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TW201718037A - 具有自給電源的醫療裝置 - Google Patents

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TW201718037A
TW201718037A TW105122981A TW105122981A TW201718037A TW 201718037 A TW201718037 A TW 201718037A TW 105122981 A TW105122981 A TW 105122981A TW 105122981 A TW105122981 A TW 105122981A TW 201718037 A TW201718037 A TW 201718037A
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TW
Taiwan
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energy
activation mechanism
piezoelectric
infusion device
infusion
Prior art date
Application number
TW105122981A
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English (en)
Inventor
大衛 艾爾德
馬爾康 漢默
Original Assignee
來富肯蘇格蘭有限公司
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Publication date
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Abstract

本文揭示一種具有自給電源的醫療裝置。該醫療裝置包括一泵及至少一機械啟動機構，該機械啟動機構用於嚙合該泵以引發一給藥事件。每當該啟動機構被致動時，耦接至該啟動機構的一能量產生器就產生能量。該所產生之能量被供應至該輸液裝置之給藥計數器。

Description

具有自給電源的醫療裝置
本申請案大體而言係關於醫療裝置領域，且更具體而言，係關於一種機械操作的醫療裝置(如可攜式輸液泵)，該醫療裝置包括採用能量採集的電源。
嚴格控制第一型糖尿病(通常是幼發型)以及第二型糖尿病(通常是晚發成年型)患者之胰島素輸送，已顯示出能改善這些患者的生活品質以及整體健康狀況。胰島素輸送主要是藉由皮下注射長效型胰島素以及短效型胰島素兩者進行，長效型胰島素可顧及患者的基礎需求，而短效型胰島素可補償餐食後所需之劑量。最近，電子式外部胰島素輸液泵的發展已可連續輸液快速作用胰島素以供維持基礎需求以及供進餐後所需的補償性給藥(推注劑量(bolus))。這些輸液系統已顯示出能改善血糖位準的控制。然而，它們有大小、成本及複雜性方面的缺點。例如，這些輸液泵係受電子式控制且必須經過程式化以供應所需量之基礎及推注胰島素。這就使得許多患者不願接受此科技來取代標準的皮下注射。
因此，已建立數個高度精巧的機械解決方案(例如，Calibra Finesse©胰島素貼片泵)來提供一方便之胰島素治療形式，該胰島素治療形式不需要顯著的程式化或技術能力來實施以滿足基礎需求及推注需求之兩者。此類的輸液裝置使用簡單且為機械驅動，不需要電池及類似者。輸液裝置可被直接附接至身體並且不需任何電子元件以程式化輸送速率。胰島素較佳是透過一小型、薄壁的管子(套管(cannula))經由皮膚輸送至皮下組織，與先前技藝的技術類似。
在管理慢性病況和疾病(如糖尿病)時，指出患者何時接受一給藥的歷史資訊是很重要的。例如，胰島素依賴型糖尿病患者需 要知道已有多少胰島素注入體內以及是何時注射的，這樣才能判定應注射多少胰島素以補償用餐後所需的劑量等。然而，由於這些精巧型胰島素輸送裝置係純機械的，因此無法儲存給藥資訊。電子元件的添加可提供一種儲存給藥資訊的方式，但電子元件需要電源。添加電源可增加裝置之大小，並且致使根據法規棄置裝置成為問題。另外，傳統電源(如電池)可能需要用於對裝置充電之方法，這將增加裝置之成本及複雜性。已提出了用於添加無電池近距離無線能力的方法。然而，此方法不包括將時間戳記添加至給藥資訊之方式。
本文描述一電源之多種實施例，該電源係用於一機械醫療輸液裝置。有利地，此電源為自給電源且提供用於將時間戳記添加至給藥資訊的技術。另外，包括此電源之醫療輸液裝置可在使用後且根據規定的法規棄置，而無過多負擔。
