CN101835422B - 液体流动感测系统 - Google Patents

Abstract

一种液体流动感测系统，包括：泵送系统，其构造成用于传送预定容量V的液体；和测量系统，其包括连接到泵送系统和出口系统的腔，该腔通过弹性膜限定边界，该弹性膜构造成用于弹性地位移一定幅度，使得所述预定容量V的液体注入到该腔中。该测量系统还包括膜位移传感器，其构造成用于测量在注入预定容量V之后所述膜位移幅度的至少部分衰减特性，以得到可以用于确定液体绝对或相对粘度的值，或者确定感测系统下游的流阻变化的值，或者用于确定在液体流动回路中是否存在气泡。

Description

液体流动感测系统

技术领域

本发明涉及用于感测在流体供应或循环系统中的液体的流动性质或状况的系统，所述流动性质或状况例如指流阻或是否有气体(例如气泡)存在。 

背景技术

测量液体供应回路中的液体流动阻力用于许多应用场合中，例如确定液体的粘度，或者在许多医疗或非医疗应用中，确定液体流动回路中是否有泄漏或液体回路是否阻塞或关闭。 

在医疗领域，液体粘度测量应用的例子是基于对葡萄糖水平敏感的溶液的粘度改变来确定血糖水平。液体流动感测系统还特别地在其他医疗应用中有用，例如确定在液体药物给药系统中是否有阻塞或泄漏，例如在连接到经皮注射针的液体药物供应和泵送系统中。 

感测系统，尤其在医疗应用领域，考虑到安全要求，需要非常可靠，并且考虑到医疗设备小型化的要求，通常非常紧凑，尤其是对于由病人携带的便携式医疗设备。 

在许多应用中，还存在对成本有效的一次性设备的需求，它们可以以非常低的负面环境冲击而被处理。 

发明内容

本发明的目的在于提供基于感测液体流阻的液体流动感测系统，其是可靠的、有效的和精确的。 

有利地，提供液体流动感测系统，其是成本有效的、紧凑的和通用的。 

有利地，提供液体流动感测系统，其可以以低的负面环境冲击而得以处理。

本发明的另一目的在于提供可靠的、有效的和精确的液体粘度测量系统，尤其是对于医疗系统，例如血糖水平监测。 

本发明的另一个目的是提供液体流阻测量系统，用于阻塞或泄漏检测，或用于确定液体供应回路的打开或关闭状态。 

有利地，提供上述的液体流阻测量系统用于医疗应用，尤其是经皮药物给药系统。 

有利地，提供液体流动感测系统，其是紧凑的、轻质量的并耗能很少，尤其用于结合在便携式自主式设备中。 

本发明的目的通过提供本发明的液体流动感测系统而实现。 

这里公开了一种液体流动感测系统，其包括：泵送系统，该泵送系统构造成用于在一段时间t内传送预定容量V的液体；和测量系统，其包括连接到泵送系统和出口系统的腔，该腔通过弹性膜限定边界，该弹性膜构造成用于当预定容量V的液体注入腔中时能够产生可测量幅度的位移。该测量系统还包括膜位移传感器，其构造成用于测量膜的位移，尤其是当在预定容量V的液体注入后膜从应变状态回到不扩张状态时，膜的幅度的衰减情形。该测量系统还包括信号处理回路，其构造成用于对所述膜的幅度衰减进行处理而转变为一个值，该值可以用于确定液体绝对或相对粘度，或者感测系统下游的流阻的变化，或者用于确定在液体流动回路中气泡的存在。 

膜的回复或张驰特性依赖于腔下游的液体流动阻力，流动阻力进而依赖于液体的粘度，和由流体回路几何形状引起的阻力，或者影响液体流动回路或其出口中的压力的系统。 

在粘度测量的应用中，液体流动感测系统可以设置阻尼通道，例如是部分毛细管的形式，该毛细管从腔出口直接延伸，或者沿着腔下游的部分液体流动回路延伸。 

本文还公开了一种测量液体粘度的方法，其包括：提供通过弹性膜限定边界并连接到施加阻力到液体流动的出口系统的腔；注入预定容量V的液体到腔中；测量膜的位移，并根据该膜位移幅度的至少部 分衰减特性确定与液体粘度相关的值。 

预定容量V的液体最好以比液体从该腔中流出通过所述流阻部的平均速度的两倍还要大的速度注入(泵送)到该腔中，更优选地，以比液体从该腔中流出通过所述流阻部的平均速度的五倍还要大的速度注入。 

