JP2003500098A - マイクロ流体装置及び液体環境におけるパルスマイクロ液体ジェットの発生方法 - Google Patents

マイクロ流体装置及び液体環境におけるパルスマイクロ液体ジェットの発生方法

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Abstract

(57)【要約】 液体環境において、パルスマイクロ液体ジェットを発生する際に使用するマイクロ液体装置及び方法を提供する。主題となるマイクロ液体装置は、その基部末端にマイクロ液体チャンバーが存在することを特徴とする。該マイクロ液体チャンバーは、基部末端にある開閉部、開口部に対向する蒸気発生手段、及び該開口部と該蒸気発生手段の間にある側壁によって規定される。更に該マイクロチャンバーは、液体がマイクロ液体チャンバーを出る唯一の道が、該開口部を介するものである点を特徴とする。液体環境において液体ジェットを発生する主題の装置を使用する際に、該チャンバーは最初に液体環境と接触する。該蒸気発生手段は、次いで順次液体環境におけるマイクロ液体ジェットを発生するチャンバーにおける蒸気バブルを発生するのに有効な方法で作動する。主題装置及方法は、組織の切開、細胞に液体を導入するなどの様々な異なる適用において、その用途を見いだされる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 (導入部) (発明の属する分野) 本発明の属する分野はマイクロサージェリー、特にマイクロサージェリーで使
用する手術器具、更に特定するとマイクロサージェリーの切断器具に関するもの
である。
【０００２】 (本発明の背景) マイクロサージェリーは非常に広い意味を有する用語であって、外科手術用顕
微鏡の拡大領域下で実施される全ての外科的処置を意味するものである。マイク
ロサージェリーは、従来の外科的技術を超えた多くの利点を提供することから、
ますます数多くの条件下での治療に採用されつつある。このような利点には、従
来の浸入型の処置を行う間に経験される合併症を回避することが含まれる。更に
マイクロサージェリーは、非マイクロスケールにおいて単に実施することができ
なかったいくつかの新しい外科的プロトコルを可能にしてきた。それ自体で、マ
イクロサージェリーは、将来的にその応用範囲が広がってゆくであろう医療の重
要で比較的新しい領域を代表するものである。既にマイクロサージェリーの技術
は、眼科領域、神経外科、腹腔胸外科手術、歯周外科、再建外科手術、再生外科
手術等の領域において採用されてきている。
【０００３】 医療の多くの異なる分野に対するマイクロサージェリーの重要性から、多くの
多様なマイクロサージェリー用器具が開発されてきた。このマイクロサージェリ
ー用器具の１タイプに切断器具がある。即ち、組織を切断するために設計された
器具である。マイクロサージェリー用切断器具には、切開部サイズ及び形状の正
確なコントロールが要求される。現在までに開発されたマイクロサージェリー用
切断器具は、レーザー手段、キャビテーション装置などを含む様々な異なる手段
によって駆動する。例えば、光学的吸収及び分解によって発生する限定的爆発性
気化、及びバブル形成が、眼球内手術及び軟組織を切断する他の応用的用途にお
いて使用され、かつプラズマ誘導バブルを形成する放電法が最近開発されている
。
【０００４】 しかしながら、光学的及び放電技術共に周辺組織を付随的損傷によって苦しめ
ることになる。例えば、高プラズマ温度に起因する気化及び熱組織変化が、エネ
ルギー及びパルスの持続期間中においてそのプローブの先端部における小領域に
制限されているとしても、音響的過渡反応、バブル膨張及び崩壊がその適用部位
を遙かに超えて損傷を生じさせる。例えば、そのレーザー血管形成術を行う間、
血管内部に形成されるバブルの三次元的膨張は血管壁に対し損傷を生じさせる場
合があり、かつバルーンによる血管形成術を行う間に生じる損傷と同様の再狭窄
を起こし得る。放電エネルギーを減少させて付随的損傷を限定するに伴い、組織
切断用の器具の有効性もまた減少する。
【０００５】 このようにエネルギーの対流を局在化するだけでなく、爆発的な気化に続く水
流、音響的過渡反応及び他の結果を、また空間的に限定するような新しいマイク
ロサージェリー用切断器具の開発が継続的に必要とされている。特に興味を持た
れていることは、厳格な半径的限定を伴う物質の一次元（軸）高速波動型弛緩を
与えるようなマイクロサージェリー用切断器具の開発であろう。この器具は、付
随的損傷を最小限にして組織に正確な切開部を生じさせることが可能である。
【０００６】 (関連文献) 関連する米国特許には次のものがある：米国特許第5,288,288号；第5,871,462
号；第5,944,686号及び第6,039,726号；並びにこれらの特許文献で引用されてい
る特許文献である。また、WO99/33510号及びWO98/12974号を参照する。関連のあ
る論文には次のものがある： Palankerらの論文,"Dynamics of ArF Excimer Laser-induced Cavitation Bub
bles in Gel Surrounded by a Liquid Medium," Lasers in Surgery and Medici
