專利名稱：具有MEMs功能的醫(yī)療裝置及其制造方法
背景技術(shù)：
本發(fā)明總的涉及適合體內(nèi)使用的醫(yī)療裝置領(lǐng)域，例如植入式裝置、留置裝置、導(dǎo)管和遞送系統(tǒng)。更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及植入式裝置，例如腔內(nèi)支架(stent)，其能夠用作體內(nèi)傳感器和/或致動(dòng)器。
隨著微電子機(jī)械系統(tǒng)(MEMs)技術(shù)的來(lái)臨，生產(chǎn)非常小規(guī)模的裝置成為可能。迄今為止，MEMs技術(shù)的主要應(yīng)用為機(jī)電領(lǐng)域，尤其是射流技術(shù)和流體傳感器。然而，本發(fā)明將MEMs技術(shù)應(yīng)用于醫(yī)療裝置領(lǐng)域，尤其是應(yīng)用于植入式醫(yī)療裝置領(lǐng)域，將它們?cè)O(shè)計(jì)為可感應(yīng)體內(nèi)條件、改變裝置的幾何形狀和/或體內(nèi)傳遞計(jì)量生物活性物質(zhì)。
基于植入式MEMs的醫(yī)療裝置領(lǐng)域已延伸到診斷用微型系統(tǒng)，包括微型質(zhì)譜儀、分子識(shí)別生物傳感器、微射流處理器；外科用微型系統(tǒng)，例如微型傳感器和微型電動(dòng)機(jī)；以及治療用微型系統(tǒng)，例如植入式和經(jīng)皮藥物遞送微型系統(tǒng)。這些類型的微型裝置參見Polla，D.L.等，″醫(yī)學(xué)中的微型裝置″(″Microdevicesin Medicine″)Ann.Rev.Biomed.Eng.2000，02551-576所述，其內(nèi)容被納入本文作為參考。植入式醫(yī)療傳感器的其它描述參見美國(guó)專利6,201,980所述，其內(nèi)容被納入本文作為參考。用于控制藥物遞送的微型致動(dòng)器的進(jìn)一步描述參見Low，L.M.等，″朝向微瓣膜的微型致動(dòng)器以響應(yīng)控制的藥物遞送″(″Microactuators toward microvalves for responsive controlled drugdelivery″)Sensors and Actuators，B 678(2000)149-160，其內(nèi)容被納入本文作為參考。
微泵、高分辨率微加速度計(jì)和靜電線性電動(dòng)機(jī)是微小規(guī)模機(jī)電機(jī)器的例子，它們依賴于低電壓和低功率消耗需求。例如，參見Yun，K.S.等，″表面張力驅(qū)動(dòng)的微泵用于低電壓和低功率操作″(″A Surface-Tension Driven Micropumpfor Low-voltage and Low-Power Operations，″)J.MicroelectromechanicalSys.，115，Oct.2002，454-461，Yeh，R.等，″單一掩蔽、大壓力和大排量的靜電線性蠕動(dòng)電動(dòng)機(jī)″(″Single Mask，Large Force，and Large DisplacementElectrostatic Linear Inchworm Motors，″)J.Microelectromechanical Sys.，114，Aug.2002，330-336，和Loh，N.C.等，″具有納克級(jí)分辨率的量度低于-10cm3干涉加速度計(jì)，”(″Sub-10cm3Interferometric Accelerometer with Nano-gResolution”)，J.Microelectromechanical Sys.，113，June 2002，182-187，全部?jī)?nèi)容被納入本文作為參考。
已使用導(dǎo)電聚合物作為傳感器，通過(guò)制造用作單個(gè)傳感單元的納米結(jié)構(gòu)的薄膜以開發(fā)電子舌。通過(guò)頻率1-1MHz范圍內(nèi)的信號(hào)轉(zhuǎn)導(dǎo)阻抗光譜法操作薄膜，以檢測(cè)液相系統(tǒng)中促味劑和無(wú)機(jī)污染物的痕量。Riul，Jr.等，″基于導(dǎo)電聚合物的人造味覺傳感器”(″An Artificial Taste Sensor Based On ConductingPolymers”)，Biosensors and Bioelectronics，00(2003)1-5，其內(nèi)容被納入本文作為參考。在相關(guān)靜脈中，水凝膠和導(dǎo)電聚合物已組合為電活性水凝膠復(fù)合物，在復(fù)合物骨架內(nèi)俘獲酶，用于生物傳感器結(jié)構(gòu)和化學(xué)刺激控制的釋放。使用這種復(fù)合物材料，已制備了葡萄糖、膽固醇和半乳糖安培測(cè)定生物傳感器，顯示擴(kuò)展的線性響應(yīng)距離在10-5-10-2M之間，響應(yīng)時(shí)間小于60秒。通過(guò)水凝膠組分與二甲氨基乙基甲基丙烯酸單體交聯(lián)，制備了pH傳感器。參見Brahim，S等，″生物智能水凝膠生物傳感器制造和藥物遞送中共連接的分子識(shí)別和信號(hào)轉(zhuǎn)導(dǎo)”(″Bio-smart HydrogelsCo-joined Molecular Recognition and SignalTransduction in Biosensor Fabrication and Drug Delivery”)Biosensors andBioelectronics，17(2003)973-981，其內(nèi)容被納入本文作為參考。
