ES2239003T3 - Unidad de control de flujo miniatura monolitica de alto rendimiento. - Google Patents

Unidad de control de flujo miniatura monolitica de alto rendimiento.

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ES2239003T3 ES00928139T ES00928139T ES2239003T3 ES 2239003 T3 ES2239003 T3 ES 2239003T3 ES 00928139 T ES00928139 T ES 00928139T ES 00928139 T ES00928139 T ES 00928139T ES 2239003 T3 ES2239003 T3 ES 2239003T3
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Abstract

Una estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) incluyendo: (a) un canal de fluido (24) que se extiende a través de la estructura de control de flujo de fluido (10) entre un orificio de entrada (16) y un orificio de salida, estando adaptado dicho orificio de entrada (16) para acoplar en comunicación de fluido con un depósito de fluido (12) del que se suministra fluido al orificio de entrada (16); (b) al menos una válvula virtual (26) influenciada y controlada solamente por un voltaje de polarización, estando dispuesta la válvula en el canal de fluido (24) para controlar el flujo de fluido a través del orificio de salida, aplicándose dicho voltaje de polarización a electrodos (42a y 42b), incluyendo dicha válvula virtual (26) un agujero que tiene un área en sección transversal suficientemente pequeña para evitar el flujo de fluido a través del agujero sin la presencia del voltaje de polarización, donde el caudal a través del agujero solamente es controlado por la magnitud del voltaje de polarización aplicado; y caracterizada por un primer sensor de presión (38) y un segundo sensor de presión (40), de los que al menos uno está dispuesto dentro del canal de fluido (24), entre el orificio de entrada (16) y el orificio de salida, produciendo dicho primer y segundo sensor de presión señales de presión primera y segunda que se emplean al detectar flujo de fluido a través de dicha estructura de control de flujo de fluido (10) en función de una presión diferencial y caracterizada porque dicho control de flujo de fluido es una función de un valor diferencial de presión de fluido dentro del canal de fluido (24).

Description

Unidad de control de flujo miniatura monolítica de alto rendimiento.
La presente invención se refiere en general a un control de flujo que incluye un sensor de flujo, y más específicamente, a un control de flujo micro/miniatura en el que se emplea un potencial eléctrico para controlar el flujo de fluido a través del dispositivo.
Antecedentes de la invención
El control de fluido en dispositivos médicos portátiles e implantadles requiere típicamente emplear técnicas adecuadas de forma única para circuitos de fluido micro/miniatura. Por ejemplo, las válvulas mecánicas o electromecánicas convencionales son demasiado grandes y frecuentemente demasiado lentas para ser utilizadas en tales aplicaciones. Otros tipos de válvulas de fluido requieren más espacio del que está disponible en circuitos de fluido micro/miniatura. Ejemplos de válvulas mecánicas y algunas de sus características y limitaciones son: válvulas accionadas de aleación de memoria de forma (accionadas por cambios de temperatura, pero sujetas a fallo por fatiga), válvulas accionadas termoneumáticamente (típicamente activadas electroquímicamente - pueden requerir varios minutos para responder y son sensibles a la temperatura), biformas (AI/Si) (problemas de fiabilidad y típicamente capaces de una carrera de menos de 1 mm), válvulas a base de Ni-Si (activadas térmicamente y típicamente capaces de una carrera de menos de 1 mm), válvulas accionadas por minisolenoide (buena fiabilidad y carrera relativamente pequeña), y válvulas electrostáticas (muy fiables y caracterizadas por corta distancia de accionamiento). Los varios tipos de válvulas mecánicas indicados anteriormente requieren un área de al menos 4 mm x 4 mm, que es mucho más de la generalmente disponible en un circuito de fluido micro/miniatura. Aunque existen válvulas micromecánicas más pequeñas que las válvulas mecánicas convencionales explicadas anteriormente, tales válvulas se diseñan típicamente para controlar el flujo de gas desplazando una membrana sobre un orificio y generalmente no son adecuadas para controlar el flujo de un líquido.