ne, 21:294-300, 1997; Van Leeuwenらの論文,"Excimer Laser Ablation of Soft Tissue: A Study o
f the Content of Rapidly Expanding and Collapsing Bubbles," IEEE Journal
of Quantum Electronics, Vol. 30, No. 5, 1994, pp. 1339-1345; Palankerらの論文，"Electric discharge-induced cavitation: A competing
approach to pulsed lasers for performing microsurgery in liquid media,"
Proceedings of the SPIE, Vol. 2975, pp. 351-360;及び Alfred Vogelらの論文,"Intraocular Nd:YAG Laser Surgery: Light-Tissue
Interaction, Damage Range, and Reduction of Collateral Effects," IEEE Jo
urnal of Quantum Electronics, Vol. 26, No. 12, 1990, pp. 2240-2260．
【０００７】 (本発明の要約) 本発明は、液体環境において、マイクロ液体ジェットを発生する際に用いるマ
イクロ液体装置及びその使用方法を提供する。該主題のマイクロ液体装置は、マ
イクロ液体チャンバーの存在により特徴付けられる。該主題装置のマイクロ液体
チャンバーは、第一末端に少なくとも１の開口部、該開口部の反対側にある高圧
発生手段及び該開口部及び該高圧発生手段の間にある側壁によって規定されてい
る。該主題装置を用いて、液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生させる
際に該装置は液体環境に接触させる。次いで、高圧のパルス型発生源は液体環境
においてマイクロ液体ジェットを発生するのに十分な態様で、該チャンバーにお
いて該圧力を増加するのに十分な方法で作動させる。該主題装置及び方法は、例
えば組織切断、細胞に液体を導入する等、様々の異なる応用において用途が見い
だされる。 (図面の簡単な説明) 図１は、主題装置の第１実施態様の概略図を提供する。該装置はマイクロノズ
ルである。 図２Ａ及び図２Ｂは、主題装置の第２の実施態様の概略図を提供する。該装置
は、個々に作動し得るマイクロ液体チャンバーのアレイである。
【０００８】 (具体的実施態様の記載) 本発明は、マイクロ液体装置及び液体環境においてマイクロ液体ジェットを発
生する際に該装置を使用する方法を提供する。該主題マイクロ液体装置は、少な
くとも１のマイクロ液体チャンバーの存在により特徴付けられる。該マイクロ液
体チャンバーは、少なくとも一末端にある開口部、該開口部に対向する高圧発生
手段、及び該開口部及び該高圧発生手段との間にある側壁によって規定されてい
る。液体環境下においてマイクロ液体ジェットを発生する該主題装置を使用する
際に、例えば前記開口部を介して該マイクロ液体チャンバーに液体を導入するの
に十分な方法によって該液体環境に該装置を接触させることにより、または第二
開口部を介して該マイクロチャンバーに液体を導入することにより液体を該チャ
ンバーに導入する。次いで、該高圧発生手段を該液体環境において、マイクロ液
体ジェットを発生させるのに十分な方法で、該マイクロチャンバー内で圧力を増
加させるのに十分な方法で作動させる。該主題装置及び方法は、例えば組織切断
、細胞内への液体の導入など、様々な異なる応用にその用途が見いだされる。該
主題発明を更に記述していくと、該主題装置を一般的な用語及び図面において描
かれている代表的な装置の観点の双方から、最初に非常に詳細に記載する。続い
て、該主題装置の用途が見いだされるように代表的な方法の概要を記述する。
【０００９】 (装置) 先に要約したように、該主題発明は、液体環境においてパルスマイクロジェッ
トを発生することができるパルスマイクロ液体装置を提供する。 用語“マイクロジェット”とは、直接的で、直径が小さく、かつ高速の液体の
流れである。 用語“直接的”とは、該マイクロジェットが単一方向に進行すること、即ちそ
れが単一方向性であることを意味する。 用語“小さな直径”とは、該主題装置によって発生しマイクロジェットが小さ
な直径を有することを意味する。該直径は、通常約１μｍから１ｍｍ、通常約10
μｍから100μｍの範囲である。 用語“高速”とは、該マイクロジェットが高速度で進行することを意味する。
マイクロジェットの高速度とは、一般に少なくとも約10ｍ／秒、通常少なくとも
約50ｍ／秒かつ更に通常少なくとも約100ｍ／秒である。
【００１０】 該主題装置は、少なくとも１のマイクロ液体チャンバーの存在によって特徴付
けられる。該主題装置のマイクロ液体チャンバーは、液体がチャンバー内に流入
しかつ流出することができる少なくとも１の開口部を有する。多くの実施態様に
