CN107050581A - 用于将流体进送进入皮肤中或皮肤下方的自由射流配量*** - Google Patents

用于将流体进送进入皮肤中或皮肤下方的自由射流配量*** Download PDF

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Abstract

用于将流体进送进入皮肤中或皮肤下方的自由射流配量***包括微型泵和布置在出口侧的喷嘴。微型泵具有入口和出口，并且被构造成用于将流体从入口输送到出口，并且在出口处生成至少20bar的阻塞压力。喷嘴被构造成用于在出口处将流体输出作为流体压力下的自由射流输出，使得自由射流的流体可以注射进入皮肤中。

Description

用于将流体进送进入皮肤中或皮肤下方的自由射流配量***
技术领域
本发明的实施例涉及用于向皮肤下方施加流体或向皮肤中施加流体的自由射流配量***。其他实施例涉及包括对应的配量***的可佩带式臂扎带，和包括该配量***的补丁。
背景技术
皮下应用涉及在皮肤下方施加物质，即例如首先进入***或脂肪组织中。在肌肉组织或血流中施加物质也被该一般定义覆盖。
进送药或施药可以以各种方式完成。口服药片或液体是很普遍的，但是***用栓剂、肺吸入剂、滴眼剂、向皮肤施加的药膏、借助于静脉注射的全身用药、借助于注射器或可植入施药配量***的皮下应用是其它示例。类似于缩氨酸或蛋白质的高分子不能通过药片进送，而是借助于注射进送[1]。
进送胰岛素是其示例。目前，胰岛素的皮下应用需要被针刺入，并且经历疼痛。特别在类似于中国、印度或巴西的国家，由饮食习惯改变而导致的糖尿病快速地传播，但是在发达国家，糖尿病尤其被人口改变导致。根据当前市场分析，针对(没有胰岛素的)“胰岛素传输装置”的市场从目前的87.8亿美元增加到2019年的138亿美元[7]。特别在糖尿病的治疗领域，借助于吸入或口服(胶囊)进送胰岛素已经在过去几年被研究，然而这些方法尚未在市场上被接受。此处原因尤其是可选方法的不充分配量精度(或生物有效性)，仅利用皮下(或也为静脉内的)注射，到达血流的胰岛素的数量可以被精确地限定。然而，注射导致疼痛，并且要求患者主动地进送胰岛素。
所谓的“笔”在目前是普遍的：预设数量的胰岛素经由针通过弹簧闩自动地注入患者。然而，这要求每天针刺数次，导致疼痛。。佩戴在身体上的“补丁泵”(供应商：Omnipod)是新趋势，补丁泵仅要求每三天进行针刺。然而，在三天之后，包括补丁泵的导管必须被更换以避免传染。目前，没有用于皮下地施加药物的较少疼痛和无针技术，对于患者这可以是非常有益的。
因为第二次世界大战中，所谓的种痘枪已经是已知的，因此无针注射已经是已知的，所述种痘枪尤其用于兽医医学中，然而，由于无菌的问题，现在不用于人。此处，借助于气体或弹簧，活性物质在高压下被加速通过开口，并且进入皮肤中。具有改进的和认可的无针注射***，类似于Injex的***[3]，除了糖尿病治疗，该***也用于局部麻醉剂(例如在牙科中)。
然而，免于疼痛不总是被保证的，另外地这些***比笔更难以处理[4]。当与笔相比时，其他缺点是如下的事实，即这些***在购买时是更昂贵的，并且仅在特殊情况下被健康保险公司支付(例如，注射器恐怖症)。另外地，药物的刺入深度(在数毫米的范围中)不能使用这些***而被精确地调节，这尤其导致不完全免于疼痛。
近年来，多组研究已经尝试通过新的致动器原理改善无针注射：圣巴巴拉市的加利福尼亚大学已经进行研究以使用压电堆叠致动器(而非弹簧或气体驱动)以更好限定的方式实现。可选地，麻省理工学院(MIT)已经研发一种注射器，所述注射器使用活塞，所述活塞使用洛伦兹力驱动被加速以生成高压[5]。HSG IMIT已经检测到用于内窥镜的使用相同原理的注射器[2]。所有这些新的无针注射器能够精确地调节压力分布因而和原则上药物的刺入深度，注射几乎没有疼痛地发生，患者几乎感觉不到射流，这是相当大的改进。
