La présente invention est relative aux micropompes du type dans lequel une partie au moins du mécanisme de la pompe est réalisée par usinage d'une plaquette de silicium à l'aide des techniques de photolithographie.
De telles pompes peuvent être utilisées notamment pour l'administration in situ de médicaments, la miniaturisation de la pompe permettant à un malade de la porter sur soi, voire éventuellement de recevoir une pompe directement implantée dans le corps. Par ailleurs, de telles pompes permettent un dosage précis de faibles quantités de fluide à injecter.
Dans un article intitulé "A piezoelectric micropump based on micromachining of silicon" et paru dans "Sensors and Actuators" No 15 (1988), pages 153 à 167, H. van Lintel et al. donnent une description de deux formes de réalisation d'une micropompe, comportant chacune un empilement de trois plaquettes, c'est-à-dire une plaquette en silicium usinée disposée entre deux plaquettes en verre.
La plaquette en silicium définit une chambre de pompage avec l'une des plaquettes en verre dont la partie coïncidant avec cette chambre peut être déformée par un élément moteur qui est, en l'occurrence, un cristal piézo-électrique. Ce dernier comporte des électrodes qui, lorsqu'elles sont raccordées à une source de tension alternative, provoquent la déformation du cristal et par suite de la plaquette en verre celle-ci, à son tour, faisant varier le volume de la chambre de pompage.
La chambre de pompage est raccordée de part et d'autre respectivement à des clapets anti-retour usinés dans le silicium et dont le siège est constitué par l'autre plaquette en verre.
Une analyse du fonctionnement de la pompe selon la première forme de réalisation (fig. 1a) décrite dans l'article précité montre que cette pompe délivre un débit de fluide qui est fortement dépendant de la pression de sortie sur toute la plage de fonctionnement. En effet, on a constaté que cette relation débit-pression est pratiquement linéaire, le débit étant d'autant plus faible que la pression est plus élevée.
En d'autres termes, une telle pompe est inutilisable pour les applications médicales précitées dans lesquelles, au contraire, le débit de sortie de la pompe doit être indépendant de la pression, tout au moins dans la plage normale de fonctionnement de la pompe.
C'est pourquoi les auteurs proposent dans ce même article (seconde forme de réalisation représentée à la fig. 1b) d'adjoindre à l'ensemble que l'on vient de décrire un clapet régulateur interposé entre le second clapet qui fait suite à la chambre de pompage, et la sortie de la pompe. Ce clapet isole la pompe de la sortie lorsqu'il est fermé.
Par ailleurs, le clapet régulateur disposant d'une certaine précontrainte à la fermeture, la pression de sortie ne peut ouvrir le clapet qu'à partir d'une certaine valeur. Il en résulte ainsi dans la plage utile de fonctionnement de la pompe, une quasi indépendance du débit par rapport à la pression de sortie, c'est-à-dire tant que le clapet régulateur n'est pas maintenu ouvert par la pression de sortie.
Si donc grâce à cette seconde construction on obtient un diagramme débit-pression favorable, il faut cependant observer qu'une pompe réalisée de cette façon présente encore des inconvénients.
Le clapet régulateur augmente l'encombrement de la pompe, car il doit être réalisé dans l'épaisseur de la plaquette de silicium et occupe ainsi de la surface supplémentaire. Il en résulte également une augmentation du prix de revient de la pompe.
Il est également à noter que le clapet régulateur augmente la complexité de la pompe et ainsi les risques de mauvais fonctionnement ou de rebut à la fabrication.
L'invention a pour but de fournir une micropompe du type indiqué ci-dessus, qui permette d'éviter les inconvénients des pompes décrites dans l'article précité tout en présentant une caractéristique du débit en fonction de la pression de sortie favorable dans la plage de fonctionnement utile de la pompe.
L'invention a donc pour objet une micropompe comportant une première plaquette en matière susceptible d'être usinée par des techniques photolithographiques de manière à définir avec au moins une seconde plaquette de support accolée face à face à la première plaquette, une chambre de pompage, un premier clapet, de type anti- retour à travers lequel ladite chambre de pompage peut sélectivement communiquer avec une entrée de la pompe et un second clapet de type à membrane à travers lequel ladite chambre de pompage peut sélectivement communiquer avec une sortie de la pompe, des moyens étant prévus pour provoquer une variation périodique de volume de ladite chambre de pompage,
caractérisée en ce que ladite sortie est en communication directe avec un volume isolé de ladite chambre de pompage par ledit second clapet et situé du même côté de ce clapet que le canal par lequel ce clapet communique avec la chambre de pompage, de manière que les pressions régnant respectivement dans cette chambre de pompage et ce volume agissent dans le sens de l'ouverture sur ledit second clapet, et en ce que ledit second clapet est en communication ouverte avec ledit premier clapet par l'intermédiaire de ladite chambre de pompage, de manière que, lors de la phase de refoulement de la pompe, cette chambre communique directement avec ladite sortie, à travers ledit second clapet en position ouverte.
Grâce à ces caractéristiques, ledit second clapet non seulement assure une régulation du débit de manière à rendre ce dernier quasiment indépendant de la pression dans la sortie de la pompe, sur toute sa plage de fonctionnement normal, mais encore il agit comme l'organe fermant la chambre de pompage au cours de la phase d'aspiration de la pompe.