Un tipo más adecuado de válvula para aplicaciones de circuito de fluido micro/miniatura, porque requiere mucha menos área para operar, se denomina a veces una "válvula virtual". Las válvulas tradicionales tienen componentes móviles que regulan el flujo. Una válvula virtual tiene las mismas características que una válvula mecánica, a excepción de que no hay partes móviles en una válvula virtual. Las válvulas virtuales aprovechan las características microfluídicas tales como la tensión superficial o los gradientes de presión para regular el flujo de fluido. Algunas válvulas virtuales emplean una presión aplicada externamente para mover el fluido. Las válvulas virtuales de presión equilibrada también pueden emplear presión neumática externa o convertir energía cinética en presión, pero tienden a ser dependientes de la forma de canal. Las válvulas de burbujas son otro tipo de válvula virtual que están diseñadas para generar burbujas para bloquear el flujo de fluido creando gradientes de temperatura. Las válvulas virtuales de presión equilibrada cumplen la función de válvulas de retención dobles en circuitos de bombeo y pueden incluir pares de canales ahusados (con los ahusamientos dirigidos en direcciones contrarias) que tienden a permitir el flujo de fluido en una dirección, pero no en la otra. Aunque las válvulas de presión equilibrada tienen una ventaja porque no requieren partes móviles, no están libres de escapes, y el flujo de fluido no es por lo general simétrico a través de los pares de canales ahusados.
Puede ser necesario supervisar el flujo de fluido en un circuito de microfluido. Frecuentemente, debido al pequeño tamaño de los pasos en tales dispositivos, la velocidad de flujo de fluido es demasiado baja para ser medida por sensores de flujo convencionales. Por ejemplo, un sensor de flujo térmico no tiene suficiente sensibilidad para supervisar tasas de flujo inferiores a 1,0 ml/h. En algunas aplicaciones, la velocidad de flujo se mide en \mul/h, que es muy inferior al rango de los sensores de flujo mecánicos. El rango típico a plena escala para un sensor de flujo micro/miniatura es tres órdenes de magnitud más alto que la exactitud requerida. La mayoría de los sensores de flujo actualmente usados para tales aplicaciones son del tipo de sensor térmico en el que la temperatura se mide alrededor de un elemento calentado para determinar la velocidad de flujo de fluido en función de calor disipado en el fluido que fluye por el elemento. Otra técnica de medición de flujo térmico aplica pulsos de calor a un elemento dispuesto en un canal de fluido; el desplazamiento de fase de la primera armónica de los pulsos de temperatura es inversamente proporcional a la velocidad de flujo de fluido por el elemento. Los sensores de flujo a base de presión aplican el principio de Bernoulli y usan elementos capacitivos o resistivos, sensores de fuerza de arrastre, anemómetros, sensores Doppler acústicos, y sensores Coriolis. Cada tipo de flujo sensor tiene virtudes deseables, pero la mayor parte no son adecuados para verificar un flujo bajo de fluido en un circuito de fluido micro/miniatura, a causa de su falta de sensibilidad, tiempo lento de respuesta, tamaño excesivo, o porque requieren potencia excesiva.
Los sensores de burbujas también se requieren frecuentemente en bombas de infusión médicas para supervisar la calidad de líquidos infundidos a un paciente. Las técnicas usadas típicamente para detectar burbujas en una corriente de fluido detectan las burbujas detectando cambios en las señales acústicas propagadas a través del líquido, cambios de una permitividad medida a través de la corriente de líquido, variaciones en un recorrido óptico de luz, o cambios de la salida de un sensor hidrofono. No todas estas técnicas son especialmente aplicables a un circuito de fluido micro/miniatura a causa de las limitaciones de tamaño. Por ejemplo, los transductores piezoeléctricos usados para generar y recibir ondas sonoras transmitidas a través de una corriente de fluido no se producen fácilmente en tamaño micro/miniatura. Detectar burbujas por su efecto en la luz que pasa por una corriente de fluido requiere poca potencia y tiene un tiempo de respuesta rápido, pero puede no funcionar bien si el líquido es opaco. Los hidrofonos son generalmente demasiado grandes y requieren demasiada complejidad en la electrónica de soporte requerida para ser prácticos para detectar burbujas en circuitos de fluido micro/miniatura. Los sensores de burbujas capacitivos son relativamente simples, incluyendo dos chapas metálicas separadas dispuestas en lados opuestos de un recorrido de líquido en el circuito de fluido, para detectar los cambios de permitividad que se producen cuando una burbuja pasa entre las chapas.
