EP1587559A1 - Automatische, von hydrogelen getriebene fördereinrichtung mit einstellbarer abgabecharakteristik zum fördern eines mediums, insbesondere insulin - Google Patents

Automatische, von hydrogelen getriebene fördereinrichtung mit einstellbarer abgabecharakteristik zum fördern eines mediums, insbesondere insulin

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Publication number
EP1587559A1
EP1587559A1 EP04701347A EP04701347A EP1587559A1 EP 1587559 A1 EP1587559 A1 EP 1587559A1 EP 04701347 A EP04701347 A EP 04701347A EP 04701347 A EP04701347 A EP 04701347A EP 1587559 A1 EP1587559 A1 EP 1587559A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
actuator
swelling agent
conveying device
automatic
pump
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP04701347A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Andreas Richter
Christian Klenke
Karl-Friedrich Arndt
Gilbert Schiltges
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Tecpharma Licensing AG
Original Assignee
Disetronic Licensing AG
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Filing date
Publication date
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Publication of EP1587559A1 publication Critical patent/EP1587559A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
    • A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
    • A61M5/142—Pressure infusion, e.g. using pumps
    • A61M5/145—Pressure infusion, e.g. using pumps using pressurised reservoirs, e.g. pressurised by means of pistons
    • A61M5/1452—Pressure infusion, e.g. using pumps using pressurised reservoirs, e.g. pressurised by means of pistons pressurised by means of pistons
    • A61M5/14526—Pressure infusion, e.g. using pumps using pressurised reservoirs, e.g. pressurised by means of pistons pressurised by means of pistons the piston being actuated by fluid pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61M2005/14513—Pressure infusion, e.g. using pumps using pressurised reservoirs, e.g. pressurised by means of pistons with secondary fluid driving or regulating the infusion
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61M5/142—Pressure infusion, e.g. using pumps
    • A61M5/14244—Pressure infusion, e.g. using pumps adapted to be carried by the patient, e.g. portable on the body

Definitions

  • Automatic conveying device driven by hydrogels with adjustable discharge characteristic for conveying a medium, in particular insulin
  • the invention relates to an extracorporeal automatic fluidic delivery device based on hydrogel, in particular for the delivery of insulin, which has an extremely simple construction and small dimensions with a time and delivery characteristic that can be set by the user and is intended for single and / or repeated use.
  • Diabetes mellitus Administer the drug subcutaneously at a specific time at night.
  • the pump described here is installed and activated by the patient in the evening. It then automatically delivers the medication at the scheduled time without requiring any further action by the patient.
  • Diabetes mellitus can be considered as a special application in which there is an increased insulin requirement (dawn phenomenon) in the early morning hours. This high demand can be met by the pump with hydrogel actuator in a patient-specific manner without having to wake the patient.
  • the pump principle enables a constant small volume flow to be generated over a longer period of time. This is relevant in certain technical / medical applications.
  • the basic insulin requirement can be covered in type 2 diabetics. In contrast to the long-acting insulins available on the market, this ensures constant insulin delivery and intake from and within certain periods.
  • the pump principle can also implement complicated, programmable processes, such as those required for insulin pump therapy (CSU), in a simple and auxiliary energy-free manner.
  • CSU insulin pump therapy
  • An electromechanically operated injection pen is known from WO 93/16740. It has been developed for self-medication with liquid drugs or excipients to be injected. The expulsion of the liquid is made possible by the propulsion of a piston coupled to a spindle by means of motor power.
  • the disadvantage of these previously known devices is their complex structure and the dependence on an energy supply by means of a battery.
  • US 56 72167 also discloses an osmotically powered portable extracorporeal infusion pump. It consists of two storage bags, one contains the fluid to be pumped and the second bag contains the driving liquid. In turn, salination or osmotic forces from the concentration equalization of two liquids are used to convey fluids.
  • the infusion rate depends on the properties of the intermediate semipermeable membrane and must therefore be preset in the factory.
  • the pump is activated by a valve or by destroying a sealing layer. Pulsatile operation is only possible through the use of conventional energy-driven time-controlled pumps.
  • a trigger delay for osmotically operated pumps is disclosed in US4976966. It is achieved by pressing out a pump core with a semi-permeable membrane and an osmotic drive from an impermeable casing.
  • extracorporeal insulin pumps sometimes have a very wide range of setting functions and individually adaptable program sequences, they are very complicated in structure, which is why they are expensive and generally require auxiliary energy.
  • the described implantable drug delivery systems based on the principle of osmotic pumps are very simple.
  • the disadvantage of them is the implantation, which is always associated with high expenditure and risks, and the impossibility of setting the pump delivery characteristic on the patient side.
  • These facilities can also only cover the basic basic needs of the patient.
  • the object of the invention is to develop automatically acting extracorporeal pumps which have a simple structure, are inexpensive to manufacture, work with auxiliary energy and have the possibility of adjusting the delivery characteristics on the patient side.
  • the pumps should be characterized by a low susceptibility to faults.
  • hydrogels are the solid-state effect carriers with the largest usable volume change and work without auxiliary energy, ie they do not require any external energy supply, for example in the form of electrical quantities. These hydrogel properties make it possible to implement very simple pumps which, due to their design, have a predetermined delivery characteristic.
  • Modern insulin delivery systems demand an adjustable delivery characteristic that can be individually adjusted by a doctor or patient. On the one hand, this can be done by modifying the properties of the hydrogel actuator, but this usually requires complicated operation. On the other hand, the adjustability of the pump behavior can be realized through constructive measures. This option offers the advantage of simple operation.
  • ⁇ A - ⁇ (gel) - ⁇ A (environment) can be set. This equation initially states that until an equilibrium state is reached, the gel increases its volume by swelling agent absorption.
  • the first possibility of influencing results from the chemical potential of the solvent in the hydrogel ⁇ A (gel). This is a material-specific quantity, which is determined by the chemical composition, cross-link density, etc.
  • an actuator made of a hydrogel with the desired swelling characteristics must be used at the actuator location of a pump, which e.g. can happen in cartridge, tablet or similar form.
  • this possibility is associated with a rather complicated operating process.
  • the variation of the chemical potential of the solvent in the environment ⁇ offers further possibilities for subsequent adjustment of the source kinetics or actuator dynamics. This can be done very simply by providing the swelling agent in a metered manner. In terms of construction, this is possible by adjusting the cross section of the swelling agent feed.
  • the potential difference ⁇ A between the gel and the environment can also be influenced by a pressure which counteracts the swelling pressure.
  • a pressure can be realized constructively by means of a spring element or by an element which generates a force which counteracts the swelling process as a result of friction. Since the swelling process of hydrogels is differentially controlled, the actuator dynamics can also be determined by the dimension and macroscopic structure of the hydrogel actuator. The relaxation time constant determining the temporal swelling process is related
  • the equation states that in addition to the cooperative diffusion coefficient describing the swelling agent-hydrogel system, the smallest characteristic dimension of the hydrogel actuator determines its time behavior via a quadratic proportionality. Small hydrogel structures are therefore desirable for short swelling times and large hydrogel structures for long swelling times.
  • pulsatile characteristic curves can be realized through series-connected actuator segments with different source properties.
  • material segments made of substances that dissolve in a defined time due to the action of solvents can be used. After the dissolving process, the next hydrogel segment that has an active effect is activated by the action of a swelling agent.
  • One setting option is the user-side compilation of the actuator from the required segments.
  • the variation of the swelling agent mixture by the user can also be used, for example by using different solvent reservoirs in the required order be connected to the swelling agent reservoir and the resulting dynamic swelling agent mixture adjusts the actuator dynamics according to the requirements.
  • the application of different counterforces can be used in the necessary order. If the counterforces are applied, for example, by friction pairings of bores and round rod segments with defined friction coefficients, the counterforce can be changed by varying the inner diameter (bore diameter), since the outer diameter of the round rod segment is constant. The duration of action of the respective counterforce can be determined by the guide length of the round rod segment in the specific inner diameter.
  • Another option for setting the characteristic curve is the use of hydraulic translation mechanisms. By varying the cross section of the actuator chamber in its source or effective direction, both its force effect and its travel can be changed according to the principle of preservation of work.
  • the pump characteristic curve can also be changed by varying the cross section of the swelling agent supply. If the cross-section is narrowed, the pump delivers slowly, if it is expanded, the actuator can swell more quickly and the pump has a higher delivery rate. If the swelling agent supply is stopped, the pump function is interrupted. This can also be used as an emergency stop function.
  • An adjustable time delay from pump commissioning to the start of actual delivery can also be achieved using various methods.
  • dissolvable swelling agent barriers can in turn be used in the feed path; their delay time can be determined by the material used and its effective effective thickness.
  • An idle travel of the hydrogel actuator can be used as another setting principle for the time delay. After activation, it must first expand in an actuator-ineffective cavity in order to then be able to act on the medication reservoir. In this case, the time delay is a function of the idle travel to be completed.
  • the swelling agent is not provided by the pump environment (with implanted pens, the body fluid is used as a swelling agent).
  • a swelling agent reservoir must therefore be integrated in the pump.