D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description qui va suivre de plusieurs modes de réalisation de la micropompe suivant l'invention, description faisant référence aux dessins annexés sur lesquels:
- la fig. 1 est une vue en coupe schématique d'une micropompe selon l'invention;
- la fig. 2 montre une vue de dessous de la plaquette intermédiaire de la pompe représentée à la fig. 1;
- la fig. 3 est une vue montrant la face inférieure de la plaquette intermédiaire d'une micropompe construite selon un second mode de réalisation de l'invention, la vue étant prise selon la ligne III-III de la fig. 4;
- les fig. 4 et 5 sont des vues en coupe prises respectivement selon les lignes IV-IV et V-V de la fig. 3;
- la fig. 6 est une vue en coupe d'une micropompe construite selon un troisième mode de réalisation de l'invention;
- la fig. 7 est une vue de la face inférieure de la plaquette intermédiaire de la pompe représentée à la fig. 6, cette vue étant prise selon la ligne VII-VII de la fig. 6;
- la fig. 8 est une vue de la face inférieure d'une plaquette intermédiaire appartenant à une micropompe construite selon un quatrième mode de réalisation de l'invention;
- les fig. 9 et 10 sont des vues en coupe prises respectivement selon les lignes IX-IX et X-X de la fig. 8;
- la fig. 11 montre une vue partielle en coupe d'un cinquième mode de réalisation de l'invention;
- la fig. 12 est une vue de dessus partielle de la micropompe représentée à la fig. 11; et
- la fig. 13 est un graphique représentant la caractéristique du débit en fonction de la pression mesurée sur une micropompe construite selon l'invention, la pression d'entrée étant égale à zéro.
On va tout d'abord se référer aux fig. 1 et 2 qui représentent un premier mode de réalisation de la micropompe suivant l'invention.
Il est à noter que par souci de clarté, les épaisseurs des diverses plaquettes composant la micropompe ont été fortement exagérées sur les dessins.
La micropompe des fig. 1 et 2 comporte une plaquette de base 1 en verre par exemple, qui est percée de deux canaux 2 et 3 formant respectivement la conduite d'aspiration et la conduite de refoulement de la pompe. Ces canaux 2 et 3 communiquent avec des raccords 4 et 5 respectifs.
Le raccord 4 est branché sur un tuyau 6 lui-même raccordé à un réservoir 7 dans lequel se trouve la substance liquide à pomper. Le réservoir est obturé par un capuchon percé, un piston mobile isolant le volume utile du réservoir 7 de l'extérieur. Ce réservoir peut contenir un médicament par exemple, au cas où la pompe est utilisée pour l'injection de ce médicament dans le corps humain avec un dosage précis. Dans cette application, la micropompe peut être portée sur le corps du patient, voire être implantée.
Le raccord de refoulement 5 peut être branché à une aiguille d'injection (non représentée) qui y est raccordée par un tuyau 10.
L'utilisation de cette manière de la micropompe de l'invention est particulièrement appropriée pour le traitement à l'aide de peptides de certaines formes de cancers dont la médication est réalisée, de préférence, par un dosage précis et répété à des intervalles réguliers de petites quantités du médicament. Une autre application peut être envisagée pour le traitement des diabétiques devant recevoir périodiquement de faibles doses de médicament au cours de la journée, le dosage pouvant être déterminé par exemple par des moyens connus en soi, mesurant le taux de sucre dans le sang et commandant automatiquement la pompe pour qu'une dose d'insuline appropriée puisse être injectée.
Une plaquette 11 en silicium ou en un autre matériau usinable par gravure à l'aide des techniques photolithographiques, est accolée à la plaquette en verre 1. Cette plaquette en silicium est surmontée elle-même d'une plaquette de fermeture en verre 12 dont l'épaisseur est telle qu'elle puisse être déformée par un élément de commande 13 qui, dans l'application de l'invention décrite ici est une pastille piézo-électrique pourvue d'électrodes 13a et 13b branchées sur un générateur 14 de tension alternative. Cette pastille peut être celle fabriquée par la Société Philips sous la dénomination PXE-52 et elle peut être collée sur la plaquette 12 au moyen d'une colle appropriée.
A titre d'exemple, la plaquette intermédiaire 11 en silicium peut avoir une orientation cristalline <100>, afin de bien se prêter à la gravure et d'avoir la solidité nécessaire. Les plaquettes 1 et 12 sont de préférence soigneusement polies.
Les plaquettes 11 et 12 délimitent ensemble tout d'abord une chambre de pompage 15 (voir aussi la fig. 2), de forme circulaire par exemple, cette chambre se trouvant située en-dessous d'une zone de la plaquette 12 qui est déformable par l'élément de commande 13.
Entre la canalisation d'aspiration 2 et la chambre de pompage 15 est interposé un premier clapet 16 du type anti-retour usiné dans la plaquette en silicium 11. Ce clapet est situé sous la chambre de pompage et comporte une membrane 16a de forme générale circulaire et percée en son centre d'un orifice de passage 16b qui, dans le mode de réalisation représenté, est de forme carrée. Du côté de la canalisation 2, le clapet 16 comporte une nervure 16c de forme annulaire et de section à peu près triangulaire. Cette nervure 16c entoure l'orifice 16b et est revêtue d'une fine couche d'oxyde 17 obtenue également par des techniques de photolithographie et conférant à la membrane 16a une certaine précontrainte ou prétension tendant à appliquer le sommet de la nervure 16c contre la plaquette en verre 1, cette dernière servant ainsi de siège au clapet 16.
La canalisation de refoulement 3 de la pompe communique avec la chambre de pompage 15 par l'intermédiaire d'un clapet 18 dont la construction est identique à celle du clapet 16, à ceci près cependant que par différence d'épaisseur de la couche 17 par rapport à celle du clapet 16, la précontrainte assurée par cette couche d'oxyde 17 peut être différente de celle utilisée pour le clapet 16. En outre, on voit sur la fig. 1 que ce clapet est dépourvu d'un orifice central tel que l'orifice 16b du clapet 16.