作为替代性的方法，相同的系统还可以反向应用，其中泵从腔中吸出预定容量V的液体，这样在腔中产生压降。相应地，在这种情况下，弹性膜向着腔的里面向内位移，可以测量弹性膜回到其放松状态的衰减行为，以用于确定流体在返回以充满腔时的流阻。该替代方案可以认为针对相同技术问题的等同的方案，为了简化，只有第一种所指的方向需要进一步详细描述，但在本发明的范围中并不排除反向的情形。 

本文还公开了一种血糖水平监测系统，包括上述的液体流动感测系统，其中出口系统包括经皮可植入元件。 

在实施方式中，该经皮可植入元件包括半透膜，该半透膜允许葡萄糖分子从中通过，该敏感液体具有粘度随着葡萄糖浓度而可逆变化的性质。 

在另一个实施方式中，该经皮可植入元件包括多孔膜，多孔膜的孔隙率随着可植入元件周围的介质中的葡萄糖的浓度而变化，并构造成在压力下允许感测系统的液体从中通过。 

本文还公开了一种液体药物传送系统，其包括连接到液体药物供应源的经皮注射元件，以及如上所述但是适用于阻塞或泄漏检测的感测系统。 

本文还公开了一种通过感测系统测量液体粘性的方法，该感测系统包括通过弹性膜限定边界并连接到具有流阻部的出口的腔，所述方法包括步骤：注入预定容量V的液体到该腔，测量该弹性膜的位移的幅度，并根据该膜位移幅度的至少部分衰减特性确定与液体粘度相关的值。 

本文还公开了一种检测液体传送回路的泄漏或阻塞的方法，这通过一感测系统来完成，该感测系统包括通过弹性膜限定边界并连接到具有流阻部的出口的腔，所述方法包括步骤：注入预定容量V的液体到该腔，测量该膜的位移的幅度，并根据该膜位移幅度的至少部分衰减特性确定与液体流阻相关的值。 

附图说明

本发明更多的目的、有利的特征将从权利要求和下面结合附图的具体描述中变得显而易见，其中： 

图1表示根据本发明的液体流动感测系统的实施方式的示意横截面图； 

图2表示根据本发明的感测系统的一部分的实施方式的分解立体示意图； 

图3示出了根据本发明的感测系统的泵送和张驰循环的图表； 

图4a示出了根据第一个实施方式、本发明在血糖水平监测系统中的应用的横截面图； 

图4b示出了图4a的系统的可植入元件的横截面图； 

图5a示出了根据第二个实施方式、本发明在血糖水平监测系统中的应用的横截面图； 

图5b是图5a的系统的一部分的立体图； 

图6是根据另一个实施方式的液体流动感测系统用于阻塞或泄漏检测的响应信号的图表； 

图7a示出了一图表，该图表示出了在特定条件下根据泵送容积而变化的膜的可能直径； 

图7b示出了一图表，该图表示出了在特定条件下根据泵送容积而变化的膜的最大幅度； 

图7c示出了一图表，该图表示出了：对于特定的泵送容积，根据膜的直径而变化的膜的厚度h的可能的选择； 

图7d示出了一图表，该图表示出了：在确定膜材料的蠕变阻力的情况下，根据泵送循环次数而变化的膜的幅度。 

具体实施方式

参见附图，尤其是图1-3，液体流动感测系统1包括泵送系统2、连接到泵送系统的液体流动测量系统4、连接到测量系统的出口系统6。该出口系统6根据应用可以具有不同的构造，例如出口系统可以包括液体摄取容器，或者可以供应到再循环回路34中以使流过系统的液体再循环回到泵送系统，或者包括导管或针以传送药品，或者包括具有空隙率或者流阻可变的多孔膜的可植入元件，或者包括简单的用于排出液体的出口。 

该测量系统4包括连接到泵送系统2的测量系统入口8、连接到出口系统6的出口10、开口端由弹性膜14限定边界的腔12、膜位移传感器16和膜信号处理器18。 

在图1和图2所示的实施方式中，膜位移传感器基于电容测量的原理，并包括第一电容电极26a，其例如为导电层的形式，可以是大体呈盘形，面向在弹性膜14中或上的导电层形式的第二电容电极26b。电容电极层26a、26b连接到测量信号处理器18。相对的电容电极26a、26b通过间隔件24分开，在本实施方式中，该间隔件24位于电路板20和弹性膜14的外周边缘之间。参考电容28a、28b由所述膜和信号处理器上的、同轴地环绕相应电容层26a、26b的电极层环形成。参考电容层位于不会产生位移的表面部，从而提供用于补偿(尤其是对于外部电场扰动或者与温度相关的变量进行补偿)的参考值，但是其在延长使用时也会由于磨损而改变材料性质。间隔件可以设有电导体(未示出)，用于将弹性膜上的电极与电路板互联。 