おいて、該チャンバーは単一の開口部を有するが、他の実施態様において、２以
上の開口部が存在する場合がある。他の実施態様において２以上の開口部が存在
する場合は、通常６よりも多くなることはなく、かつ更に一般的には４よりも多
くなることはない。該開口部は直線とし、または角度を付けることができる。即
ち、該開口部は直線または非直線、例えば曲線の中心軸を有することができる。
しかしながらある特定の実施態様において、該マイクロ液体チャンバーは単一、
直線開口部または開き口を有する。更に他の実施態様において、該チャンバーは
少なくとも２の開口部を有し、１は液体ジェットの放出に、かつ他の一方はチャ
ンバー内に液体が流入するものである。このように特定の実施態様において、該
マイクロ液体チャンバーは、該開口部即ち開き口が液体がチャンバー内に流入か
つ流出するただ１つの道であるように構成されている。また他の実施態様におい
ては、該装置は液体が第１の入り口またはポートを介してチャンバー内に流入す
ることができ、かつ第２のポート、開口部または開き口から流出することができ
るように構成されている。
【００１１】 該開口部の横断面形状は変えることができるが、その形態が円形でない場合、
それは一般に少なくとも曲線状であり、かつ先に記載したように所望の大きさ及
び特性を持つマイクロジェットを発生するのに十分な直径を有する。多くの実施
態様において、該開口部の直径は約１μｍから１ｍｍ、通常約10μｍから100μ
ｍの範囲である。
【００１２】 該マイクロ液体チャンバーの容量は、以下に記載するように、前記圧力発生手
段の作動時に所望のマイクロジェットを発生するのに十分なものである。該マイ
クロ液体チャンバーの容量は、通常は約10μｍ3から１ｃｍ3の範囲であり、通常
約100μｍ3から１ｍｍ3、かつ更に通常約1000μｍ3から0.1ｍｍ3である。該マイ
クロチャンバーの構成は、該装置の具体的な設計によって変化してもよいが、多
くの実施態様において一般的、実質的にその形態は円錐形であり、その円錐の頂
点に前記開口部が設けられている。これらの形状については図面に示されている
代表的な実施態様を参照し、かつ以下に非常に詳細に記述する。
【００１３】 該マイクロ液体チャンバー内に圧力発生手段を設ける。ここでは、該圧力発生
手段は、マイクロジェットを発生するのに有効な速度でかつ有効な量で、マイク
ロ液体チャンバーの内側で圧力を増加させるのに有効な手段である。先に記載し
たように、マイクロジェットを発生するのに十分にマイクロチャンバー内の圧力
増加を生じさせることができる圧力発生手段である限り、全ての従来型の圧力発
生手段を該主題マイクロ液体チャンバーに提供することができる。該圧力発生手
段は、該チャンバーの如何なる適宜な位置に配置することができるが、一般には
該チャンバーの開口部の対向する位置にあるチャンバーの底部である。一般に、
該圧力発生手段は、先に記載したように所望の特性を有するマイクロジェットを
発生するのに有効な短時間内において、有効な強度によってマイクロ液体チャン
バー内の圧力を上昇させることができる手段である。多くの実施態様において、
該圧力発生手段は約10ｍ秒を超えない、かつ通常約100μ秒を超えない時間内に
おいて、少なくとも約10バール、通常少なくとも約100バールの圧力強度で圧力
を上昇させることができるものであり、これにより約１バールから1000バール、
通常約10バールから100バールの範囲の圧力が約１μ秒から10ｍ秒、通常約10μ
秒から100μ秒の範囲の時間内で前記マイクロ液体チャンバー内に発生する。本
発明で関心の対象となる代表的な圧力発生手段には、特にこれに限られるもので
はないが、例えばレシプロ型または、圧電誘導型可溶性膜のような蠕動型ポンプ
手段などのポンプ手段、光崩壊型、光吸収型、電気的崩壊型、ジュール熱型、音
響バブル構成などのバブル発生手段などがある。
【００１４】 該主題装置において、特に関心の対象となるのは蒸気発生手段である。該蒸気
発生手段は、マイクロジェットの発生をもたらすマイクロ液体チャンバー内部に
蒸気バブルを発生させることができるものである。チャンバー内にある液体から
チャンバーの内部に蒸気バブルを発生させることができる従来型の蒸気バブル発
生手段であれば本発明において用いることができる。多くの実施態様において、
該蒸気バブル発生手段は前記チャンバー内にある液体にエネルギーを供給するこ
とができる高圧発生手段であって、それにより前記液体チャンバー内に高圧をつ
くりだす前記蒸気バブルを発生する。代表的な高エネルギー蒸気バブル発生手段
には、電気的崩壊手段、レーザー手段、ジュール熱手段及び抵抗型加熱手段など
がある。
【００１５】 該主装置は単一のマイクロ液体チャンバーまたは複数のマイクロ液体チャンバ
ーを含んでいてもよい。該マイクロ液体チャンバーが複数である場合は、少なく
とも２、通常少なくとも４かつ更に一般的には少なくとも10のマイクロ液体チャ
ンバーを有し、特定の実施態様においては、先に記載した代表的な実施態様に記
載されているようなパターン即ちグリッドの形状に一般的に配置されている場合
（図２を参照）、該装置は少なくとも約50のアレイ、通常少なくとも約100また
はそれ以上のかつ更に通常少なくとも約1000またはそれ以上のマイクロ液体チャ
