CN218128528U - 新型肾内压微型传感器件 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种新型肾内压微型传感器件，包括：载体；压力检测单元，压力检测单元包括电源件、四个电阻和电压检测件构成惠斯通电桥。压力检测单元还包括基体和衬底，基体的背面设有凹腔，以使基体在其正面和凹腔的底面之间的部分构成薄膜，薄膜的一部分为电阻，衬底配合在基体的背面以封闭凹腔；基体的正面为感应面，肾内液体作用于感应面上以使电阻变形而阻值变化，压力检测单元通过电压检测件的检测值获得肾内液体的液压值。这种新型肾内压微型传感器件可以实时、快速测量液体环境的液压变化，灵敏度高，对软镜操作没有影响，也不影响灌注时液体回流。

Description

新型肾内压微型传感器件

技术领域

本实用新型涉及医疗设备领域，具体涉及一种新型肾内压微型传感器件。

背景技术

输尿管软镜碎石术(英文简称：RIRS)是临床最常用的泌尿系结石微创手术之一。目前在临床上RIRS术中进行肾内灌注有以下几种方式，(1)人工推注灌注液。(2)机械灌水泵自动灌注。(3)悬挂生理盐水自然滴注并间断加压。RIRS操作空间小，灌注液易造成肾内压力较大波动。尤其前两种方式均容易造成肾内瞬时高压。

目前临床上常用的输尿管鞘的内径范围约为3.5-4.5mm，软镜镜体直径约为 2.5-3mm，鞘与镜体之间仅有1-1.5mm左右的空间作为灌注液的回流输出道。输尿管软镜工作通道狭小，当灌注液流量增大超过液体回流时，极易产生肾内高压变化。正常肾内压约在0-7.35mmHg之间波动，但是在手术中难免因手术中灌注液流量增大超过液体回流，导致肾内压超出正常波动范围。

有相关文献报道，在RIRS手术时肾内压一般在15-60mmHg，最高甚至可达200mmHg以上。肾内高压变化使灌注液反流产生严重并发症，例如菌血症、脓毒症甚至肾脏破裂或失血性休克等。因此对于肾内高压的实时检测非常必要。

目前国内外研究监测肾盂内压的方法不外乎有以下几种。(1)传统测压法，其过程繁琐，影响操作，其压力波动难以实时记录，而且肾内压波的传导存在滞后性。(2) 管道连接测压法，主要利用麻醉监护仪的有创动脉测压装置或尿动力学的测压装置来测量，该方法虽然能够监测压力变化，但导管占据一定的操作空间，不仅影响液体回流还会干扰软镜的操作，而且测压管的材质以及管内流动的气体对测量的准确性也有影响。 (3)导丝式装置测压法，即在软镜手术中使用装有压力传感器的导丝监测肾内压，并对术中患者肾内压的变化情况进行评估分析。压力导丝是目前最为先进的测压设备，虽然比导管更细更加精准，但依然存在影响回流和软镜操作的问题，导丝头端位于肾盂，对于盏内压力无法监测。(4)输尿管鞘测压法，即使用自制带有测压通道的输尿管扩张鞘进行测压。该设备具有一定的临床应用价值，但是输尿管鞘头端一般置放于肾盂下方1-2cm，并不能完全等同于肾内以及肾盏压力，此外约9.8-22％的患者输尿管腔狭窄导致置鞘失败，往往无法将鞘置入到理想位置，因此该方法并不能适用于所有的RIRS 手术。