已使用填充有鎵的單晶MgO納米管作為寬溫度范圍納米溫度計(jì)。例如，參見Li，Y.B.等，″填充鎵的單晶MgO納米管寬溫度范圍的納米溫度計(jì)”(″Ga-filled Single-Crystalline MgO NanotubeWide-temperature RangeNanothermometer”)App.Phys.Let.，835，Aug.2003，999-1001，其內(nèi)容被納入本文作為參考。
已明白離子通道開關(guān)可用于生物傳感器，并且，由離子通過(guò)離子通道產(chǎn)生的電流通量可用作傳感給定條件的基礎(chǔ)。例如，離子通道開關(guān)已由包含短桿菌肽離子通道的脂質(zhì)膜構(gòu)成，其中，短桿菌肽離子通道連接抗體且系于金電極。此系留的膜產(chǎn)生金電極與通過(guò)連接于金電極而電通入的膜之間的離子儲(chǔ)庫(kù)。在應(yīng)用電勢(shì)的存在下，當(dāng)通道導(dǎo)電時(shí)，離子在儲(chǔ)庫(kù)和外部溶液之間流動(dòng)。當(dāng)離子流關(guān)閉時(shí)，在膜的外半邊內(nèi)擴(kuò)散的移動(dòng)通道與抗體交聯(lián)并固定化。參見Cornell，B.A.等，“利用離子通道開關(guān)的生物傳感器”(“A Biosensor that useslon-channel Switches”)Letters to Nature，1997。
最后，現(xiàn)在已知電場(chǎng)影響內(nèi)皮細(xì)胞遷移。參見Li，X.等，″直流電場(chǎng)對(duì)牛血管內(nèi)皮細(xì)胞中細(xì)胞遷移和肌動(dòng)蛋白絲分布的影響″(″Effects of Direct CurrentElectric Fields on Cell Migration and Actin Filament Distribution in BovineVascular Endothelial Cells，″)J Vasc.Res.，2002；39391-404，其內(nèi)容被納入本文作為參考?？刂苾?nèi)皮細(xì)胞遷移是設(shè)計(jì)顯示較大治愈響應(yīng)的植入式裝置的重要步驟。因此，通過(guò)設(shè)計(jì)利用受控電場(chǎng)的植入式裝置，內(nèi)皮細(xì)胞將更易于結(jié)合裝置并沿裝置表面增殖以促進(jìn)快速和完全治愈，并將平滑肌細(xì)胞增殖或血栓形成效應(yīng)減至最低程度。
為設(shè)計(jì)具有受控電場(chǎng)的植入式裝置，有利的使用可由交指型電極構(gòu)成，以產(chǎn)生趨電性醫(yī)療裝置。已在介電電泳中采用交指型電極，通過(guò)利用活細(xì)胞和死細(xì)胞間介電性質(zhì)的差異，在采用交指型電極的微型制造裝置上分離活和熱處理的無(wú)毒李斯特細(xì)胞(Listeria innocua)，Li，H.等，http://www.nnf.cornell.edu/2002cnfra/2002cnfra54.pdf和Li，H.，″在微型制造裝置上，用交指型電極，介電電泳分離和操縱活和熱處理的李斯特細(xì)胞″(″Dielectrophoretic Separationand Manipulation of Live and Heat-Treated Cells of Listeria onMicrofabricated Devices with Interdigitated Electrodes，″)J.Sensors andActuators，Apr.2002，其內(nèi)容被納入本文作為參考。交指型微型傳感器電極，也稱為交指型陣列，是從沉積在絕緣基底芯片上的貴金屬模式微型制造的。
設(shè)計(jì)這些裝置，用于同時(shí)測(cè)定微型電化學(xué)和電/電化學(xué)阻抗光譜法中的聚合物薄膜及涂層的電學(xué)、電化學(xué)或光學(xué)性質(zhì)。
例如，參見Guiseppi-Elie，A.，″用微制造的交指型微型傳感器電極(IME)和獨(dú)立可尋址的微型帶電極(IAME)測(cè)定電子材料的性質(zhì)″(″MeasuringElectrical Materials Properties Using Microfabricated Interdigitatedmicrosensor Electrodes(IMEs)and Independently Addressable MicrobandElectrodes(IAMEs)″)An ABTECH Application Note，http://www.abtechsci.com/pdfs/resistO501.pdf，May，2001，其內(nèi)容被納入本文作為參考。
