专利名称：无针式注射装置的制作方法
技术领域：
和
背景技术：
本发明涉及一种用于经皮注射液体的无针式注射装置。
在国际专利申请WO 01/47586 A1中，描述了一种无针式注射装置所用的推进系统，其包括呈压缩液体形式的初级存储势能源。考虑到与其它液体或固体相比聚硅氧烷族具有高可压缩性，所以初级能源所用的优选可压缩物质选自聚硅氧烷族。将压缩液体或固体提供为用于推进待注射液体所用的初级势能源优于使用其它压缩气体或机械弹簧的系统，因为压缩液体或固体提供了高得多的能量密度。举例来说，弹簧需要较大尺寸来获得所需的推进能量以保证刺穿病人皮肤，以及较大的液体射流直径来保证足够的射流动力。使用压缩气体的系统受到最大气体压力的限制直到状态变为液体形式为止，这就限定了推进系统的最大压力。使用压缩气体系统的危险性也是一个安全因素。
在上述出版物中所述的推进系统还包括次级势能源，其产生比初级源更低的压力。这样就使得注射深度能够受到准确控制，特别是使得能够在皮肤一旦已经被初始高压射流刺穿的情况下限制液体输送的深度。这点对于需要经皮输送或者皮下输送的应用特别重要。次级势能源的实例包括金属弹簧、气态物质或者类似于初级能源中所用的物质的可压缩液体物质。
使用压缩于容器中的液体聚硅氧烷作为能源使得推进系统能够非常紧凑、安全和成本比较低。尽管如此，容器中的液体聚硅氧烷的高压力需要有效密封和耐压容器，而这会影响制造成本。在这点上，就需要提供一种可靠、紧凑但是制造成本低的无针式注射装置。
发明内容
考虑到以上方面，本发明的一个目的是提供一种安全、可靠、生产成本低并且能够在皮肤下方的受控深度处注射液体的无针式经皮注射。
有利地，提供了一种能够进行无痛地并且对组织损伤很小地注射的无针式注射装置。
有利地，提供了一种轻便、紧凑的无针式注射装置。
有利地，提供了一种具有通用性并且可实现为单用途一次性或多用途注射装置的无针式注射系统。
本发明的目的通过提供根据权利要求1至3的注射装置而得以实现。
此处公开了一种无针式经皮注射装置，其包括势能源和可动式力传送构件(10、10’)，以便向待注射液体(2)施加足够压力从而推进待注射液体(2)按照足以进行经皮注射的速度穿过喷嘴孔(24、24’)，其中势能源主要包括固体弹性材料或多种材料，其压缩力F作为压缩位移x的函数呈现非线性特征，因此作为压缩位移x的函数的压缩力F的比率随着压缩位移x而增加。这种材料包括网状聚合物，例如聚亚安酯，其重量轻且节省成本。这种材料形成了基本上呈弹性地压缩于可动式力传送构件的壁部分与注射器壳体或支承结构的相对壁部分之间的块形式的弹簧构件的一部分。有利地，不仅弹簧构件块的压缩材料的能量密度大于常规型螺旋弹簧或其它金属弹簧或者压缩气体推进系统的能量密度，而且非线性力特征提供了很高的初始峰值压力来推进液体按照足以刺穿皮肤的速度穿过非常精细的喷嘴孔，随后压力快速降至保证液体在皮肤下方受控深度处输送的较低压力水平。而且，根据本发明的注射器并没有象基于气体或液体的推进系统那样的任何密封问题，并且没有象基于气体的系统中那样的爆炸危险。
此外，通过改变推进系统弹簧构件的各种参数，例如直径、压缩距离和其材料组成，就可以易于调节最优注射特征，而无需改变注射器的总体设计。本发明的注射系统还非常通用并且可易于适用于可带有低成本塑料壳体的单用途一次性注射器中或用于可再用式(多用途)注射器中。
有利地，提供了一种特别通用、紧凑、低成本并且安全的无针式注射装置，其可经皮将液体准确地输送至所需深度。
本发明的更多目的和有利方面通过阅读以下描述、权利要求和附图将变得更加清楚。
图1为根据本发明的包括推进系统的注射装置的透视纵向剖视图，其处于加载位置；图1a为图1的注射装置的前部的纵向剖视图；