弹性膜的位移通过确定在电极26a、26b之间的电容值而测量。 

该测量系统可以基于其他距离测量原理，替代性地，例如通过激光二极管发射器和接收器系统或其他光学系统来实现，这些系统也可以安装在以特定距离从其间隔开的膜上，从而该系统测量从发射器发出、从膜的中心顶部反射回到接收器的光的行程。替代性地，可以采用霍尔传感器，或者涡流传感器，或者声学测量原理(例如超声)，或 者压力传感器。 

泵送系统2包括泵，该泵构造成用于以离散的剂量快速泵送限定的容量V。能够精确和快速地传送小容量液体的泵在WO2007074363中可知，并可以有利地结合在根据本发明的液体流动感测系统中。该泵送系统也可以包括压力下的存储器和在输入管路8上的阀，该阀构造成能打开和关闭，以允许预定的和受控的容量V的液体注射到腔12中。 

根据本发明的感测系统的基本操作如下： 

■预定容积V的液体在时间段T_imp内泵送到腔内，该时间段小于输出时间段T_out

T_imp＜＜T_out

■膜的变形产生压差p，压差p使液体开始流动通过流动阻尼器，所述流动阻尼器例如为在腔下游的阻尼套管或毛细管，或者是由于外部影响而产生的阻尼； 

■测量膜位移幅度的衰减，该衰减与液体流出所述腔的速率相关，同时也是流阻的指标。 

根据具体的应用，膜必须封存特定的容量V，例如在图5a、5b中示出的应用中大约为100nl，并需要产生特定的压力，例如在图5a、5b中示出的应用中大约为80mbar。此外，该专门的应用要求位移幅度张驰或衰减时间T_out＝τ，其以特定的时间窗口的形式存在，例如在图5a、5b中示出的应用中为大约1秒钟到3秒钟。 

本发明的上述操作原理可以适用于不同应用中，包括测量液体粘度，或者测量流阻以确定液体流动回路中的泄漏或阻塞，或者检测液体流动回路中是否存在空气或其他气体的气泡。 

为了减少材料和制造成本以及生产轻质量的同时也容易处理的系统，对于许多应用有利的是，用塑料材料生产感测系统的部件。另外，鉴于在本发明应用中塑料具有有利的杨氏模量范围，所以塑料是优选的。在许多医疗领域应用中，并且在其他应用中，泵送的液体的容量非常小，在10纳升到10微升的范围，从而膜的直径典型地在2mm 到10mm的范围内。 

为了对膜的位移进行可靠的和足够精确的测量，膜的弹性性质需要满足某些标准，特别是，根据预期的压力，杨氏模量需要位于特定范围中，并且针对期待的膜的位移最大值，膜需要具有小的蠕变特性。随着泵送的离散容量V(处于10纳升到2微升范围)而变化的、对膜进行定义的各参数的数值之间的关系的例子在下面阐述。 

根据Timoshenko等(Timoshenko，S.P.，Wornowsky-Krieger，S.，1959.Theory of Plates and Shells.McGraw-Hill，New York.)，可以建立相关参数数值之间的如下线性近似关系： 

$V=\frac{1}{3}\mathrm{a\π}{\left(\frac{\mathrm{\φ}}{2}\right)}^2---\left(i\right)$

$a=\frac{3P{\mathrm{\φ}}^4(1-v^2)}{256\·Y\·h^3}---\left(\mathrm{ii}\right)$

$\mathrm{\ϵ}=\frac{3P{\mathrm{\φ}}^2(1-v^2)}{16\·h^2\·Y}---\left(\mathrm{iii}\right)$

其中： 

V	注入的容量
		p	腔中的压力
a	在膜中心的位移的幅度
		Y	膜材料的杨氏模量
v	泊松比
		h	膜厚
Φ	膜直径
		ε	最大应变(在该应变下蠕变可忽略)
ξ＝a/h	a(p)是近似线性函数的极限值

