ES2230219T3

ES2230219T3 - Dispositivo portatil y autonomo de infusion de farmacos.

Info

Publication number: ES2230219T3
Application number: ES01117851T
Authority: ES
Inventors: Robert I. Connelly; Kenneth G. Powell; Charles D. Shermer
Original assignee: Becton Dickinson and Co
Current assignee: Becton Dickinson and Co
Priority date: 2000-07-31
Filing date: 2001-07-23
Publication date: 2005-05-01
Anticipated expiration: 2021-07-23
Also published as: JP4892144B2; EP1177802B1; CA2353275C; DE60105922D1; JP2002126092A; EP1177802A1; DE60105922T2; US6589229B1; CA2353275A1

Abstract

Un dispositivo autónomo y portátil para la entrega de una medicación líquida mediante la infusión continua en un paciente, que comprende: - una parte desechable (32) compuesta por un alojamiento (46, 48), un depósito (68, 70) en dicho alojamiento para contener un suministro de dicha medicación líquida y para la entrega de ésta a presión, una cánula de entrega (92) portada por dicho alojamiento, y un canal (55) de flujo para conducir dicha medicación líquida desde el citado depósito a dicha cánula de entrega; - una parte reutilizable (34) conectada de modo separable a la citada parte desechable (32), cuya parte reutilizable comprende un circuito de control (58) en bucle cerrado para mantener un flujo predeterminado de dicha medicación líquida a través del citado canal de flujo; - una válvula (36, 106) de control de flujo en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para controlar el flujo de dicha medicación líquida a través del citado canal de flujo, desde dicho depósito a lacitada cánula de entrega; - un accionador (36) en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para accionar la citada válvula de control de flujo, cuyo accionador es conectable eléctricamente a dicho circuito de control en bucle cerrado; caracterizado porque: - el depósito comprende al menos un elemento de resorte Belleville (78, 80) para presurizar la medicación líquida contenida en dicho depósito (68, 70), y - un sensor (38, 40) de flujo está dispuesto en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para detectar el caudal de dicha medicación líquida a través de dicho canal de flujo, cuyo sensor de flujo es conectable eléctricamente a dicho circuito de control de bucle cerrado.

Description

Dispositivo portátil y autónomo de infusión de fármacos.

Campo de la invención

La presente invención se refiere en general a dispositivos para la entrega de fluidos, y está relacionada particularmente con un dispositivo portátil y autónomo de infusión de fármacos, que puede ser utilizado para proporcionar a un paciente una cierta variedad de medicamentos, que incluyen la insulina, sin limitarse a ello.

Antecedentes de la invención

La diabetes es una enfermedad crónica causada por factores, tanto hereditarios como medioambientales. Se caracteriza por la incapacidad del cuerpo para controlar los niveles de glucosa. Si se deja sin tratar causa daños en los sistemas circulatorio y nervioso, y da por resultado fallos orgánicos, amputaciones, neuropatías, ceguera, y eventualmente la muerte. Se ha demostrado definitivamente que el coste de las complicaciones relacionadas con la diabetes es superior significativamente al coste de la terapia. La Prueba de Control y Complicaciones de la Diabetes (DCCT) fue un estudio de diez años en 1400 pacientes para determinar los beneficios de un control preciso de los niveles de glucosa en la sangre. El estudio demostró que dicho control preciso proporcionaba una reducción del 50% al 75% en la retinopatía, nefropatía, neuropatía, y riesgos cardiovasculares.

Hay aproximadamente 17,5 millones de personas con diabetes en los Estados Unidos y en Europa, y unos 60 millones más en el resto del mundo. Aproximadamente el 35% de estas personas usan insulina para mantener un control preciso de sus niveles de glucosa. Un control apropiado de los niveles de glucosa en la sangre mediante la inyección o infusión programadas de insulina permite una alta calidad de vida y una expectativa de ella de 35 a 40 años más a partir del diagnóstico.

En la actualidad hay dos modalidades principales de la terapia diaria de insulina. La primera modalidad incluye jeringuillas y plumas inyectoras de insulina. Estos dispositivos son de uso sencillo y de coste relativamente bajo, pero requieren una aguja para cada inyección, típicamente tres o cuatro veces al día. La segunda es la terapia de bomba de infusión, que requiere la adquisición de una bomba costosa que dura aproximadamente tres años. El coste inicial de la bomba constituye una barrera alta para este tipo de terapia. Sin embargo, desde la perspectiva del usuario, una arrolladora mayoría que han utilizado dichas bombas prefieren seguir con ellas el resto de su vida. Esto se debe a que las bombas de infusión, aunque más complejas que las jeringuillas y las plumas inyectores, ofrecen la ventaja de la infusión continua de insulina, precisión de la dosificación, y previsiones de entrega programables. Esto da por resultado un control de la glucosa más preciso y una mejora en la sensación de salud.

El paciente típico sometido a terapia intensiva se inyecta insulina para lograr un nivel básico, y luego toma bolos suplementarios de medicación antes de las comidas durante el día. Por tanto, en el programa de bombas de infusión, estas bombas imitan la programación de entrega. Hay varios medios existentes o previstos de terapia de insulina, que un paciente debe considerar.

El primero de ellos es el denominado de agentes orales, que mejoran la capacidad del cuerpo para la utilización de insulina. Compuestos típicos incluyen las sulfonilureas, biguanidas, y tiazolidinedionas. Los agentes orales son apropiados inicialmente para las diabetes de Tipo 2, cuyos cuerpos producen alguna insulina, aunque después de un cierto período de años estos pacientes necesitan en general suplementarse con insulina adicional. Para diabéticos del Tipo 1, el cuerpo no produce insulina, y estos agentes no son efectivos.

Una vez que los agentes orales ya no son efectivos, la insulina se inyecta con el uso de jeringuillas o de plumas inyectoras de insulina de dosis múltiples. La jeringuilla es el medio de entrega menos costoso, aunque muchos pacientes prefieren pagar un incremento por la conveniencia de usar una pluma inyectora de insulina.