On notera que la chambre de pompage communique avec le clapet 18 par l'intermédiaire d'un orifice 19 et d'un passage 20 tous deux usinés dans la plaquette en silicium 11.
Le clapet 18 comporte donc une membrane 18a et une nervure annulaire 18c revêtue d'une couche d'oxyde 17 et délimite au-dessus de la canalisation 3 un volume 18d dans lequel règne la pression de sortie. Lorsque le clapet 18 est ouvert, ce volume est en communication directe avec le clapet d'aspiration 16 à travers la chambre de pompage 15 avec comme résultat qu'un minimum de résistance à l'écoulement est imposé au fluide refoulé de la pompe lors de la phase de refoulement. En outre, lorsque le clapet 18 est fermé, la pression de sortie n'agit que sur une faible surface de la membrane 18a comparée à la surface nettement plus importante sur laquelle peut agir la pression régnant dans la chambre de pompage.
Ceci a pour effet une régulation du débit de sortie qui devient pratiquement indépendant de la pression de sortie (voir fig. 13), cet effet étant provoqué par la prétension assurée par la couche d'oxyde 17.
Pour fixer les idées, les épaisseurs des plaquettes 1, 11 et 12 peuvent respectivement être d'environ 1 mm, 0,3 mm et 0,2 mm pour une dimension en surface des plaquettes de l'ordre de 15 par 20 mm.
Par ailleurs, les plaquettes peuvent être fixées les unes aux autres par diverses techniques de liaison connues telles que le collage ou la technique connue sous le nom de soudure anodique, par exemple.
Les fig. 3 à 5 montrent un second mode de réalisation de la micropompe suivant l'invention qui est pour l'essentiel d'une construction identique à celle de la micropompe représentée aux fig. 1 et 2. Les éléments identiques ont donc été repérés par les mêmes références que précédemment. Cependant, elle en diffère en ce que la chambre annulaire 16e (fig. 4) qui entoure la nervure annulaire 16c du clapet d'aspiration 16 est raccordée non seulement à la canalisation d'aspiration 2, mais également à une chambre de compensation 21 définie dans la plaquette 11 au-dessus du clapet 18, et fermée par la plaquette de fermeture 12, celle-ci recouvrant ici la totalité de la surface de la pompe. Ce raccordement est réalisé par l'intermédiaire d'un canal de communication 22 usiné dans le silicium et formé de trois branches 22a, 22b et 22c disposées à angle droit dans la plaquette 11.
Il est à noter que la branche 22c de cette canalisation ne se trouve pas au même niveau que les deux autres branches 22a et 22b, les branches 22b et 22c étant en communication l'une avec l'autre à travers un orifice de communication 23 pratiqué dans la plaquette 11. Par ailleurs, la branche 22c (fig. 5) est en communication avec la canalisation d'aspiration 2 par l'intermédiaire d'un orifice de communication 24 qui relie cette branche à une petite cavité 25 creusée dans la plaquette de silicium 11 juste au-dessus de la canalisation d'aspiration 2.
La canalisation 22 est destinée à faire communiquer le canal 2 de la pompe, avec la chambre 21 ménagée, au-dessus de la membrane 18a du clapet de refoulement 18 de manière à maintenir celui-ci fermé si une surpression se présente à l'entrée de la pompe. Cet agencement agit donc comme sécurité contre les surpressions.
Les fig. 6 et 7 auxquelles on va se référer maintenant représentent un troisième mode de réalisation de la micropompe suivant l'invention. Dans ce cas, le principe de la construction, précédemment décrit, reste le même cependant que la chambre de pompage 15 est disposée de façon asymétrique par rapport aux clapets d'aspiration et de refoulement.
Cette pompe est composée également de trois plaquettes, à savoir une plaquette de support 26, en verre par exemple, une plaquette 27, en silicium par exemple ou en une autre matière appropriée, et une plaquette de fermeture 28 en verre par exemple qui est déformable, dans une zone située au-dessus de la chambre de pompage 15, à l'aide d'une pastille piézo-électrique 29 ou d'un autre élément de commande approprié.
La chambre de pompage 15 est délimitée par la plaquette 27 et la plaquette 28, ces deux plaquettes définissant également une chambre d'entrée 30 (visible sur la fig. 6 uniquement) dans laquelle débouche un orifice d'entrée 30a qui est pratiqué dans la plaquette 28.
La chambre 30 communique avec un canal 31 (qui n'est visible que sur la fig. 7) situé dans la partie supérieure de la plaquette 27 et cette canalisation 31 communique avec une seconde canalisation 32 qui est ménagée dans la plaquette 27 du côté de la plaquette 26. La canalisation 32 débouche dans une chambre annulaire 33 d'un clapet d'aspiration 34 dont la construction est identique à celle du clapet 16 précédemment décrit. Ce clapet d'aspiration communique avec la chambre 15 à travers un orifice central 35.
La chambre 15 communique également avec un clapet de refoulement 36 par l'intermédiaire d'un orifice 37 et d'une canalisation 38 ménagés tous deux dans la plaquette 27. Par ailleurs, le clapet 36 de refoulement qui est destiné à obturer un orifice de sortie 36a (fig. 6) est construit de la même manière que le clapet de refoulement des précédents modes de réalisation à ceci près qu'il comporte un bossage 39 du côté de sa membrane opposée à la nervure d'obturation de clapet. Ce bossage 39, qui se trouve au centre de la membrane, est destiné à limiter l'amplitude du mouvement de celle-ci grâce à l'effet de butée qu'il peut exercer sur la plaquette 28 au cas où la pression de sortie dépasse une valeur admissible prédéterminée.
