DE60018912T2

DE60018912T2 - Monolithische hochwirksame mikro-fluidsteuereinheit

Info

Publication number: DE60018912T2
Application number: DE60018912T
Authority: DE
Inventors: T. Steven CHO; B. Harlow CHRISTIANSON
Original assignee: Hospira Inc
Current assignee: Hospira Inc
Priority date: 1999-04-08
Filing date: 2000-04-04
Publication date: 2006-03-30
Also published as: AU4641900A; EP1165179B1; EP1165179A1; ATE291459T1; US6349740B1; CA2369068C; WO2000061215A1; AU771318B2; ES2239003T3; JP2002541573A; DE60018912T8; CA2369068A1; DE60018912D1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Strömungssteuerung, die einen Strömungssensor einschließt, und genauer erläutert eine Mikro-/Miniatur-Strömungssteuerung, in der ein elektrisches Potential eingesetzt wird, um die Fluidströmung durch die Vorrichtung zu steuern.
Hintergrund der Erfindung
Fluidsteuerung bei tragbaren und implantierbaren medizinischen Vorrichtungen erfordert typischerweise die Anwendung von Techniken, die speziell für Mikro-/Miniatur-Fluidkreisläufe geeignet sind. Zum Beispiel sind herkömmliche mechanische oder elektromechanische Ventile zu groß und oftmals zu langsam, um in solchen Anwendungen eingesetzt zu werden. Andere Arten von Fluidventilen benötigen mehr Platz, als in Mikro-/Miniatur-Fluidkreisläufen verfügbar ist. Beispiele für mechanische Ventile und einige ihrer Eigenschaften und Begrenzungen sind: Gedächtnis-Legierungs-angetriebene Ventile (angetrieben durch Temperaturänderungen, aber anfällig für Ermüdungsfehler), thermopneumatisch angetriebene Ventile (typischerweise elektrochemisch angetrieben – können mehrere Minuten benötigen, um anzusprechen, und sind temperaturempfindlich), bimorph (Al/Si) (Zuverlässigkeitsprobleme und typischerweise fähig zu weniger als 1 mm Hub), Ni-Si-basierte Ventile (thermisch aktiviert und typischerweise fähig zu weniger als 1 mm Hub), mini-Solenoid-angetriebene Ventile (gute Verlässlichkeit und relativ kleiner Hub) und elektrostatische Ventile (sehr zuverlässig und gekennzeichnet durch kurzen Antriebsweg). Die verschiedenen oben aufgeführten Arten von mechanischen Ventilen erfordern eine Fläche von mindestens 4 mm × 4 mm, d. h., viel mehr als im allgemeinen in einem Mikro-/Miniatur-Fluidkreislauf verfügbar ist. Es sind zwar mikromechanische Ventile verfügbar, die kleiner sind als die herkömmlichen oben beschriebenen mechanischen Ventile, aber solche Ventile dienen typischerweise der Steuerung von Gasströmung durch Bewegen einer Membran über einer Öffnung und sind im allgemeinen nicht zur Steuerung der Strömung einer Flüssigkeit geeignet.
Eine besser geeignete Art von Ventil für Mikro-/Miniatur-Fluidkreislauf-Anwendungen, da sie für den Betrieb viel weniger Platz benötigt, wird manchmal als "virtuelles Ventil" bezeichnet. Herkömmliche Ventile haben bewegliche Komponenten, die die Strömung regulieren. Ein virtuelles Ventil hat dieselben Eigenschaften wie ein mechanisches Ventil, außer dass sich in einem virtuellen Ventil keine beweglichen Teile befinden. Virtuelle Ventile nutzen Mikrofluid-Eigenschaften, wie zum Beispiel Oberflächenspannung oder Druckgradienten, um die Fluidströmung zu regulieren. Manche virtuellen Ventile nutzen einen extern ausgeübten Druck, um Flüssigkeit zu bewegen. Virtuelle Druckregler-Ventile können auch externen pneumatischen Druck verwenden oder kinetische Energie in Druck umwandeln, neigen aber zur Abhängigkeit von der Kanalform. Blasenventile sind eine andere Art von virtuellem Ventil, die dazu dienen, Blasen zu erzeugen, um Fluidströmung durch Erzeugen von Temperaturgefällen zu blockieren. Virtuelle Druckregler-Ventile dienen als Doppelrückschlagventile in Pumpenkreisläufen und können Paare von spitz zulaufenden Kanälen umfassen (wobei die spitz zulaufenden Enden in entgegengesetzte Richtungen zeigen), die dazu neigen, Fluidströmung in eine Richtung, aber nicht in die andere zu ermöglichen. Obwohl Druckregler-Ventile einen Vorteil haben, da sie keine beweglichen Teile benötigen, sind sie nicht lecksicher, und die Fluidströmung ist normalerweise durch die Paare spitz zulaufender Kanäle nicht symmetrisch.