然而，这些***的缺点是(数个10纳升的量的)微滴的发射频率太小。这由以下事实导致，即配量腔又不能足够快速地填充。此处配量受限为约0.5μl/s到1.0μl/s。另外地，在这些***中非常困难的是减少死体积，因而和在致动器和喷嘴之间的流体电容，使得当具有气泡时，压力分布不能在射流中实现。此外，参考示出用于医疗目的的微型泵的WO2009/136304。
最后，所有这些***是非常大的和在制造时是昂贵的，使得这些***不适合于一体应用。因此，需要改进的方法。
发明内容
因此，本发明的目的是在避免上述缺点的同时提供无针药物配量概念。
该目标通过独立权利要求而实现。
本发明的实施例提供用于在皮肤下方施加流体(例如药物)的自由射流配量***。自由射流配量***包括(电致动的)具有入口和出口的微型泵，和布置在出口侧的喷嘴。微型泵被构造成用于将流体从入口输送到出口，并且在出口处生成至少20bar或25bar的阻塞压力或失速压力。喷嘴被构造成用于在出口处在对应压力下(例如5.0bar或9.5bar)将流体输出作为自由射流输出，使得自由射流的流体可注射进入皮肤中或在皮肤下方。
本发明的中心思想是，包括仅7×7×1mm3的配量芯片尺寸的、用于达到40bar的高压(相对于阻塞压力)的非常小的自由射流配量***，可以例如被聪明的微型泵设计实现(例如包括不均匀的较厚的膜或膜片的膜或膜片泵和加固的出口阀)。例如胰岛素的药物到患者的或进入皮肤中的精确的较少疼痛的无针和皮下应用使用该自由射流配量***是可以的。
根据特定的驱动参数，微型泵或高压微型膜泵可以被调节使得，在每个泵冲程的情况下，微型泵的冲程容积在射流中在精确地可调节的压力下(例如20bar)通过皮肤的上层。由于较小的喷嘴开口(例如50μm到100μm)和限定的刺入深度，该注射是无痛的。
由于其超紧凑结构，该配量芯片可以一体形成至手表、补丁或牙齿中。因而，其他实施例涉及具有在其中一体形成的自由射流配量***的可佩带式臂扎带或补丁。因为该技术使得针的刺入成为多余的，因此特别对于糖尿病治疗，该技术是相当大的突破。由于微小的和平坦的结构，该芯片可以另外地一体形成至平坦的补丁或可佩带式装置中，例如可佩带式装置类似于常规的手表、智能手表或臂扎带。
其他实施例提供包括微型泵的自由射流配量***，微型泵包括膜和压电致动器，其中压电致动器包括至少150μm或至少300μm或优选地达到600μm或更多的厚度。由于其自吸入能力和较高的气泡容限，该配量芯片不仅允许配量压力被精确地调节，而且也显示对失效的较低敏感性，依赖于配量压力，进入皮肤中的刺入深度被确定。
对应于实施例，此处压电致动器可以通过多层陶瓷(即，通过至少两个陶瓷层或，优选地，达到10、15或甚至20个陶瓷层)而被形成。这些陶瓷层可以可选地彼此接合。该多层陶瓷压电致动器允许在较低开启电压(例如50伏特)和较高驱动电流的情况下足够高的压力生成在泵腔中或，特别地，在其出口处。在该结构的微型泵中，在对应的其他实施例中，也可以敏感的是将膜的厚度设置成至少100μm或至少200μm或优选地甚至达到400μm或甚至更多，以当生成阻塞压力时，经受大于20bar或甚至达到40bar的力。用于改进膜的稳定性的其他可选择的变化例被偏压相同。
尽管压电致动器和膜的“相对较大”尺寸，但是小于10×10×2mm3的整体尺寸可以被实现。用于允许该较高阻塞压力的结构特征涉及在入口侧和出口侧的(被动)阀(类似于止回阀)。此处优选地使用单向阀。对应于实施例，位于出口处的单向阀至少包括支撑在两侧的悬臂或支撑在一侧的膜。
由于以下事实，同时在较小尺寸的情况下的较高的腔压力也是可以的，即与至少0.2的较高压缩场组合的具有非常小的流体开口用于泵中，所述流体开口的直径例如小于100μm或甚至小于50μm。这些较小的喷嘴仅导致皮肤的最小损坏并且因而允许几乎无痛的注射。