在第一態樣中，描述一種輸液裝置。該輸液裝置包括：一外殼，其具有經定大小以儲存一量之液體藥物的貯器；及一機械泵，其在例如藉由一使用者之肌肉被機械致動時排出該液體藥物的一部分。一機械驅動的啟動機構，其設置在該外殼上以用於致動該泵以建立一給藥事件。一能量產生器，其耦接至該啟動機構。該能量產生器經組態以在機械驅動的啟動機構之每次操作後產生能量，以為給藥計數器提供功率，該給藥計數器經組態以記錄給藥事件。
根據另一態樣，描述一種用於醫療輸液裝置的電源。該輸液裝置包括一泵及至少一機械啟動機構，該機械啟動機構用於嚙合該泵以引發一給藥事件。該電源可包括至少一壓電晶體，該壓電晶體實體連接至該啟動機構。該至少一壓電晶體經組態以在該輸液裝置被啟動時產生預定量之能量。
根據又另一態樣，描述一種用於向輸液裝置提供電功率的方法。該輸液裝置包括一泵及至少一機械操作啟動機構，該機械啟動機構用於嚙合該泵以引發一給藥事件。該方法包括：每當該輸液裝置之該機械操作的啟動機構被嚙合時，產生預定量之能量；及使用該所產生之能量來為該輸液裝置之給藥計數器提供功率。
除上述之各種態樣之外，可結合各態樣使用下文所敘述之其他特徵來實現本發明之不同變換。例如，該能量產生器可包括耦接至該啟動機構的至少一壓電晶體，該至少一壓電晶體經組態以在該啟動機構被致動時產生預定量之能量；該裝置可進一步包括一能量儲存裝置，該能量儲存裝置經組態以儲存由該能量產生器產生的能量；該能量儲存裝置可包括至少一個電容器；該給藥計數器可包括一微控制器且其中該能量儲存裝置耦接至該微控制器；該啟動機構可包括耦接至該泵的至少一可壓下按鈕，其中至少一該壓電晶體耦接至該至少一可壓下按鈕；該啟動機構經組態以在非致動位置與致動位置之間切換，且其中在該啟動機構在該非致動位置與該致動位置之間切換後，該壓電晶體產生壓電能量脈衝；該壓電晶體經懸臂式連接至該啟動機構以使得在該啟動機構在該非致動位置與該致動位置之間切換後發生該壓電晶體之撓曲；基於該啟動機構之該切換位置，由該壓電晶體之該撓曲產生的該壓電能量脈衝具有相對極性；該裝置可進一步包括電路系統，該電路系統經組態以將該等壓電脈衝轉換成共同極性；該裝置可進一步包括電路系統，該電路系統用於調節由該壓電晶體產生的該壓電能量脈衝；該電路系統進一步可包括一振盪晶體，該振盪晶體經組態以基於所產生之壓電脈衝提供時序信號；該給藥計數器經組態以基於該時序信號提供該給藥事件之時間戳記；該裝置可進一步包括一通訊介面，該通訊介面用於與另一裝置通訊；該通訊介面可包括近場通訊(near field communication,NFC)介面；由該另一裝置操作該通訊介面產生預定量之能量且其中該電源進一步採集該所產生之預定量之能量；將該所採集之能量儲存在該能量儲存裝置中，且該預定量之能量包括大約80微焦耳；使用該所採集之能量起始該給藥計數器；該裝置經組態以向患者投予胰島素；該裝置可包括一可攜式外殼，該可攜式外殼經組態以直接貼附於一患者的皮膚上。
所實現之一個優勢是一精巧且機械操作的輸液裝置可經組態以包括一使用能量採集的自給電源。此電源可使得能夠實現增強的特徵，例如給藥計數、記錄、及傳輸。一進一步優勢是在記錄給藥計數時包括時間戳記的能力。
另一優勢是包括本文所描述之能量產生器並未顯著影響該輸液裝置之可製造性或佔據面積，使得該輸液裝置能夠保持精巧及可攜帶。
當參考下列本發明例示性實施例中更詳細的敘述，並結合首先簡述之附圖時，所屬技術領域中具有通常知識者將清楚可知這些及其他的特徵及優點。
10‧‧‧輸液裝置
12‧‧‧外殼
14‧‧‧底座
16‧‧‧第一啟動機構
18‧‧‧第二啟動機構
20‧‧‧填充口
22‧‧‧貯器
24‧‧‧泵
26‧‧‧泵活塞
28‧‧‧泵室
30‧‧‧套管
32‧‧‧第一閥
34‧‧‧第二閥
36‧‧‧彈簧
38‧‧‧彈簧
40‧‧‧流體導管
42‧‧‧流體導管
44‧‧‧流體導管
46‧‧‧流體導管
48‧‧‧流體導管
50‧‧‧出口
52‧‧‧第一連桿
54‧‧‧第二連桿
60‧‧‧底層
62‧‧‧貯器膜層
64‧‧‧頂端主體層
66‧‧‧貯器部分
68‧‧‧閥插座
70‧‧‧閥插座
72‧‧‧閥座結構
74‧‧‧擺臂
76‧‧‧凸輪筒
78‧‧‧鎖管
80‧‧‧閥動定時凸輪
82‧‧‧凸輪筒
84‧‧‧凸輪銷
85‧‧‧流體路徑
86‧‧‧平面蓋
88‧‧‧針頭
106‧‧‧能量產生器
402‧‧‧壓電晶體
600‧‧‧劑量計數器
602‧‧‧能量產生器
604‧‧‧轉換器電路
606‧‧‧能量儲存裝置
608‧‧‧微控制器
610‧‧‧脈衝調節電路
612‧‧‧實時時鐘
614‧‧‧通訊介面
616‧‧‧記憶體
700‧‧‧方法
702‧‧‧方法方塊
704‧‧‧方法方塊
706‧‧‧方法方塊
708‧‧‧方法方塊
710‧‧‧方法方塊
712‧‧‧方法方塊
714‧‧‧方法方塊
併入本文且構成本說明書部分之附圖，繪示本發明之目前較佳的實施例，且結合上述提供的概要說明及下文提供的詳細說明，即可解釋本發明的特徵(其中相似的元件符號表示相似的元件)。
