专利名称：电解驱动药物泵装置的制作方法当病人活得更长并且被确诊患有慢性及经常衰弱的疾病时，针对快速、便捷且有效的给药的改进具有增加的需求。例如，许多慢性病，包括多种硬化症、糖尿病、骨质疏松症以及阿尔茨海默氏病，通过当前可用的治疗是不能治愈且难以治疗的:口服药物具有全身性的副作用；注射需要医生到访而且是疼痛且有感染风险；以及缓释植入物通常必须在它们的供应耗尽后移除，并且提供响应临床症状而改变剂量的能力有限。在最近几十年，已经开发出多种可穿戴药物输送装置，包括电池供电的微型泵、可植入药物分配器、以及扩散介导的皮肤贴。当前,针对多种慢性疾病的治疗需要药物或治疗剂持续地或在特定时间或时间间隔上以高度可控剂量的皮下给药。皮下`注射具有血流较少进入皮下层的优势，这使得在更长时间周期上更加缓慢地吸收给药(与进入血流的直接注射对比)。一些药物(即，疫苗、结核菌素试验、免疫刺激剂等)皮下输送至组织区域的其他优势在于淋巴组织的导向命中和淋巴引流以用于随后对身体的抗原呈递。通常，任何地方的患者或医师从一天数次至几周一次地执行这些类型的注射。该频率的注射能够导致患者的不舒适感、疼痛且不方便。自给药还引起剂量事件中违约行为或误差的风险。这些问题至少部分能够通过可穿戴、电子控制的药物泵装置来解决，所述药物泵装置能够根据患者需求连续地或间断地输送高度可控的药物剂量。这种泵通常利用电解来从液体电解质中放出气体，并进而生成泵腔内的压力。泵腔将该压力施加在相邻药物容器上，液体药物从所述药物容器传导至皮下注射部位。通常通过供应至电解电极的电流来精确地控制给药速率。然而在传统的具有液体电解质的电解泵，随着越来越多的气态电解产物在泵腔内产生并扩张该泵腔，电解液液面降低。因此，电极会逐渐失去与电解液的接触，这影响了电解速率，并且最终引起电解过程完全终止。这不仅仅消极地影响了具有给定电解液容积的泵装置的给药能力，而且它还削弱了给药的可靠性，这是因为该效果容易取决于装置的定向并因此会是非常不可预测的(特别地，在患者穿戴装置中)。因此，需要可替代的电解泵配置，以确保在药物输送所有阶段上的稳定泵操作。此外，许多电子控制泵装置采用活塞泵装置形式，其中在活塞上施加的压力引起活塞移动进入填充药物的、细长的容器，进而将液体药物推出容器。该装置的给药速率不仅仅取决于泵压(其通常能够例如通过供给至电解泵的电流来精确地控制)，还取决于活塞和容器壁之间的摩擦程度。该摩擦程度通常在给药期间变化，例如由于静摩擦和动摩擦之间的差异，以及基于活塞和容器壁的表面特性随时间的变化。因此，虽然泵压力均匀，药物流动速率仍可能会突然地以及不可预测地变化，这潜在地对患者具有不利的健康影响。因此，有针对如下装置的需求，其能够减小摩擦变化效应。原则上，可穿戴药物泵装置可以通过例如推动拨动开关手动地打开和关闭。然而在一些应用中，该泵能够植入或附接在患者皮肤上难以接近或不方便到达的位置。例如，在使用中，某些眼科泵装置置于患者眼球上的眼睑下或眼睑后。此外，某些给药方案需要复杂的给药协议，其会随时间基于患者响应而改变。在该情形中，自给药能够引起剂量事件中违约行为或误差的重大风险。另一方面，出于控制泵根据该协议操作的目的而访问临床医生是不实际或不方便的。因此，有针对如下系统和方法的需求，其促进可植入或可穿戴药物泵装置的远程控制，以及合宜地实施药物输送协议而无需装置操作中人为干预。当然，一旦泵装置的药物容器排空，需要人为干预以更换或重新填满该装置。为避免药物容器的意外损耗和最小化中断至患者的药物输送，因此期望的是使该装置装配有探测容器填充状态以及在药物接近耗尽时警示患者或临床医生的部件。
在各个实施例中，本发明提供了一种电解驱动药物泵装置，其具有尽管装置方向改变而确保电解电极和电解液之间持续的物理接触的配置。在一些实施例中，每个阳极和阴极由两个或多个置于泵腔不同位置的部分构成，以使得每个电极的至少一部分保持浸没在电解液中而不论药物泵装置的定向。该装置例如可以具有笔型注射泵配置，其包括药物容器的线性布置、在一侧朝向药物容器的电解驱动活塞、以及与活塞另一侧接触的电解液填充电解腔。每个电极的一个部分可以附接至活塞，以及另一部分附接至泵腔的对立壁，相应部分可以通过软线电气连接。在可替代实施例中，一对电极穿过泵腔三维地延伸，例如以通过一系列电气绝缘垫片支撑的一对簧圈或软线的形式。 另一种方法涉及通过透气隔板将泵腔隔开为恒定容积的后端部，其含有电极和电解液，以及接触活塞的前端部，其通过气态电解产物膨胀。在该配置中，后端隔室中的电解液液面随着前端隔室膨胀并向前驱动活塞仅最低限度地减小。在又一个实施例组中，液体电解液吸收在填充电解腔的三维网络材料(下文中称为“基体”)中，诸如凝胶体、棉花、海绵、高吸收性聚合物、或它们的组合。电极嵌入在基体中或在管状电极情形中填充有基体。该基体保持电解液持续分布，以及进而确保电极保持与电解液的接触。在各个实施例中，本发明还提供活塞泵装置，其中通过合适的表面涂层、泵送速率的反馈控制或二者的组合来减小或补偿活塞和药物容器壁之间的摩擦变化。在某些实施例中，药物容器包含在玻璃或聚合物药物小瓶中，其内表面被涂层以减少静摩擦系数和动摩擦系数之间的差异。合适的涂层材料例如包括聚四氟乙烯和聚对二甲苯。此外，一些实施例涉及监测指示给药速率的参数(例如，流动速率、药物容器出口处或出口附近的压力、或活塞位置)，以及基于该参数调节泵压(在电解泵情形中通过供给至电解电极的电流)。该反馈方法可以有助于(接近)实时地补偿摩擦变化。本发明还提供了各种系统和方法以用于药物泵装置的远程控制和/或无线(再)编程。在各个实施例中，使用智能手机或其他无线手持设备例如通过W1-F1、蓝牙、Zigbee或近场通信连接来发送控制命令和/或给药协议至药物泵装置的无线接收器。该智能手机可以装配有软件狗以提供数据传输协议选择方面的安全性和/或灵活性。此外，该智能手机可以存储专用应用软件，其能够与使用者交互以及可以具有阻止非授权操作的安全功能。在一些实施例中，药物泵装置和智能手机之间的通信是双向的；例如，药物泵装置能够发送关于装置状态的信息至智能手机，该智能手机能够基于该信息调节装置操作。有利地，药物泵装置的远程控制消除了物理访问该装置以控制其操作的需求。另外，智能手机的使用使得临床医生能够例如经由智能手机通过发送新的药物输送协议至该泵装置来远程地再编程并调节泵操作。此外，多个实施例提供了具有填充状态传感器的药物泵装置。该泵装置通常包括可位移构件，诸如活塞或隔膜，其在药物容器内移动从而驱动药物从容器输送至注射部位。可以利用与可位移构件和/或容器关联的传感器来确定可位移构件相对于容器的位置，这使得能够推断容器中剩余药物量。