JP2020182827A - 器具、器具ヘッド、施与システムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】器具、特に、生体組織内に物質を施与するための器具、器具ヘッド、施与システムおよび方法を提供する。【解決手段】器具（１０）は、第１導管（１１）であって、第１導管（１１）の第１開口部（１２）から再加速ゾーン内に第１流体（１６）を軸方向（Ａ）に出力するための第１導管（１１）と、再加速ゾーン内の流れにより、再加速ゾーンに流入する第１流体（１６）によって第２流体（１７）の成分が軸方向（Ａ）に再加速されるように、第２流体（１７）を再加速ゾーン内に軸方向（Ａ）に送るための第２導管（１４）とを備える。【選択図】図１ａ

Description

本発明は、器具、特に、生体組織内に物質を施与するための器具、器具ヘッド、施与システムおよび方法に関する。

先行技術から知られている組織に物質を注入する方法では、使い捨ての注射器と対になった注入カニューレが使用され得る。注入カニューレ（カニューレ）は、例えば、最大１．６ｍｍの直径を有し得る。手作業による施与および注入針を用いた物質の注入では、望ましくない位置で組織を穿孔する危険性があると同様に、位置決めが不十分になるリスクが高まる。さらに、カニューレの直径が大きいため（最大１．６ｍｍ）、比較的大きな組織外傷が穿通位置に生じる。さらに、大きな穿通または開口したチャネルにより、大量の導入物質が組織から流出し得るため、有用な物質が失われ得る。大きな穿通または開口したチャネルは、その損失に加えて、標的領域外側の組織領域への物質蓄積の増加にも繋がり得る。健康な筋組織の瘢痕（繊維症）を招き得る穿通による筋肉の損傷は、特に、大幅に限定された空間的領域に１つの針で一刺し当たり少量の物質しか出力することができないために例えば、括約筋の周囲環状処置には複数回刺す必要がある場合には、さらなる欠点である。そうすることにさらに時間が必要となるのに加え、ここで、最悪の場合は物質による治療の再生効果を高める付加的効果が筋肉内に生じるため、処置の有効性が低下する。この点は、最大１．６ｍｍの比較的大きなカニューレ直径を考慮すると、重要性が高まる。

特許文献１は、水噴出によって細胞を無針導入するための手法を提案している。提案された器具は、２つの物質を空間的かつ適時に別々に供給することを可能にし、その結果、例えば、細胞および搬送媒体の連続施与が可能になる。

特許文献２は、異なる圧力レベル量の連続施与を可能にするポンプまたは定量供給システムを提案している。

特許文献３は、吹き付け円錐が重なり合うように薬液を吹き付けるための装置を開示している。

欧州特許出願公開第３０４００３６号明細書 欧州特許出願公開第３０４０１０１号明細書 欧州特許出願公開第２９０７５８２号明細書

細胞の施与中、細胞にかかる剪断力は、細胞に損傷を与え得る。概念は、物質、とりわけ、活性成分、特に細胞の無針注入に有利と考えられ、活性成分の機能が主に維持され、特に、挿入されなければならない細胞の損傷が主に回避される。

本目的は、請求項１に記載の器具と、請求項１３に記載の器具ヘッドと、請求項１４に記載の施与システムと、請求項１６に記載の方法によって解決される。

本発明の器具は、第１導管であって、当該第１導管の第１開口部から再加速ゾーン内に第１流体を軸方向に出力するための第１導管を備える。さらに、器具は、再加速ゾーン内の第１流体の流れにより、再加速ゾーンに流入する第１流体によって第２流体の少なくとも一部が軸方向に再加速されるように、第２流体を再加速ゾーン内に軸方向に送るための第２導管を備える。第１流体は、作動流体と名付けることもできる。第２流体は、活性成分流体と名付けることもでき、器具によって生体組織に施与される細胞を含むことができる。

第２流体、特に、再加速される第２流体の成分は、再加速ゾーンに流入する際、既に軸方向の速度成分を有している。したがって、第２流体の成分を再加速するための第１流体と、第２流体の成分との軸方向の相対速度は、第１流体の速度より小さい。このように、成分、例えば細胞は、それらが組織内に著しくより慎重に搬送され得るような、より小さな速度、圧力、速度差および圧力差、ひいては、低下した衝撃および剪断応力を受ける。

本発明の器具、本発明の器具ヘッド、本発明の施与システムおよび本発明の方法のさらなる有利な特徴は、以下の記載から導かれる。

第２導管は、再加速ゾーンの上流にプレ加速ゾーンを備えることが好ましい。器具は、プレ加速ゾーン内で第２流体を軸方向にプレ加速するように構成されることが好ましい。第１開口部は、第１開口部から出力された第１流体がプレ加速された第２流体を軸方向に再加速するように、再加速ゾーンに配置されている。再加速ゾーンの始まりで第１流体と第２流体との相対速度を低下させるために、再加速ゾーンの少し手前でのみ、プレ加速ゾーンによって第２流体の速度を増加させることができる。器具の遠位端に隣接する再加速ゾーンの上流のプレ加速ゾーンは、第２流体が、器具の遠位端に隣接するプレ加速ゾーンまでは低速で供給され得、そして、器具の遠位端に隣接するところ、例えば器具ヘッド内だけでプレ加速されるという利点を有する。

プレ加速ゾーンは、第２導管のノズル部によって形成されることが好ましく、第２導管の流れ断面積は、流れ方向（軸方向）に先細りしている。ある断面の速度と先細りした断面の速度との比率は、知られている通り、先細りした断面の面積とある断面の面積との比に比例する。

断面がノズル部の少なくとも１つのサブセクションにおいて連続的に先細りしている場合、ノズル部内および／またはノズル部を経た第２流体の圧力脈動は主に回避される。

第２導管は、第１開口部から流出する流体の周りに第２流体の環状シェルジェットを形成するために、第１開口部において第１導管を同心円状に取り囲むことが好ましい。これにより、第１流体のジェット表面への第２流体からの成分の均一なローディングが改善される。

第２流体は、第１開口部から出力される作動ジェットがシェルジェットの成分を作動ジェット内に吸い込むように、シェルジェットを第１導管に半径方向に近接させるように構成されることが好ましい。作動ジェットは最初シェルジェットと比べて高速であることから、この効果はベルヌーイ効果に由来し得る。