  • the swelling agent reservoir In order to ensure that the pump function is independent of the position of the applicator (i.e. the swelling agent must always be available), the swelling agent reservoir must be pressurized with such an overpressure that even in the worst case scenario there is a pressure difference driving the swelling agent into the actuator chamber.
  • the hydrostatic excess pressure required in the swelling agent reservoir can e.g. can be realized by a prestressed elastic covering or by an acting spring.
  • hydrogel-based pumps are usually only designed for single use. In order to be able to use pumps for multiple use, the drive must be able to be reset to its initial state. This is possible through the use of smart hydrogels or swellable polymer networks with discontinuous phase transition behavior. These smart hydrogels have the property of reacting in their phase transition area to small changes in special environmental sizes with pronounced volume changes. For example, hydrogels with a so-called lower critical solution temperature characteristic are known which swell at temperatures below their phase transition temperature and swell above. For example, the homopolymer poly (N-isopropylacrylamide) has a phase transition temperature of approximately 33 ° C. in an aqueous environment.
  • the position of this phase transition can be adjusted almost anywhere between 5 and 50 ° C. by copolymerization and also by variation of the swelling agent composition.
  • a pump user can not only sterilize the pump by placing it in a heat sterilizer or in boiling water, but also reinstalling the pump drive from the smart hydrogel the initial resp. reset the swollen state so that it can be reused afterwards.
  • FIG. 2 A principle for realizing the time delay mechanism for a
  • FIG. 3 the mode of action of a frictional force counteracting the swelling force
  • FIG. 4 the delivery characteristic of a pump according to FIG. 1 Figure 5
  • FIG. 5a illustrates the dialing system of the automatic pump of Figure
  • Figure 6a The assembly for mechanical programming of the pump according to Figure 6.
  • the pump according to FIG. 1 has a time delay which can be set by the user and is designed in particular for the treatment of the down phenomenon. It promotes the required amount of active ingredient within a certain period of time after the delay. It enables the user to set the necessary delay before going to bed, to apply and to activate the pump. After the set time, the pump automatically pumps the active ingredient so that the user can sleep through the night.
  • the pump according to FIG. 1 consists of a pump body 1, which initially ensures the mechanical functional reliability and defines the installation space for the further functional elements.
  • an extracorporeal pump cannot obtain the swelling agent from its surroundings in the form of body fluid.
  • the pump therefore contains a swelling agent reservoir 4 in which the swelling agent is made available.
  • the swelling agent reservoir can have a solid, dimensionally stable envelope or an elastic envelope.
  • the condition of a dimensionally stable casing, the function of which can also be carried out by the pump housing 1, is an executable and sealing plug, via which the excess pressure can be coupled into the swelling agent. If a rubber-elastic material is used for an elastic covering, for example a latex or silicone molded part, the hydrostatic excess pressure can be applied in order to implement the position-independent provision of swelling agent in terms of functionality by the elastic restoring force of the covering.
  • the pump trigger 7 must be actuated to start up the pump. In the arrangement shown, it can work according to two principles. If it is equipped with a destructive element, for example a hook, it destroys the covering of the swelling agent reservoir 4, so that the swelling agent can reach the actuator chamber 3 through the swelling agent supply element 7a. If it is designed as a shut-off valve, it creates a connection between the swelling agent reservoir 4 and the actuator chamber 3 when actuated. In addition to its function as a trigger seat, the swelling agent supply element 7a has the task of providing the swelling agent in a defined amount to the gel actuator 2 after the pump has been started up. This feed rate can be determined constructively via the effective feed cross-section through which the flow can flow and the size of the hydrostatic excess pressure of the swelling agent reservoir.
  • the supply cross-section can be determined, for example, by the diameter and the number of bores in the source / feed element 7a or by the use of porous materials or membranes. Since porous or membrane materials with defined permeability and small tolerances of almost any size order are commercially available, their use in the source means 7a offers itself.
  • the actuator material 2 begins to swell from a swellable polymer network as a result of swelling agent absorption. Because of the only available degree of freedom, the actuator 2 will now extend unidirectionally in the direction of the active substance reservoir and the retarding disk.
  • the actuator chamber 3 shown in Figure 1 has a flexible envelope, e.g. in the form of latex or polyethylene film material.
  • a flexible envelope e.g. in the form of latex or polyethylene film material.
  • an elastic version e.g. rubber-elastic latex covering
  • the actuator chamber itself can also have a rigid casing, as is the case, for example, when the actuator chamber walls are formed by the pump housing 1, the firmly seated swelling agent supply element 7a and the movable retardation disk 14.
  • the actuator material 2 itself consists of swellable polymer networks.
  • Purchasable materials that are used, for example, as superabsorbers appear to be particularly suitable. In addition to a low price, they are characterized by very good actuator properties, high volume expansion and good constancy of properties.
  • the most important actuator materials are polymers based on acrylic acid, e.g. anionic polyacrylates such as Na polyacrylate.
  • anionic polyacrylates such as Na polyacrylate.
  • other swellable polymer networks with the required properties can also be used. Since this field is very large, only a few derivative classes are listed without any claim to completeness: acrylamides, vinyl alcohols, urethanes, vinyl ethers, cellulose, gelatin.
  • the actuator material and its macroscopic structure in interaction with the available swelling agent, its quantity per unit of time and the forces opposing the actuator, largely determine the pump characteristic.
  • Three material parameters are relevant for the actuator properties.
  • the chemical composition of the polymer network determines the realizable framework of the actuator properties as well as the swelling behavior over time.
  • the crosslinking conditions via the crosslinking density and the microscopic structure (eg homogeneous or porous polymer network), the behavior over time, the maximum degree of swelling that can be achieved and the possible swelling pressure can also be determined.
  • the third material parameter for setting the actuator properties is its macroscopic structure.
  • the actuator material is usually not filled into the actuator chamber 3 as a whole body, but in particle form.
  • the particle size and the particle size distribution determine the maximum possible actuator stroke, the temporal behavior and the repeatability of the actuator behavior. This effect is caused by the ratio of the total actuator volume to the dry volume of the polymer network. If the effective empty space between the individual particles is large, the particles must use a considerable part of their swelling process to fill these cavities, so that both the maximum possible actuator stroke and the effective swelling time of the actuator decrease.
  • the particle size distribution influences the repeatability of the actuator behavior. If it is chosen too wide, the temporal behavior and the actuator stroke will vary greatly.
  • the corresponding particle sizes and particle size distributions can be obtained very easily by grinding the starting material and then sifting with test sieves. Characteristic particle sizes are between 50 ⁇ m and 1500 ⁇ m, the particle size distributions should not exceed the limits of + 100 ⁇ m.
  • the actuator 2 At the beginning of the unidirectional expansion of the gel actuator 2 as a result of the action of swelling agent, it will reach the deceleration disk 14. This component is not of fundamental importance for the pump, but it serves to reduce the pump penbauner.
  • the mode of operation of the deceleration disk is illustrated in FIG. 3. If the actuator 2 only has to overcome the force F during the swelling process, it will set its swelling balance characteristic of F after a certain time. However, if it works against a force of size 2F, such as exists due to a friction pairing (press or transition fit) of the retarding disk 14 and pump housing 1, the actuator will achieve its swelling balance characteristic of 2F with a smaller actuator stroke at approximately the same time. Subsequent relief on F, as occurs, for example, when the deceleration disk 14 is moved from the friction or press-fit area into a play-fit area, causes the swelling process to be restarted to the characteristic swelling balance of the force F.
  • FIGS. 2a and 2b The principle of the time delay between pump start-up and the start of active substance delivery is illustrated by FIGS. 2a and 2b.
  • Figure 2a the initial state of the pump is shown shortly after activating the actuator 2.
  • the actuator 2 will now push the delay disk 14, if it is present, and the active substance reservoir 5, if this is movable, in the direction of the opener tapping 10 over a length lvz until the end position of the time delay process according to FIG. 2b is reached which the drug reservoir 5 is pressed against the opener 10.
  • the time delay is a function of the length lvz. The larger the lvz, the longer it is. Time Delay.
  • the pump user can set the time delay by changing the length lvz by turning the adjusting screw 11, which is fastened to the pump housing 1 with a thread.
  • a corresponding time scale is advantageously located on the pump housing 1 and a marking on the adjusting screw 11.
  • the relationship time delay - lvz can be assumed to be linear if the actuator 2 is oversized and thus only the practically linear increase in the actuator characteristic curve (see FIG. 3) is used. This relationship is an optimization parameter that must be experimentally adapted to the respective funding task.
  • the drug reservoir 5 After passing through the time delay unit, the drug reservoir 5, which until then has been sterile closed, is pressed by the actuator 2 against the opener piercing 10 in such a way that the drug reservoir envelope is pierced by it and thus opened. With the remaining actuator stroke, the active substance reservoir, which in the case shown has an elastic covering, is now emptied via the active substance outlet 8 in a certain time.
  • a movable member for example a stopper, must be present on the actuator side and a pierceable membrane on the puncture side.
  • Is protection against excessive release of active substances required e.g. can occur with mechanical deformation of an elastic pump housing 1, a flow restriction device 9 in the form of ball valves (see Figure 1), flap valves or the like. place easily between tapping 10 and agent outlet 8.