Un reciente avance ha sido el desarrollo de insulinas de actuación extremadamente larga. Aunque las insulinas regulares tienen un tiempo de comienzo fisiológico de 10 minutos, y una actividad máxima en aproximadamente 90 minutos, las insulinas corrientes de larga acción tienen su actividad máxima aproximadamente en 8 horas. Este tipo de insulina puede ser tomado por la mañana, y puede ser acompañado con bolos adicionales en las comidas. La alternativa de tomar simplemente todo el requerimiento de insulina de una persona en una entrega básica, puede resultar para muchos terapéuticamente inadecuada. Existe la teoría de la resistencia a la acumulación de insulina, como resultado de la alta concentración de insulina en la corriente sanguínea, y que en consecuencia cantidades aún mayores de insulina son necesarias para controlar los niveles de glucosa en la sangre. Por desgracia, el perfil del bolo complementario básico da por resultado la misma alta e indeseable frecuencia de las inyecciones, típicamente de cuatro al día. La insulina de larga acción no proporciona una buena terapia para aquellos pacientes cuyos cuerpos se benefician de la insulina básica suplementaria, pero se trata de una condición temporal y simplemente retarda un régimen de inyección de insulina más riguroso, durante seis meses hasta dos años.

Dado que aumenta el interés en la terapia intensiva, los usuarios buscan típicamente bombas de insulina. Sin embargo, además de su alto coste (aproximadamente de 8 a 10 veces el coste diario de la terapia de jeringuilla), y de un tiempo de vida limitado, las bombas de insulina representan una tecnología relativamente vieja, y son de uso complicado. Igualmente, desde el punto de vista del estilo de vida, el entubado (conocido como "juego de infusión" que enlaza la bomba con el lugar de entrega en el abdomen del usuario es muy inconveniente, y las bombas son relativamente pesadas, lo que complica el hecho de tener que portarlas.

Un nuevo método de entrega de insulina, actualmente en desarrollo, es la entrega pulmonar. El principal aspecto de la entrega pulmonar es que la dosis es crítica, ya que la entrega pulmonar es relativamente ineficiente y difícil de cuantificar. Como resultado, será difícil mantener el control de los niveles de glucosa en la sangre con esta forma de entrega, aunque puede resultar muy útil un bolo suplementario en las comidas. La ineficiencia de la entrega (en la actualidad aproximadamente del 10%) eleva significativamente el coste de la terapia pulmonar. Las implicaciones de la inhalación crónica de insulina son también desconocidas.

En resumen, que los pacientes que usan agentes orales se pasan eventualmente a la insulina, y la terapia de las bombas existentes es muy costosa. El interés por una mejor terapia está en aumento, habida cuenta del crecimiento observado en la terapia de bomba, y el número en aumento de inyecciones diarias. Lo que se necesita para atender por completo este interés aumentado, es una forma de entrega de insulina que combine las características buenas de la terapia de inyección diaria (bajo coste y facilidad de uso) con las de la bomba de insulina (infusión continua, precisión en la dosificación, y previsión de entregas programables), y que se eviten las desventajas de cada una de ellas. Esto permitirá que un mayor número de pacientes tengan acceso a una terapia de insulina mejorada, con bajo coste.

Se han hecho varios intentos para proporcionar dispositivos de infusión de fármacos con carácter ambulatorio o "portátil", que sean de bajo coste y fáciles de usar. Algunos de estos dispositivos están destinados a ser parcial o totalmente desechables. En teoría, dispositivos de este tipo pueden proporcionar muchas de las ventajas de una bomba de infusión, sin el correspondiente coste e inconvenientes. Sin embargo y por desgracia, muchos de estos dispositivos no pueden proporcionar un control preciso del caudal del fármaco cuando son de precio bajo, con lo que no resultan compatibles con medicinas de dosis críticas, tal como la insulina. Además, los dispositivos que trabajan con caudales de insulina fijos pueden conseguir el objetivo del coste bajo, pero pueden requerir las inyecciones de bolos complementarios a la hora de las comidas. Por tanto, y finalmente, los dispositivos existentes no representan una alternativa óptima para las bombas de infusión.

Un dispositivo para la entrega de una medicación líquida a un paciente, que corresponde esencialmente con la primera parte de la reivindicación 1, se describe en el documento US-A-5.984.894. Este dispositivo tiene una parte duradera, que consiste en un alojamiento que contiene una unidad de control y un compartimiento para recibir una parte desechable. El compartimiento puede estar cerrado por una puerta dotada de una ventana. La parte desechable contiene un depósito de líquido, una bomba, y una batería. Un conducto de infusión se extiende desde el alojamiento hasta una aguja para su inserción en el tejido de un paciente. La parte desechable comprende una microbomba y un sensor que comprueba la presión en el conducto de la infusión. Mediante la comprobación de la presión del momento en el conducto de salida de la infusión desde una bomba volumétrica, puede ser obtenida una estimación de las condiciones del trabajo para todo el dispositivo. Las señales de la medición son transferidas desde la parte desechable a la parte reutilizable.

El documento US-A-6.074.369 describe un dispositivo para la entrega de una preparación terapéutica líquida al cuerpo de un paciente. El dispositivo cuenta con un alojamiento que contiene un depósito de líquido entre dos resortes "Belleville". Dichos resortes imponen una presión sobre el depósito de líquido para la descarga de la preparación terapéutica desde dicho depósito con un régimen relativamente constante. El régimen de descarga real no es medido.

Sumario de la invención

Un objeto de la invención es evitar las desventajas y limitaciones de la técnica anterior mediante un dispositivo de infusión de fármaco, autónomo y portátil, que sea capaz de conseguir un control del caudal preciso necesario para fármacos de dosis críticas, tales como insulina.

El dispositivo autónomo y portátil de la invención se define en la reivindicación 1.