Las aplicaciones para circuitos de control de fluido micro-miniatura incluyen aparatos médicos, tales como sistemas implantadles de dosificación e infusión de líquido y casetes de bomba, para administrar medicamentos y otros fluidos medicinales. Tales circuitos de control de fluido también son utilizables en conjuntos de tubos alimentados por gravedad para infundir líquidos al sistema cardiovascular del paciente. El tamaño de los dispositivos portátiles de este tipo que son autónomos (es decir, no acoplados a una fuente externa de fluido) es generalmente una función del tamaño del depósito de fluido que se requiere. Por ejemplo, una bomba de infusión del tamaño de un buscapersonas electrónico convencional tendrá probablemente un depósito de aproximadamente 5-20 ml. Si la bomba es el tamaño de un reloj de pulsera, su depósito contendrá aproximadamente 5 ml. Una bomba del tamaño de una moneda de cinco centavos tendrá un depósito que contendrá aproximadamente 1-2 ml. Los dispositivos de bomba implantadles o los introducidos oralmente o por inyección mediante una jeringa serán correspondientemente más pequeños y solamente capaces de administrar cantidades sustancialmente menores de un líquido.
Se puede usar varias técnicas para proporcionar un accionamiento positivo para bombear un líquido o para producir otras acciones que implican la aplicación de fuerza en un circuito de fluido micro/miniatura. Estas técnicas se basan típicamente en accionamiento térmico, accionamiento electrostático, o accionamiento magnético, pero tienden a tener inconvenientes porque requieren alta potencia (superior a 100 mW), o un voltaje relativamente alto (superior a 30 voltios) para operar. El accionamiento térmico puede lograr un cambio de fase en un material tal como una aleación de memoria de forma o cambiar la longitud de un elemento debido a expansión/contracción térmicas. Se puede emplear calentamiento resistivo para producir el cambio de temperatura. Se puede generar fuerzas electrostáticas, electrohidrodinámicas, o de electro-ósmosis aplicando un voltaje diferencial a materiales. Por ejemplo, si un material es una membrana, un elemento puente, o un voladizo, la polarización electrostática hará que el elemento se mueva con relación a un elemento opuesto al que se aplica el voltaje de polarización. En bombas que emplean electrohidrodinámica, el fluido se desplaza bajo la influencia de un campo eléctrico. Se pueden necesitar hasta 1000 voltios para energizar accionadores electrostáticos y electrohidrodinámicos, y la conductividad del fluido puede excluir el uso de electrohidrodinámica.
Los accionadores piezoeléctricos ofrecen otra opción posible, pero pueden estar limitados por las dificultades que surgen al transferir la tecnología de cerámica a películas finas como las utilizadas típicamente en circuitos de fluido micro/miniatura. Los accionadores magnéticos requieren típicamente una bobina electromagnética y también pueden requerir un imán permanente, que puede ser difícil de formar en un circuito de fluido micro/miniatura.
US-A-5 876 675 describe transporte controlado de material electrocinético con válvulas virtuales que no incluyen partes mecánicas o móviles y las válvulas se hacen con materiales y métodos utilizados en la industria de los semiconductores, por ejemplo, fotolitografía o moldeo por inyección.
Resumen de la invención
Según la presente invención, una estructura monolítica de control de flujo de fluido es como se define en la reivindicación 1.