例如，在某些隔膜泵实施例中，磁体附接至隔膜，以及定位在容器壁或靠近容器壁的感应线圈可以探测磁体的运动以及基于该运动确定隔膜的位置。类似的，在活塞泵装置中，与活塞关联的磁体或反光镜可以用于结合邻近药物容器定位的感生线圈、霍尔效应传感器、和/或LED及光学传感器来测量活塞位置。该位置不需要精确地确定；而是它足以感测经过多个离散阈值位置的活塞运动。在一个廉价的实施例中，该离散活塞位置是机械感测的，例如，基于系至活塞的不同长度绳的破坏。在一个方面，本发明涉及药物泵装置，其包括小瓶、电解驱动活塞、以及电解泵，该电解泵包含电解腔以及与电解液接触的同轴电极对，所述电解液吸收在包含于电解泵中的基体中。药瓶包含其中的药物容器，其可以流体连接至套管用于从容器导出液体。活塞在药瓶内可动，并用于迫使液体从容器进入套管。活塞在第一侧面对药物容器以及在第二侧接触电解腔。该装置还可以包括电路和相关电源。该泵包括多个平行布置的同轴电极对，以及在某些实施例中，处于紧密堆积模式。例如，电极对可以具有六边形截面并以蜂窝模式布置。一个或多个电极对可以具有抑制气体形成的表面涂层；靠近活塞的电极`对的表面可以没有涂层从而允许气体在该部分形成。同轴电极对可以以透气膜密封。基体可以包括固相的凝胶体(例如，水凝胶)、海绵体、棉花或高吸收性聚合物、或一般来说亲水性吸收材料或由其形成。小瓶可以由传统的药品形成，以及可由玻璃和/或聚合物制成。电解泵可以通过夹持拟合机构附接至小瓶并通过橡胶O型圈密封。电解泵可以具有后端，其由聚合物、陶瓷、阳极化金属或玻璃制成，它们具有馈通以用于连接至外部电路和相关电源而不会损失电解液或引起电路或电池的短路。在一些实施例中，电路和相关电源的大小基于电解泵的直径从而适配作为其上的帽。在其他实施例中，它们毗邻小瓶定位并电线连接至电解泵。该装置可以包括控制器用于通过电子手持装置经由无线连接便于装置操作，或包括机械选择器用于设定从药物容器待输送的药物剂量。在另一个方面，根据多个实施例的药物泵装置包括上述的小瓶和电解驱动活塞，以及包括电解泵，所述电解泵具有与活塞的第二侧(活塞的第一侧面向药物容器)接触的电解腔，以及阴极和阳极结构，所述阴极和阳极结构被布置成不管装置方向的变化仍保持至少部分地浸没在部分填充腔的液体电解质中。在一些实施例中，所述阴极和阳极结构包括相应的第一和第二阴极部和阳极部。第一阴极部和阳极部与活塞接触，以及第二阴极和阳极附接至电解腔的相对壁。阴极和阳极结构还可以包括软线，它们电气连接相应的第一和第二部而不管它们之间的距离变化。第一和/或第二阴极部和阳极部可以分别平行活塞的第二侧和电解腔相对壁延伸，或可替代的，分别以相对于活塞的第二侧和电解腔相对壁成一定角度地延伸。在一些实施例中，每个第一阴极部和阳极部包括多个线路段，它们附接至活塞的不同部分，以及每个第二阴极部和阳极部包括多个线路段，它们附接至相对壁的不同部分。在某些实施例中，第一阴极部和阳极部和/或第二阴极部和阳极部是二维且交指型配置的。在一些实施例中，阴极和阳极结构在穿过电解腔的三维方向上延伸。它们可以包括一对可以通过绝缘垫片隔离的平行导线。所述导线可以是软的或以簧圈的形式。在又一个方面，本发明提供了药物泵装置，其包括上述的小瓶和电解活塞，以及包括电解泵，所述电解泵包括透气隔板，其将电解腔分割为第一和第二隔室。第一隔室包括浸没在电解液中的一对电极，以及第二隔室与活塞的第二侧(活塞的第一侧仍面向药物容器)接触。透气隔板可以固定在电解腔中从而第一隔室的容积保持恒定。第二隔室可以在装置工作期间随活塞运动而膨胀。在其他方面，本发明提供了一种药物泵装置，其包括可再装药物容器、电解驱动可位移构件(例如，活塞或隔膜)和电解泵，所述可位移构件用于驱使来自容器中的液体并具有面向药物容器的第一侧，所述电解泵包括与可位移构件第二侧接触的电解腔。电解腔包含与基体中所吸收的液体电解质接触的电极，所述基体在电解期间基本不膨胀。药物泵装置可以是可植入的，或包括粘性贴以粘附至患者皮肤。该装置可以是眼科药物泵装置，并可以具有与患者眼球一致的下侧。在另一个方面，本发明提供了药物泵装置，其包括其中还有药物容器的小瓶(例如，由玻璃或聚合 物制成)、可移动地布置于小瓶内且具有朝向药物容器第一侧的活塞、以及用于施加压力至活塞的第二侧从而移动活塞以弓I起药物从容器输送的泵。该装置还包括用于测量一个或多个参数以指示来自容器的药物输送速率的一个或多个传感器，以及响应所述(一个或多个)传感器的控制器，用于调节压力从而补偿活塞和小瓶内侧表面之间摩擦的变化。控制器可以基于活塞和小瓶内侧表面间静摩擦系数和动摩擦系数之间的变化而补偿摩擦变化。小瓶和/或活塞可以包括表面涂层，其例如通过减小静摩擦系数(而保持动摩擦系数基本不变)而减小了静摩擦系数和动摩擦系数之间的不同。表面涂层可以包括或基本由聚四氟乙烯或聚对二甲苯组成。控制器还可以基于活塞和/或小瓶表面性质的变化来补偿摩擦变化。在一些实施例中，小瓶由传统的药品形成。泵可以是电解泵，以及控制器可以通过调节电解速率来调节压力。该装置还可以包括从药物容器导出液体的套管，以及传感器可以是或包括定位在套管内的流量传感器。可替代的或另外的，传感器可以是或包括压力传感器、气压传感器、或关于活塞的位置传感器(例如，与活塞和围绕小瓶的感应线圈相关的磁体)。该装置可以包括压力传感器和流量传感器，以及压力和流量传感器的输入可以便于识别装置中的故障。在另一个方面，本发明涉及一种在包括药物容器和活塞的药物泵装置中所执行的方法，用于补偿影响活塞运动的摩擦变化。所述活塞响应压力并可以驱使液体流出药物容器。该方法包括测量指示从容器输出药物速率的参数，以及基于该测量调节活塞上的压力从而补偿摩擦变化。在其他方面，本发明涉及一种智能手机可控制药物泵装置，其包括药物容器、用于引起从容器药物输出的泵、用于从智能手机接收控制信号的接收器、以及与接收器电子通信以至少部分基于控制信号调节装置(特别是，例如泵的)运转的控制器。该装置可以是可植入的或附接至患者皮肤。在一些实施例中，药物泵装置包括可位移构件，其具有朝向容器的第一侧，其中所述泵施加压力至可位移构件的第二侧从而移动可位移构件以引起药物从容器输送的泵，以及控制器通过调节压力来调节调节泵的运转。控制器可以配置以允许泵响应接收器所接收控制信号的实时操作。这些控制信号可以例如包括泵激活信号、泵失活信号、泵送速率、或它们的组合。该装置还可以包括一个或多个传感器用于测量装置的运转状态，以及发送器用于发射指示运转状态的信号至智能手机。该装置可以包括存储指令的存储器，所述指令由控制器执行以根据药物输送协议操作泵，以及控制器可以配置以允许响应接收器所接收控制信号修改所存储指令。