳ角度が、約０°〜約９０°の間である。別の典型的な実施形態においては、ＳＣＳ角度が、約６°〜約３８°の間である。他の典型的な実施形態においては、ＳＣＳ角度が、約８°〜約２５°の間である。タブ付き足７８９１’は、ＩＣＳ２１６とＳＣＳ２１８との間に配置された第２の移行エッジ２２１と、ＳＣＳ２１８と下面２１９との間に配置された第３の移行エッジ２２３とを有することができる。
典型的な実施形態においては、第１の接触面が、２つのプランジャアーム７８８ａ’および７８８ｂ’の２つのタブ付き足７８９１’の第１の外側円すい面ＩＣＳ２１６によって形成される。第１の接触面は、２つのＩＣＳ２１６が不連続であるように、２つのプランジャアーム７８８ａ’および７８８ｂ’の間に少なくとも１つの開放セグメントを含む。円すい形の接触面が、２つのプランジャアーム７８８ａ’および７８８ｂ’の２つのタブ付き足７８９１’の第２の外側円すい面ＳＣＳ２１８によって形成される。この第２の接触面は、２つのＳＣＳ２１８が不連続であるように、２つのプランジャアーム７８８ａ’および７８８ｂ’の間に少なくとも１つの開放セグメントを含む。第１および第２の接触面は、作動ボタン３２に接触するように構成される。第１の接触面が、作動ボタン３２との初期の接触をなし、第２の接触面が、最初に第１の接触面が作動ボタン３２に接触した後で、続いて作動ボタン３２と接触する。
典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度およびＳＣＳ角度が異なってよい。別の典型的な実施形態においては、ＩＣＳ角度およびＳＣＳ角度が同じであってよい。
典型的な実施形態においては、タブ付き足７８９１’が、長手軸Ｌに沿って近位方向に下面２１９から突き出す第３の外表面２２５を有することができ、第３の外表面２２５は、円すい形であっても、円すい形でなくてもよい。第３の外表面２２５を備える典型的な実施形態においては、ＳＣＳ２１８が、ＩＣＳ２１６と第３の表面２２５との間に配置され、第３の表面が、タブ付き足７８９１’のＳＣＳ２１８と下面２９との間に配置される。第３の表面２２５を、発射体１２ｂと接触するように構成することができる。第３の表面２２５は、長手軸Ｙに対して角度（突き出し角度）を形成することができる。典型的な実施形態においては、突き出し角度が、約０°〜約９０°の間の範囲であってよい。別の典型的な実施形態においては、突き出し角度が、約６２°〜約８２°の間の範囲であってよい。他の典型的な実施形態においては、突き出し角度が、約６５°〜約７９°の間の範囲であってよい。別の典型的な実施形態においては、突き出し角度が、約６８°〜約７６°の間の範囲であってよい。
第３の表面２２５は、長手軸Ｙに沿って測定される特定の高さ（突き出し高さ）だけＳＣＳ２１８から突き出し、ＳＣＳ２１８よりも延びることができる。典型的な実施形態においては、突き出し高さが、約０．１７ｍｍ〜約０．４７ｍｍの間の範囲にある。他の典型的な実施形態においては、突き出し高さが、約０．２０ｍｍ〜約０．４２ｍｍの間の範囲にある。別の典型的な実施形態においては、突き出し高さが、約０．２３ｍｍ〜約０．３７ｍｍの間の範囲にある。
発射体１２ｂが、第３の外表面２２５と接触するように構成された発射体円すい面（ＦＢＣＳ）２１２を備えることができる。作動ボタン３２が押し下げられるとき、第３の外表面２２５とＦＢＣＳ２１２との間の接触により、プランジャがわずかに上方へと移動する。
発射機構アセンブリ１２２の作動時に、プランジャ７０を所定の位置に保持するばね８８は、ボタン３２が押されるときに移動することがない。発射体１２ｂの角度およびプランジャ７０の下面が相互作用する一方で、作動ボタン３２およびＩＣＳ２１６が相互作用する。作動ボタン３２が発射機構アセンブリの長手軸Ｙに沿って下方へと移動し、タブ付き足７８９１’が内側へと曲がる。タブ付き足７８９１’が作動ボタン３２に進入するとき、プランジャ７０は曲げ運動にてつぶれる。
プランジャアーム７８８ａ’／７８８ｂ’典型的なタブ付き足７８９１’を、中間点固定（ＭＰＦ）構成または最上点固定（ＴＰＦ）構成に設定することができる。ＭＰＦ構成においては、ＩＣＳ２１６とＳＣＳ２１８との間の移行の点が、ＩＣＳ角度が変えられるときに固定に保たれる。ＴＰＦ構成においては、平坦な上面２１５とＩＣＳ２１６との間の移行の点が、ＩＣＳ角度が変えられるときに固定に保たれる。自動注射装置の発射時のＩＣＳ２１６に沿った作動ボタンの移動距離は、ＴＰＦ構成においてＭＰＦ構成よりも大きい。この距離は、作動ボタンとＩＣＳ２１６との間の最初の接触点から、ＩＣＳ−ＳＣＳの移行点２２１までの距離である。
図１５Ａが、約３８°のＩＣＳ角度を有する制御プランジャの斜視図を示している。
図１５Ｂが、ＭＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャの斜視図を示している。
図１６Ａが、約３８°のＩＣＳ角度を有する制御プランジャの斜視図を示している。
図１６Ｂが、ＴＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャの斜視図を示している。
図１７Ａが、ＭＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャアームの概略図を示している。この例では、プランジャアームが、約２３°のＳＣＳ角度を有している。
図１７Ｂが、ＴＰＦ構成および約４８°のＩＣＳ角度を有する典型的なプランジャアームの概略図を示している。この例では、プランジャアームの直径がＭＰＦ構成とＴＰＦ構成との間で一定に保たれたため、プランジャアームが約９．４°のＳＣＳ角度を有している。プランジャアームの典型的な直径は、約８．９ｍｍである。
図１８Ａ〜図１８Ｄが、典型的な実施形態に従ってもたらされる典型的な作動ボタン３２を示している。典型的な実施形態に従ってもたらされる典型的な作動ボタン３２は、作動ボタン３２を押し込むために患者が触れるように構成された接触面を有する外キャップとして機能することができる。さらに、典型的な実施形態に従ってもたらされる典型的な作動ボタン３２は、作動ボタン３２が患者によって押されたときに装置の作動または発射を生じさせるべくプランジャアームのタブ付き足に接触するように構成された内側リングまたは内側駆動部３２ａを備えることができる。
図１８Ａが、作動ボタン３２の外側の斜視図を示しており、自動注射装置に組み合わせられたときに遠位側ハウジング構成要素１２ｂ（図示されていない）の遠位端から突き出す接触面として構成された作動ボタンの端壁３２ｄを示している。典型的な実施形態においては、外側のキャップ部３２ｂが、自動注射装置に組み合わせられたときに遠位側ハウジング構成要素１２ｂの遠位端の一部または全体を覆う。
作動ボタン３２は、これらに限られるわけではないが、円形の断面を有する実質的な円筒形、矩形または正方形の断面を有する実質的な箱形、など、任意の適切な形状または形態をとることができる。図１８Ａおよび図１８Ｂに示されるように作動ボタン３２が円形の断面を有する実質的に円筒形の形状を有する典型的な実施形態においては、作動ボタン３２が、実質的に円形の断面を有する管状または実質的に円筒形の外壁３２ｃを備える。管状の外壁３２ｃは、実質的に長手軸Ｌに沿って延びている。
管状の外壁３２ｃの終端が、接触面を形成する端壁３２ｄへと接続されている。端壁が、外壁３２ｃの終端を部分的または完全に覆うことができる。端壁３２ｄは、横軸Ｔに実質的に沿って延びている。端壁は、任意の適切な形状または形態をとることができる。典型的な実施形態においては、図１８Ａに示されているように、端壁３２ｄが平坦かつ平面的であってよい。別の典型的な実施形態においては、端壁３２ｄが、平面的な表面とは対照的に、上向きまたは下向きに湾曲した表面を有することができる。典型的な実施形態においては、端壁３２ｄが、装置の作動または発射の際に患者が作動ボタンをより確実かつ器用に取り扱うことができるよう、規則的または不規則な肌理の表面を有することができる。典型的な実施形態においては、図１８Ａに示されているように、端壁３２ｄが、意図された使用の前の装置の意図せぬ発射を防止する安全機構を収容するための貫通孔３２ｆを備えることができる。
典型的な実施形態においては、管状の外壁３２ｃの終端を、端壁３２ｄへと直接接続することができる。別の典型的な実施形態においては、管状の外壁３２ｃの終端、端壁３２ｄ、または両方が、面取りされた表面３２ｅを備えることができる。面取りされた表面３２ｅは、端壁３２ｄと管状の外壁３２ｃとの間に位置して両者を接続することができ、上壁３２ｄに対して９０°未満の角度を向くことができ、長手軸Ｌに対しても９０°未満の角度を向くことができる。面取りされた表面３２ｅは、任意の適切な形状または形態をとることができる。典型的な実施形態においては、図１８Ａに示されているように、面取りされた表面３２ｅが平坦かつ平面的であってよい。他の典型的な実施形態においては、面取りされた表面３２ｅが、平面的な表面とは対照的に、上方または下方へと湾曲した表面を有することができる。
図１８Ｂが、図１８Ａの典型的な作動ボタン３２の内側の斜視図を示しており、内側リングまたは内側駆動部３２ａを示している。内側駆動部３２ａを、作動ボタン３２の端壁３２ｄの内面に接続することができる。内側駆動部３２ａは、端壁３２ｄの内面から長手方向Ｌに沿って近位方向に突き出すことができる。自動注射装置に組み付けられたときに、内側駆動部３２ａを、作動ボタン３２の押し込みによって内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’の遠位端の１つ以上の表面（例えば、初期接触面（ＩＣＳ）および二次接触面（ＳＣＳ）など）に係合するように、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’の遠位端の直近に位置させることができ、あるいはプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’の遠位端に接触させることができる。
内側駆動部３２ａは、これらに限られるわけではないが、円形の断面を有する実質的な円筒形、矩形または正方形の断面を有する実質的な箱形、など、任意の適切な形状または形態をとることができる。内側駆動部３２ａを、任意の適切な熱可塑性材料および／または任意の適切な熱硬化性材料から形成することができる。
典型的な実施形態においては、１つ以上の機械的な支持構造体３２ｊ（例えば、控え壁）が、内側駆動部３２ａの外表面に対して形成されて、内側駆動部３２ａの外表面から突き出し、外側キャップ部３２ｂの内表面へと接続されている。支持構造体３２ｊは、内側駆動部３２ａを外側キャップ部３２ｂの内表面に支持および補強する。
図１８Ｃが、長手軸Ｌに沿って得た典型的な作動ボタン３２の断面図を示している。図１８Ｄが、典型的な作動ボタン３２の内表面の正面図を示している。
典型的な実施形態においては、図１８Ｃおよび１８Ｄに示されるように、作動ボタン３２の典型的な内側駆動部３２ａが、円形の断面を有する管状または実質的に円筒形のリングとして構成される。
リングは、リングの内縁３２ｉに関して測定される内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有している。典型的な内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒとして、これらに限られるわけではないが、約６．０、６．１、６．２、６．３、６．４、６．５、６．６、６．７、６．８、６．９、７．０ｍｍ、などが挙げられる。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４ｍｍ〜約６．８ｍｍの範囲にある。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７ｍｍを下回る範囲にある。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４ｍｍである。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５ｍｍである。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６ｍｍである。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７ｍｍである。典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７５ｍｍである。
典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．３０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．３５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最大リング内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７５ｍｍである。
リングは、リングの外径とリングの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒとの間の差の半分として測定される肉厚Ｒｔｈｉｃｋｎｅｓｓを有する。典型的な肉厚Ｒｔｈｉｃｋｎｅｓｓとして、これらに限られるわけではないが、約０．５０、０．５５、０．６０、０．６５、０．７０、０．７５、０．８０、０．８５、０．９０、０．９５、１．００、１．０５、１．１０、１．１５、１．２０、１．２５、１．３０、１．３５、１．４０、１．４５、１．５０、１．５５、１．６０、１．６５、１．７０、１．７５、１．８０、１．８５、１．９０、１．９５、２．０ｍｍ、などが挙げられる。典型的な肉厚Ｒｔｈｉｃｋｎｅｓｓは、約０．６０ｍｍ〜約２．００ｍｍの範囲であってよい。典型的な肉厚Ｒｔｈｉｃｋｎｅｓｓは、約０．８０ｍｍ〜約２．００ｍｍの範囲であってよい。典型的な肉厚Ｒｔｈｉｃｋｎｅｓｓは、約０．９０ｍｍであってよい。
リングは、内側駆動部３２ａの遠位端３２ｇから内側駆動部３２ａの近位端３２ｈまで測定される長さＲｌｅｎｇｔｈを有する。典型的なリング長さＲｌｅｎｇｔｈとして、これらに限られるわけではないが、約６．７０、６．７１、６．７２、６．７３、６．７４、６．７５、６．７６、６．７７、６．７８、６．７９、６．８０、６．８１、６．８２、６．８３、６．８４、６．８５、６．８６、６．８７、６．８８、６．８９、６．９０ｍｍなどが挙げられる。典型的な実施形態においては、リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７３ｍｍ〜約６．８３ｍｍの範囲である。典型的な実施形態においては、リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７５ｍｍ〜約６．９０ｍｍの範囲である。典型的な実施形態においては、最小リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．６０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．６５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７５ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小リング長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．８０ｍｍである。
動作時、患者が、作動ボタン３２の端壁３２ｄに触れて押すことによって、作動ボタン３２を押し込む。結果として、作動ボタン３２が、遠位側ハウジング構成要素１２ｂに対して長手軸Ｌに沿って近位方向にスライドする。これにより、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’に係合し、タブ付き足７８９１’を圧縮する。プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’の圧縮により、タブ付き足の間の距離（すなわち、プランジャアーム幅）が減少し、結果としてシリンジ駆動機構７００’が解放され、ばね８８が解放される。シリンジ駆動機構７００’およびばね８８が解放されることで、自動注射装置の作動または発射が成功裏に達成される。
図１９Ａが、長手軸に沿って得た典型的な発射体１２ｂの断面図を示している。典型的な実施形態においては、発射体１２ｂの近位部が、実質的に長手軸に沿って延びる中空穴を形成するトンネル１９０４として構成されている。トンネル１９０４の中空穴は、装置の発射時にプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’が中空穴を通って長手軸に沿って下方へと移動できるように構成されている。典型的な実施形態においては、トンネル１９０４が、円形の断面を有する実質的な円筒形である。トンネル１９０４は、円形の断面の内径である内径Ｔｄｉａｍｅｔｅｒを有している。典型的な内径Ｔｄｉａｍｅｔｅｒとして、これらに限られるわけではないが、約６．００、６．１０、６．２０、６．３０、６．４０、６．５０、６．６０、６．７０、６．８０、６．９０、７．００、７．１０、７．２０、７．３０、７．４０、７．５０、７．６０、７．７０、７．８０、７．９０、８．００ｍｍ、などが挙げられる。
トンネル１９０４の遠位端に、内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒを有する入り口領域または開口１９０８が形成されている。典型的な実施形態においては、入り口領域１９０８が、トンネル１９０４の内径と同じ内径を有する。別の実施形態においては、入り口領域１９０８が、トンネル１９０４の内径とは異なる内径を有し、トンネル１９０４の内径よりも小さい内径または大きい内径を有する。
典型的な入り口内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒとして、これらに限られるわけではないが、約６．００、６．１０、６．２０、６．３０、６．４０、６．５０、６．６０、６．７０、６．８０、６．９０、７．００、７．１０、７．２０、７．３０、７．４０、７．５０、７．６０、７．７０、７．８０、７．９０、８．００ｍｍなどが挙げられる。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴｕｎｎｅｌＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４０ｍｍである。
図１９Ｂが、図１９Ａのトンネル１９０４の入り口領域１９０８の断面図を示している。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２に最も近いトンネル１９０４の入り口領域１９０８を、装置の発射までプランジャ足が当接することができる円すい面２１２を形成する円すいフランジとして構成することができる。円すい面２１２は、トンネル１９０４の遠位端から半径方向外側へと広がることができる。円すい面２１２は、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’（図示されていない）のタブ付き足の下面２１９および／または第３の表面２２５に据わるように構成される。動作時、プランジャアームのタブ付き足が円すい面２１２から外れると、プランジャアームが発射体１２ｂのトンネル１９０４を通って下方へと移動する。
円すい面２１２は、横軸Ｔに対して角度（円すい面角度（ＣＳＡ））を形成することができる。典型的な実施形態においては、円すい面２１２が、横軸Ｔに沿って実質的に平坦であってよく、すなわちＣＳＡが約０度である。他の典型的な実施形態においては、円すい面２１２が、横軸Ｔから或る角度を形成することができ、すなわちＣＳＡが０度よりも大きい。典型的なＣＳＡの値として、これらに限られるわけではないが、約１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０度、などが挙げられる。典型的な実施形態においては、ＣＳＡが、約１２度〜１８度の範囲にあるように構成される。典型的なＣＳＡの値として、これらに限られるわけではないが、約１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０度、などが挙げられる。
円すい面２１２は、長手軸Ｌに沿って測定される高さｈを有することができる。典型的な円すい面の高さとして、これらに限られるわけではないが、約０．１０、０．１５、０．２０、０．２５、０．３０、０．３５、０．４０、０．４５、０．５０、０．５５、０．６０、０．６５、０．７０ｍｍ、などを挙げることができる。典型的な実施形態においては、円すい面の高さが、約０．５０ｍｍである。典型的な実施形態においては、円すい面の高さが、約０．２４ｍｍ〜約０．２８ｍｍの範囲である。一典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．２０ｍｍである。他の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．３ｍｍである。別の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．４ｍｍである。他の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．５ｍｍである。