De acuerdo con la invención, en un dispositivo autónomo y portátil para la entrega de una medicación líquida mediante la infusión continua en un paciente, que tenga una parte desechable y una parte reutilizable, el depósito situado en la parte desechable comprende al menos un elemento de resorte Belleville para presurizar la medicación líquida contenida en el depósito, y se dispone de un sensor de presión en al menos una de las partes desechable y reutilizable para detectar el caudal de una medicación líquida a través del canal de flujo, cuyo sensor de flujo es conectable eléctricamente al circuito de control de bucle cerrado dispuesto en la parte reutilizable.

En realizaciones preferidas de la invención, estructuras de válvula o bomba accionadas piezoeléctricamente son utilizadas en combinación con sensores de flujo térmico y circuitos de control de bucle cerrado, para proporcionar el deseado control del caudal. La miniaturización que es posible con cada una de estas tecnologías permite al dispositivo de infusión de fármaco tener una dimensiones muy pequeñas, de modo que pueda ser portado por un usuario con un mínimo de disconformidad y molestia, al tiempo que permite un control preciso del caudal requerido para una entrega segura y efectiva de insulina y otros fármacos. Realizaciones preferidas del dispositivo tienen una construcción de dos partes, en la que los componentes electrónicos, más costosos, están alojados en una parte reutilizable, y los componentes de entrega de fluido están alojados en una parte separable y desechable. Esto resulta ventajoso no sólo para reducir el coste efectivo del dispositivo, sino también para asegurar la esterilidad del fármaco y evitar la contaminación fluida de la parte reutilizable por confinamiento del camino de flujo de fluido en la parte desechable. Igualmente, debido a que el control del caudal del fármaco se lleva a cabo electrónicamente, es posible un control variable y/o programable sobre dicho caudal. Esto hace al dispositivo particularmente adecuado para aquellos fármacos, tales como insulina, que requieran regímenes de entrega diferentes en tiempos diferentes, y para pacientes también diferentes.

De acuerdo con la primera realización de la presente invención, un dispositivo autónomo y portátil para la entrega de un medicamento líquido mediante infusión continua en un paciente, comprende una parte desechable y una parte reutilizable, que está conectada de modo separable a dicha parte desechable. La parte desechable comprende un alojamiento, un depósito en dicho alojamiento para contener un suministro del medicamento líquido y para el suministro de éste bajo presión, y una cánula de entrega portada por el alojamiento. Un canal de flujo conduce el medicamento líquido desde el depósito a la cánula de entrega. La parte reutilizable comprende un circuito de control de bucle cerrado para mantener un flujo predeterminado del medicamento líquido a través del canal de flujo de la parte desechable. El dispositivo de infusión incluye también una válvula de control de flujo en al menos una de las partes desechable y reutilizable, para controlar el flujo del medicamento líquido a través del canal de flujo, desde el depósito a la cánula de entrega; un accionador en al menos una de las partes desechable y reutilizable, para actuación sobre la válvula de control de flujo, cuyo accionador es conectable eléctricamente al circuito de control de bucle cerrado de la parte reutilizable; y un sensor de flujo en al menos una de las partes desechable y reutilizable, para detectar el caudal de la medicación líquida a través del canal de flujo de la parte desechable, cuyo sensor de flujo es conectable eléctricamente al circuito de control de bucle cerrado de la parte reutilizable.

El depósito comprende al menos un elemento de resorte Belleville para presurizar la medicación líquida contenida en el depósito. La válvula de control de flujo puede comprender una obstrucción fija en el canal de flujo, y una membrana flexible que es mantenida en contacto con la obstrucción mediante el accionador, cuyo contacto evita el flujo de líquido a través del canal de flujo, excepto cuando el accionador es excitado por el circuito de control. El accionador comprende preferiblemente un elemento piezoeléctrico que cuando es excitado por el circuito de control, flexiona para permitir a la membrana separarse de la obstrucción, de modo que la medicación líquida pueda fluir a través del canal de flujo. El elemento piezoeléctrico es excitado preferiblemente de manera pulsatoria por el circuito de control, de modo que la válvula de control de flujo sea abierta y cerrada repetidamente en un ciclo de trabajo que mantenga un caudal medio predeterminado de la medicación líquida a través del canal de flujo. El sensor de flujo comprende preferiblemente un emisor térmico y un detector térmico, ambos en contacto térmico con la medicación líquida que fluye en el canal de flujo, con el emisor térmico situado aguas arriba del detector térmico con respecto a la dirección del flujo del líquido en el canal de flujo. Preferiblemente, al menos una pared del canal de flujo comprende una membrana flexible que forma una cara expuesta en la parte desechable, y que está puesta en contacto con la parte reutilizable cuando las partes desechable y reutilizable son conectadas entre sí. En esta realización, el accionador y el sensor de flujo pueden estar contenidos en la parte reutilizable, y pueden ser accionados a través de una membrana flexible de la parte desechable, de modo que el canal de flujo pueda quedar obturado cuando la parte reutilizable es desconectada de la parte desechable.

De acuerdo con otro aspecto de la presente invención, un sistema para la entrega de una medicación líquida mediante la infusión continua dentro o a través de la piel de un paciente, puede comprender tres componentes separados. El primer componente es una parte desechable que comprende un alojamiento, un depósito en dicho alojamiento para contener un suministro de la medicación líquida, una cánula de entrega portada por el alojamiento, y un canal de flujo para conducir la medicación líquida desde el depósito a la cánula de entrega. El segundo componente es una parte reutilizable que contiene el circuito de control eléctrico del flujo, para controlar el flujo de la medicación líquida en el canal de flujo de la parte desechable en respuesta a señales de control sin hilos. Las partes reutilizable y desechable, cuando son conectadas entre sí, constituyen un dispositivo de infusión autónomo y portátil. El tercer componente es una unidad sin hilos que está separada de las partes reutilizable y desechable. La unidad sin hilos transmite señales de control sin hilos a la parte reutilizable, para controlar el flujo de la medicación líquida en el canal de flujo de la parte desechable.