ンバーを含む。
【００１６】 先に記載した代表的な実施態様に記載されているようなパターン即ちグリッド
の形状に一般的に配置されている場合。図２を参照。 該主題となる装置は、その装置の用途に応じて異なる方法のバラエティで形成
されている。例えば、該装置がマイクロサージェリー切断装置である場合、該装
置は一末端に存在するマイクロ液体チャンバーを有する細長い構成を有すること
ができる。該細長い構成は、液体ジェットが形成されるべき液体環境の部位にア
クセスするために必要または望ましいような細長いチューブで形成されており、
それは硬質または可撓性であってもよい。例えばある実施態様において、該マイ
クロ液体チャンバーは該装置を取り扱いかつ配置する硬質な細長いチューブまた
は類似構造の末端にある。この場合、該チューブは少なくとも約３ｃｍの長さで
あり、通常少なくとも約５ｃｍ以上の長さで、かつ更に通常少なくとも約10ｃｍ
の長さであり更にこれよりも長くともよい。またある実施態様において、該チュ
ーブが可撓性チューブである場合、その長さは類似カテーテル装置の長さとなり
、かつそれは基部末端で標準的なカテーテルコントロール手段に接続している。
この場合、このような手段は当該技術分野では周知である。またこれに代わり、
該装置が液体を細胞中に注入するよう設計されている場合、該装置はマイクロジ
ェットを受容するために該マイクロ液体チャンバーの上部に細胞フォルダを有す
ることができる。代表的な装置の構成を、更に図面に関連して以下に記載する。
【００１７】 先に記載したように、少なくとも１のマイクロ液体チャンバーに加えて、該主
題装置は更に圧力発生手段を作動させる手段を含む。該圧力発生手段を作動させ
る手段は、圧力発生手段の性質に基づいて必然的に変化する。例えば、該圧力発
生手段が蒸気バブル発生手段である場合、該作動手段は例えば発生手段に対して
電流を供給する手段のような、チャンバー内に蒸気バブルを発生させる蒸気バブ
ル発生手段を作動させる全ての装置とすることができる。
【００１８】 該主題装置の特定の実施態様において、該装置は液体貯蔵器に対する液体連絡
手段を含んでいない。言い換えると、該マクロ液体チャンバーは、該チャンバー
と液体貯蔵器の間の液体連絡路を提供する開口部または経路を有していない。該
装置のこれらの実施態様におけるマイクロ液体チャンバーは、液体が流入しかつ
流出する唯一の道であり、該装置が作動するときにマイクロ液体ジェットが現れ
る開口部を介するものである。更に他の実施態様において、該チャンバーは液体
が該チャンバー内に入るように通過する１以上の追加の開口部を有する。この場
合、これらの液体が入る開口部は、ジェットの発生に続きチャンバーに液体がゆ
くっりと入るようにするが、圧力が増加することにより発生する液体ジェットが
存在せずに通る高インピーダンス開口部であることが好ましい。 主題装置は、これから先、図面に関連して更に詳細に記載される。図１は、マ
イクロノズルの構成を有する主題の発明に基づく代表的な装置の概略図を提供す
る。該装置１０はマイクロノズル１２を含む。該マイクロノズル１２はマイクロ
液体チャンバー１４を収納しており、該マイクロ液体チャンバーは、単一の開き
口、即ち開口部１６の存在により特徴付けられている。該チャンバーは、電気電
極とチャンバーの壁の間の背部から液体にアクセスできるようになっている。該
マイクロチャンバーは約１μｍ3から１ｍｍ3、通常約10μｍ3から100μｍ3の範
囲の容量を有しており、該開き口、即ち開口部１６は約１μｍから１ｍｍ、通常
約10μｍから100μｍの範囲の直径を有する。該開き口、即ち開口部に対向する
位置には、電極蒸気バブル発生手段１８が配置されている。通常該電極は、絶縁
体などに埋め込まれた金属ワイヤのような適当な材料により構成された高電圧電
極である。該電極と該開口部の距離は通常約１μｍから10ｍｍ、通常約10μｍか
ら１ｍｍの範囲である。図１からわかるように、該ノズルは円錐形の構成を有し
、そこでは該円錐形の先端部に開き口即ち開口部が配置され、円錐形の底部に電
極が配置されている。該円錐形の内部直径は、該先端部から基底部にかけて漸次
増加していき、かつ約１μｍから１ｍｍ、通常約10μｍから100μｍの範囲にな
る。 側壁の間の角度は、通常約５度から50度、更に通常約10度から30度の範囲であ
る。ここで、主題のノズルによって発生するマイクロジェットの性質は、部分的
に少なくとも、例えば先細り部分の角度、開口部のサイズ、ノズルの長さなど該
ノズルの寸法によって変化するので、該マイクロノズルの物理的特性及び寸法を
、所望の性質を有するマイクロジェットが得られるように選択する。更に主題装
置により発生するマイクロジェットの性質を調整するために、前記ノズルを曲げ
ることができる。
【００１９】 図２Ａ及び２Ｂは、主題装置の第２の実施態様の概略図を提供する。そこにお
いては、複数のマイクロ液体チャンバーが支持体の表面に渡って配置されており
、マイクロ液体チャンバーのアレイを形成する。図２Ａは、該アレイ表面上に配
置された２個の細胞２４及び複数の開口部２２を示す該装置の投影図を提供する
。一方図２Ｂは、図２Ａに示されている装置の横断面図を提供する。言い換える