ＩＩＩ．発射力（ＦｔＦ）を大きくするための成型パラメータの設定
特定の従来からの自動注射装置は、発射力（ＦｔＦ）が第１の最適レベルよりも小さい場合、時期尚早に作動または発射を生じる可能性がある。特定の従来からの自動注射装置は、ＦｔＦが第２の最適レベルよりも大きい場合、発射するのに過度に大きい力を要求する可能性がある。典型的なシステム、装置、および方法は、本明細書に記載されるとおり、改善されたＦｔＦを有する自動注射装置、ならびにそのような自動注射装置を製作および使用する方法を提供することによって、これらの問題を克服する。
自動注射装置の典型的なＦｔＦは、約５Ｎ〜約２５Ｎの間の範囲であってよい。自動注射装置の別の典型的なＦｔＦは、約１０Ｎ〜約１５Ｎの間の範囲であってよい。自動注射装置の他の典型的なＦｔＦは、約１０Ｎ〜約２０Ｎの間の範囲であってよい。自動注射装置の別の典型的なＦｔＦは、約８Ｎ〜約１２Ｎの間の範囲であってよい。自動注射装置の他の典型的なＦｔＦは、約５Ｎを上回る範囲であってよい。自動注射装置の別の典型的なＦｔＦは、約２５Ｎを上回る範囲であってよい。典型的なＦｔＦの値として、これらに限られるわけではないが、約５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９、３０、３１、３２、３３、３４、３５、３６、３７、３８、３９、４０Ｎ、などが挙げられる。
典型的な実施形態は、自動注射装置の発射アセンブリの１つ以上の構成部品（例えば、プランジャ）を成型するために使用される１つ以上の成型パラメータを設定することができる。成型パラメータが、成型されるプランジャの物理的な特性を左右でき、したがって物質がシリンジから患者の体内へと吐き出されるように発射機構を作動させるために必要な最小力を左右することができる。したがって、成型パラメータは、発射機構アセンブリのＦｔＦに影響を及ぼすことができる。典型的な実施形態によって設定することができる典型的な成型パラメータとして、これらに限られるわけではないが、成型温度、冷却時間、ショット／プランジャの重量、注入圧力、注入速度、などが挙げられる。
典型的な実施形態においては、典型的なプランジャを、１段階の射出成型プロセスを使用して成型することができる。他の典型的な実施形態においては、典型的なプランジャを、２段階の射出成型プロセスを使用して成型することができる。典型的な実施形態においては、射出成型プロセスの第１の段階において使用される注入圧力が、約７５０×１０３ｐｓｉ〜約９００×１０３ｐｓｉの範囲であってよい。別の典型的な実施形態においては、射出成型プロセスの第１の段階において使用される注入圧力が、約１６００×１０３ｐｓｉ〜約１８００×１０３ｐｓｉの範囲であってよい。典型的な実施形態においては、射出成型プロセスの第２の段階において使用される注入圧力が、約５００×１０３ｐｓｉ〜約７５０×１０３ｐｓｉの範囲であってよい。別の典型的な実施形態においては、射出成型プロセスの第２の段階において使用される注入圧力が、約８００×１０３ｐｓｉ〜約９００×１０３ｐｓｉの範囲であってよい。
典型的な実施形態においては、プランジャの幅を増加させることで、ＦｔＦを高めるために、成型プロセスにおいて使用される成型温度を低くすることが可能である。典型的な実施形態においては、プランジャの幅を増加させることで、ＦｔＦを高めるために、成型プロセスにおいて使用される冷却時間を長くすることが可能である。典型的な実施形態においては、ＦｔＦを高めるために、成型温度を低くすることができ、冷却時間を長くすることができる。すなわち、より低い成型温度および／またはより長い冷却時間を、ＦｔＦを高めるために使用することができる。
典型的な実施形態においては、成型温度が、約１００Ｆ〜約２００Ｆの範囲であってよい。典型的な実施形態においては、成型温度が、約２００Ｆ未満であってよい。別の典型的な実施形態においては、成型温度が、約１００Ｆ未満であってよい。
典型的な実施形態においては、冷却時間が、約１０秒〜約２５秒の範囲であってよい。典型的な実施形態においては、冷却時間が、約１０秒よりも長くてよい。他の典型的な実施形態においては、冷却時間が、約２０秒よりも長くてよい。別の典型的な実施形態においては、冷却時間が、約２５秒よりも長くてよい。典型的な冷却時間として、これらに限られるわけではないが、約１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９、３０、３１、３２、３３、３４、３５秒、などが挙げられる。
典型的な実施形態においては、ＦｔＦを大きくするために、プランジャを形成する材料の曲げ弾性率を大きくすることができる。本明細書で検討される典型的なプランジャは、とくにそのようでないと述べられない限りは、例えばＴｉｃｏｎａ社のＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１というアセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料など、アセタールポリオキシメチレン（ＰＯＭ）共重合体で少なくとも部分的に形成される。典型的なプランジャを、他の熱可塑性材料および熱硬化性材料で形成することも可能である。
典型的な実施形態においては、ＦｔＦを大きくするために、プランジャの重量を増やすことができる。典型的なプランジャの重量として、これらに限られるわけではないが、約１．９０、１．９１、１．９２、１．９３、１．９４、１．９５、１．９６、１．９７、１．９８、１．９９、２．００、２．０１、２．０２、２．０３、２．０４、２．０５、２．０６、２．０７、２．０８、２．０９、２．１０グラム、などを挙げることができる。典型的なプランジャの重量は、約１．９２グラム〜約２．０４グラムの範囲であってよいが、この典型的な範囲に限られるわけではない。典型的な実施形態においては、プランジャの重量が、約２グラムよりも大きくてよい。典型的な実施形態においては、プランジャの重量が、約１．９３グラムよりも大きくてよい。
ＩＶ．注射の遅配を最小化または解消するための典型的な自動注射装置の設定
典型的な実施形態は、これらに限られるわけではないが、作動ボタン、発射体、プランジャ、などといった自動注射装置の１つ以上の構造的特徴を、注射の遅配が最小化または解消されるように設定することができる。
ここで、典型的な実施形態の理解を容易にするために、いくつかの用語が図２０を参照して定義される。
用語「力プロフィル」は、自動注射装置の発射のプロセスにおいて加えられる力を、発射のプロセスにおける作動ボタンの移動距離に対して示したグラフを指す。
図２０が、力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示す典型的な力プロフィルを示している。
用語「初期接触点」は、自動注射装置の発射のプロセスにおいて最初に力が必要になる力プロフィル上の点を指す。これは、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’に接触する瞬間に相当する。
用語「ＩＣＳ／ＳＣＳ移行点」は、その後に力がピークに達する力プロフィル上の点を指す。これは、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’の初期接触面（ＩＣＳ）２１６から二次接触面（ＳＣＳ）２１８へと通過する瞬間に相当する。
用語「発射点」は、その後に力が実質的にゼロに戻る力プロフィル上の点を指す。これは、プランジャ７０が外れ、もはや作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに接触しなくなる瞬間に相当する。
用語「作動ボタン／発射体接触点」は、その後に力が増加（すなわち、急上昇）する力プロフィル上の点を指す。これは、図１３に示されているように、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａが発射体１２ｂの円すい面２１２に接触する瞬間に相当する。
用語「ｄ」は、発射点と作動ボタン／発射体接触点との間のｘ軸に沿った距離の差を指す。
Ａ．作動ボタンの内側駆動部の内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒ
典型的な自動注射装置において、注射の遅配は、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが小さくなるにつれて、減少する傾向にある。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが小さくされる。
以下で、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒの縮小と注射の遅配との間の関係を、図２１を参照して説明する。
図２１は、約６．５３ｍｍの長さＲｌｅｎｇｔｈを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａについて、力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した４つの典型的な力プロフィル「Ｇ」、「Ｈ」、「Ｃｎｌ」、および「Ｉ」を示している。
力プロフィル「Ｇ」は、約６．５０ｍｍの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ｈ」は、約６．６５ｍｍの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ｃｎｌ」は、約６．８０ｍｍの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ｉ」は、約６．９５ｍｍの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。
より小さな内径を有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａは、より大きな直径を有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａと比べて、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’の上方により高く位置し、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’により早期に接触する。作動ボタン３２の内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’により早期に接触するため、力プロフィルがより早期に始まり、すなわちより短い距離の作動ボタンの押し込みの後に始まる。結果として、内径を小さくすると、力プロフィル上の初期接触点が、より早期に生じ、すなわちｘ軸上のより短い距離において生じる。したがって、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくすると、自動注射装置の発射の成功のためのプランジャの適切なつぶれを達成するために必要な変位が小さくなる。
いくつかの典型的な実施形態においては、ＩＣＳ／ＳＣＳ移行点が変化せず、実質的に同じｘ軸上の距離で生じる。
いくつかの典型的な実施形態においては、作動ボタン／発射体接触点が変化せず、実質的に同じｘ軸上の距離で生じる。これは、典型的な実施形態において、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが、異なる力プロフィルにおいて一定に保たれているからである。他の典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さを変えてもよい。
典型的な自動注射装置の種々の構成部品の構造的な構成ゆえに、力プロフィルのｘ軸上の距離「ｄ」は、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが小さくなるにつれて大きくなる。距離「ｄ」は、プランジャが内側駆動部３２ａから離れた後で、内側駆動部３２ａが発射体１２ｂの発射体円すい面２１２に接触して、さらなる移動が止められるまでに、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａを押し込むことができるさらなる距離に相当する。作動ボタンを押しても、発射点まで自動注射装置の発射が生じない場合、自動注射装置の発射を生じさせるために、作動ボタンを距離「ｄ」にわたってさらに押し込むことができる。したがって、距離「ｄ」を増やすことで、注射の遅配が少なくなり、発射の成功の確率が高くなる。このように、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくすることで、注射の遅配が少なくなる。
要約すると、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくすることで、注射の遅配が少なくなり、発射の成功の確率が高くなり、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位が小さくなる。典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくすることができる。
典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくする一方で、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの外径も小さくすることができる。この典型的な実施形態は、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの肉厚（すなわち、外径と内径との間の差）を変わらぬままにすることができる。
別の典型的な実施形態においては、内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを小さくする一方で、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの外径を変えなくてもよい。この典型的な実施形態は、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの肉厚（すなわち、外径と内径との間の差）を大きくすることができる。肉厚の増加は、作動ボタン３２が押されたときの作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの変形の程度を軽くする傾向にある。作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの変形の減少は、発射の遅配を好都合に最小化する。
典型的な実施形態においては、長手軸Ｌに沿った典型的な自動注射装置の長さを、一定に保つことができ、あるいは特定の範囲内に抑えることができる。これらの典型的な実施形態において、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを、特定の最小内径を超えて減少させなくてもよい。これは、内径を最小内径よりも小さくすると、作動ボタンが装置において高すぎる位置に位置する結果となり、装置の構成部品の組み立てにおける困難が増す可能性があるからである。特定の典型的な実施形態においては、最小内径（内径がこれよりも小さくされることがない）が、約５．０ｍｍ〜約５．９ｍｍの範囲であってよい。
典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．８０ｍｍ未満に設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７０ｍｍ未満に設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６０ｍｍ未満に設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５０ｍｍ未満に設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５０ｍｍに設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４０ｍｍに設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒが、これらに限られるわけではないが、約６．０、６．１、６．２、６．３、６．４、６．５、６．６、６．７、６．８、６．９、７．０ｍｍ、などに設定される。
Ｂ．作動ボタンの内側駆動部の長さＲｌｅｎｇｔｈ
典型的な自動注射装置において、注射の遅配は、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが増すにつれて、少なくなる傾向にある。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが増やされる。
以下で、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈの増加と注射の遅配との間の関係を、図２２を参照して説明する。
図２２は、約６．８０ｍｍの内径Ｒｄｉａｍｅｔｅｒを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａについて、力（ｙ軸：単位はＮ）を距離（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した４つの典型的な力プロフィル「Ｃ」、「Ｂ」、「Ｃｎｌ」、および「Ａ」を示している。
力プロフィル「Ｃ」は、約６．８３ｍｍの長さＲｌｅｎｇｔｈを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ｂ」は、約６．７３ｍｍの長さＲｌｅｎｇｔｈを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ｃｎｌ」は、約６．５３ｍｍの長さＲｌｅｎｇｔｈを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。力プロフィル「Ａ」は、約６．３３ｍｍの長さＲｌｅｎｇｔｈを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａに相当する。
より長い長さを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａは、より短い長さを有する作動ボタン３２の内側駆動部３２ａと比べて、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’により早期に接触する。作動ボタン３２の内側駆動部３２ａがプランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’により早期に接触するため、力プロフィルがより早期に始まり、すなわちより短い距離の作動ボタンの押し込みの後に始まる。力プロフィルが、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが大きくなるにつれて左方に移動する。結果として、長さが大きくなると、力プロフィル上の初期接触点がより早期に生じ、すなわちｘ軸上のより短い距離において生じる。したがって、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈを大きくすると、自動注射装置の発射の成功のためのプランジャの適切なつぶれを達成するために必要な変位が小さくなる。
力プロフィルのｘ軸上の距離「ｄ」は、変わらないままである。
要約すると、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈを大きくすることで、注射の遅配が少なくなり、発射の成功の確率が高くなり、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位が小さくなる。典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈを大きくすることができる。
典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７５ｍｍを上回るように設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが、約６．７３ｍｍ〜約６．８３ｍｍの範囲にあるように設定される。典型的な実施形態においては、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａの長さＲｌｅｎｇｔｈが、これらに限られるわけではないが、約６．７０、６．７１、６．７２、６．７３、６．７４、６．７５、６．７６、６．７７、６．７８、６．７９、６．８０、６．８１、６．８２、６．８３、６．８４、６．８５、６．８６、６．８７、６．８８、６．８９、６．９０ｍｍ、などであるように設定される。
Ｃ．発射体の円すい面の円すい面角度ＣＳＡ
典型的な自動注射装置においては、発射体１２ｂの円すい面２１２の円すい面角度（ＣＳＡ）の値が大きくなるにつれて、注射の遅配が減少する傾向にある。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、ＣＳＡが大きくされる。