En realizaciones particularmente preferidas de un sistema de entrega de medicación líquida, de acuerdo con este aspecto de la presente invención, la unidad sin hilos transmite señales de frecuencia de radio u ópticas (infrarrojas) a la parte reutilizable. La unidad sin hilos incluye preferiblemente un teclado y un dispositivo visualizador, y puede también recibir y presentar información de estado que es transmitida por la parte reutilizable. Ejemplos de dicha información de estado pueden incluir el caudal de la medicación líquida, el tiempo que queda hasta que el depósito de la parte desechable quede vacío, la cantidad de medicación líquida que queda en el citado depósito, un aviso al usuario de que el caudal del medicamento líquido en la parte desechable es incorrecto, y una indicación del estado de la batería en la parte reutilizable.

Breve descripción de los dibujos

Los diversos objetos, ventajas, y nuevas características de la presente invención, serán comprendidos con más facilidad en la descripción detallada que sigue, leída en conjunción con los dibujos adjuntos, en los que:

- la fig. 1 es una vista en perspectiva de un dispositivo de infusión de fármaco, totalmente montado, construido de acuerdo con una primera realización de la presente invención;

- la fig. 2 es una vista en perspectiva, parcialmente despiezada, del dispositivo de infusión de fármaco mostrado en la fig. 1, con la parte reutilizable del dispositivo mostrada retirada de la parte desechable del mismo;

- la fig. 3 es una vista en perspectiva ampliada, que ilustra los componentes internos de la parte reutilizable del dispositivo de infusión de fármaco de las figs. 1 y 2;

- la fig. 4 es una vista de un despiezo de la parte desechable del dispositivo de infusión de fármaco mostrado en las figs. 1 y 2;

- la fig. 5 es una vista ampliada de un corte transversal del dispositivo de infusión de fármaco mostrado en la fig. 1, tomado el corte a lo largo de la línea 5-5 de dicha fig. 1;

- la fig. 6 es una vista ampliada de un corte transversal de una parte del área marcada con un círculo en la fig. 5, que muestra el camino de flujo del fluido como aparece cuando el elemento piezoeléctrico está desactivado;

- la fig. 7 es una vista ampliada de un corte transversal similar al de la fig. 6, que muestra el camino del flujo de fluido como aparece cuando el elemento piezoeléctrico es excitado;

- las figs. 8 y 9 son vistas de cortes transversales similares a los de la fig. 5, que ilustran el funcionamiento de un sistema de seguridad que evita el flujo de líquido a través de la parte desechable del dispositivo de infusión de fármaco, cuando la parte reutilizable no está en su sitio;

- la fig.10 es un diagrama de bloques que ilustra los principales componentes eléctricos alojados en la parte reutilizable del dispositivo de infusión de fármaco de las figs. 1 a 9;

- las figs. 11A a 11E son tablas del flujo de acciones que ilustran la secuencia de operaciones llevadas a cabo por el microcontrolador del diagrama de bloques de la fig. 10;

- la fig. 12 es una vista en perspectiva despiezada similar a la de la fig. 4, que ilustra la parte desechable de un dispositivo de infusión de fármaco construido de acuerdo con una segunda realización de la presente invención;

- la fig. 13 es una vista en perspectiva ampliada y despiezada en la que algunos de los componentes mostrados en la fig. 12 están vistos desde abajo;

- la fig. 14 es una vista ampliada del área en círculo mostrada en la fig. 13;

- la fig. 15 es una vista ampliada de un corte transversal de la bomba piezoeléctrica utilizada en la parte desechable de la realización mostrada en las figs. 12 a 14, como aparece durante el recorrido de entrada del fluido;

- la fig. 16 es una vista ampliada de un corte transversal similar al de la fig. 15, que muestra el recorrido de salida del fluido de la bomba piezoeléctrica;

- la fig. 17 es una vista de un corte transversal a través de la cubierta superior de la parte desechable de un dispositivo de infusión de fármaco, en una modificación de la realización mostrada en las figs. 12 a 16;

- la fig. 18 es una vista en perspectiva de un despiezo, similar a la de la fig. 12, que ilustra ciertos componentes de un dispositivo de infusión de fármaco, construido de acuerdo con una tercera realización de la presente invención;

- las figs. 19 y 20 son vistas de cortes transversales tomadas longitudinalmente a través del extremo de salida del canal de flujo de líquido y a través de la cánula de entrega en la realización de la fig. 18;

- la fig. 21 ilustra una unidad de programación externa sin hilos que puede ser utilizada para programar el dispositivo de infusión de fármaco de la presente invención; y

- la fig. 22 es un diagrama de bloques que ilustra los principales componentes eléctricos de la unidad de programación externa de la fig. 21.

En todos los dibujos se entiende que los números de referencia iguales corresponden a partes y componentes similares.

Descripción detallada de las realizaciones preferidas

En las figs. 1 y 2 se ilustra una primera realización del dispositivo 30 de infusión de fármaco de acuerdo con la presente invención. Dicho dispositivo 30 puede ser utilizado para la entrega de una medicación líquida, con preferencia aunque no necesariamente insulina, mediante la infusión continua dentro o a través de la piel de un paciente. El dispositivo 30 está destinado a ser utilizado por el usuario sobre la superficie de su piel, con una cánula (aguja hueca) que penetra dentro de la piel del usuario, o transcutáneamente a través de dicha piel dentro del tejido subcutáneo, Preferiblemente, su diseño es tal que el perfil del caudal de la medicación líquida es totalmente programable, y puede ser alterado por el usuario en el curso de un día. Aunque la presente invención no se limita a dimensiones específicas, el dispositivo 30 tiene preferiblemente un tamaño general (excluida la cánula de entrega y el escudo 100 de dicha cánula) con una longitud aproximada de 65 mm, una anchura de 50 mm, y una altura de 12 mm. La cánula de entrega puede ser rígida o flexible y puede tener cualquier longitud deseada, aunque típicamente dicha longitud es de entre 5 y 12 mm. El escudo 100 de la cánula puede tener una altura aproximada de 15 mm, lo que hace que la altura total del dispositivo sea 30 sea aproximadamente de 27 mm. En lugar de una cánula de entrega sencilla puede ser utilizada una pluralidad de microagujas, para la entrega de la medicación líquida a la piel del usuario. Dado que la longitud típica de las microagujas es sólo de 0,5 mm, un dispositivo 30 construido con el uso de microagujas puede tener unas dimensiones de altura no muy superiores a 12 mm. Se entiende que la expresión "cánula de entrega" aquí utilizada incluye no sólo una aguja hueca del tipo mostrado en los dibujos, sino también una o más microagujas u otras estructuras que entreguen las medicaciones líquidas a través de la piel, ya sea mediante la penetración en dicha piel o de otro modo.