图1b为图1的注射装置的中心部的纵向剖视图；图1c为图1的注射装置的后部的纵向剖视图；图1d为图1的注射装置的前部的局部剖视图；图2为带有处于致动或无载位置的推进系统的注射装置的纵向剖视图；图3a至3d为可用于根据本发明的注射装置的推进系统中的各种弹簧元件的透视图；图4a为示出了注射装置的推进系统的推进力随推进系统活塞的轴向位移而变的关系的曲线图，不同的曲线与推进系统中所用的不同弹性材料相关；图4b为示出了待注射的液体的压力随根据本发明的注射装置所注射的液体体积而变的关系的曲线图。
图5为根据本发明的单用途一次性注射装置在致动之前的纵向剖视图。
具体实施例方式
参看图1和2，示出了一种可再用式注射装置，其包括推进系统1、致动器系统6以及呈可拆式帽5形式并且用于将一次性容器3安装于其上的装置，以便对包含于容器中的液体2经皮进行用药。
推进系统包括壳体4、势能源7、力产生机构8以及可动式力传送构件10。可动式力传送构件包括推进系统活塞部分23、可动式力壁部分12以及呈联接于力产生机构8上的螺纹部分形式的力产生接合部分14。势能源包括安装于可动式力壁部分12与壳体壁部分18之间的实心弹性弹簧构件16。为了产生用于注射的势能，通过利用如图1、1c和2所示的力产生机构8沿轴向移动可动式力传送构件10，而使得弹簧构件在力壁部分12、18之间受到弹性地压缩。
在这个实例中，活塞部分23和接合部分14基本上形成了沿着注射装置的中心轴线延伸的杆，可动式力壁部分附连于杆上或者与其形成一体。然而，还可以提供其它构造来用于朝向壳体壁部分驱动可动式力壁部分。在这个实施例中，可动式力壁部分呈置于壳体4的空腔13中的板的形式。可动式力壁部分12和壳体4可带有互补的偏振或键接装置以便防止板12’在由压力产生机构施加于杆上的转矩作用下绕其中心轴线相对于壳体转动。举例来说，键接装置包括壁部分12的容放于壳体中的互补轴向槽内的凸起15。
在无载位置中，如图2所示，可动式力传送构件10相对于壳体停止于最前位置上，由此弹簧构件并未得到完全放松。换而言之，在无载位置中，弹簧构件在壁部分之间受到一定力的压缩，因此在注射结束时，活塞部分对从容器或筒3中正在注射出的液体施加足够的压力，以便保证所有的液体都经皮在所需深度处输送。可以提供带有用于调节可动式压力壁部分相对于壳体的行程以便改变注射结束时弹簧力的装置的注射器。举例来说，可以提供在前壳体壁部分17与可动式压力壁部分12之间延伸的轴向可调式止块(未示出)，或者调节前壳体壁部分17相对于后壳体壁部分18的位置——在本实例中通过利用螺旋联接器19来相对于一个壳体部分拧动另一个壳体部分来实现。
在本发明中，弹簧构件基本上呈受到弹性压缩的材料的块的形式，其压缩力F(x)与沿位移方向的位移x的关系具有显著的非线性力特征，因此函数F(x)/x的斜率随着位移x增加，从图4a中的曲线A、B和C看得最清楚。换而言之，当壁部分一起运动时，弹簧构件的弹性模量随着弹簧构件的压缩而增加。这种非线性弹簧特征非常有利，因为推进系统提供了很高的初始力来产生能够刺穿病人皮肤的高速微射流，随后，一旦皮肤已经被刺穿之后，在较长的位移上提供较低的次级力以便保证微射流不会穿入病人的组织太深。
图4a的曲线A示出了用于推进可移动式壁部分12所需的力F(x)，其为其从无载位置(0)开始的位移(x)的函数，曲线A的第一部分X1的梯度F(x)/x小于第二部分X2。点P概略地表示曲线的第一部分和第二部分相遇的过渡点或过渡区。第二部分X2的陡坡提供了初始高压力注射所用的能源，例如峰值为600至1000巴，如图4b所示，随后能量以较低的压力释放，例如大约为200巴，这时可动式壁部分的位置处于曲线F(x)的第一部分X1的区域中。这种双注射压力阶段非常有利，因为其使得注射深度能够受到准确地控制，例如以便皮内或皮下地输送液体如胰岛素或其它药物。初始高压力使得能够形成非常精细的高速度(例如超声波)液体射流以刺穿皮肤，随后是较低压力第二阶段射流以便在皮肤外表面下方的受控深度处输送液体，从而避免如果初始高压力保持较长时间而造成过渡刺入。
位于第一与第二曲线部分之间的过渡点P的位置、部分X1和X2的梯度、以及在x＝0处的力可以通过选择弹簧构件的材料或材料组合以及几何形状和尺寸来调节。