Breve descripción de las figuras de dibujos
Los aspectos anteriores y muchas de las ventajas concomitantes de esta invención se apreciarán más fácilmente a medida que se entienda mejor por referencia a la siguiente descripción detallada, tomada en unión con los dibujos anexos, donde:
La figura 1 es una vista esquemática en sección transversal de una unidad monolítica de control de flujo de fluido dimensionada para poder inyectarse o implantarse dentro del cuerpo del paciente.
La figura 2 es una vista esquemática en planta en sección transversal de un sensor de presión capacitivo.
La figura 3 es una vista esquemática en alzado en sección transversal del sensor de presión capacitivo de la figura 2.
La figura 4 es una vista esquemática en alzado en sección transversal de una realización diferente de la unidad monolítica de control de flujo de fluido.
La figura 5 es una vista esquemática en planta de la unidad monolítica de control de flujo de fluido de la figura 4.
La figura 6 es una vista esquemática isométrica de la realización representada en las figuras 4 y 5.
La figura 7 es una vista esquemática en alzado en sección transversal de una realización diferente de la unidad monolítica de control de flujo de fluido.
La figura 8 es una vista esquemática en alzado en sección transversal de otra realización de la unidad monolítica de control de flujo de fluido.
La figura 9 es una vista esquemática en sección transversal de una porción del sistema vascular de un paciente y una jeringa hipodérmica, ilustrando la inyección de la unidad monolítica de control de flujo de fluido de la figura 1.
La figura 10 es un diagrama esquemático de bloques de componentes de la realización representada en la figura 1.
Y la figura 11 es un diagrama esquemático de bloques de componentes de cualquier realización de la unidad monolítica de control de flujo de fluido que se utiliza fuera del cuerpo del paciente.
Descripción de la realización preferida
La figura 1 ilustra un pequeño controlador monolítico de flujo (de fluido) 10 que está destinado a administrar un líquido medicinal 14. Un depósito 12 contiene un pequeño volumen del líquido medicinal y está ligeramente presionizado para proporcionar una fuerza positiva usada para administrar el fluido medicinal a un paciente después de activar el controlador de flujo 10 para permitir el flujo del líquido a través del dispositivo. Preferiblemente, el controlador de flujo 10 y el depósito 12 están dimensionados de manera que el área de cada lado, extremo, o la parte superior o inferior de la estructura general sea inferior a 100 mm^{2}. Se apreciará que dado que el controlador de flujo 10 y el depósito 12 se fabrican como una estructura monolítica, su tamaño general se puede escalar fácilmente para lograr una dimensión máxima de menos de 1,0 mm. Una aplicación ejemplar de dicho micro control de flujo de fluido se explica a continuación.
El depósito 12 se forma preferiblemente de vidrio, cerámica u otras sustancias biológicamente compatibles y está unido a la superficie exterior de una placa 18. Un orificio de entrada 16 se extiende a través de la placa 18 desde el interior del depósito 12 a un canal 24 que está dentro del controlador de flujo. La placa 18 también es preferiblemente de vidrio, cerámica, o algún otro material biológicamente inerte. El canal 24 se define en tres lados por paredes de silicio 22 y por un bloque de silicio 28, que está dispuesto en el extremo del canal 24. Una placa 30 hecha de vidrio, cerámica, u otro material biológicamente inerte adecuado forma la base del canal 24. Un bloque de telemetría, control, y potencia 32 está dispuesto debajo de la placa 30. A continuación se explican detalles del bloque de telemetría, control y potencia.