  • These valves are pressure differential controlled. They are open at low pressure differences or flow velocities, while when certain pressure differences or flow velocities are exceeded they close between the inlet and outlet.
  • FIG. 1 An example of an application for the pump shown in FIG. 1 will be presented with reference to FIG.
  • the pump used for the delivery characteristic shown in FIG. 4 has the structure shown in FIG. 1.
  • FIG. 5 pumps are to be presented which are designed for continuous delivery with a defined amount of active ingredient delivered per unit of time over a specific, adjustable period of time.
  • the pump initially has the same main components as that according to FIG. 1, but without a time delay unit, since this is unnecessary for the application now described. It is put into operation by actuating the pump trigger 7 by guiding the force flow generated by the user via the fully compressed biasing spring 6 to the swelling agent reservoir 4 in such a way that the force required to pierce the actuator-side conversion of the swelling agent reservoir 4 with the tapping 13 is exceeded.
  • the swelling agent can now reach actuator 2 through piercing needle 13.
  • the position independence of the source material supply is again ensured by the pretensioning device 6 by means of hydrostatic overpressure.
  • the swelling agent must pass through the dial of the effective supply cross section 17.
  • the element 17 has three concentrically arranged areas with different supply cross sections 17a, b, c (see also FIG. 5a). Since the selection disk 17 is rotatably mounted, the user can select an appropriate supply cross-section and thus determine the amount of swelling agent available per unit of time. This enables him to determine the delivery rate of the pump, i.e. how much active ingredient should be delivered per unit of time.
  • the time-dosed swelling agent reaches the selection disk 12, which is provided, for example, with three functional bores which are placed in accordance with the concentric arrangement of the supply cross sections of the element 17.
  • these functional bores there are, for example, three different actuator segments 2a, 2b, 2c (see FIG. 5a), which can contain both a different actuator material composition and different fill quantities.
  • the actuator 2a, b, c to be activated the maximum total volume that can be conveyed can be set, for example, via the actuator-effective filling quantity of actuator material.
  • a fine adjustment of the actuator dynamics etc. is also conceivable.
  • Disc system and their combination the same effect of continuous funding with a defined amount of active ingredient delivery per unit of time can be achieved over a certain, adjustable period.
  • the electoral system can also be implemented differently than described here.
  • the swelling agent metered in time by the selection element 17 now activates the actuator segment selected with the selection disk 12, e.g. 2a. This now presses the drug reservoir 5, which is also concentrically mounted, and presses it until it pierces the tapping 10.
  • the tapping 10 now opens the drug reservoir 5, which was previously sterile closed, and enables the drug to flow out through the drug outlet 8.
  • the remaining actuator stroke drives the drug up to the amount specified by the actuator material or actuator fill quantity.
  • a suitable combination of several selection elements can be used to implement an automatically delivering pump with an adjustable, pulsatile delivery characteristic.
  • Such a pump is shown by way of example in FIG. 6.
  • the functional sequence is the same as that described for the configuration according to FIG. 5.
  • the swelling agent must pass through a defined feed cross-section, which in turn can be designed as a dial, or as shown in FIG. 6a, in the form of separating membranes 16a, b, c as part of the dial 12a.
  • the swelling agent then reaches the actuator segment 2a, b or c selected with the selection disk 12a, which now begins to swell.
  • the swelling agent front completely penetrates the selected actuator segment of the dial 12a and now reaches the actuator segment connected by the dial 12b, which can have different temporal-actuator properties than that of 12a.
  • the same process takes place with the dial 12c.
  • the respective actuator stroke forces the downstream actuator segments out of their position in the dials.
  • the dialing Disks 12a, b, c only the combination of individual conveyor sections and their timing is determined.
  • the functional bores 15a, b, c of the dials 12 can contain, in addition to actuator material, also material that is not actuatively effective, but that transmits the actuator stroke and the swelling agent front. This is particularly relevant for interruptions in funding.
  • the resulting time-defined actuator stroke now opens the active substance reservoir 5 in the form already described in FIG. 5 and drives the active substance pulsatile out of the pump via the active substance outlet 8.
  • This mechanically programmable pump can also be based exclusively or in combination on the other possibilities of influencing the pump characteristics already described.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine extrakorporale automatische fluidische Fördereinrichtung auf Hydrogelbasis, welche einen denkbar einfachen Aufbau und geringe Abmessungen bei einer vom Nutzer einstellbaren Zeit- und Fördercharakteristik besitzt sowie für den ein- und/oder mehrmaligen Gebrauch bestimmt ist.

Description

Automatische, von Hydrogelen getriebene Fördereinrichtung mit einstellbarer Abεabecharakteristik zum Fördern eines Mediums, insbesondere Insulin
Die Erfindung betrifft eine extrakorporale automatische fluidische Fördereinrichtung auf Hydrogelbasis, insbesondere zur Abgabe von Insulin, welche einen denkbar einfachen Aufbau und geringe Abmessungen bei einer vom Nutzer einstellbaren Zeit- und Fördercharakteristik besitzt sowie für den ein- und/oder mehrmaligen Gebrauch bestimmt ist.
Man schätzt, daß in Deutschland zur Zeit mehrere Millionen chronisch Kranke leben. Von ihnen gehören mehrere Hunderttausend zu dem Patiententyp, die einer ständigen Medikamentierung bedürfen. Ein solcher Patient hat einen kontinuierlichen Basisbedarf an einem oder mehreren bestimmten Wirkstoffen. Der individuell ermittelte Grundbedarf, der mit einem Injektionsgerät unter die Haut gespritzt wird, ist notwendig, um bei dem Betroffenen eine Normalsituation zu erreichen. Zuzüglich zu diesem Grandbedarf besteht bei bestimmten Ereignissen ein weiterer Bedarf an Wirkstoffen.
Der besondere Nutzen der Erfindung ergibt sich wie folgt:
• Bei diversen chronischen Krankheiten ist es erforderlich, sich während der
Nacht zu einer bestimmten Zeit das Medikament subkutan zu verabreichen. Die hier beschriebene Pumpe wird vom Patienten am Abend angebracht und aktiviert. Sie fördert dann zur vorgesehenen Zeit automatisch das Medikament, ohne dabei einer weiteren Aktion des Patienten zu bedürfen. Als spezieller Anwendungsfall kann Diabetes mellitus betrachtet werden, bei welchem es in den frühen Morgenstunden zu einem erhöhten Insulinbedarf (Dawn-Phänomen) kommt. Dieser er- höhte Bedarf kann von der Pumpe mit Hydrogelaktor patientenspezifisch gedeckt werden, ohne dazu den Patienten wecken zu müssen.
• Das Pumpenprinzip ermöglicht es in einer seiner hier beschriebenen Ausführungsvarianten, einen konstanten kleinen Volumenfluß über einen längeren Zeitraum zu generieren. Dies ist in bestimmten technischen/medizinischen Applikationen relevant. Insbesondere kann damit bei Typ2 Diabetikern der Basisinsulinbedarf gedeckt werden. Im Gegensatz zu den auf dem Markt erhältlichen langwirkenden Insulinen wird hiermit eine konstante Insulinförderung und -aufnähme ab und innerhalb bestimmter Zeiträume sichergestellt.
• Aufgrund der rein mechanisch einstellbaren Pumpencharakteristika, wie z.B. der Zeitpunkt des Einsetzens der Förderung, der Kennlinienverlauf und das zu fördernde Medienvolumen, kann das Pumpenprinzip in einfacher und hilfsener- giefreier Weise auch komplizierte, programmierbare Abläufe, wie sie beispielsweise bei der Insulinpumpen-Therapie (CSU) benötigt werden, realisieren.
• Bei Einsatz smarter Hydrogele ist eine Mehrfachverwendung der Pumpen möglich.
Um die Medikamentierung dauerhaft und kontinuierlich zu ermöglichen, werden bisher elektromechanisch, pneumatisch oder osmotisch angetriebene Medikamentendo- siersysteme genutzt.
Aus WO 93/16740 ist ein elektromechanisch betriebener Injektionspen bekannt. Er ist für die Selbstmedikamentierung mit flüssigen zu injizierenden Medikamenten oder Hilfsstoffen entwickelt worden. Das Austreiben der Flüssigkeit wird durch den Vortrieb eines an eine Spindel gekoppelten Kolbens mittels Motorkraft ermöglicht. Der Nachteil dieser bislang bekannten Einrichtungen ist ihr komplexer Aufbau und die Abhängigkeit von einer Energieversorgung mittels Batterie.
Aus DE 41 06 624 ist ein osmotisch betriebenes Injektionssystem für die langsame und stetige Medikamenteninjektion bekannt. Der Vortrieb des Spritzenkolbens erfolgt hier über Salinations- oder osmotische Kräfte. Ein Fluid höherer Konzentration wird infolge osmotischer Aufnahme von einem Fluid geringerer Konzentration unter Volumenzunahme verdünnt. Der dabei erzeugte Arbeitsdruck wird für den Vortrieb des Kolbens genutzt. Die Funktionalität wird durch herausstehende bewegliche Teile sowie einen fehlenden Aktivierungs- und Auslöseverzögerungsmechanismus beeinträchtigt. Es ist kein pulsatiler Betrieb mit dieser Pumpe möglich.