接收器可以是W1-Fi接收器、蓝牙接收器、ZigBee接收器、或近场通信接收器，以及通过红外或射频通信。在另一个方面，本发明涉及可操作以控制具有板载控制器的药物泵装置的智能手机。该智能手机包括处理器、推动无线通信的通信模块、存储多个应用程序的存储器、以及便于通过智能手机处理器选择应用程序和执行应用程序的接口。所述应用程序中的一个在执行时便于通过智能手机的接口接收命令，以及基于该命令经由通信模块发出控制信号至药物泵装置的控制器。通信模块包括智能手机软件狗，以及可以促进近场通信和/或经由W1-Fi或蓝牙通信。药物泵装置和智能手机之间的通信可以是双向的，以及可以利用红外或射频链接。在又一个方面，提供了一种操作智能手机可控制的药物泵装置的方法。该方法包括从存储在智能手机存储器中的多个`应用程序中选择应用程序，以及执行该应用程序以用于(i)经由智能手机的接口接收命令以及(ii)基于这些命令，经由无线通信模块发出控制信号至药物泵装置。此外，该方法包括在药物泵装置的接收器上接收所述控制信号，以及至少部分地基于该控制信号调节装置的操作。在一些实施例中，可以在药物泵装置接收前通过中间发射装置中继来自智能手机的控制信号。中间发射装置可以与一副眼镜或手腕带关联。在另一个方面，本发明提供一种药物泵装置，其包括其中包括药物容器的小瓶、可移动地布置于小瓶内且以一侧朝向药物容器的活塞、用于施加压力至活塞的另一侧从而移动活塞以引起药物从容器输送的泵(例如，电解泵)、以及用于机械地测量小瓶内活塞位置的传感器。该机械传感器可以包括不同长度的线绳，其连接活塞至泵的相对壁。线绳的长度可以选择以使得随着活塞到达小瓶内相继的特定位置时线绳相继破坏。该线绳可以包括或基本由尼龙和/或金属组成。在金属线绳的情形中，线绳可以形成部分电路，以及线绳的破坏可以引起电路产生电子信号。可替代的，小瓶可以是透明的，使得可通过眼睛观察到导线的破坏。该装置还可以包括填充状态指示器，用于在活塞已经移动预定距离时产生警报。在另一个方面，本发明涉及一种药物泵装置，其包括其中包括药物容器的小瓶、可移动地布置于小瓶内的活塞(以活塞的第一侧朝向药物容器)、用于施加压力至活塞的第二侧从而移动活塞以引起药物从容器输送的泵、以及能够测量小瓶内活塞位置的传感器。所述活塞可以包括或由如下材料组成，所述材料的介电性质(例如，其介电常数或介电损耗因子)极大地不同于小瓶内药物的介电性质。例如，在一些实施例中，活塞和药物的介电常数的差异超过20%，在一些实施例中超过50%，以及在一些实施例中超过两倍。在另一个方面，本发明涉及一种药物泵装置，其包括形成在粘性贴和可扩展隔膜之间的电解腔、形成在隔膜和布置于隔膜上的圆顶之间的药物容器、与隔膜关联的磁体、以及与圆顶关联用于确定磁体和圆顶顶部之间相对距离的传感器(例如感应线圈)。电解腔内气体的产生施加压力至隔膜以驱使液体流出药物容器。该装置可以具有控制器，其响应传感器用于基于所确定距离来控制电解速率。此外，该装置可以包括填充状态指示器，用于在磁体和圆顶的顶之间达到预定阈值距离时产生警报。还一个方面涉及一种药物泵装置，其包括彼此毗邻定位并通过包括阀的流体路径连接的电解泵腔和辅助泵腔。所述电解泵腔形成在具有可扩展部(例如，柔性隔膜)的外壳中。辅助腔的上表面由(第二)柔性隔膜形成，以及在柔性隔膜和布置于其上的圆顶之间形成药物容器。在阀处于关闭状态时，该阀阻止电解泵腔和辅助泵腔之间的流体连通，进而基于其中生成的气体来促进电解泵腔中形成压力。在阀处于打开状态时，该阀允许电解泵腔和辅助泵腔之间的流体连通，并进而促进压力从电解泵腔释放至辅助泵腔，这引起从容器排出药物。该装置还可以包括电解腔内的压力传感器，其可以在需要打开电解以建立电解泵腔内的压力时进行测量。如这里所使用的,术语“基本(substantially)”指代±10%,以及在一些实施例中为 ±5%。



本发明的前述和下面详细描述可以结合附图而更加容易地理解，其中:图1是示意根据各个实施例药物泵装置功能组件的方块图；图2是根据一个实施例的活塞泵装置的透视图；图3A和3B示意了根据一个实施例的具有水凝胶基电解泵的活塞泵装置组件的等距视图；图4A-4C是在药物输送期间不同阶段上具有液体电解液基电解泵的活塞泵装置的附图，其示意了电极对相对于电解腔中电解液液面的位置；图5A-5F是根据不同实施例的液体电解液基电解泵的活塞泵装置的附图，其示意了不论装置方向而确保电极与电解液接触的各种电极布置；图6是根据一个实施例在电解腔中包括透气隔板的活塞泵装置的示意图；图7A和7B分别是根据一个实施例的具有蜂窝电极结构的活塞泵装置的等距视图和侧视图；图7C示出了图7A和7B的蜂窝电极结构的截面图；图7D示出了根据一个实施例具有气体抑制表面涂层的膜密封蜂窝电极结构；图8D是根据一个实施例的具有内表面涂层的活塞栗小瓶的不意图9是根据一个实施例的基于磁感应的活塞速度传感器的示意图；图10A-10E是根据各个实施例的活塞位置传感器的示意图；图1lA和IlB分别是根据一个实施例的隔膜药物泵装置的侧视图和透视图；以及图12A-12C是根据一个实施例的具有辅助泵腔的隔膜药物泵装置的侧视图。

由解阳极:2H20(l)^^0 (g)+4H+(aq)+4e-1-1i 解阴极:2H:0(l)+2e--f=^20H-(aq)+H2(g)
lKr-R净反应:2H:0(l)dJ^O:(g)+2H2(g)这些反应的净结果是产生氧气和氢气，这引起药物腔内含物的整体容积的扩张。该气体进展过程甚至在增压环境中(据报道在高达200MPa的压力下)进行。针对水可替代的(或另外的)，可以使用酒精作为电解质，这导致二氧化碳和氢气的产生。酒精电解是有利地，这是由于其对比于水电解的更高效率以及因此更低的能量消耗。根据几个实施例的电解泵在下文中详述。药物泵104产生的压力可以通过系统控制器112经由药物泵驱动器110调节。例如，在电解泵中，控制器112可以设定驱动电流并进而控制电解速率，这进而确定压力。特别地，所产生的气体量与时间上积分的驱动电流成比例，并可以使用法拉第电解定律计算。例如，从水中产生两个氢气分子和一个氧气分子需要四个电子；因此，通过水电解产生的气体量(以摩尔为单位测量)等于总电荷(即，当前次数)乘以因子3/4 (由于每四个电子生成三个分子)再除以法拉利常量。气体体积能够基于泵腔内的压力(以及温度)使用理想气体定律来确定。因此，通过监测泵腔内的压力，能够控制电解电流和持续时间从而生成期望容积的电解气体，并进而从容器102中移出相等体积的液体药物。在某些低成本实施例中 ，要从容器102中输出的药物剂量采用机械开关(例如，旋转开关)拨入装置中，其然后经由控制器112启动泵104来输送该剂量。