圖1是機械操作的輸液裝置之透視圖；圖2是圖1之輸液裝置的閥及泵之示意圖；圖3是根據一例示性實施例的輸液裝置之組件分解圖；圖4是根據一例示性實施例的具有能量產生器的輸液裝置之局部功能圖，包括處於一第一位置中的輸液裝置之啟動機構；圖5是圖4之輸液裝置之局部功能圖，其中啟動機構處於一第二或嚙合位置中以使得能夠產生能量脈衝；圖6是由輸液裝置之電源提供功率的給藥計數器之功能方塊圖；而圖7是描繪用於向輸液裝置提供功率之例示性方法的流程圖。
必須參考圖式來閱讀以下的實施方式，其中不同圖式中的類似元件以相同標號標示。圖式不一定按比例繪製，其描繪選定的實施例且不意圖限制本發明的所欲範圍。此實施方式是以實例方式而非以限制方式來說明本發明的原理。本說明將明確地使所屬技術領域中具有通常知識者得以製造並使用本發明，且敘述本發明之若干實施例、適應例、變化例、替代例與使用，包括當前咸信為實行本發明之最佳模式者。
如本文中所使用，用語「病患(patient)」或「使用者(user)」係指任何人類或動物對象，且不意圖將這些系統或方法限制於人類用途而已，即使將本發明用於人類患者代表一較佳的實施例。
用語「藥物(medicament)」意指將被投予一人類患者之一體積之液體、溶液、或懸浮液。如本文中所使用，用語「包含(comprising)」、「包含(comprise)」、及「包含(comprises)」為意指非完全包括之開放式用語，且其中用語「包括(include)」、「包括(including)」、及「包括(includes)」意欲具有相同意圖。當該等裝置在本文中被描述為具有「一(one)」部分或組件，應理解為該用語「一(one)」係隱含地指「至少一(at least one)」。
整篇說明及申請專利範圍中，結合一數值所用的用語「約(about)」以及「實質上(substantially)」，表示一準確度區間，係所屬技術領域中具有通常知識者所熟悉且可接受者。此用語所指的區間較佳者係±20%。除非有具體指定，上述用語並未意圖限縮本發明之範圍，如本文中及根據申請專利範圍所述者。
現將說明某些例示性實施例，以提供對本文所揭示之系統與方法的結構、功能、製造及使用之原理的全面了解。這些實施例中的一或多項實例於附圖中繪示。所屬技術領域中具有通常知識者將理解到具體地於本文中所說明以及附圖中所繪示之系統以及方法為非限制性的例示性實施例，且本揭露之範疇僅由申請專利範圍所界定。關於一項例示性實施例所描繪或說明的特徵可與其他實施例的特徵相結合。這類修改及變化形式係意欲包括在本揭露之範圍內。
如將在以下更詳細地討論，該等被揭露的系統及方法與一機械操作之醫療輸液裝置有關，該醫療輸液裝置具有一泵及至少一用嚙合該泵以產生一給藥事件之啟動機構(例如，一可按壓按鍵)。向該裝置提供電源，該電源包括至少一個能量產生器，該能量產生器經連接至啟動機構且經組態以在機構被啟動時產生預定量之能量。
圖1描繪輸液裝置之透視圖。輸液裝置10一般包括外殼12、底座14、第一啟動機構16、及第二啟動機構18。在此處所示之一實例中，第一啟動機構16及第二啟動機構18為設置在外殼12之相對兩側上的可壓下按鈕。啟動機構16、18各自經組態以在第一、非致動位置與第二、致動位置之間切換。應理解，儘管本文將輸液裝置10圖示為包括兩個啟動按鈕，但輸液裝置10可包括至少一個啟動機構。
根據此版本，如後可見，外殼12係藉由將一系列多個裝置層裝配在一起而形成。各裝置層界定裝置10的各種組件，例如，貯器、各種流體導管、泵室、及閥室。此形式之裝置構造，依據本發明的態樣，能讓製造成本低廉至足以使裝置可在患者之所欲使用後棄置。
底座14較佳包括黏著塗層(未圖示)，以使裝置10能黏附至患者的皮膚上。黏著塗層可最初覆蓋有可剝離的覆蓋物(未圖示)，當患者試圖使用裝置10且將裝置10貼附於患者的皮膚上時，可將該蓋自底座14剝離。此等配置已為業內人士眾所周知。
輸液裝置10可與之前所採用之套管組件相配合。然而，本文中所設想的是，可在一裝置中實現本發明之各種態樣，該裝置可替代地先黏附至患者皮膚再接著使用一套管。
如所指出，啟動機構16和18位於裝置10的相對兩側，並直接與另一方相對。當患者想要接收裝置10所內含的液體藥物之一給藥(推注)時，此定位更易於確保對該等按鈕的同時壓下。此配置也可使劑量輸送期間對裝置10所施加之力量為實質上相等且相對的，以避免裝置10移位而不至於從患者身上扯下。如將於本文進一步知悉，按鈕16、18的同時壓下之作用具有特別優勢。更具體而言，第一啟動機構16可作為閥控制器，當第一啟動機構位於如圖2所示之第一位置時，會在裝置貯器與裝置泵之間建立第一流體路徑來支持泵填充，且接著當第一啟動機構位於第二或壓下位置時，會在裝置泵與裝置出口或套管之間建立第二流體路徑以使劑量能輸送至患者。另外，控制啟動機構16與18間之連桿，僅在當第一啟動機構16已建立第二流體路徑時容許第二啟動機構18致動該裝置泵。因此，第一啟動機構16可視為安全控制器。可在申請中的標題為「Manually Actuated Infusion Device and Dose Counter」且公開為美國專利申請公開案第2014/0378903A1號之美國專利申請案第14/289,930號中，以及在標題為「Disposable Infusion Device with Redundant Valved Safety」之美國專利案第7,976,500號中找到關於例示性輸液裝置之特徵的額外細節，上述申請案之全部內容以引用方式併入本文。如將藉由以下圖式進一步描述，輸液裝置10進一步包括耦接至啟動機構16、18的能量產生器106。