Unter US 56 72167 ist ebenfalls eine osmotisch angetriebene portable extrakorporale Inftisionspumpe offengelegt. Sie besteht aus zwei Vorratsbeuteln, in einem ist das zu fördernde Fluid untergebracht und der zweite Beutel enthält die treibende Flüssigkeit. Es werden wiederum Salinations- bzw. osmotische Kräfte aus dem Konzentrationsausgleich zweier Flüssigkeiten zur Fluidförderung genutzt. Die Infiαsionsrate ist von den Eigenschaften der zwischenliegenden semipermeablen Membran abhängig und muß daher werksseitig voreingestellt werden. Aktiviert wird die Pumpe durch ein Ventil bzw. durch das Zerstören einer Siegelschicht. Ein pulsatiler Betrieb ist nur durch Verwendung von herkömmlichen energiebetriebenen zeitgesteuerten Pumpen möglich.
In Patent US2001047161 wird eine implantierbares osmotisch betriebenes Medika- mentenapplikationssystem beschrieben. Es dient der Langzeitmedikamentierung mit flüssigen oder löslichen Arzneistoffen. Die Abgabecharakteristik wird über die Wahl der Membran sowie über die stofflichen Eigenschaften des quellenden Stoffes werk- seitig eingestellt. Eine nachträgliche Einstellung des Auslösezeitpunktes sowie eine nachträgliche Anpassung der Förderkennlinie an die Bedürfnisse des Patienten durch den Arzt ist nicht möglich.
Es sind bereits Pumpsysteme in US5340590 offengelegt, welche durch Kombination mehrerer Lagen unterschiedlicher osmotischer und quellender Stoffe einen pulsatilen Betrieb der Pumpe ermöglichen. Eine Anpassung der Kennlinie an die Patientenbe- dürfhisse ist nur während der Herstellung möglich. Das Pumpsystem besitzt kein eigenes Quellmittelreservoir und ist daher auf die Zuführung von Feuchtigkeit aus dem umgebenden Medium angewiesen. Es ist daher nur als Implantat bzw. als einzuneh- mende Kapsel konzipiert. Eine Auslöseverzögerung bzw. ein Einschaltmechanismus ist nicht angezeigt.
Unter US5209746 ist die pulsatile Betriebsart einer osmotischen Pumpe durch konstruktive Mittel wie Verengungen oder mechanische Barrieren gelöst. Die Nachteile dieser Systeme sind ihre ausschließlich werkseitige Anpassung der Kennlinie der Pumpe an die Patientenbedürfhisse und ihre Beschränkung auf intrakorporale Anwendung auf Grund eines fehlenden Quellmittelreservoirs. Eine Auslöseverzögerung bzw. ein Einschaltmechanismus ist nicht angezeigt.
Eine Auslöseverzögerung für osmotisch betriebene Pumpen wird in US4976966 offengelegt. Sie wird durch das Herauspressen eines Pumpenkernes mit einer semiper- meablen Membran und einem osmotischen Antrieb aus einer undurchlässigen Hülle erreicht.
Das Herauspressen erfolgt ebenfalls durch einen osmotischen Antrieb, welcher sich am Grund der äußeren Hülle befindet. Die äußere Hülle ist an ihrem Grund perforiert bzw. semipermeabel gestaltet. Diese Auslöseverzögerung ist vom Nutzer nicht einstellbar und die Pumpe funktioniert nur innerhalb einer feuchten Umgebung, also implantiert bzw. im Verdauungstrakt.
Die beschriebenen Anwendungen weisen eine Reihe von Mängeln auf. Extrakorporale Insulinpumpen verfügen zwar über zum Teil sehr vielfältige Einstellftinktionen und individuell anpaßbare Programmabläufe, sind jedoch sehr kompliziert aufgebaut, deshalb teuer und benötigen in der Regel Hilfsenergie. Die beschriebenen implantierbaren Medikamentenabgabesysteme nach dem Prinzip osmotischer Pumpen sind sehr einfach aufgebaut. Nachteilig an ihnen ist jedoch die immer mit hohem Aufwand und Risiken verbundene Implantation sowie die Unmöglichkeit einer patientenseitigen Einstellung der Pumpenabgabecharakteristik. Diese Einrichtungen können zudem nur den basalen Grundbedarf des Patienten abdecken. Aufgabe der Erfindung ist es, automatisch wirkende extrakorporale Pumpen zu entwickeln, welche einen einfachen Aufbau besitzen, kostengünstig herstellbar sind, hilfs- energie rei arbeiten und über die Möglichkeit der patientenseitigen Einstellbarkeit der Abgabecharakteristik verfügen. Weiterhin sollen sich die Pumpen durch eine geringe Störanfälligkeit auszeichnen.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die in Anspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Ansprüchen 2 bis 21 angegeben.
Die erfindungsgemäßen Pumpen nutzen alsJ Aktor Hydrogele, die aufgrund ihrer Volumenzunahme infolge Quellmittelauftiahme auch als ein Spezialfall der osmotischen Antriebe gelten. Hydrogele sind die Festkörpereffektträger mit der größten nutzbaren Volumenänderung und arbeiten hilfsenergiefrei, d.h., sie benötigen keine externe E- nergiezufuhr, z.B. in Form von elektrischen Größen. Durch diese Hydrogel- Eigenschaften lassen sich sehr einfache Pumpen realisieren, die bauartbedingt eine vorgegebene Abgabe-Charakteristik besitzen.
An moderne Insulin-Abgabesysteme wird die Forderung an eine einstellbare und damit individuell durch Arzt oder Patient anpaßbare Abgabe-Charakteristik gestellt. Dies kann einerseits durch Modifizierung der Eigenschaften des Hydrogelaktors erfolgen, was aber im Regelfall eine komplizierte Bedienung voraussetzt. Zum anderen ist die Einstellbarkeit des Pumpenverhaltens durch konstruktive Maßnahmen realisierbar. Diese Möglichkeit bietet den Vorteil einer einfachen Bedienung.
Funktionen sind drei Einstellmöglichkeiten einer Insulinpumpe relevant:
I. die Verzögerungszeit von der Pumpeninbetriebnahme bis zum Einsetzen der Medikamentenförderung
II. der Förderzeitraum des Medikamentes inklusive der abgegebenen Menge pro Zeiteinheit, sowie
III. der Verlauf der Kennlinie (konstant, pulsatil) . Die Erfindung beruht insbesondere für II. und III. auf der Erkenntnis, daß zum nachträglichen Einstellen des Pumpenverhaltens die Aktordynamik variierbar sein muß. Diese kann durch die Differenz des chemischen Lösungsmittel-Potentials zwischen Gel und Umgebung
ΔμA - μλ(Gel) - μA(Umgebung) festgelegt werden. Diese Gleichung besagt zunächst, daß bis zum Erreichen eines Gleichgewichtszustandes das Gel sein Volumen durch Quellmittelaufnahme vergrößert.
Die erste Beeinflussungsmöglichkeit ergibt sich durch das chemische Potential des Lösungsmittels im Hydrogel μA(Gel). Dieses ist eine materialspezifische Größe, die durch die chemische Zusammensetzung, Vernetzungsdichte etc. bestimmt wird. Zum Einstellen der Aktordynamik über diese Größe muß ein Aktor aus einem Hydrogel mit der gewünschten Quellcharakteristik an der Aktorplatz einer Pumpe eingesetzt werden, was z.B. in Kartuschen-, Tabletten- oder ähnlicher Form geschehen kann. Allerdings ist diese Möglichkeit mit einem recht komplizierten Bedienprozeß verbunden.
Weitere Möglichkeiten zur nachträglichen Einstellung der Quellkinetik bzw. Aktordynamik bietet die Variation des chemischen Potentials des Lösungsmittels in der Umgebung μλ(Umgebung) . Dies kann sehr einfach dadurch geschehen, daß das Quellmittel dosiert bereitgestellt wird. Konstruktiv ist dies durch eine Einstellbarkeit des Querschnitts der Quellmittelzuführung möglich.
Eine andere Möglichkeit besteht darin, daß μA(Umgebung) durch Variation des Quellmittelgemisches geändert wird. Diese Methode beinhaltet allerdings ebenfalls eine aufwendige Bedienung.
Der Potentialunterschied ΛμA zwischen Gel und Umgebung kann auch , durch einen dem Quellungsdruck entgegenwirkenden Druck beeinflußt werden. Ein solcher Druck ist konstruktiv durch ein Federelement oder durch ein Element, welches infolge Reibung eine dem Quellvorgang entgegenwirkende Kraft erzeugt, realisierbar. Da der Quellprozeß von Hydrogelen difftisionskontrolliert ist, läßt sich die Aktordynamik auch durch die Dimension und makroskopische Struktur des Hydrogelaktors festlegen. Die den zeitlichen Quellvorgang bestimmende Relaxationszeitkonstante verhält sich zu
D, Coop
Die Gleichung besagt, daß neben dem das System Quellmittel-Hydrogel beschreibenden kooperativen Diffusionskoeffizienten die kleinste charakteristische Dimension des Hydrogelaktors über eine quadratische Proportionalität dessen Zeitverhalten bestimmt. Für geringe Quellzeiten sind also kleine Hydrogelstrukturen, für hohe Quellzeiten große Hydrogelstrukturen anzustreben.