より大きなＣＳＡを有する発射体１２ｂの円すい面２１２においては、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’が、より高い位置に位置する。これにより、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａが、作動ボタン３２が押されたときにより早い時点でプランジャ７０をつぶすことができる。したがって、発射体１２ｂの円すい面２１２のＣＳＡを大きくすることで、注射の遅配が減少する。
典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて発射体１２ｂの円すい面２１２のＣＳＡを大きくすることができる。
典型的な実施形態においては、ＣＳＡが、約１２度〜約１８度の範囲にあるように設定される。典型的なＣＳＡの値として、これらに限られるわけではないが、約１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０度、などが挙げられる。
Ｄ．発射体の円すい面の高さ
典型的な自動注射装置においては、発射体１２ｂの円すい面２１２の高さが大きいほど、注射の遅配が減少する傾向にある。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、発射体１２ｂの円すい面２１２の高さが大きくされる。円すい面の高さは、発射体１２ｂの円すい面２１２がプランジャの足に係合することによって引き起こされる円すい面２１２の変形に起因して、時間とともに減少する可能性がある。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、発射体１２ｂの円すい面２１２の変形の程度を小さくすることができる。
円すい面２１２の高さの減少および／または変形の増大は、発射体１２ｂの円すい面２１２の円すい面角度（ＣＳＡ）の減少に相当する。より小さなＣＳＡを有する発射体１２ｂの円すい面２１２においては、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’が、より低い位置に位置する。これにより、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａは、作動ボタン３２が押されたときにより遅い時点でプランジャ７０をつぶすことになる。したがって、発射体１２ｂの円すい面２１２の円すい面高さを減らし、さらには／あるいは発射体１２ｂの円すい面２１２の変形を小さくすると、注射の遅配が増加する。
典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて発射体１２ｂの円すい面２１２の変形の程度を小さくすることができる。円すい面２１２の変形は、発射体１２ｂの円すい面２１２（典型的な実施形態においては、ポリプロピレンなどの柔らかい材料で形成される）のプランジャの足（典型的な実施形態においては、ポリアセタール材料で形成される）との係合から生じうる。典型的な実施形態においては、発射体１２ｂが、円すい面の変形の程度を小さくするために、比較的高剛性の材料で形成される。
典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて発射体１２ｂの円すい面２１２の高さを増やすことができる。
典型的な円すい面の高さとして、これらに限られるわけではないが、約０．１０、０．１５、０．２０、０．２５、０．３０、０．３５、０．４０、０．４５、０．５０、０．５５、０．６０、０．６５、０．７０ｍｍ、などを挙げることができる。典型的な実施形態においては、円すい面の高さが、約０．５０ｍｍである。典型的な実施形態においては、円すい面の高さが、約０．２４ｍｍ〜約０．２８ｍｍの範囲である。一典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．２０ｍｍである。他の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．３ｍｍである。別の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．４ｍｍである。他の典型的な実施形態においては、円すい面の最小高さが、約０．５ｍｍである。
Ｅ．発射体のトンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒ
典型的な自動注射装置においては、発射体１２ｂのトンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが特定の最小径を下回って小さくなる場合に、注射の遅配を観察することができる。典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消するために、発射体１２ｂのトンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、最小トンネル入り口内径を上回る範囲に設定される。
狭すぎるトンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒにおいては、プランジャ７０が、発射体のトンネルを最後まで移動することができない可能性がある。狭いトンネルは、プランジャがトンネルを移動するときに、トンネルの壁に対するプランジャの足のより強い引きずりを生じさせる可能性がある。したがって、トンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが特定の最小内径を下回って小さくなると、注射の遅配が増加する可能性がある。
典型的な実施形態は、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて、発射体１２ｂのトンネル入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒを最小内径を上回るように保つことができる。
典型的な入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒとして、これらに限られるわけではないが、約６．００、６．１０、６．２０、６．３０、６．４０、６．５０、６．６０、６．７０、６．８０、６．９０、７．００、７．１０、７．２０、７．３０、７．４０、７．５０、７．６０、７．７０、７．８０、７．９０、８．００ｍｍ、などが挙げられる。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．７０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．６０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．５０ｍｍである。典型的な実施形態においては、最小の典型的な入り口内径ＴＥｎｔｒａｎｃｅｄｉａｍｅｔｅｒが、約６．４０ｍｍである。
Ｆ．中間点固定（ＭＰＦ）または最上点固定（ＴＰＦ）のプランジャ設計
典型的な自動注射装置においては、注射の遅配が、最上点固定（ＴＰＦ）のプランジャ設計において中間点固定（ＭＰＦ）のプランジャ設計と比べて少ない。ＴＰＦのプランジャ設計は、プランジャアーム７８８ａ’、７８８ｂ’のタブ付き足７８９１’が、発射体１２ｂの円すい面２１２において、より高い位置に位置することを可能にする。これにより、作動ボタン３２の内側駆動部３２ａが、作動ボタン３２が押されたときにより早い時点でプランジャ７０をつぶすことができる。したがって、ＴＰＦのプランジャ設計は、ＭＰＦのプランジャ設計と比べて、注射の遅配を少なくすることができる。この効果を、ＭＰＦのプランジャ設計と比較して、ＴＰＦのプランジャ設計の力プロフィルにおける距離「ｄ」の増加として観察することができる。
典型的な実施形態においては、注射の遅配を最小化または解消し、発射の成功の確率を高め、自動注射装置の発射の成功のためにプランジャに適切なつぶれを達成するために必要な変位を小さくするために、単独または１つ以上の他のさらなる因子との組み合わせにおいて、プランジャの足をＴＰＦのプランジャ設計に従って構成することができる。
他の典型的な実施形態においては、プランジャの足を、発射機構の組み立てに適しているがゆえに、ＭＰＦのプランジャ設計に従って構成することができる。
Ｖ．実施例
典型的なシステム、装置、ならびに少なくとも典型的な作動ボタンおよび典型的な自動注射装置を製作および使用するための方法を、以下の実験例を参照しつつ、以下でさらに詳しく説明する。
Ａ．典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンおよび典型的な市販のプランジャについての試験
典型的な自動注射装置を、典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンを典型的な市販のプランジャおよび他の構成部品と組み立てることによって製造した。典型的なＲＰＴ作動ボタンは、１つ以上の熱硬化性材料で形成されている。典型的なプランジャは、それぞれ約３８度の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有している。組み立てられた自動注射装置を、種々の構成要素の特徴について、装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
（ｉ）作動ボタンリングの内径と注射の遅配との間の関係
作動ボタンの材料と作動ボタンリングの内径との組み合わせについて、遅配の時間への影響を試験した。以下の組み合わせを含む種々の組み合わせを試験した。以下の組み合わせとは、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．６０ｍｍの作動ボタンリング内径、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．８０ｍｍの作動ボタンリング内径（基準として使用される）、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約７．００ｍｍの作動ボタンリング内径、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約６．６０ｍｍの作動ボタンリング内径、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約６．８０ｍｍの作動ボタンリング内径（基準として使用される）、ならびにＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約７．００ｍｍの作動ボタンリング内径である。
Figure 2013514153
第１組の試験においては、装置の作動ボタンを、試験者によって約２．４ｍｍのＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、作動ボタンを完全に押し込むためには充分でなく、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位が、装置の注射の遅配の一因であると判断される。
図２３が、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径について、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の遅配時間（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、いずれの装置も注射の遅配を示すことがなかったことを示している。
図２４が、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径について、遅配を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の遅配時間（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、装置のうちの約２０％は注射の遅配を示さなかったが、装置の約８０％が約１秒〜約６０秒の範囲の注射の遅配を示したことを示している。
図２５は、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について、遅配を呈した装置の割合（ｚ軸）の種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径において最高（１００％）であり、約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において中程度（２０％）であり、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径において最低（０％）であったことを示している。
図２６は、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂について、遅配を呈した装置の割合（ｚ軸）の種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径において最高（１００％）であり、約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において中程度（６０％）であり、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径において最低（０％）であったことを示している。
図２７は、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂について、種々の遅配時間を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径において最高（１００％）であり、約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において中程度（６０％）であり、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径において最低（０％）であったことを示している。さらに、このヒストグラムは、６．８ｍｍの作動ボタンリング内径を有する装置のうち、約２０％が約１秒〜約６０秒の範囲の遅配時間を示し、約２０％が約１分〜約６０分の範囲の遅配時間を示したことを示している。さらに、このヒストグラムは、７．０ｍｍの作動ボタンリング内径を有する装置のうち、５０％が約１分〜約６０分の範囲の遅配時間を示し、約４０％が約６０時間を超える遅配時間を示したことを示している。
図２８は、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について、種々の遅配時間を呈した装置の割合（ｙ軸）の種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径において最高（両方の樹脂において１００％）であり、約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において中程度（ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂において６０％であり、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂において２０％）であり、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径において最低（両方の樹脂において０％）であったことを示している。
第２組の試験においては、装置の作動ボタンを、試験者によって約２．６ｍｍのＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、作動ボタンを完全に押し込むために充分であり、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位は、装置の注射の遅配の原因でないと判断される。
図２９は、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について、遅配を呈した装置の割合（ｚ軸）の種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍおよび約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において高く（１００％）、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径においてより低い（８０％）ことを示している。
図３０は、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂について、遅配を呈した装置の割合（ｚ軸）の種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング内径に対するヒストグラムを示している。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍおよび約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径において高く（１００％）、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径においてより低い（７０％）ことを示している。
図３１は、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）の種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸）に対するヒストグラムを示している。使用された変位は、約２．４ｍｍおよび約２．６ｍｍである。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．６ｍｍおよび約６．８ｍｍ（２．６ｍｍの変位）の作動ボタンリング内径において高く（１００％）、約７．０ｍｍ（２．６ｍｍの変位）の作動ボタンリング内径においてより低い（ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂において７０％、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂において８０％）ことを示している。
図３１に示した実験結果によれば、約２．６ｍｍという充分な変位において、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂で形成された特定の典型的な作動ボタンは、７．０ｍｍの作動ボタンリング内径（２．６ｍｍの変位）において、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ）樹脂で形成された特定の典型的な作動ボタンと比べて、注射の遅配を減少させる。Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂は、約２，８６５ＭＰａ〜約２，８８０ＭＰａの範囲の曲げ弾性率を有し、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ）樹脂は、約３，５２０ＭＰａの曲げ弾性率を有している。いくつかの典型的な実施形態においては、作動ボタンを形成する材料の曲げ弾性率の減少により、発射時の作動ボタンリングの変形が少なくなることで、注射の遅配が減らされ、あるいは解消される。
いくつかの典型的な実施形態においては、作動ボタンへと加えられる変位が不充分であることが、注射の遅配の原因である。いくつかの典型的な実施形態においては、試験に供された特定の典型的な装置のうちで注射の遅配を示した装置の割合が、作動ボタンの変位が小さくなるにつれて増加した。さらに、試験に供されて注射の遅配を示した特定の典型的な装置について、遅配時間が、作動ボタンの変位が小さくなるにつれて増加した。いくつかの典型的な実施形態においては、約２．６ｍｍの変位が、作動ボタンの押し込みにおいて充分であり、発射の遅配の原因となることがなかった。したがって、これらの典型的な実施形態において、約２．６ｍｍの変位で試験された注射の遅配は、作動ボタンを押す患者によって持ち込まれる因子を反映したものではない。
実験結果にもとづくと、試験に供された特定の典型的な装置のうちで注射の遅配を示した装置の割合が、両方の作動ボタンの材料（Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂およびＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂）において、作動ボタンリング内径が大きくなるにつれて増加した。いくつかの典型的な実施形態においては、約６．６ｍｍの作動ボタンリング内径について、試験されたすべての装置において注射の遅配が生じず、約６．８ｍｍの作動ボタンリング内径について、試験された装置の一部において注射の遅配が生じ、約７．０ｍｍの作動ボタンリング内径について、試験された装置のすべてにおいて注射の遅配が生じた。加えて、注射の遅配を示した特定の典型的な装置について、遅配時間が、両方の作動ボタンの材料（Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂およびＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂）において、作動ボタンリング内径が大きくなるにつれて増加した。
（ｉｉ）作動ボタンリングの長さと注射の遅配との間の関係