圖2提供圖1之輸液裝置10的閥及泵之示意圖。更具體而言，輸液裝置10進一步包括填充口20、貯器22、泵24、及套管30。輸液裝置10進一步包括第一閥32及第二閥34。提供複數個流體導管。更具體而言且根據此版本，流體導管40提供填充口20與貯器22之間的流體連接，流體導管42提供貯器22與第一閥32之間的流體連接，流體導管44提供第一閥32與泵24之間的流體連接，流體導管46提供泵24與第二閥34之間的流體連接，且流體導管48提供第二閥34與裝置出口50之間的流體連接。出口50係經配置以與套管30流通。
也可注意到，啟動機構16及18係由彈簧36及38構成彈簧負載或彈簧偏壓。彈簧36、38係經提供用於在投予所含有流體藥物之推注後使啟動機構16、18回復至第一位置。
輸液裝置10的泵24包含活塞泵24。泵24包括一泵活塞26以及一泵室28。根據此實施例，啟動機構18係直接耦接至泵活塞26並為泵活塞26之延伸。
進一步參照圖2，裝置10額外包括第一連桿52及第二連桿54。第一連桿52係第一閥32與第二閥34之間的肘節連桿。第一連桿52係經配置以確保第二閥34必須在第一閥32關閉後才能開啟。第二連桿54係提供在第一啟動機構16與第二啟動機構18之間。第二連桿54係經配置以確保泵24必須在第一閥32關閉且第二閥34由第一啟動機構16所開啟後才會進行泵送。
更進一步，第二閥34係安全閥，該閥回應於流體導管46內的流體壓力增加而關得更緊密。此關閉確保儘管例如不注意地對貯器22施加了壓力，仍不會意外地對患者投予液體藥物。像是此類應用中，常見利用彈性材料製成貯器22。雖然此製法具有一定優勢，但確實存在當貯器22被患者穿戴時可能遭意外擠壓的風險。由於在此種情況下第二閥34只會關得更緊，因此可確保意外增加的貯器壓力不會使液體藥物流至套管30。
操作時，首先經由填充口20將貯器22裝填至所需藥物液位。在此狀態下，第一閥32及第二閥34將處於第一閥32開啟且第二閥34關閉的如圖所示位置中。此組態使得當貯器22被填滿之後泵室28 會被填充。接著可使用套管30，然後使用輸液裝置10。在此狀態下，第一閥32及第二閥34將仍處於第一閥32開啟且第二閥34關閉的所描繪組態中。當活塞26在每次施用給藥之後回到其第一位置時，此配置使得泵室28能經由包括導管42及44的第一流體路徑被填充。
當患者希望接收一給藥之藥物時，使用患者手指的機械動力同時壓下相對的啟動機構16、18。如本文中所使用，用語「機械驅動(mechanically driven)」或「機械致動(mechanically actuated)」係指主動力在本質上是肌肉。根據裝置10之此版本，第一連桿52會使第一閥32關閉且第二閥34因而開啟。同時，在由第一啟動機構16關閉第一閥32並開啟第二閥34之前，第二連桿54防止泵24之致動。此時，從泵24經由流體導管46及48以及出口50至套管30建立起第二流體路徑。接著經由套管30對患者投予藥物。
藥物劑量一經投予，活塞26(且因此啟動機構18)在彈簧38的偏壓壓力之下回復至其初始位置。在活塞26回到其第一位置的行進期間，用於下次劑量輸送之一給定體積之液體藥物從貯器22引入泵室28，以使輸液裝置10為其下次劑量輸送做好準備。
圖3是圖1與圖2之輸液裝置10的組件分解視圖。主要零組件包括先前提到的裝置層，其包括底層60、貯器膜或中間層62、及頂端主體層64。底層60係實質堅硬的單一結構，其界定第一貯器部分66、泵室28、及第一閥32與第二閥34(圖2)各自的閥插座68及70。底層60可例如由塑膠形成。貯器膜層62是透過貯器部分66所收納，以形成貯器22(圖2)。閥座結構72係透過閥插座68及70所收納，以分別形成第一閥32及第二閥34(圖2)。擺臂74置於閥座結構72之上以便開啟及關閉閥32、34，如將於後文詳述。第二或泵啟動機構18帶有收納於泵室28內之泵活塞26。泵啟動機構18亦帶有凸輪筒76，在其中配有鎖管78，從而形成第二連桿54(圖2)的一部分。每次的劑量輸送後，彈簧38將第二啟動機構18回復至其第一位置。
第一啟動機構16帶有晃動擺臂74之閥動定時凸輪80。機構16進一步帶有凸輪筒82以及收納至凸輪筒82中之凸輪銷84。每次的劑量輸送後，彈簧36將啟動機構16回復至其第一位置。頂端主體層 64形成該裝置外殼的頂部部分，此層64收納平面蓋86，該平面蓋完成部分形成於頂層64中之流體路徑85。最後，提供針頭88，該針頭提供從套管30(圖2)耦接至裝置10之出口50(圖2)之流體。