Entre el bloque 28 y la placa 30 hay una pluralidad de válvulas virtuales 26. Para controlar el flujo del líquido medicinal a través de cada válvula virtual, se aplica un potencial de polarización a través de los electrodos 42a y 42b. Este potencial de polarización es preferiblemente de 10 voltios o menos. El tamaño del agujero de cada válvula virtual 26 es inferior a 5 \mum. Para un agujero de este tamaño, la resistencia de entrada es suficientemente grande para evitar el flujo de líquido a través del agujero a no ser que se aplique un voltaje de polarización directa a través de los electrodos 42a y 42b. Cuando se aplica una polarización cero o una polarización inversa, se para el flujo de líquido a través de la válvula virtual. Sin embargo, un voltaje de polarización directa aplicado a los electrodos 42a y 42b supera la resistencia de entrada de los agujeros, permitiendo que el líquido medicinal fluya a través de la válvula virtual. Las múltiples válvulas virtuales 26 incluyen así un orificio de salida para el controlador de flujo. La magnitud del voltaje de polarización directa que se aplica a los electrodos de las válvulas virtuales controla la velocidad de flujo de líquido medicinal a través del dispositivo. El voltaje de polarización directa reduce la tensión superficial del líquido, y dicha fuerza electroosmótica se desarrolla por el voltaje de polarización que induce flujo a través de la válvula virtual.
El controlador de flujo 10 también incluye un sensor de presión 38 y un sensor de presión 40 dispuestos en dos puntos separados a lo largo del canal 24. El sensor de presión 38 detecta la presión en el canal 24 inmediatamente junto al orificio de entrada 16, mientras que el sensor de presión 40 detecta la presión en el canal inmediatamente junto a las válvulas virtuales 26. La caída de presión diferencial entre el sensor de presión 38 y el sensor de presión 40 se utiliza para determinar la velocidad de flujo de fluido a través del controlador de flujo, puesto que la velocidad de flujo a través del canal 24 es igual al producto de la presión diferencial \Deltap y la conductancia de canal C (es decir, la velocidad de flujo = \Deltap x C).
En la superficie inferior de la placa 18 en el canal 24 está dispuesto un electrodo 34. Inmediatamente enfrente del electrodo 34, en el lado opuesto del canal 24 y en la superficie superior de la placa 30 está dispuesto un electrodo 36. Los electrodos 34 y 36 se emplean para detectar variaciones de la capacitancia o permitividad del líquido medicinal que fluye a través del canal 24, para detectar burbujas en el líquido. Cuando pasan burbujas entre los electrodos 34 y 36, la capacitancia aumenta y la permitividad disminuye. Así, en respuesta a cambios de la permitividad o capacitancia, se detecta fácilmente la presencia de burbujas dentro del líquido medicinal. Cuando se detectan burbujas de suficiente tamaño/densidad para plantear un riesgo potencial para la salud si se inyectan a la corriente sanguínea del paciente, las válvulas virtuales 26 se pueden cerrar con una polarización inversa (o voltaje de polarización cero) suministrado por el bloque de telemetría, control y potencia 32.
Detalles de los sensores de presión 38 o 40 se ilustran en las figuras 2 y 3. Una cúpula de silicio 54 encierra herméticamente un electrodo 50 formado en la superficie superior de la placa 30. Una capa polimérica dieléctrica aislante eléctrico (no representada) se aplica sobre una pista conductora 52 que se extiende desde el electrodo 50 hacia fuera y más allá de la cúpula de silicio 54. Una segunda pista conductora 56 está eléctricamente en contacto con la cúpula de silicio 54 de manera que haya capacitancia entre la cúpula de silicio 54 y el electrodo 50. La capa polimérica dieléctrica aplicada sobre la pista conductora 52 evita el cortocircuito eléctrico de la cúpula de silicio. La cúpula de silicio 54 se desvía hacia el electrodo 50 en respuesta a la presión fuera de la cúpula. La deflexión de la cúpula con relación al electrodo 50 cambia la capacitancia entre los dos. Así, la capacitancia entre la cúpula de silicio y el electrodo 50 es indicativa de la presión aplicada a la cúpula de silicio por el líquido medicinal en el canal 24 con relación a la presión dentro de la cúpula de silicio.
Con referencia a las figuras 4 y 6, se ilustra un controlador de flujo 10' que no incluye un depósito integral de fluido. En cambio, el orificio de entrada 16 está acoplado a través de un tubo o de otro modo está en comunicación de fluido con un depósito separado de fluido (no representado). Sin embargo, en todos los demás aspectos, el controlador de flujo 10' es idéntico al controlador de flujo 10, como se ha explicado anteriormente.