Es kann notwendig sein, die Fluidströmung in einem Mikrofluid-Kreislauf zu überwachen. Oft ist aufgrund der geringen Größe der Durchgänge in solchen Vorrichtungen die Geschwindigkeit der Fluidströmung zu gering, um mit herkömmlichen Strömungssensoren gemessen zu werden. Zum Beispiel hat ein thermischer Strömungssensor nicht ausreichend Empfindlichkeit, um Strömungsgeschwindigkeiten von weniger als 1,0 ml/Std. zu überwachen. In manchen Anwendungen wird die Strömungsrate in μl/Std. gemessen, d. h., weit unter dem Bereich von mechanischen Strö mungssensoren. Der typische Gesamtbereich für einen Mikro-/Miniatur-Strömungssensor ist drei Größenordnungen höher als die erforderliche Genauigkeit. Die meisten Strömungssenoren, die zur Zeit für solche Anwendungen verwendet werden, sind thermische Sensoren, in denen die Temperatur um ein erhitztes Element herum gemessen wird, um die Geschwindigkeit der Fluidströmung abhängig von der Hitze zu bestimmen, die sich in der Flüssigkeit ausbreitet, die an dem Element vorbeifließt. Ein anderes thermisches Verfahren zur Strömungsmessung gibt Hitzeimpulse an ein Element aus, das sich in einem Fluidkanal befindet; die Phasenverschiebung der ersten Oberschwingung der Temperatur-Impulse ist umgekehrt proportional zu der Geschwindigkeit, mit der die Flüssigkeit an dem Element vorbeiströmt. Druckbasierte Strömungssensoren nutzen das Bernoulli-Prinzip und verwenden kapazitive oder Widerstandsglieder, Widerstandskraftsensoren, Anemometer, akustische Dopplersensoren und Coriolissensoren. Jede Art von Strömungssensor hat wünschenswerte Eigenschaften, aber die meisten sind nicht geeignet zur Überwachung geringer Fluidströmung in Mikro-/Miniatur-Fluidkreisläufen, entweder aufgrund von fehlender Empfindlichkeit, langsamer Reaktionszeit, exzessiver Größe oder weil sie außerordentlich viel Strom benötigen.
Blasensensoren werden auch häufig in medizinischen Infusionspumpen benötigt, um die Qualität von Flüssigkeiten zu überwachen, die einem Patienten eingeflößt werden. Die Verfahren, die typischerweise verwendet werden, um Blasen in einem Fluidstrom zu erfassen, erkennen die Blasen durch das Erfassen von Veränderungen bei akustischen Signalen, die sich durch die Flüssigkeit ausbreiten, Änderungen in einer Dielektrizitätskonstante, die im Flüssigkeitsstrom gemessen wird, Variationen in einem optischen Strahlenweg oder Änderungen in der Ausgabe eines Hydrophonsensors. Nicht alle diese Verfahren sind speziell auf Mikro-/Miniatur-Fluidkreisläufe anwendbar aufgrund von Größenbeschränkungen. Zum Beispiel sind die piezoelektrischen Messwandler, die zum Erzeugen und Empfangen von Schallwellen verwendet werden, die durch einen Fluidstrom geleitet werden, nicht leicht in Mikro-/Miniatur-Größe herzustellen. Das Erkennen von Blasen an ihrem Effekt auf Licht, das durch einen Fluidstrom dringt, erfordert wenig Strom und hat eine schnelle Reaktionszeit, funktioniert aber möglicherweise nicht gut, wenn die Flüssigkeit trübe ist. Hydrophone sind im allgemeinen zu groß und erfordern zu viel Komplexität in der notwendigen unterstützenden Elektronik, um beim Erkennen von Blasen in Mikro-/Miniatur-Fluidschaltkreisen praktisch zu sein. Kapazitive Blasensensoren sind relativ einfach und umfassen zwei getrennt angeordnete Metallplatten auf gegenüberliegenden Seiten eines Flüssigkeitsweges im Fluidkreislauf, um Änderungen in der Dielektrizitätskonstante zu erkennen, die auftreten, wenn eine Blase zwischen den Platten hindurchgeht.