發(fā)明概述本發(fā)明提供了基于支架或基于移植物的傳感器和致動(dòng)器的幾個(gè)實(shí)施方式。根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí)施方式，提供了趨電性支架，其中支架材料至少部分地由多層物理真空沉積制造。沉積第一基底層，然后沉積導(dǎo)電層并在導(dǎo)電層中形成交指型電極，相鄰電極被介電材料隔開，沉積最后的頂部絕緣層，形成許多開口且圖案匹配中間導(dǎo)電層中交指型電極的位置。在電流應(yīng)用于裝置時(shí)，交指型電極帶電荷，一聚焦電流從頂部絕緣層中的開口發(fā)射，其圖案和頂層中的開口圖案相一致。
合適的電源可包括外部應(yīng)用的RF源，誘導(dǎo)支架中的共振器電路為支架中形成的固態(tài)電容器充電，從而在支架內(nèi)提供集成電源以維持交指型電極的充電電源?？蛇x的電源包括但不限于，外部應(yīng)用的電磁場(chǎng)、超聲、UV或光發(fā)射能、或熱能。
由于已知在應(yīng)用場(chǎng)的影響下內(nèi)皮細(xì)胞發(fā)生遷移，預(yù)計(jì)與支架整合的電場(chǎng)的存在可提高支架表面的內(nèi)皮化并促進(jìn)健康的新內(nèi)膜組織的形成，同時(shí)降低與支架植入有關(guān)的再狹窄的發(fā)生。
還考慮根據(jù)本發(fā)明，腔內(nèi)支架可包含具有生物元素的導(dǎo)電聚合物，在支架中形成響應(yīng)體內(nèi)生理?xiàng)l件變化的嵌入電路，并產(chǎn)生與生理?xiàng)l件變化有已知關(guān)系的電導(dǎo)率的改變。這種類型的作用機(jī)制的例子為導(dǎo)電聚合物，例如在食品工業(yè)中用作人造舌的聚吡咯和聚吡咯烷酮。
本發(fā)明的另一方面是，支架上的導(dǎo)電聚合物可用于結(jié)合氧化酶并產(chǎn)生過(guò)氧化物，以形成自由電子和為支架上的傳感器裝置提供電流源。或者，可利用來(lái)自受體結(jié)合介導(dǎo)事件的離子通道活性產(chǎn)生的電壓，以產(chǎn)生電壓用于基于支架的傳感器。
對(duì)每一種類型的本發(fā)明考慮的微型傳感器裝置，必需具有詢問(wèn)微型傳感器裝置的外部方式以測(cè)定其狀態(tài)。優(yōu)選采用經(jīng)皮應(yīng)用的RF能量，以詢問(wèn)本發(fā)明微型傳感器裝置，或使本發(fā)明微型傳感器裝置致動(dòng)藥物遞送或微電機(jī)啟動(dòng)。頻率與給定頻率傳輸?shù)臄?shù)據(jù)密度之間有指數(shù)關(guān)系，是本領(lǐng)域已知的。類似地，頻率與距離之間有反比關(guān)系。例如參見，Leeper，D.G.，Scientific American，May，2002，其內(nèi)容被納入本文作為參考。在超寬帶頻率中，可獲得大千兆字節(jié)水平的數(shù)據(jù)密度，但在幾米的較短距離內(nèi)。考慮在本發(fā)明中，在太拉赫頻率處，預(yù)期甚至在犧牲距離的同時(shí)可獲得較高的數(shù)據(jù)密度。由于只需要幾個(gè)厘米的距離以經(jīng)皮詢問(wèn)植入的醫(yī)療裝置，可采用太拉赫范圍內(nèi)很高的頻率，具有產(chǎn)生太拉字節(jié)數(shù)據(jù)密度的伴隨作用，預(yù)期產(chǎn)生足夠的數(shù)據(jù)流以構(gòu)建表示植入的微型傳感器醫(yī)療裝置的條件的實(shí)時(shí)3D圖像。
附圖簡(jiǎn)要說(shuō)明

圖1是順序圖，A-G幅說(shuō)明MEMs裝置中懸臂結(jié)構(gòu)的制造。
圖2A是電路圖，描述了詢問(wèn)器電路以產(chǎn)生第一電信號(hào)。
圖2B是電路圖，描述了用于傳感第一電信號(hào)并激活可變電容器的被動(dòng)共振器電路。
圖3是說(shuō)明常規(guī)無(wú)線通信模態(tài)的不同帶寬的空間容量之間關(guān)系的圖。
圖4是可用于本發(fā)明醫(yī)療裝置的納米溫度計(jì)構(gòu)造的立體圖。
圖5是描述本發(fā)明功能性醫(yī)療裝置的基本元件及其相互作用的示意圖。
圖6是適用于本發(fā)明醫(yī)療裝置的加速度計(jì)構(gòu)造的示意圖。
圖7是一個(gè)實(shí)施方式的本發(fā)明醫(yī)療裝置的片斷立體圖，描述了沿本發(fā)明醫(yī)療裝置表面刺激內(nèi)皮細(xì)胞貼附和增殖的趨電性構(gòu)造。
圖8是MEMs功能化醫(yī)療裝置的懸臂結(jié)構(gòu)的示意性立面圖，由于圍繞懸臂結(jié)構(gòu)的組織生長(zhǎng)而緩沖。
圖9是一個(gè)實(shí)施方式的本發(fā)明MEMs功能化醫(yī)療裝置的懸臂結(jié)構(gòu)的示意性立面圖，用于生物化學(xué)種類的生理化學(xué)親和結(jié)合。
圖10是說(shuō)明MEMs裝置功能性的特異性與基于特異性范圍應(yīng)用的功能性類型間關(guān)系的表。
圖11是本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方式的示意性立體圖，利用阻抗光譜法作為功能途徑。
圖12是本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方式的示意圖，利用復(fù)合生物活性水凝膠膜中過(guò)氧化物產(chǎn)生的安培計(jì)測(cè)定。