为了确保可重复的和精确的测量，重要的是，膜在应力下的蠕变是小的。这可以通过选择小的值作为最大应变ε而实现。对于所用材 料，合理的应变值是：ε＜0.003， 

且 

对于a和p之间的线性关系：ξ＜0.45。 

注入的容量 

第一步是选择泵送(注入)的容量。让我们假设注入的容量在10nl和2ul之间的应用。 

膜直径 

经过一些计算，根据(i)、(ii)和(iii)，直径的下限通过ε和ξ确定： 

$\mathrm{\φ}\left(V\right)>\frac{{48}^{1/3}}{{\mathrm{\π}}^{1/3}{\left(\mathrm{\ϵ\ξ}\right)}^{1/6}}{V}^{1/3}.---\left(\mathrm{iv}\right)$

ε＜0.003、ξ＜0.45条件下的图表在图7a中示出。 

所选的直径依赖于应用。然而，比通过关系式(iv)获得的值更大的值通常不方便，因为对于固定容量，幅度随着膜的直径的增大而下降(参见等式(i))。 

膜位移幅度 

当直径选定后，幅度通过等式(i)给出。 

对于ε＜0.003和ξ＜0.45的情形，根据容量而变化的最大幅度在图7b中绘出。 

膜的厚度 

此时，膜的容量和直径已经选定，这使我们获得了最大的幅度a。 

膜的厚度h的极限值由两个条件决定。下限 

$\frac{12V}{\mathrm{\&pi;}{\mathrm{\&phi;}}^2\mathrm{\&xi;}}<h---\left(v\right)$

通过ξ＝a/h(由等式(i)获得)而给出。 

如果我们为h选择较小的值，则a(p)的关系开始是非线性的。上限 

$h<\frac{{\mathrm{\&pi;\&epsiv;\&phi;}}^4}{12\&CenterDot;16V}---\left(\mathrm{vi}\right)$

通过最大应变ε(由等式(i)、(ii)和(iv)获得)确定。 

图7c表示h可以选择的可能的区间。对于100nl的容量(纯阴影区域)和500nl的容量(阴影和细线条区域)，膜的厚度h的可能选择作为膜的直径的函数而被示出。 

杨氏模量和泊松比 

此时，仍然可以自由选择膜的杨氏模量。该选择取决于腔中期望的压力。杨氏模量和压力p之间的关系给出为 

$Y=\frac{3(1-v^2)\mathrm{\&xi;}}{{\mathrm{\&epsiv;}}^2}p.---\left(\mathrm{vii}\right)$

这意味着比率Y/p只依赖于ξ、ε和v，而与泵送容量无关。 

这样，对于ε＜0.003、ξ＜＝0.45和v＝0.4的典型值，我们获得一个简单的等式 

Y＝1.26·10⁵p.            (viii) 

(也即，对于p＝50mbar，Y＝630N/mm²，或者对于p＝1bar，Y＝12600N/mm²。) 

然而，在不同应用中，ε和ξ的值可以改变。 

蠕变 

蠕变必须足够小，从而膜的杨氏模量在应用过程中不改变(在期望的精度的限值内)。图7d表示热塑性PBT(聚丁烯对苯二酸盐)膜(来自GE Plastics，称为Valox FR1-1001)在经历了几千次泵送循环后 的幅度变化。每个循环通过如下的泵送循环形成：其以最大值为200mbar的压力传送预定的液体容量。通过泵送循环传送液体之后，压力成指数地下降，其中张驰时间为1.5s(Φ＝3mm，h＝0.075mm，v≈0.4，室温)。当幅度以期望的精度保持恒定时，我们推导出杨氏模量没有显著地改变，蠕变是可以忽略的。对于PBT膜，发现对于这类应用，最大应变大约是0.3％，也即ε＜0.003。 

例子 

下面的例子示出了对于特定的应用是如何选择参数的： 

I、对于特定的应用，假设期望泵送容量V＝100nl。 

II、为减少蠕变，假设应变需要不超过0.3％＝＞ε＝0.003。 

III、为了使其在线性范围，我们选择ξ＜0.45。 

IV、通过等式(iv)，对于直径Φ＞3.46mm进行计算。我们选择Φ＝3.5mm。 

V、通过等式(i)，我们知道幅度需要不超过31μm。 

VI、厚度h位于如下区间： 

$69.3\mathrm{\&mu;m}=\frac{12V}{{\mathrm{\&pi;\&phi;}}^2\mathrm{\&xi;}}<h<\frac{{\mathrm{\&pi;\&epsiv;\&phi;}}^4}{12\&CenterDot;16V}=73.7\mathrm{\&mu;m}.$