实用新型内容

本实用新型旨在至少解决现有技术中存在的技术问题之一。为此，本实用新型提出一种新型肾内压微型传感器件。

根据本实用新型实施例的新型肾内压微型传感器件，包括：载体；压力检测单元，所述压力检测单元设在所述载体上，所述压力检测单元包括电源件、四个电阻和电压检测件，所述四个电阻包括依次相连的第一电阻、第二电阻、第三电阻和第四电阻，所述第四电阻与所述第一电阻相连，所述电源件的高压端连接至所述第一电阻和所述第四电阻之间，所述电源件的低压端连接至所述第二电阻和所述第三电阻之间，所述电压检测件的一端连接至所述第一电阻和所述第二电阻之间，所述电压检测件的另一端连接至所述第三电阻和所述第四电阻之间，以构成惠斯通电桥；其中，所述压力检测单元还包括基体和衬底，所述基体的背面设有凹腔，以使所述基体在其正面和所述凹腔的底面之间的部分构成薄膜，所述薄膜的一部分为所述电阻，所述衬底配合在所述基体的背面以封闭所述凹腔；所述基体的正面为感应面，肾内液体作用于所述感应面上以使所述电阻变形而阻值变化，所述压力检测单元通过所述电压检测件的检测值获得所述肾内液体的液压值。

根据本实用新型实施例的新型肾内压微型传感器件，这种新型肾内压微型传感器件可以实时、快速测量液体环境的液压变化，方便对液压变化进行实时记录。液压测量灵敏度高，使输尿管软镜碎石术中其他设备可以立即根据液压变化作出调整。而且这种新型肾内压微型传感器件对软镜操作没有影响，也不影响灌注时液体回流，可以跟随软镜头端活动至理想位置。

在一些实施例中，所述基体为一个，一个所述基体上设有四个所述电阻，所述电阻为半导体应变片。

具体地，所述基体的正面设有四个浅槽，所述电阻位于所述浅槽内，所述电阻通过光刻或电镀或喷涂或镶嵌形成在所述浅槽内。

在另一些实施例中，所述基体为四个，每个所述基体上设有一个所述电阻，所述基体整体为半导体应变片。

具体地，所述凹腔在由所述基体的背面到正面的方向上逐渐缩小。

可选地，所述凹腔为真空腔，所述衬底与所述基体的背面键合连接。

在一些实施例中，所述基体为直板状，所述衬底为直板状；或者，所述基体为圆管状，所述基体的外周面和内周面分别为其正面和背面，所述基体外套在所述衬底上。

在一些实施例中新型肾内压微型传感器件还包括：温度检测单元，所述温度检测单元设在所述载体上。

具体地，所述温度检测单元包括热敏电阻，所述温度检测单元的温度量程为0-85摄氏度。

进一步地，所述新型肾内压微型传感器件的尺寸为2mm*2.5mm*1mm，所述压力检测单元的压力量程为0-330mmHg。

本实用新型的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本实用新型的实践了解到。

附图说明

本实用新型的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1是一个实施例的新型肾内压微型传感器件的结构布局图；

图2是一个实施例的新型肾内压微型传感器件的外观图；

图3是本申请实施例的压力检测单元所构成的惠斯通电桥的电路图；

图4是一个实施例的压力检测单元的基本组成结构图；

图5是图4所示的压力检测单元的基本组成结构的受力图；

图6是一个实施例的压力检测单元的中惠斯通电桥在单个基体上的成型分布图；

图7是另一个实施例的压力检测单元的中惠斯通电桥在多个基体上的成型分布图；

图8是又一个实施例的压力检测单元的中惠斯通电桥在单个基体上的成型分布图；

图9是本申请实施例的新型肾内压微型传感器件的电路结构图；

图10是本申请实施例的三个新型肾内压微型传感器件的量程、精度及灵敏度表格；

图11是本申请实施例的另三个新型肾内压微型传感器件的量程、精度及灵敏度表格。

附图标记：

新型肾内压微型传感器件100、

载体11、保护壳12、窗口121、

压力检测单元2、感应面S1、

惠斯通电桥20、电源件21、电阻22、第一电阻R1、第二电阻R2、第三电阻R3、第四电阻R4、电压检测件23、

基体25、凹腔251、薄膜252、浅槽253、衬底26、

温度检测单元3、感温面S2、

芯片4、天线5、

具体实施方式

下面详细描述本实用新型的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本实用新型，而不能理解为对本实用新型的限制。

在本实用新型的描述中，需要理解的是，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。在本实用新型的描述中，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。