圖13是本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方式的示意圖，利用抗體/離子通道開關(guān)作為合成的生物傳感器。
圖14是本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方式的立體、部分剖視圖，利用電腐蝕以釋放生物活性劑。
圖15A是顯微照片，描述了根據(jù)本發(fā)明可選的實(shí)施方式，在開放位置中MEMs裝置形成人工肌瓣膜以調(diào)節(jié)生物活性劑的釋放。
圖15B是顯微照片，描述了根據(jù)本發(fā)明可選的實(shí)施方式，在關(guān)閉位置中MEMs裝置形成人工肌瓣膜以調(diào)節(jié)生物活性劑的釋放。
圖16A是根據(jù)本發(fā)明MEMs功能性醫(yī)療裝置的可選實(shí)施方式的連續(xù)電潤(rùn)濕微泵的示意性截面圖，描述了在載荷狀態(tài)中的微泵。
圖16B是根據(jù)本發(fā)明MEMs功能性醫(yī)療裝置的可選實(shí)施方式的連續(xù)電潤(rùn)濕微泵的示意性截面圖，描述了在載荷狀態(tài)中的微泵。
圖17A-17D是順序片斷示意圖，描述了具有用于擴(kuò)張支架的微型電動(dòng)機(jī)和致動(dòng)導(dǎo)軌的致動(dòng)支架，以及致動(dòng)微型電動(dòng)機(jī)和移動(dòng)致動(dòng)導(dǎo)軌的過(guò)程。
圖18A是本發(fā)明致動(dòng)支架的分解示意圖。
圖18B是在其直徑完全擴(kuò)張狀態(tài)中的本發(fā)明致動(dòng)支架的示意圖。
具體實(shí)施例方式
附圖1-18描述了本發(fā)明的不同方面，包括物理真空沉積和形成用于微型傳感器或用作藥物遞送射流泵的微型懸臂，與體外詢問(wèn)器電路和植入體內(nèi)的被動(dòng)共振器傳感器電路連通的示例性可變共振電路，描述RF頻率、特殊容量和距離間關(guān)系的圖，納米溫度計(jì)，相互作用的植入式支架的基本元件，用MEMs技術(shù)制造的側(cè)向加速度計(jì)，用于產(chǎn)生場(chǎng)梯度以傳遞內(nèi)皮細(xì)胞遷移的示意性趨電裝置，用于檢測(cè)血栓形成和組織厚度的基于微型懸臂的傳感器，用于根據(jù)結(jié)合事件檢測(cè)分子種類的基于微型懸臂的傳感器，考慮對(duì)電生物傳感不同途徑的表，由導(dǎo)電聚合物的復(fù)合薄膜和用于阻抗光譜法的脂質(zhì)構(gòu)成的示意性裝置，用于過(guò)氧化物產(chǎn)生的安培計(jì)測(cè)定的系統(tǒng)，抗體/離子通道開關(guān)作為生物傳感器，電腐蝕件致動(dòng)的藥物釋放閥，人工肌藥物釋放閥，微泵，說(shuō)明采用交指型元件的線性微型電動(dòng)機(jī)的移動(dòng)和交指型元件沿軌道相對(duì)移動(dòng)的對(duì)應(yīng)軌跡(圖17A-17D)的順序圖，以及具有線性微型電動(dòng)機(jī)和軌道形成致動(dòng)環(huán)單元的致動(dòng)支架以響應(yīng)應(yīng)用于線性微型電動(dòng)機(jī)的電流而徑向擴(kuò)張支架。
根據(jù)本發(fā)明的每個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，考慮制造植入式醫(yī)療裝置，例如支架、支架-移植物、包覆的支架、移植物或其它類似裝置，以容納作為分立組件或偶聯(lián)于醫(yī)療裝置的MEMs裝置，但優(yōu)選地，使用物理真空技術(shù)制造醫(yī)療裝置，如2002年8月2日提交的共同待批申請(qǐng)序列號(hào)10/211,489，2003年3月27日以美國(guó)已公布申請(qǐng)US2003/0059640出版中所述，其內(nèi)容被納入本文作為參考。
考慮在本發(fā)明醫(yī)療裝置的制造期間，在裝置的制造過(guò)程中形成本發(fā)明MEMs傳感器和/或致動(dòng)器并成為裝置的整體組件。僅為了說(shuō)明的目的，將參考具有多個(gè)結(jié)構(gòu)件的腔內(nèi)支架，所述MEMs傳感器和/或致動(dòng)器與多個(gè)結(jié)構(gòu)件中的至少一個(gè)結(jié)合。然而，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員將理解，本發(fā)明考慮了各種醫(yī)療裝置，并可用作本發(fā)明MEMs傳感器和/或致動(dòng)器的載體基材，包括但不限于，貼片、移植物、導(dǎo)管、氣囊、濾器、線圈、包覆的支架等。
參考圖1，說(shuō)明了本發(fā)明的第一個(gè)實(shí)施方式10。形成具有至少一個(gè)凹槽13的支架12的結(jié)構(gòu)件。至少一個(gè)凹槽填充有犧牲材料14，結(jié)構(gòu)件12上形成微型懸臂層16并覆蓋犧牲材料14。任選地，提供壓電材料18覆蓋微型懸臂層16。部分地除去壓電材料18和微型懸臂層16以形成一定長(zhǎng)度的微型懸臂層16和對(duì)應(yīng)于微型懸臂16的所需長(zhǎng)度的壓電材料18，現(xiàn)在暴露一部分犧牲材料14。提供觸點(diǎn)20和相鄰懸臂22間的間隔。從懸臂16下方除去犧牲材料14再次開放凹槽13并保留懸臂末端與懸臂可在其中自由擺動(dòng)的凹槽末端之間的間隔24。