Dans l'agencement que l'on vient de décrire, l'orifice d'entrée 30a débouche dans la chambre 30 qui est située au-dessus du clapet de refoulement 36 et fait donc office de chambre de compensation, comme la chambre 21 du précédent mode de réalisation. Par consé quent, cette construction permet également d'obtenir une sécurité contre les surpressions.
On va se référer maintenant aux fig. 8 à 10 qui représentent un quatrième mode de réalisation de l'invention.
Dans ce cas, la micropompe comporte également trois plaquettes 40, 41 et 42. La plaquette 40 est réalisée en verre par exemple et comporte une canalisation de refoulement 43. La plaquette 41 est réalisée en silicium ou une autre matière appropriée et conformée, à l'aide de procédés photolithographiques, de manière à définir une chambre de pompage 44, un clapet d'aspiration 45 et un clapet de refoulement 46 communiquant respectivement avec la chambre de pompage 44 par l'intermédiaire de canalisations 47 et 48.
Dans le présent mode de réalisation, un élément de commande tel qu'une pastille piézo-électrique 49 est placé directement sur la plaquette 41 en silicium dans la zone qui coïncide avec la chambre de pompage 44 si bien que pour obtenir l'effet de pompage, c'est cette plaquette 41 qui est déformée pour modifier le volume de la chambre de pompage. Il est en outre souhaitable de prévoir entre la plaquette 41 et le cristal 49 une mince couche d'oxyde de silicium 49a afin d'isoler l'électrode correspondante de la pastille par rapport à cette plaquette.
La plaquette 42 ne recouvre que partiellement la plaquette 41 et elle comporte un orifice d'aspiration 50 qui débouche dans une chambre annulaire de compensation 51 prévue au-dessus du clapet de refoulement 46. On voit que ce clapet est pourvu d'un bossage 52 permettant de limiter l'amplitude de la membrane de ce clapet, le bossage pouvant venir s'appuyer contre la face inférieure de la plaquette 42 au cas où la pression de sortie sous le clapet deviendrait excessive.
On notera également que les positions des clapets d'aspiration et de refoulement 45 et 46 sont inversées, le clapet d'aspiration ayant son siège constitué par la plaquette 42, tandis que le siège du clapet 46 est constitué, comme dans les autres modes de réalisation, par la plaquette 40. Cette disposition n'a aucune influence particulière sur le fonctionnement de la pompe.
On a représenté sur la fig. 11 un autre mode de réalisation de l'invention dans lequel, au-dessus du clapet de refoulement 53, est prévue une chambre 54 qui est obturée par un organe de connexion 55 réalisé en matière plastique par exemple et collé sur la plaquette en silicium 56. Ainsi, la chambre 54 qui est en fait en communication avec l'aspiration de la pompe est isolée totalement de l'atmosphère extérieure. Cette construction a l'avantage de permettre d'éviter l'utilisation d'une plaquette de fermeture particulière.
Tant dans la pompe suivant les fig. 8 à 10 (canalisation 57) que dans celle de la fig. 11 (chambre 54), les clapets de refoulement sont connectés à l'entrée de la pompe de manière à assurer dans ces cas également, la sécurité contre les surpressions.
On va maintenant examiner le fonctionnement de la micropompe suivant l'invention en se reportant plus particulièrement au diagramme de la fig. 13 qui représente le débit en fonction de la pression dans la canalisation de refoulement.
On notera que le fonctionnement est le même quels que soient les modes de réalisation décrits ci-dessus. Pour plus de commodité, la description ci-après se reporte donc uniquement au mode de réalisation des fig. 1 et 2.
Lorsque aucune tension électrique n'est appliquée à la pastille piézo-électrique 13, les clapets d'aspiration 16 et de refoulement 18 sont en position fermée. Lorsqu'une tension électrique est appliquée, la pastille piézo-électrique 13 se déforme faisant fléchir la plaquette 12 vers l'intérieur. Il se produit alors une augmentation de pression dans la chambre de pompage 15 qui provoque l'ouverture du clapet de refoulement 18 dès que la force agissant sur la membrane en raison de la pression dans la chambre 15 est supérieure à la différence entre la force créée par la prétension du clapet 18, assurée par la couche d'oxyde de silicium 17 et la force due à la pression dans le canal de sortie 3. Le fluide contenu dans la chambre de pompage est alors refoulé vers le canal de sortie 3 par le déplacement de la zone déformable de la plaquette 12.
Pendant cette phase, le clapet d'aspiration 16 est maintenu fermé par la pression régnant dans la chambre de pompage 15. Le fluide s'écoule sans rencontrer de résistance notable, du fait que la chambre de pompage 15 est alors directement en communication avec le canal de sortie 3.
Au contraire, lorsqu'on inverse la tension électrique, la pastille piézo-électrique 13 reprend sa forme initial, voire se déforme dans l'autre sens si bien que la pression dans la chambre de pompage 15 diminue. Ceci provoque la fermeture du clapet de refoulement 18, dès que la force due à la pression dans la chambre de pompage 15 est inférieure à la différence entre la force créée par la prétension du clapet et la force due à la pression dans le canal de sortie 3. L'ouverture du clapet d'aspiration 16 a lieu dès que la somme de la force due à la pression dans la chambre de pompage et de la force créée par la prétension du clapet 16 est inférieure à la force due à la pression dans le canal d'entrée 2. Il y a alors aspiration de fluide dans la chambre de pompage 15 par le canal d'entrée 2 par suite du déplacement de la zone déformable de la plaquette 12.