如上所述，根据本发明的弹簧构件呈现非线性多阶段压缩力特征，并且可在弹性域内储存高能量密度，其所用的优选材料为网状聚合物，例如聚亚安酯和各种橡胶如硫化的天然橡胶、异丁烯橡胶、丁腈橡胶、氧化丙烯橡胶、硅酮橡胶(SILASTIC)、氟硅酮橡胶、polynoboreme橡胶(NORSOREX)、EPDM橡胶、KEL-F。在网状聚合物中，长分子链由网络中的分子键保持在一起，当放松时其处于低熵状态，熵随着材料压碎而增加。当放松压缩在两个平行板之间的网状聚合物的块时，只要力保持于特定材料的变形弹性域中，则块就会回复其原始形状。在本发明中，弹簧构件并不起压缩于容器中的分子弹簧的作用，象国际专利申请WO 01/47586 A1中所述的系统中的情况那样，在该系统中，聚硅氧烷被压缩于容器中。相反，在本发明中，弹簧构件自由地沿侧向膨胀，并且在注射装置壳体4中为其提供了侧向空间，如图1和2中看得最清楚。当其受到压缩时，壳体的空腔的直径足以容许弹簧块的直径增加20至30％。延伸穿过弹簧构件块16的中心杆14具有重要功能，即用作导向器以便保证弹簧构件的单轴压缩以及之后的双轴压缩，并且防止其按照非轴对称的方式发生变形。
弹簧构件材料可有利地具有象泡沫塑料中那样的蜂窝状结构，因此材料中充满了小气袋或细胞。具有有利性能的蜂窝状材料的一个实例为蜂窝状聚亚安酯，例如CELLASTO型MH-24-65商标产品。图4a的曲线A和A’与CELLASTO(尺寸在正常状态下为40mm高和25mm直径)的圆柱形块的压碎相对应。在细胞破裂时的初始压缩阶段X1中，作为位移x的函数的弹簧力F基本上为线性并且具有较低梯度。一旦材料的细胞完全被压扁，则弹簧力就更快地增加并且函数F＝f(x)的梯度增加。有利地，蜂窝状网状聚合物比非蜂窝状网状聚合物具有更大的弹性压缩位移范围，因此扩展了力函数F＝f(x)的低压力部分X1，其用于注射较大体积例如0.2至0.8ml的液体。在本发明中，可以具有呈例如常规型弹簧形式的附加能量源，以便为低压力注射阶段产生附加能量。除非要注射特别大体积的液体，否则在大多数情况下都不使用附加能量源，特别是因为考虑到附加成本、重量和尺寸。根据本发明的能量源的一个重要优点在于成本低且结构紧凑的弹簧块能够在初始注射阶段中产生高峰值压力，随后是后续注射阶段中的低压力，这些压力远足以推进液体通过非常精细的喷嘴孔，例如直径处于50至100微米范围内的喷嘴孔。由于基于压缩气体或金属螺旋弹簧的常规型推进系统所产生的压力更低，因此与使用直径为180至280微米的喷嘴孔的常规型无针装置相比，可使用于根据本发明的注射装置中的小喷嘴孔减少了组织损伤和疼痛。
图4b示出了在注射过程中，在带有蜂窝状网状聚亚安酯圆柱形弹簧构件的如图1至3所示的注射装置中所要注射的液体2的筒3中的压力。在这个实例中，参数如下弹簧构件的直径＝20mm弹簧轴向长度＝80mm喷嘴孔直径＝80微米待注射的体积＝0.5ml如图4b中所示，液体中的初始峰值压力大约为100Mpa，当大约15％的液体体积已经注射之后降为30Mpa，低压力注射在大约20Mpa处结束。
当细胞被完全压扁时，蜂窝状网状聚亚安酯例如产品CELLASTO被压缩于大约100N/cm2，并且可被弹性地压缩至高达大约为300N/cm2至500N/cm2的最大值。比较起来，当完全压缩时，相同直径(例如20mm)和高度(例如50mm)的金属螺旋弹簧产生相当于大约100N/cm2，并且不会呈现多阶段压力降效果。
因为能够被模制成所需形状并且由于聚合物通常具有低成本，所以由网状聚合物制成的本发明的弹簧构件的生产特别节省成本。由于它们为获得可存储的压缩能量大小所需的比重较低(换而言之，每单位重量所存储的压缩能量具有高比率)，因此例如网状聚亚安酯之类的网状聚合物也很有利。而且，这种聚合物可在从-20至80℃的温度范围内操作而不需要显著改变其物理性能特别是弹性性能。