第２導管の外壁は、第１開口部の周りのセクションにおいて弾性を有することが好ましい。これにより、例えば、第２導管が第１開口部において第１導管を同心円状に取り囲む比較的大きな公差のバランスを保つために、第２導管が第１開口部の周りにセルフセンタリングする。

このセクションは、さらにノズル部を完全にまたは部分的に形成する弾性要素によって形成することができる。したがって、セルフセンタリングはノズル部内で行うことができる。

弾性要素は、第２導管の管部と上流で流体連通していることが好ましい。管部と第１導管との間の半径方向には、センタリングデバイスを設けることができる。管部は、少なくとも正常動作中に通常生じる圧力および力に対して剛性を有し、かつ／または可撓性を有しない。これにより、最終的に、第１流体の搬送ジェットの周りへの第２流体の環状シェルジェットの形成が改善される。

半径方向に可撓性を有しない第２導管の管部は、半径方向に可撓性を有しない第１導管の管部を取り囲むことが好ましく、第１導管の管部と第２導管の管部とを同心円状に位置合わせするために、第２導管の管部と第１導管の管部との間にセンタリングデバイスを配置することができる。

さらに第２流体の成分が搬送ジェットに導入される再加速ゾーンは、器具内に形成されることが好ましい。器具は、ａを備えることが好ましい。第２流体の成分を有する搬送ジェットは、遠位開口部を通って器具から再加速ゾーンの下流に流出する。

例えば、器具の遠位開口部は、組織上に配置されてもよい。この器具によって、第１流体のパイロットジェットを用いた無針方法で組織に注入チャネルを導入することができる。

第２導管は、第１開口部の下流で終端することが好ましい。言いかえれば、第２導管は、再加速ゾーンの少なくとも一部分を取り囲むことが好ましい。その結果、再加速ゾーンの第２流体の流れは、所定の形状を保ち、過度に外方向に分岐しない。第２導管は、第１開口部を越えて突出する部分において円筒状であることが好ましい。これにより、搬送流または搬送ジェット上への第２流体の成分の移送が改善される。

第２導管は、器具の遠位開口部の上流で終端することが好ましい。したがって、さらに、圧縮状態で剛性を有することが好ましい器具の端部が、遠位開口部が組織上にある状態で配置される場合、組織は、第２導管の遠位端に達しないため第２導管を押圧しない。その際、第２導管は、特に遠位端に弾性導管要素を備える場合、意図せず変形しない。

器具は、互いに隣接して、好ましくは互いに平行に配置される導管部内において、第１流体および第２流体を器具の遠位端近傍に向かって互いに隣接させて送るように構成されることが好ましい。器具はまた、その後、同軸導管部内において、第１流体および第２流体をさらに遠位端に向かう方向に送るように構成されることが好ましい。

プレ加速ゾーンおよび／または再加速ゾーンは、器具のヘッド内に配置されることが好ましい。その際、第２流体は、プレ加速ゾーンおよび／または再加速ゾーンと、器具の遠位端との短い距離しか流れない。したがって、より速い速度でのより長い距離にわたる輸送による細胞の損傷が回避される。

器具のヘッドは、交換可能であることが好ましい。

本発明によれば、器具用の器具ヘッドも提供される。器具ヘッドは、プレ加速ゾーンおよび／または再加速ゾーンを備えることが好ましい。器具ヘッドは、第１導管および第２導管の近位導管部で交換可能な方法で取り付け可能であることが好ましい。

さらに、本発明の器具の実施形態のいずれかを備えた施与システムが提供される。さらに、施与システムは、第１導管および第２導管と流体連通可能であり、第１流体および第２流体を一連の供給間隔で供給するように構成される供給装置を備える。

供給装置は、第１作動流体供給間隔中の一施与時間間隔内には、第１流体が、第１開口部において、組織内にチャネルを形成するための第１速度となるよう供給されるように、施与システムを制御する制御部を備えることが好ましい。さらに、制御部は、第２作動流体供給間隔中には、第１流体が、第１開口部において、第１速度より小さい低下した第１速度となるよう供給されるように、施与システムを制御する。さらに、制御部は、少なくとも第２作動流体供給間隔中の段階には、第２流体が、第１開口部において、低下した第１速度より小さい第２速度となるよう供給されるように、施与システムを制御する。

組織内に活性成分、特に細胞を生体施与するための本発明の方法は、器具の第１開口部から出た第１導管から放出された第１流体の作動ジェットによって組織内にチャネルを無針開口するステップを含む。器具は、本明細書に記載するような、特に上記実施形態のいずれかに係る本発明の器具であることが好ましい。第２ステップでは、器具の第２導管から第２流体のジェットが作動ジェットと平行または同軸に出力される。第２流体は、成分、特に、作動ジェットに収容されて、チャネル内に搬送される細胞などの活性成分を含む。この成分は、第２流体のジェットから第２流体を吸い込むことよって作動ジェット内に収容されることが好ましい。第１ステップと第２ステップとの間で、作動ジェットの出力または生成を中断することができる。作動ジェットは、第２ステップに対してだけ弱まり、特に、組織内にチャネルを開口するための速度と比較してより低い速度で放出され得ることが好ましい。それとは別に、作動ジェットは、第１ステップおよび第２ステップ中、中断することなく出力することができる。その際、作動ジェットによって形成されたチャネルが作動ジェットによって開いたまま維持されることを保証できる。

さらなる任意選択の好ましい特徴および実施形態は、以下の記載および図面から導かれ得る。

図１ａは、本発明の器具の非常に概略的に示された実施形態の部分縦断面図である。 図１ｂは、セルフセンタリング効果を示すための図１ａによる実施形態の断面図である。 図２は、本発明の器具のさらなる実施形態の縦断面図である。 図３ａは、図２の実施形態による器具の図２に描かれた断面の拡大図である。 図３ｂは、図３ａを通る断面領域の断面図である。 図３ｃは、図３に示された切断線Ｂ−Ｂに沿った器具の断面図である。 図４は、図２に示された断面の詳細図である。 図５ａは、本発明の施与システムの実施形態における非常に概略的な図である。 図５ｂは、図５ａの断面図である。 図６は、図６ａによる施与システムの制御の時間シーケンスを示すための図である。