Um einen benutzerseitig einstellbaren pulsatilen Kennlinienverlauf erreichen zu können, ist es erforderlich, den Pumpenantrieb so zu aktivieren, daß er in einer gewünschten zeitlichen Reihenfolge die jeweils benötigten Förderraten (Fördermenge pro Zeiteinheit) realisiert. Hierfür sind die bereits genannten Beeinflussungsmöglichkeiten nutzbar.
So können z.B. durch in Serie geschaltete Aktorsegmente mit jeweils unterschiedlichen Quelleigenschaften pulsatile Kennlinieverläufe verwirklicht werden. In Bereichen, in denen keine Förderung vorhanden sein soll, sind Materialsegmente aus Stoffen, die sich in einer definierten Zeit durch Lösungsmitteleinwirkung auflösen, einsetzbar. Nach dem Auflöseprozeß wird das nächste aktorisch wirksame Hydrogelseg- ment durch Quellmitteleinwirkung aktiviert. Eine Einstellmöglichkeit besteht in der benutzerseitigen Zusammenstellung des Aktors aus den benötigten Segmenten.
Auch die benutzerseitige Variation des Quellmittelgemisches ist nutzbar, indem beispielsweise in der erforderlichen Reihenfolge verschiedene Lösungsmittelreservoire zum Quellmittelreservoir zugeschaltet werden und durch das sich ergebende Quellmittelgemisch die Aktordynamik entsprechend den Forderungen einstellt. Als weitere Einstellmöglichkeit kann das Aufbringen unterschiedlicher Gegenkräfte in der notwendigen Reihenfolge genutzt werden. Werden die Gegenkräfte z.B. durch Reibpaarungen von Bohrungen und Rundstabsegmenten mit jeweils definierten Reibungskoeffizienten aufgebracht, läßt sich die Gegenkraft durch Variation des Innendurchmessers (Bohrungsdurchmesser) verändern, da der Außendurchmesser des Rundstabsegmentes konstant ist. Die Wirkungsdauer der jeweiligen Gegenkraft ist durch die Führungslänge des Rundstabsegmentes in dem bestimmten Innendurchmesser festlegbar.
Eine weitere Einstellungsmöglichkeit des Kennlinienverlaufes ist das Verwenden hydraulischer Übersetzungsmechanismen. Durch Variation des Querschnittes der Aktorkammer in seiner Quell- bzw. Wirkrichtung kann nach dem Satz von der Erhaltung der Arbeit sowohl seine Kraftwirkung als auch sein Stellweg verändert werden.
Auch durch Variation des Querschnittes der Quellmittelzuführung ist die Pumpenkennlinie veränderbar. Wird der Querschnitt verengt, fördert die Pumpe langsam, wird er erweitert, kann der Aktor schneller quellen und die Pumpe besitzt eine höhere Förderrate. Bei Unterbinden der Quellmittelzu-uhr wird die Pumpenfunktion unterbrochen. Dies kann auch als Notaus-Funktion genutzt werden.
Die geschilderten Einstellmöglichkeiten der Pumpenkennlinie sind selbstverständlich auch in Kombination nutzbar.
Eine einstellbare Zeitverzögerung von der Pumpeninbetriebnahme bis zum Einsetzen der tatsächlichen Förderung läßt sich ebenfalls mit verschiedenen Methoden realisieren. So können wiederum auflösbare Quellmittelbarrieren in den Zuleitungsweg eingesetzt werden, ihre Verzögerungszeit ist durch das verwendete Material und dessen effektiv wirksamer Dicke festlegbar.
Als weiteres Einstellprinzip der Zeitverzögerung kann ein Leerlaufstellweg des Hydrogelaktors verwendet werden. Nach Aktivierung muß er sich zunächst in einem aktorisch unwirksamen Hohlraum ausdehnen, um danach auf das Medikamentenreservoir einwirken zu können. Die Zeitverzögerung ist in diesem Fall eine Funktion des zu absolvierenden Leerlaufstellweges.
Im Gegensatz zu implantierbaren Hydrogelpumpen wird das Quellmittel nicht durch die Pumpenumgebung bereitgestellt (bei implantierten Pens wird die Körperflüssigkeit als Quellmittel genutzt). Es muß deshalb ein Quellmittelreservoir in die Pumpe integriert sein. Um eine Unabhängigkeit der Pumpenfunktion von der Lage des Applikators zu erreichen (d.h., das Quellmittel muß immer verfügbar sein), ist das Quellmittelreservoir mit einem solchen Überdruck zu beaufschlagen, daß auch im ungünstigsten Lagefall eine das Quellmittel in die Aktorkammer treibende Druckdifferenz vorhanden ist. Der im Quellmittelreservoir benötigte hydrostatische Überdruck kann z.B. durch eine vorgespannte elastische Umhüllung oder durch eine einwirkende Feder realisiert werden.
Die bisherigen hydrogelbasierten Pumpen sind im Regelfall nur für den einmaligen Gebrauch konzipiert. Um Pumpen für einen mehrmaligen Gebrauch verwenden zu können, muß der Antrieb in seinen Ausgangszustand zurückversetzt werden können. Dies ist durch den Einsatz von smarten Hydrogelen bzw. quellfähigen Polymernetzwerken mit diskontinuierlichem Phasenübergangsverhalten möglich. Diese smarten Hydrogele besitzen die Eigenschaft, in ihrem Phasenübergangsbereich auf geringe Änderungen spezieller Umgebungsgrößen mit ausgeprägten Volumenänderungen zu reagieren. So sind Hydrogele mit einer sogenannten lower critical solution temperatu- re-Charakteristik bekannt, die bei Temperaturen unterhalb ihrer Phasenübergangstemperatur gequollen und oberhalb entquollen sind. So besitzt beispielsweise das Homopolymer Poly(N-Isopropylacrylamid) in wäßriger Umgebung eine Phasenübergangstemperatur von ca. 33 °C. Durch Copolymerisation und auch durch Variation der Quellmittelzusammensetzung ist die Lage dieses Phasenübergangs nahezu beliebig zwischen 5 und 50 °C einstellbar. Ein Pumpennutzer kann z.B. bei einem Aktor aus einem Poly(Ν-Isopropylacrylamid)- Copolymer mit einer Phasenübergangstemperatur von 45 °C die Pumpe durch einlegen in einen Hitzesterilisator oder in kochendes Wasser die Pumpe nicht nur sterilisieren, sondern den Pumpenantrieb aus dem smarten Hydrogel wieder in den Ausgangs- resp. entquollenen Zustand zurückversetzen, so daß diese danach wiederverwendbar ist.
Die Erfindung soll an einigen Beispielen ausführlicher erläutert werden.
Die nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele und Einsatzfelder stehen nur exemplarisch für viele weitere denkbare Möglichkeiten und sind keinesfalls erschöpfend.
In den zugehörigen Zeichnungen zeigen:
Figur 1 Automatisch wirkende Pumpe mit einstellbarer Zeitverzögerang von der
Pumpemnbetriebnahme bis zum Fördern des Wirkstoffes; insbesondere geeignet zur Behandlung des Dawn-Phänomens oder zur kontinuierlichen Wirkstoffabgabe über einen definierten Zeitraum Figur 2 Ein Prinzip zur Realisierung des Zeitverzögerungsmechanismus für eine
Pumpe nach Figur 1 Figur 2a Pumpenkonfiguration in Ausgangsstellung (nichtaktivierter Zustand) Figur 2b Pumpenkonfiguration nach Ablauf der Verzögerungszeit Figur 3 Die Wirkungsweise einer der Quellkraft entgegenwirkenden Reibungskraft Figur 4 Die Förderkennlinie einer Pumpe nach Figur 1 Figur 5 Eine automatische Pumpe für eine kontinuierliche Förderung mit einer definierten Wirkstoff-Abgabemenge pro Zeiteinheit über einen bestimmten, einstellbaren Zeitraum
Figur 5a Verdeutlichung des Wählsystems der automatischen Pumpe nach Figur
5
Figur 6 Eine automatisch wirkende Pumpe mit mechanischem Zeitverzögerungsmechanismus und mechanischer Wahl des Verlaufes der Abgabe- kennlinie (Pulsatil wirkende Pumpe)
Figur 6a Die Baugruppe zur mechanischen Programmierung der Pumpe nach Figur 6.
Anhand von Figur 1, Figur 2a und 2b sowie Figur 3 soll der prinzipielle Aufbau, die Fertigung, Besonderheiten bei der Konstruktion und die Funktionsweise der erfin- dungsgemäßen automatischen Wirkstoffpumpen erläutert werden.
Da die Pumpen insbesondere auch den Aspekten einer Massenfertigung genügen sollen, ist ein modularer Aufbau mit möglichst wenigen Einzelteilen vorteilhaft, da dann beim Montageprozeß die einzelnen Baugruppen nur noch gefügt werden müssen.