根據此例示性實施例，每一啟動機構16、18包括能量產生器106，如圖3中示意性圖示，該能量產生器耦接至啟動機構16、18。在以之前描述的方式致動啟動機構16、18之各者後，能量產生器106經組態以產生預定量之能量。如下文將進一步論述，使用由能量產生器106產生的能量為輸液裝置10之各組件(如隨後描述之給藥計數器)提供功率。
如前所述，本文描述之輸液裝置10係能夠基於啟動機構16及啟動機構18之嚙合來輸送藥劑之離散劑量或藥劑之推注至患者。大多數(若非全部)患者可能會希望有一方法使他們的輸液裝置記錄何時在劑量事件中輸送一劑量。因此，如下文將進一步論述，輸液系統10可包括劑量計數器(未圖示)以記錄劑量事件。
申請人已判定，所欲為將各給藥之發生傳送至一遠端裝置(例如，智慧型手機，平板電腦等)，因為作到如此之構造及方法將需要加至圖1至圖3之輸液裝置的組件數量最小化。可使用(例如)近場通訊(NFC)介面以區域性傳送每一給藥之發生。
現參照圖4至圖5，兩圖描繪輸液裝置10(部分圖示)之功能視圖，該輸液裝置包括用於給藥計數器的電源。如之前所論述，輸液裝置10包括設置在相對兩側上的第一啟動機構16及第二啟動機構18。如之前關於圖2至圖3所描述，啟動機構16、18之同時操作啟動泵24以分配一劑量之藥物而作為一給藥事件。啟動機構16、18在圖4中所圖示之第一、非啟動位置與圖5中所圖示之第二、啟動位置之間切換。
如圖3與圖4中所圖示，能量產生器106機械耦接至每一啟動機構16、18。另外，可將與耦接至啟動機構16、18的末端相對的末端機械耦接至例如泵24之固定部分，如圖4至圖5中所示。在本文所示之實施例中，能量產生器106係壓電晶體402，如鈦酸鉛鋯晶體或鈮酸鉀鈉晶體等。可使用電動機械手段(亦即，任何機械固定)固定壓電晶體402，這也允許每一壓電晶體402之兩個相對側被電氣連接。這些電動機 械手段包括夾持、用導電膠膠黏，以及使用螺紋或相似緊固件使用形成於壓電晶體402中的孔洞(未圖示)等。如所指出且在此實施例中，壓電晶體402耦接至每一啟動機構16、18及耦接至泵24。根據此實施例，以懸臂方式將壓電晶體402耦接至啟動機構16、18。壓電晶體402可具有任何適宜的大小及形狀。可藉由在輸液裝置10內部配合壓電晶體402之機械約束來判定壓電晶體402之大小及形狀。例如，每一壓電晶體402可具有矩形形狀，該矩形形狀具有5×10mm之尺寸。為了維持使用壽命，在操作期間注意不要過度彎曲壓電晶體402。
在此實施例中，在一個末端處將一或多個壓電晶體402機械附接至輸液裝置10之主體中。儘管可以附接，但不需要將壓電晶體402之一或多個相對末端附接至啟動機構16、18。主要需求是在致動泵24後使壓電晶體402撓曲。或者，啟動機構16、18可具有與一或多個壓電晶體402之邊緣接觸的鋸齒狀邊緣。在此實施例中，對每一按鈕16、18之壓下使得按鈕16、18之鋸齒狀邊緣跨相應壓電晶體402之末端移動，從而在致動與放鬆動作上向晶體402提供數個「偵測(pings)」。以此方式，對於每一啟動行程，減少了晶體撓曲，且用多個雙極性脈衝替代晶體撓曲。
如圖4所示，當啟動機構16、18處於第一、非啟動位置時，啟動機構16、18未向壓電晶體402施加壓力。因此，壓電晶體402處於非受壓狀態。如圖5所示，當啟動機構16、18各自移動至啟動機構16、18被壓下的第二、啟動位置時，啟動機構16、18向壓電晶體402施加壓力。此壓力使得壓電晶體402撓曲或變形。壓電晶體402在第一位置與第二位置之間的撓曲產生壓電能量脈衝形式之功率，採集該功率以為輸液裝置之組件(尤其是給藥計數器)提供功率。壓電晶體402在撓曲狀態與非撓曲狀態之間的每一變化皆產生壓電能量脈衝。因此，根據此實施例，啟動機構16、18之致動產生總共四(4)次壓電能量脈衝，因為啟動機構16、18之各者被下壓至啟動位置使壓電晶體402撓曲，且啟動機構16、18之各者被釋放而回復到非啟動位置允許壓電晶體402回復到靜置、非受壓狀態。
由壓電晶體402產生的壓電能量脈衝之電壓取決於晶體402之幾何形狀及撓曲度。由於壓電脈衝係藉由壓電晶體402在其撓曲狀態與非撓曲狀態之間可逆地移動而產生，所產生之壓電脈衝具有相對極性。如下文將進一步論述，較佳將壓電脈衝轉換成共同極性。例如，出於輸液裝置10的能量儲存目的，可將負壓電脈衝轉換成正壓電脈衝。
現參照圖6，圖示例示性給藥計數器600之方塊圖，該給藥計數器包括電源。給藥計數器600包括能量產生器602。如上文所論述，能量產生器602耦接至輸液裝置之至少一個啟動機構。例如，能量產生器602可耦接至輸液裝置之每一啟動機構。在一實施例中，能量產生器602係壓電晶體。每當啟動機構被致動時，能量產生器602產生能量。