図１ａは、面１３に第１開口部１２を有する第１導管１１を備えた本発明の器具１０を非常に概略的に示す。第１導管１１は、第２導管１４内に配置されている。この実施形態では、第１導管１１は、第２導管１４の内壁２７を形成している。第１導管１１および第２導管１４は、同軸に配置されている。第１開口部１２は、第２導管１４の開口部（第２開口部１５）の上流に配置されている。第１導管１１を通って第１流体１６が、そして、第２導管１４を通って第２流体１７が、軸方向Ａに流れることができる。図示するように、第２流体１７のために設けられた第２導管１４の内部断面は、第２開口部１５に向かって軸方向Ａに先細りしている。その際、第２導管１４の内部に送られた第２流体１７は、軸方向Ａの第１開口部１２を通過する前にプレ加速され得、第１開口部１２から軸方向Ａに出力された第１流体１６と接触する。先細りする内部断面を有する部分は、プレ加速ゾーン１８を形成している。第１開口部１２の下流の領域は、再加速ゾーン１９と呼ぶことができ、その理由は、このゾーンでは、第２流体１７の成分が、第１流体１６の搬送流２０によって患者の組織に導入されるために搬送流２０内に受け入れられるからである。同軸構成により、第２流体１７の流体流は、搬送流２０の周りにシェル流２１を形成する。これにより、すべての周囲位置における第１流体１６内への第２流体１７の成分の移送が改善される。このために、第１導管１１の開口面によって取り囲まれている第１開口部１２の開口面における法線ベクトルは、軸方向Ａに対して平行に方向付けられることが好ましい。この構成は、図２〜図４を参照して説明する実施形態にも適用されることが好ましい。第１導管１１における表側第１開口部１２は、軸方向に方向付けられている場合、第１導管１１から流出してほぼ直後の、作動ジェットまたは作動ジェット２０への成分、特に細胞の均一なローディングをサポートする。

少なくとも第１開口部１２の領域における第２導管１４の外壁部２２は、可撓性を有する、好ましくは弾力的に可撓性を有することが好ましい。これは、第１開口部１２の周りの可撓性部２２のセルフセンタリング効果につながる。これについて、特に図１ｂに概略的に示す。ここで、図１ａによる器具１０の断面図を示す（断面領域Ｂを図１ａに示す）。明らかなように、可撓性（好ましくは弾性）部２２は、第１導管１１の遠位端を形成するノズル管２３の周りに同心円状には配置されていない。これは、公差が大きいために起こり得る。図１ａおよび図１ｂはスケールに忠実でないことに留意されなければならない。第２導管１４が第２流体１７で加圧される場合、外側環状断面領域によって表される可撓性軸方向外壁部２２は、第２流体によって、図１ｂ（右側の図）に矢印Ｐで概略的に示すような半径方向に動かされ、センタリングされる。それによって、第１導管１１は初期位置に留まる。第１ステップにおいて、第１導管１１および第１導管１１からの流体パルスによって無針方法で組織にチャネルを開口することができるため、このことは決定的である。第２ステップでは、搬送流２０によってこの組織チャネルに成分を導入することができる。第２流体１７の流体流が遮断される場合、環状外壁部２２は、弾性を有する限り、自動的にその初期位置に戻る（図１ｂの左側の図）。また、セルフセンタリング特性を有する第２導管の弾性環状外壁部を省略し得る実施形態を実現することもできる。

図２は、本発明の器具１０のさらなる実施形態の一部の縦断面図を示す。器具１０は、オープン内視鏡または腹腔鏡治療に使用可能である。特に、器具１０は、カテーテル器具１０にすることができ、カテーテル器具１０は、細胞の導入による膀胱の括約筋の処置を行うために尿道に挿入することができる。したがって、同じ器具１０によって、筋組織内の括約筋の外層を通るチャネルを無針方法で形成することができ、細胞を含む液体を無針方法で注入することができる。

器具１０は、器具１０の遠位端２５に縦に延びるヘッド２４を備える。ヘッド２４は、可撓性を有さず、かつ／または剛性を有する。ヘッド２４までの導管１１、１４の部分によって定義される導管対の部分は、可撓性を有する。ヘッド２４内において、第１導管１１は、第２導管１４と同心円状に配置されている。特に図３から明らかなように、第１導管１１は、内部断面段階を形成する複数の導管部の構成を備える。内部断面は、遠位端に向かって、または軸方向に段階的に減少している。第１導管１１の端部は、ノズル管２３によって形成されている。また、近位導管部２６からノズル管２３まで、第１導管１１の内部断面は、第１流体が第１導管１１を通過する間に加速を受けるように減少している。しかしながら、この領域における第１導管１１の内部断面、ひいては、好ましくは外部断面の減少も、主として第１流体の加速に役立つものではない。第１導管１１の導管断面が遠位端で減少しない実施形態も、実現することができる。どちらかと言えば、その内部断面および外部断面の減少によって、遠位領域におけるノズル管２３の安定性を高め、さらに、第２導管１４の内部断面の減少を少なくすることができる。（図２または図３による図とは異なる）連続的かつ／または均一な直径推移を含む直径減少が特に有利である。内部断面が第１導管１１に対して軸方向に連続的に減少するそのようなノズル管２３は、例えば、円筒管の鍛造またはスウェージング、特にロータリ・スウェージングによって、例えば一体部品として製造することができる。その際、ノズル開口部（第１開口部１２）もノズル管２３に形成することができる。

ヘッド２４内において、第２導管１４は、少なくとも２つの要素によって形成される外壁を備える。内壁は、第２導管１４の環状導管断面（内部断面）が器具１０のヘッド２４内に得られるように、第１導管１１の外壁２７によって形成されている。均一な直径の第２導管１４の剛性軸管部２８は、その遠位端で、第２導管１４のノズル３０を形成する弾性外壁要素２９と連結されている。弾性外壁要素２９は、軸管２８の遠位端上で移動する。弾性外壁要素２９は、円筒部２９ａと、それに隣接する先細り部２９ｂと、さらなる円筒部２９ｃとを備える。さらなる円筒部２９ｃは、代替的に、例えば円錐状に、軸方向Ａに先細りする部分にすることができるであろう。

ノズル管２３は、周囲が閉じている弾性外壁要素２９におけるさらなる円筒部２９ｃ内の第１開口部１２で開口している。第１ノズル管２３と、弾性外壁要素２９で形成された外部ノズル３０との同軸配置が形成されている。細胞懸濁液用の外部ノズル３０は、環状ギャップ３１の形をした導管断面を有し、環状ギャップ３１がノズル管２３を取り囲むようにノズル管２３と同心円状に配置されている。環状ギャップ３１の導管断面は、軸方向に減少している。