と、図２に示されている該装置は、マイクロ液体チャンバーのアレイである。図
２に示されている装置において、アレイ２０は支持体２１を構成しており、その
上では複数の異なるマイクロ液体チャンバー２３が格子状または類似するパター
ンに配置されている。各マイクロ液体チャンバー２３は、約10μｍ3から１ｃｍ3 、通常約100μｍ3から１ｍｍ3かつ更に通常約1000μｍ3から0.1ｍｍ3の範囲の容
量を有する。各マイクロ液体チャンバーは円錐形に形成されており、その先端部
に開き口２２を有し、かつ例えば該底部上にある電極のような蒸気発生手段２５
を有する。図２Ｂに示されるものにおいて、該電極２５は陽極でありかつ陰極２
６はチャンバーの側壁上に配置されている。開き口２２の直径は通常約１μｍか
ら１ｍｍ、通常約10μｍから100μｍの範囲である。前記開き口とチャンバーの
底部の間の距離は通常約10μｍから１ｃｍ、通常約100μｍから１ｍｍの範囲で
ある。また図２Ａに示されているように、開口部２２を介して細胞２４中に液体
を注入する蒸気バブル２７がある。該アレイの個々のマイクロ液体チャンバーは
一般的に、個別的に作動可能である。
【００２０】 該主題装置は、従来の材料または複数の材料から製造することができる。この
場合、代表的な材料にはポリマー及びプラスチックス、ガラス、金属などがある
。該主題装置は、従来の方法論を用いて製造することができる。ここで適当な製
造プロトコルには、機械加工、鋳造、マイクロ組織製造法などがある。代表的な
製造プロトコルをこのあとの実験的な部分に記載した。
【００２１】 (方法) 本発明は更に液体環境において、マイクロ液体ジェットを発生する主題装置の
使用方法を提供する。該主題方法に基づいて、液体環境においてマイクロ液体ジ
ェットを発生させるために液体を最初にマイクロ液体チャンバーに導入する。多
くの実施態様において、液体を該装置を液体環境に接触させることにより該マイ
クロ液体チャンバー内に導入し、かつ該装置内の空気は、該開き口または他の流
入ポートを介して装置のマイクロ液体チャンバーに液体が流入するのに十分な方
法で該装置から除去される。接触の方法及び空気除去の方法は、該装置の具体的
な構成及び性質によって変化する。例えば、該装置が図１に示されているような
細長い構造の先端に配置された単一のマイクロノズルの形態である場合には(カ
テーテルまたはチューブのような)、接触は通常少なくとも液体環境に装置のマ
イクロノズル部分を浸漬することを含む。ここにおいて、該マイクロジェットを
発生させかつ該先端を介して液体を排出する。また空気は、該装置の第２の穴に
よって排出され、かつ該装置に液体が引き込まれる。この該装置の第２の穴は、
装置の操作中において密閉されているか、または使用されていないものである。
この場合、該穴または開口部は、それを介してマイクロ液体ジェットの排出が起
こる圧力を妨げる低インピーダンス開口部とすることができる。それに代わり、
該装置が図２に示されているマイクロ液体チャンバーのアレイである場合、接触
は、例えば該アレイの表面を液体環境に浸すことにより、該アレイの表面上に液
体環境を生じさせることで達成する。
【００２２】 該主題方法は、様々な異なる液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生さ
せるのに適当である。対象となる液体環境は、一般に、例えば純水、水及び１種
以上の溶質、及び例えば塩、緩衝液などからなるものである。 例えば、該マイクロ液体チャンバーの開口部を液体環境と接触させることを介
して、該開き口を通してマイクロ液体チャンバーを液体で満たすことに続き、液
体環境でマイクロジェットを発生するのに有効な方法で液体環境と接触を続けて
いる間、該装置を作動させる。マイクロ液体ジェットがマイクロノズルの開き口
で発生する場合、前記装置の作動とは液体環境において液体のマイクロジェット
を発生させるのに有効な方法で少なくとも一旦圧力発生手段の作動を行うことを
意味する。圧力発生手段の作動における方法は、作動手段の性質に必然的に依存
する。例えば、該圧力発生手段が電極である場合、作動には電気を電極に供給す
ることが含まれる。同様に、圧力発生手段が光ファイバである場合、作動にはフ
ァイバに光を供給することが含まれる。
【００２３】 前記圧力発生手段は、マイクロ液体ジェットを発生するのに十分なマイクロ液
体チャンバー内における圧力変化を生じさせるのに有効な方法で作動させる。一
般に圧力発生装置は、約10ｍ秒及び通常約100μ秒を超えない時間内において、
少なくとも約10バール通常少なくとも約100バールによってマイクロ液体チャン
バー内で圧力を増加させるのに十分な方法で作動させる。これにより約１バール
から1000バール、通常約10から100バールの範囲の圧力が約１μ秒から10ｍ秒、
通常約10μ秒から100μ秒の範囲の時間内、マイクロ液体チャンバー内に発生す
る。
【００２４】 多くの実施態様において、圧力発生手段はパルスマイクロジェットを発生させ
る方法で作動させる。パルスマイクロジェットとは、周期的な即ち継続ではない
マイクロジェットを意味する。この周期的とは、マイクロジェットにおいてギャ
ップ即ちスペースがあることを意味する。類似の概念にはパルスレーザーがある