Anwendungen für Mikro-/Miniatur-Fluidsteuerungskreisläufe schließen medizinische Vorrichtungen ein, wie zum Beispiel implantierbare Flüssigkeitsmessungs-Infusionssysteme und Pumpenkassetten zur Verabreichung von Arzneimitteln und anderen medizinischen Flüssigkeiten. Solche Fluidsteuerungskreisläufe sind auch in Röhrensets mit Schwerkraftzuführung zum Einflößen von Flüssigkeiten in das Herz-Kreislauf-System eines Patienten anwendbar. Die Größe tragbarer Vorrichtungen dieser Art, die in sich geschlossen (d. h., nicht an eine externe Fluidquelle angeschlossen) sind, ist im allgemeinen abhängig von der Größe des erforderlichen Fluidbehälters. Zum Beispiel hat eine Infusionspumpe von der Größe eines herkömmlichen elektronischen Anrufmelders vermutlich einen Behälter mit einer Größe von ungefähr 5–20 ml. Wenn die Pumpe die Größe einer Herrenarmbanduhr hat, wird ihr Behälter ungefähr 5 ml enthalten. Eine Pumpe von der Größe eines amerikanischen 5-Cent-Stücks wird einen Behälter haben, der ungefähr 1–2 ml enthält. Implantierbare Pumpvorrichtungen oder solche, die oral oder durch Injektion durch eine Spritze eingeführt werden, werden entsprechend kleiner sein und nur wesentlich geringere Mengen einer Flüssigkeit verabreichen können.
Mehrere Verfahren können angewendet werden, um für einen positiven Antrieb zum Pumpen einer Flüssigkeit zu sorgen, oder um andere Aktionen zu erzeugen, die die Anwendung von Kraft in einem Mikro-/Miniatur-Fluidkreislauf beinhalten. Diese Techniken basieren typischerweise entweder auf thermischer Betätigung, elektrostatischer Betätigung oder magnetischer Betätigung, neigen jedoch zu Nachteilen, da sie für den Betrieb entweder viel Leistung (mehr als 100 mW) oder eine relativ hohe Spannung (mehr als 30 Volt) benötigen. Thermische Betätigung kann zu einer Phasenumwandlung bei einem Material, wie zum Beispiel bei einer Gedächtnis-Legierung, führen oder die Länge eines Glieds aufgrund thermischer Expansion/Kontraktion verändern. Wiederstandsheizen kann durchgeführt werden, um die Temperaturänderung herbeizuführen. Elektrostatische, elektrohydrodynamische oder elektroosmotische Kräfte können erzeugt werden durch Anwendung einer Differentialspannung auf Materialien. Wenn zum Beispiel ein Material eine Membran, ein Überbrückungsglied oder ein Ausleger ist, wird die elektrostatische Vorspannung das Glied veranlassen, sich relativ zu einem gegenüberliegenden Glied zu bewegen, auf das die Vorspannung angelegt wird. In Pumpen, die Elektrohydrodynamik verwenden, wird Flüssigkeit unter dem Einfluss eines elektrischen Feldes bewegt. Bis zu 1000 Volt können erforderlich sein, um elektrostatische und elektrohydrodynamische Aktuatoren einzuschalten, und die Leitfähigkeit der Flüssigkeit kann den Einsatz von Elektrohydrodynamik ausschließen.
Piezoelektrische Aktuatoren bieten eine andere mögliche Option, können jedoch durch Schwierigkeiten begrenzt sein, die aus dem Transfer der Technologie von Keramik auf Dünnfilme entstehen, wie sie typischerweise in Mikro-/Miniatur-Fluidkreisläufen verwendet werden. Magnetische Aktuatoren benötigen typischerweise eine elektromagnetische Spule und können auch einen Dauermagneten erfordern, der in einem Mikro-/Miniatur-Fluidkreislauf schwierig zu bilden sein kann.
US-A-5 876 675 offenbart gesteuerten elektrokinetischen Materialtransport mit virtuellen Ventilen, die keine mechanischen oder beweglichen Teile einschließen, und die Ventile werden hergestellt mit Materialien und Verfahren, die in der Halbleiterindustrie angewendet werden, wie zum Beispiel Photolitographie oder Spritzgießen.
Zusammenfassung der Erfindung
In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung wird eine monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur in Anspruch 1 bestimmt.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die oben stehenden Aspekte und viele der zugehörigen Vorteile dieser Erfindung werden deutlicher, wenn diese unter Bezugnahme auf die folgende detaillierte Beschreibung besser verständlich wird, zusammengenommen mit den beigefügten Zeichnungen, worin
1 eine schematische Querschnittsansicht einer monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit ist, welche die richtige Größe hat, um in den Körper eines Patienten injiziert oder implantiert zu werden;
2 ein schematischer Querschnitts-Grundriss eines kapazitiven Drucksensors ist;
3 eine schematische Aufriss-Querschnittsansicht des kapazitiven Drucksensors von 2 ist;
4 eine schematische Aufriss-Querschnittsansicht einer anderen Ausführungsform der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit ist;
5 ein schematischer Grundriss der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit von 4 ist;
6 eine schematische isometrische Ansicht der Ausführungsform ist, die in den 4 und 5 dargestellt ist;
7 eine schematische Aufriss-Querschnittsansicht einer anderen Ausführungsform der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit ist;
8 eine schematische Aufriss-Querschnittsansicht einer weiteren Ausführungsform der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit ist;
9 eine schematische Querschnittsansicht eines Teils des Gefäßsystems eines Patienten und einer Injektionsspritze ist und die Injektion der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit von 1 darstellt;
10 ein schematisches Blockdiagramm von Komponenten der Ausführungsform ist, die in 1 dargestellt ist; und
11 ein schematisches Blockdiagramm von Komponenten einer beliebigen Ausführungsform der monolithischen Fluidströmung-Steuereinheit ist, die außerhalb des Körpers eines Patienten angewandt wird.