ここで、第２流体、特に、細胞含有懸濁液（細胞懸濁液）が外部ノズル３０を流れる場合、第２流体は、第２導管１４の断面が減少しているため、器具１０の遠位端２５に隣接するところでプレ加速を受ける。したがって、プレ加速ゾーン１８は、外部ノズル３０によって形成されている。しかしながら、その加速度は、第１ノズル管２３を通過中の作動流体の加速度より小さいことが好ましい。各場合、（第１開口部１２の位置の、または第１開口部１２に隣接する）ノズル通過後の細胞懸濁液の（平均）流出速度は、第１開口部１２内の作動ジェットの（平均）流出速度より小さい。特に好ましい実施形態では、細胞懸濁液用の環状ギャップ形状の外部ノズル３０は、所定の体積流量または質量流量、例えば、第１流体としての作動液が５ｍｌ／ｍｉｎ〜５５ｍｌ／ｍｉｎ、特に１５ｍｌ／ｍｉｎ〜２６ｍｌ／ｍｉｎ、および、細胞懸濁液が１ｍｌ／ｍｉｎ〜３０ｍｌ／ｍｉｎ、特に１５ｍｌ／ｍｉｎ〜２６ｍｌ／ｍｉｎの条件下で、細胞懸濁液の（第１開口部１２に隣接する）ノズル流出速度が、（第１開口部１２内の）作動ジェットのノズル流出速度の５０％〜９０％であるように寸法付けられる。これは、作動流体によって細胞懸濁液からの細胞を組織内のチャネルに挿入するために、外部ノズル３０からの細胞懸濁液の放出と、第１開口部１２からの作動流体の放出とが同時に行われる段階に適用される。作動流体のパイロットジェットによってチャネルを形成するために、作動ジェットのノズル流出速度は、さらに高くすることができる。

このことは、第２導管１４の第１開口部１２における部分の環状ギャップ３１が、細胞懸濁液中の細胞の平均細胞直径の２０倍以上の内周Ｕと、平均細胞直径の１０倍以下または５倍以下ではあるが、好ましくは平均細胞直径の４倍以上の半径方向ギャップ幅ｂとを有する場合に、特に有利である。図３ｂは、図３ａに描いた断面Ｃ３に沿った断面図を示す。しかしながら、図３ｂには、可撓性外壁要素２９の円筒部２９ｃの外周面に対して半径方向である第１開口部１２の中心の周りの断面Ｃ３の領域しか示されていない。環状ギャップ３１の内周Ｕは、第１ノズル管２３の外周と等しい。第１ノズル管２３の外径が、例えば０．２５ｍｍ、ひいては、環状ギャップの内周Ｕが約０．７９ｍｍである場合、環状ギャップ３１は、例えば、０．１ｍｍの幅ｂ（半径方向ギャップ幅）を有し、２５マイクロメートルの平均細胞直径を有する細胞懸濁液が想定される。その際、一方では、細胞懸濁液の加速は、上記のように実現される。他方では、その際、２５マイクロメートルの平均直径を有する細胞が使用される場合、環状ギャップ３１は、細胞が妨げられずに十分に通過することができるように、十分に大きく寸法付けられていることがテストによって示された。第１開口部１２から流出する際の作動流体ジェット（搬送ジェット）の外径は、ノズル管２３の壁厚の２倍を除けば、第１開口部１２における環状ギャップ３１の内径と一致する。細胞懸濁液のシェルジェットまたはシェル流２１を形成することによって、作動流体ジェットまたは作動流体流２０の周りのシェルジェットまたはシェル流が生成され（図１を比較する）、環状ギャップ３１の半径方向寸法により、作動流体流２０の近くの細胞は、第１開口部１２付近で作動流体流２０に入り込む。その際、作動流体流２０内への細胞の特に高い収容を保証することができる。

図３ｃからも明らかなように、剛性軸管部２８と第１導管１１との間にセンタリング要素３２が配置されている。センタリング要素３２は、それが第２導管１４内に配置されていても、流体が第２導管１４を通過するのを可能にする。センタリング要素３２は、軸管２８および第１導管１１を同軸配置させる。センタリング要素３２は、センタリング要素３２の外殻面上に、例えば縦溝の形をした、軸方向に開口している１以上の凹部またはクリアランス３３を備える。細胞懸濁液は、凹部３３を通過することができる。凹部３３は、均一な断面を有することが好ましい。凹部は、センタリング要素３２の周囲に規則的に分布されることが好ましい。センタリング要素３２は、最終的に、作動流体１６用の第１ノズル管２３と、シェルジェットまたはシェル流２１を生成するための弾性外壁要素２９とを同心円状に配置する。図２による実施形態に示すように、センタリング要素３２は、軸管２８を介して間接的に第１ノズル管２３を弾性外壁要素２９と同心円状に配置している。

図１ａによる実施形態を参照し、特に図１ｂに基づいて説明したように、選択された硬度および形状を有する材料を使用した弾性要素の選択された弾性復元力により、細胞懸濁液が外部ノズルを通過する間、収束する外部ノズル、特に環状ギャップ３１のセルフセンタリングおよび調整効果が生じ得る。例えば製造公差により残り得る環状ギャップ３１の非対称性は、細胞懸濁液流を介した細胞懸濁液の施与中、弾性外壁要素２９に力をかけることによって補償される。その際、外壁要素２９は、対称形の環状ギャップ３１が形成されるように撓む。外壁要素２９は、生体適合性のある、短期（２５時間以内）では無毒の弾性材料、例えば、シリコンとしてのエラストマーまたは熱可塑性エラストマーからなることが好ましい。弾性外壁要素２９の厚さは、例えば、０．０５ｍｍ〜１ｍｍ、好ましくは、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍを含む。材料硬度は、３ショア（Ａ）〜７０ショア（Ａ）の範囲内、好ましくは、２０ショア（Ａ）〜５５ショア（Ａ）の範囲内にある。