作動ボタンの材料および作動ボタンリングの長さの組み合わせと、遅配の時間との関係を試験した。以下の組み合わせを含む種々の組み合わせを試験した。以下の組み合わせとは、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さ、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．５３ｍｍの作動ボタンリング長さ（基準として使用される）、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂および約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さ、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さ、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約６．５３ｍｍの作動ボタンリング長さ（基準として使用される）、ならびにＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂および約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さである。試験した典型的な構成部品の仕様が、表１にまとめられている。
第１組の試験においては、装置の作動ボタンを、試験者によって約２．４ｍｍのＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、作動ボタンを完全に押し込むためには充分でなく、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位が、装置の注射の遅配の一因であると判断される。
図３２が、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂で形成された作動ボタンについて、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）を、作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、（両方の樹脂について）約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて最高（１００％）であり、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について約６．５３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて中程度（２０％）であり、（両方の樹脂について）約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さおよびＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂について約６．５３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて最低（０％）であったことを示している。
第２組の試験においては、装置の作動ボタンを、試験者によって約２．６ｍｍのＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、作動ボタンを完全に押し込むために充分であり、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位は、装置の注射の遅配の原因でないと判断される。
図３３が、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング長さに対して示したヒストグラムである。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．５３ｍｍおよび約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて高く（１００％）、約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいてより低い（７０％）ことを示している。
図３４が、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の遅配時間および種々の作動ボタンリング長さに対して示したヒストグラムである。このヒストグラムは、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、約６．５３ｍｍおよび約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて高く（１００％）、約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいてより低い（１０％）ことを示している。
図３５が、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂およびＷａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂で形成された作動ボタンについて、種々の遅配時間を示した装置の割合（ｙ軸）を、種々の作動ボタンリング長さ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。使用された変位は、約２．４ｍｍおよび約２．６ｍｍである。２．６ｍｍの変位についてのヒストグラムが、注射の遅配を示さなかった装置の割合が、（両方の樹脂について）約６．５３ｍｍおよび約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて高く（１００％）、約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいてより低い（ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂の作動ボタンについて１０％、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂の作動ボタンについて７０％）ことを示している。
図３５に示されている実験結果によれば、約２．６ｍｍという充分な変位において、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂で形成された特定の典型的な作動ボタンは、６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さにおいて、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ）樹脂で形成された特定の典型的な作動ボタンと比べて、注射の遅配を減少させる。Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂は、約２，８６５ＭＰａ〜約２，８８０ＭＰａの範囲の曲げ弾性率を有し、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ）樹脂は、約３，５２０ＭＰａの曲げ弾性率を有している。いくつかの典型的な実施形態においては、作動ボタンを形成する材料の曲げ弾性率の減少により、発射時の作動ボタンリングの変形が少なくなることで、注射の遅配が減らされ、あるいは解消される。
図３２と図３５との間の比較にもとづくと、作動ボタンの不充分な変位が、試験に供された特定の典型的な装置における注射の遅配の一因である。試験に供された特定の典型的な装置について、注射の遅配を示した装置の割合が、作動ボタンの変位が小さいときに高くなっている。加えて、試験に供された特定の典型的な装置のうちの注射の遅配を示した装置について、遅配時間が、作動ボタンの変位が小さいときに長くなっている。いくつかの典型的な実施形態においては、約２．６ｍｍの変位が、作動ボタンの押し込みにおいて充分であり、発射の遅配の原因となることがなかった。したがって、いくつかの典型的な実施形態において、約２．６ｍｍの変位で試験された遅配は、作動ボタンを押す患者によって持ち込まれる因子を反映したものではない。
実験結果にもとづくと、試験に供された特定の典型的な装置のうちで注射の遅配を示した装置の割合が、両方の作動ボタンの材料（Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂およびＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂）において、作動ボタンリング長さが短くなるにつれて増加した。より具体的には、試験したいくつかの典型的な実施形態に関して、約６．７３ｍｍの作動ボタンリング長さでは、試験されたすべての装置において注射の遅配が生じず、約６．５３ｍｍの作動ボタンリング長さでは、試験された装置の一部において注射の遅配が生じ、約６．３３ｍｍの作動ボタンリング長さでは、試験された装置のすべてにおいて注射の遅配が生じた。加えて、試験に供した特定の典型的な装置のうちの注射の遅配を示した装置について、遅配時間が、両方の作動ボタンの材料（Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂およびＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂）において、作動ボタンリング長さが短くなるにつれて増加した。
（ｉｉｉ）作動ボタンリング内径および作動ボタンリング長さの組み合わせと注射の遅配との間の関係
作動ボタンリングの内径および作動ボタンリングの長さの組み合わせと遅配時間との間の関係を試験した。
装置の作動ボタンを、試験者によって約２．４ｍｍのＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、試験に供された特定の典型的な装置において作動ボタンを完全に押し込むためには充分でなく、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位が、装置の注射の遅配の一因であると判断される。
図３６が、遅配時間（ｚ軸：単位は秒）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示した３Ｄ散布図である。
図３７は、ｙ軸に沿ってｘ−ｚ平面から見た図３６の２Ｄ断面を示しており、作動ボタンリング長さが増すにつれて遅配時間が減少することを示している。注射の遅配が、約６．７５ｍｍおよびそれ以上のリング長さにおいて解消している。
図３８は、ｘ軸に沿ってｙ−ｚ平面から見た図３６の２Ｄ断面を示しており、作動ボタンリング内径が小さくなるにつれて遅配時間が減少することを示している。注射の遅配が、約６．６０ｍｍおよびそれ以下の作動ボタンリング内径において解消している。
（ｉｖ）結果の概要
ＲＰＴ作動ボタンと約３８度のＩＣＳ角度を有する市販のプランジャとの組み合わせについての結果は、充分な変位において、注射の遅配が、約６．６０ｍｍ以下の作動ボタンリング内径および約６．７５ｍｍ以上の作動ボタンリング長さにおいて解消されたことを示している。
Ｂ．典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンおよび典型的な１個取り金型（ＳＩＭ）プランジャについての試験
典型的な自動注射装置を、典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンを典型的な１個取り金型（ＳＩＭ）プランジャと組み立てることによって製造した。典型的なＲＰＴ作動ボタンは、１つ以上の熱硬化性材料で形成され、典型的なＳＩＭプランジャは、１つ以上の熱可塑性材料で形成されている。典型的なプランジャは、それぞれ約４８度の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有している。組み立てられた自動注射装置を、種々の構成要素の特徴について、装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
装置の作動ボタンを、試験者によって約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの範囲のＺｗｉｃｋ変位まで押し込んだ。この変位は、試験に供した特定の典型的な装置において作動ボタンを完全に押し込むために充分であり、したがって作動ボタンの押し込みにおける変位は、装置の注射の遅配の原因でないと判断される。
作動ボタンリング長さを、約６．３０ｍｍから約７．４０ｍｍまで変化させた。作動ボタンリング内径を、約６．４０ｍｍから約７．１０ｍｍまで変化させた。
（ｉ）中間点固定（ＭＰＦ）プランジャの試験
図３９が、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの変位について、遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。遅配時間は、試験した作動ボタンのうちの１つを除くすべてについて、約０秒であり、すなわち注射の遅配が存在しなかった。約６．８６ｍｍの内径を有する作動ボタンのうちの１つにおいて、遅配時間が約１秒であった。
図４０が、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの変位について、遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。試験した作動ボタンの大部分において、遅配時間は約０秒であり、すなわち注射の遅配が存在しなかった。いずれも約７．１ｍｍの作動ボタン内径を有するおよそ３つの作動ボタンが、注射の遅配を呈した。
この実験結果にもとづき、いくつかの典型的な実施形態における作動ボタンリング内径を、典型的な自動注射装置について注射の遅配がないようにするために、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの間の変位において、約６．８ｍｍ未満に維持することができる。
図４１が、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの変位について、遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング長さ（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。試験した作動ボタンのうちの１つを除くすべてにおいて、遅配時間は約０秒であり、すなわち注射の遅配が存在しなかった。約６．５８ｍｍの内径を有する作動ボタンのうちの１つにおいて、遅配時間が約１秒であった。
図４２が、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの変位について、遅配時間（ｙ軸：単位は秒）を作動ボタンリング長さ（ｘ軸：単位はｍｍ）に対して示した散布図である。試験した作動ボタンの大部分において、遅配時間は約０秒であり、すなわち注射の遅配が存在しなかった。いずれも約６．５５ｍｍ未満の作動ボタン長さを有するおよそ３つの作動ボタンが、注射の遅配を呈した。
この実験結果にもとづき、いくつかの典型的な実施形態における作動ボタン長さは、典型的な自動注射装置について注射の遅配がないようにするために、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの間の変位において、約６．６０ｍｍよりも長く保たれる。
Figure 2013514153
（ｉｉ）最上点固定（ＴＰＦ）プランジャの試験
ＴＰＦプランジャの試験によって、同様の結果が得られた。
（ｉｉｉ）結果の概要
ＲＰＴ作動ボタンと約４８度のＩＣＳ角度を有するＳＩＭプランジャ（ＭＰＦまたはＴＰＦ）との組み合わせについての結果は、約３．２ｍｍ〜約３．４ｍｍの範囲の変位において、注射の遅配が、約６．８０ｍｍ未満の作動ボタンリング内径および約６．６０ｍｍを超える作動ボタンリング長さにおいて解消されたことを示している。
Ｃ．高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンについての実験結果の概要
典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）作動ボタンに関して、注射の遅配が、市販品および１個取り金型（ＳＩＭ）プランジャの両方において、約６．６０ｍｍよりも小さい作動ボタンリング内径および約６．７５ｍｍよりも長い作動ボタンリング長さにおいて解消された。典型的な実施形態は、組み立てられた自動注射装置における注射の遅配を減少させ、あるいは解消するために、典型的な作動ボタンリング内径を約６．６０ｍｍよりも小さくなるように設定でき、作動ボタンリング長さを約６．７５ｍｍよりも大きくなるように設定することができる。
図４３が、作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。図４３のゾーンＡが、短いリング長さ（約６．５０ｍｍ未満）および大きいリング内径（約６．８０ｍｍ超）において、注射の遅配の或る程度の恐れが存在することを示している。典型的な実施形態は、組み立てられた自動注射装置における注射の遅配を減少させ、あるいは解消するために、ゾーンＡに位置するリングの長さおよび内径の組み合わせの選択を、回避することができる。図４３のゾーンＢは、長いリング長さ（約６．７５ｍｍ超）および小さなリング内径（約６．６０ｍｍ未満）において、注射の遅配の恐れがきわめて少ないことを示している。典型的な実施形態は、組み立てられた自動注射装置における注射の遅配を減少させ、あるいは解消するために、ゾーンＢに位置するリングの長さおよび内径の組み合わせを選択することができる。
Ｄ．典型的な１個取り金型（ＳＩＭ）作動ボタンおよび約３８度の典型的な初期接触面（ＩＣＳ）角度を有する典型的な市販のプランジャについての試験
典型的な自動注射装置を、典型的な１個取り金型（ＳＩＭ）作動ボタンおよび市販のプランジャを組み立てることによって製造した。典型的な作動ボタンは、例えばポリプロピレンなどの１つ以上の熱可塑性材料で形成されている。典型的なプランジャは、それぞれ約３８度の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有している。組み立てられた自動注射装置を、種々の構成要素の特徴について、装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
図４４は、種々の作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）を有する試験対象の装置の散布図を示している。
作動ボタンへと加えられる変位を、変位を変化させたときに注射の遅配を示す装置の割合にどのような影響が及ぶかを判断するために、約１．４５ｍｍ、１．５５ｍｍ、および約１．６５ｍｍに設定した。
図４５が、約１．４５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。約１．４５ｍｍの実変位は、装置の発射を開始させるために充分に深く作動ボタンを押すことがなく、あるいはそのようにすることができない患者を模擬している。注射の遅配を示した装置の割合は、作動ボタンリングの長さおよび内径に応じて、約０％〜約７０％の範囲であった。
図４６が、約１．５５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。約１．５５ｍｍという実変位は、約１．４５ｍｍの実変位の場合よりも大きく作動ボタンを押し込む患者を模擬している。注射の遅配を示した装置の割合が少なくなり、作動ボタンリングの長さおよび内径に応じて、約０％〜約１０％の範囲であった。
図４７が、約１．６５ｍｍの実変位について、遅配を示した装置の割合（ｚ軸）を種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）に対して示したヒストグラムである。約１．６５ｍｍという実変位は、約１．５５ｍｍの実変位の場合よりも大きく作動ボタンを押し込む患者を模擬している。注射の遅配を示した装置の割合が少なくなり、あらゆる作動ボタンリングの長さおよび内径について０％であった。
実験結果にもとづくと、いくつかの典型的な実施形態において、約１．６５ｍｍの実変位において、約６．９５ｍｍ未満の作動ボタンリング内径および約６．３３ｍｍ超の作動ボタンリング長さが、注射の遅配のない自動注射装置をもたらしている。いくつかの典型的な実施形態においては、約１．５５ｍｍの実変位において、約６．８０ｍｍ未満の作動ボタンリング内径および約６．５３ｍｍ超の作動ボタンリング長さが、注射の遅配のない自動注射装置をもたらしている。いくつかの典型的な実施形態においては、約１．４５ｍｍの実変位において、約６．６５ｍｍ未満の作動ボタンリング内径および約６．５３ｍｍ超の作動ボタンリング長さが、注射の遅配のない自動注射装置をもたらしている。加えられる実変位にもとづき、典型的な実施形態は、注射の遅配を減らし、あるいは解消するために、作動ボタンリングの長さおよび内径を、この実験結果にもとづいて設定することができる。