我们选择h＝70μm。 

VII、如果膜具有v＝0.45的泊松比，并且如果期望压力处于100mbar，那么膜的杨氏模量需要是Y＝1.3GPa。 

对于专门的应用，参数需要选择以赋予设备的最优性能。实际值的例子的概览在下表1中给出。 

符号	名称	值的典型范围	对于根据图5a-5b的设备值的  量级的例子
				φ	膜直径	1-10mm	3mm
h	膜的厚度	10-200μm	60μm
				Y	杨氏模量	0.001-100GPa	1.0GPa
v	泊松点	0.3-0.48	0.46
				L	套管长度	1-10mm	5mm
d	套管直径	10-2000μm	60μm
				V	容量	10-1000nl	100nl
ρ	压力	10-500mbar	80mbar
				r	放松时间	0.01-10s	1-3s
η	粘度	0.001-0.1Pas	0.014Pas

表1-根据本发明的流体流动感测设备的不同参数值的范围的例子 

如上所述，对于图5a和5b所示的应用，为了使测量系统最佳地工作，膜需要具有如下的弹性位移范围：对于优选在10nl到2μl的范围内的液体容量的注入，该弹性位移范围允许膜反向扩张而没有可测量到的蠕变，并产生最好在10mbar到500mbar范围内的压力，所述压力使得能够测量膜的张驰位移。该膜可以有利地由聚合物材料或多种聚合物材料的层叠板制成，这些聚合物材料例如为聚酯、聚酰亚胺或者聚碳酸酯，其中的某些聚合物有利地具有期望的蠕变性质和杨氏模量。某些聚酯(例如PBT)显示出良好的蠕变性质，这一点与聚碳酸酯(例如GE Plastics的Lexan)，或者聚酰亚胺(例如DuPont的Kapton)一样，并可以容易地胶合或焊接到许多其他热塑性聚合物上。腔的外壳也可以有利地由聚合物制成，例如通过注射成型形成，其中与之一体地形成入口和阻尼性的出口孔。膜可以是盘形，其切割自层压的材料或多层材料的板，并且在其外周夹到、粘结或焊接到腔外壳上。该膜还可以与腔外壳材料一体地形成，通过注射成型形成，或者从开始为圆柱形的材料中铣出合适的孔。 

测量系统外壳和膜由塑料材料形成使得测量系统在大规模生产时紧凑、轻质并经济。而且，为了在最小环境冲击下容易回收和处理，材料还可以选择。塑料材料还提供高的设计灵活性，允许测量系统与泵送系统或药物传送设备结合，与之一体，或者作为组装到上面的分 离的组件。 

该膜也可以由其他材料制成，只要其具有上述适于测量系统运行范围的蠕变、杨氏模量和其他性质。 

现在参见图5a和5b，其中示出了根据本发明的液体流动感测系统在医疗领域中的一个应用例子。 

图5a、5b示出了血糖监测系统，其包括具有敏感溶液存储器42的敏感溶液供应系统40，该供应系统40连接到具有微泵2和测量系统4的根据本发明的液体流动感测系统1，该测量系统4的出口连接到呈透析元件44形式的出口系统6’，所述透析元件44具有适于经皮插入的针部46。该透析元件包括具有半透膜48的部分，旨在与病人的间质液体接触(为了确定病人血液的葡萄糖水平，通常测量间质液体中的葡萄糖水平，其受到血液葡萄糖水平的影响，但是经过一定的滞后时间，间质液体中的葡萄糖水平等于血液葡萄糖水平)，其中半透膜允许葡萄糖扩散通过。该敏感溶液在现有技术中已知，膜和透析针同样也是已知的，因此本发明中不再详细描述。 

根据病人血糖水平，或多或少的葡萄糖扩散通过半透膜进入到敏感溶液中，敏感溶液的粘度随着葡萄糖水平的变化而改变。这样，在敏感溶液的粘度和病人血糖水平之间有了相关性。从而对敏感溶液粘度的测量能够用于确定血糖水平。 

