CN117138215A - 一种无源自驱动的微递送装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种无源自驱动的微递送装置，包括用于盛装药液的储药仓和导管，储药仓的出液口与导管连接；还包括位于储药仓中的驱动件，驱动件包括控释部件和膨胀部件；控释部件与人体体液环境/药液中的水分持续触发，使得人体体液环境/药液中的水分接触透水膜片并渗透至膨胀部件中；膨胀部件吸水膨胀后，将储药仓中的药液经出液口挤出至导管；本发明的一种无源自驱动的微递送装置通过控释部件控制药液递送启动时长、流速等参数，无需电源供电即可驱动运行，无药液渗漏等风险。
Description
技术领域
本发明属于医疗器械技术领域，特别涉及一种无源自驱动的微递送装置。
背景技术
由于人体的各种生理屏障(血-迷路、血-脑、血-视网膜、泪膜、角膜等)，对于许多药物来说，全身给药可能是不可行的。另外地，全身给药还可能对身体其他器官造成不良反应，或者有些系统性疾病患者对药物有禁忌证，如糖尿病、高血压、胃溃疡的患者不能给予全身激素治疗。因此，局部给药受到越来越多的关注。根据药物的形态，可分为固体药物或液体药物的局部给药治疗。其中，典型的固体药物局部给药治疗的方案为含有药物成分的植入物，例如，已经商品化的诺普兰(Norplant)、Capronor、中人氟安、诺雷德、Ozurdex缓释植入剂。通过手术将植入物置于治疗靶点位置，植入物在体内缓慢释放药物从而实现治疗的目的。另一种固体药物局部给药治疗的方案为药械组合物，即将如上类似的植入剂设计于植入器械中，赋予植入器械同时具有药物治疗的功能。例如，已经商品化的Micra心脏起搏器。再如，具有药物缓释功能的人工耳蜗植入体。药械组合物的另一种固体药物局部给药还可能是采取含有药物的涂层，从而赋予器械药物治疗的功能。例如，具有药物涂层的人工耳蜗植入体。不管是单独的植入物，还是药械组合物，药物成分的缓慢释放往往为被动式的，因而药物的浓度、药量等等往往难以有效调控，且药物完全释放后则无法重新补充，为一次性的给药治疗。
而以液体药物进行局部给药治疗可能是更有利的。药液中的药物浓度可根据实际需要进行调配，药量可通过控制药液的体积进行控制，治疗过程中如出现异常情况需停止治疗则停止药液的递送即可实现，因而与固体药物局部给药治疗相比，具有可控、灵活、安全等优点。有些患者因为特殊的原因，需要在较长时间内进行相应药物的频繁注射，以满足机体保持相应机能的稳定和健康，如对于手术病人或疼痛病人的持续镇痛，或者对于糖尿病人的胰岛素补充，给药要求是持续稳定。传统方法是医护人员或病人自己按照一定的时间间隔，使用针头注射器手动注射给药至病灶(如眼球、内耳等)，一方面会对人体组织造成伤害，另一方面难以调节给药时间和药物注射量，无法实现给药的智能化和自动化。基于传统方法的改良方案是使用植入式的输液港，输液港往往包括注射座和导管。手术植入时，导管末端置于病灶处，注射座位于皮下适宜的位置。当进行药液治疗时，体外泵送系统穿刺皮下的注射座并经由导管向病灶递送药液。与传统方法相比，通过体外泵送系统可控制药液的递送过程，且穿刺的安全性得到一定的提升，人为风险降低。然而，由于输液港往往不具有药液储存的功能，每次的治疗均需进行穿刺操作，而多次穿刺存在感染及安全性方面的风险。基于此，可选的方案是，在植入式药液局部给药系统中设计储药仓，用于多个疗程的药液储存于储药仓中，从而可避免穿刺或降低穿刺的次数。当储药仓不具有补充药液的功能时，储药仓的容积除以单次疗程的药液量，即为可重复给药的次数。而当储药仓具有补充药液的功能时，可通过穿刺的方式向储药仓中补充药液，从而实现长期重复给药治疗的目的。