在各个可替代实施例中，控制器112执行编程入装置中的药物输送协议或无线传输至装置的命令，这将在下文进一步描述。系统控制器112可以响应一个或多个传感器，它们测量药物泵装置100的工作参数，诸如药物容器102或套管108内的压力或流速、泵腔内的压力、气压变化、温度变化、或可位移构件106的位置。例如，控制器112可以如上所述地基于泵腔内的压力调节电解；基于压力传感器的廉价，该操作特别有利于设计针对快速药物输送的泵。作为另一个实例，如果患者在飞机上行走以及客舱开始增压时，这可以改变药物流速(例如，通过收缩或扩张电解气泡或改变穿过套管的压力)。控制器112可以识别环境压力的变化，并可以警示患者或计算该压力及调节电解电流以实现所需流速。两个或多个压力传感器可以置于泵腔内以同时监测其中压力，这提供了对控制器112的额外反馈，改善了信息的精确性，以及作为在传感器中一个发生故障时的备份。在旨在操作数天、典型地根据非均匀输送协议(例如，胰岛素输送装置，其设计用于3-7天的连续药物输送)的泵装置中，优选地使用流量传感器来测量实时流出套管的药物流，并通过在时间上积分流速来计算输送的总剂量。出于安全，该装置可以在流量传感器之外包括泵腔内的压力传感器。这在流量传感器故障时确保压力传感器能够探测到高药物输送速率，并关闭泵以避免给予过高剂量至患者。它还在发生故障模式时通过阻止在非常高的压力上的腔爆炸而提供额外的安全性。相反地，流量传感器和压力传感器的组合还能够在泵腔内测量压力而在套管108内没有测得流动时探测药物容器102的故障，这指示了潜在的泄露。通常，用于测量各种泵参数的传感器可以是本领域公知的流量、热力、渡越时间、压力或其他类型传感器，并可以(至少部分地)由聚对二甲苯加工，所述聚对二甲苯是一种生物兼容、薄膜聚合物。可以使用多种压力传感器来探测压力差异并基于已知的层关系计算流速。在示意的实施例中，流量传感器114 (例如，MEMS传感器)布置在套管108中来监测药物流动至注射部位，以及探测流动路径中的潜在障碍、药物泵压力的变化等。套管108还可以包括止回阀116，其阻止液体返`流回药物容器112。类似传感器114，止回阀116可以由聚对二甲苯制成。在其他实施例中，流量传感器114和阀116构造部分地使用硅或玻璃。药物泵装置100可以包括电路118 (其可以但不必须集成于系统控制器112)，用于处理传感器信号并可任选地通过LED、其他视觉显示器、振动信号、或听觉信号提供泵状态信息给使用者。除了控制药物泵104，控制器112可以用于控制药物泵系统的其他组件；例如，它可以触发穿刺针和导管的插入。系统控制器112可以是微控制器，即包括处理器核心、存储器(例如，以闪存形式、只读存储器(ROM)、和/或随机存取存储器(RAM)的形式)和输入/输出端口的集成电路。该存储器可以存储指导药物泵装置运转的固件。另外，该装置可以包括读写系统存储器120。在某些可替代实施例中，系统控制器112是通用微处理器，其与系统存储器120通信。系统存储器120 (或作为微控制器部件的存储器)可以存储可通过控制器112执行的指令形式的药物输送协议，所述协议在制造时加载在存储器中，或后来从硬件驱动器、闪存驱动器或其他存储装置传输数据，例如经由USB、以太网、或火线接口加载在存储器中。在可替代实施例中，系统控制器112包括模拟电路，其设计以执行目的功能，例如用于在患者手动启动后输送整个药团。药物输送协议可以规定药物输送时间、持续时间、速率和剂量，其通常取决于特定应用。例如，一些应用需要连续灌注而其他应用需要间断地药物输送至皮下层。胰岛素输送装置可以编程以提供连续地、低基础速率的胰岛素以及在一天中特别是饭后的特定时间上的快速(bolus)注射。例如为执行餐后注射，可以指令以使得泵在餐后给送150μ L的胰岛素剂量，以及在患者睡觉时的8个小时中以基本速率分配另外350 μ L0通常，药物泵装置100可以配置以实现从数小时至数月的期间上的持续地药物释放，其中在特定时间或时间间隔上发生剂量事件。液体流动穿过套管108的流速可以从每分钟纳升至每分钟微升的范围内变化。临床医生可以在患者状况变化时改变系统存储器120中泵编程。传感器反馈可以结合预编程药物输送协议使用以监测药物输送并补偿可能影响注射速率的外部影响而不改变电解(诸如来自注射部位或导管堵塞的背压)。例如，来自流量传感器114的信号可以综合以确定何时已经给予了合适的剂量，在该时间系统控制器112终止泵104的运转，以及在合适时引起输送载体的收回。系统控制器112还可以评估由流速传感器114报告的通过套管108的流速，以及在流速极大地偏离于编程或预订速率时采取矫正动作。在系统控制器112确定需要更高药物流速时，可以为电解电极增加电流以加速电解腔中的气体生成；相反地，在系统控制器112确定需要更低药物流速时，可以减小至电解电极的电流。泵驱动器110、系统控制器112、以及电子电路118可以由电池122供能。合适的电池122包括接近手表中使用电池大小的非充电锂电池，以及可以是可充电锂离子、聚合物锂、薄膜(例如，L1-PON)、镍金属氢化物、以及镍镉电池。其他用于对药物泵装置100供能的装置，诸如电容器、太阳能电池或运动生能(motion generated energy)系统,可用于替代电池122或补充较小的电池。这能够用于患者需要保持药物输送装置100工作数天或更长时期的情形中。在某些实施 例中，药物泵装置100包括信号接收接收器124 (用于单向遥测)或发射器/接收器124 (用于双向遥测)，其作为电子电路118的部件或作为独立部件，允许该装置通过诸如专用个人数字助理(PDA)或智能手机150的无线手持装置来远程地控制和/或再编程。智能手机是具有先进计算能力的移动电话，其通常便于双向通信和数据传输。智能手机例如包括，iPhones (由加利福尼亚州库拍蒂诺的苹果公司市售)、BlackBerries (由加拿大安大略湖沃特卢的R頂市售)、或任何装配有Android 平台(由加利福尼亚州芒廷维尤的谷歌公司市售)的移动电话。智能手机150可以使用已经内建于手机中的连接来与药物泵装置100通信，诸如W1-F1、蓝牙、或近场通信(NFC)连接。可替代的，智能手机软件狗152可以用于定制智能手机和药物泵装置100之间的数据传输协议，其便于优化药物泵装置100的发射器和/或接收器组件122，例如用于减少能量消耗，以及可以提供超过通过智能手机可获得的安全层。智能手机软件狗是专用硬件组件，典型地装配有微控制器，其设计以匹配智能手机上的相应连接器(例如，迷你USB连接器或外围iPhone连接器)。