図４８が、作動ボタンについて、種々の作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）についてのしきい値変位（ｚ軸：単位はｍｍ）のヒストグラムを示している。用語「しきい値変位」は、注射の遅配が観察されない自動注射装置の発射において作動ボタンの押し込みにて加えられる最小の実変位を指す。この実験結果にもとづくと、いくつかの典型的な実施形態において、注射の遅配の解消に必要な作動ボタンリングの長さおよび内径は、患者によって加えられる実変位に左右されている。大きな変位のグループに属する患者（すなわち、作動ボタンを充分に押し込むことができる患者）は、より大きなリング内径およびより短いリング長さでも、注射の遅配を解消できている。しかしながら、より小さい変位のグループに属する患者（すなわち、作動ボタンを充分に押し込まず、あるいは充分に押し込むことができない患者）は、注射の遅配の解消のために、より小さなリング内径およびより長いリング長さを必要としていた。
典型的な作動ボタンにおいては、注射の遅配を解消するために、作動ボタンリング長さを、約６．７３〜約６．８３ｍｍの間に設定でき、作動ボタンリング内径を、約６．５０ｍｍ〜約６．６５ｍｍの間に設定することができる。図４８に示されているとおり、選択される典型的な内径および長さの範囲は、しきい値変位を約１．４０ｍｍに設定する。作動ボタンリングの内径および長さについて、他の典型的な範囲も選択可能であり、そのような選択によって関連のしきい値変位を変えることができることを、当業者であれば少なくとも図４８から理解できるであろう。しきい値変位を、関連の作動ボタンリングの内径および長さを設定することによって設定できることを、当業者であれば理解できるであろう。
Ｅ．発射体の円すい面角度（ＣＳＡ）と注射の遅配との間の関係
（ｉ）市販の発射体の試験
典型的な自動注射装置を、典型的な市販の発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み合わせることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、市販の発射体の円すい面角度（ＣＳＡ）が装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
典型的な発射体のＣＳＡの値を変化させ、生じる注射の遅配を測定した。
Figure 2013514153
図４９が、長手軸に沿って発射体を貫いて得た断面図を示しており、円すい面２１２の典型的なＣＳＡ値（約６度、約１２度、および約１８度）が示されている。
約３８度の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有する市販のプランジャ、約４８度のＩＣＳ角度を有する中間点固定（ＭＰＦ）の１個取り金型（ＳＩＭ）プランジャ、および約４８度のＩＣＳ角度を有する最上点固定（ＴＰＦ）のＳＩＭプランジャという３つの典型的なプランジャの構成を、典型的な発射体との組み合わせにおいて使用した。
図５０Ａ〜図５０Ｃが、典型的なプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。図５０Ａは、約３８度のＩＣＳ角度を有する市販のプランジャ５００２のタブ付き足５００４の設計の斜視図を示している。図５０Ｂは、約４８度のＩＣＳ角度を有するＭＰＦ ＳＩＭプランジャ５００６のタブ付き足５００８の設計の斜視図を示している。図５０Ｃは、約４８度のＩＣＳ角度を有するＴＰＦ ＳＩＭプランジャ５０１０のタブ付き足５０１２の設計の斜視図を示している。
要約すると、発射体の４つの異なる典型的なＣＳＡ値（すなわち、０、６、１２、および１８度）を、３種類（すなわち、市販品、ＭＰＦ、およびＴＰＦ）の典型的なプランジャにおいて試験した。検討される各々のＣＳＡ値について、１５個の自動注射装置を試験した。各々の作動ボタンを該当の発射体と組み立てる前に、作動ボタンリング内径および作動ボタンリング長さを測定した。
実験においては、自動注射装置における発射体−作動ボタンの各々の組み合わせについて、それぞれの種類のプランジャで１回ずつ、３回の発射を行なった。注射の遅配への変位の影響を除くために、大きな変位を加えるＺｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにて装置を発射させた。大きな変位において、作動ボタンが、発射のほぼ終わりまで発射体に力を加えた。
Figure 2013514153
表４は、注射の遅配に直面した装置の数を示している。
図５１は、遅配に直面した装置の数および割合（ｙ軸）のヒストグラムを、種々のＣＳＡ値および種々のプランジャの種類（ｘ軸）に対して示している。
市販の発射体についての実験結果が、いくつかの典型的な実施形態において、あらゆる種類のプランジャについて約１２度および約１８度のＣＳＡ値で注射の遅配が観察されなかったことを示している。いくつかの典型的な実施形態においては、ＣＳＡ値が０度であるとき、遅配時間がＭＰＦプランジャにおいて最長であり、市販のプランジャにおいて中間的であり、ＴＰＦプランジャにおいて最短であった。いくつかの典型的な実施形態においては、より大きなＣＳＡ値が、より大きなＣＳＡ値においてはプランジャが発射体の円すい面においてより高い位置に位置するため、注射の遅配の解消をもたらした。プランジャが発射体の円すい面においてより高い位置に位置すると、作動ボタンリングが、作動ボタンが押し込まれるときにより早い時点でプランジャをつぶす。
典型的な実施形態は、注射の遅配を減らし、あるいは解消するために、単独またはプランジャの種類の設定との組み合わせにおいて、発射体のＣＳＡ値を大きくすることができる。
（ｉｉ）高速プロトタイプ試験（ＲＰＴ）発射体の試験
典型的な自動注射装置を、典型的な高速プロトタイプ試験（ＲＰＴ）発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み合わせることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、ＲＰＴ発射体の円すい面角度（ＣＳＡ）が装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
典型的な発射体のＣＳＡの値を変化させ、生じる注射の遅配を測定した。
Figure 2013514153
約３８度の初期接触面（ＩＣＳ）角度を有する市販のプランジャ、約４８度のＩＣＳ角度を有する中間点固定（ＭＰＦ）の１個取り金型（ＳＩＭ）プランジャ、および約４８度のＩＣＳ角度を有する最上点固定（ＴＰＦ）のＳＩＭプランジャという３つの典型的なプランジャの構成を、典型的な発射体との組み合わせにおいて使用した。
図５０Ａ〜図５０Ｃが、典型的なプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。図５０Ａは、約３８度のＩＣＳ角度を有する市販のプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。図５０Ｂは、約４８度のＩＣＳ角度を有するＭＰＦ ＳＩＭプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。図５０Ｃは、約４８度のＩＣＳ角度を有するＴＰＦ ＳＩＭプランジャのタブ付き足の設計の斜視図を示している。
要約すると、発射体の５つの異なる典型的なＣＳＡ値（すなわち、０、８、１８、２８、および３８度）を、３種類（すなわち、市販品、ＭＰＦ、およびＴＰＦ）の典型的なプランジャにおいて試験した。各々の作動ボタンを該当の発射体と組み立てる前に、作動ボタンリング内径および作動ボタンリング長さを測定した。
実験においては、自動注射装置における発射体−作動ボタンの各々の組み合わせについて、それぞれの種類のプランジャで１回ずつ、３回の発射を行なった。注射の遅配への変位の影響を除くために、大きな変位を加えるＺｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにて装置を発射させた。大きな変位において、発射のほぼ終わりまで、作動ボタンが発射体に力を加えた。
ＲＰＴ発射体についての試験結果は、すべてのＣＳＡ値（０度でも）において注射の遅配が見られなかったことを示している。より大きいＣＳＡ値が、より大きいＣＳＡ値においてはプランジャが発射体の円すい面においてより高い位置に位置するため、注射の遅配の解消をもたらした。プランジャが発射体の円すい面においてより高い位置に位置すると、作動ボタンリングが、作動ボタンが押し込まれるときにより早い時点でプランジャをつぶす。
典型的な実施形態は、注射の遅配を減らし、あるいは解消するために、単独またはプランジャの種類の設定との組み合わせにおいて、発射体のＣＳＡ値を大きくすることができる。
典型的なＲＰＴ発射体は、市販の発射体（項目（ｉ）で試験した）と比べ、より少ない注射の遅配を示した。ＲＰＴ発射体が、高剛性の材料で形成されている一方で、市販の発射体（項目（ｉ）で試験した）は、ポリプロピレン（ＰＰ）などの比較的低い剛性の材料で形成されている。高剛性の材料で構成されているがゆえに、ＲＰＴ発射体の円すい面は、より剛性の低い市販の発射体と比べて容易には変形しない。さらに、プランジャとＲＰＴ発射体材料との間の摩擦がより小さいことも、プランジャがより滑らかにスライドしてＲＰＴ発射体の円すい面から離れることを可能にする。これらの因子により、ＲＰＴ発射体においては、市販の発射体と比べて注射の遅配が少なくなった。
典型的な実施形態は、注射の遅配を減らし、あるいは解消するために、単独あるいはＣＳＡ値および／またはプランジャの種類の設定との組み合わせにおいて、発射体の材料（例えば、より高剛性の材料を使用）および構成（例えば、市販の発射体ではなくてＲＰＴ発射体を使用）を設定することができる。
Ｆ．発射体の円すい面高さと注射の遅配との間の関係
典型的な自動注射装置を、典型的な市販の発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み合わせることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、発射体の円すい面高さが装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
項目（ｉ）および（ｉｉ）で説明した実験において、発射体の種々の円すい面角度（ＣＳＡ）の値が、種々の円すい面高さに対応する。
Figure 2013514153
円すい面高さを減らしたことで、ＣＳＡ値が小さくなった。この円すい面高さの減少は、発射体の円すい面の変形の増大を呈する。
円すい面の変形は、発射体の円すい面（典型的な実施形態においては、ポリプロピレンなどの柔らかい材料で形成される）がプランジャの足（典型的な実施形態においては、ポリアセタール材料で形成される）と係合することによって生じうる。異なるレベルの変形が、組み立て時、２年間の保管期限の終わり、および装置の発射後という組み立てられた自動注射装置の寿命における３つの段階において確認された。変形が時間につれて増加することが確認された。また、円すい面の変形は、自動注射装置の保管の温度にも影響される可能性がある。
Figure 2013514153
約０．４９１ｍｍの円すい面高さ（約１８度の対応ＣＳＡ値）を基準として用いた。
約２５℃の温度において、２年間の保管の終わりに、円すい面高さは約０．２８１ｍｍ（＝０．４９１−０．２０９８）になる。この変形後の高さは、約６℃〜約１２℃の間のＣＳＡ角度の範囲に相当する。約５℃の温度において、２年間の保管の終わりに、円すい面高さは約０．２４０ｍｍ（＝０．４９１−０．２５０７）になる。この変形後の高さも、約６℃〜約１２℃の間のＣＳＡ角度の範囲に相当する。
発射時に、円すい面高さは、約２５℃および約５℃の温度において約０．１７４ｍｍになる。この変形後の高さも、約６度〜約１２度の間のＣＳＡ角度の範囲に相当する。
このように、いくつかの典型的な実施形態においては、２年間の保管の終わりおよび発射時に、円すい面の変形後の高さが約６度〜約１２度の間のＣＳＡ角度の範囲に相当する。これは、円すい面の変形の程度が、いくつかの典型的な実施形態において注射の遅配に影響を及ぼす可能性があることを示している。より具体的には、いくつかの典型的な実施形態において、円すい面の変形が大きいほど、円すい面の高さが低くなる可能性があり、円すい面の高の減少は、ＣＳＡ値の減少に相当する。これは、いくつかの典型的な実施形態において、円すい面の変形が大きいと、注射の遅配の可能性の増大および／または遅配時間の増大につながる可能性があることを示している。
典型的な実施形態は、単独または１つ以上の他の因子との組み合わせにおいて発射体の円すい面の変形を最小限にすることによって、注射の遅配を減少させ、あるいは解消することができる。より具体的には、典型的な実施形態は、発射体を変形しにくい材料から形成することによって、変形を最小限にすることができる。
Ｇ．発射体のトンネル入り口内径と注射の遅配との間の関係
典型的な自動注射装置を、典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み立てることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、発射体のトンネル入り口内径が装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
図５２が、長手軸Ｌに沿って得た発射体１２ｂの典型的なトンネル１９０４の断面図を示しており、発射体１２ｂのトンネル１９０４およびトンネル入り口１９０８を示している。典型的な発射体１２ｂのトンネル入り口１９０８の内径を、７５個の自動注射装置において変化させ、生じる注射の遅配を測定した。
Figure 2013514153
しかしながら、実際のトンネル入り口内径は、設計仕様から多少異なっている。
図５３が、設計および実際のトンネル入り口内径（ｙ軸：単位はｍｍ）を種々の発射体の材料（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。
図５４が、ＲＰＴ発射体について、種々の実際の（測定された）トンネル入り口内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する装置の数（ｙ軸）のヒストグラムを示している。
図５５が、注射の遅配への発射体トンネル入り口内径の影響を明らかにするために試験した装置について、種々の典型的な作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の種々の典型的な作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する散布図を示している。発射体トンネル入り口内径の影響だけを分離して試験できるよう、作動ボタンリングの寸法を許容限度内とし、発射の遅配の原因とならないように設定した。
図５６が、作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）および作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する発射体トンネル入り口内径（凡例に示されており、単位はｍｍ）のコンター図を示している。
第１組のテストでは、種々のトンネル入り口内径を有する７５個の自動注射装置のすべてを手動で試験した。すべての装置のうち、サンプル番号３０だけが注射の遅配に直面した。図５６に示されるとおり、サンプル番号３０は、約６．６３ｍｍに位置する最小のトンネル入り口内径のうちの１つを有している。この寸法は設計寸法よりも小さく、約６．９０ｍｍ〜約７．０５ｍｍの間の許容限度の範囲内になかった。
第２組のテストでは、種々のトンネル入り口内径を有する７５個の自動注射装置のすべてを、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒを使用し、約２．４ｍｍの変位で試験した。すべての装置が正常に発射を達成し、注射の遅配は観察されなかった。
要約すると、実験結果は、いくつかの典型的な実施形態において、発射体トンネル入り口内径が、とりわけ約６．７０ｍｍを上回る入り口内径において、注射の遅配にあまり影響しなかったことを示している。典型的な実施形態は、トンネル入り口内径によって引き起こされる可能性がある注射の遅配を少なくし、あるいは解消するために、発射体トンネル入り口内径を、約６．７０ｍｍよりも大きくなるように設定することができる。
Ｈ．発射体のトンネル入り口内径およびトンネル径と注射の遅配との間の関係
典型的な自動注射装置を、典型的な高速プロトタイプ技術（ＲＰＴ）発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み立てることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、発射体のトンネル入り口内径およびトンネル内径が装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
図５７が、長手軸に沿って得た発射体１２ｂのトンネル１９０４の断面図を示しており、発射体１２ｂのトンネル１９０４およびトンネル入り口１９０８を示している。図５７に示されるとおり、トンネルの形状の全体（入り口部分および内側部分）が、表９に示される増分に対応する増分にて長手軸を中心にして一様にずらされる。
典型的な発射体のトンネル入り口の内径を、７５個の自動注射装置において変化させ、生じる注射の遅配を測定した。４０個の自動注射装置を、観察される注射の遅配が不充分な変位に起因するものではないことを保証するために、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒによって大きな変位で試験した。大きな変位で発射を生じなかった装置を、Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒから取り外し、手作業で試験した。
Figure 2013514153
しかしながら、実際のトンネル入り口内径は、設計仕様から多少異なっている。
図５８が、種々の発射体の材料（ｘ軸）に対する設計および実際のトンネル入り口内径（ｙ軸：単位はｍｍ）のヒストグラムを示している。
図５９が、ＲＰＴ発射体について、種々の実際の（測定された）トンネル入り口内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する装置の数（ｙ軸）のヒストグラムを示している。
図６０が、注射の遅配への発射体トンネル入り口内径の影響を明らかにするために試験した装置について、種々の典型的な作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）の種々の典型的な作動ボタンリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）に対する散布図を示している。発射体トンネル入り口内径の影響だけを分離して試験できるよう、作動ボタンリングの寸法を許容限度内とし、発射の遅配の原因とならないように設定した。
Figure 2013514153
Figure 2013514153
Figure 2013514153
Figure 2013514153
約７．０２ｍｍのトンネル入り口内径では、すべての装置がＺｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにおいて発射を生じた。約６．７０ｍｍのトンネル入り口内径では、ただ１つの装置が、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにおいて遅配を生じた。この装置は、作動ボタンを手動で押したときにも発射を生じなかった。その後にこの装置は、約１分後に自然に発射を生じた。約６．６０ｍｍのトンネル入り口内径においては、装置のうちの６つが、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにおいて発射を生じた。それらの装置のうちの１つは、約５秒の遅配を生じたものの、手動で作動ボタンを押す前に自然に発射を生じた。それらの装置のうちの３つは、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒでも、手動でも、発射を生じなかった。発射を生じなかったこれら３つの装置のうちの２つは、それぞれ約２５秒および約１０分の後に発射を生じた。発射を生じなかったこれら３つの装置のうちの１つは、一晩をかけて自然に発射を生じた。しかしながら、この装置においては、プランジャが装置を最後まで移動することがなかった。約６．５０ｍｍのトンネル入り口内径においては、装置のうちの１つが、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒにおいて発射を生じた。装置のうちの２つは、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒでは発射を生じなかったが、手動で発射を生じた。装置のうちの７つが、Ｚｗｉｃｋ−Ｒｏｅｌｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒでも、手動でも、発射を生じなかった。これら７つの装置のうち、１つの装置は、手動で押した後に約５秒で発射を生じ、６つの装置は、一晩かけて発射を生じた。一晩かけて発射を生じた６つの装置においては、装置のうちの５つにおいて、プランジャが装置を最後まで移動することがなかった。
いくつかの典型的な装置においては、トンネルが狭く、狭いトンネルにおいてはプランジャがトンネルを移動するときにトンネルの壁に対するプランジャの足の引きずりが大きくなるため、プランジャが最後まで移動することがなかった。
Figure 2013514153
Figure 2013514153