El dispositivo 30 incluye una parte desechable 32 que contiene el depósito de medicamento, la cánula de entrega, un adhesivo a la piel, y el camino completo de flujo del líquido, así como una parte reutilizable 34 que comprende una batería, un "chip" o microplaqueta de control lógico, un accionador de la válvula piezoeléctrica, y un sensor de flujo. La parte reutilizable 34 se instala a presión en su sitio sobre la parte desechable 32, como se muestra en las figs. 1 y 2, sin necesidad de alineación especial o interconexiones para los caminos de flujo del fluido. Con esta configuración, el usuario puede cambiar la parte desechable cada uno o tres días, cuando su depósito interno del medicamento esté vacío, y puede instalar a presión la parte reutilizable 34 sobre una nueva parte desechable 32 para el tratamiento adecuado de la enfermedad. La parte reutilizable 34 puede ser reemplazada aproximadamente cada 30 días, o puede ser utilizada indefinidamente si su batería interna es reemplazable o recargable.

Una característica deseable del dispositivo 30 es la relación entre la parte desechable 32 y la parte reutilizable 34. Es deseable por el usuario que la conexión sea fiable, que no presente fugas, que sea estéril, que sea de funcionamiento fácil, y que la parte reutilizable no resulte contaminada con el medicamento de tal modo que afecte a su actuación. A tal fin, el dispositivo 30 de infusión de fármaco utiliza una conexión en la que el medicamento líquido nunca está en contacto con el componente reutilizable 34. Como se describe en detalle más adelante, el flujo de líquido en la parte desechable 32 es dirigido hacia un canal delgado sobre su superficie exterior, y una membrana delgada obtura el canal para servir como una pared del camino de flujo de líquido. La parte reutilizable 34 del dispositivo 30 ejecuta las funciones de detección y control del flujo a través de la membrana, sin entrar en contacto directo con el medicamento líquido.

Como se describirá, el concepto de entrega materializado en la realización de las figs. 1 y 2, es que un depósito a presión cuenta con un camino de flujo que conduce a la cánula, que penetra dentro o a través de la piel del usuario. Para controlar el caudal, un elemento piezoeléctrico convencional en forma de disco es presionado contra la membrana, y normalmente obtura el camino de flujo hasta que es aplicada una tensión a dicho elemento piezoeléctrico. Dicha tensión hace que el citado elemento se abombe o desvíe lejos del camino de flujo estrangulado, lo que permite que el medicamento líquido pase a la aguja de entrega. Mediante la aplicación repetida de la tensión al elemento piezoeléctrico y la supresión de dicha tensión del citado elemento, el dispositivo actúa de manera pulsatoria, para controlar el régimen de entrega del medicamento líquido. El ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico (es decir, la relación entre su tiempo "de conexión" y su tiempo de "desconexión") determina el caudal efectivo del medicamento líquido en el tiempo.

Para un control preciso del caudal es deseable un funcionamiento en bucle cerrado del circuito de activación del elemento piezoeléctrico. Para permitir el funcionamiento en bucle cerrado es utilizado un sensor de flujo para enviar información al controlador en cuanto al caudal que es producido en un momento dado, mediante una modulación dada del elemento piezoeléctrico. En la realización preferida, la detección del flujo es llevada a cabo por medio de una "configuración térmica". Dos estaciones a lo largo del camino de flujo están separadas entre sí una pequeña distancia. Un elemento de caldeo, controlado electrónicamente, está situado en la estación de aguas arriba, y un pequeño sensor térmico está situado en la estación de aguas abajo. La medición del caudal del medicamento líquido se hace en las siguientes operaciones: 1) el elemento piezoeléctrico se abre a su estado de "conexión", para permitir que dicho medicamento fluya con el régimen máximo permitido por la presión del momento en el depósito; 2) el elemento de caldeo es activado luego momentáneamente para "inyectar" un impulso de calor a través de la membrana y dentro del camino de flujo de líquido, y se inicia el funcionamiento de un temporizador; y 3) cuando el elemento de fluido dentro del cual fue inyectado el calor alcanza el sensor térmico de aguas abajo, el temporizador es detenido, y el elemento piezoeléctrico es cerrado. Dado que la distancia entre las estaciones de caldeo y detección es conocida, y dado que el área de la sección transversal del camino del flujo de fluido es también conocida, puede ser calculado un caudal volumétrico en base al valor del temporizador en la operación 3). En la realización preferida, el depósito del medicamento líquido es presurizado por dos resortes Belleville, diseñados para proporcionar una presión casi constante en todo el margen de lleno a vacío. Como resultado, la desviación del caudal real de conexión de lleno, es decir, el caudal de líquido que se produce cuando el elemento piezoeléctrico está totalmente abierto, a partir de su valor nominal, probablemente es pequeño. Por tanto, se precisa que el sensor de flujo trabaje sólo en un pequeño margen dinámico, para calibrar ocasionalmente el controlador a la presión real en el depósito en el momento en cuestión.