La figura 5 ilustra otros detalles de las válvulas virtuales 26. Incrementando el número de válvulas virtuales 26 formadas en el bloque de silicio 28 como se ilustra en la figura 5, el volumen total de flujo a través del controlador de flujo 10 o 10' se puede incrementar, en comparación con el que es posible a través de unas pocas salidas de válvula virtual. Para funcionar como una válvula virtual, el área en sección transversal de cada salida de válvula virtual incluyendo válvulas virtuales 26 debe ser suficientemente pequeña para proporcionar la restricción que evite el flujo libre a través de la válvula virtual hasta que se aplique un voltaje de polarización directa a los electrodos 42a y 42b. Si se requiere menos flujo máximo, se puede emplear menos válvulas virtuales. Además, se contempla que las válvulas virtuales puedan estar selectivamente controladas independientemente para variar el flujo de fluido a través del dispositivo en una banda más amplia o con mayor resolución.
Se utiliza un acercamiento ligeramente diferente para verificar la tasa de flujo de fluido mediante la realización de un controlador de flujo 10'' ilustrado en la figura 7. Aunque el controlador de flujo 10'' se representa sin un depósito integral de fluido, se apreciará que tal depósito se puede prever, por ejemplo, como el representado en la figura 1. El controlador de flujo 10'' difiere del controlador de flujo 10' porque no incluye dos sensores de presión separados, sino que en cambio detecta la presión diferencial entre el fluido medicinal en el canal 24 y la presión de fluido en el entorno externo. Un sensor de presión diferencial 44 permite realizar esta medición de presión diferencial. El sensor de presión diferencial 44 está dispuesto en la misma posición relativa que el sensor de presión 40 en los controladores de flujo 10 y 10'. Un orificio 46 se extiende a través de la placa 30 al interior del sensor de presión 44 proporcionando comunicación de fluido entre el entorno externo y el interior del sensor de presión de manera que la deflexión de la cúpula del sensor de presión debida a la presión de fluido dentro del canal 24 represente una presión diferencial igual a la diferencia de presión P1, que está dentro del canal 24, y P2, que es la presión en el entorno externo. El producto de la presión diferencial y la conductancia de canal 24 en el sensor de presión 44 indica la velocidad de flujo de fluido medicinal a través del canal. En todos los demás aspectos, el controlador de flujo 10'' es idéntico al controlador de flujo 10'. Como el controlador de flujo 10', el controlador de flujo 10'' también incluye preferiblemente una pluralidad de válvulas virtuales 26 para controlar la velocidad de flujo de fluido a través del dispositivo en respuesta al voltaje de polarización directa aplicado a los electrodos 42a y 42b.
En la figura 8 se ilustra un controlador de flujo 10''' que es sustancialmente idéntico al controlador de flujo 10' con la excepción de que incluye un adaptador Luer 62 montado con un adhesivo adecuado 68 en el orificio de entrada 16. El adaptador Luer 62 incluye una pestaña de conexión 60 para acoplar a un adaptador Luer macho convencional (no representado) dispuesto en un tubo que está conectado a un depósito de fluido u otra fuente de fluido medicinal (no mostrados). Igualmente, un adaptador Luer 66 está fijado con un adhesivo 68 a la salida del controlador de flujo 10''' e incluye un adaptador 64 para acoplar a un conector Luer macho convencional. Aunque no se muestra en la figura 8, los sensores de presión 38 y 40 se pueden incluir para verificar la tasa de flujo de fluido en función de la presión, o el sensor de presión diferencial 44 se puede incluir dentro del canal 24 para ello. Además, los electrodos (como electrodos 34 y 36) se pueden disponer dentro del canal 24 para verificar la capacitancia o permitividad del líquido medicinal para detectar las burbujas que fluyen a través del canal. Alternativamente, los sensores de presión y los sensores de burbujas se pueden omitir del controlador de flujo 10', mientras que las válvulas virtuales 26 se incluyen para controlar la tasa de flujo de fluido mediante el controlador de flujo. Los electrodos 42a y 42b no se representan en la figura 8, pero se dispondrían dentro del dispositivo de forma parecida a la descrita anteriormente en conexión con las otras realizaciones de la presente invención. El controlador de flujo 10''' es probable que sea usado fuera del cuerpo del paciente para controlar el flujo de fluido de una bomba, o de un depósito de fluido alimentado por gravedad al cuerpo del paciente. En contraposición con los controladores de flujo 10, 10', y 10'', el controlador de flujo 10''' es probable que sea sustancialmente más grande para facilitar la unión de adaptadores Luer 62 y 66.