在本实用新型的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本实用新型中的具体含义。

本申请方案的提出，是基于输尿管软镜碎石术的需要，开发的一款全新的新型肾内压微型传感器件100。该新型肾内压微型传感器件100可以与输尿管软镜的头端灵活固定，跟随软镜头端的位置变化，实时监测碎石部位的肾盂或肾盏的压力情况。

下面参考附图描述根据本实用新型实施例的新型肾内压微型传感器件100。

根据本实用新型实施例的新型肾内压微型传感器件100，如图1所示，包括：载体11和压力检测单元2，压力检测单元2设在载体11上。载体11是新型肾内压微型传感器件100内大部分电器元件的承载基础，压力检测单元2属于电器元件之一，用于测量肾内液压。

在一些实施例中，如图2所示，新型肾内压微型传感器件100还包括保护壳12，保护壳12包在载体11及所有电器元件的外侧，保护壳12可以是硬质壳也可以是软质壳。有的方案中，保护壳12还可以是塑封壳，即新型肾内压微型传感器件100在进行塑封时表面形成的塑封胶为保护壳12。具体地，保护壳12上有窗口121，压力检测单元2 的感应面S1可以正对窗口121，让肾内液体通过窗口121作用到感应面S1上。进一步可选地，窗口121有膜层，膜层可以保证保护壳12密封使液体不流进保护壳12内，但是膜层不承力，使肾体液体的压力通过膜层直接挤压到感应面S1上。

参照图3，压力检测单元2包括电源件21、四个电阻22和电压检测件23，电源件21、四个电阻22和电压检测件23可以构成惠斯通电桥20。

其中，四个电阻22包括依次相连的第一电阻R1、第二电阻R2、第三电阻R3和第四电阻R4，第四电阻R4与第一电阻R1相连。电源件21的高压端连接至第一电阻R1 和第四电阻R4之间，电源件21的低压端连接至第二电阻R2和第三电阻R3之间，电压检测件23的一端连接至第一电阻R1和第二电阻R2之间，电压检测件23的另一端连接至第三电阻R3和第四电阻R4之间。

也就是说，如图3所示，第一电阻R1和第四电阻R4之间有连接端A，第一电阻 R1和第二电阻R2之间有连接端B，第二电阻R2和第三电阻R3之间有连接端C，第三电阻R3和第四电阻R4之间有连接端D。电源件21的高压端连接A端，电源件21的低压端连接C端，电压检测件23的测压两端连接B端和D端。

图3所示为惠斯通电桥20的基本结构形式，电阻R1、R2、R3、R4是组成电桥的4 个桥壁。在电桥的其中一条对角线A-C端接入电桥的直流激励电源Vx，在电桥另一对角线B-D端会输出电压值V0，电压检测件23用于检测B-D端压差，电压检测件23的检测值为上述V0。

作为测量电路时，当惠斯通电桥20的四个桥壁中的一个或者多个电阻22阻值发生变化时，将会引起电桥输出电压值V0的变化。

压力检测单元2采用惠斯通电桥20可以检测肾内液压原因在于，如图4和图5所示，压力检测单元2还包括基体25和衬底26。基体25的背面设有凹腔251，衬底26配合在基体25的背面以封闭凹腔251。基体25的正面和凹腔251的底面之间的部分构成薄膜252，薄膜252的一部分为电阻22，电阻22为应变片，在外界力的作用下产生机械变形时，其电阻值相应的发生变化，这种现象称为"应变效应"。这里，凹腔251的与衬底26相连的一侧是其开口，凹腔251的与开口相对的内表面是其底面。

基体25的正面为感应面S1，肾内液体作用于感应面S1上时，液体压力会使薄膜252变形，从而电阻22变形而阻值变化，从而引起电压检测件23检测到的输出电压值 V0变化。由此，压力检测单元2通过电压检测件23的检测值，可以获得肾内液体的液压值。

本申请的压力检测单元2是一种压力敏感元件。当作用在薄膜252上的外界压力发生变化时，惠斯通电桥20四个桥壁中的一个或者多个电阻22阻值会发生变化，将会引起各电阻22两端的分压发生相对变化，从而影响电桥中B端和D端的电位发生变化，即输出电压值V0发生了变化。这恰恰利用了压力检测单元2在应力作用下的压阻效应。