该连接器可以适合多个电源线和信号线(例如包括，串行端口或并行端口)以便于软件狗和智能手机之间的通信以及通过手机对软件狗供能。在某些实施例中，智能手机150和泵装置100在(单向或双向)红外(IR)链接上通信，其可以利用一种或多种廉价IR发光二极管和光电晶体管分别作为发射器和接收器。经由IR链接的数据传输可以基于接收端上具有故障探测或故障校正的协议。合适的协议是用于IR数据传输的IrDA标准，其是完善的且易于执行。药物泵装置100和智能手机150之间的通信还可以例如使用铜制天线作为发射器/接收器组件124在射频(RF)上产生。发射器/接收器组件124和相关电路可由电池122和/或通过来自智能手机150或其他通信装置发射的信号来供能，所述发射器/接收器组件124和相关电路可共同称作药物泵装置100的通信模块。在一些实施例中，通信模块保持休眠状态直到通过外部信号“唤醒”，从而节省能量。在一些实施例中，智能手机150用于发送实时信号至药物泵装置100，例如，用于打开或关闭泵，或用于调节至另外的稳定药物输送速率，以及在一些实施例中，智能手机用于编程或再编程药物泵装置100用于根据药物输送协议在一段时间上的后续工作。智能手机和药物泵装置100之间的通信链接可以单向的(典型地仅允许信号从手机发送并通过药物泵装置接收)和双向的(例如用于来自药物泵装置100的状态信息传输发送至智能手机)。在智能手机150上执行运行过程的专用应用软件154 (例如，iPhone〃app〃)可以提供用户接口用于经由智能手机显示器控制药物泵装置100。处于安全考虑，应用软件154可以配置以仅在软件狗152连接至智能手机150时可以访问。该应用还可以便于智能手机150和远程用户之间的通信。例如，医护人员可以与其患者的智能手机150通信以获得来自药物泵装置100的状态更新，并基于该信息推进新的药物输送协议至患者智能手机，其转而上传该新协议至药物泵装置100。如上所述的药物泵装置的功能组件可以各种方式封装和配置。在某些优选实施例中，药物泵装置可以集成在附接至患者皮肤的皮肤贴中。合适的粘性贴通常由柔性材料加工，所述柔性材料遵照患者身体的轮廓并通过接触患者皮肤的背面粘合剂附接。所述粘合剂可以是任意适合并安全应用于人体皮肤以及从人体皮肤移除的材料。这些粘合剂的许多型式是本领域公知的，然而利用具有凝胶状属性的粘合剂可以提供给患者特别有利地感觉和柔性。所述粘合剂可以由可移除层遮盖以在期望施用之前防止过早粘着。与通常可获得的绷带一样，该可移除层优选地在移除时不会减少粘合剂的粘着属性。在一些实施例中，药物泵装置是适于植入的形状和大小。例如，据此的某些泵装置可以用于输送药物至患者眼睛或中耳。眼科泵装置可以成形以与患者`眼球一致，并可以包括合适的贴以粘附至眼球。在一些实施例中，患者可以穿戴装置，诸如一副眼镜，其靠近可植入药物泵放置中间发射装置(诸如线圈)并作为信号的转发器。在该情形中，患者方便使用智能手机来与眼镜通信(例如，改变传输协议或下载药物数据)。针对其他植入泵，诸如，用于腱炎药物输送的外围药物泵，可以使用腕带作为转发器来发射通过患者执行的来自智能手机的命令和程序。药物泵装置的各个组件可以保持在安装在皮肤贴上的外壳中。该装置可以是完全独立的，或在作为分散地、相互通信的模块执行时，位于空间包膜中，其完全位于贴的外围内(即，其不超出任何方向延伸)。该外壳可以提供药物泵装置100各组件的机械完整性和保护，并阻止由外部环境变化(诸如压力变化)引起泵操作的破坏。控制系统组件110、112、118、120、122可以安装在电路板上，其期望地是柔性的和/或可以是泵外壳的组成部件。在一些实施例中，电极出于成本节约和便于制造考虑是蚀刻的、印制的、或以其他方式直接沉积在电路板上。外壳可以含有输液装置109。可替代的，输液装置109可以是单独封装的，其安装在第二皮肤粘着贴上，并经由套管108栓至药物泵装置100。该栓附的输液装置109是有利的，这是因为它通常提供了针对输液装置109和附接至患者皮肤的药物泵装置100的定位和定向的更大灵活性。此外，它允许例如出于替换或再填充药物容器102的目的保持输液装置109就位而移除泵装置100。在一些实施例中，药物容器102和泵104以双腔配置堆叠，其中药物容器102通过柔性膜隔离于泵腔。通常，泵腔形成在皮肤贴和隔膜之间，以及药物容器102布置在泵104上并形成在隔膜和外壳的圆顶部之间。在可替代实施例中，药物泵装置具有笔式注射器配置，即容器102、在容器中可移动的活塞和驱动活塞的泵104在细长(例如，基本为圆柱体)的外壳中串联布置。具有该配置的泵装置可以水平地集成在皮肤贴中用于延长的药物注射。可替代的，它可以用作手持注射装置，其在注射期间基本垂直地定向，这很类似于传统笔式注射器。与通过患者机械启动的传统注射器对比，如这里所述的数字控制的电解基泵装置具有更好的剂量控制的优势。下文中将详细描述各种隔膜泵和活塞泵配置。药物输送装置100可以手动地激活，例如通过集成在泵外壳上的开关来打开和关闭。在一些实施例中，使用转换开关或另一种机械释放机构，患者可以使得针穿刺药物容器102的封装(例如，药瓶的隔膜)从而建立容器102和套管108之间的流体连接；然后能够开始启动泵。针插入容器102与泵装置激活二者的结合确保了容器102的完整性，并进而保护药物直至药物注射的时刻；这对于预封装药物泵装置是特别重要的。类似的，穿刺针和导管可以通过手动地释放机械插入结构来插入。在一些实施例中，穿刺针和导管的插入例如通过闭合电子线路自动触发泵的电子激活。可替代的，泵和/或输液装置可以通过无线命令来远程地激活。集成于皮肤贴中的药物泵装置还可以配置以一旦皮肤贴102打开并感测到湿气时自动打开。本申请的药物泵装置100可以设计为单次或重复使用。多次使用泵通常在套管中包括上述的单通止回 阀和流量传感器。此外，多次使用泵的药物容器可以通过再填充端口使用例如标准注射器来再填充。在一些实施例中，药物泵装置100从患者皮肤移除以再填充。患者例如可以将药物泵装置100和含有新药物的药筒置于家庭再填充系统，其中泵装置和药筒例如可使用压力机机构来对准。患者然后可以按压按钮来触发针的自动插入，该针将液体药物从药筒引入套管以激活电子装置并开始启动泵。在其他实施例中，双通道再填充系统可用来使用一个通道排出旧的药物以及使用另一个通道将新药物加载如药物泵装置100中。双通道再填充系统的一个通道配置以调节药物流和存储，而另一个通道被配置以调节废弃液体流和存储。该系统可以使用气动压力和/或真空控制来引导液体灌注入药物泵或吸出于药物泵，并可以包括传感器来监测压力，以及无菌过滤器来防止空气污染新药物。