En choisissant un grand rapport du diamètre de la membrane du clapet de refoulement 18 et de son siège, la pression dans le canal de refoulement 3 influence peu la pression de la chambre de pompage, nécessaire pour ouvrir le clapet de refoulement. Par conséquent, en choisissant de manière judicieuse ce rapport, ainsi que la fréquence de commande de la pastille piézo-électrique, on peut obtenir que la pression de sortie n'influence que très peu le débit de sortie. On peut ainsi déterminer des courbes débit/pression de sortie telles que celles qui sont représentées sur la fig. 13. Sur cette figure, la courbe A a été obtenue en appliquant sur la pastille piézo-électrique d'une micropompe selon les fig. 3 à 5, ayant environ les dimensions indiquées ci-dessus, une tension à 2 Hz, le débit de sortie restant pratiquement constant à une valeur de 30 mu l/min (choix le plus favorable).
Si on commande la pastille piézo-électrique avec une tension à 5 Hz, ce débit est porté à 64 mu l/min, environ. Ainsi que l'on peut le voir sur les courbes de la fig. 13, le choix d'une prétension donnée sur la membrane du clapet de refoulement maintient le débit constant aux valeurs indiquées alors que la pression de sortie peut varier de 0 à 70 cm H2O. D'ailleurs, les courbes montrent également que le débit reste constant même pour des valeurs négatives de la différence entre la pression de sortie et la pression d'entrée (parties C et D des courbes respectives). Ce cas peut se produire par exemple en présence d'une surpression à l'entrée de la pompe.
On notera que la micropompe, quel que soit son mode de réalisation décrit ci-dessus, est compacte, et simple, présente une résistance faible à l'écoulement et permet de déterminer avec une très bonne approximation un débit constant en fonction de la pression de sortie.
Dans tous les modes de réalisation, sauf celui des fig. 1 et 2, la pompe a été conçue pour assurer une sécurité contre les surpressions grâce au fait que l'entrée de la pompe est en communication avec une chambre située au-dessus du clapet de refoulement. Par conséquent, si une telle surpression se présente, elle agit sur le clapet de refoulement dans le sens de la fermeture isolant ainsi le canal de refoulement de la chambre de pompage. Cette propriété de la pompe peut être importante lorsqu'il s'agit d'une pompe portée par un patient qui porte également un réservoir souple. Si ce dernier comprime alors le réservoir (par exemple par ce qu'il se heurte à un obstacle), la surpression dans l'aspiration de la pompe ne provoque aucun débit côté refoulement de celle-ci.
En outre, grâce à la mise en communication de la chambre de compensation avec l'entrée de la pompe, une variation de la pression d'entrée n'a, sur la plage normale de fonctionnement de la pompe, que très peu d'influence sur le débit de sortie.
Il est à noter que la mise en communication peut être réalisée également par une connexion extérieure à la pompe. Par exemple, la pompe des fig. 1 et 2 pourrait être pourvue d'un tuyau reliant l'entrée à la sortie.
Enfin, la fig. 1 montre que l'on peut associer à la plaquette en silicium, un élément de contrôle de fonctionnement, par exemple, sous la forme d'une jauge de contrainte 11A dont la variation de résistance pourra être mesurée pour témoigner du bon fonctionnement de la pompe ou de la rupture de la membrane sur laquelle la jauge est collée. Bien entendu, un ou plusieurs de ces éléments de contrôle peuvent être prévus dans tous les modes de réalisation décrits.
The present invention relates to micropumps of the type in which at least part of the pump mechanism is produced by machining a silicon wafer using photolithography techniques.
Such pumps can be used in particular for the in situ administration of drugs, the miniaturization of the pump allowing a patient to carry it on himself, or even possibly to receive a pump directly implanted in the body. In addition, such pumps allow precise dosing of small quantities of fluid to be injected.
In an article entitled "A piezoelectric micropump based on micromachining of silicon" and published in "Sensors and Actuators" No 15 (1988), pages 153 to 167, H. van Lintel et al. give a description of two embodiments of a micropump, each comprising a stack of three wafers, that is to say a machined silicon wafer disposed between two glass wafers.
The silicon wafer defines a pumping chamber with one of the glass wafers, the part of which coincides with this chamber can be deformed by a motor element which is, in this case, a piezoelectric crystal. The latter includes electrodes which, when connected to an alternating voltage source, cause the crystal to deform and, as a result of the glass plate, this, in turn, varying the volume of the pumping chamber.
The pumping chamber is connected on either side respectively to non-return valves machined from silicon and whose seat is formed by the other glass plate.
An analysis of the operation of the pump according to the first embodiment (FIG. 1a) described in the aforementioned article shows that this pump delivers a flow of fluid which is highly dependent on the outlet pressure over the entire operating range. Indeed, it has been found that this flow-pressure relationship is practically linear, the flow being lower the higher the pressure.
In other words, such a pump cannot be used for the abovementioned medical applications in which, on the contrary, the output flow of the pump must be independent of the pressure, at least in the normal operating range of the pump.
This is why the authors propose in this same article (second embodiment shown in FIG. 1b) to add to the assembly that has just been described a regulating valve interposed between the second valve which follows the pumping chamber, and the pump outlet. This valve isolates the pump from the outlet when it is closed.
In addition, the regulating valve having a certain preload on closing, the outlet pressure can open the valve only from a certain value. As a result, in the useful operating range of the pump, there is virtually independence of the flow rate with respect to the outlet pressure, that is to say as long as the regulating valve is not kept open by the outlet pressure. .
If therefore thanks to this second construction a favorable flow-pressure diagram is obtained, it should however be observed that a pump produced in this way still has drawbacks.
The regulating valve increases the size of the pump, because it must be made in the thickness of the silicon wafer and thus occupies additional surface. This also results in an increase in the cost price of the pump.