根据本实用新型实施例的新型肾内压微型传感器件100，利用压力检测单元构成惠斯通电桥20，基体25形成凹腔251后，基体25的正面和凹腔251的底面之间的部分构成薄膜252，这种薄膜252的一侧即为感应面S1，另一侧为凹腔251，薄膜252的至少部分是惠斯通电桥20的电阻22。当新型肾内压微型传感器件100置于肾内，肾内液体作用到感应面S1上，使薄膜252受压变形，使至少一个电阻22的阻值发生变化。而惠斯通电桥20的输入电源Vx是确定的，电阻22阻值变化量与输出电压值V0的变化量之间具有确定的对应关系。同样，电阻22的材质属性、尺寸是确定的，液体压力与阻值变化量之间具有确定的对应关系。由此，液体压力与输出电压值V0之间具有确定的对应关系，压力检测单元2通过电压检测件23的检测值可以获得肾内液体的液压值。上述对应关系的计算方式为现有技术，这里不作展开说明。

这种压力检测方式，可以把肾内液体施加给电阻22的压力信号转换为输出电压值V0这种电压信号，压力检测单元1可以实时、快速测量所处液体环境的液压变化，方便对液压变化进行实时记录。而且输出电压值V0的输出、数据处理都会非常快速，灵敏度高，使输尿管软镜碎石术中其他设备可以立即根据液压变化作出调整，避免传导滞后带来的调整失效。

新型肾内压微型传感器件100在测量时不需要导管、压力导丝，对于软镜操作没有影响，也不影响灌注时液体回流。这种新型肾内压微型传感器件100因为可以独立检测，位置设置约束小，可以设置在软镜头端，新型肾内压微型传感器件100可以跟随软镜头端活动至理想位置。

在本申请的方案中，至少一个电阻22形成在基体25上。具体而言，可以将惠斯通电桥20的所有电阻22设置成根据液压变形而电阻值变化的部件，所有电阻22都设置在基体25上。在本申请的方案中，也可以将惠斯通电桥20的部分电阻22设置成根据液压变形而电阻值变化的部件，即一部分电阻22设置在基体25上，另一部分电阻22 可以阻值保持不变。

本申请中，四个电阻22的初始阻值可以相等，也可以不等，这里不作限制。

本申请的方案中，电阻22可采用电阻应变片，例如电阻应变片可以由Φ＝0.02-0.05mm 的康铜丝或镍铬丝绕成栅状(或用很薄的金属箔腐蚀成栅状)夹在两层绝缘薄片中(基底) 制成。电阻应变片中，可以用镀银铜线与应变片丝栅连接，作为电阻片引线。电阻应变片可以采用现有技术已知的结构，这里不作限制。

本申请的方案中，电阻22也可以是半导体应变片，从而可以进一步提高灵敏度。可选地，半导体应变片是将单晶硅锭切片、研磨、腐蚀压焊引线，最后粘贴在锌酚醛树脂或聚酰亚胺的衬底上制成的，它是一种利用半导体单晶硅的压阻效应制成的一种敏感元件。半导体应变片可以采用现有技术已知的结构，这里不作限制。

本申请的方案可以优选电阻22采用半导体应变片制成，其主要成分为硅，使压力检测单元2为一种硅压阻式压力传感元件。进一步地，压力检测单元2是一种MEMS压阻传感元件，其中，MEMS指的是微机电系统(Micro-Electro-Mechanical System)，也叫做微电子机械系统、微系统、微机械等，使压力检测单元2尺寸仅为几毫米乃至更小。

在本申请的方案中，压力检测单元2在加工前，基体25与电阻22为两个零件，加工时将电阻22嵌在基体25上，从而使电阻22变成了基体25的一部分。或者加工时，将材料以电镀或喷涂的方式形成在基体25上，电镀或喷涂的材料成为电阻22，变成了基体25的一部分。