对应于额外实施例，自由射流配量***包括允许设定驱动分布的控制器。刺入深度可以被限定的驱动分布精确地调节(相对于根据弹簧原理的常规射流分配器)。另外，泵容积可以被精确地调节，其中多个例如20纳升的最小容积单元的完全驱动此处是可以的。因为膜泵芯片还包括泵送功能，因此使用之前讨论的膜泵，达到200Hz的重复频率可以被实现。
对应于其他实施例，银层可以被设置在喷嘴芯片上或在腔和阀中，从而提供药物的(长时间)无菌性。
附图说明
其它新构想限定在子权利要求中。将参照附图讨论本发明的实施例，其中：
图1示出根据基本实施例的自由射流配量***的示意性框图；
图2示出根据另一实施例的包括膜泵的自由射流配量***的示意性框图；
图3a是根据延伸实施例的成配量芯片的形式的自由射流配量***的结构示意图；
图3b示出根据延伸实施例的包括配量监控的成配量芯片的形式的自由射流配量***的结构示意图；
图4a示出包括自由射流配量***的补丁的示意图；
图4b示出包括自由射流配量***的臂扎带的示意图；
图5a示出图示冲程容积和用于微型泵中的膜的背压之间的相关性的示意图；并且
图5b示出图示用于微型泵的设计示例的表格。
在下文参照附图讨论本发明的实施例之前，指出相同的元件和结构或那些相同的效果设置有相同的附图标记，使得其描述是相互适用的或可交换的。
具体实施方式
图1示出包括微型泵20和布置在出口侧的喷嘴30的自由射流配量***。微型泵20包括至少一个入口22和一个出口24，其中喷嘴30布置在出口24处或/和与出口24一致。此处还指出出口24还可以具有一体形成至其中的喷嘴30。
自由射流配量***用于将例如药或药物的流体施加进入皮肤12中或皮肤12下方。自由射流15借助于自由射流配量***10而在喷嘴30处生成。为了生成自由射流15，药物或，通常地，流体在入口22处被收集或吸入，被泵20输送至出口24，其中至少20bar或甚至40bar的所谓的阻塞压力被设置。此处，阻塞压力表示用于使流体流过出口24的压力。从流体的较高阻塞压力开始，流体然后借助于喷嘴30在例如超过10bar或20bar(或15bar至30bar)的高压下以自由射流15的形式被分配，从而注入皮肤12中。为了非接触注射或皮下应用，除了高压，需要较小喷嘴30生成的“尖锐的”自由射流15，喷嘴30例如为50μm或达到100μm的尺寸。
自由射流15的刺入深度(进入皮肤中或在皮肤下方)可以根据此处讨论的参数而被调节。皮肤可以大致细分为覆盖肌肉、腱和骨骼的三层。最上层(30μm-2000μm)是所谓的表皮。底层是皮下组织(500μm-30000μm)。真皮定位在表皮和皮下组织之间。因为没有神经和血管被损坏，因此注入表皮或真皮中通常不导致疼痛。然而，引入这些皮肤层中的药物的量被限制使得，在更大量的情况下，皮下应用或重复应用发生。
此处指出，对应于优选的实施例，在冲程容积V和阻塞压力p之间具有线性连接。线性连接由以下事实导致，即电压依赖元件，例如压电致动器，用于生成冲程。阻塞压力在最大冲程容积V0下是最小的(没有背压)并且在最小冲程容积V下是最大的(pmax)。微型泵20的操作点(p＝20bar和V＝20nl)通常地布置在之间的(线性)区域中。
图2示出自由射流配量***10’的示意性框图，微型泵20’被执行为膜泵并且在出口侧连接到喷嘴30’。
微型泵20’包括外壳21’，在外壳21’中布置入口22’和出口24’。另外，外壳21’被膜26’密封，从而在泵20’中形成腔27’。膜26’被例如压电致动器的致动器28’操作。
由于借助于致动器28’“致动”，当用流体填充腔27’时，腔27’中的容积被减少，使得其中的压力增加。压力增加直到达到出口24’限定的例如20巴的阻塞压力。对应于实施例，阻塞压力可以被出口阀25’限定，出口阀25’例如实现为单向阀。单向阀25’示例性地包括阀盖和弹簧，并且类似于以弹性方式布置在外壳21’外侧的悬臂或弯曲杆而成形，在腔27’中的第一压力状态中(例如＜10bar)，悬臂或弯曲杆密封出口24’，并且由于腔27’中的压力(＞10bar)而变形以根据腔27’中的压力释放出口24’。在该第二压力状态中，阀25’打开使得流体可以从腔27’传输至喷嘴30’或进入喷嘴腔31’中，以然后通过喷嘴开口32’以自由射流15的形式输出。