块可作为单件由单种材料制成，如图1至3中所示，或者制成为由相同或不同材料的件构成的叠或组合。如图3a至3d所示的具有不同几何形状的不同材料或不同件的组合使得位于较宽可能曲线范围中的待调节推进系统的力与位移关系曲线的特征能够根据对待注射体积和经皮输送的深度的考虑来优化液体微射流的速度。举例来说，可以通过改变以下设计参数来调节作为位移的函数F＝f(x)的推进力特征●弹簧构件的直径通过改变函数F＝f(x)的斜率来影响力的幅值——如图3a中所示，半径的增加口r增加了F＝f(x)的斜率，如图4a的曲线图中的曲线Ar所示●弹簧构件的轴向高度影响弹簧构件的行程并且移动曲线的初级部分与次级部分之间的过渡点P——轴向高度的增加口h将点P向右移动，如图4a的曲线Ah所示●随高度而变的弹簧构件的变动直径影响函数F＝f(x)的斜率如图3b所示，直径的圆锥增加减小了在过渡点P周围的函数的曲率，如图4a的曲线B所示●给弹簧构件预加应力使得如图4a中的曲线A’所示的曲线的第一部分X1升高且变扁●各种其它参数也影响推进系统的函数F(x)的特征，例如形成弹簧构件的材料或材料组合的类型——举例来说，图4a中的曲线A”代表由硫化天然橡胶制成的如图3a中所示的圆柱形弹簧构件块的函数F＝f(x)●弹簧块构件还可制成为如图3d所示的带有内腔的复杂形状或者制成为如图3c所示的不同网状聚合物和/或不同直径的盘的叠因此，根据本发明的推进系统可有利地在较大数值范围内进行改变以根据对待注射液体的量、经皮输送的所需深度、所需注射时间以及皮肤阻力水平(其取决于例如人的年龄、身体上的注射位置以及皮肤类型)的考虑来优化注射。
注射器壳体的前端带有可拆式帽5，其与螺纹部分21接合以便可释放地将包含着液体的容器3安装于注射器壳体中。然而也可以提供其它可释放式固定装置，例如接合销钉型连接或可释放式弹簧闩。容器的后端由密封活塞22进行密封封闭，该密封活塞22在致动设备从而推进液体2通过容器喷嘴孔24时由推进系统活塞23驱动。容器密封活塞22可在其前端处带有锥形弹性部分以便保证基本上所有待注射的液体都被推出容器。
力产生机构8安装于推进系统的后端并且包括第一夹持部分25、带有可折叠式杆部分27的第二夹持部分26以及行星齿轮机构28，该行星齿轮机构28驱动着螺纹驱动管29与可动式压力传送构件10的互补螺纹部分14相接合。当转动第一夹持部分25时，螺纹驱动管29就转动并且沿轴向向后驱动可动式压力壁部分12，从而将弹簧构件块16压在后壳体壁部分18上。
第二夹持部分26和可折叠式杆27固定于与行星齿轮34相接合的中心部33上，而行星齿轮34又与外环形冠齿轮35接合，而外环形冠齿轮35与第一夹持部分25形成一体或者固定于其上。行星齿轮34的轴26可绕枢轴转动地安装于凸缘37上，而凸缘37刚性地固定于螺纹驱动管29上。在图中所示的实例中，减速齿轮比约为4∶1，即操作者必须转动杆部分大约4整圈以便使得螺纹驱动管29转动一整圈。在使用时，操作人员可首先转动第一夹持部分25以便部分地加载推进系统直到转矩对于操作者来说已经太高为止，由此杆部分27于是可被折叠，如图1中所示，并且将其转动以便完成推进系统的加载。按照这种方式，推进系统就能够由操作人员迅速地加载，同时使得推进系统中能够获得较高的最终压缩水平。
压力产生装置还可由联接于中心部33上的电动机(未示出)驱动。马达可为永久性地安装或者集成于注射装置的后端上，或者作为能够可拆地与中心部33接合的分离式单元提供，例如非常象电螺丝刀。
致动系统6包括致动器构件39、一个或多个活塞保持元件40、以及一个或多个安装于致动器构件与活塞保持元件之间的阻塞嵌入物41。
保持元件40通过注射器壳体4的在保持元件后端处沿径向向外延伸的壁部分42可绕枢轴转动地安装并且沿轴向保持于注射器壳体4内，并且带有一定游隙插入于壳体中的相应空腔43内。然而，保持元件也可利用弹性铰链附连于壳体上，从而容许保持元件绕枢轴转动以便释放推进系统活塞23。在这个实例中，两个相对的保持元件呈管状零件的角状扇形段的形式，例如大约为90°的扇形段。这样，两对扇形段可通过穿过初始管状零件的轴线垂直地切割而产生。保持元件包括位于其前端的向内伸出的保持肩44，其可与推进系统活塞23的互补肩45相接合，以便在致动之前将推进系统活塞保持于加载位置中。