藉由至少一個能量儲存裝置(由方塊606表示)儲存由能量產生器602產生的能量。能量儲存裝置606可包括經組態用於儲存所產生之能量的至少一個電容器或其他適宜裝置。根據例示性實施例，電容器可為小封裝電容器，如在2824盒中的AVX F750G228KRC 2200μF鉭電容器。能量儲存裝置606耦接至給藥計數器600之微控制器608。向微控制器608提供由能量儲存裝置606儲存的能量以為給藥計數器600提供功率。
如上文所論述，由能量產生器602產生的能量脈衝可具有相對極性。提供轉換器電路系統604，該轉換器電路系統將相對極性轉換成單一極性。例如，提供整流器或其他適宜電路系統以將負壓電能量脈衝轉換成正壓電脈衝。根據此實施例，整流器耦接至每一壓電晶體。
根據此實施例，實時時鐘612耦接至微控制器608。時鐘612追蹤及維持系統時間。根據此實施例，在壓電晶體為能量產生器602的情況下，時鐘612建立與所產生之壓電脈衝結合使用的時序信號。例如，實時時鐘612可包括振盪晶體(如32.768kHz振盪晶體)，該振盪晶體經適當連接或耦接至微控制器608。或者，微控制器608可基於由時鐘612所提供的振盪信號維持軟體實時時鐘。
如圖6所示，脈衝調節電路系統610用以將由能量產生器602產生的能量轉換成電信號(如數位信號)。隨後將此轉換的電信號傳送至微控制器608。在接收到電信號後，微控制器608經程式化以記錄給藥事件。例如，微控制器608可推進計數器來記錄給藥事件。在另一實例中，微控制器608亦可將給藥記錄的發生儲存到記憶體616中。出於儲存目的，記憶體616可為任何適宜類型的記憶體。例如，可使用隨機存取記憶體(random-access memory,RAM)或電可抹除可程式唯讀記憶體(electrically erasable programmable read-only memory,EEPROM)。根據至少一個版本，記憶體616可為鐵電隨機存取記憶體(ferroelectric random access memory,FRAM)。
提供給藥事件之時間戳記為較佳。因此，微控制器608另外經組態以記錄給藥事件之時間，如由時鐘612及由振盪晶體使用每一壓電脈衝所產生的時序信號所維持的。在一實例中，電信號另外作用為喚醒信號。在此實施例中，當不記錄給藥事件時，微控制器608處於靜置狀態以便減少能量消耗。在接收到電信號後，微控制器608退出靜置狀態，並記錄給藥事件。
將通訊介面614耦接至微控制器608。使用此通訊介面614，微控制器608將所記錄之給藥事件資訊傳送至另一裝置(如智慧型手機(未圖示))。在一實例中，每當記錄產生時，微控制器608傳送給藥事件記錄。在另一實例中，當另一裝置經由通訊介面614起始與微控制器608的通訊時，微控制器608可視需要傳送給藥事件記錄。通訊介面614可為任何適宜類型的通訊介面，這類通訊介面採用IEEE 802.11之相關部分下所涵蓋的區域無線協定。例如，通訊介面614可為近場通訊(NFC)介面或其他低功率無線通訊連接(如BlueToothTM、Zigbee、及ANT等)。或者，可在輸液裝置與另一裝置之間提供硬佈線連接。
在一實施例中，通訊介面614的操作產生能量。在能量儲存裝置606中採集及儲存此能量。因此，自通訊介面614採集的此能量最初為微控制器608提供功率。在一實施例中，當初始填充輸液裝置之貯器並將該貯器貼附於患者時，患者用另一裝置(如行動裝置)掃描輸液裝置以使用通訊介面614初始組態該裝置。自此初始掃描採集的能 量亦對能量儲存裝置606充電。另外，當輸液裝置處於不活動狀態時，時鐘612可處於待用狀態，且對能量儲存裝置606充電啟動及/或設定時鐘612至準確時間。
參照圖7，該圖描述了用於為機械操作的輸液裝置提供功率的例示性方法700。如上所述，輸液裝置包括泵及至少一個機械啟動機構，該機械啟動機構用於嚙合泵以便引發給藥事件來向患者投予藥物(如胰島素)。在方塊702處，藉由諸如壓下按鈕來啟動輸液裝置之一或多個啟動機構。
在方塊704處，藉由致動輸液裝置之一或多個啟動機構來產生預定量之能量。如上文所論述，由機械耦接至啟動機構的能量產生器(如至少一個壓電晶體)產生能量。在此實例中，啟動機構之致動施壓於耦接至啟動機構的壓電晶體，從而產生壓電能量脈衝。
在方塊706處，將所產生之能量(例如，壓電脈衝)供應至給藥計數器以便為給藥計數器提供功率。在一實例中，在耦接至給藥計數器的能量儲存裝置中儲存所產生之能量。具體而言，可將能量儲存裝置耦接至給藥計數器之微控制器。能量自能量儲存裝置傳送至微控制器以為微控制器提供功率。能量儲存裝置可為任何適宜類型的能量儲存裝置，諸如經組態用於儲存所產生之能量的至少一個電容器。
在方塊708處，產生時序信號。為了建立時序信號，藉由諸如脈衝調節電路系統將所產生之能量轉換成電信號。將電信號傳輸至給藥計數器之微控制器。在微控制器中接收電信號後，實時時鐘產生時序信號，該時序信號指示產生能量的時間。
在方塊710處，將時序信號傳送至給藥計數器之微控制器。在方塊712處，記錄給藥事件。給藥記錄包括時間戳記，該時間戳記指示發生給藥事件的時間。基於微控制器中所接收到的時序信號產生時間戳記。