在本申请的方案中，基体25与电阻22是一体件，或者说由基体25材料本身组成电阻22。

还有一些方案中，基体25通过光刻形成电阻22，光刻(photoetching)是通过一系列生产步骤，将晶圆表面薄膜的特定部分除去的工艺。在此之后，晶圆表面会留下带有微图形结构的薄膜。

下面以惠斯通电桥20的四个电阻22均设置在基体25上为例进行说明。

参照图6，在一些实施例中，基体25为一个，一个基体25上设有四个电阻22，电阻22均为半导体应变片。这样四个电阻22都能在肾内液体作用下变形，四个电阻22 的电阻值均可变化。这种方案采用一个基体25承载所有电阻22，紧凑度高，安装方便。

具体地，基体25的正面设有浅槽253，电阻22通过电镀或喷涂或镶嵌形成在浅槽253内。

这里，如图6所示，浅槽253可以是一个，所有电阻22均形成在该浅槽253，四个电阻22通过导线相连形成惠斯通电桥20。或者基体25的正面设有四个浅槽253，每个浅槽253中设有一个电阻22，电阻22通过电镀或喷涂或镶嵌形成在浅槽253内。

其中，电镀(Electroplating)就是利用电解原理在某些金属表面上镀上一薄层其它金属或合金的过程，是利用电解作用使金属或其它材料制件的表面附着一层金属膜的工艺从而起到防止金属氧化(如锈蚀)，提高耐磨性、导电性、反光性、抗腐蚀性(硫酸铜等)及增进美观等作用。喷涂通过喷枪或碟式雾化器，借助于压力或离心力，分散成均匀而微细的雾滴，施涂于被涂物表面的涂装方法。

当所有电阻22设置在同一基体25上时，电阻22之间的导线可以固定设置在基体25上。例如导线通过焊接、电镀或喷涂或镶嵌等方式固定在基体25上。

当所有电阻22设置在同一基体25上时，要保证不短路，可以在电阻22、导线表面设置绝缘层，或者将基体25设置成绝缘体。

上述方案中，基体25与电阻22是两种材料，电阻22加工到基体25，成为基体25 的一部分。

在另一些实施例中，如图7所示，基体25为四个，基体25整体为半导体应变片，每个基体25上设有一个电阻22。此时基体25上不需要焊接、电镀或喷涂或镶嵌等方式固定某个电阻，基体25的正面和凹腔251的底面之间的薄膜252就是电阻22，即由基体25材料本身就能形成一个电阻22。这样可以简化加工工序，而且当基体25自身材料构成电阻22时，与电阻22相连的导线可以接到基体25任意位置，连接位置灵活。这样每个基体25可以设置成该电阻22需要的形状，安装位置也较灵活。

为避免短路，可以将四个基体25间隔开设置，各基体25通过导线相连，形成惠斯通电桥20。

当然本申请方案可以不限于此，电阻22的设置可以由上述方案组合形成。例如可以将两个或三个电阻22形成在一个基体25上，其余电阻22由另一基体25单独形成。

在上述实施例中，如图4所示，凹腔251在由基体25的背面到正面的方向上逐渐缩小。例如当凹腔251横截面是圆形时，凹腔251在开口处直径最大。如此设置，基体25 在薄膜252周围的部分，厚度是逐渐变化的，使基体25在薄膜252周围部分具有一定韧性，受力时容易变形，脱力时又容易恢复原形。

可选地，凹腔251为真空腔，这样在肾内液体环境中，薄膜252仅在基体25正面一侧受力，薄膜252另一侧不受气体压力，避免凹腔251内气体对变形量产生影响，提高检测精度。也有一些方案中，凹腔251里可能残余少量空气或者其他气体，只要对薄膜 252变形影响小也可。

在一些具体实施例中，衬底26与基体25的背面键合连接。所述键合，是将两片表面清洁、原子级平整的同质或异质半导体材料经表面清洗和活化处理，在一定条件下直接结合，通过范德华力、分子力甚至原子力使晶片键合成为一体的技术。这样不仅连接紧密，而且不会使衬底26与基体25产生较大变形。当然，衬底26与基体25的背面之间也不限于采用其他方式连接，例如采用焊接连接。