阻塞嵌入物41置于保持元件的外凸轮面46与致动器构件39的内凸轮面47之间。凸轮面47在其前端和后端处分别由前、后边缘48、49定界，它们限制了阻塞嵌入物41的相对轴向位移。保持元件40的凸轮面具有高点锁定表面部分50和低点释放表面部分51。在加载位置中，如图1和1a所示，阻塞嵌入物41位于高点锁定表面部分50与致动器构件39的内凸轮面47之间，从而阻塞保持元件40的向外枢轴转动，以便使得其保持肩保持与推进系统活塞23的互补肩45的接合关系。注射装置通过沿轴向朝向装置的前端或注射端50移动致动器构件39而致动，由此使得阻塞嵌入物41沿着保持元件凸轮面滚动至如图2a所示的低点释放表面部分47，以便使得保持元件沿径向向外绕枢轴转动并且释放推进系统活塞23。可以指出，由于由推进系统活塞23施加于保持元件40的保持肩44上的力所产生的力矩，所以保持元件将易于绕其枢轴附连端42向外作枢轴转动。
特别是由于由推进系统所施加的较高轴向力，因而阻塞嵌入物37有利地为沿着凸轮面滚动以便减小摩擦力的元件。阻塞元件可呈实心圆柱体的形式，但是也可呈多个球体或由弹簧线圈形成的圆柱体的形式。
压力保持和释放装置还可包括复位弹簧53，当推进系统活塞在致动以便重新加载之后被拉回时，复位弹簧53将致动器构件沿轴向偏置并且因此将阻塞嵌入物偏置于图1中所示的保持位置中。可提供呈例如按钮54形式的安全锁以便沿轴向锁定致动器构件39并且防止致动器构件意外发生轴向位移。安全锁还可用于向操作人员指示何时注射装置处于加载位置或者已经致动。在这个实例中，安全锁包括锁定键部分55，其利用弹簧56偏置于注射装置壳体的圆柱形壁部分58的互补键槽中。在如图1所示的保持或加载位置中，锁定键部分55接合于互补键槽57中并且沿轴向锁定致动器构件39，并且按钮54稍微伸出致动器构件39的外表面之外。在未锁定和致动位置中，按钮54处于如图2所示的外表面下方的压下位置，并且键部分55与互补锁定槽57脱离接合。
参看图5，示出了一次性单用途无针注射装置，其包括推进系统10’、致动器系统40’、以及容器部分3’，以便对包含于容器部分中的液体2经皮进行用药。容器部分3’的喷嘴孔24’可……
推进系统包括壳体4’、势能源7以及可动式力传送构件10’。可动式力传送构件包括推进系统活塞部分23’、可动式力壁部分12’以及触发接合部分14’。势能源包括安装于可动式力壁部分12’与壳体壁部分18’之间的固体弹簧构件16。用于注射的势能通过弹簧构件来提供，该弹簧构件弹性地压缩于壁部分12’、18’之间。可用于一次性注射器中的弹簧构件基本上与以上对于可再用式装置所述的相同。
在这个实例中，活塞部分23’和触发接合部分14’基本上形成了沿着注射装置的中心轴线延伸的杆，可动式力壁部分附连于杆上或者与其形成一体。杆优选地由抗拉力足以承受由受压弹簧构件所产生的峰值力的钢或复合材料或其它材料制成，该峰值力通常可处于1000至2000牛顿的范围内。由于峰值静态压缩力由中心杆支承，所以壳体4’和容器部分3’可由塑料材料制成，这有利地将装置的重量和成本保持较低。
在这个实施例中，可动式力壁部分呈置于壳体4’的空腔13’中的板的形式。触发接合部分14’伸出壳体压力壁部分18’的后面之外并且固定于致动器系统40’的保持元件39’上。保持元件39’包括从凸缘部分512延伸的杆部分510，该凸缘部分512可分开地附连于可动式力传送构件10’的触发接合部分14’上。在这个特定实例中，凸缘部分512包括大约为二到三个螺纹节距深的螺纹通孔，其接合着触发接合部分的互补螺纹。当沿轴向对杆部分施加在凸缘部分上产生力矩的力时，保持元件和触发接合部分的螺纹就发生剪切，从而释放可动式压力传送构件10’。