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
1 stellt eine kleine monolithische (Fluid)-Strömung-Steuereinheit 10 dar, die zur Verabreichung einer medizinischen Flüssigkeit 14 dient. Ein Behälter 12 enthält ein kleines Volumen der medizinischen Flüssigkeit und wird leicht unter Druck gesetzt, um eine positive Kraft zu liefern, die dazu dient, die medizinische Flüssigkeit einem Patienten zu verabreichen, nachdem die Strömung-Steuereinheit 10 aktiviert wird, um das Durchfließen der Flüssigkeit durch die Vorrichtung zu ermöglichen. Vorzugsweise haben die Strömung-Steuereinheit 10 und der Behälter 12 eine solche Größe, dass die Fläche jeder Seite, jedes Endes oder die Ober- oder Unterseite der Gesamtstruktur weniger als 100 mm² groß ist. Es wird erkennbar sein, dass, weil die Strömung-Steuereinheit 10 und der Behälter 12 als monolithische Struktur erstellt sind, ihre Gesamtgröße schnell angepasst werden kann, um eine Maximalgröße von weniger als 1,0 mm zu erreichen. Eine exemplarische Anwendung für eine solche Mikro-/Fluidströmung-Steuereinheit wird unten behandelt.
Der Behälter 12 besteht vorzugsweise aus Glas, Keramik oder anderen biologisch verträglichen Substanzen und ist an der Außenfläche einer Platte 18 angebracht. Eine Einlass-Öffnung 16 erstreckt sich durch die Platte 18 vom Inneren des Behälters 12 in einen Kanal 24, der sich innerhalb der Strömung-Steuereinheit befindet. Die Platte 18 besteht ebenfalls aus Glas, Keramik oder einem anderen biologisch inerten Material. Der Kanal 24 wird auf drei Seiten von Siliziumwänden 22 und von einem Siliziumblock 28 bestimmt, der am Ende des Kanals 24 angeordnet ist. Eine Platte 30, die aus Glas, Keramik oder einem anderen geeigneten biologisch inerten Material besteht, bildet die Basis des Kanals 24. Ein Telemetrie-, Steuer- und Stromblock 32 ist unterhalb der Platte 30 angebracht. Details zum Telemetrie-, Steuer- und Stromblock werden unten behandelt.
Zwischen Block 28 und Platte 30 befindet sich eine Vielzahl von virtuellen Ventilen 26. Um den Durchfluss der medizinischen Flüssigkeit durch jedes virtuelle Ventil zu steuern, wird ein Vorspannungspotential über die Elektroden 42a und 42b angelegt. Dieses Vorspannungspotential beträgt vorzugsweise 10 Volt oder weniger. Die Größe der Öffnung jedes virtuellen Ventils 26 beträgt weniger als 5 μm. Bei einer Öffnung dieser Größe ist der Eingangswiderstand groß genug, um die Flüssigkeitsströmung durch die Öffnung zu verhindern, außer wenn eine Vorwärts-Durchlassspannung an die Elektroden 42a und 42b angelegt wird. Wenn eine Null-Vorspannung oder eine Sperrspannung angelegt wird, wird die Flüssigkeitsströmung durch das virtuelle Ventil angehalten. Eine Vorwärts-Durchlassspannung, die an die Elektroden 42a und 42b angelegt wird, überwindet jedoch den Eingangswiderstand der Öffnungen und ermöglicht es der medizinischen Flüssigkeit, durch das virtuelle Ventil zu fließen. Die Vielzahl an virtuellen Ventilen 26 umfasst somit eine Ausgangs-Öffnung für die Strömung-Steuereinheit. Die Höhe der Vorwärts-Durchlassspannung, die an die Elektroden der virtuellen Ventile angelegt wird, steuert die Strömungsgeschwindigkeit der medizinischen Flüssigkeit durch die Vorrichtung. Die Vorwärts-Durchlassspannung reduziert die Oberflächenspannung der Flüssigkeit, und durch die Vorspannung wird eine elektroosmotische Kraft entwickelt, welche die Strömung durch das virtuelle Ventil induziert.
Die Strömung-Steuereinheit 10 schließt auch einen Drucksensor 38 und einen Drucksensor 40 ein, die sich an zwei getrennt liegenden Punkten entlang dem Kanal 24 befinden. Der Drucksensor 38 misst den Druck im Kanal 24 direkt neben der Einlass-Öffnung 16, während der Drucksensor 40 den Druck im Kanal direkt neben den virtuellen Ventilen 26 misst. Das Differendruckgefälle zwischen dem Drucksensor 38 und dem Drucksensor 40 wird verwendet, um die Geschwindigkeit der Fluidströmung durch die Strömung-Steuereinheit zu bestimmen, da die Geschwindigkeit der Strömung durch den Kanal 24 gleich dem Produkt aus dem Differenzdruck Δp und der Kanalkonduktanz C ist (d. h., Strömungsrate = Δp × C).