在本申请的方案中，基体25的形状较灵活。

如在图6所示的实施例中，基体25为直板状，衬底26为直板状，二者可以键合连接。这样将衬底26与基体25连接装配较简单，而且加工基体25，或者加工基体25上的电阻22也较容易。

当然本申请方案不限于此，例如如图8所示，基体25为圆管状，基体25的外周面和内周面分别为其正面和背面，基体25外套在衬底26上。这样基体25在与衬底26相连后整体呈管体或者柱体，该管体或者柱体的外周面构成感应面S1。

在一些具体实施例中，压力检测单元2的主要结构就是采用硅膜构成基体25，在硅膜正面应力最大处，使用光刻的工艺生成四个电阻，组成惠斯通电桥20，同时在硅膜背面中间部分刻蚀出一个硅杯构成凹腔251，然后将硅质基体25与玻璃制的衬底26键合。若压力检测单元2为绝压传感元件，则硅杯中为真空。然后将整个压力检测单元2进行封装。当有应力作用于硅膜表面时，硅膜会因为应力的作用发生弹性形变，带动硅膜上惠斯通电桥20的桥壁阻值发生改变，使原本平衡的惠斯通电桥20发生变化，电桥的输出端将会输出与液体压力成正比的电压信号。

在本申请的方案中，压力检测单元2会将压力信号转换为电压信号，然后进行放大、滤波以及A/D转换，使压力检测单元2输出的信号由模拟信号变为数字信号，方便进一步处理。上述信号处理原理是现有技术，这里不作赘述。

例如如图9所示，压力检测单元2将信号传输至芯片4，芯片4在处理后传输至天线5，由天线5进行无线传播至外部设备，例如发送到监测计算机或其他用户终端。

可以理解的是，输尿管软镜碎石术中，要去除结石要应用一些手段，导致肾内局部温度会升高引发机体损伤和并发症。例如手术中在使用激光碎石时，长时间激光会使肾内局部温度过热造成组织热损伤，甚至变性坏死。基于上述原因，RIRS手术中实时监测肾内温度具有重要临床意义。

为解决这一问题，本申请一些实施例中，如图1所示，新型肾内压微型传感器件100还包括：温度检测单元3，温度检测单元3设在载体11上。具体地，该新型肾内压微型传感器件100可以与输尿管软镜的头端灵活固定，跟随软镜头端的位置变化，实时监测碎石部位的局部温度情况。

具体地，温度检测单元3包括热敏电阻。可以理解的是，热敏电阻是一种敏感元件，热敏电阻的电阻值会随着温度的变化而改变，属于可变电阻。热敏电阻通常在有限的温度范围

内实现较高的精度，因此将热敏电阻作为温度检测单元3，可以在体温范围内获得较高的检测精度。而且采用热敏电阻，其温度检测单元3尺寸可以做得较小，可以保证在小尺寸时也能精确检测。本申请方案中，温度检测单元3也不排队采用其他尺寸小且精度高的温度检测元件。

更具体地，温度检测单元3的温度量程为0-85摄氏度，将温度检测单元3的温度量程设计得较小，可以适应人体温度检测需要，又避免过大量程导致精度下降。

可选地，温度检测单元3的温度测量精度在0.5℃。

具体地，温度检测单元3具有感温面S2，外部热量可以传导至感温面S2。可选地，感温面S2与感应面S1可以对应设置。

在一些实施例中，压力检测单元2的压力量程为0-330mmHg。压力检测单元2的压力测量绝对精度在0.8mmHg，压力检测单元2的压力测量分辨力小于0.1mmHg，这样可以灵敏获得压力变化。

进一步地，新型肾内压微型传感器件100的尺寸为2mm*2.5mm*1mm，这样新型肾内压微型传感器件100尺寸小，可以进入肾内，例如可以进入肾盂、肾盏中，提高检测范围。