为了在腔27’中生成约为20bar(40bar)的容积压力，一方面优选的是阀25’被相应地执行并且，另一方面，泵20’的尺寸相应地形成。用于增加阀25’的稳定性的措施例如是双侧支撑弯曲杆或使用对应的材料。对应于实施例，(硅)外壳21’可以设置有例如大于250μm或500μm的壁厚，以在目前的阻塞压力下显示足够的刚性。
另外地或可选地，驱动膜26’和压电致动器28’可以被相应地设计。对应于实施例，例如由硅制造的驱动膜26’例如可以用于被偏压并且包括达到400μm的厚度。对应于其他实施例，致动器28’被执行为具有达到600μm的厚度的压电陶瓷。此处还可以想到压电致动器28’被实现为数个层，即，例如，达到10层或20层。
图3a示出包括在较高阻塞压力下的微型泵20”和自由射流喷嘴30”的配量芯片10”(微型配量***)。所谓的喷嘴芯片35”布置在微型泵20”和实际的喷嘴30”之间。微型泵20”、喷嘴芯片35”和自由射流喷嘴30”一起形成所谓的基本模块。在本实施例中，基本模块例如由硅形成并且形成实际的配量芯片。
配量芯片10”包括泵腔27”，泵腔27”受限于驱动膜26”和被动止回阀25”。喷嘴芯片35”在阀芯片20”下方，并且可选地粒子过滤器37”应用于入口22”。
压电泵致动器28”被构造成用于显示大约40bar的阻塞压力。关于阻塞压力的大小有新的突破。另外，已经对在60bar下的压电致动器行进设计(FEM模拟和分析计算)。
该较高阻塞压力的优点是增加硅膜26”(达到400μm)和压电陶瓷28”(达到600μm)的厚度。为了利用较厚的陶瓷28”减少开启电压，多层陶瓷(具有，例如，10层-20层)可以被使用，并且根据说明书被压电供应商(目前为PI Ceramics)提供。因而，利用具有600μm厚度的10层多层陶瓷，开启电压仅是90V(取代利用单态陶瓷时的900V)，但是，由于多层元件的更高电容，驱动电路(未示出)必须提供大于因数10的驱动电流。相应的控制器必须被相应地构造。
自然地，较高的阻塞压力导致较小的冲程容积。这也减少了配量芯片10”的气泡容限可能遭受的压缩比(冲程容积和死体积之间的比率)(例如至少0.2)。压缩比被冲程容积和死体积之间的比率限定。此处，冲程容积是膜在电压振幅下在没有背压的情况下移位的容积。死体积被限定为当膜位于反向的较低点时泵腔中的所有体积的总和(在没有背压的情况下)。为防止该现象，通过以限定方式偏压陶瓷28”，利用接合过程固定压电陶瓷。因而，泵腔27”可以减少至数微米，从而减少死体积。这允许使配量芯片的压缩比很大，从而配量芯片是自吸入的，即被构造成用于从贮存器50吸入流体。
由硅制成的被动止回阀23”和特别地25”经受40bar的压力脉冲。阀瓣的几何尺寸可以必须被调适(例如较厚的阀瓣、较短的阀瓣、双侧支撑)。也由硅制成的喷嘴芯片35”应用于泵芯片20”的下侧。喷嘴芯片35”优选地通过使用SOI晶片而被干法刻蚀。在彼此之间连接所有晶片例如通过使用的硅熔焊完成，还可以通过可选的连接过程而实现，连接过程例如为共晶焊、晶片键合等。可选地，配量芯片还可以包括陶瓷或由例如弹簧不锈钢的金属层构成，金属层然后通过激光焊接或热扩散接合而连结。
图3b示出(例如由硅制成的)另一配量芯片10”’，配量芯片10”’包括微型泵20”(参阅图3a)、喷嘴芯片35”’和具有一体形成的喷嘴和监控功能的配量芯片30”’。此处指出，实际喷嘴具有附图标记32”’。
适当的配量芯片35”’和30”’可以被用于取代喷嘴芯片。配量芯片35”’和30”’包括例如压电电阻压力传感器(其测量范围被构造成用于例如40bar的压力)，喷嘴(例如通过干法刻蚀步骤)被刻蚀在压电电阻压力传感器的膜中心。喷嘴32”’同时用作用于压力减少的膜片流量限制和用于形成自由射流15的喷嘴。