An der Unterseite der Platte 18 im Kanal 24 ist eine Elektrode 34 angebracht. Direkt gegenüber der Elektrode 34 an der gegenüberliegenden Seite von Kanal 24 und an der Oberseite der Platte 30 ist eine Elektrode 36 angebracht. Die Elektroden 34 und 3b werden verwendet, um Variationen in der Kapazität oder der Dielektrizitätskonstante der medizinischen Flüssigkeit zu erfassen, die durch den Kanal 24 fließt, um Blasen in der Flüssigkeit zu erkennen. Wenn Blasen zwischen den Elektroden 34 und 36 hindurchgehen, wird die Kapazität erhöht und die Dielektrizitätskonstante wird kleiner. Somit wird als Reaktion auf Änderungen in der Dielektrizitätskonstante oder Kapazität die Anwesenheit von Blasen innerhalb der medizinischen Flüssigkeit schnell erkannt. Wenn Blasen nachgewiesen werden, die eine ausreichende Größe/Dichte haben, um ein potentielles Gesundheitsrisiko darzustellen, wenn sie in den Blutkreislauf eines Patienten injiziert werden, können die virtuellen Ventile 26 mit einer Sperrspannung (oder Null-Vorspannung) geschlossen werden, die vom Telemetrie-, Steuer- und Stromblock 32 geliefert wird.
Details der Drucksensoren 38 oder 40 sind in den 2 und 3 dargestellt. Eine Siliziumkuppel 54 schließt hermetisch eeine Elektrode 50 ein, die an der Oberseite der Platte 30 gebildet ist. Eine elektrisch isolierende dielektrische Polymerschicht (nicht dargestellt) wird über eine leitende Spur 52 gelegt, die sich von der Elektrode 50 nach außen und über die Siliziumkuppel 54 hinaus erstreckt. Eine zweite leitende Spur 56 steht elektrisch in Kontakt mit der Siliziumkuppel 56, so dass eine Kapazität zwischen der Siliziumkuppel 54 und der Elektrode 50 besteht. Die dielektrische Polymerschicht, die über die leitende Spur 52 gelegt ist, schützt diese vor einem elektrischen Kurzschluß mit der Siliziumkuppel. Die Siliziumkuppel 54 lenkt als Reaktion auf den Druck außerhalb der Kuppel zur Elektrode 50 hin ab. Die Ablenkung der Kuppel gegenüber der Elektrode 50 ändert die Kapazität zwischen den beiden. Somit ist die Kapazität zwischen der Siliziumkuppel und der Elektrode 50 ein Indikator für den Druck, der von der medizinischen Flüssigkeit im Kanal 24 auf die Siliziumkuppel ausgeübt wird, im Verhältnis zum Druck innerhalb der Siliziumkuppel.
Mit Bezug auf die 4 und 6 wird eine Strömung-Steuereinheit 10' dargestellt, die keinen eingebauten Flüssig keitsbehälter einschließt. Stattdessen wird die Einlass-Öffnung 16 durch eine Röhre verbunden oder steht anderweitig in Fluidverbindung mit einem separaten Fluidbehälter (nicht dargestellt). In jeder anderen Hinsicht ist die Strömung-Steuereinheit 10' jedoch identisch mit der Strömung-Steuereinheit 10 wie oben beschrieben.
5 stellt weitere Details von virtuellen Ventilen 26 dar. Durch Erhöhung der Anzahl von virtuellen Ventilen 26, die im Siliziumblock 28 gebildet sind, wie in 5 dargestellt, kann das gesamte Strömungsvolumen entweder durch die Strömung-Steuereinheit 10 oder 10' erhöht werden gegenüber dem Volumen, das durch wenige virtuelle Ventilausgänge möglich ist. Um als virtuelles Ventil zu fungieren, muß die Querschnittsfläche jedes virtuellen Ventilausgangs, der virtuelle Ventile 26 umfasst, klein genug sein, um die Drosselung zu ermöglichen, die freie Strömung durch das virtuelle Ventil verhindert, bis eine Vorwärts-Durchlassspannung an die Elektroden 42a und 42b angelegt wird. Wenn weniger maximale Strömung erforderlich ist, können weniger virtuelle Ventile verwendet werden. Es wird auch beabsichtigt, dass die virtuellen Ventile selektiv unabhängig gesteuert werden können, um die Fluidströmung durch die Vorrichtung über eine größere Bandbreite oder mit höherer Auflösung zu variieren.