。このような装置は、WO98/12974に開示されている。この記載は、引用により本
明細書の内容とする。発生したマイクロジェットがパルスである場合、該マイク
ロジェットの周期性は変化し得る。これにより、ここで周期性とは１のパルスか
ら次のパルスへの時間的継続を意味する。一般に所定の時間内におけるパルスの
数に関してパルスマイクロジェットの周期性は約0.1Ｈｚから10ＫＨｚ、通常約
１Ｈｚから１ＫＨｚ及び更に通常約10Ｈｚから100Ｈｚの範囲になる。圧力発生
手段が作動しパルスマイクロジェットが達成される様式は、必然的に圧力発生手
段の性質に依存する。例えば、圧力発生手段が電極である場合、マイクロ液体チ
ャンバーに周期的なバブルを発生させるために、放電または電流のバーストを電
極に提供する。この場合、該バーストの周期性は、パルスマイクロジェットの周
期性と一致し、かつ一般に約0.1Ｈｚから10ＫＨｚ、通常約１Ｈｚから１ＫＨｚ
の範囲になる。通常、所定の放電の強度は約１マイクロジュール（μＪ）から１
ジュール（Ｊ）、通常約10マイクロジュールから10ミリジュール（ｍＪ）の範囲
である。
【００２５】 先に記載にしたように、マイクロ液体チャンバー内にある圧力発生手段の作動
は、マイクロノズルが存在する液体環境に入っていき、開き口を介してマイクロ
液体チャンバーを出て行くマイクロジェットの発生をもたらす。該この排出のス
ピードは代わり得るものであり、かつ該圧力がマイクロ液体チャンバー内で増加
する割合で該スピードに直接的に比例する。通常、該排出のスピードは約１ｍ／
秒から100ｍ／秒、通常約10ｍ／秒から50ｍ／秒の範囲である。高い排出速度に
おいて、少なくとも約30ｍ／秒、及び通常少なくとも約40ｍ／秒を超えるスピー
ドである場合、通常キャビテーションバルブが形成される場合、マイクロノズル
の開き口にキャビテーションバブルが形成する。従って、主題装置はキャビテー
ションバブルが発生しないマイクロ液体ジェットを発生する低速モードにおいて
、及びキャビテーションバブルを伴うマイクロ液体ジェットを発生する高速モー
ドにおいて操作することができる。キャビテーションバブルが発生した場合、該
バブルはマイクロ液体チャンバーから排出される液体蒸気により発生する。これ
らの状況において、液体ジェットは実質的に液体蒸気ジェットであり、かつこの
明細書における用語液体ジェットの定義は、液体から成るジェット及び蒸気から
成るジェット、即ち液体蒸気ジェットの双方を含むものとしなければならない。
【００２６】 (有用性) 前記装置及び方法には、様々な異なる応用における用途が見いだされる。主題
となる装置及び方法に有用性が見いだされる適用の１つのタイプに、マイクロサ
ージェリーでの応用における組織、凝固血などの有機的固まりの操作におけるも
のがある。有機的固まりの操作とは、該有機的固まりの物理的な置き換えを意味
する。有機的固まりを処置するために、該装置を採用することができる方法の具
体的例には、組織の切断、穴の穿孔または組織における経路の穿孔、凝固血の分
裂及び分散などがある。
【００２７】 組織切断に関し、主題の方法及び装置は（血管における閉塞の除去である）心
臓発作の治療及び血管形成術を行うための凝固血の分解においてその用途が見い
だされる。組織の切開に使用する場合、開き口と組織の間の距離は変えることが
できるが、通常この距離は約０から10ｍｍ、通常約０から１ｍｍの範囲でありか
つ有効な組織切開を継続する間、付随的な損傷を減らすために選択することがで
きる。また該装置は、血管内に該装置を導入することなく凝固血を水流によって
下流方向へ押し下げて、静脈をマッサージすることにより静脈の閉塞の治療を行
うために使用することができる。
【００２８】 また主題の方法及び装置は、細胞などのような小さな対象物に液体を導入する
際にその有用性を見いだせる。このような応用において、マイクロ液体チャンバ
ーに導入される液体は対象に導入されるのに望ましい液体である。該対象は開き
口を覆うようにおかれ、該装置を作動させて、その対象に入るよう液体のマイク
ロジェットを発生させる。これにより該液体を対象に導入する。これらの実施態
様において、対象と開き口の間の距離は一般に約０から100μｍ、通常約０から1
0μｍの範囲になる。この具体的タイプのプロトコルで見いだされる用途の応用
は、タンパク質、DNAなどのようなマクロ分子を細胞に配送することを含む。 前記応用は、単に代表的なものであり、これにより完全に網羅するものではな
く、主題の方法及び装置に見いだされる用途は様々な本質的に異なる応用に関す
るものがある。 次の例は、本発明を詳細に記述するために提供されるものであって限定するこ
とを目的とするものではない。
【００２９】 (実験) Ｉ．パルス液体マイクロジェット Ａ．製造 前記マイクロノズルはほうケイ酸塩ガラス、即ち石英から製造する。毛細管を
、ＣＯ2レーザーで加熱しかつピペット引き込み器具で引っ張って、所望の管状
物及び壁厚さを得た。先細り状の管を磨き、開き口の出口穴を開けた。顕微鏡下
において該磨いたノズルの先端部を加熱し出口穴の壁を厚くし、かつ該ガラスを
再流動化し、所望の出口穴サイズを得た。該ノズルを高電圧電極上に乗せかつ確
保し、急速な圧力パルスを提供する皮下注射針のサイズとした。使用する前に、