弾性外壁要素２９は、軸方向に耐圧縮性を有するキャップ３４によって取り囲まれている。キャップ３４は、器具１０の遠位端２５を形成している。キャップ３４は、その遠位面に開口部３５を備える。キャップ３４の開口部３５と対向する弾性外壁要素２９の面の開口部１５（第２導管１４の面の第２開口部１５である）は、軸方向Ａに沿って近位にずれている。キャップ３４の面は、器具１０の遠位端２５を形成している。器具１０は、器具１０を患者の組織に押し付けている間に圧力が器具１０の遠位端２５にかかっても、組織を押し付け得る器具１０の遠位開口部３５と、第１開口部１２および／または第２開口部１５との最小距離が維持されるキャップ３４によって、耐圧縮性を有するように構成される。さらに、センタリング要素３２によって、キャップ３４に対する第１導管１１の位置が定義される。これは、キャップ３４が組織上にある状態で器具１０が配置され、第１導管１１からの流体推力によって組織内にチャネルが開口される場合、第１開口部１２は、第２流体１７の成分を有する第１流体１６の後続ジェットまたは後続流がそのような形成されたチャネルに確実に当たるように、そのチャネルの上方にとどまるという利点を有する。

図４は、図２のＢ２部分を拡大して示す。図２および図５から特に、また例示的に明らかなように、第１導管１１および第２導管１４は、器具１０の遠位端２５の近くに、互いに隣接して、特に互いに平行に案内されることが好ましい。その後、第１導管１１および第２導管１４は、さらに遠位端２５に向かって軸方向Ａに同軸に配置されることが好ましい。その実施形態では、第１導管１１および第２導管１４は、互いに隣り合ってヘッド２４内に配置され、互いに同軸にヘッド２４内の移行位置３６に続いている。移行位置３６において、配置は、切替部によって平行配置から同軸配置に変わる。移行位置３６はまた、第１導管１１および第２導管１４が、ヘッド２４の近くまでは、例えば、ねじれてまたは平行に互いに隣接して配置され、移行位置３６の後方では、下流の遠位端２５に向かって流れ方向または軸方向Ａにおいてヘッド２４内に同軸に配置されるように、ヘッド２４に隣接する上流に位置付けすることができる。移行位置３６の近位もしくは上流、またはヘッド２４の近位において、隣接する、特に平行の第１導管１１および第２導管１４を被覆ホース３８によって結合することができる。被覆ホース３８は、図２において、第１導管１１および第２導管１４の周りの破線で例示的に示す。被覆ホース３８は、例えば、（図示するように）ヘッド２４内に、またはヘッド２４を覆って延び得る。

平行チャネル配置または平行導管配置から同心円状チャネル配置または同心円状導管配置への移行部は、図３に例示的に示すように、例えば、切替部３７によって形成することができる。言うまでもなく、図２および図４において互いに隣接して別々に示した第１導管１１および第２導管１４は、互いに隣接して配置される別個の、特に平行のチャネルを備えた１つの導管本体によって実現することもできる。２つの個々の導管１１、１４が設けられているか、または１つの導管本体内に含まれた２つのチャネルが設けられているかには無関係に、流れ断面が等しいと仮定すると、平行チャネル配置の領域においてチャネルを通過している間の細胞のストレスは、場合によっては、同軸配置の場合より低い。これは、内部チャネルおよび外部チャネルの同軸配置が、内部導管と外部導管との間の環状空間内の多くのセンタリング要素によって得られている可能性がある（これにより、センタリング要素における剪断力が増加するであろう）こと、または、内部導管が、特に曲げまたはよじれを受けて、外部導管の内側に当接し得るくらい、同軸配置が確保されていない可能性があることが原因である。それでもなお、移行位置３６に続く領域の同心円状チャネル配置によって、細胞懸濁液の流体流２０におけるシェル状コーティングの既に述べた好ましい構成が実現され、流体流２０は、第１開口部１２から放出される。同軸構成により細胞懸濁液が環状断面を流れるのは、移行位置３６と器具１０の遠位端２５との間の短い領域であるため、細胞の損傷は、同軸領域の第２導管１４を通過する間、最小限に抑えられることが認められた。４０ｍｍ以下の同軸領域（移行位置３６から第１開口部１２まで）の長さＬでは、細胞活力の影響は認められなかったことが特に示された。図３ａを参照して説明したセンタリング要素３２によるセンタリングデバイスは、代替的に省略することができる。例えば、図４に示すように、第１導管１１がヘッド２４の壁の近くに任意の方法で配置される位置の場合、第１導管１１は、（第１導管１１および第２導管１４の平行配置から同軸配置への移行部の下流にある）切替部３７の下流に第２導管１４を形成し得るヘッド２４の壁に固定し、特に溶接することができる。

図５ａは、本発明の器具１０、例えば上で説明した実施形態のうちの１つに係る本発明の器具１０を備える施与システム１００の実施形態を非常に概略的に示す。システム１００は、さらに、供給装置１０１であって、当該供給装置１０１を制御するための制御部１０２を備えた供給装置１０１を備える。供給装置１０１は、第１流体１６の供給源１０３および第２流体１７の供給源１０４を備える。

供給装置１０１は、例えば液体、特に懸濁液または溶液などであり得る第１流体１６を供給するように構成することができる。この液体は、図５ｂに示すように、器具１０が配置される組織１０６内にチャネル１０５を形成するための第１ステップと、第２流体の成分をチャネル１０５に導入する第２ステップとにおいて役立つため、作動液と呼ぶこともできる。さらに、供給装置１０１は、成分を含む第２流体１７を供給し、その成分は、器具１０またはシステム１００によって、それぞれ患者の組織１０６のチャネル１０５内に堆積する。その成分は、例えば、マーキングまたは治療などのための細胞、細胞成分、薬剤、放射性物質などであり得る。供給装置１０１は、第１導管１１および第２導管１４と流体連通している。

