用于單針體內電穿孔的裝置和方法

專利名稱：：用于單針體內電穿孔的裝置和方法
技術領域：
：本發明涉及體內細胞的電穿孔，尤其是患者組織的細胞。更具體地，本發明涉及用于將分子遞送到位于細長(elongate)單針電極的預定插入軌道位置處、附近和/或鄰近的細力包的新型裝置和方法。還更具體地，本發明涉及物質沿著針專九道(needletrack)并在針專九道的附近^皮電穿孔遞送入細月包內，該4十專九道通過電才及乂人組織的表面插入并進入組織中達3mm至3cm的深度，所述組織可以包4舌4壬4可組織，包括但不限于皮膚、一黃紋肌和平滑力幾、粘膜、以及器官。
背景技術：
：下面的描述包括可能對理解本發明有用的信息。當并不是承認任何這樣的信息是現有技術，或者與在此要求的本發明相關，或者明確或暗示地引用的任何公開出版物是現有技術。電穿孔已經被用于利用各種多電極設計(如兩個或多個電極的陣列，其通常被設計為用于插入所述組織的針電極)將分子遞送至表面下組織。通常，這樣的陣列限定位于該陣列的針電極之間的處理區(treatmentzone)。這樣的處理區因此包4舌組織的三維體積，其中處理區中的細月包暴露于電場，該電場的強度足以造成>(立于三維體積內或附近的那些細胞的細胞膜的暫時或可逆穿孔，或者甚至有時不可逆的穿孑L。用于組織內電穿孔細月包的目前的實踐包4舌利用有歲文的(顯著的)電壓以《更給予穿過三維處理區的相對均勻的電場。"相對均勻的"是指與足以引起穿孔的電脈沖的應用一致的電力線貫穿三維處理區體積,皮相當均勻穿過細胞^皮給予。最終，大量與大注射體積和高電場結合的電才及4十乂t于確<呆注射藥與經歷電場的組織體積之間的足夠的重疊是必需的，因為通常，^皮遞送至組織的注射4,注團(bolus)從注射位置迅速擴散。高電場和大電極陣列的應用具有許多缺點。例如，許多針和高電場(電壓)的應用造成更多的疼痛，同時高注射量使得劑量難以控制，因為它造成藥物的浪費(大多數藥物不進入細月包，因為它將在處理區的外部)。并且，這樣的多針裝置的應用是笨重的，并且是用于從患者的立場的理解的原因。除了具有多針的裝置的侵入性以外，典型的電穿孔^支術，如上所述，導致處理區內細胞的電穿孔中的可變性。這是電穿孔的醫療用途的缺點，因為注射的推注團的處理分子在周圍組織中的分散導致對于這樣的處理分子的量失去控制，所述這樣的處理分子最終通過電穿孔事件被轉染入處理區內的細胞中。因此，在電穿孔領域中存在對裝置和方法的需要，以縮窄或精制對于進入患者的組織內特異和清晰的遞送位置(遞送部位)中的處理分子的"劑量"的控制。同樣地，在該領域也存在對于這樣的方法和裝置的需要，該方法和裝置可以伴隨較少侵入性的電穿孔，并且給予較小的來自電場脈沖的疼痛，該電場脈沖是在將治療性物質遞送到包括皮膚、肌肉、粘膜和器官的各種組織中采用的。
發明內容在第一具體實施方式中，本發明提供了原位電穿孔細胞，尤其是位于皮下、皮內、皮膚下、和/或肌肉內(尤其是骨駱肌、橫紋肌和平滑月幾，如心、月幾肉)的細月包。在相關的具體實施方式中，本發明4是供了鄰近和/或相鄰于由單個細長針電才及插入組織形成的軌道的細胞的電穿孔。例如，利用本發明的裝置變4尋電穿孔的細月包是那些^f立于距離針壽九道0.0到5mm之間的4壬4可地方的半徑內的細月包，以便包括基本上圓柱形的處理區，該處理區由單針電極給予組織內的電場的新型設計和脈沖給予。在第二具體實施方式中，本發明提供了任何數量的結構性布置(structuralarrangement),才是供了4立置與單細長電惰性4由相關的至少兩個相對電才及導線(即，至少一個陽4及和至少一個陰4及)，其軸本身可以包括電極和電惰性材料，如醫學上可接受的塑料或聚碳酸酯，》真充電才及之間的空間0.05mm至1.5mm之間，或者可以^又包括細長相對隔開(space)的電極。在任一具體實施方式中，穿過組織的單4十電才及或包含軸的電才及的電才及具有0.05mm到1.5mm之間的間隔尺寸。在相關的具體實施方式中，電才及本身可以具有沿著細長軸任何地方/人整個針長度到〗又僅針的部分(如鄰近軸穿透尖端)暴露的長度。此夕卜，電極可以具有0.005到0.80mm之間的截面尺寸。在又一結構性布置的具體實施方式中，單針電極可以包括皮下注射針，該皮下注射針包括至少兩個沿著皮下注射針外部的長度的至少一部分隔開的細長電極。例如，皮下注射針可以包4舌至少兩個沿著針的長度的一部分延伸的電極(即，陽極和陰極)。(參見圖1A)在工作具體實施方式中，每個電才及連4妄至用于在相乂十4及(異性才及)(即，一個電才及為陽4及電才及，而另一電才及為陰4及電4及)之間產生電場的電能源。在另外的實施例中，多個電4及可以形成在皮下注射針的外部上，如圖3所披露的包括多個直和平行的電極，或者如圖2和4所示的包括多個螺旋環繞注射針的電極。在又一具體實施方式中，單針電極可以利用任何數量的熟知方法來制造，所述方法包括蝕刻和分層(layering)每個孩i電-機械系統(MEMS)技術。在這樣的制造方法中，顯微機械加工工藝被用于添加或去掉對于電脈沖和電3各的正確退火、絕纟彖和傳導重要的物質的層。圖13A、B、C、D以及E是具體實施方式的照片，其中電極被蝕刻到遞送針軸上。具體地，金電極分層已被涂覆到惰性物質(聚對二甲苯)的層上，其本身已經在皮下注射針軸上被分層。用于制造細長電極的另外的方法包括擠出技術，其中電極導線形成入和/或沿著具有絕緣性質的電惰性成分的軸，如塑料、聚酯衍生物、或聚氯乙烯(PVC)、或絕緣碳纖維。如圖14A和B所示，細長中空4十可以用電才及成分沖齊出，如，例如，沿著中空軸的相對側或以螺^走形式的線，如圖14B所示。此夕卜，針軸還可以包括沒有暴露的電極的部分。例如，針軸的一端連接至形成用于連接至流體源的連接器的集線器(中心，輪軸，hub)，如，例如注射器。在軸的這樣的部分附近或沿著軸的這樣的部分的絕緣可以提供患者的可察覺的電刺激感覺的減少。在關于本文描述的任何這樣的電極構造的又一具體實施方式中，每個電極可單獨地激發，以便電極的任何組合可以成對(即，陰極和陽極)一起同時激發或以任何給定順序激發，并且進一步利用任何類型的脈沖，包括而不限于單極、雙極、指數式衰減、或前者的任何的脈沖串(脈沖群)組合。