如圖8-9所示，可使用微型懸臂概念的可選實(shí)施方式90和100來(lái)感應(yīng)結(jié)合于各自醫(yī)療裝置92，102的血栓98或血管組織，在實(shí)施方式90中，或感應(yīng)亞細(xì)胞成分如抗體105、DNA、反義DNA等與懸臂構(gòu)件94，104的的生理化學(xué)結(jié)合，應(yīng)用外部信號(hào)時(shí)可減弱結(jié)合的微型懸臂94，104振蕩的能力，因而返回改變的指示裝置狀態(tài)的信號(hào)。類似地，微型懸臂可用作門，以開放或關(guān)閉孔用于藥物遞送，并可響應(yīng)應(yīng)用的外部RF信號(hào)或內(nèi)源性或外源性物質(zhì)的結(jié)合事件刺激開放或關(guān)閉。
樣品共振電路具有離體詢問(wèn)器電路30和體內(nèi)被動(dòng)共振器電路32，如圖2A和2B所示。詢問(wèn)器電路30通常由閉合環(huán)電路構(gòu)成，包括振蕩器34、電阻器36和電源38，而共振器電路32通常由包括電源40和可變電容器42的環(huán)電路構(gòu)成。
如圖3所示，通訊頻率與帶寬的空間容量之間存在明顯的關(guān)系。類似地，信號(hào)范圍與空間容量之間存在相反關(guān)系。因此，對(duì)于本發(fā)明醫(yī)療應(yīng)用，需要采用空間容量超過(guò)1,000kbps/m2的超寬帶頻率，距離為10米足以用于醫(yī)療應(yīng)用。
圖4描述了可摻入醫(yī)療裝置的結(jié)構(gòu)件或與其結(jié)合的納米溫度計(jì)。納米溫度計(jì)由填充鎵的單晶MgO管52的陣列構(gòu)成。
圖5描述了致動(dòng)系統(tǒng)60的概況，以啟動(dòng)醫(yī)療裝置如支架中組件部分的相對(duì)移動(dòng)。系統(tǒng)的一般組件是連接邏輯控制電路66的發(fā)電機(jī)68，邏輯電路又連接通訊模塊64，通訊模塊與結(jié)合醫(yī)療裝置組件部分的致動(dòng)器組合件62連通。因此，組件部分彼此相對(duì)移動(dòng)由邏輯電路66控制，并由通訊模塊64監(jiān)督。互連件67，65，63可以是電、RF、電磁、磁或其它本領(lǐng)域已知的功能性互連件。認(rèn)為無(wú)需進(jìn)行過(guò)多實(shí)驗(yàn)，設(shè)計(jì)和編程邏輯電路66和通訊模塊64的具體實(shí)施方式
被認(rèn)為是在本領(lǐng)域技術(shù)人員的能力范圍內(nèi)。
圖6描述了根據(jù)本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方式的加速度計(jì)70。加速度計(jì)70可結(jié)合入醫(yī)療裝置中，以監(jiān)測(cè)患者生命體征如血壓、脈搏或血流。加速度計(jì)70通常由固定元件74和可移動(dòng)元件72構(gòu)成，固定元件可以是醫(yī)療裝置中的結(jié)構(gòu)件部分或固定于該結(jié)構(gòu)件。通過(guò)彈簧元件73將可移動(dòng)元件72懸掛在固定元件74內(nèi)，以允許可移動(dòng)元件72的相對(duì)移動(dòng)。從可移動(dòng)元件72的第一凸起75與固定元件74上的第二凸起76交錯(cuò)，使得第一凸起75在第二凸起76內(nèi)的移動(dòng)誘導(dǎo)在固定元件74內(nèi)的電流。然后，誘導(dǎo)電流的相對(duì)強(qiáng)度與可移動(dòng)元件72上的壓力相關(guān)，是感應(yīng)刺激的指標(biāo)。
圖7中描述了一個(gè)實(shí)施方式的采用趨電場(chǎng)梯度80的本發(fā)明醫(yī)療裝置。根據(jù)本發(fā)明該實(shí)施方式，提供了趨電性支架，其中支架材料至少部分由多層物理真空沉積制造。沉積第一基底層，然后沉積導(dǎo)電層并在導(dǎo)電層中形成交指型電極，相鄰電極被介電材料隔開，沉積最后的頂部絕緣層，形成許多開口且圖案匹配之間導(dǎo)電層中交指型電極的位置。在電流應(yīng)用于裝置時(shí)，交指型電極帶電荷，一聚焦電流從頂部絕緣層中的開口發(fā)射，其圖案和頂層中的開口圖案相一致。
合適的電源可可以是外部應(yīng)用的RF源，其誘導(dǎo)支架中的共振器電路為支架中形成的固態(tài)電容器充電，從而在支架內(nèi)提供集成電源以維持交指型電極的充電電源。
由于已知在應(yīng)用場(chǎng)的影響下內(nèi)皮細(xì)胞發(fā)生遷移，預(yù)計(jì)與支架整合的電場(chǎng)的存在可提高支架表面的內(nèi)皮化并促進(jìn)健康的新內(nèi)膜組織的形成，同時(shí)降低與支架植入有關(guān)的再狹窄的發(fā)生。