供給装置１０１は、制御部１０２によって、第１流体１６および第２流体１７を一連の供給間隔で供給するように構成される。制御部１０２は、図６に例示的に示す第１作動流体供給間隔ΔｔＡＦ１中の施与時間間隔ΔｔＡ内には、第１流体１６が、第１開口部１２において、組織１０６内にチャネル１０５を形成するための第１強度、特に、第１速度ｖ１となるよう供給されるように、施与システム１００を制御するように構成されることが好ましい。第２作動流体供給間隔ΔｔＡＦ２中には、制御部は、第２流体が、第１開口部１２において、それぞれ第１強度または第１速度ｖ１より小さい低下した第１強度、特に低下した第１速度ｖ１ｒとなるように、施与システム１００を制御する。さらに、制御部１０２は、少なくとも第２作動流体供給間隔ΔｔＡＦ２中の段階には、第２流体１７が、低下した第１強度または低下した第１速度ｖ１ｒより小さい第２強度または第２速度ｖ２となるよう供給されるように、施与システム１００を制御するように構成される。活性成分供給間隔ΔｔＷＦ中における再加速ゾーン１９の第１開口部１２付近への第２流体１７の出力は、強度が変化する前の第１作動流体供給間隔ΔｔＡＦ１中に既に、第１開口部１２内の強度が変化すると同時に、またはその強度が変化した後に行うことができる。既に述べたように、強度の変化とは、特に、第１開口部１２内の軸方向Ａにおける速度の変化である。第２流体１７は、遠位端に隣接するところで先細りしている第２導管１４の環状断面を流れるため、とりわけ、第１開口部１２の位置での第２流体１７の所望の第２強度または第２速度ｖ２が得られる。外部ノズルの上流では、第２流体１７は、第２流体１７中の細胞が損傷を受ける危険性を低減する、より低い速度で流れる。施与時間間隔は、例えば、１秒未満の持続時間を有し得る。

本発明の施与システム１００または本発明の器具１０は、例えば、以下のように手術中に使用することができる。

施与工程中の細胞のストレスを最小限に抑え、さらに、細胞の十分な浸透深さを実現するために、施与工程は、既に説明したように、少なくとも２つのステップで行われることが好ましい。第１段階では、組織１０６内にチャネル１０５が準備される。このために、第１作動流体供給間隔ΔｔＡＦ１（図７参照）中に、高強度、特に、高いノズル流出速度ｖ１を有するパイロット作動ジェットが生成される。このパイロット作動ジェット２０は、作動流体１６からなり、その成分は、機械的応力、特に剪断応力の影響を受けにくい。そのような液体は、例えば、生理的食塩水、細胞培地、機械的保護および／もしくは摺動性を高めるための第２流体の細胞用のゲル状湿潤もしくはコーティング媒体、または、これらの流体もしくは液体のうちの１以上からの混合物を含む。チャネル１０５は、パイロット作動ジェット２０が、形成されるチャネルに沿って組織成分を機械的に移動させ、かつ／または破壊することから、パイロット作動ジェット２０によって組織１０６内に形成されている。第２段階では、第２作動流体供給間隔ΔｔＡＦ２中に、パイロット作動ジェット２０の強度が低下し、特に、第１開口部内の速度が、低下した第１速度ｖ１ｒ（図７参照）まで低下する。その際、特に、物質の追加または作動流体の変更によって、第１流体１６の組成を変えることもできる。第１開口部１２から出力される第１流体の組成は、第１段階および第２段階において類似していることが好ましい。パイロット作動ジェット２０の強度、特にその速度を低下させながら、第２開口部１５からの細胞懸濁液のシェルジェット２１の出力が開始される。図７の図式の下部に示すように、その開始は、第１作動流体供給間隔中の作動ジェットの強度が低下する前に（図７の底部に破線で示す）、その低下と同時に、またはその低下の後に（図７の下部に実線で示す）行うことができる。第２流体１７は、懸濁液中の細胞に加えて、ゲル状湿潤またはコーティング媒体を含むことができる。パイロットジェットによるチャネル１０５の形成中、第２導管１４は、ヘッド２４内の領域内部まで細胞懸濁液で充填されることが好ましく、ヘッド２４内には、第１導管１１および第２導管１４が同軸に延びている。形成されたチャネル１０５内に細胞懸濁液を実質的に遅れることなく供給しやすくするために、第２導管１４は、第１開口部１２の（軸方向に測定された）位置まで細胞懸濁液でほぼ完全に充填されることが好ましい。これもまた、第１流体および第２流体のための２つの別個の導管１１、１４が本発明により提供されることと、器具１０の遠位端２５における再加速ゾーン１９でのみ第１流体と第２流体とが混合されることとの結果である。

細胞懸濁液は、外部ノズルから流出して、遠位端に向かって第１開口部１２を通過する場合、ノズル管２３によって形成された内部ノズルの第１開口部１２から中央に流出する作動ジェット２０をシェル状に、好ましくは対称的に取り囲む。弾性外壁部２２または外壁要素２９のセルフセンタリングは、細胞懸濁液が作動ジェット２０をシェル状に、好ましくは対称的に取り囲むのをサポートし、または容易にし得る。その際、作動ジェット２０の表面への細胞の均一なローディングが、第２流体１７の主に均一な流速によって同時に実現される。これにより、細胞同士の相互作用が比較的低くなり、細胞ストレスが小さくなりやすくなる。器具１０によって、作動流体１６および細胞懸濁液は、第１開口部１２の下流の作動流体ジェットが、作動ジェット２０に向かって半径方向内方に作動ジェット２０をシェル状に取り囲む細胞懸濁液１７を吸い込むように出力される。これは、ジェットポンプにも適用され、重ね合わせによる２つの流体ジェットの単純な混合とは反するベルヌーイ効果に由来している。作動流体１６および細胞懸濁液１７が互いに接触する場合、ノズル管２３の遠位で（特に、上記のように作動ジェット２０によりシェルジェット２１を吸い込むことよって）、細胞は、作動ジェットによって受け取られ、搬送され、細胞の速度が作動ジェット２０の速度に一致するまで加速される。外部ノズル内のプレ加速ゾーン１８における細胞懸濁液１７の小さな加速度は、細胞が、第２導管１４のチャネルを制限する外部ノズルの半径方向内方および半径方向外方に配置された壁面における小さな剪断応力にしか影響を受けないという利点を有する。しかし、その一方で、再加速ゾーン１９で第１流体１６と第２流体１７とが初めて接触する際の細胞と作動流体２０との相対速度は、作動流体１６の流速より小さい。２つの液体１６、１７が初めて接触するこの領域におけるこれらの流体の存在する速度差は、実際、細胞の剪断応力の発生につながるが、全体としては、小さな細胞ストレス、ひいては、組織１０６内のチャネル１０５への注入中における細胞の高い生存率が実現される。