Como se representa en la figura 9, el controlador de flujo 10 se hace suficientemente pequeño de manera que se pueda inyectar a un vaso sanguíneo 82 del paciente mediante una aguja hipodérmica 90. La aguja 90 está conectada a una jeringa 92 y se introduce mediante la capa de la dermis 88 y a través de una pared 84 del vaso 82. El controlador de flujo es transportado en un fluido estéril y es empujado a través de la aguja 90 desde la jeringa 92 a la corriente sanguínea 86, que lleva el dispositivo a un lugar deseado en el cuerpo donde el fluido medicinal dentro del integral depósito del dispositivo es administrado al paciente.
En la figura 10 se ilustran detalles de la circuitería o telemetría y control de controlador de flujo 10. Como se representa en este figura, un control externo 100 produce (y opcionalmente recibe) una señal de radio que es recibida por (o transmitida desde) un transceptor 102 dentro del bloque de telemetría, control y potencia 32. El transceptor 102 puede recibir o transmitir una señal PCM simple modulada por código de pulsos u otra señal modulada y es alimentado por una batería de película fina 104, usando relativamente poca corriente. Puesto que el control externo 100 se dispone preferiblemente inmediatamente fuera del cuerpo del paciente, puede transmitir fácilmente señales de radio al transceptor 102 y puede recibir radioseñales relativamente débiles del transceptor. En respuesta a las señales recibidas del control externo 100 por el transceptor 102, un circuito de control 106 controla la válvula virtual en el controlador de flujo 10 para permitir el flujo de fluido y para controlar el caudal de fluido que fluye desde el controlador de flujo. Si no se transmiten datos al control externo por el dispositivo inyectado o implantado, solamente se requiere un receptor en el dispositivo. Cualquier interrupción en la distribución de la velocidad especificada de flujo de fluido desde el controlador de flujo 10 puede ser detectada por la circuitería de control 106, que hace que el transceptor 102 transmita una señal de estado al control externo 100. Por ejemplo, si se detectan burbujas en el líquido medicinal administrado al paciente por el controlador de flujo 10 haciendo que deje de administrar el líquido medicinal, la señal transmitida al control externo 100 indica el problema, lo que permite al personal médico poner remedio. Tal remedio puede implicar simplemente la introducción de otro controlador de flujo 10 dentro del sistema cardiovascular del paciente. La circuitería de control 106 también puede detectar cuándo se ha administrado al paciente todo el fluido contenido dentro del depósito de fluido a presión 12, y tal información puede ser transmitida al control externo 100 por el transceptor 102. Se contempla que el control externo 100 se pueda usar para controlar a distancia cualquier realización del controlador de flujo descrito anteriormente y para recibir datos de cualquier realización (a condición de que el controlador de flujo incluya un transceptor (o receptor), y circuitería de control), independientemente de si el controlador de flujo está implantado, inyectado, o se utiliza externamente.