It should also be noted that the regulating valve increases the complexity of the pump and thus the risks of malfunction or waste during manufacture.
The object of the invention is to provide a micropump of the type indicated above, which makes it possible to avoid the drawbacks of the pumps described in the above-mentioned article while having a characteristic of the flow rate as a function of the favorable outlet pressure in the range useful operation of the pump.
The subject of the invention is therefore a micropump comprising a first plate of material capable of being machined by photolithographic techniques so as to define, with at least one second support plate placed side by side facing the first plate, a pumping chamber, a first non-return type valve through which said pumping chamber can selectively communicate with an inlet of the pump and a second diaphragm type valve through which said pumping chamber can selectively communicate with an outlet of the pump, means being provided for causing a periodic variation in volume of said pumping chamber,
characterized in that said outlet is in direct communication with a volume isolated from said pumping chamber by said second valve and situated on the same side of this valve as the channel by which this valve communicates with the pumping chamber, so that the pressures prevailing respectively in this pumping chamber and this volume act in the direction of opening on said second valve, and in that said second valve is in open communication with said first valve through said pumping chamber, so that, during the pump discharge phase, this chamber communicates directly with said outlet, through said second valve in the open position.
Thanks to these characteristics, said second valve not only ensures a regulation of the flow rate so as to make the latter almost independent of the pressure in the outlet of the pump, over its entire normal operating range, but also it acts as the closing member. the pumping chamber during the suction phase of the pump.
Other characteristics and advantages of the invention will appear during the following description of several embodiments of the micropump according to the invention, description referring to the appended drawings in which:
- fig. 1 is a schematic sectional view of a micropump according to the invention;
- fig. 2 shows a bottom view of the intermediate plate of the pump shown in FIG. 1;
- fig. 3 is a view showing the underside of the intermediate plate of a micropump constructed according to a second embodiment of the invention, the view being taken along line III-III of FIG. 4;
- figs. 4 and 5 are sectional views taken respectively along lines IV-IV and V-V of FIG. 3;
- fig. 6 is a sectional view of a micropump constructed according to a third embodiment of the invention;
- fig. 7 is a view of the underside of the intermediate plate of the pump shown in FIG. 6, this view being taken along line VII-VII of FIG. 6;
- fig. 8 is a view of the underside of an intermediate plate belonging to a micropump constructed according to a fourth embodiment of the invention;
- figs. 9 and 10 are sectional views taken respectively along lines IX-IX and X-X of FIG. 8;
- fig. 11 shows a partial sectional view of a fifth embodiment of the invention;
- fig. 12 is a partial top view of the micropump shown in FIG. 11; and
- fig. 13 is a graph representing the characteristic of the flow as a function of the pressure measured on a micropump constructed according to the invention, the inlet pressure being equal to zero.
We will first refer to fig. 1 and 2 which represent a first embodiment of the micropump according to the invention.
It should be noted that for the sake of clarity, the thicknesses of the various plates making up the micropump have been greatly exaggerated in the drawings.
The micropump of figs. 1 and 2 comprises a base plate 1 made of glass for example, which is pierced with two channels 2 and 3 respectively forming the suction pipe and the delivery pipe of the pump. These channels 2 and 3 communicate with respective connections 4 and 5.
The connector 4 is connected to a pipe 6 itself connected to a reservoir 7 in which the liquid substance to be pumped is located. The reservoir is closed by a pierced cap, a movable piston isolating the useful volume of the reservoir 7 from the outside. This reservoir can contain a medicine for example, in case the pump is used for the injection of this medicine in the human body with a precise dosage. In this application, the micropump can be worn on the patient's body, or even be implanted.
The discharge connection 5 can be connected to an injection needle (not shown) which is connected to it by a pipe 10.
The use in this way of the micropump of the invention is particularly suitable for the treatment with peptides of certain forms of cancers whose medication is preferably carried out by a precise dosage and repeated at regular intervals of small amounts of the drug. Another application can be envisaged for the treatment of diabetics who must periodically receive low doses of medication during the day, the dosage can be determined for example by means known per se, measuring the blood sugar level and automatically controlling the pump so that an appropriate dose of insulin can be injected.
A wafer 11 made of silicon or another material that can be machined by etching using photolithographic techniques, is attached to the glass wafer 1. This silicon wafer is itself topped with a glass closure wafer 12, the l 'thickness is such that it can be deformed by a control element 13 which, in the application of the invention described here is a piezoelectric pad provided with electrodes 13a and 13b connected to a generator 14 of alternating voltage. This pellet can be that produced by the Philips Company under the name PXE-52 and it can be glued to the wafer 12 using an appropriate glue.
For example, the intermediate silicon wafer 11 can have a crystal orientation <100>, in order to lend itself well to etching and to have the necessary solidity. The inserts 1 and 12 are preferably carefully polished.
The plates 11 and 12 together define first of all a pumping chamber 15 (see also fig. 2), of circular shape for example, this chamber being located below an area of the plate 12 which is deformable by the control element 13.
Between the suction pipe 2 and the pumping chamber 15 is interposed a first valve 16 of the non-return type machined in the silicon wafer 11. This valve is located under the pumping chamber and comprises a membrane 16a of generally circular shape and pierced in its center with a through hole 16b which, in the embodiment shown, is square in shape. On the side of the pipe 2, the valve 16 comprises a rib 16c of annular shape and of roughly triangular section. This rib 16c surrounds the orifice 16b and is coated with a thin layer of oxide 17 also obtained by photolithography techniques and conferring on the membrane 16a a certain prestress or pretension tending to apply the top of the rib 16c against the plate. made of glass 1, the latter thus serving as a seat for the valve 16.