表１１は、たとえ作動ボタンリング内径が発射体トンネル入り口内径よりも約０．３２ｍｍ大きくても、装置が正常に発射を達成することを示している。
要約すると、実験結果は、いくつかの典型的な実施形態において、発射体トンネル入り口内径が、とりわけ約６．７０ｍｍを上回る入り口内径において、注射の遅配にあまり影響しなかったことを示している。典型的な実施形態は、トンネル入り口内径によって引き起こされる可能性がある注射の遅配を少なくし、あるいは解消するために、発射体トンネル入り口内径を、約６．７０ｍｍよりも大きくなるように設定することができる。
Ｉ．プランジャ先端突起と注射の遅配との間の関係
典型的な自動注射装置を、典型的な発射体および作動ボタンを典型的なプランジャと組み立てることによって製造した。組み立てられた自動注射装置を、プランジャの先端の突起（すなわち、先端の鈍さまたは鋭さ）が装置の注射の遅配（あれば）に及ぼす影響を定量的に割り出すために試験した。
図６１Ａ〜図６１Ｃが、プランジャの典型的なタブ付き足を示しており、図６１Ａが丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端６１０２を有するプランジャ６１０１を示し、図６１Ｂが約３８度のＩＣＳ角度および鋭い先端６１０４を有するプランジャ６１０３を示し、図６１Ｃが約４８度のＩＣＳ角度および鋭い先端６１０６を有するプランジャ６１０５を示している。
図６２が、それぞれプランジャ６１０２（図６１Ａ）、６１０４（図６１Ｂ）、および６１０６（図６１Ｃ）を試験することによって得られた力プロフィル６２０２、６２０４、および６４０６（単位はＮ）を示している。丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端を有するプランジャにおいては、注射の遅配を最小にする力プロフィル（力プロフィル６２０２）のｘ軸上のより大きな距離「ｄ」が見られた。丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端を有するプランジャにおいては、不充分な変位によって持ち込まれる可能性がある注射の遅配の恐れを最小にするより小さい「発射変位」（力プロフィル６２０２）が見られた。
要約すると、実験結果は、いくつかの典型的な実施形態において、プランジャのタブ付き足の丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端が、鋭い先端と比べて、注射の遅配を最小にできることを示している。典型的な実施形態は、注射の遅配を最小にするために、プランジャのタブ付き足を丸みを帯びた先端すなわち鈍い先端を有するように構成することができる。
Ｊ．作動ボタンリングの肉厚と注射の遅配との間の関係
作動ボタンリングの肉厚が注射の遅配に及ぼす影響を試験した。典型的な作動ボタンリングを、外径を実質的に一定にしつつ内径を変化させて設計し、成型し、試験した。外径を一定に保ったため、内径が小さくなるにつれて作動ボタンリングの肉厚が大きくなり、内径が大きくなるにつれて作動ボタンリングの肉厚が小さくなった。
Figure 2013514153
図６３が、試験に用いた種々の作動ボタンリング長さ（ｙ軸：単位はｍｍ）およびリング内径（ｘ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。
図６４が、基準の作動ボタンリング３２の正面図を示しており、リングの肉厚を示している。基準の作動ボタンは、約６．８０ｍｍの典型的な内径、約０．７５ｍｍの肉厚、および約６．５３ｍｍの典型的な長さを有している。
図６５が、「Ｇ」作動ボタンリング３２の正面図を示しており、リングの肉厚を示している。「Ｇ」作動ボタンリングの内径は、約６．５０ｍｍであり、「Ｇ」作動ボタンリングの肉厚は、約０．９０ｍｍであり、基準の作動ボタンリングの肉厚よりも大きい。基準の作動ボタンリングと比べて「Ｇ」作動ボタンリングの肉厚が大きいことで、作動ボタンを押し込んだときの作動ボタンリングの変形の程度は小さくなった。「Ｇ」作動ボタンリングにおいては、変形の減少により、基準の作動ボタンリングと比べて注射の遅配が好都合に最小化された。さらに、作動ボタンリングの内径が約６．８０ｍｍから約６．５０ｍｍへと減少したため、自動注射装置の作動または発射に必要な発射力（ＦｔＦ）が、好都合にも約２Ｎほど増加した。
図６６が、「Ｈ」作動ボタンリング３２の正面図を示しており、リングの肉厚を示している。「Ｈ」作動ボタンリングの内径は、約６．６５ｍｍであり、「Ｈ」の肉厚は、基準の作動ボタンリングよりも大きいが、「Ｇ」作動ボタンリングよりは小さい。基準の作動ボタンリングと比べて「Ｈ」作動ボタンリングの肉厚が大きいことで、作動ボタンを押し込んだときの作動ボタンリングの変形の程度は小さくなった。作動ボタンリング変形の減少により、基準の作動ボタンリングと比べて注射の遅配が好都合に最小化された。しかしながら、「Ｈ」作動ボタンリングにおいては、「Ｇ」作動ボタンリングと比べて肉厚が小さいため、作動ボタンリングを押し込んだときの作動ボタンリングの変形の程度が大きくなった。「Ｈ」作動ボタンリングにおいては、変形の増加ゆえに、「Ｇ」作動ボタンリングと比べて注射の遅配が増加した。
図６７が、「Ｉ」作動ボタンリング３２の正面図を示しており、リングの肉厚を示している。「Ｉ」作動ボタンリングの内径は、約６．９５ｍｍであり、「Ｉ」作動ボタンリングの肉厚は、約０．６７５ｍｍであり、基準、「Ｇ」、および「Ｈ」の作動ボタンリングの肉厚よりも小さい。「Ｉ」作動ボタンリングにおいては、基準、「Ｇ」、および「Ｈ」の作動ボタンリングと比べて肉厚が小さいため、作動ボタンリングを押し込んだときの作動ボタンリングの変形の程度が大きくなった。「Ｉ」作動ボタンリングにおいては、変形の増加ゆえに、基準、「Ｇ」、および「Ｈ」の作動ボタンリングと比べて注射の遅配が増加した。
典型的な実施形態は、注射の遅配を最小にし、あるいは解消するために、典型的な作動ボタンリングをより小さな内径および肉厚を有するように設定することができる。典型的な実施形態においては、典型的な作動ボタンリングが、約６．５０ｍｍの典型的なリング内径、約６．５３ｍｍの典型的なリング長さ、および約０．９０ｍｍの典型的な肉厚という「Ｇ」作動ボタンリングの仕様にもとづいて構成されるが、典型的な作動ボタンリングは、この構成に限られない。
Ｋ．成型温度と発射力（ＦｔＦ）との間および冷却時間とＦｔＦとの間の関係
典型的なプランジャを、典型的な自動注射装置に使用するための成型プロセスにて成型した。プランジャを、典型的な樹脂材料であるＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１というアセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料で形成した。成型プロセスにおいて使用される成型温度および冷却時間を変え、プランジャの幅（すなわち、プランジャアーム間の距離）およびＦｔＦへの影響を調べた。
第１組の試験においては、成型温度を約２００Ｆに設定し、冷却時間を約１０秒に設定した。第２組の試験においては、成型温度を約１００Ｆに設定し、冷却時間を約１０秒に設定した。第３組の試験においては、成型温度を約２００Ｆに設定し、冷却時間を約２５秒に設定した。第４組の試験においては、成型温度を約１００Ｆに設定し、冷却時間を約２５秒に設定した。
図６８が、Ｈｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１アセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料で種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）にて形成されたプランジャについて、プランジャ幅の値（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦの値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。図６８は、いくつかの典型的な実施形態において、冷却時間を長くするとプランジャ幅が大きくなり、結果的にＦｔＦが大きくなることを示している。また、図６８は、いくつかの典型的な実施形態において、成型温度を低くするとプランジャ幅が大きくなり、結果的にＦｔＦが大きくなることを示している。
図６９が、平均のＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）およびＦｔＦ値の標準偏差（ｙ軸：単位はＮ）を、種々のプランジャ材料、種々の成型温度（単位はＦ）、および種々の冷却時間（単位は秒）の組み合わせ（ｘ軸）に対して示したヒストグラムである。
図７０が、種々のプランジャ材料、種々の成型温度（単位はＦ）、および種々の冷却時間（単位は秒）におけるＦｔＦ値（単位はＮであり、四角で囲まれている）の三次元のデータプロットを示している。図６９および図７０は、いくつかの典型的な実施形態において、同じプランジャ材料について、冷却時間を長くするとプランジャ幅が大きくなり、結果的にＦｔＦが大きくなることを示している。また、図６９および図７０は、いくつかの典型的な実施形態において、同じプランジャ材料について、成型温度を低くするとプランジャ幅が大きくなり、結果的にＦｔＦが大きくなることを示している。
Ｌ．プランジャ重量と発射力（ＦｔＦ）との間の関係
典型的なプランジャを、典型的な自動注射装置に使用するための成型プロセスにて成型した。プランジャを、典型的な樹脂材料であるＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１アセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料で形成した。プランジャの重量を、約１．９４グラム〜約２．０１グラムの間で変化させ、ＦｔＦへの影響を調べた。
図７１が、種々のプランジャ重量（ｘ軸：単位はグラム）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。図７１は、プランジャの重量を大きくするとＦｔＦが大きくなることを示している。典型的な実施形態においては、約１．９４グラムのプランジャ重量が、約７．４３Ｎの典型的なＦｔＦに相当する。典型的な実施形態においては、約２．０１グラムのプランジャ重量が、約１１．６３Ｎの典型的なＦｔＦに相当する。
図７２が、種々のプランジャ重量（ｘ軸：単位はグラム）に対するプランジャ幅の値（ｙ軸：単位はｍｍ）の散布図を示している。
図７３は、種々のプランジャ重量（単位はグラム）について、ＦｔＦ値（単位はＮ）およびプランジャ幅の値（単位はｍｍ）の三次元のデータプロットを示している。
図７２および図７３は、いくつかの典型的な実施形態において、プランジャ重量を大きくするとプランジャ幅が大きくなり、結果としてＦｔＦが大きくなることを示している。典型的な実施形態において、約１．９４グラムのプランジャ重量が、約２．１２ｍｍの典型的なプランジャ幅に相当する。典型的な実施形態において、約２．０１グラムのプランジャ重量が、約２．５２ｍｍの典型的なプランジャ幅に相当する。
Ｍ．成型注入圧力と発射力（ＦｔＦ）との間の関係
典型的なプランジャを、典型的な自動注射装置に使用するための典型的な２段階の成型プロセスにて成型した。プランジャを、典型的な樹脂材料であるＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１アセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料で形成した。２段階の成型プロセスにおいて、プロセスの２つの段階について成型注入圧力を変え、ＦｔＦへの影響を調べた。
第１組の試験においては、注入圧力を、第１の段階において約７５０×１０３ｐｓｉになるように設定し、第２の段階において約５００×１０３ｐｓｉになるように設定した。この組の注入圧力の値において、成型温度および冷却時間を様々にした。
図７４が、約７５０×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約５００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。
第２組の試験においては、注入圧力を、第１の段階において約１６００×１０３ｐｓｉになるように設定し、第２の段階において約８００×１０３ｐｓｉになるように設定した。この組の注入圧力の値において、成型温度および冷却時間を様々にした。
図７５が、約１６００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約８００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。
第３組の試験においては、注入圧力を、第１の段階において約９００×１０３ｐｓｉになるように設定し、第２の段階において約７５０×１０３ｐｓｉになるように設定した。この組の注入圧力の値において、成型温度および冷却時間を様々にした。
図７６が、約９００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約７５０×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。
第４組の試験においては、注入圧力を、第１の段階において約１６００×１０３ｐｓｉになるように設定し、第２の段階において約９００×１０３ｐｓｉになるように設定した。この組の注入圧力の値において、成型温度および冷却時間を様々にした。
図７７が、約１６００×１０３ｐｓｉの第１段階の注入圧力および約９００×１０３ｐｓｉの第２段階の注入圧力に関して、種々の成型温度（単位はＦ）および種々の冷却時間（単位は秒）について、種々のプランジャ幅（ｘ軸：単位はｍｍ）に対するＦｔＦ値（ｙ軸：単位はＮ）の散布図を示している。
ＶＩ．典型的な作動ボタンおよびプランジャの形成に使用される材料
本明細書において検討される典型的なプランジャおよび作動ボタンを、約３００ＭＰａ〜約１１，０００ＭＰａの範囲の曲げ弾性率を有する熱硬化性および／または熱可塑性材料で少なくとも部分的に形成することができる。典型的な実施形態においては、作動ボタンを形成する典型的な材料の曲げ弾性率が、約１，５００ＭＰａ〜約１，７００ＭＰａの範囲である。典型的な実施形態においては、作動ボタンを形成する典型的な材料の曲げ弾性率が、約１，６００ＭＰａ〜約３，５２０ＭＰａの範囲である。
典型的な作動ボタンを形成するために使用することができる典型的な材料として、これらに限られるわけではないが、Ｗａｔｅｒｓｈｅｄ（ＴＭ） １１１２０樹脂（典型的な実施形態において約２，８６５ＭＰａ〜約２，８８０ＭＰａの間の典型的な曲げ弾性率を有することができる）、ＰｒｏｔｏＴｈｅｒｍ（ＴＭ） １２１２０樹脂（典型的な実施形態において約３，５２０ＭＰａの典型的な曲げ弾性率を有することができる）、ポリプロピレン（ＰＰ）熱可塑性ポリマー（典型的な実施形態において約１，６００ＭＰａの典型的な曲げ弾性率を有することができる）、などが挙げられる。
典型的なプランジャを形成するために使用することができる典型的な材料として、これ限られるわけではないが、アセタールポリオキシメチレン（ＰＯＭ）共重合体が挙げられ、例えばＴｉｃｏｎａ社のＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１というアセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料が挙げられる。
典型的なプランジャおよび作動ボタンを、他の熱可塑性および熱硬化性材料で形成することもでき、その例が表１３（典型的な熱可塑性材料）および表１４（典型的な熱硬化性材料）に示される。
表１３は、典型的なプランジャおよび典型的な作動ボタンを製作するために使用することができる種々の熱可塑性材料、それらの材料の製造供給元、材料の等級、材料の密度、メルトボリューム、引張弾性率、および曲げ弾性率の一覧である。引張弾性率は、材料の剛性の大きさであり、曲げ弾性率は、材料の曲げの傾向の大きさである。
Figure 2013514153
ｈｔｔｐ：／／ｔｏｏｌｓ．ｔｉｃｏｎａ．ｃｏｍ／ｔｏｏｌｓ／ｍｃｂａｓｅｉ／ｐｒｏｄｕｃｔ−ｔｏｏｌｓ．ｐｈｐ？ｓＰｏｌｙｍｅｒ＝ＰＯＭ＆ｓＰｒｏｄｕｃｔ＝ＨＯＳＴＡＦＯＲＭおよびｈｔｔｐ：／／ｌｏｖｅ８ｆｆ．ｄｉｙｔｒａｄｅ．ｅｏｍ／ｓｄｐ／４５０４１０／４／ｐｄ−２４９３０５３／３７３５７３７−１２４９５６０．ｈｔｍｌによれば、表１３の他のポリアセタールのさらなるＨｏｓｔａｆｏｒｍ（ＴＭ） Ｃ １３０３１アセタール（ＰＯＭ）共重合体プラスチック材料の等級として、これらに限られるわけではないが、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＡＭ９０Ｓ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＡＭ９０Ｓ Ｐｌｕｓ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ １３０２１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ １３０２１ ＲＭ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ １３０３１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ １３０３１ Ｋ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ １３０３１ ＸＦ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２５２１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２５２１ Ｇ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２５５２、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２７０２１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２７０２１ ＡＳＴ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ２７０２１ ＧＶ３／３０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ５２０２１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ １０／１５７０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＡＷ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ Ｇ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ１／１０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ１／２０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ１／２０ ＸＧＭ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ１／３０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ１／３０ ＧＴ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ３／１０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ３／２０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ３／３０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＧＶ３／３０ ＴＦ２、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ Ｋ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ Ｍ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＳＷ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＴＦ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＴＦ５、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｃ ９０２１ ＸＡＰ（Ｒ）、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＣＰ １５Ｘ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＥＣ１４０ＣＦ１０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＥＣ１４０ＸＦ（ＰＯＭ）、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＥＣ２７０ＴＸ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＦＫ １：２５、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＦＫ ２：２５、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＭ１４０ＬＧ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＭ１４０ＬＧＺ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＭ２５、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＭ９０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＵ−０２ＸＡＰ（Ｒ）、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＷ１５ＥＷＸ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＷ９０ＢＳＸ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＬＷ９０ＥＷＸ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｍ１５ＨＰ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｍ２５ＡＥ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｍ９０ＸＡＰ（Ｒ）、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＲ１３０ＡＣＳ、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ１２Ｒ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ１２Ｕ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ１２Ｕ０３、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ２４Ｆ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ２４Ｕ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ８Ｆ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ８Ｆ０２、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ８Ｒ０２、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＭＴ８Ｕ０１、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ２７０６３、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ２７０６４、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ２７０７２ ＷＳ １０／１５７０、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ９０６３、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ９０６４、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ９２４３、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ９２４４、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） Ｓ ９３６４、ＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＴＦ−１０ＸＡＰ（Ｒ）、およびＨＯＳＴＡＦＯＲＭ（ＴＭ） ＷＲ１４０ＬＧが挙げられる。
図１４が、典型的なプランジャおよび典型的な作動ボタンを製作するために使用することができる種々の熱硬化性材料、ならびにそれらの曲げ弾性率（例えば、ＡＳＴＭ Ｄ７９０Ｍ（ｗｗｗ．ＤＳＭＳＯＭＯＳ．ｃｏｍによる）によって測定される）の一覧である。曲げ弾性率は、材料の曲げの傾向の大きさである。表１４に記載の樹脂から製造されたプランジャの曲げ弾性率は、或る程度は硬化の種類および程度に依存し、したがってばらつく可能性があり、提示の範囲に反映されている。
Figure 2013514153
ＶＩＩ．典型的な自動注射装置において使用される物質
本発明の方法および構成を、注射による投与に適した基本的に任意の物質または薬剤を投与する自動注射装置において使用することができる。典型的には、物質または薬剤は流体であり、例えば液体の状態であるが、ゲルまたは半固体、スラリ、微粒子溶液、などといった他の形状の薬剤も、自動注射装置がそのような状態の薬剤の投与を可能にするように設計される場合には、使用に適したものとすることができる。
好ましい薬剤は、抗体、サイトカイン、ワクチン、融合たんぱく質、および成長因子などといった生物学的薬剤である。抗体の製造方法は上述した。
自動注射装置において薬剤として使用することができる他の生物学的薬剤の例として、これらに限られるわけではないが、例えばＴＮＦ、ＬＴ、ＩＬ−１、ＩＬ−２、ＩＬ−３、ＩＬ−４、ＩＬ−５、ＩＬ−６、ＩＬ−７、ＩＬ−８、ＩＬ−１５、ＩＬ−１６、ＩＬ−１８、ＩＬ−２１、ＩＬ−２３、インターフェロン、ＥＭＡＰ−ＩＩ、ＧＭ−ＣＳＦ、ＦＧＦ、およびＰＤＧＦなどといったヒトサイトカインまたは成長因子に対する抗体または拮抗剤、ＣＤ２、ＣＤ３、ＣＤ４、ＣＤ８、Ｄ２５、ＣＤ２８、ＣＤ３０、ＣＤ４０、ＣＤ４５、ＣＤ６９、ＣＤ８０（Ｂ７．１）、ＣＤ８６（Ｂ７．２）、ＣＤ９０、ＣＴＬＡ、あるいはＣＤ１５４（ｇｐ３９またはＣＤ４０Ｌ）を含むそれらのリガンドなどといった細胞表面分子に対する抗体、ＴＮＦα変換酵素（ＴＡＣＥ）阻害剤、ＩＬ−１阻害剤（インターロイキン−１変換酵素阻害剤、ＩＬ−１ＲＡ、など）、インターロイキン１１、ＩＬ−１８抗体または可溶性ＩＬ−１８受容体あるいはＩＬ−１８結合たんぱく質を含むＩＬ−１８拮抗剤、非減少性抗ＣＤ４阻害剤、抗体、可溶性受容体、または拮抗リガンドを含む同時刺激経路ＣＤ８０（Ｂ７．１）またはＣＤ８６（Ｂ７．２）の拮抗剤、ＴＮＦαまたはＩＬ−１などの炎症性サイトカインによるシグナリングを妨害する物質（例えば、ＩＲＡＫ、ＮＩＫ、ＩＫＫ、ｐ３８、またはＭＡＰキナーゼ阻害剤）、ＩＬ−１ｂ変換酵素（ＩＣＥ）阻害剤、キナーゼ阻害剤などのＴ細胞シグナリング阻害剤、メタロプロテイナーゼ阻害剤、アンジオテンシン変換酵素阻害剤、可溶性サイトカイン受容体およびその誘導体（例えば、可溶性ｐ５５またはｐ７５ ＴＮＦ受容体および誘導体ｐ７５ＴＮＦＲＩｇＧ（Ｅｎｂｒｅｌ（ＴＭ）およびｐ５５ＴＮＦＲＩｇＧ（Ｌｅｎｅｒｃｅｐｔ））、ｓＩＬ−１ＲＩ、ｓＩＬ−１ＲＩＩ、ｓＩＬ−６Ｒ）、抗炎症性サイトカイン（例えば、ＩＬ−４、ＩＬ−１０、ＩＬ−１１、ＩＬ−１３、およびＴＧＦ−ベータ）、Ｒｉｔｕｘｉｍａｂ、ＩＬ−１ ＴＲＡＰ、ＭＲＡ、ＣＴＬＡ４−Ｉｇ、ＩＬ−１８ ＢＰ、抗ＩＬ−１８、抗ＩＬ−１５、ＩＤＥＣ−ＣＥ９．１／ＳＢ ２１０３９６（非減少性霊長類化抗ＣＤ４抗体；ＩＤＥＣ／ＳｍｉｔｈＫｌｉｎｅ；例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ Ｖｏｌ．３８、Ｓ１８５（１９９５）を参照）、ＤＡＢ ４８６−ＩＬ−２および／またはＤＡＢ ３８９−ＩＬ−２（ＩＬ−２融合たんぱく質；Ｓｅｒａｇｅｎ；例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ Ｖｏｌ．３６；１２２３（１９９３）を参照）、Ａｎｔｉ−Ｔａｃ（ヒト化抗ＩＬ−２Ｒａ；Ｐｒｏｔｅｉｎ Ｄｅｓｉｇｎ Ｌａｂｓ／Ｒｏｃｈｅ）、ＩＬ−４（抗炎症性サイトカイン；ＤＮＡＸ／Ｓｃｈｅｒｉｎｇ）、ＩＬ−１０（ＳＣＨ ５２０００；組み換えＩＬ−１０、抗炎症性サイトカイン；ＤＮＡＸ／Ｓｃｈｅｒｉｎｇ）、ＩＬ−１０および／またはＩＬ−４作動薬（例えば、作動薬抗体）、ＩＬ−１ＲＡ（ＩＬ−１受容体拮抗剤；Ｓｙｎｅｒｇｅｎ／Ａｍｇｅｎ）、アナキンラ（Ｋｉｎｅｒｅｔ（Ｒ）／Ａｍｇｅｎ）、ＴＮＦ−ｂｐ／ｓ−ＴＮＦ（可溶性ＴＮＦ結合たんぱく質；例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２８４（１９９６）；Ａｍｅｒ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．− Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ ２６８：３７−４２（１９９５））を参照）、Ｒ９７３４０１（ホスホジエステラーゼＩＶ型阻害剤；例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２８２（１９９６）を参照）、ＭＫ−９６６（ＣＯＸ−２阻害剤；例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ８１（１９９６）を参照）、Ｉｌｏｐｒｏｓｔ（例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ８２（１９９６）を参照）、ｚａｐ−７０および／またはｌｃｋ阻害剤（チロシンキナーゼｚａｐ−７０またはｌｃｋの阻害剤）、ＶＥＧＦ阻害剤および／またはＶＥＧＦ−Ｒ阻害剤（血管内皮細胞成長因子または血管内皮細胞成長因子受容体の阻害剤、血管形成の阻害剤）、ＴＮＦ転換酵素阻害剤、抗ＩＬ−１２抗体、抗ＩＬ−１８抗体、インターロイキン−１１（例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ２９６（１９９６）を参照）、インターロイキン−１３（例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ３０８（１９９６）を参照）、インターロイキン−１７阻害剤（例えばＡｒｔｈｒｉｔｉｓ＆Ｒｈｅｕｍａｔｉｓｍ ３９（９、ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ）；Ｓ１２０（１９９６）を参照）、抗胸腺細胞グロブリン、抗ＣＤ４抗体、ＣＤ５毒素、ＩＣＡＭ−１アンチセンスホスホロチオエートオリゴデオキシヌクレオチド（ＩＳＩＳ ２３０２；Ｉｓｉｓ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ，Ｉｎｃ．）、可溶性補体レセプタ１（ＴＰ１０；Ｔ Ｃｅｌｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，Ｉｎｃ．）、ならびに抗ＩＬ２Ｒ抗体が挙げられる。
ＶＩＩＩ．典型的な自動注射装置において使用するためのＴＮＦα阻害剤
本発明の一実施形態によれば、例示の自動注射装置を、関節炎および他の疾病の治療に使用される１回分の用量のＴＮＦ阻害剤を送り出すために使用することができる。一実施形態においては、シリンジに収容される溶液が、１ｍＬ当たり４０または８０ミリグラムの製剤（ＴＮＦα遮断剤または阻害剤）、例えば４０または８０ｍｇのアダリムマブ、４．９３ｍｇの塩化ナトリウム、０．６９ｍｇの無水リン酸一ナトリウム、１．２２ｍｇの無水リン酸二ナトリウム、０．２４ｍｇのクエン酸ナトリウム、１．０４ｍｇのクエン酸一水和物、９．６ｍｇのマンニトール、０．８ｍｇのポリソルベート５０、および注射用の水を含み、ｐＨを約５．２に調節するために必要に応じてＵＳＰ水酸化ナトリウムが加えられている。
本発明を、例えばＴＮＦα阻害剤など、液状の薬物などの１回分の用量の物質を患者へと投与するために使用することができる。一実施形態においては、本発明の自動注射装置によってもたらされる１回分の用量が、ヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分を含む。
一実施形態においては、本発明の方法および構成において使用されるＴＮＦ阻害剤として、高い親和性および低い分離率でヒトＴＮＦαに結合し、高い中和能を有している単離されたヒト抗体またはその抗原結合部分が挙げられる。好ましくは、本発明のヒト抗体は、例えばＤ２Ｅ７と称され、ＨＵＭＩＲＡ（Ｒ）またはアダリムマブ（Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ；Ｄ２Ｅ７のＶＬ領域のアミノ酸配列は、米国特許第６，０９０，３８２号明細書の配列番号１に示されており、Ｄ２Ｅ７のＶＨ領域のアミノ酸配列は、米国特許第６，０９０，３８２号明細書の配列番号２に示されている）とも称される組み換え中和抗体など、組み換え中和ヒト抗ｈＴＮＦα抗体である。Ｄ２Ｅ７の特性は、Ｓａｌｆｅｌｄ他の米国特許第６，０９０，３８２号明細書、第６，２５８，５６２号明細書、および第６，５０９，０１５号明細書に記載されている。ＴＮＦα阻害剤の他の例として、関節リウマチの治療に関して臨床試験を受けているキメラおよびヒト化マウス抗ｈＴＮＦα抗体が挙げられる（例えば、Ｅｌｌｉｏｔｔ他、Ｌａｎｃｅｔ ３４４：１１２５−１１２７（１９９４）；Ｅｌｌｉｏｔ他、Ｌａｎｃｅｔ ３４４：１１０５−１１１０（１９９４）；およびＲａｎｋｉｎ他、Ｂｒ．Ｊ．Ｒｈｅｕｍａｔｏｌ．３４：３３４−３４２（１９９５））を参照）。
抗ＴＮＦα抗体（本明細書において、ＴＮＦα抗体とも称される）またはその抗原結合フラグメントとして、キメラ、ヒト化、およびヒト抗体が挙げられる。本発明において使用することができるＴＮＦα抗体の例として、これらに限られるわけではないが、インフリキシマブ（Ｒｅｍｉｃａｄｅ（Ｒ）、Ｊｏｈｎｓｏｎ ａｎｄ Ｊｏｈｎｓｏｎ；米国特許第５，６５６，２７２号明細書（本明細書に組み込まれる）に記載されている）、ＣＤＰ５７１（ヒト化モノクローナル抗ＴＮＦアルファＩｇＧ４抗体）、ＣＤＰ８７０（ヒト化モノクローナル抗ＴＮＦアルファ抗体フラグメント、抗ＴＮＦ ｄＡｂ（Ｐｅｐｔｅｃｈ）、およびＣＮＴＯ １４８（ゴリムマブ；Ｍｅｄａｒｅｘ ａｎｄ Ｃｅｎｔｏｃｏｒ、国際公開第０２／１２５０２号を参照）が挙げられる。本発明において使用することができるさらなるＴＮＦ抗体が、米国特許第６，５９３，４５８号明細書、第６，４９８，２３７号明細書、第６，４５１，９８３号明細書、および第６，４４８，３８０号明細書に記載されている。
本発明の方法および構成において使用することができるＴＮＦα阻害剤の他の例として、エタネルセプト（Ｅｎｂｒｅｌ、国際公開第９１／０３５５３号および国際公開第０９／４０６４７６号に記載）、Ｉ型可溶性ＴＮＦ受容体、Ｉ型ペグ化可溶性ＴＮＦ受容体（ＰＥＧｓ ＴＮＦ−Ｒ１）、ｐ５５ＴＮＦＲ１ｇＧ（Ｌｅｎｅｒｃｅｐｔ）、および組み換えＴＮＦ結合たんぱく質（ｒ−ＴＢＰ−Ｉ）（Ｓｅｒｏｎｏ）が挙げられる。
一実施形態において、典型的な実施形態が、自動注射装置により、例えばヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分などのＴＮＦα阻害剤によって、例えば関節リウマチのなどのＴＮＦαが有害である疾患を治療するための優れた使用および構成を提供する。
ＴＮＦα阻害剤として、ＴＮＦαの活性を妨げる任意の薬剤（または、物質）が挙げられる。好ましい実施形態においては、ＴＮＦα阻害剤がＴＮＦα活性を中和でき、とくには、これらに限られるわけではないが関節リウマチ、若年性関節リウマチ、強直性脊椎炎、クローン病、乾癬、および乾癬性関節炎など、ＴＮＦα活性が有害である疾患に関する有害なＴＮＦα活性を中和することができる。
ＩＸ．典型的な自動注射装置において使用するための薬用組成物
薬用組成物を、患者へと送り出すために本発明の自動注射装置へと装てんすることができる。一実施形態においては、抗体、抗体部分、ならびに他のＴＮＦα阻害剤を、本発明の装置を用いての患者への投与に適した薬用組成物に取り入れることができる。典型的には、薬用組成物は、抗体、抗体部分、または他のＴＮＦα阻害剤、ならびに薬学的に容認できる基剤を含む。「薬学的に容認できる基剤」として、生理学的に適合する任意かつすべての溶媒、分散媒、コーティング、抗菌および抗真菌剤、等張剤および吸収遅延剤、などが挙げられる。薬学的に容認できる基剤の例として、水、生理食塩水、リン酸緩衝生理食塩水、デキストロース、グリセロール、エタノール、など、ならびにこれらの組み合わせの１つ以上が挙げられる。多くの場合、例えば糖類、マンニトールまたはソルビトールなどの多価アルコール、あるいは塩化ナトリウムなどの等張剤が組成に含まれることが好ましい。薬学的に容認できる基剤は、湿潤剤または乳化剤や、保存料または緩衝剤など、抗体、抗体部分、または他のＴＮＦα阻害剤の有効期限または効果を向上させる少量の補助剤をさらに含むことができる。
本発明の方法および構成において使用される組成物は、例えば溶液（例えば、注射および注入が可能な溶液）、分散液、または懸濁液など、本発明の装置による投与に応じた様々な状態であってよい。好ましい実施形態においては、抗体または他のＴＮＦα阻害剤が、本発明の装置を用いた皮下注射によって投与される。一実施形態においては、患者が、これらに限られるわけではないがＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分などのＴＮＦα阻害剤を、本発明の装置を使用して自分自身に投与する。
治療用の組成物は、典型的には、製造および保管の条件下で無菌かつ安定でなければならない。組成物を、高い薬物濃度に適した溶液、マイクロエマルジョン、分散液、リポゾーム、または他の秩序立った構造として調製することができる。無菌の注射用溶液を、必要な量の活性な化合物（すなわち、抗体、抗体部分、または他のＴＮＦα阻害剤）を、必要に応じて上述した成分のうちの１つまたは組み合わせとともに適切な溶媒に取り入れ、フィルタ処理によって殺菌することによって作成することができる。一般に、分散液は、基本分散媒と上述した成分からの必要な他の成分とを含む無菌の媒体へと活性な化合物を取り入れることによって作成することができる。無菌の注射用溶液の作成のための無菌の粉末の場合には、好ましい作成方法は、有効成分と任意の追加の所望の成分（前もって溶液から無菌フィルタ処理される）とからなる粉末を送り出す真空乾燥および凍結乾燥である。溶液の適切な流動性を、例えばレシチンなどのコーティングの使用、分散液の場合における必要な粒子サイズの維持、および界面活性剤の使用によって維持することができる。注射用の組成物の長時間にわたる吸収を、例えばモノステアレート塩およびゼラチンなどの吸収を遅らせる物質を組成物に取り入れることによって送り出すことができる。
一実施形態において、典型的な実施形態は、有効なＴＮＦα阻害剤と薬学的に容認できる基剤とを含む自動注射装置（例えば、自動注射ペン）を提供する。すなわち、本発明は、ＴＮＦα阻害剤を含む充てん済みの自動注射装置を提供する。
一実施形態においては、本発明の方法において使用するための抗体または抗体部分が、国際出願ＰＣＴ／ＩＢ０３／０４５０２号明細書および米国特許出願公開第２００４／００３３２２８号明細書に記載の製剤調合物に取り入れられる。この調合物は、濃度５０ｍｇ／ｍｌの抗体Ｄ２Ｅ７（アダリムマブ）を含み、自動注射装置が、皮下注射のための４０ｍｇの抗体を含む。一実施形態においては、本発明の自動注射装置（あるいは、より詳しくは装置のシリンジ）が、アダリムマブ、塩化ナトリウム、リン酸一ナトリウム二水和物、無水リン酸二ナトリウム二水和物、クエン酸ナトリウム、クエン酸一水和物、マンニトール、ポリソルベート８０、および水（例えば、注射用の水）という処方を有するアダリムマブの調合物を含む。別の実施形態においては、自動注射装置が、４０ｍｇのアダリムマブ、４．９３ｍｇの塩化ナトリウム、０．６９ｍｇのリン酸一ナトリウム二水和物、１．２２ｍｇの無水リン酸二ナトリウム二水和物、０．２４ｍｇのクエン酸ナトリウム、１．０４ｍｇのクエン酸一水和物、９．６ｍｇのマンニトール、０．８ｍｇのポリソルベート８０、および水（例えば、注射用の水）を含むアダリムマブを含む。一実施形態においては、ｐＨを調節するために水酸化ナトリウムが必要に応じて追加される。
自動注射装置におけるＴＮＦα阻害剤の１回分の用量は、治療にＴＮＦα阻害剤が使用される疾患に応じて様々であってよい。一実施形態において、本発明は、約２０ｍｇのアダリムマブ、４０ｍｇのアダリムマブ、８０ｍｇのアダリムマブ、および１６０ｍｇのアダリムマブという用量のアダリムマブを含む自動注射装置を含む。用量の範囲などの本明細書に記載のすべての範囲に関して、例えば３６ｍｇのアダリムマブ、４８ｍｇのアダリムマブ、など、本明細書に記載の値の中間に位置するすべての数が、本発明に含まれることに注意すべきである。さらに、例えば４０〜８０ｍｇのアダリムマブなど、上述の数字を使用して記載される範囲も含まれる。本明細書の記載の数字は、本発明の技術的範囲を限定しようとするものではない。