該ノズルを生理食塩水のような溶液で満たさなければならない。これを圧力パル
スの間に排出する。
【００３０】 Ｂ．試験 小直径の穴をゲルに開けて組織切断をシュミレートする。前記のようなパルス
液体マイクロジェットを高電圧電極上に乗せたノズルと共において、生理食塩水
で満たした。ゲルを生理食塩水に浸漬し、かつマイクロジェットの先端部をその
ゲルのほぼ表面上に近づける。高電圧電極を発射させ、生理食塩水の早い過剰加
熱に基づくノズル内の球形バブルをつくりだす。該バブル膨張から生じる圧力が
、規定された単一方向性の流れでノズルの出口穴を通って液体が誘導される。該
液体ジェットはゲル上に衝突し、ノズルの出口穴のサイズとほぼ同じサイズの小
さな穴を開ける。該ジェットの繰り返し発射は切断の深さを深めたがその幅は広
げない。高圧力において、ノズルからくる高速の流れは出口穴でキャビテーショ
ンバブルをつくりだす。該バブルは、液体ジェットよりも速やかに大きな領域を
切除するために使用できる。
【００３１】 前記の記載及び結果から明らかなように、主題方法及び装置はマイクロサージ
ェリー器具の領域において特にマイクロサージェリーの切断器具として有効な改
良を代表するものである。主題の発明のパルス液体マイクロジェット装置は、既
存の組織切断方法を超える３点の著しい改善を提供するものである。主題の方法
及び装置を使用することにより、キャビテーションバルブの三次元方向への膨張
を液体または蒸気ジェットの一元的流れに転換することにより付随的な損傷を放
射状方向に減少させる。バブルの膨張及び崩壊から生じる音響的過渡反応は、前
記ノズルにより弱められる。これに加えパルスマイクロジェットによってつくり
だされる一元的ジェットは、プローブ先端から離れた切断活動を延長し、該プロ
ーブと適応領域の間を著しく離すことを可能にし、該器具がそれに直接的に接触
することなく組織の切開と治療を可能にする。更に、既存のシステムで生じる認
容できない付随的損傷を起こすであろう高エネルギー放電をパルス液体マイクロ
ジェットに使用し、より有効で効果的に軟組織切断を行い、かつより密度の高い
組織に対するこれらの技術の適用を広げる。静脈及び動脈における凝固血の分裂
を行うためにパルス液体マイクロジェットを使用することで、一元的な流れを利
用し、付随的損傷を防ぐことができる。液体注入に対する技術の適用は、注入さ
れる材料が高速で方向付けされた流れ及び十分に規定された容量ということから
利益をもたらすものである。このように本発明は、当該技術分野に有意義な寄与
をもたらすものである。
【００３２】 本明細書中に引用されている全ての刊行物及び特許出願は、それぞれ個々の刊
行物または特許出願が、具体的かつ個別に引用して示されているように引用によ
り明細書中の内容となっている。全ての刊行物の引用は出願日よりも先の開示で
あり、かつ先行する発明に基づくこれらの刊行物が先の日付を有するという理由
で、本発明が特許されるべきでないということを認めるように解釈してはならな
い。
【００３３】 これまで記載してきた発明は、理解を明瞭にする目的で詳述しかつ例を挙げて
若干詳細に記載されてはいるが、この発明の教示に基づいて、当業者が容易かつ
明らかに理解するように、ある種の変更及び改善は、添付されたクレームの精神
、または範囲から離れることなくこれに対して行うことができるものである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ， ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ， ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，Ｃ Ｈ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ， ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，Ｋ Ｇ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ， ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，Ｓ Ｄ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ， ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ダニエル ブイ パランカー アメリカ合衆国 カリフォルニア州 サン ニバル テナカ プレイス 1575 アパー ト Ｗ１ ＃94087 Ｆターム(参考） 4C060 FF10

Claims (23)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 液体環境において、マイクロ液体ジェットを発生する装置で
    あって： （i） その一基部末端に少なくとも１の開口部； （ii） 前記開口部と対向する蒸気発生手段を有するマイクロ液体チャ
    ンバーを含み； 該液体チャンバーは作動時に液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生す