The discharge line 3 of the pump communicates with the pumping chamber 15 by means of a valve 18, the construction of which is identical to that of the valve 16, except that by difference in thickness of the layer 17 by compared to that of the valve 16, the prestress provided by this oxide layer 17 may be different from that used for the valve 16. In addition, it can be seen in FIG. 1 that this valve does not have a central orifice such as the orifice 16b of the valve 16.
It will be noted that the pumping chamber communicates with the valve 18 via an orifice 19 and a passage 20 both machined in the silicon wafer 11.
The valve 18 therefore comprises a membrane 18a and an annular rib 18c coated with an oxide layer 17 and defines above the pipe 3 a volume 18d in which the outlet pressure prevails. When the valve 18 is open, this volume is in direct communication with the suction valve 16 through the pumping chamber 15 with the result that a minimum of flow resistance is imposed on the fluid discharged from the pump during the repression phase. In addition, when the valve 18 is closed, the outlet pressure acts only on a small area of the membrane 18a compared to the significantly larger area on which the pressure prevailing in the pumping chamber can act.
This has the effect of regulating the outlet flow which becomes practically independent of the outlet pressure (see fig. 13), this effect being caused by the pretension provided by the oxide layer 17.
To fix the ideas, the thicknesses of the plates 1, 11 and 12 can respectively be around 1 mm, 0.3 mm and 0.2 mm for a surface dimension of the plates of the order of 15 by 20 mm.
Furthermore, the plates can be fixed to each other by various known bonding techniques such as bonding or the technique known as anodic welding, for example.
Figs. 3 to 5 show a second embodiment of the micropump according to the invention which is essentially of a construction identical to that of the micropump shown in FIGS. 1 and 2. The identical elements have therefore been identified by the same references as above. However, it differs in that the annular chamber 16e (fig. 4) which surrounds the annular rib 16c of the suction valve 16 is connected not only to the suction pipe 2, but also to a defined compensation chamber 21 in the plate 11 above the valve 18, and closed by the closure plate 12, the latter here covering the entire surface of the pump. This connection is made via a communication channel 22 machined in silicon and formed by three branches 22a, 22b and 22c arranged at right angles in the plate 11.
It should be noted that the branch 22c of this pipe is not at the same level as the other two branches 22a and 22b, the branches 22b and 22c being in communication with each other through a communication orifice 23 made in the wafer 11. Furthermore, the branch 22c (fig. 5) is in communication with the suction pipe 2 via a communication orifice 24 which connects this branch to a small cavity 25 hollowed out in the wafer silicon 11 just above the suction line 2.
The pipe 22 is intended to communicate the channel 2 of the pump, with the chamber 21 provided, above the membrane 18a of the discharge valve 18 so as to keep it closed if an overpressure occurs at the inlet of the pump. This arrangement therefore acts as security against overpressure.
Figs. 6 and 7 to which reference will now be made represent a third embodiment of the micropump according to the invention. In this case, the principle of construction, described above, remains the same, however, that the pumping chamber 15 is arranged asymmetrically with respect to the suction and discharge valves.
This pump is also composed of three plates, namely a support plate 26, made of glass for example, a plate 27, made of silicon for example or of another suitable material, and a closing plate 28 made of glass for example which is deformable , in an area located above the pumping chamber 15, using a piezoelectric pad 29 or another suitable control element.
The pumping chamber 15 is delimited by the plate 27 and the plate 28, these two plates also defining an inlet chamber 30 (visible in FIG. 6 only) into which opens an inlet orifice 30a which is formed in the plate 28.
The chamber 30 communicates with a channel 31 (which is only visible in FIG. 7) located in the upper part of the plate 27 and this channel 31 communicates with a second channel 32 which is formed in the plate 27 on the side of the plate 26. The pipe 32 opens into an annular chamber 33 of a suction valve 34 whose construction is identical to that of the valve 16 previously described. This suction valve communicates with the chamber 15 through a central orifice 35.
The chamber 15 also communicates with a discharge valve 36 by means of an orifice 37 and a pipe 38 both arranged in the wafer 27. Furthermore, the discharge valve 36 which is intended to close off an orifice of outlet 36a (fig. 6) is constructed in the same way as the delivery valve of the previous embodiments except that it has a boss 39 on the side of its membrane opposite the valve closure rib. This boss 39, which is located in the center of the membrane, is intended to limit the amplitude of the movement of the latter thanks to the stop effect which it can exert on the wafer 28 in the event that the outlet pressure exceeds a predetermined admissible value.
In the arrangement just described, the inlet orifice 30a opens into the chamber 30 which is located above the discharge valve 36 and therefore acts as a compensation chamber, like the chamber 21 of the previous one embodiment. Consequently, this construction also makes it possible to obtain security against excess pressure.
We will now refer to figs. 8 to 10 which represent a fourth embodiment of the invention.
In this case, the micropump also comprises three plates 40, 41 and 42. The plate 40 is made of glass for example and has a delivery pipe 43. The plate 41 is made of silicon or another suitable and conformed material, in accordance with the invention. using photolithographic methods, so as to define a pumping chamber 44, a suction valve 45 and a discharge valve 46 communicating respectively with the pumping chamber 44 via pipes 47 and 48.
In the present embodiment, a control element such as a piezoelectric pellet 49 is placed directly on the silicon wafer 41 in the zone which coincides with the pumping chamber 44 so that to obtain the pumping effect , it is this plate 41 which is deformed to modify the volume of the pumping chamber. It is also desirable to provide between the wafer 41 and the crystal 49 a thin layer of silicon oxide 49a in order to isolate the corresponding electrode from the wafer with respect to this wafer.