在第三具體實施方式中，本發明提供了相對低電壓和/或低電流電能，而且允許在電脈沖應用到周圍組織期間由受治療者經歷低痛苦水平，所述應用利用通常在1到100V之間、典型地在2到50V之間、更優選地在3到25V之間的額定電場強度。在相關方面，本發明的裝置和方法采用的電流通常〗吏用在1-400mA之間，典型i也在5~200mA之間，并且更4尤選i也在20~100mA之間。在才目關的具體實施方式中，所選的安培數取決于電極的總表面積。例如，取決于每個電極的總電極表面積，該裝置可以采用10至40、或25至100、或50至150、或125至200、或175至250、或225至300、或250至300或300至400mA之間的范圍。表面積越小，為獲得原^f立組織中的電穿3L電場必須的安i咅凄t越〗氐。力永沖可以應用1至1000毫秒、。在另一具體實施方式中，本發明提供了以各種濃度(如，例如，在0.05(ig~3mg/ml之間)并4尤選以、4氐4,;;主體禾0、(i口，侈寸^口，通常1pl至1ml)遞送處理分子。在相關的具體實施方式中，利用包括與單針電極軸相關的遞送管的結構性具體實施方式，處理分子的體積在注射入組織后(如受4空注射，其中在針的插入期間遞送注射液(injectate))立即令人吃驚地在注射針軌道附近保持在基本水平(substantiallevel)。處理分子被預期包括治療性藥物，如小分子、有枳j化合物、以及蛋白質、和編碼多肽的核酸，所述多肽具有生物活性或者一旦這樣的多肽在電穿孔的細胞中表達將導致宿主中的免疫反應。曾經在細胞中表達的多肽可以有效用于與細胞代謝機器(cellularmetabolicmachinery)和免疫系纟克通3各沖目互作用。在又一具體實施方式中，用于脈沖組織的電能提供了獨特的電場，其不同于用于類似組織電穿孔的先前應用(施加)的場。具體地，現有技術電場故意地和固有地給予在電穿孔領域被認為是"均勻的"電場，意p未著所施加的電能是足夠強度的以給予額定場強和穿過處理區的相對均勻的電壓降，其通過相互離開給定的距離而廣泛分開電才及并將革巴處理區最佳地;汶置在所述間隔的電才及之間的中心來形成。這樣的電極陣列設計在組織中脈沖化時，傾向于電穿孔主要在通常在電力線附近的由電才及分界的區域內的細月包，并且到達僅在相鄰并圍繞三維處理區定位的較小程度的細胞區。相反，本發明利用包括通常為圓柱形或柱形"非均勻"場的電場，該"非均勻"場形成約針軸的長度，從而形成細胞的處理區，所述細胞位于足夠接近中心放置的電極的區域內，遭受電極的鄰近位置的外部的強度足以穿孔所述細胞的電穿孔場。這樣的處理區完全在中心針和電極的外部并且圍繞所述中心針和電極，而非均勻場相對于從電極/針向外的距離耗散(消散，dissipate)。通常，認為隨著從單針電極的距離增加，電能中的耗散(消散)平行于在其它物理現象中存在的消散，其中能量，這里能量足以可逆地穿孔細胞，以指數比率耗散。然而，這樣的耗散速率，如果可應用，并不會負面地影響本發明裝置的功能或者將物質遞送到限定區域中的細胞的期望結果。因此，由于造成細胞穿孔所需的電能隨著乂人電場源的距離而耗散，對電穿孔敏感的針軌道周圍的區域固有地局限于與針軌道的長度相關的中心核并且側向地限于給定的半徑，因此通常依賴于給予電極的脈沖能形成可變半徑的圓柱形處理區。在又一相關的具體實施方式中，用于脈沖的能量越多，破壞直接與電極接觸的細胞的潛能越大。本發明的方法的又一意圖是將造成這樣的損害的能力用于進一步刺激免疫系統的目的。因此，可以使用處理方案(治療方案，treatmentregimen)，其有意i也鄉合予專交大而不是專交小的能量，以便提供用于處理部位周圍免疫反應活性的刺激。在另一具體實施方式中，該裝置可以用于遞送藥物、具有生物活性的天然多肽、以及編碼這樣的多肽的基因，其可以在處理區內的細胞中原位表達，用于治療病癥或者用于調節宿主中的免疫反應和/或用于治療多種疾病，包括但不限于由致病生物和病毒造成的疾病和癌癥。通過下面的附圖、詳細說明、以及所附權利要求，本發明的其它特;f正和優點將變得顯而易見。圖1A是示出了具有整合(集成)在其中的細長電極的皮下注射針的示圖。該針的特征在于用于分配來自穿過其中的腔的液體制劑的端口和用于連接至運載(攜帶)液體的容器的端口。圖2示出了本發明裝置的可替換具體實施方式，其中陽極和陰極電極相互平行通過圍繞針的螺旋中形成的平面。圖3A是另一可替換的具體實施方式，其中遞送針包括多個沿著遞送針的長度直接和平行延伸的陽極和陰極電極。也如示出的，該圖包括用于將電才及連4妄至電能源的連4妻器的實施例。圖3B示出了沿線A-A的本發明電極的一個實施例的橫截面圖。如所示的，在一種構造中，電極可以通過多種制造工藝領域中的技術人員已知的多種技術在遞送管和腔的外截面上被分層。在該圖中示出了具有由絕緣材料55包繞的腔54的內針53,其上電極^皮分層。圖4是一種具體實施方式的另一實施例，包括盤旋(螺旋)環繞遞送針的電極。如此盤旋的電極可以包括多個陽極和陰極對，但是通常包括一對或兩對電極，每對包括陽極和陰極。圖5A-C示出了本發明的一個具體實施方式，其中，本發明的電極被示出，包括另外的具體實施方式，其包括容器(通常為注射器樣式的容器)，以及在針被插入患者組織中時能夠縮回的尖罩(sharpcover)。該圖還示出了其他特征，其可以被體現在本發明的裝置內，如彈性膜(resilientmembrane)(其可以如4皮4十刺穿以填充容器)和;〖幾構(用于允許尖罩和注射器柱塞^皮適當地〗呆持在延伸或縮回的位置)。此外，可縮回的尖罩還作為4十導向裝置并且可以安裝有擋塊以用作深度導向裝置。雖然未示出，但單針電極可以被安裝到注射器并附著于自動4十遞送/同時流體遞送電穿孔裝置，如在美國專利申請.10/612,304和PCT/GB2003/002887中所示出的。在這樣的具體實施方式中，該裝置將^f又具有一個針和一個注射器。圖6示出了使用中的本發明的裝置的圖，其中在電極/遞送針被插入組織的插入期間或插入后，流體物質被給予，電極被激發以便從針軌道向外給予電場并進入組織中。