压力传感器可以实现为惠斯通电桥。布置在惠斯通电桥电路中的四个电阻器，特别是压电电阻式电阻器，例如被设置在包括喷嘴的膜上。(压电电阻式)电阻器的变形因而和膜的变形借助于惠斯通电桥电路使用其解谐而被测量，当知道喷嘴直径时，从惠斯通电桥电路开始，通过喷嘴的流量(流动阻力具有针对流量的限定阻力)可以被确定。
这允许对喷射过程的功能的模式的在线监控：由气泡导致的失效条件：例如当在泵腔27”中具有气泡时，用于喷射的压力可以不再被设置，可实现的压力将仅根据由气泡的尺寸限定的压缩比而形成。
另一失效条件是当气泡未定位在泵腔中而是在出口阀25”和喷嘴32”’之间的空间中时。也在这种情况下，因为作为流体电容的气泡缓冲了容积冲程，因此可实现的压力被减少。
两个失效条件导致喷嘴32”’处的自由射流压力太小，使得药物可能不再刺入皮肤12中。
配量芯片直接地测量喷嘴处的压力减少，并且可靠地识别这些失效条件。
此外，因为两个事件导致喷嘴32”’处的自由射流压力的减少，因此配量芯片10”’也能够识别微型泵20”的退化(例如，驱动膜的减薄还或微型阀的退化)。
以下将是可借助于上述配量芯片10、10’、10”和10”’实现的流体动力学结果的概述。使用DI水并且使用频闪观测仪完成对射流的表征。喷嘴前方的压力p可以使用以下方程从射流速度v获得：p是液体的密度(用于形成射流15的自由表面(自由射流限制)的表面能量已经在此处被忽略，因为其不再利用高压而起作用)。可选地，针对力传感器的喷射可以发生，并且喷嘴前方的压力使用面积而被导出。通过优化压电陶瓷的驱动参数，根据射流的刺入深度，用于将药物压入皮肤中的大约20-30bar的压力被调节。
膜或膜片的尺寸可以根据使用目的和膜或腔容积而改变，如下所述。下文关于图5a和图5b所述：
图5a示出其中冲程容积ΔV在泵腔压力p中被绘制的示意图。基于图5a示出的(例如线性)函数，操作点可以被确定。数学背景将在下文讨论：
压电致动器的冲程容积ΔV和流体电容Cp：具有泵腔压力p和致动电压U的压电致动器膜片的冲程容积ΔV可以如下表示：
ΔV(p，U)＝Cp(p-p0)+C＊EΔU
ΔV：冲程容积
p：泵腔压力
p0：大气压力
ΔU：电压冲程
Cp：致动膜片的流体电容
CE*：系数
通过理论可以导出系数Cp和CE*。这已经针对圆形几何形状而被计算。Cp依赖于：
-Yd：膜片的杨氏模量
-Rd：膜片的半径
-Yp：压电体的杨氏模量
-Rp：压电体的半径
-v泊松数
如果泵腔压力改变，泵腔压力与膜片的刚性成反比例，则致动膜片的流体电容Cp限定膜片的容积改变。
CE*依赖于相同参数，并且另外地依赖于d31压电系数。
冲程容积ΔV将被认为是在没有背压(p＝p0)的情况下的冲程容积：
相对最大的压位差Pblock可以利用ΔV＝0计算：
设计，尤其是膜片/泵腔的设计，可以基于上述函数而被计算。图5b使用表格示出示例性的四个不同设计变化例。表格包括例如膜半径的用于几何参数的值，和类似于操作电压的其它操作参数。
通过配量到微克范围上的配量芯片，将进行其他一系列测试。射流生成的最大重复频率、配量数量的长期稳定性和配量芯片的通过特别吸入气泡的气泡容限是令人很感兴趣的。射流进入等同组织(例如，聚丙烯酰胺凝胶)中的刺入深度最后被检测。电压幅值以及电压边缘(当以限定方式设置和制动射流以避免卫星式滴(satellite drops)时)是重要的优化参数。与工业伙伴和医疗伙伴协作，这些数据然后用作用于新产品的起点。
换句话说，能够以无痛方式施加药物的无针紧凑式药物喷射器通过上述自由射流配量***而被提供，从而避免针刺。配量单元非常小，从而其可以一体形成至补丁或手表中。如上所述，特别当注入皮肤的上层中时，每次注射的最大数量被限制。然而，当自由射流配量***永久地佩戴在身体处时，注射可以根据需要频繁地重复(经过一段时间分配配量)使得，尽管每次单独注射较小的数量，但是足够数量的药物可以被施加，进入皮肤上层的注射是无痛的(如上所述)。