Ein etwas anderer Ansatz wird zur Überwachung der Fluidströmungsgeschwindigkeit durch die Ausführungsform einer Strömung-Steuereinheit 10'' verwendet, die in 7 dargestellt ist. Obwohl die Strömung-Steuereinheit 10'' ohne einen eingebauten Fluidbehälter gezeigt ist, versteht sich, dass ein solcher Behälter bereitgestellt werden kann, zum Beispiel wie derjenige, der in 1 dargestellt ist. Die Strömung-Steuereinheit 10'' unterscheidet sich von der Strömung-Steuereinheit 10', da sie nicht zwei separate Drucksensoren einschließt, sondern stattdessen den Differenzdruck zwischen der medizinischen Flüssigkeit im Kanal 24 und dem Flüssigkeitsdruck in der äußeren Umgebung misst. Ein Differenzdrucksensor 44 ermöglicht es, diese Differenzdruckmessung durchzuführen. Der Differenzdrucksensor 44 ist in derselben relativen Position wie der Drucksensor 40 in den Strömung-Steuereinheiten 10 und 10' angebracht. Eine Öffnung 46 erstreckt sich durch die Platte 30 in das Innere des Drucksensors 44 und sorgt für eine Fluidverbindung zwischen der äußeren Umgebung und dem Inneren des Drucksensors, so dass das Ablenken der Drucksensorkuppel aufgrund des Drucks von Flüssigkeit innerhalb Kanal 24 einen Differenzdruck darstellt, der gleich der Differenz von Druck P1, der in Kanal 24 vorhanden ist, und P2 ist, welcher der Druck in der äußeren Umgebung ist. Das Produkt aus dem Differenzdruck und der Konduktanz von Kanal 24 am Drucksensor 44 zeigt die Strömungsrate medizinischer Flüssigkeit durch den Kanal an. In allen anderen Punkten ist die Strömung-Steuereinheit 10'' identisch mit der Strömung-Steuereinheit 10'. Wie die Strömung-Steuereinheit 10' schließt auch die Strömung-Steuereinheit 10'' vorzugsweise eine Vielzahl von virtuellen Ventilen 26 zur Steuerung der Geschwindigkeit der Fluidströmung durch die Vorrichtung als Reaktion auf die Vorwärts-Durchlassspannung ein, die an die Elektroden 42a und 42b angelegt wird.
In 8 ist eine Strömung-Steuereinheit 10''' dargestellt, die im wesentlichen identisch ist mit der Strömung-Steuereinheit 10', außer dass sie eine Luer'sche Bindung 62 einschließt, die mit einem geeigneten Klebstoff 68 an der Einlass-Öffnung 16 befestigt ist. Die Luer'sche Verbindung 62 schließt einen Verbindungsflansch 60 zur Verbindung mit einer herkömmlichen Luer'schen Verbindung (nicht dargestellt) ein, die an einem Rohr bereitgestellt wird, das mit einem Fluidbehälter oder einer anderen Quelle für medizinische Flüssigkeit (nicht dargestellt) verbunden ist. In ähnlicher Weise ist eine Luer'sche Verbindung 66 mit einem Klebstoff 68 am Auslass der Strömung-Steuereinheit 10''' gesichert und schließt ein Verbindungsstück 64 zur Verbindung mit einem herkömmlichen männlichen Luer-Verbinder ein. Obwohl nicht in 8 dargestellt, kann jeder der Drucksensoren 38 und 40 zur Überwachung der Fluidströmungsgeschwindigkeit abhängig vom Druck eingeschlossen werden, oder der Differenzdrucksensor 44 kann innerhalb des Kanals 24 zu diesem Zweck eingeschlossen werden. Auch können Elektroden (wie die Elektroden 34 und 36) im Kanal 24 bereitgestellt werden, um die Kapazität oder Dieelektrizitätskonstante der medizinischen Flüssigkeit zu überwachen, um eventuelle Blasen zu erkennen, die durch den Kanal fließen. Alternativ kann auf die Drucksensoren und Blasensensoren in der Strömung-Steuereinheit 10''' verzichtet werden, während virtuelle Ventile 26 eingeschlossen werden, um die Geschwindigkeit der Fluidströmung durch die Strömung-Steuereinheit zu steuern. Die Elektroden 42a und 42b sind in 8 nicht dargestellt, würden aber innerhalb der Vorrichtung auf eine Art angebracht werden, die derjenigen ähnlich ist, die oben im Zusammenhang mit den anderen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beschrieben ist. Die Strömung-Steuereinheit 10''' wird wahrscheinlich außerhalb des Körpers eines Patienten zur Steuerung der Fluidströmung von einer Pumpe oder von einem Fluidbehälter mit Schwerkraftzuführung in den Körper eines Patienten verwendet. Im Gegensatz zu den Strömung-Steuereinheiten 10, 10' und 10'' ist die Strömung-Steuereinheit 10''' wahrscheinlich wesentlich größer, um die Befestigung von Luer'schen Verbindungen 62 und 66 zu erleichtern.