与固体药物缓释不同的是，液体药物的递送往往需要动力系统，以便将含有药物成分的药液输送至病灶并达到治疗的目的。例如，以上所述的输液港往往采用体外泵送系统实现药液的稳定、可控、智能化的输送。而对于含有储药仓的全植入药液局部给药系统，例如药液重复递送的人工耳蜗植入体，动力系统往往同样是植入式的。为满足植入需求的小型化，此类动力系统以微泵最为典型。微流控或微递送领域中的微泵，根据其是否需要供能可分为有源的和无源的，常见的有源微泵包括电渗、电液动力、磁流体动力、电化学、热气泡、静电、压电、电致动聚合物(ICPF)、电磁、热空气、相变、双金属效应和形状记忆合金等不同驱动方式的微泵。有源微泵的明显优势是，可通过电路灵活控制药液的递送过程，达到智能化、定制化、自动化的治疗需求。但缺陷也较为突出，一方面是微泵的运行需要供电，对于微流控方面的应用可能不是问题，但对于患者体内给药治疗则受到明显的限制。以可植入的电池或电感耦合无线供电等方式解决体内供电的难题，但往往存在电压不高或效率低下等问题，而有源微泵的驱动电压往往较高。另一方面，对于电路的安全性和可靠性方面的要求相对较高，需确保电路在体液环境下不会出现短路或断路等。专利CN201611112084.3公开了一种自驱动药物注射装置和注射方法，利用摩擦纳米发电机将机械能转化为电能，为电化学微泵提供电源并递送药液。虽然，微泵的供电问题得以解决，但电化学微泵往往设有电解液腔，存在液体渗漏的风险，且电极的腐蚀或脱落难以确保微泵的长期可靠运作。
因而，对于体内药液局部给药治疗方面的应用，无源微泵可能是更有利的。目前，无源微泵相对较少。例如，专利CN200980100848.9、日本特开2005-297102公开了一种光响应产气微泵，材料在受到光照时产生气体，气体驱动流体的递送专利CN201610823666.6公开了一种基于溶剂挥发效应的自驱动微泵，溶剂挥发后形成负压并输送流体。专利CN202210989450.2公开了一种催化产气微泵，反应物和催化剂分别位于两个腔室中，当反应物和催化剂接触时，释放出气体，从而泵送流体/>基于液体药物的局部给药治疗，同样可设计出药械组合物。例如，具有重复递送药液功能的人工耳蜗植入体、带有流体储器的可植入神经刺激电极，在眼部局部药液治疗方面，存在类似的方案。例如，一种植入式眼内定量注药泵，通过挤压弹性的储药仓递送药液。更进一步地，一种用于生物医疗的外部驱动的流体驱动器件，通过将诸如压电、电磁驱动式的有源微泵置于体外，可控地挤压柔性的储药仓递送药液。
综上，现有的无源微泵包括光响应产气微泵、溶剂挥发驱动微泵和催化产气微泵。其中，光响应产气微泵在应用于体内给药时重点需解决光源的问题。溶剂挥发驱动微泵和催化产气微泵均设有液体腔(储存易挥发溶剂或液态反应物)，一方面存在渗漏的风险，另一方面可能会对所递送的流体造成污染。而且，易挥发溶剂是否对人体安全也未知。现有的无源微泵往往利用气体/蒸气作为驱动力，而气体易被压缩，可能会导致泵送能力不足或不稳定，泵送的可操作性较差。因此，目前的无源递送装置还存在药液渗漏风险、泵送系统不稳定等问题，亟待解决。
发明内容
为了解决上述问题，本发明的技术方案如下：一种无源自驱动的微递送装置，包括用于盛装药液的储药仓和导管，所述储药仓的出液口与导管连接；还包括位于储药仓中的驱动件，所述驱动件包括控释部件和膨胀部件；所述控释部件与人体体液环境/药液中的水分持续触发，使得人体体液环境/药液中的水分渗透至膨胀部件中；所述膨胀部件吸水膨胀后，将储药仓中的药液经出液口挤出至导管。
优选地，所述驱动件还包括位于控释部件与膨胀部件之间的透水膜片，人体体液环境/药液中的水分经控释部件接触所述透水膜片，并渗透至膨胀部件中，且所述透水膜片随膨胀部件的膨胀而膨胀。
优选地，所述驱动件为球状，且由外至内分别为控释部件、透水膜片以及膨胀部件；所述控释部件与药液中的水分持续触发，使得药液中的水分渗透至膨胀部件中。
优选地，所述控释部件、透水膜片以及膨胀部件均为片状，且沿储药仓入液口至储药仓仓底方向依次层叠排列；所述控释部件与药液中的水分持续触发，使得药液中的水分渗透至膨胀部件中。
优选地，所述控释部件远离膨胀部件的一侧依次设有第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件。