通过双通道系统药物泵装置无需从患者移除以再填充，这是因为该系统可以提供足够的流量和压力控制来阻止意外的药物注射到靶标区域(例如，通过在低于止回阀开启压力下注射液体)。在一些实施例中，多个药物泵装置集成于一个皮肤粘着贴中。该装置可布置以相同表面上的阵列、彼此堆叠在顶部、或这二者的组合。它们可以共享相同的输液装置，或可替代的，每个装置可以具有其自身输液装置和药物出口。多出口布置有助于在更大表面区域使用多个输送载体来给予数个更小的剂量，这有助于减少药物以高浓度输送至小的靶标区域会产生的系统副作用(诸如结疤或破坏皮下组织)。在一些实施例中，多泵系统除了单个装置的药物容器之外还包括共用容器。在任意一个泵装置运转期间，药物可以从相应的容器排出进入共用容器，从该共用容器药物传导至输液部位。存储在各个泵装置中的药物容积可以是相同的或不同的，并可以是仅仅50 μ L或更少。各个泵可以单独地或共同地运转来输送可变剂量容积，基本上实现可控剂量分解(dosage resolution)等于每个泵所输送平均剂量。各个泵的并行操作导致更快响应时间和对整体流速的更好控制。例如，在期望高流速时，可以同时启动所有的泵。此外，使用多个、独立操作泵提供了在任何泵故障时的冗余。在一些实施例中，各个药物容器存储不同药物，便于不同药物通过选择的泵启动来混合。不同药物可以作为药物“鸡尾酒”的部分一起给药或在不同时间独立给药，这取决于治疗方案。多个容器还可以便于药剂的混合。例如，一个容器可以存储具有数月半衰期处于“休眠”状态的药物作为第一药剂，以及另一个容器可以存储激活该休眠药物所需的催化剂作为第二药剂。通过控制与第一药剂反应的第二药剂的量，药物输送装置能够调节所输送药剂的效力。通过单个控制器可以操作泵，所述控制器能够编程以根据用户选定的药物输送协议来输送各种药物。如上所述，泵操作可以通过无线再编程或控制来改变。1、活塞泵装置图2示出了例证性药物泵系统200，其包括活塞泵装置202和相关栓附的输液装置204，它们二者都安装至皮肤粘着贴206。泵装置202包括圆柱(或更加一般的为管状)瓶208，其具有可移动地定位在其中的活塞210和安装至一端的电解电极结构212。结构212可以是由任何适合的材料制成，诸如钼、钛、金或铜。在另一个实施例中，结构212可以包括由塑料或玻璃制成的支承件，其包含位于密封泵腔内的电极。活塞210隔离小瓶208的内部为药物容器214和泵腔216。套管218连接药物容器214至输液装置204。活塞泵装置202封装于保护性外壳220中，例如由硬塑料制成。
`
小瓶208可由玻璃、聚合物或其他材料加工，它们相对于药物的稳定性来说是惰性的，以及优选地是生物兼容的。玻璃通常是市售的以及来自许多不同厂商的FDA认证的药瓶和容器。因此，有许多公认和认证的工艺用于在玻璃容器中无菌填充和存储药物，这可以促进在玻璃容器中保护药物的药物泵装置的审批流程，以及避免需要重建昂贵的无菌填充生产线。将玻璃用于容器还允许药物在运输期间接触类似的材料。聚合物小瓶，例如由聚丙烯或聚对二甲苯制成的，可适用于与玻璃接触时更快降解的某些药物，诸如蛋白质药物。用于小瓶的合适玻璃材料可以基于耐化学性和稳定性以及材料的防碎性来选择。例如，为了减少容器破碎的风险，可以使用II型或III型钠钙玻璃或I型硼硅酸盐材料。为了增强耐化学性和保持所封装药物制品的稳定性，小瓶内部表面可以具有特定涂层。这些涂层的实例包括二氧化硅的化学结合的、不可视的、超薄层或医疗级乳化硅油。除了保护所封装药物的化学完整性，诸如乳化硅油的涂层可以通过降低内部阻力并减少驱动活塞向前并排除药物所需的压力量来提供药物更便捷的排出。在某些实施例中，通过采用传统的、市售玻璃或聚合物药瓶来装配活塞和电解泵来制造药物泵装置，其中所述药瓶可以已经确认于无菌填充，如图3A所示。活塞300可以布置在小瓶302内靠近一端，留下用于电解泵304的空间，以及隔膜306可以布置在另一端来密封小瓶。活塞300和隔膜304 二者都可以由弹性聚合物材料制成，诸如合成或天然橡胶；在一些实施例中，使用硅橡胶。螺旋式针盒308可以置于隔膜304上，如图3B所示，以及机械启动机构可以用于将盒旋入小瓶302中以使得在患者期望使用泵时该盒式针穿刺隔膜304并建立与套管的连接。为了适应电解泵304，小瓶302在一些实施例中长于通常市售的小瓶，但保持了所有其他属性以使得认证的填充方法和现有无菌填充生产线的参数不需要改变。药物泵装置可装备有预填充小瓶。在使用玻璃小瓶时，药物能够以长期的保存期存储在药物装置中而无需改变药物的标签。在涉及干粉或冻干药物制剂的应用中，双隔室小瓶，也称为混合O型瓶，可以用于药物泵装置中。这些小瓶可以具体体现为包含稀释溶液的顶部隔室和包含干粉或冻干药物的底部隔室。这两个隔室可以通过橡胶塞间隔。可以使用电解来启动混合系统，其触发来穿刺塞子以引起顶部成分和底部成分在输液前或输液期间混合。对于冻干或粉剂药物，硼硅酸盐玻璃小瓶是特别适合的。小瓶底部可以特别设计以优化形成饼形以及增强重建过程的效率。硼硅酸盐小瓶还提供了良好的耐水解力和小的PH偏差，以及不易于分层。它们在市售上可获得透明和琥珀色的品种，其通常具有1.5-150cm3的容积。图4A示意了活塞泵装置400，其具有传统的填充以液体电解质的电解泵腔402。随着生成气态电解产物，它们推进活塞404朝向药物容器406的出口端(见图4B)。活塞404的运动增加了电解腔402的体积，引起电解液408液位的降低。根据该装置的定向，一个或多个电极410可能因此逐渐从电解液中显露并开始被气体包围，最终形成开路(图4C)。这引起电解反应停止。避免这种问题的各个药物泵实施例在下文描述。在一些实施例中，电极布置以使得每个电极的至少部分不管装置定向而保持浸没在部分填充电解腔的电解液中。例如如图5A所示，电极对500、502可以定位在电解腔504的两端，即在电解腔504与活塞506和密封小瓶的相对壁508的接口处或附近。在电解腔504任一侧的阴极500和阳极502可以连接以软线506，其具有足够长度以适应随着电解进行以及排出小瓶成分被排出而造成的电解腔504的两个壁的分离。如通过在关于水平面0°、土45°、和±9 0°的五个描绘的装置定向上所示意的，该电极配置确保了至少部分电极500、502浸没在电解液510中而不管其定向。作为一个实际的问题，所描绘的定向变化因在睡眠或活动期间患者的不同定向而产生，而其间药物输送始终需要继续。图5B示出了该电极布置的变体，其中电极对520、522相对于电解腔504的壁成角度布置。在图5C所示的实例中，多个电极对530、532定位在电解腔504的每一侧上。