Wie in 9 dargestellt, ist die Strömung-Steuereinheit 10 klein genug, so dass sie durch eine Subkutankanüle 90 in ein Blutgefäß 82 eines Patienten injiziert werden kann. Die Nadel 90 ist mit einer Spritze 92 verbunden und wird durch eine dermale Schicht 88 und durch eine Wand 84 des Gefäßes 82 eingeführt. Die Strömung-Steuereinheit wird in einer sterilen Flüssigkeit transportiert und durch die Nadel 90 aus der Spritze 92 in dem Blutkreislauf 86 eingeführt, welcher die Vorrichtung an eine gewünschte Stelle im Körper transportiert, wo die medizinische Flüssigkeit im eingebauten Behälter der Vorrichtung an den Patienten verabreicht wird.
Details der Schaltung oder Telemetrie und Steuerung der Strömung-Steuereinheit 10 sind in 10 dargestellt. Wie in dieser Figur gezeigt, erzeugt (und wahlweise empfängt) eine externe Steuerung 100 ein Funksignal, das von einem Sende-Empfangs-Gerät 102 innerhalb des Telemetrie-, Steuer- und Stromblocks 32 empfangen (oder gesendet) wird. Das Sende-Empfangs-Gerät 102 kann ein einfaches Pulscode-moduliertes PCM- Signal oder ein anders moduliertes Signal senden oder empfangen und wird von einer Dünnschicht-Batterieversorgung 104 betrieben, die relativ wenig Strom verbraucht. Da die externe Steuerung 100 vorzugsweise direkt außerhalb des Körpers des Patienten angebracht wird, kann sie ohne weiteres Funksignale an das Sende-Empfangs-Gerät 102 senden und relativ schwache Funksignale vom Sende-Empfangs-Gerät empfangen. Als Reaktion auf Signale, die das Sende-Empfangs-Gerät 102 von der externen Steuerung 100 empfängt, steuert ein Steuerkreis 106 das virtuelle Ventil in der Strömung-Steuereinheit 10, um die Fluidströmung zu ermöglichen und die Geschwindigkeit zu steuern, mit der Flüssigkeit von der Strömung-Steuereinheit fließt. Wenn keine Daten von der injizierten oder implantierten Vorrichtung an die externe Steuerung gesendet werden, ist nur ein Empfänger an der Vorrichtung erforderlich. Jede Unterbrechung bei der Zufuhr der angegeben Rate der Fluidströmung von der Strömung-Steuereinheit 10 kann von der Steuerschaltung 106 erfasst werden, die das Sende-Empfangs-Gerät 102 veranlasst, ein Zustandssignal an die externe Steuerung 100 zu senden. Wenn zum Beispiel von der Strömung-Steuereinheit 10 Blasen in der medizinischen Flüssigkeit, die dem Patienten verabreicht wird, erkannt werden, was die Strömung-Steuereinheit dazu veranlasst, die Verabreichung der medizinischen Flüssigkeit anzuhalten, zeigt das Signal, das an die externe Steuerung 100 gesendet wird, das Problem an und ermöglicht es medizinischem Personal, Abhilfemaßnahmen zu ergreifen. Solche Abhilfemaßnahmen können einfach das Einsetzen einer anderen Strömung-Steuereinheit 10 in das Herz-Kreislauf-System des Patienten beinhalten. Die Steuerschaltung 106 kann auch erkennen, wenn die gesamte Flüssigkeit, die in dem unter Druck gesetzten Fluidbehälter 12 enthalten ist, an den Patienten verabreicht wurde, und solche Informationen könen vom Sende-Empfangsgerät 102 an die externe Steuerung 100 gesendet werden. Es wird beabsichtigt, dass die externe Steuerung 100 benutzt werden kann, um jede Ausführungsform der oben offenbarten Strömung-Steuereinheit fernzusteuern und um Daten von jeder Ausführungsform zu empfangen (solange die Strömung-Steuereinheit ein Sende-Empfangs-Gerät (oder Empfangsgerät) und eine Steuerschaltung einschließt), unabhängig davon, ob die Strömung-Steuereinheit implantiert, injiziert oder extern verwendet wird.