本発明により、さらに、器具１０の遠位端に隣接するところで、第１導管１１および第２導管１４が特に平行に、互いに隣り合って延びるチャネルから、同軸に延びるチャネルに変わることによって、細胞の生存が改善される。また、器具１０が導管１１、１４を介して第１流体１６と、第２流体１７を含む細胞とを受け取り、また、作動ジェット２０への細胞懸濁液１７または細胞の追加は第１ノズル管２３通過後にしか行われないという外部混合のための本発明を用いた手法を取ることにより、細胞の高い生存率が改善される。図１または図２に示したようなノズル管２３の外表面と、外壁部２２または外壁要素２９の内表面とによって形成された第２ノズルは、特定の低剪断流構成を提供するため、少なくとも弾性外壁要素２９の内径の連続的な先細りによって細胞の高い生存率をサポートしている。

図１および図２に例示的に示すように、第１ノズル管２３の遠位端が弾性外壁要素２９の遠位端から遠ざかるようにずらされる場合、作動ジェット２０による細胞懸濁液１７または細胞成分の輸送は容易になる。したがって、混合が生じる再加速ゾーン１９は、弾性外壁要素２９から、より正確には円筒部２９ｃから軸部内で取り囲まれている。外壁要素２９の形状と、外壁要素２９およびノズル管２３の配置とは、特に円筒部２９ｃにより、シェルジェット２１がノズル管２３に、最終的には中央の作動ジェット２０に確実に接近し、実際、好ましくは実質的にシェルジェット２１および作動ジェット２０が同じ方向成分を主に有するようになるという利点を有する。第１開口部１２を形成するノズル管２３の遠位端は、第２開口部１５を形成する弾性外壁部２９の遠位端に対して、例えば、０．５ｍｍ〜３ｍｍだけ後方にずらすことができる。特に好ましい実施形態では、ノズル管２３は、１ｍｍだけ後方にずらされる。第１導管の遠位面１３における第１開口部１２のこのずれにより、第１第１流体１６内への第２流体１７の成分の受け入れも生じる再加速ゾーン１９の、器具１０の遠位端２５からの最小長さが、器具１０の内部に定義される。再加速ゾーン１９は、また、器具１０の遠位端２５が組織１０６に押し付けられる場合、主にフリーである。

器具１０の遠位端２５が組織表面にわずかに押し付けられる場合、チャネル１０５の形成および細胞の施与の間、器具１０、特に第１ノズル管２３の遠位端２５の位置が変わらないようにすることができる。このために、図２による器具１０の例示的実施形態は、軸方向Ａに耐圧縮性を有し、耐屈曲性を有する材料のキャップ３４を備え、キャップ３４は、器具が組織上に配置された時に、その組織が弾性外壁要素２９に達して、それを変形させるのを妨げる。

施与工程は、器具１０によって標的領域の組織１０６内に注入チャネル１０５を無針形成するステップと、チャネル１０５に細胞懸濁液を所定の投与量注入するステップとを含む。施与工程は、さらに、第２導管１４を介して作動流体ジェット２０に細胞懸濁液１７を加えた後に、続いて、例えば、作動流体ジェット２０に追加混合された封止媒体によって注入チャネル１０５を封止するステップを含むことができる。追加された封止媒体は、細胞懸濁液より高い粘性を有し得る。封止媒体は、ゲル状にすることができる。

物質が患者の組織に導入されるより高い効率を保証するために、例えば、患者の組織に導入される細胞の高い完全性を保証するために、本発明によれば、第１導管１１の第１開口部１２から再加速ゾーン１９内に第１流体１６を軸方向Ａに放出するための第１導管１１と、再加速ゾーン１９内の流れにより、再加速ゾーン１９に流入する第１流体１６によって第２流体１７の活性成分、例えば細胞が軸方向に再加速されるように、第２流体１７を再加速ゾーン１９内に軸方向Ａに送るための第２導管１４とを備える器具１０が設けられる。第１導管１１および第２導管１４の同軸構成は、その際、中央の作動ジェット２０の周りを軸方向下流に流れる第２流体１７のシェルジェット２１が第１開口部１２の周りに生成され得るため、好ましい。さらに、本発明の器具１０用および本発明の器具１０を備えた施与システム１００用のヘッド２４が提供される。図示していない器具の例示的な実施形態では、器具は、複数の第２導管、すなわち、少なくとも２つの第２導管を備えることができる。複数の第２導管を用いると、同様のまたは異なる第２流体を再加速ゾーンに交互に、および／または少なくとも段階中に同時に送ることができる。その際、軸方向に再加速ゾーンに流入する第１流体による再加速ゾーンへの流れにより、第２流体の成分は、軸方向に再加速し得る。例えば、第２流体は、異なる物質にすることができ、または、異なる物質、例えば異なる活性成分を含むことができる。代替または追加として、本発明の器具の実施形態は、また、１以上の第２流体を再加速するために、同様または異なる第１流体を再加速ゾーン内に出力するように構成される複数の第１導管、例えば、少なくとも２つの第１導管を備えることができる。

１０ 器具
１１ 第１導管
１２ 第１開口部
１３ 面
１４ 第２導管
１５ 第２開口部
１６ 第１流体
１７ 第２流体
１８ プレ加速ゾーン
１９ 再加速ゾーン
２０ 作動流／搬送流
２１ シェル流
２２ 外壁部
２３ ノズル管
２４ ヘッド
２５ 器具の遠位端
２６ 導管部
２７ 第１導管の外壁／第２導管の内壁
２８ 軸管部
２９ 外壁要素
２９ａ 円筒部
２９ｂ 先細り部
２９ｃ さらなる円筒部
３０ 外部ノズル
３１ 環状ギャップ
３２ センタリング要素
３３ 凹部／クリアランス
３４ キャップ
３５ 開口部
３６ 移行位置
３７ 切替部
３８ 被覆ホース
１００ 施与システム
１０１ 供給装置
１０２ 制御部
１０３ 供給源
１０４ 供給源
１０５ チャネル
１０６ 組織
Ｐ 矢印
Ａ 軸方向
Ｕ 内周
ｂ ギャップ幅
Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３ 部分
Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３ 断面領域
Ｌ 長さ
ΔｔＡ 施与時間間隔
ΔｔＡＦ１ 第１作動流体供給間隔
ΔｔＡＦ２ 第２作動流体供給間隔
ΔｔＷＦ 活性成分供給間隔
ｖ１ 第１速度
ｖ１ｒ 低下した第１速度
ｖ２ 第２速度