优选地，所述驱动件还包括不透水膜片，且所述控释部件、透水膜片以及膨胀部件均为片状，并沿储药仓仓底至储药仓入液口方向依次层叠排列；所述控释部件与人体体液环境中的水分持续触发，使得人体体液环境中的水分渗透至膨胀部件中。
优选地，所述不透水膜片随膨胀部件的膨胀而膨胀。
优选地，所述储药仓中设置有多个驱动件。
优选地，所述膨胀部件的吸收膨胀率大于5000％。
本发明的有益效果在于：
1.本申请的无源自驱动递送装置通过驱动件的结构设置，使得其无需电源供电即可驱动运行，避免了有源微泵在应用于全植入式药液递送系统时的需要电源、电路方面的短板。
2.本申请的无源自驱动递送装置中，驱动件为固态，无任何液态部件，从而避免了液体渗漏风险和对递送药液的污染问题。
3.本申请的无源自驱动递送装置通过控释部件控制药液递送启动时长、流速等参数，设计灵活，结构简单，易于加工制作，安全可靠。
4.本申请的无源自驱动递送装置以膨胀部件的吸水膨胀作为泵送动力，泵送动力稳定、可靠、可控。
附图说明
图1为本发明实施例的无源自驱动的微递送装置的整体结构示意图；
图2为本发明实施例的无源自驱动的微递送装置中含有不同控释部件的驱动件在水分作用下的示意图；
图3为本发明实施例的无源自驱动的微递送装置的驱动件结构示意图；
图4为本发明实施例的无源自驱动的微递送装置的药液递送过程示意图；
图5为本发明实施例的无源自驱动的微递送装置不同实施例递送药液过程中的流量变化数据图；
图6为本发明另一实施例的无源自驱动的微递送装置的结构示意图；
图7为本发明另一实施例的无源自驱动的微递送装置的药液递送过程示意图；
图8为本发明再一实施例的无源自驱动的微递送装置的结构示意图。
具体实施方式
下面将结合附图，对本发明的优选实施例进行详细的描述。
参见图1，无源自驱动递送装置包括用于盛装药液4的储药仓1、导管2以及位于储药仓1内的驱动件3。储药仓1包括仓体110、入液口120以及出液口130。储药仓1的出液口130与导管2连接，导管2远离储药仓1的一端的释药口210置于病灶靶点处，仓体110内的药液4经驱动件3挤压后，经由导管2传递并在释药口210释放，从而实现局部靶点治疗的目的。另外地，导管2还可能是设于具有药液递送功能的植入器械内部的药液流动通道。因而，导管2是非必须的，而仅以其作为示例性说明，而不对其作限制性要求。
与具有收缩力的弹性仓体不同的是，本申请中的微递送装置可适用于刚性的仓体110，从而确保其具有一定的抗冲击性能，避免外部碰撞等意外情况造成仓体110的破损所导致的药液4泄漏。刚性的仓体110可以是以金属/金属合金(不锈钢、钛及钛合金、铂、铱、铂铱合金、金或钽)、无机物(陶瓷、玻璃)或高分子材料(聚醚醚酮PEEK、聚碳酸酯PC、聚对二甲苯Parylene、聚乙烯PE、聚丙烯PP、聚氯乙烯PVC、聚亚酰胺PI、聚四氟乙烯PTFE、全氟乙烯丙烯共聚物FEP、聚苯乙烯PS、聚氨酯PU、丙烯腈ABS、聚甲基丙烯酸甲酯PMMA、聚对苯二甲酸乙二醇酯PET)等材质所制成的，对于具有药液递送功能的植入器械，选择钛及钛合金、陶瓷、聚醚醚酮PEEK制备仓体110可能是更适宜的；而对于微流控芯片，选择二氧化硅、玻璃、聚醚醚酮PEEK、聚对二甲苯Parylene制备仓体110可能是更适宜的。
驱动件3包括控释部件330和膨胀部件310。控释部件330与药液4中的水分持续触发，使得药液4中的水分渗透至膨胀部件330中；膨胀部件310吸水膨胀后，将储药仓1中的药液4经出液口130挤出至导管2。驱动3还包括位于控释部件330与膨胀部件310之间的透水膜片320，药液4中的水分经控释部件330接触透水膜片320，并渗透至膨胀部件310中，且透水膜片320随膨胀部件310的膨胀而膨胀。驱动件3的各个部件与药液4中的水分作用的次序为：控释部件330→透水膜片320→膨胀部件310。另外地，驱动件3是核壳结构的球体，球体的尺寸往往是微米或毫米级别的。