Otra característica del dispositivo 30 mostrado en las figs. 1 y 2, que se describe con más detalle más adelante, es el sistema de "seguro" con el que se inicia el flujo del medicamento líquido cuando la parte reutilizable 34 es encajada a presión sobre la parte desechable 32. Cuando dicha parte desechable 32 es proporcionada inicialmente al usuario, se ha llenado previamente con el medicamento deseado. Esto permite que el depósito presurizado esté obturado herméticamente en cuanto a exposición al medio ambiental, o a posibles fugas. Cuando la parte reutilizable 34 es encajada a presión en su sitio, una protuberancia montada elásticamente sobre la cubierta superior de la parte desechable 32, que porta una pequeña "cánula" inicial, es desviada hacia abajo, hasta que dicha cánula punza sobre una protuberancia en el borde del depósito, que contiene un material obturador elastómero. Cuando esto ocurre, la cánula inicial penetra en el depósito, y conduce el medicamento líquido a presión al camino de flujo principal del dispositivo 30 de infusión de fármaco, y dicho miembro elastómero mantiene la cánula inicial obturada y libre de fugas. La temporización mecánica de la interconexión asegura también que el elemento piezoeléctrico esté en su sitio y debidamente asentado, para obturar el canal de flujo antes de que la cánula inicial comience el flujo desde el depósito. De modo similar, si la parte reutilizable 34 es retirada durante el funcionamiento del dispositivo 30, la cánula inicial se retira del depósito y detiene el flujo antes de que el elemento piezoeléctrico pueda moverse a su posición abierta.

Otros detalles del dispositivo 30 de infusión de fármaco de las figs. 1 y 2 serán descritos seguidamente con referencia a las figs. 3 a 11. Con referencia primero a la fig. 3, la parte reutilizable 34 del dispositivo 30 se muestra en ella en vista despiezada. Un elemento piezoeléctrico 36 de tipo de disco, así como un emisor térmico 38 y un detector térmico 40, están montados en el fondo de una placa 42 de circuito impreso, de modo que quedan expuestos a través de los orificios 44 de una cubierta inferior 46 de la parte reutilizable 34. Dicha cubierta inferior 46 y una cubierta superior coincidente 48, ambas hechas preferiblemente de materiales plásticos, forman un alojamiento para la parte reutilizable 34 del dispositivo 30. El elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40, se extienden ligeramente más allá de la superficie inferior de la cubierta inferior 46. De esta manera, el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40 son colocados en contacto íntimo y forzado con la superficie superior de una membrana 50 (visible en la fig. 4) que cubre un área 52 del camino de flujo rebajada formada en una cubierta superior 54 de plástico de la parte desechable 52. Este contacto forzado permite al elemento piezoeléctrico 36 obturar un canal de flujo 55 en el área 52 del camino de flujo, hasta que el elemento piezoeléctrico es activado, para permitir que la medicación líquida de la parte desechable 32 fluya hacia la aguja de entrega. Además, el contacto forzado proporciona un camino de conducción térmica corto, de modo que el emisor térmico 38 y el detector térmico 40 puedan trabajar de manera efectiva. Otra ventaja del contacto forzado es que absorbe las tolerancias en los componentes montados, de modo que la fabricación será más robusta.

Componentes adicionales de la parte reutilizable 34 del dispositivo 30 incluyen una batería o pila 56 del tipo "de botón" y un chip o microplaqueta 58 de control lógico. El chip de control lógico 58 controla al elemento piezoeléctrico 36 en respuesta a las entradas recibidas procedentes del sensor de flujo, que comprende el emisor térmico 38 y el detector térmico 40. De este modo, el chip 58 de control lógico regula el caudal de la medicación líquida a través del canal 55 de camino de flujo de la parte desechable 32. Una segunda función del chip 58 de control lógico es proporcionar una comunicación de frecuencia de radio bidireccional sin hilos (RF) o infrarroja (IR) con una unidad de programación exterior. Esta unidad no se muestra en la fig. 3, pero será descrita en detalle más adelante referida a las figuras 20 y 21. Se entiende que la placa de circuito impreso 42 incluye caminos eléctricamente conductivos adecuados (no mostrados) para la interconexión del elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, el sensor térmico 40, la batería 56, y el controlador lógico 58.

Para ayudar al usuario a localizar y asentar la parte reutilizable 34 sobre la parte superior de la parte desechable 32, hay dispuesta una lengüeta 60 a cada lado de la cubierta inferior 46 de la parte reutilizable 34. Una de estas lengüetas es indicada con 60 en la fig. 3. Dichas lengüetas 60 sirven para situar y centrar la parte reutilizable 34 sobre el área 52 del camino de flujo de la parte desechable 32. Las lengüetas 60 son recibidas en los orificios 62 (visibles en las figs. 2 y 4) situadas a cada lado del área 52 del camino de flujo. Esta disposición sirve también para mejorar la efectividad del emisor térmico 38 y del sensor térmico 40, que constituyen el sensor de flujo de la parte reutilizable 34. Dos lengüetas 64 situadas en los lados opuestos de la cubierta superior 48 de la parte reutilizable 34 se adaptan a presión en las lengüetas coincidentes 66 de la cubierta superior 54 de la parte desechable 32 durante el montaje que efectúa el usuario, con lo que la parte reutilizable 34 queda sujeta a la parte desechable 32.

La fig. 4 es una vista de un despiezo de la parte 32 desechable del dispositivo 30 de infusión de fármaco de la fig. 1. Un depósito a presión para la medicación líquida está formado por dos membranas 68 y 70, unidas entre sí mediante obturación térmica en torno a sus bordes. Antes de que las membranas 68 y 70 sean obturadas entre sí, una pieza obturadora de tabique 72 es situada en una bolsa termoformada 74 en la membrana inferior 70. Dicha pieza de tabique 72 actúa como lugar de punción autoobturable para iniciar el flujo de la medicación líquida, como se describirá más adelante. La cámara o vejiga obturada formada por las dos membranas 68 y 70 queda retenida entre dos discos de resorte Belleville 76 y 78 unidos entre sí por los enganches rápidos 80 situados en torno a sus bordes periféricos. Debido a la forma cónica que apunta hacia dentro de los discos de resorte Belleville 76 y 78, la vejiga formada por las membranas 68 y 70 obturadas térmicamente es mantenida a una presión relativamente constante, con independencia de si está llena o vacía. Otros detalles relativos al uso de los discos de resorte Belleville en un depósito de fluido pueden ser hallados en las patentes de EE.UU. del mismo cesionario que ésta núms. 5.957.895 y 6.074.369, concedidas ambas a Burton H.Sage y Robert I.Connelly.