因此，通過(guò)在醫(yī)療裝置的結(jié)構(gòu)件82的陣列圖案中形成許多開口84，并提供鄰近許多開口84的相互電連接88的電極86的陣列，然后將電壓81應(yīng)用于電極86，沿內(nèi)皮細(xì)胞遷移途徑85穿過(guò)醫(yī)療裝置的結(jié)構(gòu)表面82產(chǎn)生電場(chǎng)梯度83。因此，應(yīng)用的電場(chǎng)梯度83可與醫(yī)療裝置如支架聯(lián)用，優(yōu)先促進(jìn)內(nèi)皮細(xì)胞結(jié)合和遷移以提供裝置的表面覆蓋和治愈。
圖10基于靈敏度區(qū)分不同的生物感應(yīng)方法，阻抗光譜法的靈敏度低，而受體/離子通道接通的靈敏度高。因此，腔內(nèi)支架可包括具有生物元素例如脂質(zhì)的導(dǎo)電聚合物，其在支架中形成嵌入電路以響應(yīng)體內(nèi)生理?xiàng)l件的改變并產(chǎn)生與生理?xiàng)l件變化有已知關(guān)系的電導(dǎo)率的改變。這種類型的作用機(jī)制的例子為導(dǎo)電聚合物，例如在食品工業(yè)中用作人工舌的聚吡咯和聚吡咯烷酮。圖11描述了分光鏡裝置110的代表類型。圖11中說(shuō)明了使用膜中導(dǎo)電聚合物的復(fù)合薄膜和脂質(zhì)、適合阻抗光譜法的裝置110的一個(gè)例子。導(dǎo)電聚合物膜112包圍彼此交錯(cuò)的第一電極114和第二電極116。外部組件結(jié)合聚合物膜112可導(dǎo)致第一和第二電極112，116之間電壓的阻抗變化，由阻抗光譜法可測(cè)定。
本發(fā)明的另一方面是，支架上的導(dǎo)電聚合物可以是用于安培測(cè)量的裝置120，通過(guò)氧化酶結(jié)合，產(chǎn)生形成自由電子的過(guò)氧化物并提供來(lái)自傳感器裝置的可檢測(cè)的信號(hào)，如圖12所示。因此，聚HEMA(聚羥乙基甲基丙烯酸酯)126或聚乙二醇可用作水凝膠骨架，可采用聚吡咯與酶結(jié)合作為反離子?？蓪?dǎo)電聚合物涂覆在支架或其它醫(yī)療裝置上，以感應(yīng)化學(xué)部分結(jié)合，例如血糖，并產(chǎn)生化學(xué)部分結(jié)合的安培測(cè)量指標(biāo)。
或者，可利用來(lái)自受體結(jié)合介導(dǎo)事件的離子通道活性產(chǎn)生的電壓，以產(chǎn)生用于基于支架的傳感器130的電壓信號(hào)，如圖13A和13B所示。通過(guò)極性連接件和硫鍵將固定化離子通道(GT)、合成的古細(xì)菌跨膜脂質(zhì)和半跨膜系留脂質(zhì)連接于導(dǎo)電表面。使用相同化學(xué)將極性間隔物分子直接連接于導(dǎo)電表面。移動(dòng)的半跨膜脂質(zhì)和移動(dòng)的離子通道(Ga)接通膜。使用鏈菌抗生物素蛋白(SA)中間物將移動(dòng)的離子通道生物素化或偶聯(lián)于生物素化抗體片段Fab9 132，134。一些跨膜脂質(zhì)具有生物素系留的Fab9 132，134。不存在分析物(A)時(shí)，移動(dòng)的離子通道在系留的膜的外單層內(nèi)擴(kuò)散，間歇地形成傳導(dǎo)二聚體(GD)。靶分析物的加入可交聯(lián)脂質(zhì)上的Fab及Ga，遠(yuǎn)離其固定化內(nèi)層配偶體形成系留Ga的復(fù)合物。這可防止通道二聚體的形成并降低膜的電導(dǎo)率。
圖14說(shuō)明顯示了一種通過(guò)電腐蝕140起作用的藥物遞送機(jī)制類型，可摻入植入式醫(yī)療裝置如支架中。裝置通常由導(dǎo)電金屬箔142構(gòu)成，在含生物活性劑的儲(chǔ)庫(kù)148上方形成帽144。在醫(yī)療裝置的表面上形成整個(gè)組合件，用作密封層146以保留生物活性劑。將電場(chǎng)應(yīng)用于導(dǎo)電金屬箔142時(shí)，帽144將以已知的速率腐蝕，帽腐蝕后發(fā)射生物活性劑流145。因此，利用電腐蝕介導(dǎo)的本發(fā)明藥物遞送裝置140可實(shí)現(xiàn)控制的藥物溶出。
圖15A和15B分別描述了微瓣膜150的第一閉合狀態(tài)和第一開放狀態(tài)。微瓣膜150通常由涂覆有聚HEMA的支架152構(gòu)成，可致動(dòng)的微瓣膜154用作可變開口以控制流體(例如生物活性劑)通過(guò)微瓣膜154的通路。微瓣膜154可由形狀記憶材料或?qū)щ娋酆衔锶缇郾桨分瞥?。?yōu)選微瓣膜150在陣列中提供并與在醫(yī)療裝置的結(jié)構(gòu)件中形成的藥物溶出儲(chǔ)庫(kù)結(jié)合。
圖16A和16B描述了電潤(rùn)濕微泵160，其中結(jié)構(gòu)間形成納米制造或微制造的流體通路。第一儲(chǔ)庫(kù)161終止于第一門閥166，允許或限制流體在第一儲(chǔ)庫(kù)161和第二儲(chǔ)庫(kù)173間流動(dòng)。電解泵185驅(qū)動(dòng)與第二儲(chǔ)庫(kù)173連通的第一膈膜165關(guān)閉第一門閥166，并牽引第二膈膜169，開放第二門閥168以從第二儲(chǔ)庫(kù)173到第三儲(chǔ)庫(kù)173驅(qū)動(dòng)流體。通過(guò)在泵的第一門閥16側(cè)上電潤(rùn)濕第一膜162，驅(qū)動(dòng)電解泵185。通過(guò)轉(zhuǎn)換潤(rùn)濕第二膜163，如圖16B所示，通過(guò)致動(dòng)第二膈膜169使第三儲(chǔ)庫(kù)173內(nèi)的流體從出口170放出。