En la figura 11 se ilustra el circuito de control y potencia 32' para uso en conexión con el controlador de flujo 10 o 10' cuando no es necesario realizar control remoto y/o la lectura de datos de telemetría. En esta realización, el depósito de fluido 12, u opcionalmente, el flujo de gravedad o una bomba externa de fluido proporciona la fuente de fluido administrado a través del controlador de flujo 10 o 10'. Una fuente de alimentación de batería 110 proporciona la potencia para energizar la circuitería de control 106 y mover la bomba opcional, si se usa. Además, se puede acoplar una pantalla opcional 112 a la circuitería de control para indicar la velocidad de flujo y el estado de la administración de fluido medicinal al paciente a través del controlador de flujo. La pantalla opcional 112 puede incluir una pantalla de cristal líquido u otra pantalla electrónica adecuada, cuyos detalles no se representan. El controlador de flujo usado con el circuito de control y potencia 32' es probable que sea sustancialmente más grande que el de la realización de la figura 9. Por consiguiente, será más adecuado para ser utilizado fuera del cuerpo del paciente. También se deberá observar que el controlador de flujo 10''' se puede emplear en lugar del controlador de flujo 10 o 10' en esta realización.
Aunque la presente invención se ha descrito en conexión con la forma preferida de llevarla a la práctica, los expertos en la técnica entenderán que se puede hacer muchas modificaciones en ella dentro del alcance de las reivindicaciones siguientes. Por consiguiente, no se pretende que el alcance de la invención quede limitado de ninguna forma por la descripción anterior, sino que, en cambio, se determine totalmente por referencia a las reivindicaciones siguientes.

Claims (8)

1. Una estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) incluyendo:
(a) un canal de fluido (24) que se extiende a través de la estructura de control de flujo de fluido (10) entre un orificio de entrada (16) y un orificio de salida, estando adaptado dicho orificio de entrada (16) para acoplar en comunicación de fluido con un depósito de fluido (12) del que se suministra fluido al orificio de entrada (16);
(b) al menos una válvula virtual (26) influenciada y controlada solamente por un voltaje de polarización, estando dispuesta la válvula en el canal de fluido (24) para controlar el flujo de fluido a través del orificio de salida, aplicándose dicho voltaje de polarización a electrodos (42a y 42b), incluyendo dicha válvula virtual (26) un agujero que tiene un área en sección transversal suficientemente pequeña para evitar el flujo de fluido a través del agujero sin la presencia del voltaje de polarización, donde el caudal a través del agujero solamente es controlado por la magnitud del voltaje de polarización aplicado; y
caracterizada por un primer sensor de presión (38) y un segundo sensor de presión (40), de los que al menos uno está dispuesto dentro del canal de fluido (24), entre el orificio de entrada (16) y el orificio de salida, produciendo dicho primer y segundo sensor de presión señales de presión primera y segunda que se emplean al detectar flujo de fluido a través de dicha estructura de control de flujo de fluido (10) en función de una presión diferencial y caracterizada porque dicho control de flujo de fluido es una función de un valor diferencial de presión de fluido dentro del canal de fluido (24).
2. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, incluyendo además un sensor de burbujas que incluye una primera placa (34) y una segunda placa (36) dispuestas en lados opuestos del canal de fluido (24), detectando dichas primeras y segundas chapas burbujas en un fluido que fluye a través del canal de fluido (24) en función de un cambio en la permitividad entre las placas primera y segunda.
3. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde el primer sensor de presión (38) y el segundo sensor de presión (40) están dispuestos dentro del canal de fluido (24).
4. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde el segundo sensor de presión (40) está dispuesto hacia abajo del orificio de salida.
5. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde los sensores de presión primero y segundo (38, 40) incluyen un transductor de presión diferencial que detecta una diferencia entre una presión dentro del canal de fluido (24) y una presión hacia abajo del orificio de salida.
6. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde el agujero de la válvula virtual (26) tiene una dimensión transversal en sección transversal que es inferior a 5 \mum.
7. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde el canal de fluido (24) se forma en una placa (30) de silicio.
8. La estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) de la reivindicación 1, donde la estructura monolítica de control de flujo de fluido (10) es de tamaño suficientemente compacto para implantarse en el cuerpo del paciente mediante una jeringa hipodérmica.
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