電場從插入針的部位向外耗散入癥且織中。圖7示出了假設組織的頂視圖以及本發明裝置將在圍繞針軌道的組織內產生的并具有側面尺寸(a)和(b)的典型電場的圖。圖8A-C是示出了具有通常相對均勻的電力線的現有技術陣列和陣列針之間相應的電場的圖，與本發明的相反，其中非均勻電力線和各自的電場圍繞該陣列并且從其迅速消散。例如，圖8A示出了線性陣列中的三個相對電極，其中電極之間的力線相對均勻。在圖8B和C中示出了環形陣列，其中處理區在電極的中心并且在相對均勻的力線和各自的電場之下(在相對對內獨立地脈沖化，圖8B,或者在不同方向上相對電極的成對脈沖化，圖8C)。圖9A-D示出了本發明裝置的另一具體實施方式，其包括引導裝置，用于放置(保持，rest)以銳角穿透要處理的組織的針和容器，用在包括將處理物質遞送到組織表面附近的方法中。該角通常/人由組織表面的總區域形成的平面在3到25度之間。圖10示出了包4舌在遞送4十的尖端附近暴露的電才及的遞送針的局部^見圖。圖10A示出了支撐直線電才及的^",而圖IOB示出了支撐螺旋電極的針。示出的用于陽性和陰性陽極的每個的導線在針的內部延伸。此外，該圖試圖表示細長針的上部可以包4舌圍繞電才及導線和/或涂覆上針軸的絕緣(絕緣體，insulation)。圖IIA和B示出了組織中電穿孔的結果，其中主要在針軌道附近的細胞已經被穿孔影響。在圖11A中示出了組織的相鄰薄片的系列照片，而圖1IB示出了直4妻沿針軌道的中心薄片的特寫圖。圖12示出了利用根據本發明的電穿孔裝置單注射入兔高肌肉(highmuscle)包含纟扁石馬熒光才示i己蛋白(fluorescentmarkerprotein,GFP)的表達載體的核酸的結果。圖13A、B、C、D和E示出了原型皮下注射4十的》文大照片，其中金細長電極利用MEMS技術被蝕刻到標準注射針上，即，將材料顯微成層、以及蝕刻和重新成層到基礎注射針軸上，使得每個電極包括1/4的針軸圓周。圖13A示出了針的一個視圖，示出了沿針長度延伸的一個長電極。在圖13B中，從允許兩個金電極的終端部分可視化的角度示出了詳細圖。圖13C是示出了蝕刻到針軸上的電極的終端部分的細節的另一透視圖。圖13D和E示出了另一具體實施方式，其中MEMS制造的電極是針軸的1/16圓周。其中該軸包括電惰性材料，如，例如，塑料，擠壓為構建成擠壓的皮下注射軸(皮下注射器軸，hypodermicshaft)的電極導線。圖14A示出了平行于針軸延伸的直電極。圖14B示出了軸周圍螺旋狀的電極。圖14C描繪了示出一個具體實施方式的圖14A的4黃截面AA-AA，其中軸的電極可以連接至定位在針集線器(針中心，needlehub)的電才及導線。圖15是示出了兔抗人IgG抗體的水平的圖，該抗體在利用單針發明(■)電穿孔脈沖與沒有電穿孔(▲)后產生。圖16是示出了兔抗SEAP抗體的水平的圖，該抗體在利用單針發明(■)電穿孔脈沖與沒有電穿孔(▲)后產生。圖17A和B是示出了在注射編碼GFP的質粒DNA隨后沒有電穿孔后綠色焚光蛋白(GFP)的結果的照片。與自然光和焚光結合，圖17A示出了在注射/針軌道位置附近的組織的相鄰薄片。該照片示出在沒有電穿孔的情況下沒有表達。圖18A和B是分別示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括23規格針和具有針軸周長的1/16寬度的陽極和陰極電極進行電穿孔。在該實驗中，電才及以50mA的恒定電流祐J永沖化。圖19A和B是示出了自然光和綠色熒光的組合或^5l熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括23規格針和具有4十軸周長的1/16寬度的陽才及和陰才及電才及進4亍電穿孔。在該實—瞼中，電才及以100mA的恒定電流,皮"永沖化。圖20A和B是示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括23規格針和具有針軸周長的1/4寬度的陽極和陰極電極進行電穿孔。在該實驗中，電才及以50mA的恒定電流一皮力永沖化。圖21A和B是示出了自然光和綠色焚光的組合或4又焚光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括23規格針和具有針軸周長的1/4寬度的陽極和陰極電極進行電穿孔。在該實驗中，電才及以100mA的恒定電流凈皮月永沖化。圖22A和B是示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括23規格針和具有針軸周長的1/4寬度的陽極和陰極電極進行電穿孔。在該實驗中，電才及以150mA的恒定電流^皮脈沖化。圖23A和B是分別示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括1mm間隔沒有流體遞送實施方式的電極的單針電極進行電穿孔。在該實驗中，電才及以75mA的恒定電流^JI永沖化。圖24A和B是分別示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括1mm間隔沒有流體遞送實施方式的電才及的單4十電4及進4亍電穿孔。在該實-驗中，電極以150mA的恒定電流#1力永沖化。圖25A和B是分別示出了自然光和綠色熒光的組合或僅熒光的照片，其中注射編碼GFP的質粒DNA后利用包括1mm間隔沒有流體遞送實施方式的電才及的單4十電才及進4亍電穿孑L。在該實一瞼中，電才及以250mA的恒定電流^皮力永沖化。具體實施例方式在第一具體實施方式中，本發明包括體內用于組織的電穿孔的裝置，該裝置包括由能夠原位插入生物組織或器官和通過其遞送流體介質的材料制成的中空軸(即，遞送針軸)，所述軸進一步包括在所述軸的外部表面上至少部分暴露的至少兩個電4及，其中所述電極相互間隔并且沿著所述針軸彼此平行設置。用于電極的具體實施方式可以釆用多種電才及結構i殳計。