造成螺纹破裂的剪切力将来自由受压弹簧构件16产生的力和杆部分绕枢轴转动时的附加力矩的组合。因此就可使得接合杆部分和致动装置所需的力保持很低。也可以提供其它用于将保持元件附连于触发接合部分上的可分开式装置，例如位于其间的铆钉型附连、焊接或者夹紧型附连方式。为了触发注射装置，可以提供安装于装置的后端上的致动器39’。在本实例中，致动器可沿轴向滑动以便压着杆部分510的自由端。只有当致动器已经从安全位置上转动至备好位置之后，致动器才能被压着，在安全位置上，与壳体4’邻接的销55’或其它键接元件阻塞着其向前运动，而在备好位置上，销55’不再由壳体阻塞或者可穿入为其提供的通道511中。
壳体4’通过螺纹接口而连接于容器部分3’上，以便使得通过相对于容器部分旋转壳体，可以减小待注射液体的剂量。例如，从标记516至下一个标记，减少0.1ml的体积，而初始体积为0.5ml。
一次性注射器还带有可拆式帽518，以便将应用端52’保持清洁无菌，并且还提供附加安全性以便防止在使用之前意外致动装置。
权利要求
1.一种带有推进系统的无针式经皮注射装置，其包括势能源和可动式力传送构件(10、10’)，以便向待注射液体(2)施加足够压力从而推进待注射液体(2)按照足以进行经皮注射的速度穿过喷嘴孔(24、24’)，其中势能源主要包括弹簧构件的一种或多种固体弹性材料，该弹簧构件基本上呈弹性地压缩于可动式力传送构件的壁部分与注射器壳体或支承结构的相对壁部分之间的块的形式，一种或多种固体弹性材料的力F作为位移x的函数呈现非线性特征，因此作为位移x的函数的力F的比率随着压缩位移x而增加。
2.根据前述权利要求所述的无针式经皮注射装置，其中固体弹性材料主要包括网状聚合物。
3.一种带有推进系统的无针式经皮注射装置，其包括势能源和可动式压力传送构件(10、10’)，以便向待注射液体(2)施加足够压力从而推进待注射液体(2)按照足以进行经皮注射的速度穿过喷嘴孔(24、24’)，势能源包括适于弹性地压在可动式压力传送构件的壁部分上的弹簧构件，其中弹簧构件包括网状聚合物的块。
4.根据权利要求2或3所述的无针式经皮注射装置，其中网状聚合物为聚亚安酯。
5.根据前述权利要求中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中固体弹性材料具有蜂窝状或气泡状构造。
6.根据前述权利要求中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中弹簧构件的固体弹性材料形成为单个一体式块。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中弹簧构件块包括固体弹性材料的多个件组成的组件。
8.根据前述权利要求中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中势能源包括多个不同的一起装配或者形成的所述固体弹性材料以便形成弹簧构件。
9.根据前述权利要求中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中注射器包括至少一根延伸穿过弹簧构件块并且用作其导向器的杆。
10.根据前述权利要求中任一项所述的无针式经皮注射装置，其中弹簧构件块基本上为圆柱形并且杆延伸穿过圆柱体的中心。
全文摘要
一种带有推进系统的无针式经皮注射装置包括势能源和可动式力传送构件(10、10’)，以便向待注射液体(2)施加足够压力从而推进待注射液体(2)按照足以进行经皮注射的速度穿过喷嘴孔(24、24’)。势能源包括适于弹性地压在可动式压力传送构件的壁部分上的弹簧构件，其中弹簧构件包括网状聚合物的块。
文档编号A61M5/20GK1681546SQ03821657
公开日2005年10月12日 申请日期2003年7月8日 优先权日2002年7月11日
发明者A·内拉歇尔 申请人:特克法马许可公司