對(duì)于每一種類型的本發(fā)明微型傳感器裝置，要具有詢問(wèn)微型傳感器裝置的外部方式以測(cè)定其狀態(tài)。優(yōu)選采用經(jīng)皮應(yīng)用的RF能以詢問(wèn)本發(fā)明微型傳感器裝置，或啟動(dòng)本發(fā)明微型傳感器裝置以遞送藥物或致動(dòng)微電機(jī)。頻率與在給定頻率內(nèi)傳輸?shù)臄?shù)據(jù)密度之間存在指數(shù)關(guān)系，是本領(lǐng)域已知的。類似地，頻率和距離之間有相反關(guān)系。例如參見圖3和Leeper，D.G.，Scientific American，May，2002，其內(nèi)容被納入本文作為參考。在超寬帶頻率中，可獲得大千兆字節(jié)水平的數(shù)據(jù)密度，但在幾米的較短距離內(nèi)?？紤]在本發(fā)明中，在太拉赫頻率處，甚至在預(yù)期犧牲距離的同時(shí)可得到較高的數(shù)據(jù)密度。由于只需要幾個(gè)厘米的距離以經(jīng)皮詢問(wèn)植入的醫(yī)療裝置，可采用太拉赫范圍內(nèi)很高的頻率，具有產(chǎn)生太拉字節(jié)數(shù)據(jù)密度的伴隨作用，預(yù)期產(chǎn)生足夠的數(shù)據(jù)流以構(gòu)建表示植入的微型傳感器醫(yī)療裝置的條件的實(shí)時(shí)3D圖像。
如上所述，基于支架的致動(dòng)器具有發(fā)電機(jī)、邏輯電路、通訊模塊和致動(dòng)器組合件的基本元件，如圖5所示。一個(gè)能夠擴(kuò)張支架直徑的支架致動(dòng)器的具體實(shí)施方式
如圖17A-17D和18A和18B所示，其中，與結(jié)合至少一個(gè)支架202，204或206的弓形段的驅(qū)動(dòng)軌192聯(lián)合使用具有至少兩個(gè)合作元件194，196的線性微型電動(dòng)機(jī)，以軸向驅(qū)動(dòng)弓形支架段202，204，206，從而在直徑上擴(kuò)張支架，如圖18B所示。支架可由許多微型電動(dòng)機(jī)和許多彎曲軌構(gòu)成，應(yīng)理解每個(gè)彎曲軌在納米級(jí)上通常是線性的。每個(gè)微型電動(dòng)機(jī)194，196被裝配成″蠕動(dòng)″型裝置，其中有第一191和第二193交錯(cuò)梳構(gòu)件，第一191和第二193梳構(gòu)件各自電機(jī)械偶聯(lián)于觸點(diǎn)195，觸點(diǎn)驅(qū)使第一191或第二193梳構(gòu)件中的一個(gè)相對(duì)于另一個(gè)相對(duì)移動(dòng)。第一梳構(gòu)件191具有許多從其延伸的凸起199，與結(jié)合支架段202，204或206的驅(qū)動(dòng)軌192上匹配的許多凸起192相嚙合。運(yùn)作中，傳輸通過(guò)觸點(diǎn)195的電信號(hào)驅(qū)使第一梳構(gòu)件191向觸點(diǎn)移動(dòng)，從而使梳構(gòu)件191向驅(qū)動(dòng)軌192和向第二梳構(gòu)件193移動(dòng)，而第一梳構(gòu)件上的凸起199與驅(qū)動(dòng)軌上的凸起197嚙合。將另一個(gè)電信號(hào)應(yīng)用于觸點(diǎn)195，然后驅(qū)使第二梳構(gòu)件193移動(dòng)，從而使第一梳構(gòu)件191和驅(qū)動(dòng)軌192相對(duì)于驅(qū)動(dòng)軌192軸向移動(dòng)。鄰近的微型電動(dòng)機(jī)196以逐步方式中的相同步驟按順序運(yùn)作，以在“蠕動(dòng)”方式中軸向移動(dòng)驅(qū)動(dòng)軌192。
雖然本發(fā)明已參考其優(yōu)選實(shí)施方式作了描述，但本領(lǐng)域普通技術(shù)人員會(huì)明白和理解可以改變裝置設(shè)計(jì)、裝置選擇、與植入式醫(yī)療裝置整合的MEMs裝置的設(shè)計(jì)、和MEMs裝置的功能而不背離本發(fā)明的范圍。
權(quán)利要求
1.一種具有多個(gè)限定腔及其近腔壁表面的結(jié)構(gòu)件、中央腔和多個(gè)通過(guò)腔和近腔壁表面的開口的腔內(nèi)支架，所述支架包括至少一個(gè)與多個(gè)結(jié)構(gòu)件中的至少一個(gè)可操作關(guān)聯(lián)的微電子機(jī)械系統(tǒng)。
2.如權(quán)利要求1所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述至少一個(gè)微電子機(jī)械系統(tǒng)選自懸臂、加速度計(jì)、趨電組合件、阻抗光譜計(jì)、安培測(cè)定計(jì)、抗體/離子通道傳感器、電腐蝕傳感器、微泵以及微型致動(dòng)器和驅(qū)動(dòng)組合件。