本申请的这种输尿管软镜碎石术(RIRS)的肾内压与温度智能检测的新型肾内压微型传感器件100，通过监测肾内压力和温度变化，可以智能调控灌注流速。发明人团队通过动物实验和临床研究与传统灌注方式比较，证实其可有效避免因各种因素造成过高的肾内压和温度给机体带来的损伤和并发症，保证手术的安全性并提高效率，让结石的微创治疗变得更加可控、精准和智能。

例如如图10所示，按照本申请方案制作出三个新型肾内压微型传感器件100，分别编号为1、2、3，其检测精度在0-150mmHg，精度分别在0.42mmHg、0.21mmHg、0.25 mmHg，灵敏度分别达到0.989mmHg、0.993mmHg、0.998mmHg。

例如如图11所示，按照本申请方案制作出另三个新型肾内压微型传感器件100，分别编号为1、2、3，其检测精度在150-330mmHg，精度分别在1.61mmHg、1.32mmHg、 1.38mmHg，灵敏度分别达到0.983mmHg、0.993mmHg、0.995mmHg。

利用上述新型肾内压微型传感器件100在体外肾脏模型肾内压检测时，初测结果：生理盐水吊袋法灌注高度：1.5m，压力波动范围：5～65.5mmHg。加压峰值：145mmHg。通过调节控压开关，实现肾内压力变化。每次调节，新型肾内压微型传感器件100都可测出当下肾内压力，并可实现肾内温度测量。

在本说明书的描述中，参考术语“实施例”、“示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本实用新型的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本实用新型的实施例，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本实用新型的原理和宗旨的情况下可以对这些实施例进行多种变化、修改、替换和变型，本实用新型的范围由权利要求及其等同物限定。

Claims (10)

1.一种新型肾内压微型传感器件，其特征在于，包括：

载体；

压力检测单元，所述压力检测单元设在所述载体上，所述压力检测单元包括电源件、四个电阻和电压检测件，所述四个电阻包括依次相连的第一电阻、第二电阻、第三电阻和第四电阻，所述第四电阻与所述第一电阻相连，所述电源件的高压端连接至所述第一电阻和所述第四电阻之间，所述电源件的低压端连接至所述第二电阻和所述第三电阻之间，所述电压检测件的一端连接至所述第一电阻和所述第二电阻之间，所述电压检测件的另一端连接至所述第三电阻和所述第四电阻之间，以构成惠斯通电桥；其中，

所述压力检测单元还包括基体和衬底，至少一个所述电阻形成在所述基体上；所述基体的背面设有凹腔，以使所述基体在其正面和所述凹腔的底面之间的部分构成薄膜，所述薄膜的一部分为所述电阻，此处所述电阻为应变片，所述衬底配合在所述基体的背面以封闭所述凹腔；

所述基体的正面为感应面，肾内液体作用于所述感应面上以使所述电阻变形而阻值变化，所述压力检测单元通过所述电压检测件的检测值获得所述肾内液体的液压值。

2.根据权利要求1所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述基体为一个，一个所述基体上设有四个所述电阻，所述电阻为半导体应变片。

3.根据权利要求2所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述基体的正面设有四个浅槽，所述电阻位于所述浅槽内，所述电阻通过光刻或电镀或喷涂或镶嵌形成在所述浅槽内。

4.根据权利要求1所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述基体为四个，每个所述基体上设有一个所述电阻，所述基体整体为半导体应变片。

5.根据权利要求1所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述凹腔在由所述基体的背面到正面的方向上逐渐缩小。

6.根据权利要求1所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述凹腔为真空腔，所述衬底与所述基体的背面键合连接。

7.根据权利要求1所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述基体为直板状，所述衬底为直板状；或者，所述基体为圆管状，所述基体的外周面和内周面分别为其正面和背面，所述基体外套在所述衬底上。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，还包括：温度检测单元，所述温度检测单元设在所述载体上。

9.根据权利要求8所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述温度检测单元包括热敏电阻，所述温度检测单元的温度量程为0-85摄氏度。

10.根据权利要求1-7中任一项所述的新型肾内压微型传感器件，其特征在于，所述新型肾内压微型传感器件的尺寸为2mm*2.5mm*1mm，所述压力检测单元的压力量程为0-330mmHg。

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