图示出了利用两个平行电极簧圈540、542的实施例。这两个簧圈540、542可以通过一串梯状配置的电气绝缘隔离片544支撑，其阻止了两个线圈540、542之间的短路。该双线圈装置压缩进入电解腔504中以使得在活塞向前运动时，线圈延伸以保持部分线圈对浸没在电解液510中。该布置可以通过在电解腔504中布置多个线圈对540、542来提供在任何线圈对之间发生短路情形下的冗余。在又一个实施例中，如图5E所示，利用了通过多个间隔片544隔离的梯状配置的柔性平行导线对550、552。该线圈对550、552的一端固定至活塞506，以及另一端附接至电解腔504的相对壁。随着活塞506移动，至少部分导线对550、552将保持浸没在电解液中用于连续和稳定的气体生成。在另一个实施例中，如图5F所示，使用了两对交指型配置的微电极560、562，一个附接至活塞506以及另一个定位在电解腔504的相对、固定壁上。电解腔504两端上的微电极装置的阴极560可以连接以软线564，两个相对的阳极562可以一样。在该配置中，如前述实例，电极对560、562的一部分将浸没在电解液510中以连续地产生电解气体而不管泵装置的方向。对于本领域技术人员显而易见的是，还可以使用其他电极设计来确保电极对的至少部分浸没在电解液中。在一些实施例中，不意性不于图6,透气隔板600将泵腔602分割为后端的电解液填充隔室604和靠近活塞608的气体隔室606。透气隔板600通常对液体电解液是非渗透的，但允许气态电解产物通过。合适的隔板对于本领域技术人员来说是公知的，并例如包括薄硅树脂膜、聚合物膜(例如由聚亚安酯、羧基聚乙烯(氯乙烯)、或聚对二甲苯)、具有聚合物涂层的微孔聚合物薄膜、或多孔金属薄膜。隔板600固定地安装在泵腔602中；因此，电解隔室604具有恒定容积。随着布置在电解液隔室604中的电极对610将液体电解液分解为气态产物，气体穿透隔板600，进入气体隔室606中并向前驱动活塞608 ;因此，气体隔室606的容积增加。由于从液体电解质至气态产物的相位转换的膨胀比很大，气体隔室606的容积增加的数量级通常比电解液隔室604中液体电解液容积减少的数量级快(例如，数百倍或数千倍)。因此，电极610在活塞608的整个有效位移距离上保持浸没在电解液中。电解液隔室的容积可以基于所利用电解质的膨胀比和初始药物容器容积来选择，以使得确保电极和电解液之间接触直至药物已经完全排出。又一种方法涉及吸收基体内的电解液，所述基体填充泵腔内部、或填充泵腔的含有电极的至少一部分。该基体可以是任何吸收性的、三维网络材料，例如，凝胶体、棉花、高吸收性聚合物、海绵体材料、或它们的组合(诸如吸收在海绵体内的凝胶体)。它的功能是维持电解液贯穿基体的持久稳定的分布，进而确保嵌在基体中或填充以基体的电极保持与电解液接触。合适基体材料的其他实例包括其他纤维，诸如天然或合成纤维素基材料(例如，人造纤维)、醋酸纤维、尼龙纤维、大麻纤维、竹纤维、羊毛、碳纤维材料、丝绸、聚酯或其他混棉纤维。超精细纤维素纳米纤维(具有l_50nm直径)，其例如使用以不同纳米纤维组分形式的天然纤维素(例如，木质纸浆)的TEMP`O、NaBr和/或NaClO氧化来制成，具有小的直径、高的表面体积比、轻滑的(easy)表面功能、良好的机械属性以及良好的耐化学性。具有亲水性和吸水性的纤维趋向于是优选的；它们包括以重复图样或链来链接的“聚合物分子”、帮助吸引和吸收“双极性”水分子的负电荷材料、以及具有毛细管现象的纤维，其中纤维能够像穿过纤维内部的吸管一样引水或抽水。毛细管现象存在于棉株和棉织物的纤维中。一旦通过纤维抽吸，水分则存在于细胞壁内。特别有利的基体材料是水凝胶，一种亲水性聚合物链的高度吸水性网络。水凝胶能够包含高百分含量(例如多于99%重量)的水或水溶液。它们是高度生物兼容的，以及它们所吸收的液体维持其最初液体属性(例如，密度、相变、以及不可压缩性)的大部分，这使得该凝胶体针对机械操作是稳定的。使用水凝胶还有利于低成本制造的更加容易的包装。与水凝胶系统一起使用的电解液通常可以是水溶液，即溶解于水中的溶质。溶质的实例包括盐(例如，氯化钠、硫酸镁、或硫酸钠)、稀释酸(例如，硫酸、盐酸、或氨基酸)、以及稀释碱(例如，氢氧化钠、氢氧化钾、氢氧化钙)。不使用水，则可以使用诸如油或酒精的其他液体作为溶剂。根据所使用的电解质，电解气体包括氢气、氧气和/或二氧化碳的组合。例如，水的电解产生氧气和氢气，而酒精的电解产生二氧化碳和氢气。酒精的使用可以降低电解泵的能量消耗并延长电池寿命。在一些实施例中，水凝胶自身所含有的水作为电解液。从液体水至氢气和氧气的体积膨胀高于千倍。因此，小于药物容器体积1/1000的泵腔容积至少理论上足以从容器中排出所有药物。然而，为了增加电解泵的可靠性，诸如1:5的容积比(电解腔比药物容器)是优选的。例如，针对0.5mL、3mL、5mL的药物容器体积，相应的电解腔容积可以分别是0.1mL,
0.6mL或lmL。再之，电解泵的使用允许泵尺寸相对于诸如机动化药物泵装置的传统药物泵减小了相当程度。在单个泵腔或在多个电解池(例如，如下面关于图7A-7D所述)中，基体材料可以靠近电极放置。图3A示出了凝胶体基电解泵的基本单腔配置，其中一对电极杆将凝胶体中含有的电解液分解为气泡(例如，氢气气泡和氧气气泡)，这引起气泡-凝胶体混合物的膨胀。膨胀的凝胶体将泵腔机械地耦接至活塞。替代电极杆，可以使用多个复杂的电极结构，诸如平面交指型电极(如图1lB所示，在隔膜泵装置的情形中)。在可替代实施例中，可以使用同轴电极对，其具有沿管状(例如，圆柱)套筒电极轴布置的杆状芯电极。在一些实施例中，多个同轴电极对，它们优选地以封闭包装模式平行布置，用于将泵腔分割为数个电解池。各个池可以独立地或组合地驱动，这促进了活塞的精确和平滑驱动。连续地操作各个池可以有助于维持水凝胶和相应有效电极对之间的接触同时随时间生成气体。多池电极结构还由于冗余增加了泵装置的可靠性:由于大的体积膨胀比，单个池能够从药物输送开始驱动活塞至结束。在一些实施例中，电解池随着各个活动池中的电解液耗尽一个接着一个地以连续方式驱动，从而延长泵的整个使用期；通过电子线路并例如基于所测量的电解或流速可以控制腔的激活。图7A和7B示意了药物泵实施例，其包括多个电解池700。这里，具有六边形截面的七个同轴电极对布置在蜂窝结构701中，其在图7C中以前视图示出。管状套筒电极可以(但无需)形成连续 的六角网格702，并可以由现成金属微蜂窝管加工。典型地(然而不是必须的)，芯电极704作为相应池的阳极而网格702作为阴极。