在方塊714處，經由通訊介面將給藥記錄傳輸至外部裝置(如智慧型手機)。在一實例中，每當記錄產生時，微控制器傳送給藥記錄。在另一實例中，當另一裝置經由通訊介面起始與微控制器的通訊 時，微控制器可視需要傳送給藥記錄。通訊介面可為任何適宜類型的通訊介面。
如本文中所論述，由能量產生器產生的能量為輸液裝置之組件(尤其是給藥計數器之組件)提供功率。在一實例中，(一或多個)能量產生器係壓電晶體，其耦接至輸液裝置之各啟動機構。由壓電晶體產生的每一壓電脈衝可能夠產生高達每晶體約40μJ之能量。在包括兩個壓電晶體的輸液裝置中，每對壓電脈衝產生約80μJ。此能量建立給藥記錄及維持時鐘。假設微控制器在1MHz之核心頻率下操作且需要100個時鐘週期來建立給藥記錄，則約80μJ係足以建立給藥記錄的能量。在給藥記錄之建立期間，可在約1.8V及約100μA下操作微控制器達約100μs，從而提供18nJ之總能量。因此，藉由致動啟動機構產生的能量足以為給藥計數器提供功率。
單獨使用由壓電晶體產生的能量維持時鐘可更加困難。假設六小時(21,600秒)執行時間，在約1.8V下具有100nA電流洩流，所消耗的總能量為約3.8mJ。然而，藉由在能量儲存裝置中儲存由壓電晶體產生的能量，以及自通訊介面之操作採集的能量，可提供充足能量以操作時鐘。假設電壓下降約1V，操作時鐘所需的總電容為約2.16mF，此可藉由小封裝電容器實現。例如，兩個約2200μF電容器可向時鐘提供適宜功率，這兩個電容器保持用於十二小時時鐘操作之電荷。
如所屬技術領域中具有通常知識者將了解的是，本發明的態樣可實施成一系統、方法、或電腦程式產品。據此，本發明之態樣的形式可為一全為硬體之實施例、一全為軟體之實施例(包括韌體、常駐軟體、微碼等等)、或一結合軟體與硬體態樣的實施例，該等態樣在本文中大致可總稱為一「電路(circuit)」、「電路系統(circuitry)」、「模組(module)」、「子系統(subsystem)」及/或「系統(system)」。此外，本發明之態樣的形式可為在具有電腦可讀程式碼被實施於其上之一或多個電腦可讀媒體中實施的一電腦程式產品。
圖1-7的部件清單
10...輸液裝置
12...外殼
14...底座
16...第一啟動機構
18...第二啟動機構
20...填充口
22...貯器
24...泵
26...泵活塞
28...泵室
30...套管
32...第一閥
34...第二閥
36...彈簧
38...彈簧
40...流體導管
42...流體導管
44...流體導管
46...流體導管
48...流體導管
50...出口
52...第一連桿
54...第二連桿
60...底層
62...貯器膜層
64...頂端主體層
66...貯器部分
68...閥插座
70...閥插座
72...閥座結構
74...擺臂
76...凸輪筒
78...鎖管
80...閥動定時凸輪
82...凸輪筒
84...凸輪銷
85...流體路徑
86...平面蓋
88...針頭
106...能量產生器
402...壓電晶體
600...給藥計數器
602...能量產生器
604...轉換器電路
606...能量儲存裝置
608...微控制器
610...脈衝調節電路
612...實時時鐘
614...通訊介面
616...記憶體
700...方法
702-714...方法方塊
雖已就特定變化例及例示性圖式來說明本發明，此等所屬技術領域中具有通常知識者將理解本發明不限於所述之變化例或圖式。此外，在上述方法及步驟指出某些事件係以某種順序發生的情況中，此等所屬技術領域中具有通常知識者將認知到可修正某些步驟的順序，且這類修正係根據本發明之變化例。另外，當可行時，其中某些步驟可以在一並行程序中同時地執行，也可如上述般依序地執行。因此，本發明若有落在本揭露之精神內或均等於申請專利範圍中出現之發明的變化形式，本專利亦意圖涵蓋彼等變化形式。
10‧‧‧輸液裝置
12‧‧‧外殼
14‧‧‧底座
16‧‧‧第一啟動機構
18‧‧‧第二啟動機構

Claims (33)

  1. 一種輸液裝置，其包含：一外殼，其具有經定大小以儲存一量之液體藥物的一貯器；一機械泵，其被機械致動時排出該液體藥物的一部分；一機械驅動的啟動機構，其設置在該外殼上，用於致動該泵以輸送一劑量之液體藥物且從而指示一給藥事件；及一能量產生器，其耦接至該啟動機構，該能量產生器經組態以在機械驅動的啟動機構之每次操作後產生能量，以為一給藥計數器提供功率，該給藥計數器經組態以記錄給藥事件。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之輸液裝置，其中該能量產生器包含耦接至該啟動機構的至少一壓電晶體，該至少一壓電晶體經組態以在該啟動機構被致動時產生預定量之能量。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之輸液裝置，其進一步包含一能量儲存裝置，該能量儲存裝置經組態以儲存由該能量產生器產生的能量。