本発明において使用されるＴＮＦα抗体および阻害剤を、コートされた粒子を形成するようにポリマーキャリアに包まれたたんぱく質結晶の組み合わせを含むたんぱく質結晶調合物の形状で投与することも可能である。コートされたたんぱく質結晶調合物の粒子は、球の形態を有することができ、直径が最大５００マイクロメートルのマイクロスフェアであってよく、あるいは何らかの他の形状を有することができ、微粒子であってよい。たんぱく質結晶の高い濃度が、本発明の抗体を皮下に送り出すことを可能にする。一実施形態においては、本発明のＴＮＦα抗体が、たんぱく質結晶調合物または組成物の１つ以上がＴＮＦα関連の疾患を抱える患者へと投与されるたんぱく質送達システムによってもたらされる。抗体全体の結晶または抗体フラグメントの結晶の安定した調合物を作成する構成および方法が、ここでの参照により本明細書に組み込まれる国際公開第０２／０７２６３６号にも記載されている。一実施形態においては、国際特許出願ＰＣＴ／ＩＢ０３／０４５０２号明細書および米国特許出願公開第２００４／００３３２２８号明細書に記載の結晶化抗体フラグメントを含む調合物が、本発明の方法を使用して関節リウマチを治療するために使用される。
補助的な有効な化合物を、組成物に取り入れることがさらに可能である。特定の実施形態においては、本発明の方法において使用するための抗体または抗体部分が、関節リウマチ抑制剤または拮抗剤などの１つ以上のさらなる治療薬と一緒に調合され、さらには／あるいは一緒に投与される。例えば、抗ｈＴＮＦα抗体または抗体部分を、ＴＮＦα関連の疾患に関係する他の標的に結合する１つ以上のさらなる抗体（例えば、他のサイトカインに結合し、あるいは細胞表面分子に結合する抗体）、１つ以上のサイトカイン、可溶性ＴＮＦα受容体（例えば、国際公開第９４／０６４７６号を参照）、および／またはｈＴＮＦαの生成または活性を阻害する１つ以上の化学剤（国際公開第９３／１９７５１号に記載のシクロヘキサン−イリデン誘導体など）、またはその任意の組み合わせと一緒に調合することができ、さらには／あるいは一緒に投与することができる。さらに、本発明の１つ以上の抗体を、上述の治療薬のうちの２つ以上と組み合わせて使用してもよい。そのような組み合わせ治療は、好都合なことに、投与される治療薬の量を減らすことができ、種々の単剤治療に関する患者の副作用、合併症、または反応不足の可能性を回避することができる。ＴＮＦα抗体または抗体部分と組み合わせて使用することができるさらなる薬剤が、ここでの参照により全体が本明細書に明示的に組み込まれる米国特許出願第１１／８００５３１号明細書に記載されている。
Ｘ．援用
本出願の各所において言及される特許および特許出願を含むすべての参考文献の内容は、ここでの参照によりその全体が本開示に組み込まれる。それらの参考文献の適切な構成要素および方法を、本発明および本発明の実施形態に合わせて選択することができる。またさらに、背景技術の箇所で特定した構成要素および方法は、本明細書の開示に不可欠であり、本発明の技術的範囲において、本明細書の他の箇所に記載の構成要素および方法と同時に使用することができ、あるいは本明細書の他の箇所に記載の構成要素および方法を置き換えることが可能である。
ＸＩ．均等物
典型的な実施形態の説明においては、特定の用語が分かり易さを目的にして使用されている。説明の目的において、各々の具体的な用語は、同様の方式で機能して同様の目的を達成するすべての技術的および機能的な均等物を少なくとも含むことを意図している。さらに、特定の典型的な実施形態が、システムの複数の構成要素または方法の複数の段階を含むいくつかの事例においては、それらの構成要素または段階を、ただ１つの構成要素または段階で置き換えることができる。同様に、ただ１つの構成要素または段階を、同じ目的を果たす複数の構成要素または段階で置き換えることができる。さらに、典型的な実施形態に関して種々の特性についてのパラメータが本明細書において指定されている場合、とくにそのようでないと示されない限りは、それらのパラメータを１／２０、１／１０、／１／５、１／３、１／２、などにより、あるいはそれらの丸め近似によって、上下に調節することができる。さらに、典型的な実施形態を、その特定の実施形態に関して図示および説明したが、それらにおいて本発明の技術的範囲から離れることなく形態および詳細について様々な置き換えおよび変更が可能であることを、当業者であれば理解できるであろう。またさらに、他の態様、機能、および利点も、本発明の技術的範囲に包含される。

Claims (78)

  1. 自動注射装置において使用される作動ボタンであって、
    自動注射装置のユーザによって自動注射装置の第１の端部に向かって押し込まれることが可能であるよう、ユーザによって触れられるように構成された外側部分と、
    外側部分に接続され、自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接して設けられ、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成され、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有している内側リングと
    を備える作動ボタン。
  2. 外側部分が、自動注射装置の第２の端部から突き出している、請求項１に記載の作動ボタン。
  3. 外側部分が、自動注射装置の第２の端部のすべてまたは一部を覆う、請求項１に記載の作動ボタン。
  4. 内側リングの内径が、６．４ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  5. 内側リングの内径が、６．５ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  6. 内側リングの内径が、６．６ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  7. 内側リングの内径が、６．７ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  8. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍ〜６．８３ｍｍの間である、請求項１に記載の作動ボタン。
  9. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  10. 内側リングの長さが、６．７５ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  11. 内側リングの長さが、６．８０ｍｍである、請求項１に記載の作動ボタン。
  12. 注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを回避する、請求項１に記載の作動ボタン。
  13. 発射ミスによって引き起こされる注射の遅配の大きさが、３秒よりも大きい、請求項１に記載の作動ボタン。
  14. 内側リングが、熱可塑性材料または熱硬化性材料で形成されている、請求項１に記載の作動ボタン。
  15. 外側部分が、
    外側管状壁と、
    外側管状壁の終端へと接続され、外側管状壁の終端を覆うように広がっている平坦な外壁と
    を備えており、
    平坦な外壁が、ユーザによって触れられるように構成されている、請求項１に記載の作動ボタン。
  16. 内側リングが、円形の断面を有する管状壁を備えている、請求項１に記載の作動ボタン。
  17. 内側リングが、内側リングがプランジャの分岐した端部に係合する際の内側リングの変形を最小にするように構成された肉厚を有している、請求項１に記載の作動ボタン。
  18. 内側リングの肉厚が、０．６ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項１７に記載の作動ボタン。
  19. 内側リングの肉厚が、０．８ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項１７に記載の作動ボタン。
  20. 内側リングの肉厚が、０．９ｍｍである、請求項１７に記載の作動ボタン。
  21. プランジャの分岐した端部が、発射体の表面に着座し、内側リングがプランジャの分岐した端部に係合することで、プランジャの分岐した端部が発射体の表面から外れる、請求項１に記載の作動ボタン。
  22. プランジャの分岐した端部が発射体の表面から外れた後で、プランジャが、シリンジ内にスライド可能に取り付けられた栓へと吐出力を伝え、吐出力によって栓が移動してシリンジから１回分用量が吐き出される、請求項２１に記載の作動ボタン。
  23. 自動注射装置が、１回分用量のＴＮＦα阻害剤を含む、請求項１に記載の作動ボタン。
  24. ＴＮＦα阻害剤が、ヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分である、請求項２３に記載の作動ボタン。
  25. ヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分が、アダリムマブまたはゴリムマブである、請求項２４に記載の作動ボタン。
  26. １回分の治療薬を送り出すように構成された近位端と、ユーザによって制御することができるように構成された遠位端とを有する自動注射装置であって、
    自動注射装置の遠位端に設けられ、
    内腔を有する中空管状部材と、
    中空管状部材の遠位端から内側へと延びている半径方向の表面と
    を備えている発射体と、
    長手方向に延びているプランジャアームと、半径方向に延びているプランジャ足とを有しており、プランジャアームが発射体の中空管状部材の内腔を通って延び、プランジャ足が発射体の半径方向の表面に着座するプランジャと、
    自動注射装置の遠位端に設けられた作動ボタンと
    を備えており、
    作動ボタンが、プランジャ足に近接して設けられた６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する内側リングを有しており、内側リングが、作動ボタンがユーザによって操作されたときに、プランジャ足に接触してプランジャ足を発射体の半径方向の表面から解放し、プランジャが発射体の中空管状部材の内腔を通って移動するように構成されている、自動注射装置。
  27. ハウジングと、
    ハウジング内にスライド可能に取り付けられるシリンジと、
    シリンジ内にスライド可能に取り付けられ、１回分用量をシリンジの近位端に設けられた針を通って吐き出させるべく移動することができる栓と
    をさらに備えており、
    プランジャが、栓に接触して栓に吐出力を伝えるように構成されている、請求項２６に記載の自動注射装置。
  28. 解放時にプランジャを移動させるように働くことができる駆動用付勢部材をさらに備える、請求項２６に記載の自動注射装置。
  29. ハウジングとシリンジの遠位端との間に作用し、駆動用付勢部材が解放されるまでシリンジをハウジング内に引っ込められた状態に保つ戻し付勢部材をさらに備える、請求項２６に記載の自動注射装置。
  30. 内側リングの内径が、６．４ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  31. 内側リングの内径が、６．５ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  32. 内側リングの内径が、６．６ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  33. 内側リングの内径が、６．７ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  34. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  35. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍよりも大きい、請求項２６に記載の自動注射装置。
  36. 内側リングの長さが、６．７５ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  37. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍ〜６．８３ｍｍの間である、請求項２６に記載の自動注射装置。
  38. 内側リングの長さが、６．８０ｍｍである、請求項２６に記載の自動注射装置。
  39. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍ〜６．８３ｍｍの範囲である、請求項２６に記載の自動注射装置。
  40. 内側リングが、熱可塑性材料または熱硬化性材料で形成されている、請求項２６に記載の自動注射装置。
  41. 作動ボタンが、
    自動注射装置のユーザによって自動注射装置の近位端に向かって押し込まれることが可能であるよう、ユーザによって触れられるように構成された外側部分
    をさらに備えている、請求項２６に記載の自動注射装置。
  42. 外側部分が、自動注射装置の遠位端から突き出している、請求項４１に記載の自動注射装置。
  43. 外側部分が、自動注射装置の遠位端のすべてまたは一部を覆う、請求項４１に記載の自動注射装置。
  44. 作動ボタンの外側部分が、
    外側管状壁と、
    外側管状壁の終端へと接続され、ユーザによって触れられるように構成されている端壁と
    をさらに備える、請求項４１に記載の自動注射装置。
  45. 内側リングが、円形の断面を有する管状壁を備えている、請求項２６に記載の自動注射装置。
  46. 内側リングが、熱可塑性材料または熱硬化性材料で形成されている、請求項２６に記載の自動注射装置。
  47. 内側リングが、内側リングがプランジャ足に係合する際の内側リングの変形を最小にするように構成された最小肉厚を有している、請求項２６に記載の自動注射装置。
  48. 内側リングの最小肉厚が、０．６ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項４７に記載の自動注射装置。
  49. 内側リングの最小肉厚が、０．８ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項４７に記載の自動注射装置。
  50. 内側リングの最小肉厚が、０．９ｍｍである、請求項４７に記載の自動注射装置。
  51. 作動ボタンが、注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスを回避する、請求項２６に記載の自動注射装置。
  52. 発射ミスによって引き起こされる注射の遅配の大きさが、３秒よりも大きい、請求項５１に記載の自動注射装置。
  53. １回分用量のＴＮＦα阻害剤をさらに含む、請求項２６に記載の自動注射装置。
  54. ＴＮＦα阻害剤が、ヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分である、請求項５３に記載の自動注射装置。
  55. ヒトＴＮＦα抗体またはその抗原結合部分が、アダリムマブまたはゴリムマブである、請求項５４に記載の自動注射装置。
  56. 自動注射装置において使用される作動ボタンであって、
    自動注射装置のユーザによって自動注射装置の第１の端部に向かって押し込まれることが可能であるよう、ユーザによって触れられるように構成された外側部分と、
    外側部分に接続され、自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接して設けられ、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成され、プランジャの分岐した端部に係合する際の変形を少なくするように構成された最小肉厚を有している内側リングと
    を備えており、
    作動ボタンの変形が少なくなることで、注射の遅配を引き起こす自動注射装置の発射ミスが回避される作動ボタン。
  57. 注射の遅配の大きさが、３秒よりも大きい、請求項５６に記載の作動ボタン。
  58. 内側リングの最小肉厚が、０．６ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項５６に記載の作動ボタン。
  59. 内側リングの最小肉厚が、０．８ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項５６に記載の作動ボタン。
  60. 内側リングの最小肉厚が、０．９ｍｍである、請求項５６に記載の作動ボタン。
  61. 内側リングの内径が、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの範囲である、請求項５６に記載の作動ボタン。
  62. 自動注射装置において注射の遅配を引き起こす発射ミスを防止する方法であって、
    自動注射装置のユーザによって自動注射装置の第１の端部に向かって押し込まれることが可能であるように、ユーザによって触れられる作動ボタンの外側部分を形成するステップと、
    ６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有しており、外側部分がユーザによって押し込まれるときにプランジャの分岐した端部に係合するように構成された作動ボタンの内側リングを形成するステップと、
    作動ボタンの内側リングを自動注射装置のプランジャの分岐した端部に近接させて組み立てるステップと
    を含む方法。
  63. 内側リングの内径が、６．４ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  64. 内側リングの内径が、６．５ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  65. 内側リングの内径が、６．６ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  66. 内側リングの内径が、６．７ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  67. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍよりも長い、請求項６２に記載の作動ボタン。
  68. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  69. 内側リングの長さが、６．７５ｍｍである、請求項６２に記載の作動ボタン。
  70. 内側リングの長さが、６．７３ｍｍ〜６．８３ｍｍの範囲である、請求項６２に記載の作動ボタン。
  71. 内側リングの長さが、６．８０ｍｍである、請求項７０に記載の作動ボタン。
  72. 作動ボタンの外側部分を形成するステップが、
    外側管状壁を形成するステップと、
    ユーザによって触れられるように構成された端壁を形成するステップと、
    端壁を外側管状壁の終端へと接続するステップと
    を含む、請求項６２に記載の作動ボタン。
  73. 内側リングを、内側リングがプランジャの分岐した端部に係合する際の内側リングの変形を最小にする最小肉厚を有するように構成するステップ
    をさらに含む、請求項６２に記載の作動ボタン。
  74. 内側リングの最小肉厚が、０．６ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項７３に記載の作動ボタン。
  75. 内側リングの最小肉厚が、０．８０ｍｍ〜２．０ｍｍの間の範囲である、請求項７３に記載の作動ボタン。
  76. 内側リングの最小肉厚が、０．９ｍｍである、請求項７３に記載の作動ボタン。
  77. 自動注射装置を発射ミスを防止するように形成するための方法であって、
    内腔を有する中空管状部材と、中空管状部材の遠位端から延びている半径方向の表面とを備える発射体を、自動注射装置の遠位端に設けるステップと、
    長手方向に延びるプランジャのプランジャアームを、発射体の中空管状部材の内腔を通って延ばすステップと、
    プランジャの遠位端に設けられたプランジャ足を、発射体の半径方向の表面に着座するステップと、
    作動ボタンを、プランジャ足に近接させて自動注射装置の遠位端に設けるステップと
    を含み、
    作動ボタンが、６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の内径を有する内側リングを備えており、作動ボタンの内側リングが、作動ボタンがユーザによって操作されたときに、プランジャ足に接触してプランジャ足を発射体の半径方向の表面から解放し、プランジャが発射体の中空管状部材の内腔を通って移動するように構成されている、方法。
  78. 自動注射装置を使用して注射を送り出すための方法であって、
    自動注射装置の遠位端に設けられた作動ボタンを押し込むステップと、
    作動ボタンの６．０ｍｍ〜６．７ｍｍの間の範囲の内径を有している内側リングをプランジャ足に係合させ、プランジャ足を発射体の表面から解放するステップと、
    プランジャ足が発射体から解放されたときにプランジャを発射体の中空管状部材の内腔を通って移動させるステップと、
    移動するプランジャを使用して栓へと吐出力を伝達するステップと、
    栓へと加えられる吐出力を使用してシリンジから１回分用量を吐き出させるステップと
    を含む方法。
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