El camino de flujo de la medicación líquida de la fig. 4 comienza con una cánula inicial 82. Esta cánula 82 está punzada dentro de una protuberancia en la superficie interior (inferior) de la cubierta superior 54 de la parte desechable 32, justamente debajo de una entrada 84 al canal de flujo 55 formado en la superficie exterior (superior) de la cubierta superior 54, cerca de un extremo del área del camino de flujo 52. La medicación líquida fluye entonces a través del canal 55 de flujo hacia una salida 88 situada encima de un cubo 90 de cánula de entrega. El canal de flujo 55 es preferiblemente de sección transversal cuadrada, con una anchura aproximada de 0,25 mm, y una altura aproximada también de 0,25 mm. Una zona de serpentina 86 del canal de flujo 55 sirve como resistencia a dicho flujo, para limitar el caudal máximo de la medicación líquida a través del canal 55 durante los tiempos de "conexión" del elemento piezoeléctrico 36. Una cánula de entrega rígida o flexible (por ejemplo, de acero inoxidable) está punzada dentro del cubo 90 de cánula, que completa así el camino del flujo dentro o a través de la piel del usuario. Para proporcionar la cuarta pared del canal de flujo cuadrado 55 sobre la superficie superior de la cubierta superior 54, la membrana 50 está obturada sobre la totalidad del área 52 del camino de flujo por medio de un adhesivo, obturación térmica, o cualquier otro método adecuado. La membrana 50 es suficientemente delgada, flexible, y térmicamente conductiva, para permitir que el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40 de la fig. 3, ejecuten sus funciones requeridas. La membrana 50 puede consistir en cualquier material adecuado, aunque un material preferido es el policarbonato, que tiene un grosor aproximado de 0,05 a 0,08 mm.

El conjunto de depósito (que consiste en las membranas 68 y 70 y los discos de resorte Belleville 76 y 78) está encajado a presión sobre una cubierta inferior de plástico 94, y cerrada por la cubierta superior 54 para completar el montaje de la parte desechable 32 del dispositivo 30 de infusión de fármaco. Un revestimiento 96 con capas adhesivas en ambos lados es utilizado para adherir el dispositivo 30 a la piel del usuario durante un período de al menos 24 horas. La cánula de entrega 92 pasa a través de un orificio 98 en dicho revestimiento 96. Un escudo 100 de cánula es situado a presión sobre el cubo 90 de la cánula de entrega, para proteger a ésta antes del uso del dispositivo 30.

En realizaciones alternativas de la invención, la cánula de entrega fija 92 puede ser reemplazada por otra extensible y/o retraíble, como se muestra, por ejemplo, en las citadas patentes de EE.UU. núms. 5.957.895 y 6.074.369. Antes del uso del dispositivo 30, la cánula de entrega puede ser mantenida en la posición retraída dentro del dispositivo 30. Después de la fijación del dispositivo 30 a la piel del usuario, la cánula de entrega puede ser extendida manual o automáticamente, de modo que penetre dentro o a través de la piel del usuario. Después de la retirada del dispositivo 30 de la piel del usuario, la cánula de entrega puede ser retraída de nuevo, de modo que el dispositivo 30 quede dispuesto con seguridad.

Las figuras 5, 6, y 7 son vistas de cortes transversales del dispositivo 30 de entrega de fármaco montado. La fig. 5 es una vista general de un corte transversal tomado a lo largo de la línea 5-5 de la fig. 1, mientras que las figs. 6 y 7 son vistas ampliadas de cortes transversales que ilustran la manera en la que es controlado el flujo de la medicación líquida procedente del depósito a presión por el elemento piezoeléctrico 36. En particular, la fig. 6 ilustra el camino del flujo de fluido con el elemento piezoeléctrico 36 en su condición desactivada, mientras que la fig. 7 ilustra el camino de flujo de fluido con el elemento piezoeléctrico 36 activado para permitir que se produzca el flujo de la medicación líquida. Con referencia primero a la fig. 6, la medicación líquida penetra en el canal 55 del flujo por el punto 102, y sale por el punto 104. Hay una discontinuidad o presa 106 justamente bajo el centro del elemento piezoeléctrico 36. El canal 55 del flujo está cubierto por arriba por una membrana delgada 50. Todos los componentes mostrados encima de la membrana 50 pertenecen a la parte reutilizable 34 descrita anteriormente. Como se ilustra, hay un hueco 108 entre la cubierta inferior 46 de la parte reutilizable 34 y la membrana 50 en todo el espacio, excepto bajo el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40. El hueco 108 permite que el elemento piezoeléctrico 36, el elemento térmico 38, y el detector térmico 40, sean obligados a establecer contacto íntimo con la superficie superior de la membrana 50. La presencia de la presa 106 y del elemento piezoeléctrico activado 36 obligado a establecer contacto encima de aquélla, evita cualquier flujo de la medicación líquida entre los puntos 102 y 104 de la fig. 6. Sin embargo, en la fig. 7, el elemento piezoeléctrico 36 ha sido activado en respuesta a una salida de tensión procedente del chip 58 de control lógico de la fig. 3. En su condición activada, el elemento piezoeléctrico 36 flexiona hacia arriba ligeramente, como se muestra en la fig. 7. Dado que el depósito de fluido está presurizado por los discos de resorte Belleville 76 y 78 de la fig. 4, la medicación líquida en el canal de flujo 55 del lado derecho de la presa 106 de la fig. 7 se halla también bajo presión. Como resultado, cuando el elemento piezoeléctrico 26 flexiona hacia arriba, como se muestra en la fig. 7, la membrana 50 es forzada a ir hacia arriba por la presión del fluido y se separa de la presa 106. Esto produce un camino de flujo de fluido desde el punto de entrada 102 sobre la presa 106, hasta el punto de salida 104. Desde este punto 104, la medicación líquida es conducida a la cánula de entrega 92 y al interior de la piel del usuario. Como puede apreciarse en las figs. 6 y 7, la flexión hacia arriba y hacia abajo del elemento piezoeléctrico 36, en combinación con la presa fija 106, proporciona una válvula de apertura-cierre para el flujo a presión de la medicación líquida procedente del depósito.