例如，陽4及和陰才及電才及可以與遞送針結合設置，其相互平行延伸并且到遞送針的長度，如圖1和3中所4皮露的，或者其相互平行^f旦是繞著針軸呈螺旋狀，如圖2和4中所示出的。本發明的裝置還包括將所述電極的每一個連接至電能源的電線導管，其中所述電極在所述針被插入患者組織中時能夠單獨地:故激發(增能，energize),產生到達圍繞所述針的處理區中的細月包的電場，該電場足以引起沿著由所述4十插入所述組織形成的專九道和4九道附近的細"包變得可逆地穿孔，以〗更允"i午處理分子進入所述細胞。這樣的包含流體遞送4十的電極的制造可以通過許多熟知的方法進行，所述方法包括顯樣i機械加工，如通常理解的MEMs技術。例如，可以用電惰性材料涂敷標準皮下注射針(其可以為任何規格，如20規格、21規格、22規格、23規格、24規格、25規格、26規格、27規格、28規格以及29規格)，隨后沉積電傳導材料(導電材料)，如金，隨后又在針的表面上沿理想的方向蝕刻去除傳導材料。具體地說，通常該過程包括在準備惰性物質(如，具有均勻地附著于表面的性能的聚合物，如聚對二甲苯)的沉積中清潔皮下注射針軸。在剝離金屬軸后，例如通過真空沉積，將聚對二甲苯沉積到針上。這又利用激光被圖案化以沉積電極可導電材料，如金，隨后又選擇性去除金以在針軸上形成預定圖案的電極。在本發明中，MEMs技術的應用提供了操縱三維針和在小型規模(小型尺寸)上涂覆和蝕刻的能力。制造單針電極的能力通過圖13A至E的照片證明。也可以通過擠出技術進行制造。如圖14A-C示出的，在這方面，電極202和203(圖14A)被擠出為線性形式的具有電惰性物質(如聚乙烯基氯等)的細金屬絲。針尖204可以祐j幾;喊加工或切割成穿透性尖端(尖銳性尖端)，并且在另一端適配于集線器(中心，hub)200，集線器200包括電極導線201a和201b和用于連接至流體介質源的配件(附件，fitting)205。圖14B示出了包括具有螺^走狀電極的擠出針和電極導線210和211的結構具體實施方式的實例。在第二具體實施方式中，本發明包^舌用于將分子遞送到體內細胞的方法，包括^是供到達包含所述細胞的患者組織的注射針，該注射針進一步包括至少兩個沿著針軸定位的細長電極(即，陰極和陽極)和至少一個包含所述分子的容器，其中所述容器和分子與穿過所述針軸的腔流體連通；將分子注射入所述組織；以及用電能激發電極，以提供電脈沖，該電脈沖足以造成注射部位和針軌道附近的細胞變得可逆地穿孔，從而電穿孔所述細胞用于它們纟聶取所述分子。在第三具體實施方式中，該裝置提供了用于在狹窄地限定的位置中的細胞，尤其是沿著由注射針形成的軌道或軌道附近的細月包的電穿孔。通常，被認為在處理部位內的細胞是那些位于針軌道周圍約5mm、更典型i也約3mm、甚至更特別i也約2mm、并且最凈爭別地約1mm的半徑內的細胞。在相關的具體實施方式中，足以用于電穿孔所述處理部位內的纟田月包的電場的產生是這樣的場，其乂人中心注射針向外變弱，使得處理部位由延伸到組織內超出距離電極一定距離的脈沖能量的失能(inability)限定。在另一相關的具體實施方式中，本發明要求單獨的細長探針(其包括注射針和電極)的新型應用，用于進行組織內高度定位的成組細胞的原位電穿孔。在另一具體實施方式中，本發明的裝置可以與多種電脈沖條件中的4壬何一個4吏用。例如，電4及可以負荷有恒定電流的至少一個月永沖，該恒定電流在1-400mA之間，通常在5-200mA之間，并且更優選在20到100mA之間的范圍內。在另一實施例中，電極可以負荷有1至IOO伏特的范圍內的電壓脈沖。此外，電脈沖可以為單才及或雙極脈沖，其中所述脈沖可以為單、雙或多脈沖序列，具有各種特性，如成組(規定，set)電壓降、可變成形脈沖串、或采用恒定電《u的a永沖。在其他具體實施方式中，提供了一種裝置和方法，用于將本領域技術人員熟知的藥物、蛋白、核酸(包括DNA和RNA)、及其合成變異(合成々務飾，syntheticmodification)遞送或專t染入患者纟且織，尤其是位于哺乳動物身體的皮下、皮內、及皮膚下空間以及骨骼肌和橫紋肌隔室中的細胞，以及包括心、肺、胰、脾、肝的器官，以及消化道的器官。一旦轉染了所選擇的材料，細胞將被藥物、或蛋白或核酸的活性直接影響。在核酸^皮轉染時，通常這樣的核酸^皮用于編碼的蛋白，乂人而其可以在處理部位的細胞中表達。此外，所述物質可以包4舌細胞因子、趨化因子、及免疫相關生物活性分子，該生物活性分子包括這樣的活性分子，如選自由IL-1、IL-2、IL-3、IL-4、IL-5、IL隱6、IL畫7、IL陽8、IL畫9、IL畫IO、IL-ll、IL-12、GM-CSF、M畫CSF、G-CSF、LIF、LT、TGF畫p、IFN、TNF陽a、BCGF、CD2、或ICAM組成的纟且的免疫調節分子。在另一具體實施方式中，待遞送至細胞的材料可以以液體形式并以0.01ml至1ml之間的量(體積)進行遞送。在一個具體實施方式中，編碼多肽的核酸可以^皮溶解在0.9%的氯化鈉(NaCl)中。然而，；睛確的溶劑對于本發明并不是關4建的。例如，本4頁域熟知，如蔗糖的其它溶劑能夠提高核酸在骨骼肌中的攝取。在相關的具體實施方式中，待遞送的量可以相對于針的長度(由于針軸的長度將決定通過其要被轉運的物質的量)和形成的針軌道進行調整，以使_在它通過4"N皮表達并進入針4九道和周圍組織后確定對于要填充的所述物質可以獲得的空間的量。例如，2mm長的針可以用于將物質遞送至皮層iE織并才是供0.01ml到0.05ml范圍內的量的注射，而5mm長的針可以用于遞送O.lml到0.15ml范圍內的量，并且1.5到2cm長的4十可以用于遞送0.3ml到0.5ml范圍內的量。其他物質也可以因為各種有益原因而與感興趣的分子共轉染。例如，分子P199(lee,etal.PNAS.，4524-8，10，89(1992))，其已知用于密去于電穿孑W匕的(電、滲透4匕的，electropermeabilized)月莫，可以通過提高轉染的肌纖維的存活率(生存率)來有益地影響轉染效率。參照圖6，攜帶皮下注射針的電極被插入患者組織中到達期望的穿透深度。