3.如權(quán)利要求1所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述多個(gè)結(jié)構(gòu)件還包括多個(gè)具有多個(gè)第一凸起的弓形構(gòu)件，所述支架還包括多個(gè)與多個(gè)弓形構(gòu)件中的每一個(gè)可操作關(guān)聯(lián)的微型電動(dòng)機(jī)，多個(gè)微型電動(dòng)機(jī)各自包括至少一個(gè)具有多個(gè)第二凸起的驅(qū)動(dòng)元件，多個(gè)第二凸起與多個(gè)第一凸起中的至少一些連接，從而致動(dòng)多個(gè)微型電動(dòng)機(jī)，所述至少一個(gè)驅(qū)動(dòng)元件在多個(gè)弓形構(gòu)件的至少一個(gè)上使多個(gè)第二凸起中的至少一些與多個(gè)第一凸起中的至少一些嚙合并軸向移動(dòng)多個(gè)弓形構(gòu)件中的至少一個(gè)。
4.如權(quán)利要求3所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述多個(gè)微型電動(dòng)機(jī)各自還包括至少兩個(gè)交錯(cuò)的梳構(gòu)件。
5.如權(quán)利要求4所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述至少兩個(gè)交錯(cuò)的梳構(gòu)件與至少一個(gè)感應(yīng)構(gòu)件電結(jié)合。
6.如權(quán)利要求1所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述支架還包括多個(gè)在多個(gè)結(jié)構(gòu)件的至少一個(gè)中的凹槽，所述多個(gè)凹槽各自還包括至少一個(gè)突出超過(guò)所結(jié)合的凹槽的懸臂構(gòu)件，其中，對(duì)其應(yīng)用外部能量時(shí)至少一個(gè)懸臂構(gòu)件能夠振蕩。
7.如權(quán)利要求6所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述至少一個(gè)懸臂構(gòu)件各自還包括壓電元件。
8.如權(quán)利要求6所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，至少一種細(xì)胞組分和亞細(xì)胞組分與至少一個(gè)懸臂構(gòu)件的結(jié)合充分減弱對(duì)其應(yīng)用外部能量時(shí)懸臂振蕩的能力，使得振蕩詢問(wèn)返回代表振蕩減弱的信號(hào)。
9.如權(quán)利要求8所述的腔內(nèi)支架，其特征在于，所述振蕩詢問(wèn)在超寬帶頻率處發(fā)生。
10.如權(quán)利要求1所述的腔內(nèi)支架，所述支架還包括多個(gè)在多個(gè)結(jié)構(gòu)元件中的一些處穿過(guò)的開口和多個(gè)相互電偶聯(lián)且位置接近多個(gè)開口的電極，當(dāng)將電壓施加于所述多個(gè)電極時(shí)形成穿過(guò)所述多個(gè)開口的電場(chǎng)梯度。
11.一種致動(dòng)腔內(nèi)支架的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括至少一個(gè)與腔內(nèi)支架可操作關(guān)聯(lián)的致動(dòng)器構(gòu)件，至少一個(gè)與所述至少一個(gè)致動(dòng)器構(gòu)件可操作連通的通訊電路，至少一個(gè)與所述通訊電路電偶聯(lián)的邏輯電路，及至少一個(gè)電源。
12.如權(quán)利要求11所述的用于致動(dòng)腔內(nèi)支架的系統(tǒng)，其特征在于，所述至少一個(gè)致動(dòng)器構(gòu)件還包括至少兩個(gè)交錯(cuò)的梳構(gòu)件，所述至少兩個(gè)梳構(gòu)件各自可操作偶聯(lián)于觸點(diǎn)，并具有多個(gè)驅(qū)動(dòng)凸起以與腔內(nèi)支架的結(jié)構(gòu)件連接。
13.如權(quán)利要求12所述的用于致動(dòng)腔內(nèi)支架的系統(tǒng)，其特征在于，所述觸點(diǎn)與所述通訊電路可操作連通。
14.如權(quán)利要求11所述的用于致動(dòng)腔內(nèi)支架的系統(tǒng)，其特征在于，所述至少一個(gè)電源還包括感應(yīng)偶聯(lián)于所述至少一個(gè)致動(dòng)器構(gòu)件的外部電源。
全文摘要
植入式醫(yī)療裝置，包括支架、移植物、包覆的支架、導(dǎo)管、貼片等，具有采用微電子機(jī)械系統(tǒng)功能化裝置的區(qū)域，該系統(tǒng)能夠用作響應(yīng)內(nèi)源性事件如組織生長(zhǎng)、生物化學(xué)結(jié)合事件、壓力改變或響應(yīng)外部施加的刺激如RF能的機(jī)電傳感器或生物傳感器，以改變裝置的狀態(tài)如誘導(dǎo)可體外詢問(wèn)和解釋的振蕩信號(hào)，在裝置中該信號(hào)可產(chǎn)生誘導(dǎo)的電或電磁勢(shì)以激活微型電動(dòng)機(jī)，引起裝置中的幾何學(xué)變化。
文檔編號(hào)A61B5/024GK101094622SQ200480031428
公開日2007年12月26日 申請(qǐng)日期2004年9月20日 優(yōu)先權(quán)日2003年9月18日
發(fā)明者J·C·帕爾馬斯 申請(qǐng)人:先進(jìn)生物假體表面有限公司