图4a示出另一实施例，即补丁80具有一体形成至补丁中或用于补丁的自由射流配量***10、10’、10”或10”’。
如所已知，自由射流配量***10、10’、10”或10”’被布置以取代通常地存在于补丁中的棉垫，然而例如在棉垫中的不同的组件也是可想到的。在粘性侧的该设备(参阅附图标记81)确保，当补丁放置在皮肤12上时，自由射流15撞击在其上，从而注入药物或流体。
图4b示出另一可佩带变化例，即臂扎带或手表85，其中自由射流配量***10、10’、10”或10”’在内侧(参阅附图标记86)一体形成至臂扎带或手表中。
即使当尚未明确地提到时，在图4a和4b的实施例中，本领域的技术人员已知用于例如胰岛素的药的对应贮存器被设置在补丁80或臂扎带85中。
对应于其他实施例，如上所述的自由射流配量***还可以包括额外的驱动逻辑，例如ASIC，驱动逻辑相应地进送配量或相应地驱动致动器使得对应的药量可以被进送。此处，控制器然后将控制配量数量和频率。控制器可以连接至外部设备，例如智能手机，外部设备特别适合于图4a和4b的实施例。
参见图4b的包括臂扎带85的实施例，提到该臂扎带可以包括其他元件，例如监控本专利的传感器。
即使当已经特别连同成膜泵的形式的微型配量泵讨论上述实施例时，指出具有也可以用于上述实施例或特别用于图4a和4b的上述实施例的不同的泵送技术。所谓的补丁泵或笔技术是其示例。这些技术还允许1Hz至200Hz的较高频率，其中这些基本频率通过使用微型阀而频繁地实现。
即使当在上述实施例中致动器已经特别作为压电致动器而被讨论时，指出其它的原理，例如磁性致动器，也可以被使用。
上述所有实施例所共有的是，微型配量***包括小于10×10×2mm3或甚至小于7×7×1mm3的非常小的尺寸，其中除了实际的微型配量***，其他元件，例如贮存器和电池，一体形成至其中。
在上述实施例中，假设所述实施例仅用于进送药物，例如用于糖尿病患者。实际上，本发明的实施例不受限于该应用。其他示例是用于局部麻醉剂(牙齿医学或皮肤学)、美容医学(肉毒毒素或透明质酸)、在流行病的情况下的疫苗接种、兽医学、标记动物(取代烙印)或甚至用作文身的新工具。
上述实施例仅表示本发明的原理的说明。应该理解本文中描述的装置和细节的修改例和变化例对于本领域技术人员将是明显的。因此，本发明旨在专门地被随附权利要求的范围限制，而不是被已经在本文中使用实施例的描述和讨论呈现的特定细节限制。
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Claims (18)

1.一种用于将流体进送进入皮肤中或皮肤下方的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，包括：
微型泵(20、20‘、20“)，所述微型泵包括入口(22、22‘、22“)和出口(24、24‘、24“)，并且所述微型泵(20、20‘、20“)被构造成用于将流体从入口(22、22‘、22“)输送到出口(24、24‘、24“)，并且在出口(24、24‘、24“)处生成至少20bar的阻塞压力；和
喷嘴(30、30‘、30“、30“‘)，所述喷嘴布置在出口侧，并且被构造成用于在出口(24、24‘、24“)处将流体输出作为自由射流输出，使得自由射流的流体能够注射进入皮肤中；
其中，微型泵(20、20‘、20“)包括膜(26’、26”)和压电致动器(28、28”)，
其中，微型泵(20、20‘、20“)在入口(22、22‘、22“)处包括成被动止回阀的形式的阀(23”)；并且。其中，微型泵(20、20‘、20“)在出口(24、24‘、24“)处包括成被动止回阀的形式的阀(25’、25”)。
2.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
压电致动器(28、28“)包括至少300μm或优选地600μm的厚度。