附著的注射器的柱塞被活化以注射包含所選的用于注射的材料的液體的量，并且電才及其后立即、或可選地與材沖牛的注射同時，被電能的至少一個脈沖激發，足以造成處理區中的至少一些細月包變得可逆地穿孔。雖然注射器的柱塞通常利用活動裝置(animatemeans)活化，如利用手，但是注射器也可以固定到支持裝置，如圖9中4皮露的，或者甚至自動劑量裝置，如在于2003年7月3日提交的美國專利申請10/612,304中披露的裝置，將其全部內容結合于此作為參考。在其他具體實施方式中，本發明可以應用于乂人身體組織表面的各種深度處的細月包的電穿3L。例如，除了位于月幾肉組織隔室內的細胞的電穿孔(其中物質的遞送由材沖+以從組織表面約90度的方向注射入組織而開始)以外，在一個具體實施方式中，本發明的裝置可以被用于電穿孔皮下、皮內、或皮月夫的皮月夫下空間的細月包。它還可以用于使物質電穿孔進入淋巴結、或其它器官中的組織層，如心臟和血管組織。至于電穿孔在這些局部的任4可一個中的細胞，用于電穿孔這樣的組織層中的細胞的裝置的使用可以包括具有足以穿透組織層的外部(即，皮膚、皮下等)的長度的短針的使用，用于以與組織表面成約90度的角進4亍注射和電穿孔，或者其中遞送4十較長，如在3到4cm之間，單針的插入可以利用如圖9A中所示的支持裝置以與表面組織成銳角來進行。這將允許期望的層內組織的較大部分的電穿孔。此外，插入的4兌角可以從組織表面在3至25度角之間。這才羊的組織表面可以描述為通常形成平面區(flatsurfacezone),該平面區形成包圍用于插入單針/電極的位置(部位)的平面。如圖9A至D所示的，注射器可以連接至附著裝置(附加裝置，attachmentmeans)，其4皮i殳i十為在平面引導盤(guidetray)100上以固定角度支持注射器，其中放置的針以固定距離AT放入組織中，其由基于針插入組織中的預定的期望深度來確定。使具有暴露的針的該引導盤與組織表面接觸，以便針以指定的銳角插入組織。在針被如此插入并且治療性物質從注射器排除后，電極被激發以引起注射的物質遞送入皮下、皮內、或者皮膚下細月包。如上所述以斜角的該裝置的應用還可以用于電穿孔器官組織的不同層。實施例下面妾會出的實施例示出了由本發明形成的各種具體實施方式,應當理解，的許多類型的具體實施方式．實施例1現在轉向本發明的多個方面，該裝置可以包4舌分子遞送容器20和電極針10部件，如(圖5)中實施例所示出的。另外的具體實施方式包括尖罩(sharpscover)11、彈性膜12(密封包括容器20的結構的部分，用于填充容器(如通過注射器針的刺穿))、以及4幾構，如凹坑(dimple)13以及容器20外殼結構內的凹處(recess)14和14*,用于將尖罩11保持在打開/縮回(圖5C)或封閉/覆蓋(圖5A和B)的半固定位置。另外的具體實施方式包括機構，用于將柱塞9保持在半固定的打開/縮回或封閉/排出位置，如，例如，凹坑15以及凹處16和16*。本領域4支術人員應當清楚，與用于提供尖罩11和柱塞9的半固定定位的方法無關，這樣的定位可以通過生命能(animateenergy)，長口通過手的力、或者才幾才戒;也，^口通過電馬區動至丈動器而容易地改變。尖罩11的遠端可以包括可移動地附著于其上的無菌蓋60。電極針10可以進一步包括通過其在組織穿刺尖端22終止的腔，以及用于連接至容器20的孔25(參見圖1)。注射針IO可以為18到29標準皮下注射針規^各尺寸之間的量失見(gage)。在4尤選的具體實施方式中，遞送針包括至少一對電極，如圖l的電極21a和21b。所述電4及包括至少一個陽才及和一個陰4及電4及，其與電才及導線24a和24b電連通。依賴于選擇用于任何特別的發明產品的設計，所述導線可以在導線末端(引線端子)23終止(例如，參見圖3和4),或者通過任何具有來自電極的引線的其它裝置連接到電能源，如脈沖發生器。針部件10可以進一步包括連接器26(圖3和4)用于連接到皮下注射針容器，或者連接到注射器容器，注射器容器附有鎖定4幾構，以可分離地將針部件10緊固到皮下注射器端口。在另一具體實施方式中，容器20可以用預定用于治療特定疾病的物質制造。可一,才奐地，該容器可以通過抽出柱塞9通過電才及4十IO將這樣的物質吸入容器來填充感興趣的物質，或者優選地，該容器可以首先通過將柱塞縮回到打開位置來清除柱塞，隨后通過將物質經由彈性密封12注入容器來將物質遞送到容器，類似于通常在將來自無菌瓶的藥物抽入注射器中并將它們引入到另一容器中進行的步驟。遞送4十10與其電才及卩車歹'J(^口電才及21a和b、31a寺口b、51a禾口b及52a和b、或41和42、分別為圖1-4)可以祐:插入組織中，通常以與組織表面成約90度，或者可替換地相對于組織表面成銳角，并且物質注入4十4九道和局部組織。電才及可以利用3永沖發生器在所述物質注入后激發，或者可以與所述物質的注入同時激發。如圖6所示，當被電脈沖激發時，電極維持電場20的產生，該電場20提供了足夠的能量以造成所述區域內細胞的可逆穿孔。產生的電場是非均勻的，因為它隨著與針軌道80的距離指數減小(圖7)。因此，足以提供這樣的穿孔的電場，依賴于所采用的能量，具有對稱的側向尺寸(a)x(b)(如圖7所示)，形成電穿孔電場的固定直徑(i殳定直徑，setdiameter),其相對于針軌道長度，形成限定的三維體積。通常，穿孔充分的電場具有來自電極針10的半徑，其在0到5mm之間，通常在0到4mm之間，并且優選在0到3mm之間，以及最優選地在0到2mm之間。電穿孔領域的技術人員可以容易地理解，由本發明的單針電招>產生的場，不同于現有的電穿孔裝置，是非均勻電場，其中場強在針附近較大，隨著從電極向外測量而減小。與本發明的電極布置相比，圖8示出了現有的電才及布置，其中采用穿過大體積的處理部位的均勻電場。本發明可測量地不同于表明需要利用"均勻"場的先前的概念。這里，本發明采用非均勻場，其提供了細胞的可逆穿孑L,在遞送針的位置(即，針軌道)附近達到更大的量。這又允許清楚的益處以確定接收已知劑量的治療物質的那些細胞的精確位置。因于注射位置以i"更將物質更均勻地分布至細月包并限制到局部組織區分布相反。