Claims (17)

1. 第１導管（１１）であって、当該第１導管（１１）の第１開口部（１２）から再加速ゾーン（１９）内に第１流体（１６）を軸方向（Ａ）に出力するための第１導管（１１）と、
   前記再加速ゾーン（１９）内の流れにより、前記再加速ゾーンに流入する第１流体（１６）によって第２流体（１７）の成分が軸方向（Ａ）に再加速されるように、前記第２流体（１７）を前記再加速ゾーン（１９）内に軸方向（Ａ）に送るための第２導管（１４）と、を備える
   器具（１０）。
2. 前記器具（１０）は、前記再加速ゾーン（１９）の上流に前記第２導管（１４）のプレ加速ゾーン（１８）を備え、前記プレ加速ゾーン（１８）内で前記第２流体（１７）を軸方向（Ａ）にプレ加速するように構成され、
   前記第１開口部（１２）は、前記第１開口部（１２）から出力された前記第１流体（１６）がプレ加速された前記第２流体（１７）を軸方向（Ａ）に再加速するように、前記再加速ゾーン（１９）に配置されている
   請求項１に記載の器具（１０）。
3. 前記プレ加速ゾーン（１８）は、内部断面が流れ方向に先細りしている前記第２導管（１４）のノズル部によって形成されている
   請求項２に記載の器具（１０）。
4. 前記ノズル部の内部断面は、前記ノズル部の少なくとも１つのサブセクションにおいて連続的に先細りしている
   請求項３に記載の器具（１０）。
5. 前記第２導管（１４）は、前記第１開口部（１２）から流出する前記第１流体（１６）の周りに第２流体（１７）の環状シェル流２１を形成するために、前記第１開口部（１２）において前記第１導管（１１）を同心円状に取り囲んでいる
   請求項１〜４のいずれか１項に記載の器具（１０）。
6. 前記第２導管（１４）は、前記第１開口部（１２）から流出する前記作動流（２０）が前記シェル流（２１）から成分を前記作動流（２０）内に吸い込むように、前記シェル流（２１）を前記第１導管（１１）に半径方向に接近させるように構成される
   請求項１〜５のいずれか１項に記載の器具（１０）。
7. 前記第２導管（１４）の外壁は、前記第１開口部（１２）の周りのセクション（２２）において弾性を有する
   請求項１〜６のいずれか１項に記載の器具（１０）。
8. 前記セクション（２２）は、前記第２導管（１４）の外壁を形成する弾性要素（２９）によって形成されている
   請求項７に記載の器具（１０）。
9. 前記弾性要素（２９）は、前記第２導管（１４）の管部（２８）と上流で連通しており、
   前記管部（２８）と前記第１導管（１１）との間の半径方向には、センタリングデバイス（３２）が設けられる
   請求項８に記載の器具（１０）。
10. 前記第２導管（１４）の前記管部（２８）は、前記第１導管（１１）の管部（２６）を取り囲み、
    前記センタリングデバイス（３２）は、前記第１導管（１１）の前記管部（２６）と前記第２導管（１４）の前記管部（２８）とを同心円状に位置合わせするために、前記第２導管（１４）の前記管部（２８）と前記第１導管（１１）の前記管部（２６）との間に半径方向に配置されている
    請求項９に記載の器具（１０）。
11. 前記第２導管（１４）は、前記第１開口部（１２）の下流および／または前記器具（１０）の遠位開口部（３５）の上流で終端する
    請求項１〜１０のいずれか１項に記載の器具（１０）。
12. 前記器具（１０）は、互いに隣接して配置される前記第１導管（１１）および前記第２導管（１４）の導管部内において、前記第１流体（１６）および前記第２流体（１７）を前記器具（１０）の遠位端（２５）近くの移行位置（３６）に到達するまで互いに隣接させて送るように、そして、前記移行位置（３６）の後方では、前記第１導管（１１）および前記第２導管（１４）の同軸導管部内において、前記第１流体（１６）および前記第２流体（１７）を前記遠位端（２５）に送るように構成される
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の器具（１０）。
13. 前記プレ加速ゾーン（１８）および／または前記再加速ゾーン（１９）は、前記器具のヘッド（２４）内に配置されている
    請求項１〜１２のいずれか１項に記載の器具（１０）。
14. 請求項１３に記載の器具（１０）用の器具ヘッド（２４）。
15. 請求項１〜１４のいずれか１項に記載の器具（１０）と、
    前記第１導管（１１）および前記第２導管（１４）と流体連通しており、前記第１流体（１６）および前記第２流体（１７）を一連の供給間隔（ΔｔＡＦ１、ΔｔＡＦ２、ΔｔＷＦ）で供給するように構成される供給装置（１０１）と、を備える
    施与システム（１００）。
16. 前記供給装置（１０１）は、第１作動流体供給間隔（ΔｔＡＦ１）中の施与時間間隔（ΔｔＡ）内には、前記第１流体（１６）が、前記第１開口部（１２）において、前記組織（１０６）内にチャネル（１０５）を形成するための第１速度（ｖ１）となるよう供給され、第２作動流体供給間隔（ΔｔＡＦ２）中には、前記第１流体（１６）が、前記第１開口部（１２）において、前記第１速度（ｖ１）より小さい低下した第１速度（ｖ１ｒ）となるよう供給され、そして、少なくとも前記第２作動流体供給間隔（ΔｔＡＦ２）中の段階には、前記第２流体（１７）が、前記第１開口部（１２）において、前記低下した第１速度（ｖ１ｒ）より小さい第２速度（ｖ２）となるよう供給されるように、前記施与システム（１００）を制御する制御部（１０２）を備える
    請求項１５に記載の施与システム（１００）。
17. 生体組織（１０６）内に活性成分、特に細胞を施与するための方法であって、
    器具（１０）の第１導管（１１）の第１開口部（１２）から出力される第１流体（１６）の作動ジェット（２０）によって前記組織（１０６）内にチャネル（１０５）を無針方法で開口し、
    前記器具（１０）の第２導管（１４）から第２流体（１７）のジェット（２１）を前記作動ジェット（２０）と平行または同軸に出力し、
    前記第２流体（１７）は、前記チャネル（１０５）内に搬送するために前記作動ジェット（２０）によって受け取られる成分を含む
    方法。