Die Pumpe nach Figur 1 besitzt eine benutzerseitig einstellbare Zeitverzögerung und ist insbesondere für die Behandlung des Down-Phänomens konzipiert. Sie fördert nach Ablauf der Zeitverzögerung innerhalb eines bestimmten Zeitraumes die benötigte Menge Wirkstoff. Sie versetzt den Nutzer in die Lage, vor dem Schlafengehen die nötige Verzögerungszeit einzustellen, die Pumpe zu applizieren und zu aktivieren. Nach der eingestellten Zeit fördert die Pumpe automatisch den Wirkstoff, so das der Nutzer durchschlafen kann. Die Pumpe nach Figur 1 besteht aus einem Pumpenkörper 1, der zunächst die mechanische Funktionssicherheit gewährleistet und den Bauraum für die weiteren Funktionselemente definiert.
Anders als bei implantierbaren Pumpen kann eine extrakorporale Pumpe das Quellmittel nicht aus ihrer Umgebung in Form von Körperflüssigkeit beziehen. Die Pumpe enthält deshalb ein Quellmittelreservoir 4, in dem das Quellmittel zur Verfügung gestellt wird.
Um eine von der Pumpenlage unabhängige Quellπiittelzuführung sicherzustellen, wird das Reservoir 4 mit einem Überdruck durch die Vorspanneinrichrung 6 beaufschlagt. Der damit erzeugte hydrostatische Überdruck muß groß genug sein, die Schwerkraft des Quellmittels zuverlässig zu überwinden und das Quellmittel jederzeit in die Aktorkammer 3 zu drücken. Das Quellmittelreservoir kann eine feste, formstabile Hülle oder eine elastische Umhüllung besitzen. Bedingung bei einer formstabilen Umhüllung, deren Aufgabe auch vom Pumpengehäuse 1 übernommen werden kann, ist ein lauffähiger und abdichtender Stopfen, über den der Überdruck in das Quellmittel eingekoppelt werden kann. Wird für eine elastische Umhüllung ein gummielastisches Material eingesetzt, beispielsweise ein Latex- oder Silikonformteil, kann der hydrostatische Überdruck zum Realisieren der lageunabhängigen Quellmittelbereitstellung in Funktionenititegration durch die elastische Rückstellkraft der Umhüllung aufgebracht werden.
Zur Inbetriebnahme der Pumpe ist der Pumpenauslöser 7 zu betätigen. In der dargestellten Anordnung kann er nach zwei Prinzipen arbeiten. Wenn er mit einem zerstörenden Element, beispielsweise einem Haken, ausgestattet ist, zerstört er die Umhüllung des Quellmittelreservoirs 4, so daß das Quellmittel durch das Quellmittelzufüh- rungselement 7a in die Aktorkammer 3 gelangen kann. Ist er als Sperrventil ausgeführt, stellt er bei Betätigung eine Verbindung zwischen Quellmittelreservoir 4 und Aktorkammer 3 her. Das Quellmittelzuführungselement 7a besitzt neben seiner Aufgabe als Auslösersitz die Aufgabe, das Quellmittel nach Pumpeninbetriebnahme in einer bestimmten Menge pro Zeiteinheit dem Gelaktor 2 definiert bereitzustellen. Diese Zuleitungsrate ist konstruktiv über den effektiven durchströmbaren Zuleitungsquer- schnitt sowie die Größe des hydrostatischen Überdruckes des Quellmittelreservoirs festlegbar. Der Zuleitungsquerschnitt kann z.B. durch den Durchmesser .und die Anzahl von Bohrungen im Quelln-dttelzuführungselement 7a oder durch den Einsatz poröser Materialien bzw. Membranen festgelegt werden. Da poröse bzw. Membranma- terialien mit definierten Durchlässigkeiten und geringen Toleranzen nahezu jeder Grö- ßenordnung käuflich erwerbbar sind, bietet sich ihr Einsatz im Quelhnittelzuführungs- element 7a an.
Nachdem das Quellmittel die Aktorkammer 3 erreicht hat, beginnt das Aktormaterial 2 aus einem quellfähigen Polymernetzwerk infolge Quellmittelaufhahme an zu quellen. Aufgrund des einzigen verfügbaren Freiheitsgrades wird der Aktor 2 sich nun eindi- rektional in Richtung Wirkstoffreservoir und Verzögerungsscheibe ausdehnen.
Die in Figur 1 dargestellte Aktorkammer 3 besitzt eine formflexible Umhüllung, z.B. in Form von Latex- oder Polyethylenfolienmaterial. Diese dehnt sich bei elastischer Ausführung (z.B. gummielastische Latexumhüllung)entsprechend der Volumenzunahme des Gels, oder wird von diesem mehr und mehr ausgefüllt (beispielsweise formflexible Polyefhylenfolienhülle). Die Aktorkammer selbst kann auch eine starre Umhüllung besitzen, wie es beispielsweise der Fall ist, wenn die Aktorkammerwände vom Pumpengehäuse 1, dem fest sitzenden Quellmittelzuleitungselement 7a und der beweglichen Verzögerungsscheibe 14 gebildet werden.
Das Aktormaterial 2 selbst besteht aus quellfähigen Polymernetzwerken. Als besonders geeignet erscheinen käuflich erwerbbare Materialien, die beispielsweise als Su- perabsorber zum Einsatz kommen. Diese zeichnen sich neben einem geringen Preis durch sehr gute aktorische Eigenschaften, eine hohe Volumendehnung und gute Konstanz der Eigenschaften aus. Die wichtigsten Aktormaterialien sind Polymere auf Ac- rylsäurebasis, wie z.B. anionische Polyacrylate wie Na-Polyacrylat. Selbstverständlich sind auch andere quellfähige Polymernetzwerke mit den erforderlichen Eigenschaften einsetzbar. Da dieses Feld sehr groß ist, werden nur einige Derivatklassen ohne Anspruch auf Vollständigkeit aufgezählt: Acrylamide, Vinylalkohole, Urethane, Vinyl- ether, Cellulose, Gelatine.
Das Aktormaterial und seine makroskopische Struktur bestimmt im Wechselspiel mit dem zur Verfügung stehenden Quellmittel, dessen Menge pro Zeiteinheit sowie den dem Aktor entgegenwirkenden Kräften maßgeblich die Pumpenkennlinie. Drei Materialparameter sind für die aktorischen Eigenschaften relevant. Als erstes bestimmt die chemische Zusammensetzung des Polymernetzwerkes den realisierbaren Rahmen der aktorischen Eigenschaften sowie des zeitlichen Quellverhaltens. Als zweites kann durch Einstellung der Vernetzungsbedingungen über die Vernetzungsdichte sowie die mikroskopische Struktur (z.B. homogenes oder poröses Polymernetzwerk) ebenfalls das zeitliche Verhalten, der erreichbare maximale Quellungsgrad sowie der mögliche Quellungsdruck festgelegt werden.
Der dritte Materialparameter zum Einstellen der Aktoreigenschaften ist dessen makroskopische Struktur. Das Aktormaterial wird meist nicht als Ganzkörper, sondern in Partikelform in die Aktorkammer 3 gefüllt. Die Partikelgröße und die Partikelgrößenverteilung bestimmen den maximal möglichen Aktorhub, das zeitliche Verhalten sowie die Wiederholgenauigkeit des Aktorverhaltens. Dieser Effekt wird durch das Verhältnis des Gesamtaktorvolumens zum Trockenvolumen des Polymernetzwerkes verursacht. Ist der effektive Leerraum zwischen den einzelnen Partikeln groß, müssen die Partikel einen beträchtlichen Teil ihres Quellvorganges zum Ausfüllen dieser Hohlräume nutzen, so daß sowohl der maximal mögliche Aktorhub als auch die effektive Quellzeit des Aktors abnehmen. Die Partikelgrößenverteilung hingegen beeinflußt die Wiederholgenauigkeit des Aktorverhaltens. Wird sie zu breit gewählt, wird das zeitliche Verhalten und der Aktorhub stark variieren.
Die entsprechenden Partikelgrößen und Partikelgrößenverteilungen lassen sich sehr einfach durch Mahlen des Ausgangsmaterials und anschließendes Sichten mit Prüfsieben gewinnen. Charakteristische Partikelgrößen liegen zwischen 50μm und 1500μm, die Partikelgrößenverteilungen sollten die Schranken von + lOOμm nicht überschreiten.
Zu Beginn der eindirektionalen Ausdehnung des Gelaktors 2 infolge Quellmittelein- wirkung wird er die Verzögerungsscheibe 14 erreichen. Dieses Bauteil ist für die Pumpe nicht von grundsätzlicher Bedeutung, dient aber der Verringerung der Pum- penbaulänge. Die Funktionsweise der Verzögerungsscheibe verdeutlicht Figur 3. Muß der Aktor 2 beim Quellvorgang lediglich die Kraft F überwinden, wird er nach einer bestimmten Zeit sein für F charakteristisches Quellungsgleichgewicht einstellen. Arbeitet er jedoch gegen eine Kraft der Größe 2F, wie sie durch eine Reibpaarung (Preßbzw. Übergangspassung) von Verzögerungsscheibe 14 und Pumpengehäuse 1 vorliegt, so wird der Aktor sein für 2F charakteristisches Quellungsgleichgewicht bei einem geringeren Aktorhub bei etwa gleicher Zeit erreichen. Eine nachfolgende Entlastung auf F, wie es z.B. bei dem Bewegen der Verzögerungsscheibe 14 aus dem Reib- bzw. Preßpassungsbereich in einen Spielpassungsbereich geschieht, bewirkt ein erneutes Einsetzen des Quellvorganges auf das charakteristische Quellungsgleichgewicht der Kraft F.