参见图1和图2，控释部件330在与水分作用的前期是不透水的，即水分无法从控释部件330的一侧渗透至另一侧，但当其与水分作用到一定阶段后，水分将能透过控释部件330。控释部件330可以是完全降解的、部分降解的或者是非降解的。参见图2A，当使用完全降解的控释部件330时，控释部件330在水分持续作用下降解的产物A3301将溶于药液4中，至完全降解后，透水膜片320表面将无覆盖物从而直接暴露于药液4中，产物A3301往往是无生物学毒性的小分子物质。当控释部件330为部分降解类型时，控释部件330会释放出少量的小分子产物A3301于药液4中，剩余未降解的产物B3302仍然保持在透水膜片320表面，但产物B3302中具有纳微孔结构，从而构成水渗透的通道(图2B)。控释部件330还可能是非降解的，如图2C中所示，非降解的控释部件330在水分的作用下不会释放出物质，而是转化为具有松散结构的产物C3303，松散结构的纳微孔构成水渗透通道。基于以上所描述的特征，控释部件330的材质包括但不限于聚乳酸PLA、聚乳酸-乙醇酸共聚物PLGA、聚丙交酯PLA、聚乙交酯PGA、聚乙二醇PEG、聚己内酯PCL、聚4-羟基丁酸酯(P(4HB))等，或者是以上材料与致孔剂及其他助剂的组合物，致孔剂包括但不限于羟丙基甲基纤维素、透明质酸及其钠盐、泊洛沙姆、聚乙二醇、聚醚、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、乳糖、甘露醇、葡萄糖、麦芽糖、山梨醇、十二烷基硫酸钠、氯化钠、氯化钾、碳酸镁、碳酸氢钠、碳酸氢钾或蔗糖。另一方面，由于膨胀部件310吸水后明显的体积胀大，而控释部件330位于膨胀部件310的外层，因而，完全降解的控释部件330可能是更适宜的，例如聚乳酸PLA可完全降解为乳酸小分子。因为，当控释部件330为部分降解或者非降解类型时，一方面，膨胀部件310随后的胀大过程可能会导致其崩解，从而对药液4造成污染；另一方面，膨胀部件310的胀大过程可能会受到抑制，从而使得泵送动力不足。
膨胀部件310的材质往往是具有高吸水膨胀率的材料，吸水膨胀率大于5000％。常见的有淀粉-丙烯腈接枝聚合物、淀粉-丙烯酸共聚物、淀粉-丙烯酰胺接枝共聚物、纤维素接枝共聚物、纤维素衍生物交联物、琼脂糖衍生物、壳多糖衍生物、聚丙烯酸钠交联物、聚乙烯醇交联聚合物等高吸水膨胀树脂/橡胶。膨胀部件310作为驱动件3递送药液4的动力来源，越高的吸水膨胀率可能是越有利的，因为可以更大程度地缩小驱动件3的尺寸。
由于膨胀部件310吸水前后极大的体积变化，当其完全膨胀后可能会出现崩解并污染药液4，因而膨胀部件310和控释部件330之间可设有透水膜片320。透水膜片320可随着膨胀部件310的逐步胀大而胀大，并将药液4和膨胀部件310隔离开。透水膜片320往往是弹性的甚至是高弹性的，且仅能透过水分或小分子物质。因而，透水膜片320的材质可以是生物半透膜、丙烯酸树脂、聚酯或聚醚，而生物半透膜可能是更适宜的。另外地，透水膜片320还可以由诸如聚乙烯PE、聚四氟乙烯PTFE、氯丁橡胶CR、聚碳酸酯PC、硅橡胶Silicone、聚二甲基硅氧烷PDMS、聚酰亚胺PI、聚对二甲苯Parylene、聚对苯二甲酸乙二醇酯PET、天然/合成橡胶、热塑性弹性体TPE、苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯嵌段共聚物SEBS、苯乙烯-乙烯-丙烯-苯乙烯型嵌段共聚物SEPS所制成的，此类材料的透水性可能相对较低，但可通过多种方式使其具有微孔结构，从而形成水渗透的通道。
因而，当膨胀部件310具有极高的弹性，即其完全膨胀后不会崩解时，透水膜片320是非必须的。当控释部件330是部分降解的或者是非降解的，且具有极高的弹性时，透水膜片320同样是非必须的。
参见图3，驱动件4为球状，且由外至内分别为控释部件330、透水膜片320以及膨胀部件310；控释部件330与药液4中的水分持续触发，使得药液4中的水分渗透至膨胀部件310中。