在所示的实施方式中，液体流动感测系统1在半透膜48的上游，其中毛细通道部30’形式的流阻部位于半透膜的下游。 

出口系统包括废物存储器，废物存储器用于排出用过的敏感溶液。替代性地，可以通过再循环敏感溶液来提供闭合回路而无需废物腔。实际上，半透膜允许葡萄糖在两个方向上都扩散，允许在病人血液中和在敏感溶液中的葡萄糖之间实现平衡。具有葡萄糖含量的敏感溶液这样可以再循环和再利用。 

血糖水平就是这样由图5a、5b所示的装置以如下方式进行测量：泵送特定容量的敏感溶液至半透膜部中，并允许其静止足够时间以允许葡萄糖通过膜扩散，以使膜两侧的葡萄糖浓度之间达到基本平衡的 水平。随后，预定容量的敏感溶液通过泵泵送到测量系统的腔12中。相比于敏感流体通过阻尼性的毛细通道部30’的流速，该预定容量的液体通过泵快速地注入。对膜位移的幅度进行测量，如图3中符号S示出的，张驰特性R代表液体粘度。这样，幅度衰减特性可以与存储或计算获得的值相关联，以使幅度衰减特性与血糖水平关联。 

由于包含气泡的液体的压缩性在存在空气时发生改变，所以系统中的空气量可以根据膜的最大位移计算得到。即使该系统受到空气干扰，也可以通过考虑气泡对测量的影响而计算正确的值。 

如果想要进行多个连续的粘度测量，则可以在预定张驰时间后逆转泵送操作以移除剩余的泵送容量，从而使膜回到其未扩张的状态，准备新的测量周期，如图3所示。 

通过用注射针代替透析针，图5a、5b的实施方式可以适于液体药物给药。在这种情况下，根据本发明的液体流动感测系统可以用作泄漏或阻塞检测系统。在上述的应用中，该系统以与上述类似的方式工作，其中预定容量的液体通过微泵泵送，随后对膜的位移进行测量。根据调节感测系统响应的要求，该液体流动感测系统可以具有内部流动阻力，该内部流动阻力增加了该经皮注射系统的阻力。也可以不使用感测系统中的任何阻力，而仅仅依赖于基于经皮注射出口的流体流动的阻力。如果注射出口阻塞(堵塞)，例如由于血液凝结或其他，响应R_occl将具有长的张驰时间，如图6所示；并且如果没有阻力，例如在针被移除(泄漏)的情况下，张驰时间将是短暂的，且响应R_occl的峰值位移将非常低。正确的操作可以通过设置上、下限R_up、R_low而限定，期待的响应R位于这些限值之间，从而限值上方或下方的响应曲线将触发报警。 

图4a和4b示出了根据另一个实施方式的血糖监测系统，包括根据本发明的液体流动感测系统1、包括液体存储器和微泵的泵送系统2以及连接到出口系统6”的测量系统4，其中出口系统6”呈适于经皮插入的可植入元件60的形式。该泵送系统和测量系统可以容纳在外壳中，该外壳可以由病人携带或佩戴，例如包括粘结性的底部54以用于 粘到病人皮肤上。 

该可植入元件60可以是针的形式，其从外壳的底部延伸，或者与外壳分开并经由弹性导管与之连接。该可植入元件包括具有多孔膜56的部分，该多孔膜56用于与病人血液接触，其中多孔膜允许感测系统的液体在压力下从其通过。 

当可植入元件周围的介质中的葡萄糖浓度改变时，包含在多孔膜56中的多孔膜孔隙率改变。半渗透膜最好包含不能移动的伴刀豆球蛋白A和右旋糖苷分子以形成水凝胶。所述水凝胶能够根据存在的葡萄糖浓度可逆地改变其结构。自由的葡萄糖分子竞争性地和专门地粘结到不能移动的伴刀豆球蛋白A分子上。葡萄糖浓度的增加将增加与葡萄糖分子粘结占据的伴刀豆球蛋白A的数量，从而扩大水凝胶中的孔的尺寸。如果葡萄糖浓度下降，粘结到伴刀豆球蛋白A上的葡萄糖将被右旋糖苷分子替代，其形成互连的网状结构，从而减小水凝胶中孔的尺寸。多孔膜根据周围溶液达到95％的葡萄糖浓度平衡的响应时间将典型地测量30秒。 