In 11 ist ein Steuer- und Stromschaltkreis 32' zur Verwendung in Verbindung mit der Strömung-Steuereinheit 10 oder 10', wenn es nicht notwendig ist, Fernsteuerung und/oder Auslesen von Telemetrie-Daten bereitzustellen, dargestellt. In dieser Ausführungsform bildet der Fluidbehälter 12 oder wahlweise Schwerkraftfluss oder eine externe Fluidpumpe die Quelle für Flüssigkeit, die durch die Strömung-Steuereinheit 10 oder 10' bereitgestellt wird. Eine Batterie-Stromversorgung 110 liefert die Energie, um den Steuerschaltkreis 106 mit Strom zu versorgen und die optionale Pumpe anzutreiben – wenn sie verwendet wird. Zusätzlich kann eine optionale Anzeige 112 mit der Steuerschaltung verbunden werden, um die Strömungsgeschwindigkeit und den Status der Verabreichung der medizinischen Flüssigkeit an den Patienten durch die Strömung-Steuereinheit anzuzeigen. Die optionale Anzeige 112 kann eine Flüssigkristallanzeige oder eine andere geeignete elektronische Anzeige einschließen, von denen keine Details dargestellt sind. Die Strömung-Steuereinheit, die mit dem Steuer- und Stromschaltkreis 32' verwendet wird, ist wahrscheinlich wesentlich größer als diejenige in der Ausführungsform von 9. Dementsprechend ist sie zur Verwendung außerhalb des Körpers des Patienten besser geeignet. Es ist auch anzumerken, dass die Strömung-Steuereinheit 10''' anstelle der Strömung-Steuereinheit 10 oder 10' in dieser Ausführungsform verwendet werden kann.
Obwohl die vorliegende Erfindung in Verbindung mit der bevorzugten Form sie auszuführen beschrieben wurde, werden Personen mit grundlegenden Fachkenntnissen verstehen, dass innerhalb des Schutzumfangs der folgenden Ansprüche zahlreiche Modifikationen daran vorgenommen werden können. Dementsprechend ist es nicht beabsichtigt, dass der Schutzumfang der Erfindung in irgendeiner Weise durch die obige Beschreibung eingeschränkt wird, sondern stattdessen vollständig durch Bezugnahme auf die folgenden Ansprüche bestimmt wird.

Claims

Eine monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10), die folgendes umfasst: (a) einen Fluidkanal (24), der sich durch die Fluidströmung-Steuerstruktur (10) zwischen einer Einlass-Öffnung (16) und einer Auslass-Öffnung erstreckt, wobei die Einlass-Öffnung (16) ausgebildet ist, um in Fluidverbindung mit einem Fluidbehälter (12) verbunden zu werden, aus welchem der Einlass-Öffnung (16) Fluid zugeführt wird; (b) mindestens ein virtuelles Ventil (26), das ausschließlich durch eine Vorspannung beeinflusst und gesteuert wird, wobei das Ventil im Fluidkanal (24) angeordnet ist, um die Fluidströmung durch die Auslass-Öffnung zu steuern, wobei die Vorspannung an Elektroden (42a und 42b) angelegt wird, wobei das virtuelle Ventil (26) eine Öffnung mit einem Querschnitt einschließt, der klein genug ist, um Fluidströmung durch die Öffnung ohne das Vorhandensein der Vorspannung zu verhindern, worin die Strömungsrate durch die Öffnung ausschließlich durch die Höhe der angelegten Vorspannung gesteuert wird; und gekennzeichnet durch einen ersten Drucksensor (38) und einen zweiten Drucksensor (40), von denen mindestens einer innerhalb des Fluidkanals (24), zwischen der Einlass-Öffnung (16) und der Auslass-Öffnung angeordnet ist, wobei der erste und der zweite Drucksensor erste und zweite Drucksignale erzeugen, die beim Abtasten der Fluidströmung durch die Fluidströmung-Steuerstruktur (10) als Funktion eines Differenzdrucks eingesetzt werden, und dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung der Fluidströmung eine Funktion eines Fluiddruck-Differenzwertes innerhalb des Fluidkanals (24) ist.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, die weiter einen Blasensensor umfasst, der eine erste Platte (34) und eine zweite Platte (36) einschließt, die an gegenüberliegenden Seiten des Fluidkanals (24) angeordnet sind, wobei die erste und die zweite Platte Blasen in einem Fluid ab tasten, das durch den Fluidkanal (24) strömt, als Funktion einer Änderung der Permittivität zwischen der ersten und der zweiten Platte.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin sowohl der erste Drucksensor (38) als auch der zweite Drucksensor (40) innerhalb des Fluidkanals (24) angeordnet sind.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin der zweite Drucksensor (40) stromabwärtig von der Auslass-Öffnung angeordnet ist.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin der erste und der zweite Drucksensor (38, 40) einen Differenzdruck-Meßumformer umfassen, der eine Differenz zwischen einem Druck innerhalb des Fluidkanals (24) und einem Druck stromabwärtig von der Auslass-Öffnung abtastet.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin die Öffnung des virtuellen Ventils (26) eine transversale Querschnittsgröße hat, die weniger als 5 μm beträgt.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin der Fluidkanal (24) in einer Siliziumplatte (30) geformt ist.
Die monolithische Fluidströmung-Steuerstruktur (10) von Anspruch 1, worin die monolithische Fluid-Steuerstruktur (10) eine ausreichend kompakte Größe hat, um durch eine subkutane Kanüle in den Körper eines Patienten implantiert zu werden.