参见图3，通过改变驱动件3的结构特征，可以灵活地调控药液4的递送参数。在图3A～3C中，控释部件330的厚度为D1＝D2<D3，膨胀部件310的直径为R1＝R3>R2。当以上三种类型的驱动件3在相同时刻与水分作用时，图3A和图3B将优先于图3C中的驱动件3自驱动，也即前两者的启动时长更短；在递送药液4的流速上，图3B将高于图3A和图3C中的驱动件3；在完成药液4递送的流量方面，图3A和图3C将大于图3B中的驱动件3。因而，药液4递送的启动时长往往与控释部件330的厚度成正相关，流速与膨胀部件310的比表面成正相关，流量与膨胀部件310的体积(或质量)成正相关。另外地，参见图3D，控释部件330远离膨胀部件310的一侧依次设有第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件。此类驱动件3可以实现药液4的分批次递送。当图3D中的驱动件3与水分接触时，外层的第一套功能部件将优先自驱动并递送药液4，待其递送完全后，内层的第二套功能部件自驱动并第二次递送药液4。另外，控释部件330远离膨胀部件310的一侧也可设有多个第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件，并依次按第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件的顺序排列，在此不做赘述。
参见图4，为药液4的递送过程。当驱动件3与药液4接触时，驱动件3最外层的控释部件330将首先与药液4中的水分作用并逐步地降解；待控释部件330完全降解后，水分将透过透水膜片320并与膨胀部件310作用；膨胀部件310吸收水分并发生体积胀大，由于仓体110内的容积为固定的，膨胀部件310的体积胀大将挤压药液4，从而泵出药液4；待膨胀部件310完全膨胀后，驱动件3将丧失递送功能。因而，控释部件330可调控递送药液4的启动时长，膨胀部件310可调控递送药液4的流速和流量。
基于上述所描述的，控释部件330从与水分接触的时刻至其完全降解所需要的时长，即为驱动件3递送药液4的启动时长。因而，启动时长与控释部件330所用的材质以及其厚度相关。膨胀部件310的膨胀速率相当于驱动件3递送药液4的流速，而膨胀部件310完全膨胀前后的体积增量相当于驱动件3递送药液4的流量，因而，流速与膨胀部件310的材质以及比表面积相关，流量与膨胀部件310的材质以及质量(或体积)相关，而递送时长则为流量除以流速。
仓体110内所装载的驱动件3可以是单个的或是多个的，多个驱动件3可以是相同的或者是不同的，通过改变仓体110内的驱动件3的类型和数量，可以灵活方便地调控药液递送的过程以及满足不同的递送需求。例如，当向仓体110内装载多个不同类型的驱动件3时，可以实现药液4的分批次递送。表1显示了具有不同递送参数的驱动件3，表2显示了不同驱动件3的组合装载于仓体110内，实施例的构成情况。具体如下：
表1驱动件的不同递送参数
| 编号 | 启动时长t | 递送时长T | 流量V | 流速v |
| A | t1 | T1 | V1 | V1/T1 |
| B | t2 | T1 | V1 | V1/T1 |
| C | t1 | T2 | V1 | V1/T2 |
| D | t1 | T1 | V2 | V2/T1 |
表2不同驱动件的实施例组成
| 编号 | 驱动件3的组合情况 |
| 实施例1 | A |
| 实施例2 | B |
| 实施例3 | C |
| 实施例4 | D |
| 实施例5 | A+A |
| 实施例6 | A+B |