假定在可植入元件周围的溶液中的葡萄糖浓度在0mmol/l和30mmol/l之间变化(人体中正常的葡萄糖浓度带宽是4mmol/l到8mmol/l)，在多孔膜中的有效孔尺寸范围典型地为直径50nm到100nm。根据受可植入元件中的多孔膜的孔隙率影响的流阻，弹性膜的衰减性能改变，如前面所述的。通过多孔膜的流阻越高，弹性膜在因为由压力产生装置传送的流体引起的位移之后回到其初始位置所需时间越长。当测量系统的弹性膜回到其非工作位置时，液体通过出口通道10离开传感器腔，并且液体这样向着可植入元件传送。这样，血液葡萄糖浓度可以借助如上所述的液体流动感测系统通过测量流过多孔膜的流阻确定。优选地，这可以通过采用生理盐水作为液体而实现。 

为了确定可与葡萄糖浓度的测量值进行比较的标准值，一组离散容量的液体被注入，例如间隔3秒钟注入50纳升，也即一旦弹性膜达到其松弛状态，则传送新的离散容量的液体。这样，可以快速地测量一组流阻，而在各次测量之间没有长时间的暂停。在进行多次(例如 5次)传送之后，多孔膜的孔隙率达到一个值，该值通过医疗设备中的液体的葡萄糖浓度(其是已知的值并可以用作参考值)而确定。第一次传送用于测量可植入元件周围的溶液中的葡萄糖浓度，第二次传送将例如替换针内腔中80％的平衡态液体(在本例中，泵送容量等于针中的工作容积)，并且在第三次传送之后，只有大约3％的平衡态液体保留在针的响应区域。因此，进行穿过多孔膜的少量次数(例如5次)的泵送，清洗了多孔膜，并足以获得用于校准的参考值。 

为了对葡萄糖的测量进行校准，可以简单地将上述一组测量中的首次测量(其测量在可植入元件周围的葡萄糖浓度)与最后一次测量(其测量存在于医疗设备中的液体的葡萄糖浓度)比较。 

在暂停(例如30秒)之后，多孔膜的孔隙率已经达到一个值，再次通过在膜周围的葡萄糖浓度确定该值。大约30秒之后，假定多孔膜中孔的尺寸为50nm到100nm，在针的响应部分中的液体将实现几乎与周围溶液中的葡萄糖浓度相同的葡萄糖浓度。因此，借助如上所述的一体化的校准布置，可以开始新的测量周期。 

典型地，新的测量周期无需比每十分钟一次更频繁。这样，如上所述的迟滞时间将不会不恰当地限制本发明在持续葡萄糖监测中的应用。 

可植入元件中的水凝胶可以保持在包括槽或孔58的管状元件62中。该膜有利地通过管状元件62支撑，后者可以由任何牢固的生物兼容性材料制成，例如金属、塑料或陶瓷材料。 

适合于本发明的水凝胶已经详细描述：Tang等报告了机械和化学稳定的葡萄糖响应水凝胶膜的合成，其可以浇铸成多个机械形式。对葡萄糖浓度变化的响应被证明在两个方向上可逆，也即在凝胶和溶胶阶段之间转换。而且，水凝胶显示伴刀豆球蛋白A在延长的时间段上可以忽略的泄漏。两个具有不同分子重量的右旋糖苷种类的使用允许对凝胶结构更大的控制，从而使得性质改变可以限制以改变水凝胶内部孔隙率(Tang et al.2003：Areversible hydrogel membrane anddelivery of macromolecules.Biotechnology and Bioengineering，Vol.82， No.1，April 5，2003)。 

有利地，伴刀豆球蛋白A在水凝胶内不能移动，从而防止伴刀豆球蛋白A进入病人体内，因为有报道称其对人类具有毒副作用。固定伴刀豆球蛋白A的方法已经报道：Miyata等报告了伴刀豆球蛋白A共聚葡萄糖基乙烷基(glucosyloxyethyl)异丁烯酸盐(GEMA)水凝胶的合成，其中伴刀豆球蛋白A没有泄漏出，从而多孔膜的孔隙率的可逆改变可以实现(Miyata et al.2004：Glucose-responsive hydrogelsprepared by copolymerization of a monomer with Con A.JournalBiomaterial Science Polymer Edition，Vol.15，No.9，pp 1085-1098，2004)。Kim和Park报道了伴刀豆球蛋白A在包含水凝胶的聚合物上的固定(Kim J.J.and Park K.2001：Immobilization of ConcanavalinA to glucose-containing polymers.Macromolecular Symposium，No.172，pp95-102，2001)。 

Claims (21)