3.根据权利要求2所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
压电致动器(28、28“)包括多层陶瓷，所述多层陶瓷包括至少两个陶瓷层，优选地10个或20个陶瓷层，和/或
其中，陶瓷层彼此接合。
4.根据权利要求3所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)包括用于控制微型泵(20、20‘、20“)的驱动电路，并且其中驱动电路被构造成用于利用小于200V的电压和高强度电流为压电致动器(28、28“)提供能量。
5.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
微型泵(20、20‘、20“)连接到驱动电路或用于驱动的ASIC。
6.根据权利要求2所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
膜(26‘、26“)包括至少200μm或优选地400μm的厚度。
7.根据权利要求6所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
膜(26‘、26“)被偏压。
8.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
微型泵(20、20‘、20“)包括位于入口(22、22‘、22“)处的单向阀(23”)。
9.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
微型泵(20、20‘、20“)包括位于出口(24、24‘、24“)处的单向阀(25’、25”)。
10.根据权利要求9所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
位于出口(24、24‘、24“)处的阀(25‘、25“)包括支撑在两侧的悬臂或支撑在所有侧的膜阀。
11.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
微型泵(20、20‘、20“)包括至少0.2的压缩比。
12.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
喷嘴(30、30‘、30“、30“‘)包括小于100μm或优选地小于50μ的流体开口直径(32‘、32“)。
13.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)包括10×10×2mm3的最大外部尺寸。
14.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，包括压力传感器，所述压力传感器在输出侧连接到喷嘴(30、30‘、30“、30“‘)并且被构造成用于确定流体的压力下降和/或流量。
15.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
微型泵(20、20‘、20“)和/或喷嘴(30、30‘、30“、30“‘)包括银涂层和/或另一抗菌涂层。
16.根据权利要求1所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)，其中：
自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)包括布置在输入侧的流体贮存器。
17.一种可佩带式臂扎带(85)，包括根据前述权利要求中的任一项所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)。
18.一种补丁(80)，包括根据权利要求1-16中的任一项所述的自由射流配量***(10、10‘、10“、10“‘)。
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