至于電極，通常，它們可以包括任何金屬，但是優選并不給予毒性的金屬，因為金屬離子到達電穿孔組織的細胞。這樣的材料包括金、鵠、氮化鈦、粕、鉑銥、以及氧化銥。電極材料可以在遞送管(即，注射針)上形成，使得在電極與遞送管之間存在絕緣層，如圖3B所示。可替換地，該針可以包括本身不傳導(纟色緣)的材料，消除使電極與注射管絕緣的特別需要。在這方面，該遞送管可以由任何適合的用于原位插入組織的材料構成，該材沖+是不傳導的，包括，如陶瓷、或硬化的生物相容性塑料，包括聚乙烯基氯(聚氯乙烯)等。在另一具體實施方式中，遞送針/電極部件可以凈皮設計成使得電極90或101(圖10)被暴露用于僅針的尖端附近的電穿孔，如圖9A、以及IOA和B中所示出的。所述電極的未暴露的部分91和102可以被絕緣并且沿著遞送針外部或內部延伸到針。具體地，當期望在特定組織;故置限定的處理量(由電才及陣列^^予組織的電穿孔電場的尺寸限定)時，希望避免其他組織的電穿孔，電極，如圖10中所才皮露的，可以用于例如，電穿孔深肌組織并且避開靠近組織表面的其他組織，如脂肪細胞層，或者可替換地，電穿孔表面附近的組織，如，例如，皮膚下組織，如圖9A所示。這樣的具體實施方式提供了對于處理量的設置和大小的另外的控制。實施例II在該實施例中，描述了通過可逆穿孔將分子遞送到在沿著4九道和軌道附近定位的細胞的結果，該軌道通過將本發明的單皮下注射4十電才及插入組織中而形成。如圖11A和B所示，用編碼|3-半乳#唐苦酶的DNA以包括0.2ml的推注量和1mg/ml的濃度對兔四頭肌進行注射。利用250mA的2個脈沖脈沖化(pulsed)所述電極，持續時間為20毫秒。在電穿孑L后，P-半乳糖苷酶基因在被電穿孔作用的細胞中表達。在電穿孔后第4天，處死兔子并且在通過單針/電4及的插入上的位置，月幾肉一皮制備為3mm厚的薄片。在化學固定后，肌肉薄片中表達(3-半乳糖苷酶的細胞通過酶促反應被可視化。圖11A中的箭頭示出了遞送管插入兔肌肉中的方向。如所示出的，染色主要沿著由所述針遞送電才及插入組織形成的4九道存在。實施例III將編碼綠色焚光蛋白(GFP)的DNA遞送入兔四頭肌的實驗，結果在圖12中示出。這里，多只#斤西蘭白色力,'l"生兔，每個重達4-5kg(PerryScientific,SanDiego,California)，其中每個^皮注射編碼明亮GFP(Cheng,etal.(1996),Naturebiotechnology,vol.14:606-9)的表達載體(gWizGFP,lot12311，購自Alde稱n,LLC,Fargo,ND;還參見GeneTherapySystems,Inc.,SanDiego,CA)，其表達在》務飾的人類巨細月包病毒直接早期啟動子/增強子的控制下。在注射前，每只兔子首先用乙酰丙嗪(1mg/kg)鎮靜，然后在胃長寧(0.01mg/kg)的存在下，通過月幾內注射氯胺酮(35mg/kg)和曱苯瘞i秦(5mg/kg)的混合物麻醉，胃長寧被預先皮下給予以防止因為氯胺酮/曱苯遙嗪處理而造成的不均勻的心搏動。隨后在要進行注射，即，進入四頭肌的位置給兔子削毛。通過首先插入18規格的針，隨后利用手術刀輕微擴大而在覆蓋該肌肉的皮膚內刺孔。單針電穿孔裝置(由18規格的針形成，該針具有兩個彼此相對設置、到達針的外表面的平行電極(如圖1所示))隨后被緩慢插入肌肉組織，周期性地暫停以每隔幾毫米將DNA注射到約25mm的最終插入深度。總共為500pl的包含100嗎gWizGFP的含DNA〉容液^皮注入每個注射位置。完成注射后不久，并且當針/電才及裝置仍"l悉入到其最終插入深度時，電穿孔開始。具體地，利用Elgen1000(InovioAS,Oslo,Norway)電流-箝位月永沖將五個250mA月永沖(每個20毫秒(ms)的持續時間)以10Hz間隔(即，100ms)施加于電穿孔針裝置。處理后四天，動物,皮仁慈地安樂死。覆蓋其中載體,皮遞送的腿部區域的皮膚被仔細地去除，其后每個動物被置于-20。C約1小時。隨后利用手術刀去除處理過的^L肉，然后置于-20。C另外的1到2小時。隨后利用旋轉切肉才幾將冷凍的肌肉組織切成約3mm厚的薄片。月幾肉薄片4皮i殳置在塑沖+盤內并利用安裝有UV光和GFP過濾器(filter)組合的LeicaMZ12解剖顯樣i鏡觀察GFP表達。圖12是通過該分析獲得的結果的代表性照片，并且清楚地表明根據本發明的電穿孔裝置可以用于成功地將試劑，如編碼期望的蛋白(其隨后以活性形式被表達)的表達載體，遞送到細胞內。實施例IV在該實施例中，對于其的l史據在圖15和16中示出，利用本發明的電才及構造，編碼SEAP(pSEAP#3348，Aldevron)和IgG(pLNOH2hg3#11765，Aldevron)的質#立#皮電穿孑L入測試動物組織的細月包中(即，肌內注射入動物的脛骨前肌中)并且檢測表達以證明在兔肌肉中表達成功以及測量針對"弱(week)"和"強，，抗原(分別為SEAP和IgG)的免疫應答。在這些實-瞼中，SEAP和IgG質粒以1嗎1的最終濃度被給予。利用的動物為新西蘭白色雄性兔，3.5到4.5kg。利用Elgen1000(InovioAS,Oslo,NorwaySerialnumber009)進行電穿孑L,Elgen1000進一步包括電流-箝位脈沖發生器(原型)和單針原型，其中電才及平4亍于注射4九道并且約在1mm間隔之間延伸。電擬j皮力永沖4匕20毫秒脈沖長度，每個在150mA的5個月永沖，月永沖之間250毫秒間隔(即，約4Hz的頻率)。電才及延伸入組織約1,0cm的深度。所述實-驗中的每個包4舌兩步遞送過禾呈，即，利用29頭見才各胰島素注射器注射質粒溶液(200(il)，其中在針的插入期間注射以在不同的深度分布DNA,隨后去除注射器針并插入單針電極。如下面的表1所示，IgG和SEAP實驗中的每個具有兩組試-驗動物，即，一組動物4妄受電穿孔，而另一組不4妄受電穿孔(對照)。