1.一种液体流动感测系统，包括：泵送系统(2)，泵送系统(2)构造成用于传送预定容量V的液体；以及测量系统(4)，测量系统(4)包括连接到所述泵送系统和一出口系统(6)的腔(12)，该腔通过弹性膜(14)限定边界，该弹性膜(14)构造成能够弹性地位移一定幅度，该幅度使得所述预定容量V的液体能够被注入到该腔中，该测量系统还包括膜位移传感器，膜位移传感器构造成用于测量在所述预定容量V的液体注入之后所述膜的位移幅度的至少部分衰减特性，进而获得能够用于确定所述液体的绝对或相对粘度、或者确定所述感测系统下游的流阻变化、或者确定在液体流动回路中存在气泡的值。

2.根据权利要求1所述的感测系统，其中所述弹性膜由聚合物制成。

3.根据权利要求2所述的感测系统，其中所述聚合物是聚酯、聚酰亚胺或聚碳酸酯。

4.根据权利要求1所述的感测系统，其中所述膜是焊接或胶结到所述腔的外壳上的片。

5.根据权利要求1所述的感测系统，其中所述腔在热塑性材料的外壳中形成。

6.根据权利要求1所述的感测系统，其中所述弹性膜的材料具有在0.1Gpa到10Gpa范围内的杨氏模量。

7.根据权利要求1所述的感测系统，其中施加到该弹性膜上的最大应变ε小于0.01。

8.根据权利要求1所述的感测系统，其构造成用于测量液体的粘度，其中该测量系统包括在所述腔和出口系统之间的毛细管部(30)，所述毛细管部(30)用于对流出该腔的液体的流动施加阻力。

9.一种血糖水平监测系统，其包括根据权利要求1所述的感测系统，其中所述出口系统包括经皮可植入元件。

10.根据权利要求9所述的血糖水平监测系统，其中所述经皮可植入元件包括允许葡萄糖分子从其通过的半透膜，并且其中所述液体具有根据葡萄糖浓度而变化的可逆变化的粘度特性。

11.根据权利要求9所述的血糖水平监测系统，其中所述经皮可植入元件包括多孔膜，该多孔膜具有孔隙率，该孔隙率根据在可植入元件周围的介质中的葡萄糖的浓度而变化，并且所述多孔膜构造成允许所述感测系统的所述液体在压力作用下能够从其经过。

12.一种液体药物传送系统，其包括：根据权利要求1所述的感测系统，该感测系统构造成用于阻塞或泄漏的检测；以及出口系统，该出口系统包括经皮注射元件。

13.一种通过感测系统测量液体粘性的方法，该感测系统包括由弹性膜(14)限定边界、并连接到具有流阻部的出口(6)的腔(12)，所述方法包括步骤：注入预定容量V的液体到该腔中；测量该弹性膜的位移幅度；并根据该弹性膜的位移幅度的至少部分衰减特性来确定与液体粘度相关的值。

14.根据权利要求13所述的方法，其中所述预定容量V的液体通过连接到该腔(12)的入口通道(8)上的泵(2)而被注入到该腔中。

15.根据权利要求13所述的方法，其中所述预定容量V的液体以比液体从该腔中通过所述流阻部流出的平均速度的两倍还要大的速度注入到该腔中。

16.根据权利要求15所述的方法，其中所述预定容量V的液体以比液体从该腔中通过所述流阻部流出的平均速度的五倍还要大的速度注入到该腔中。

17.根据权利要求13所述的方法，其中所述出口的流阻部通过阻尼导管或毛细管通道(30)而形成。

18.根据权利要求13所述的方法，其中在注入预定容量V的液体到腔中后的预定衰减时间之后，剩下的多余量的液体从腔中排出，从而使该膜回到其未扩张的状态，准备新的测量周期。

19.根据权利要求13所述的方法，其中接连地进行多个测量周期，以确定与液体粘度相关的值，其中每个测量周期包括步骤：注入预定容量V的液体到该腔中，并且测量该膜位移幅度的衰减特性。

20.根据权利要求13所述的方法，其中所述预定容量V的液体在10纳升到10微升的范围内。

21.一种检测液体传送回路的泄漏或阻塞的方法，该方法通过一感测系统来实现，该感测系统包括通过弹性膜限定边界并连接到具有流阻部的出口的腔，所述方法包括步骤：注入预定容量V的液体到该腔，测量该膜的位移幅度，并根据该膜的位移幅度的至少部分衰减特性来确定与液体流阻相关的值。

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