    ることができるものである当該装置。
  2. 【請求項２】 前記蒸気発生装置が前記マイクロ液体チャンバー内に蒸気バ
    ブルを発生する請求項１記載の装置。
  3. 【請求項３】 前記蒸気発生手段が高圧蒸気発生手段である請求項１記載の
    装置。
  4. 【請求項４】 前記高圧蒸気発生手段が電極である請求項３記載の装置。
  5. 【請求項５】 前記高圧蒸気発生手段がレーザーである請求項３記載の方法
    。
  6. 【請求項６】 前記開口部が約１μｍから１ｍｍの範囲の直径を有する請求
    項１記載の装置。
  7. 【請求項７】 １μｍから１ｃｍ離れている前記開口部と前記対向位置に配
    置されている蒸気発生手段を有する請求項１記載の装置。
  8. 【請求項８】 液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生する装置であ
    って、 該装置が液体チャンバーを基部末端に有するマイクロノズルを含んでおり、該
    液体チャンバーが約10μｍ3から１ｃｍ3の容量を有し、かつ： （i） １μｍから１ｍｍの範囲の直径を有する単一の開口部；及び （ii） 前記開口部と開口位置に配置され前記開口部から約１μｍから
    １ｃｍの範囲の距離を有する蒸気発生手段を含んでおり； 該液体チャンバーが作動時に液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生す
    ることができるものである前記装置。
  9. 【請求項９】 前記蒸気発生手段が、蒸気バブルを有効に発生する方法でエ
    ネルギーを液体に供給することができる高圧蒸気発生手段である請求項８記載の
    装置。
  10. 【請求項１０】 前記高圧蒸気発生手段が電極である請求項９記載の装置。
  11. 【請求項１１】 前記蒸気発生手段がレーザーを含んでいる請求項９記載の
    装置。
  12. 【請求項１２】 前記開口部が約１μｍから１ｍｍの範囲の直径を有する請
    求項８記載の装置。
  13. 【請求項１３】 液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生する装置で
    あって、 該装置が液体チャンバーを含む基部末端を有するマイクロノズルを含み、該液
    体チャンバーが約10μｍ3から１ｃｍ3の範囲の容量を有し、かつ： （i） 約１μｍから１ｍｍの範囲の直径を有する単一の開口部；及び （ii） 前記開口部に対向する位置に配置されかつ約10μｍから１ｃｍ
    の範囲で前記開口部から離れている電極蒸気発生手段を含み； 該液体チャンバーが、作動時に液体環境においてマイクロ液体ジェットを発生
    することができる前記装置。
  14. 【請求項１４】 少なくとも２つのマイクロ液体チャンバーを含む装置であ
    って、各マイクロ液体チャンバーが： （i） 基部末端に開口部；及び （ii） 前記開口部に対向する蒸気発生手段を含み； それぞれの前記マイクロ液体チャンバーが作動時に液体環境においてマイクロ
    液体ジェットを発生することができる前記装置。
  15. 【請求項１５】 前記少なくとも２つのマイクロ液体チャンバーが個々に作
    動し得る請求項１４記載の装置。
  16. 【請求項１６】 前記装置が、複数の前記マイクロ液体チャンバーを含む請
    求項１４記載の装置。
  17. 【請求項１７】 前記装置が、マイクロ液体チャンバーのアレイを含む請求
    項１６記載の装置。
  18. 【請求項１８】 液体環境において液体マイクロジェットを発生する方法で
    あって、前記方法が： （ａ）前記液体環境を （i） 基部末端における開口部；及び （ii） 前記開口部に対向する蒸気発生装置を有するマイクロ
    チャンバーと接触する工程、及び （ｂ）前記液体チャンバー内において蒸気バブルを発生させるのに有効な方法
    で前記蒸気発生手段を作動させる工程を含み、 これにより液体ジェットを前記液体環境において発生させることができる前記
    方法。
  19. 【請求項１９】 前記蒸気発生手段が、前記液体環境においてパルスマイク
    ロ液体ジェットを発生するのに有効な方法で作動する請求項１８記載の方法。
  20. 【請求項２０】 前記マイクロ液体チャンバーが、液体環境において組織に
    対しごく近い位置に配置されており、かつ前記方法が前記組織を前記液体マイク
    ロジェットによって物理的に調節する方法である請求項１８記載の方法。
  21. 【請求項２１】 前記方法が組織を切断する方法である請求項２０記載の方
    法。
  22. 【請求項２２】 前記マイクロノズルが細胞のごく近くに配置されており、
    かつ当該方法が前記細胞に液体を導入する方法である請求項２０記載の方法。
  23. 【請求項２３】 前記マイクロノズルが血管の近辺に配置されており、かつ
    前記方法がウォータージェットによって凝固血を処置する方法である請求項２０
    記載の方法。
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