表1組#電流處理1150-250mA100pix2SEAP1mg/ml,100|ilx2左側脛骨(tibialis),IgG1mg/ml100|alx2右側脛骨2;殳有EP100(ilx2SEAP1mg/ml，100pix2左俯寸脛骨，IgGlmg/ml100(alx2右側脛骨在第0、14天和第21天采集樣品。在第21天，通過皮下注射0.5mlhypnorm(Hypnorm0.1ml/kg)，隨后在耳靜月永l爭月永注射lml/kg的10%Pentorbarbital而纟冬止兔子。乂人圖15和16的結果可以清楚地看到，由單針遞送引發的抗體效價(抗體滴度，antibodytiter)的水平遠遠超過陰性對照。具體地，如所預料的，兩個測試抗原(IgG和SEAP)相對于彼此引發效Y介，其中IgG是比SEAP更強的抗原(參見效價規j莫)。在電穿孔樣品中兩個抗原均引發抗體產生，并且在未穿孔的樣品中實際上(virturally)沒有抗體產生。實驗V在該實驗中，利用各種脈沖能量和綠色熒光蛋白表達測試兔組織中原型MEMs制造的單針電極。如表II中所示出的，測試了三種不同的電極具體實施方式，(l)單針電極，其中陽極和陰極電極被應用于23規格針，每個針1/16圓周，并通過MEMs技術應用于針的全長(圖13D-E)，(2)單針電極，其中電極為每個針軸的l/4th圓周(圖13A-C),以及(3)單針布置，其中電極間隔1mm，沒有流體介質遞送管。如表II中所示出的，進4亍了脈沖的各種組合。在該實-驗中用于每只動物的方案包4舌以所示濃度注射GFP質粒、利用單針電極的具體實施方式電穿孔組織、隨后處死動物并通過將處理后的月幾肉切成相鄰薄片進4亍組織制備并7見察熒光。通常，由于將組織切片以<更平4亍于注射軌道回收薄片的困難，在圖形照片中的GFP熒光通常以圓或橢圓示出。這些熒光圖案證明，單針概念起作用并且在圍繞針軌道和組織內的限定位置內提供了組織的電穿孔非常^^的電壓和相對電流。<table>tableseeoriginaldocumentpage29</column></row><table>圖17A和B分別示出了自然光和熒光，在注射編碼GFP的質粒DNA后(沒有穿孔)GFP表達的照片。如所示出的，實際上沒有綠色熒光蛋白表達。因此，很清楚沒有電穿孔，就沒有期望基因的足夠攝取和表達。至于利用1/16寬度電極模式的原位電穿孑L,表達電穿孔的GFP的能力在圖18A和B以及19A和B中示出。圖18A和B示出了在用50mA的恒定電流電穿孔后GFP表達結果，而圖19A和B示出了在100mA下的電穿孔。對于利用1/4圓周單4十電4及的GFP表達，結果在圖20A和B、21A和B、以及22A和B中提供，其中分別利用50、100和150mA進4亍電穿孔。還利用其中單針電極不包括與電才及相關的流體遞送管的具體實施方式測_汰了GFP表達。如圖23A和B、24A和B、以及25A和B所示，本發明裝置的具體實施方式在75、150和250mA的每個恒定電流下測試。這里，GFP質粒的量是圖19-22中所示實驗的濃度的5倍。因此，處理區更容易顯示。根據本文披露的內容，可以進行和執行本文4皮露和要求的所有組合物和方法，而無需過度實-驗。雖然已才艮據優選的具體實施方式描述了本發明的組合物和方法，但對于本領域技術人員來說明顯的是，可以在不偏離本發明的^青神和范圍的情況下，對組合物和方法以及本文描述的方法的步驟或步驟順序地進行改變。更具體地說，描述的具體實施方式在各個方面都〗又是說明性的而不是限制性的。對本領域技術人員來說明顯的是，所有類似置換和改進被視為在如由所附權利要求所限定的本發明的精神和范圍內。-說明書中才是及的所有專利、專利申i青、以及7>開出片反物表示本發明所屬領域普通技術人員的水平。所有專利、專利申請、以及公開出版物，包括那些要求優先權或其它權益的，按照相同的程度以引用方式并入本文，好像每個單獨的公開出版物被具體和單獨地示出為以引用方式并入。適地示意性描述的本發明。因此，例如，在本文每個實例中，術語"包4舌"、"基本上由…組成，，和"由…組成"中的4壬4可一個可以用其它兩個術語中的任何一個替換。已采用的術語和表達是用作描述的而不是限制的術語，因此使用這樣的術語和表達并不意味著全部或部分地排除所示出和描述的特征的任何等效替換，而是應當明了，在本發明要求的范圍內各種改進是可能的。因此，應當明了，雖然已通過優選的具體實施方式和可選特征具體地4皮露了本發明，樣的改進和變化^皮認為是在如由所附片又利要求所限定的本發明的范圍內。權利要求1.一種用于體內組織電穿孔的裝置，用于將治療性物質遞送到所述組織的細胞中，包括a.能夠穿透身體組織的細長遞送管，包括暴露于所述管的外部表面的至少兩個細長電極，所述電極間隔開并彼此電絕緣并且相對于彼此平行設置；以及b.能夠將所述電極中的每一個連接至電能源的電線導管；c.其特征在于所述電極在所述管被插入患者組織中并被所述能量源激發時能夠產生到達在圍繞所述管的處理區中的細胞的電場，所述電場足以造成沿著由所述管插入所述組織中而形成的軌道和軌道附近的細胞變得可逆地穿孔，以便允許所述細胞攝取所述物質。2.根據權利要求1所述的裝置，進一步包括可膨脹或可回縮的容器。3.根據權利要求2所述的裝置，其中，所述容器包括注射器。4.根據權利要求3所述的裝置，其中，所述容器具有選自由0.0至0.5ml、0.0至1ml、0.0至3ml、以及0.0至5ml纟且成的纟且的可變體積的容量。5.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述電能源是電穿孔脈沖發生器。6.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述發生器能夠產生電脈沖，其中所述平均電壓可以在1至200V的范圍內。7.根據權利要求5所述的裝置，其中，所述發生器能夠產生具有1mA至400mA電流的電脈沖。8.根據權利要求8所述的裝置，其中，所述電流在選自由在10至'j40、25至'j100、50150、125至'」200、175至U250、225到300、250到300、以及300至'J400之間纟且成的纟且的范圍內。9.