Das Prinzip der Zeitverzögerung zwischen Pumpeninbetriebnahme und dem Einsetzen der Wirkstoff-Förderung wird durch die Figuren 2a und 2b illustriert. In Figur 2a ist der Ausgangszustand der Pumpe kurz nach Aktiveren des Aktors 2 dargestellt. Infolge der Aktorquellung wird nun der Aktor 2 die Verzögerungsscheibe 14, wenn diese vorhanden ist, sowie das Wirkstoffreservoir 5, wenn dies beweglich ist, in Richtung des Öffneranstiches 10 über eine Länge lvz schieben, bis die Endposition des Zeitverzögerungsvorganges nach Figur 2b erreicht ist, bei der das Wirkstoffreservoir 5 an den Öffneranstich 10 gepreßt wird.
Die Zeitverzögerung ist eine Funktion der Länge lvz. Je größer lvz ist, um so länger ist die . Zeitverzögerung. Der Pumpennutzer kann die Zeitverzögerung einstellen, indem er die Länge lvz durch Drehen der Einstellschraube 11, welche mit einem Gewinde am Pumpengehäuse 1 befestigt ist, verändert. Vorteilhaft befindet sich auf dem Pumpengehäuse 1 eine entsprechende Zeitskala und an der Einstellschraube 11 eine Markierung. Der Zusammenhang Zeitverzögerung - lvz kann als linear angenommen werden, wenn der Aktor 2 überdimensioniert ist und somit nur der praktisch lineare Anstieg der Aktorkennlinie (siehe Figur 3) genutzt wird. Dieser Zusammenhang ist eine Optimierungsgröße, der experimentell an die jeweilige Förderaufgabe angepaßt werden muß. Nach dem Passieren der Zeitverzögerungseinheit wird das bis dahin steril verschlossene Wirkstoffreservoir 5 durch den Aktor 2 so an den Öffneranstich 10 gepreßt, das die Wirkstoffreservoirumhüllung von diesem durchstochen und damit geöffnet wird. Mit dem verbleibenden Aktorhub wird nun in einer bestimmten Zeit das Wirkstoffreser- voir, welches im dargestellten Fall eine elastische Umhüllung besitzt, über den Wirkstoffauslaß 8 entleert. Im Falle einer starren Reservoirausführung 5 muß aktor- seitig ein bewegliches Glied, z.B. ein Stopfen, anstichseitig eine durchstechbare Membran vorliegen.
Ist ein Schutz gegen übermäßige Wirkstoffausschüttung erforderlich, wie sie z.B. bei mechanischer Deformation eines elastischen Pumpengehäuses 1 auftreten kann, läßt sich eine Flußbegrenzungseinrichtung 9 in Form von Kugelventilen (siehe Figur 1), Klappenventilen o.a. leicht zwischen Anstich 10 und Wirkstoffauslaß 8 plazieren. Diese Ventile sind druckdifferenzgesteuert. Bei niedrigen Druckdifferenzen bzw. Strömungsgeschwindigkeiten sind sie geöffnet, während sie bei Überschreiten bestimmter Druckdifferenzen bzw. Strömungsgeschwindigkeiten zwischen Ein- und Ausgang schließen.
Für die in Figur 1 dargestellte Pumpe soll anhand von Figur 4 ein Anwendungsbeispiel vorgestellt werden. Ein anzunehmender Nutzer möchte 21.00Uhr ins Bett gehen. Er muß sich seinen Wirkstoff gegen 3.00Uhr applizieren. Deshalb stellt er eine Zeitverzögerung von 6h durch entsprechende Drehung der Einstellschraube 11 ein. Anschließend setzt er die Pumpe an und nimmt sie durch Betätigung des Pumpenauslösers 7 in Betrieb. Nach sechsstündiger Verzögerungszeit fördert die Pumpe innerhalb von etwa 90min 475μl Wirkstoff. Die für die in Figur 4 dargestellte Abgabecharakte- ristik verwendete Pumpe besitzt den in Figur 1 dargestellten Aufbau. Als Aktormaterial 2 kam ein kommerziell erhältliches Na-Polyacrylat-Hydrogel der Fa. BASF zum Einsatz, welches eine Partikelgröße von (650 ± 50)μm aufwies. Anhand von Figur 5 sollen Pumpen vorgestellt werden, die für eine kontinuierliche Förderung mit einer definierten Wirkstoff-Abgabemenge pro Zeiteinheit über einen bestimmten, einstellbaren Zeitraum konzipiert sind.
Die Pumpe besitzt zunächst die gleichen Hauptbestandteile wie die nach Figur 1, jedoch ohne Zeitverzögerungseinheit, da diese für die nun beschriebene Anwendung unnötig ist. Sie wird durch Betätigen des Pumpenauslösers 7 in Betrieb genommen, indem der vom Nutzer erzeugte Kraftfluß über die vollständig zusammengedrückte Vorspannfeder 6 auf das Quellmittelreservoir 4 so geleitet wird, daß die zum Durchstechen der aktorseitigen Umwandung des Quellmittelreservoirs 4 mit dem Anstich 13 nötige Kraft überschritten wird. Durch die Anstichnadel 13 kann nun das Quellmittel zum Aktor 2 gelangen. Die Lageunabhängigkeit der Quellrnittelzuführung wird wieder durch die Vorspanneinrichtung 6 mittels hydrostatischem Überdruck gewährleistet.
Zunächst muß das Quellmittel jedoch die Wahlscheibe des effektiven Zuleitungsquerschnittes 17 passieren. In Figur 5 besitzt das Element 17 drei konzentrisch angeordnete Bereiche mit unterschiedlichen Zuleitungsquerschnitten 17a, b, c (siehe auch Figur 5a). Da die Wahlscheibe 17 drehbar gelagert ist, kann der Nutzer einen entsprechenden Zuleitungsquerschnitt auswählen und so die bereitstehende Quellmittelmenge pro Zeiteinheit festlegen. Damit kann er die Förderrate der Pumpe festlegen, also, wieviel Wirkstoff pro Zeiteinheit gefördert werden soll.
Nun gelangt das zeitlich dosierte Quellmittel an die Wahlscheibe 12, welche beispielsweise mit drei, entsprechend der konzentrischen Anordnung der Zuleitungsquerschnitte des Elementes 17, plazierten Funktionsbohrungen versehen ist. In diesen Funktionsbohrungen befinden sich z.B. drei verschiedene Aktorsegmente 2a, 2b, 2c (siehe Figur 5a), die sowohl eine verschiedene Aktormaterialzusammensetzung als auch verschiedene Füllmengen enthalten können. Durch entsprechende Wahl des zu aktivierenden Aktors 2a, b, c kann u.a. das maximal förderbare Gesamtvolumen über die aktorisch wirksame Füllmenge an Aktormaterial eingestellt werden. Weiterhin ist eine Feineinstellung der Aktordynamik usw. denkbar. Prinzipiell kann durch Einsatz der verschiedenen bereits vorgestellten Kennlinieneinstellmöglichkeiten in dem Wahl-. Scheibensystem sowie deren Kombination der gleiche Effekt einer kontinuierliche Förderung mit einer definierten Wirkstoff-Abgabemenge pro Zeiteinheit über einen bestimmten, einstellbaren Zeitraum erreicht werden. Auch das Wahlsystem kann anders, als hier geschildert, ausgeführt sein.
Das durch das Wahlelement 17 zeitlich dosierte Quellmittel aktiviert nun das mit Wahlscheibe 12 ausgewählte Aktorsegment wie z.B. 2a. Dieses drückt nun auf das ebenfalls konzentrisch gelagerte Wirkstoffreservoir 5 und drückt dieses bis zum Durchstechen an den Anstich 10. Der Anstich 10 öffnet nun das bis dahin steril verschlossene Wirkstoffreservoir 5 und ermöglicht den Wirkstoffabfluß durch den Wirkstoffauslaß 8. Der verbleibende Aktorhub treibt den Wirkstoff bis zu der von Aktormaterial bzw. Aktorfüllmenge vorgegebenen Menge aus.
Durch eine entsprechende Kombination mehrerer Wahlelemente kann eine automatisch fördernde Pumpe mit einstellbarer, pulsatiler Abgabekennlinie realisiert werden. Eine solche Pumpe ist beispielhaft in Figur 6 dargestellt.
Zunächst ist der Funktionsablauf der gleiche, wie er für die Konfiguration nach Figur 5 beschrieben ist. Nach einsetzen des Quellmittelzuflusses muß das Quellmittel einen definierten Zuleitungsquerschnitt passieren, der wiederum als Wahlscheibe, oder wie in Figur 6a dargestellt, in Form der Trennmembranen 16a, b, c als Bestandteil der Wahlscheibe 12a ausgeführt sein kann. Danach erreicht das Quellmittel das mit der Wahlscheibe 12a ausgewählte Aktorsegment 2a, b oder c, welches nun anfängt zu quellen. Die Quellmittelfront durchdringt das ausgewählte Aktorsegment der Wählscheibe 12a vollständig und erreicht nun das durch die Wählscheibe 12b zugeschaltete Aktorsegment, welches andere zeitlich-aktorische Eigenschaften als das von 12a besitzen kann. Der gleiche Ablauf erfolgt bei der Wählscheibe 12c.