在从被填充的容器706开始输出药物时，蜂窝电极结构可以从腔的后壁708至活塞710延伸穿过药物泵腔，如图7B所示。随着产生电解气体，药物腔膨胀以及活塞710朝向药物出口移动。在一些实施例中，膨胀的凝胶体712流出管状电解池700并进入池700和活塞710之间的间隔。在图7D所示的可替代实施例中，电极池700由多孔隔膜或其他透气过滤器714密封，这可以是如上所述的薄硅树脂膜、聚合物膜或微孔聚合物薄膜。过滤器714用于将凝胶体712和电解液保持在电解池700中而允许气体离开池700，并填充和扩张池和活塞710之间的空间。在一些实施例中，蜂窝电极702的大部分内表面和部分芯电极704涂覆以抑制气体形成的材料，诸如环氧树脂，而靠近透气过滤器714的电极表面部分是裸露的(参见7D)。例如，10%或更少的电极表面区域是非涂层的。由于涂层区域和非涂层区域的作用，气体将靠近过滤器714而产生，允许水凝胶(和/或电解液)更长周期地保存在电解池700中。一些电解泵，诸如用于输送药物至眼中或中耳中的更小可植入泵，或可再填充药物泵(其中隔膜或活塞在药物已经再填充后恢复至其初始状态)，合宜地使用非扩张纤维材料用于基体。否则，基体的扩张可能限制活塞或隔膜的塌陷，以及阻止药物容器完全再填充。非扩张纤维材料能够保持电解液靠近电极，但不影响活塞或隔膜运动。
如上所述的电解泵通常促进了经由施加至电极的驱动电压或电流对药物输送速率进行连续控制。然而，随着活塞在药瓶内移送，活塞和小瓶之间摩擦的突然变化可能引起药物输送速率偏离于预期的输送协议，其例如导致尽管电解速率恒定情况下的非均匀输送速率，或以其他的平滑均匀或非均匀输送协议情况下的不期望峰值。摩擦中的这些变化通常由于静摩擦系数和动摩擦系数之间的差异而发生在活塞开始运动时:活塞和小瓶之间的静摩擦系数通常超过动摩擦系数(通常超过两倍或三倍)，从而启动活塞运动所需的施力大于保持其运动的所需的施力。另外，在活塞停止运动一段时间后，需要更大的施力来再启动活塞运动。此外，动摩擦自身可能受活塞和/或小瓶沿它们长度的表面性质变化的影响，和/或受活塞和小瓶之间相互作用产生的表面性质变化的影响。例如，在小瓶内径和/或活塞外径沿它们长度轻微变化时，摩擦力通常取决于活塞位置。此外，表面粗糙度可能经过一段时间之后变平滑，特别地，在重复使用可再填充药物泵装置时。相反，离散的表面缺陷，例如，从玻璃小瓶内表面突出的痕会使例如软橡胶活塞表面的其他表面变粗糙和/或损坏。通常，基于这些和其他效果的动摩擦变化是高度不可测的。静摩擦和动摩擦之间的不同可通过施加合适的表面涂层至小瓶的内表面和/或至活塞来减小。在一些实施例中，小瓶(其可以例如由玻璃制成)涂覆以低摩擦材料，诸如聚对二甲苯或聚四氟乙烯(通常公知为商标名Teflon )，其可以减少静摩擦而不会显著改变动摩擦。由于小瓶表面涂层可以接触药物或药物溶液，涂层材料优选是生物兼容的以促进长期药物稳定性。图8示意了具有内表面涂层802的药物小瓶800。虽然在活塞运动开始时的摩擦降低能够通过摩擦减小涂层来减小，以及通过高精度加工和选择活塞和小瓶材料的合适组合来最小化动摩擦的变化，通常它们不能够完全消除。通过使用药物腔中的压力变化来匹配施加至摩擦型面的力从而维持期望的活塞速度(或根据期望协议改变活塞速度)，该问题得以解决。为此，一些药物泵实施例包括一个或多个传感器来连续地监测指示或影响药物输送的参数。例如，置于套管内的流量或压力传感器可以直接用于测量药物输送速率，以及可以利用反馈电路来调节电解速率以响应所感测的偏离于输送协议的变化。
可替代的，活塞的运动可以通过位置或速度传感器来监测。例如，在一个实施例中，示于图9中，磁体900嵌入活塞902中，以及感应线圈或线圈套筒904缠绕药瓶以使得随着磁体900相对于线圈904运动时，与活塞速度成比例的电压在线圈904内感应。为便于制造，活塞902可以模制或加工以在小袋中容纳磁体900，以允许磁体在简单组装步骤中压配合就位。可以包括唇部以保持磁体就位。在又一个实施例中，连续地测量泵腔内的压力，其分别允许通过压力降低或激增来探测摩擦的突然降低或增加。响应所测量的流量、压力、位置或其他参数，系统控制器112可以实时地(或接近实时，例如在摩擦变化的Ims内)调节电解速率从而补偿摩擦的任何变化。可替代的或另外的，对于相对可预测的摩擦变化(诸如在活塞开始运动时的摩擦降低)，可以经验地确定对电解的所需调节。例如，为避免流速在活塞开始运动时激增，从静摩擦至动摩擦的过渡可以重复数次而同时测量电解速率和活塞位置和/或套管内的流速。从该数据，随时间变化的电解速率可以被计算然后被编程进入泵装置，该电解速率被用于确保活塞运动的平滑开始(smooth onset)。上述的摩擦补偿技术和特征类似地应用于活塞泵装置，其利用泵结构而不是电解，即泵速率通常可以基于所测量的药物输送参数来控制以减少或消除摩擦变化在药物输送速率上的影响。在操作药物泵装置注射液体进入患者时，通常期望监测注射速率或容积或追踪装置的填充状态，例如用于提醒患者需要尽快再填充该装置。这能够通过监测小瓶内活塞的位置来实现。一种方法利用磁体900和一个或多个感应线圈904,如图9所不。由于基于磁体900相对于线圈904的运动感应的电压与活塞902的瞬时速度成比例，对电压在时间上的积分可以得出活塞位置。积分电路是本领域公知的，并能够实施而无需过度的经验。该实施例在需要简单、廉价泵时是有用的。不采用连续地监测活塞位置，通常够用的是对某些阈值活塞位置进行探测和发信号，这些位置对应于保留在小瓶内的增量，如图10A-E所示。例如，电子显示器可以指示药物容器完全填充(对应于活塞位置从药物出口至套管的最远可能距离)、75%填充、25%填充或排空。例如，图1OA示出了低成本的实施例，其中活塞位置通过不同长度的线绳来机械感测。线绳1000可以从药物泵腔的电子端1002的后壁栓附至活塞1004。随着活塞1004移动以将液体推出药物容器，线绳1000被拉紧直至它们断裂。基于线绳材料的最终拉长长度，选择线绳长度以使得每个线绳在活塞1004到达相应的预定位置时断裂。例如，旨在药物装置为75%填充时断裂的线绳在即将断裂前具有这样的长度，其是药物腔的长度和药物容器最大长度的四分之一的和。线绳1000例如可以是尼龙绳或精细金属(例如铜或铅)丝。在小瓶和药物泵外壳透明时，可通过眼睛观察线绳断裂。可替代的，在线绳电导时(在使用金属丝时)，它们的断裂可电气监测。例如，不同长度的数根细丝可以是各个电子电路的部件，以及它们的断裂可以引起可监测的开路状态。位置感测还可以通过使用多个置于沿药瓶不同位置定位的霍尔效应传感器、光传感器、感应线圈 、和/或电容传感器并结合嵌入或附接