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述發生器能夠產生具有選自由1至10000Hz組成的組的頻率的電力永沖。10.根據權利要求6所述的裝置，其中，所述發生器能夠產生具有選自由0.1ns至1000ms組成的組的持續時間的電月永沖。11.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述管是皮下注射針，尺寸為選自由20》見才各、21頭見格、22A見格、23^見才各、24夫見格、25規格、26規格、27規格、28規格以及29規格組成的組的注射針的》見格。12.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述管與每個電極電絕緣。13.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述組織包括選自由皮膚、皮下組織、皮內組織、皮膚下組織、骨骼肌、橫紋肌、平滑肌、器官、心臟、乳腺、肺、胰、肝、脾以及粘膜組成的組的任何身體組織類型或器官。14.一種用于將治療性物質遞送到組織的細胞中的裝置，包括至少兩個能夠穿透身體組織的平行細長電極，其中所述電極每個均包4舌具有近端和遠端的細長軸，其中所述電才及在所述近端以不超過1mm的距離相對于彼此永久固定，并且其中所述裝置具有另外的選自由與沿所述電才及的長度延伸的每個電極接觸的電惰性材并+、和在沿所述電才及的長度延伸的所述電才及之間的非電惰性材料組成的組的部件。15.—種在體內用治療學上有用的《且合物電穿孔細J包的方法，包括a.^是供用于注射所述組合物的管，包括沿著所述管的至少一部分定^f立的至少兩個細長電才及；b.提供包含所述組合物的容器，所述容器和組合物與通過所述管延伸的腔流體連通；c.通過將所述管體內插入患者中的組織而在所述患者上的預先選4奪的處理部位中形成通道；d.將所述組合物從所述容器通過所述腔注射到包括所述通道的所述處理部位中；e.為每個所述電極提供足以造成所述處理部位內的細胞的可逆穿3L的電能源；以及f.活化所述電能源以提供電^K沖，,人而電穿孔所述細胞用于它們的所述組合物的攝取。16.根據權利要求16所述的方法，其中，所述組合物包括藥物、核酸、抗原、編碼可表達的抗原的核酸、編碼可表達的免疫調節分子的核酸中的4壬何一種。17.根據權利要求17所述的方法，其中，所述免疫調節分子是細胞因子或趨化因子。18.才艮據4又利要求18所述的方法，其中所述免疫調節分子選自由IL-1、IL-2、IL-3、IL-4、IL-5、IL-6、IL陽7、IL畫8、IL-9、IL-IO、IL-ll、IL畫12、GM-CSF、M國CSF、G國CSF、LIF、LT、TGF-P、IFN、TNF-a、BCGF、CD2、或ICAM組成的組。19.根據權利要求16所述的方法，其中，所述細胞包括選自由皮下細胞、皮內、皮膚下細胞、骨骼肌細胞、橫紋肌細胞、平滑肌細胞、器官細胞、乳腺組織細月包、胰腺細胞、脾纟田月包、心臟細胞、肝細月包以及粘膜細胞組成的組的活的患者的細胞。20.根據權利要求16所述的方法，其中，所述電極包括金和/或鈦。21.才艮據4又利要求16所述的方法，其中，所述處理部^f立位于患者大腿、臂、或軀干上。22.4艮據;t又利要求16所述的方法，其中，所述組合物以選自由0.01pl、50^1、100|il、150|il、200jxl、250nl、300|al、400pl、以及500jil組成的組的總體積^皮注射。23.根據權利要求16所述的方法，其中，所述組合物以選自由2ng/ml至3mg/ml組成的組的總活性成分濃度^皮注射。24.根據權利要求16所述的方法，其中，所述組合物在活化足以可逆地穿孔所述細胞的所述電能源之前或同時被注射。25.才艮據4又利要求24所述的方法，其中，所述組合物在注射后位于由所述管插入所述組織形成的所述通道內和周圍。26.根據權利要求16所述的方法，其中，所述組合物;故電穿孔入所述處理部位的所述細胞內。27.根據權利要求22所述的方法，其中，所述處理部位包括圍繞由所述針形成的所述組織內的軌道并且/人所述軌道放射狀延4申出選自由lmm、2mm、3mm、4mm以及5mm纟且成的纟且的距離的組織/細胞的區域。28.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述電能源是電穿孔脈沖發生器。29.根據權利要求16所述的方法，其中，所述發生器被脈沖化使得額定電壓在1至200V之間。30.根據權利要求13所述的方法，其中，所述發生器以選自由l至400mA組成的組的恒定電流^皮月永沖化。31.才艮據權利要求13所述的方法，其中，所述恒定電流的范圍選自由以下纟且成的纟且，其中所述電:;荒在選自由10到40、25到100、50至'J150、125至U200、175$』250、225至'』300、250至)J300、以及300到400組成的組的范圍內。32.根據權利要求16所述的方法，其中，所述發生器以選自在范圍1至10000Hz之間的頻率凈皮月永沖化。33.根據權利要求13所述的方法，其中，所述發生器被脈沖化在約0.1(is至1000ms之間的持續時間。34.根據權利要求13所述的方法，其中，所述管的尺寸為選自由20規格、21規格、22規格、23規格、24規格、25規格、26規格、27*見才各、28規格以及29規^各組成的組的注射針的規才各。全文摘要本發明描述了用于將分子給予體內組織以用于各種醫學應用的裝置和方法，該裝置包括單皮下注射針和至少兩個隔開的細長電極，其提供了這樣的能力，當該針被插入組織(如皮膚或肌肉)中時，用非均勻電場脈沖化組織，該電場足以造成位于沿著或接近在該針插入所述組織中后由該針形成的軌道的細胞的可逆穿孔。文檔編號A61N1/32GK101370553SQ200780002313公開日2009年2月18日申請日期2007年2月9日優先權日2006年2月11日發明者喬治·麥克休,托倫·伊麗莎白·謝爾勒,雅各布·馬蒂森,魯內·謝肯申請人:基因特倫尼克斯公司