Durch den jeweiligen Aktorhub werden die nachgeschalteten Aktorsegmente aus ihrer Lage in den Wählscheiben gedrängt. Dies ist jedoch unkritisch, da mit den Wähl- Scheiben 12a, b, c nur die Zusammenstellung einzelner Förderabschnitte und deren zeitlicher Ablauf festgelegt wird. Die Funktionsbohrungen 15a, b, c der Wählscheiben 12 können neben Aktormaterial auch aktorisch unwirksames, aber den Aktorhub und die Quellmittelfront weiterleitendes Material enthalten. Dies ist vor allem für Förderunterbrechungen relevant.
Der resultierende zeitlich definierte Aktorhub öffnet nun in der bereits bei Figur 5 geschilderten Form das Wirkstoffreservoir 5 und treibt den Wirkstoff pulsatil über den Wirkstoffauslaß 8 aus der Pumpe aus.
Auch diese mechanisch programmierbare Pumpe kann ausschließlich oder in Kombination auf den bereits geschilderten anderen Möglichkeiten der Pumpenkennlinienbe- einflussung beruhen.
Bezugszeichenliste
1 Pumpengehäuse la Abdeckkappe lb Gehäuseteil 1 lc Gehäuseteil 2
2 Gelaktor
2a Aktorsegment 1
2b Aktorsegment 2
2c Aktorsegment 3
3 Aktorkammer
4 Quellmittelreservoir
5 Wirkstoffreservoir
6 Vorspanneinrichtung
7 Pumpenauslöser
7a Quellmittelzuführungselement Wirkstoffauslaß Flußbegrenzung Offneranstich Wirkstoffreservoir Einstellschraube für die Zeitverzögerang; Abdeckkappe Wahlscheiben a Wahlscheibe 1 b Wahlscheibe 2 c Wahlscheibe 3 Öffneranstich Quellmittelreservoir Verzögerungsscheibe Funktionsbohrung a Funktionsbohrung 1 b Funktionsbohrung 2 c Funktionsbohrung 3 Trennmembran a Trennmembran 1 b Trennmembran 2 c Trennmembran 3 Wahlscheibe des effektiven Quellmittelzuleitungsquerschnittes a Zuleitungsquerschnitt 1 b Zuleitungsquerschnitt 2 c Zuleitungsquerschnitt 3

Claims

Patentansprüche
1. Einrichtung zur dosierten Abgabe einer Substanz mit einem osmotischen Antrieb, wobei der zeitliche Verlauf der Substanzabgabe einstellbar ist.
2. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei der zeitliche Verlauf der Substanzabgabe durch eine materialspezifische Größe eines Quellmittels, insbesondere ein chemisches Lösungsmittelpotential einstellbar ist.
3. Automatische Fördereinrichtung mit einer einstellbaren Abgabecharakteristik zum Fördern eines Mediums, insbesondere Insulin, dadurch gekennzeichnet, daß durch Zuschalten eines geeigneten Quellmittels ein Aktor auf Basis mindestens eines quellfähigen Polymernetzwerkes aktiviert wird, der eine automatische Aktionskette auslöst, und deren Glieder hinsichtlich
(a) der Verzögerungszeit von der benutzerseitigen Pumpen-Inbetriebnahme bis zum Einsetzen der Förderung und / oder
(b) dem Zeitraum, innerhalb dessen das Medium tatsächlich gefördert wird, und /oder
(c) dem Kennlinienverlauf beim Fördern, insbesondere kontinuierlich bzw. pulsatil, und / oder
(d) dem zu fördernden Medienvolumen pro Zeiteinheit, und / oder
(e) dem zu fördernden Gesamt-Medienvolumen benutzerseitig einstellbar sind.
4. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Verzögerangszeit von der benutzerseitigen Pumpen- Inbetriebnahme bis zum Einsetzen der Förderung durch nutzerseitige Variierbarkeit eines Leerlaufstellweges lvz des Hydrogelaktors (2) einstellbar ist.
5. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Förderrate bzw. die geförderte Menge pro Zeiteinheit der Fördereinrichtung, insbesondere für eine im wesentlichen kontinuierliche Förderung, durch benutzerseitige Variierbarkeit des effektiven Querschnittes der Quellmittelzuführung und/oder der von der Quellmittelzuführung dem Aktor zugeführten Quellmittelmenge pro Zeiteinheit einstellbar ist.
6. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Förderrate bzw. die geförderte Menge pro Zeiteinheit der Fördereinrichtung, insbesondere für eine im wesentlichen kontinuierliche Förderung, durch benutzerseitige Auswahl des Aktormaterials einstellbar ist.
7. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Zeitraum, innerhalb dessen das Medium tatsächlich gefördert wird, durch benutzerseitige Wahl des Aktormaterials und / oder das Aktormaterialvolumen einstellbar ist.
8. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das zu fördernde Gesamt-Medienvolumen durch benutzerseitige Einstellbarkeit der insgesamt zur Verfügung stehenden Quellmittelmenge und/oder der insgesamt zur Verfügung stehenden Menge an quellbarem Aktormaterial einstellbar ist.
9. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Kennlinienverlauf beim Fördern, insbesondere bei pulsatiler Förderung, durch eine entsprechende Anzahl seriell angeordneter Wahlelemente, z.B. Wahlscheiben (12) mit konzentrisch angeordneten Funktionsbohrungen (15), benutzerseitig durch entsprechendes Zusammenschalten einstellbar ist.
10. Automatische Fördereinrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die seriell angeordneten Wahlelemente Aktorsegmente verschiedener stofflicher Basis, mikro- / makroskopischer Struktur und /oder Füllmenge zusammenschalten können.
11. Automatische Fördereinrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die seriell angeordneten Wahlelemente Segmente mit Materialien enthalten, die in den aktorischen Kraftfluß geschalten werden können, aber nicht aktorisch wirksam sind, sondern dem Zwecke der Förderunterbrechung dienen und lediglich die Aktorkräfte sowie das Quellmittel weiterleiten.
12. Automatische Fördereinrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die seriell angeordneten Wahlelemente Segmente verschiedener Quellmittelzuleitungs- querschnitte mit definierter Quellmitteldurchlaßmenge pro Zeiteinheit enthalten.
13. Automatische Fördereinrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die seriell angeordneten Wahlelemente Segmente aus Materialien mit zeitlich definierten Auflöseeigenschaften im Aktorquellmittel enthalten.
14. Automatische Fördereinrichtung nach Ansprach 9, dadurch gekennzeichnet, daß die seriell angeordneten Wahlelemente Segmente verschiedener Querschnitte enthalten, mit denen hydraulisch wirksame Über- und Untersetzungsmechanismen realisiert werden können.
15. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Quellmittelzuführung zum Aktor unabhängig von der Lage der Fördereinrichtung dadurch gewährleistet ist, daß das Quellmittelreservoir mit einem hydrostatischen Überdruck beaufschlagt ist.
16. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Quellmittelzuführung zum Aktor unabhängig von der Lage der Fördereinrichtung dadurch gewährleistet ist, daß das Quellmittel vom Reser- voir zum Aktor durch ein quellmitte-leitendes Material, z.B. infolge von Kapillarkräften, dem Aktor zugeleitet wird.
17. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der zum Realisieren der Zeitverzögerang notwendige Leerlaufstellweg lvz durch das Aufbringen einer Gegenkraft, z.B. in Form einer Reibpaarung, verringert wird.
18. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Wirkstoffreservoir erst unmittelbar vor Einsetzen des Fördervorganges durch Herandrücken des Wirkstoffreservoirs durch den Aktor an einen Öffnungsmechanismus 10 geöffnet wird.
19. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Aktormaterialien sehr gut in wäßrigen Lösungen quellbare Polymernetzwerke, insbesondere Superabsorber, wie z.B. Polyacrylate, zum Einsatz kommen.
20. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Quellmittel Wasser und / oder wäßrige Lösungen zum Einsatz kommen.
21. Automatische Fördereinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Aktoreinheit der Fördereinrichtung durch Einsatz durch das Einwirken geeigneter Umgebungsgrößen in den Ausgangszustand zurückgestellt werden kann und damit mehrfachverwendbar ist.
22. Automatische Fördereinrichtung nach Ansprach 21, dadurch gekennzeichnet, daß als Aktormaterialien temperatursensitive quellfähige Polymernetzwerke mit diskontinuierlichem Phasenübergangsverhalten, insbesondere mit lower critical solution -Charakteristik, zum Einsatz kommen.
23. Automatische Fördereinrichtung nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, daß als aktor-rückstellende Umgebungsgröße die Temperatur, insbesondere aufgebracht durch Einlegen in kochendes Wasser oder Wasserdampf, genutzt wird.
24. Verfahren zur Abgabe einer Substanz mit einem osmotischen Antrieb, wobei die Substanz dosiert gemäß einem vorgegebenem zeitlichen Verlauf der Substanzabgabe abgegeben wird.
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