参见图5，显示了不同实施例的药液4递送过程中的特征。在实施例1～4中，仓体110内仅装载有单个的驱动件3，但驱动件3具有不同的递送参数；在实施例5和6中，仓体110内装载有两个驱动件3，其中，实施例5中所装载的两个驱动件3是相同的，实施例6中所装载的两个驱动件3是不同的。实施例1和2对比可以看出，由于驱动件A和B的启动时间存在差异，但递送时长和流量相同，因而实施例2要晚于实施例1递送药液4，但药液4递送的流速和流量是相同的。对比实施例1和3，两者中的驱动件3在递送时长上存在差异，因而实施例3中药液4递送的流速要低于实施例1的。对比实施例1和4，两者中的驱动件3在流量上存在差异性，因而实施例4中药液4递送的流速要高于实施例1的。在实施例5中，由于仓体110内装载了两个相同的驱动件3，因而两个驱动件3自驱动递送药液3的时间点是相同的，即在t1时刻开始递送药液4，但由于两个相同的驱动件3同时递送药液4，因而与实施例1相比，其流速和流量是实施例1中的两倍。因而，基于此，可以通过调整仓体110内所装载的驱动件3的数量，可以灵活地调控单次药液4递送的流速和流量。在实施例6中，仓体110内装载了两个不同的驱动件3，由于驱动件B的启动时长明显大于驱动件A的，因而，当驱动件A在t1时刻开始递送药液4时，驱动件B仍未完成其启动过程，由于t2>t1+T1，因而在驱动件A完成V1流量的药液4递送后，驱动件B仍未完成其启动过程，在t2时刻，驱动件B方完成启动并开始递送药液4。即，在实施例6中，于t1时刻开始递送药液4，于t1+T1时刻完成一次V1流量的药液4递送，在间隔t2-(t1+T1)时间后，于t2时刻开始第二次药液4递送过程，于t2+T1时刻完成第二次V1流量的药液4递送。因而，基于此，可以通过调整仓体110内所装载的多个驱动件3的类型，可以实现药液4的分批次重复递送。
参见图6，驱动件3中，控释部件330、透水膜片320以及膨胀部件310均为片状，且沿储药仓入液口至储药仓仓底方向依次层叠排列；控释部件与药液4中的水分持续触发，使得药液中的水分渗透至膨胀部件中。另外地，控释部件远离膨胀部件的一侧也可依次设有第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件。此类驱动件3可以实现药液4的分批次递送。当图6B中的驱动件3与水分接触时，外层的第一套功能部件将优先自驱动并递送药液4，待其递送完全后，内层的第二套功能部件自驱动并第二次递送药液4。另外地，参见图6C，驱动件3中的膨胀部件310还可能是由透水膜片320完全包裹的。
参见图7，当驱动件3与药液4接触时，上层的控释部件330在药液4中的水分作用下逐步降解，待其完全降解后，水分透过透水膜片320并与膨胀部件310作用，膨胀部件310吸收水分并发生体积胀大，从而递送药液4，待膨胀部件310完全膨胀后，驱动件3将丧失递送功能。由于在药液4递送过程中，透水膜片320随着膨胀部件310的逐步膨胀而上移，因而透水膜片320可能是无需具有弹性的。
参见图8，驱动件3可设置为从人体体液环境中吸收水分，进行药液4递送。具体的，驱动件3位于储药仓1底部，驱动件3还包括不透水膜片5，且控释部件330、透水膜片320、膨胀部件310以及不透水膜片5均为片状，并沿储药仓1仓底至储药仓1入液口120方向依次层叠排列。储药仓1底部设置有孔1101，控释部件330通过孔1101与人体体液环境中的水分持续触发，使得人体体液环境中的水分渗透至膨胀部件310中。膨胀部件310吸水膨胀后，将储药仓1中的药液4经出液口130挤出至导管2。具体的，孔1101一般为微孔或者宏观孔。
不透水膜片5位于膨胀部件310和仓体110内的药液4之间实现隔离，从而避免膨胀部件310吸收药液4中的水分。另外，不透水膜片5膨胀部件310膨胀而膨胀。具体地，参见图8B和8C，不透水膜片5可以是波纹状的或褶皱状的，而透水膜片320同样可采取如上的设计，使得以上所述的膜片能够随着膨胀部件310的膨胀而膨胀。
最后，基于以上所述的薄片状的驱动件3，并结合MEMS制造工艺，可开发出应用于微流控芯片的无源微泵，此时，透水膜片320可能是非必须的。
最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管通过上述优选实施例已经对本发明进行了详细的描述，但本领域技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离本发明权利要求书所限定的范围。
Claims (9)