The plate 42 only partially covers the plate 41 and it has a suction port 50 which opens into an annular compensation chamber 51 provided above the discharge valve 46. It can be seen that this valve is provided with a boss 52 allowing the amplitude of the diaphragm of this valve to be limited, the boss being able to bear against the underside of the plate 42 in the event that the outlet pressure under the valve becomes excessive.
It will also be noted that the positions of the suction and discharge valves 45 and 46 are reversed, the suction valve having its seat formed by the plate 42, while the seat of the valve 46 is constituted, as in the other modes of realization, by the plate 40. This arrangement has no particular influence on the operation of the pump.
There is shown in FIG. 11 another embodiment of the invention in which, above the discharge valve 53, is provided a chamber 54 which is closed by a connection member 55 made of plastic material for example and glued to the silicon wafer 56 Thus, the chamber 54 which is in fact in communication with the suction of the pump is completely isolated from the external atmosphere. This construction has the advantage of avoiding the use of a particular closure plate.
Both in the pump according to fig. 8 to 10 (pipe 57) than in that of fig. 11 (chamber 54), the discharge valves are connected to the inlet of the pump so as to ensure in these cases also, safety against overpressure.
We will now examine the operation of the micropump according to the invention with particular reference to the diagram in FIG. 13 which represents the flow as a function of the pressure in the discharge pipe.
It will be noted that the operation is the same regardless of the embodiments described above. For convenience, the description below therefore refers only to the embodiment of FIGS. 1 and 2.
When no electrical voltage is applied to the piezoelectric pad 13, the suction 16 and discharge 18 valves are in the closed position. When an electrical voltage is applied, the piezoelectric pad 13 is deformed causing the wafer 12 to flex inward. An increase in pressure then occurs in the pumping chamber 15 which causes the opening of the discharge valve 18 as soon as the force acting on the membrane due to the pressure in the chamber 15 is greater than the difference between the force created. by the pretension of the valve 18, provided by the layer of silicon oxide 17 and the force due to the pressure in the outlet channel 3. The fluid contained in the pumping chamber is then discharged towards the outlet channel 3 by the displacement of the deformable zone of the plate 12.
During this phase, the suction valve 16 is kept closed by the pressure prevailing in the pumping chamber 15. The fluid flows without encountering any significant resistance, since the pumping chamber 15 is then directly in communication with the output channel 3.
On the contrary, when the electrical voltage is reversed, the piezoelectric pellet 13 returns to its initial shape, or even deforms in the other direction so that the pressure in the pumping chamber 15 decreases. This causes the discharge valve 18 to close, as soon as the force due to the pressure in the pumping chamber 15 is less than the difference between the force created by the pretensioning of the valve and the force due to the pressure in the outlet channel. 3. The opening of the suction valve 16 takes place as soon as the sum of the force due to the pressure in the pumping chamber and the force created by the pretensioning of the valve 16 is less than the force due to the pressure in the inlet channel 2. There is then a suction of fluid in the pumping chamber 15 through the inlet channel 2 as a result of the displacement of the deformable zone of the wafer 12.
By choosing a large ratio of the diameter of the diaphragm of the discharge valve 18 and its seat, the pressure in the discharge channel 3 has little influence on the pressure of the pumping chamber, necessary to open the discharge valve. Consequently, by judiciously choosing this ratio, as well as the frequency of control of the piezoelectric pellet, it is possible to obtain that the outlet pressure has very little influence on the outlet flow rate. It is thus possible to determine output flow / pressure curves such as those shown in FIG. 13. In this figure, curve A has been obtained by applying to the piezoelectric pellet of a micropump according to FIGS. 3 to 5, having approximately the dimensions indicated above, a voltage at 2 Hz, the output flow remaining practically constant at a value of 30 mu l / min (the most favorable choice).
If the piezoelectric pellet is controlled with a voltage at 5 Hz, this flow rate is increased to approximately 64 mu l / min. As can be seen on the curves in fig. 13, the choice of a pre-tension given on the diaphragm of the discharge valve keeps the flow constant at the indicated values while the outlet pressure can vary from 0 to 70 cm H2O. Moreover, the curves also show that the flow remains constant even for negative values of the difference between the outlet pressure and the inlet pressure (parts C and D of the respective curves). This case can occur for example in the presence of an overpressure at the inlet of the pump.
It will be noted that the micropump, whatever its embodiment described above, is compact and simple, has a low resistance to flow and makes it possible to determine with a very good approximation a constant flow rate as a function of the pressure of exit.
In all the embodiments, except that of FIGS. 1 and 2, the pump has been designed to provide security against overpressure by virtue of the fact that the inlet of the pump is in communication with a chamber situated above the discharge valve. Consequently, if such an overpressure occurs, it acts on the discharge valve in the closing direction thus isolating the discharge channel from the pumping chamber. This property of the pump can be important when it is a pump carried by a patient who also carries a flexible reservoir. If the latter then compresses the reservoir (for example by hitting an obstacle), the overpressure in the suction of the pump does not cause any flow on the discharge side of the latter.
In addition, thanks to the communication between the compensation chamber and the pump inlet, a variation in the inlet pressure has very little influence over the normal operating range of the pump. on the output flow.
It should be noted that the communication can also be carried out by an external connection to the pump. For example, the pump of Figs. 1 and 2 could be provided with a pipe connecting the inlet to the outlet.
Finally, fig. 1 shows that one can associate with the silicon wafer, a function control element, for example, in the form of a strain gauge 11A whose resistance variation can be measured to testify to the good functioning of the pump. or the rupture of the membrane on which the gauge is stuck. Of course, one or more of these control elements can be provided in all of the embodiments described.