  4. 如申請專利範圍第3項所述之輸液裝置，其中該能量儲存裝置包含至少一電容器。
  5. 如申請專利範圍第3項所述之輸液裝置，其中該給藥計數器包含一微控制器且其中該能量儲存裝置係耦接至該微控制器。
  6. 如申請專利範圍第2項所述之輸液裝置，其中該啟動機構包含耦接至該泵的至少一可壓下按鈕，其中至少一該壓電晶體係耦接至該至少一可壓下按鈕。
  7. 如申請專利範圍第2項所述之輸液裝置，其中該啟動機構經組態以在非致動位置與致動位置之間切換，且其中在該啟動機構在該非致動位置與該致動位置之間切換後，該壓電晶體產生壓電能量脈衝。
  8. 如申請專利範圍第7項所述之輸液裝置，其中該壓電晶體經懸臂式連接至該啟動機構以使得在該啟動機構在該非致動位置與該致動位置之間切換後發生該壓電晶體之撓曲。
  9. 如申請專利範圍第7項所述之輸液裝置，其中基於該啟動機構之該切換位置，由該壓電晶體之該撓曲產生的該壓電能量脈衝具有相對極性。
  10. 如申請專利範圍第9項所述之輸液裝置，其進一步包含電路系統，該電路系統經組態以將該壓電脈衝轉換成共同極性。
  11. 如申請專利範圍第2項所述之輸液裝置，其進一步包含電路系統，該電路系統用於調節由該壓電晶體產生的該壓電能量脈衝。
  12. 如申請專利範圍第11項所述之輸液裝置，其中該電路系統進一步包含一振盪晶體，該振盪晶體經組態以基於所產生之壓電脈衝提供時序信號。
  13. 如申請專利範圍第12項所述之輸液裝置，其中該給藥計數器經組態以基於該時序信號提供該給藥事件之時間戳記。
  14. 如申請專利範圍第3項所述之輸液裝置，其進一步包含一通訊介面，該通訊介面用於與另一裝置通訊。
  15. 如申請專利範圍第14項所述之輸液裝置，其中該通訊介面包含一近場通訊(NFC)介面。
  16. 如申請專利範圍第14項所述之輸液裝置，其中由該另一裝置操作該通訊介面產生預定量之能量且其中該電源進一步採集所產生之該預定量之能量。
  17. 如申請專利範圍第16項所述之輸液裝置，其中將該所採集之能量儲存在該能量儲存裝置中，且該預定量之能量包括大約80微焦耳。
  18. 如申請專利範圍第16項所述之輸液裝置，其中使用該所採集之能量來起始該給藥計數器。
  19. 如申請專利範圍第1項所述之輸液裝置，其中該裝置經組態以向一患者投予胰島素。
  20. 如申請專利範圍第1項所述之裝置，其中該裝置包含一可攜式外殼，該可攜式外殼經組態以直接貼附於一患者的皮膚。
  21. 一種用於一醫療輸液裝置的電源，該輸液裝置包含一泵及至少一機械啟動機構，該機械啟動機構用於嚙合該泵以引發一給藥事件，該電源包含至少一壓電晶體，該壓電晶體經連接至該啟動機構且經組態以在該裝置被啟動時產生一預定量之能量。
  22. 如申請專利範圍第21項所述之電源，其進一步包含一電路用於將由該至少一壓電晶體產生的一壓電脈衝轉換成一數位信號。
  23. 如申請專利範圍第21項所述之電源，其中該至少一壓電晶體經懸臂式連接至該啟動機構以使得在該啟動機構在一非致動位置與一致動位置之間切換後發生該至少一壓電晶體之撓曲。
  24. 如申請專利範圍第21項所述之電源，其中基於該啟動機構之該等位置，由該至少一壓電晶體產生的該等壓電脈衝具有相對極性。
  25. 如申請專利範圍第24項所述之電源，其進一步包含電路系統，該電路系統經組態以將該等壓電脈衝轉換成共同極性。
  26. 如申請專利範圍第21項所述之電源，其中該電源經組態以為用於該醫療輸液裝置的一給藥計數器提供功率。
  27. 一種用於向一輸液裝置提供電功率的方法，該輸液裝置包含一泵及至少一機械操作的啟動機構，該機械操作的啟動機構用於嚙合該泵以輸送一劑量及指示一給藥事件，該方法包含：每當該輸液裝置之該機械操作的啟動機構被嚙合時，產生一預定量之能量；及使用該所產生之能量來為該輸液裝置之一給藥計數器提供功率。
  28. 如申請專利範圍第27項所述之方法，其中該給藥計數器包含一微控制器。
  29. 如申請專利範圍第28項所述之方法，其進一步包含當該能量產生時，該微控制器記錄一給藥事件。
  30. 如申請專利範圍第27項所述之方法，該裝置進一步包含用於產生該電功率的一能量產生器，該能量產生器包含一壓電晶體，該壓電晶體經耦接至該輸液裝置之該啟動機構。
  31. 如申請專利範圍第27項所述之方法，該裝置進一步包含一能量儲存裝置。
  32. 如申請專利範圍第31項所述之方法，其進一步包含將該能量儲存在該能量儲存裝置中，及將該能量自該能量儲存裝置供應至該給藥計數器。
  33. 如申請專利範圍第27項所述之方法，其進一步包含將該能量轉換成一數位信號。
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