1.一种无源自驱动的微递送装置，包括用于盛装药液的储药仓和导管，其特征在于，所述储药仓的出液口与导管连接；还包括位于储药仓中的驱动件，所述驱动件包括控释部件和膨胀部件；所述控释部件与人体体液环境/药液中的水分持续触发，使得人体体液环境/药液中的水分渗透至膨胀部件中；所述膨胀部件吸水膨胀后，将储药仓中的药液经出液口挤出至导管。
2.根据权利要求1所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述驱动件还包括位于控释部件与膨胀部件之间的透水膜片，人体体液环境/药液中的水分经控释部件接触所述透水膜片，并渗透至膨胀部件中，且所述透水膜片随膨胀部件的膨胀而膨胀。
3.根据权利要求2所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述驱动件为球状，且由外至内分别为控释部件、透水膜片以及膨胀部件；所述控释部件与药液中的水分持续触发，使得药液中的水分渗透至膨胀部件中。
4.根据权利要求2所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述控释部件、透水膜片以及膨胀部件均为片状，且沿储药仓入液口至储药仓仓底方向依次层叠排列；所述控释部件与药液中的水分持续触发，使得药液中的水分渗透至膨胀部件中。
5.根据权利要求3或4所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述控释部件远离膨胀部件的一侧依次设有第二膨胀部件、第二透水膜片以及第二控释部件。
6.根据权利要求2所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述驱动件还包括不透水膜片，且所述控释部件、透水膜片以及膨胀部件均为片状，并沿储药仓仓底至储药仓入液口方向依次层叠排列；所述控释部件与人体体液环境中的水分持续触发，使得人体体液环境中的水分渗透至膨胀部件中。
7.根据权利要求6所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述不透水膜片随膨胀部件的膨胀而膨胀。
8.根据权利要求1所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述储药仓中设置有多个驱动件。
9.根据权利要求1所述的一种无源自驱动的微递送装置，其特征在于，所述膨胀部件的吸收膨胀率大于5000％。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202311026511.6A CN117138215A (zh) | 2023-08-15 | 2023-08-15 | 一种无源自驱动的微递送装置 |
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Publications (1)
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Family Applications (1)
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| CN202311026511.6A Pending CN117138215A (zh) | 2023-08-15 | 2023-08-15 | 一种无源自驱动的微递送装置 |
Country Status (1)
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| CN (1) | CN117138215A (zh) |
-
2023
- 2023-08-15 CN CN202311026511.6A patent/CN117138215A/zh active Pending
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