Para proporcionar un control preciso del caudal de medicación líquida a través del canal 55, es deseable un control de bucle cerrado de la activación y desactivación del elemento piezoeléctrico 36. Esto requiere que el caudal real de la medicación líquida a través del canal 55 sea detectado mientras la válvula formada por el elemento piezoeléctrico 36 y la presa 106 está abierta (como se muestra en la fig. 7). Esto se logra por medio del sensor de flujo formado por el emisor térmico 38 y el detector térmico 40. Cuando el elemento piezoeléctrico 36 es activado para abrir la válvula, como se muestra en la fig. 7, comienza el flujo de la medicación líquida, y casi inmediatamente alcanza su valor máximo. En este punto, el emisor térmico 38 es activado momentáneamente con un impulso de corriente por el chip 58 de control lógico de la fig. 3, y se produce así una pequeña cuantía de calor que pasa a través de la membrana 50 y dentro de la medicación líquida que fluye en el canal 55. Una vez producido el impulso de calor por el emisor térmico 38, el detector térmico 40 (bajo control del chip 58 controlador térmico) comienza a buscar una abrupta aunque pequeña elevación en la temperatura de la membrana 50 adyacente al líquido que fluye. El espacio de tiempo entre el impulso de calor desde el emisor térmico 38 y su detección por el detector térmico 40 es medido por el chip 59 controlador térmico, y es representativo del caudal de la medicación líquida en el canal 55. Una tabla interna de consulta en el chip 58 controlador térmico correlaciona el retardo de tiempo medido con el caudal de la medicación líquida en el canal 55. El caudal medido es comparado luego con el valor de objetivo predeterminado, y la diferencia (si la hay), es utilizada para ajustar el ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico 36. De esta manera, el emisor térmico 38 y el detector térmico 40, no sólo pueden mantener el caudal deseado en el canal 86, sino que proporcionan también una calibración en tiempo real del dispositivo 30, con objeto de ajustar las tolerancias de fabricación y cambiar las condiciones medioambientales. El algoritmo de control de flujo utilizado por el chip 58 de control lógico utiliza el valor del caudal máximo calibrado para activar y desactivar el elemento piezoeléctrico 36 de manera pulsatoria, de acuerdo con el ciclo de trabajo calculado para obtener un caudal predeterminado, que puede tener cualquier valor deseado entre cero y el caudal máximo impuesto por la presión en el depósito y la resistencia al flujo del canal 55. El caudal predeterminado puede ser fijo, y es programado en el chip 58 de control lógico durante la fabricación, un caudal variable seleccionado por el usuario que es introducido por medio de una entrada exterior, o un caudal programado que varía automáticamente en el curso de un día. Dado que el ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico 36 puede ser variado como se desee, es posible una graduación infinita de caudales.

Las figs. 8 y 9 ilustran el funcionamiento del sistema de seguridad, que evita el flujo de medicación líquida a través del canal 55 cuando la parte reutilizable 34 no esté en su sitio sobre la parte desechable 32 del dispositivo 30. En la fig. 8, la parte reutilizable 34 es mostrada en la posición que ocupa justamente antes de ser encajada a presión en su sitio en la parte desechable 32. Una lengüeta 110 fija el extremo izquierdo de la parte reutilizable 34 bajo un resalte 112 formado en la cubierta superior 54 de la parte desechable 32. Dado que la parte reutilizable 34 es girada hacia abajo para ocupar su sitio, las lengüetas situadoras 60 de la cubierta inferior 46 de la parte reutilizable 34 se deslizan dentro de los orificios 62 de la cubierta superior 54 de la parte desechable 32. Esto sirve para alinear el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40, con el área 52 del camino de flujo. Justamente después de que el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38 y el detector térmico 40 entran en contacto íntimo forzado con la membrana 50, una protuberancia 114 hace contacto con la cubierta superior 54 cerca de la entrada 84 del canal. Una sección recortada 116 de la cubierta superior 54 (visible en la fig. 4) está definida en torno a la entrada 84 del canal, lo que permite a esta sección del área 52 del camino de flujo desviarse hacia abajo para proporcionar un efecto de resorte cantiléver o en voladizo. Una vez que la protuberancia 114 hace contacto con la sección en voladizo del área 52 del camino de flujo, el movimiento ulterior hacia abajo de la parte reutilizable 34 es impedido por la ligera fuerza de resorte que resulta de la deflexión hacia abajo de la sección en voladizo del área 52 de camino de flujo. La presión del resorte sirve a la función de proporcionar una reacción táctil al usuario al impedirse el cierre de las lengüetas 66 de encaje rápido (fig. 2), y ayuda también a empujar la parte reutilizable 34 hacia arriba y a separarla de la cubierta superior 54 de la parte desechable 32, cuando el usuario desea separar dichas partes desechable 32 y reutilizable 34. Las acciones finales que tienen lugar al empujar al controlador reutilizable a su sitio son el acoplamiento de las lengüetas 64 (visibles en las figs. 2 y 3) en los lados de la cubierta superior 48 de la parte reutilizable 34 con las lengüetas correspondientes 66 formadas sobre la cubierta superior 54 de la parte desechable 32, con lo que se fija la parte reutilizable 24 en su sitio sobre la parte desechable 32, y la deflexión simultánea de la sección en voladizo del área 52 del camino de flujo en dirección hacia abajo. Esta última deflexión hace que la cánula inicial 82 punce sobre la membrana superior 68 del depósito de líquido y el tabique 72 de autoobturación. Solamente cuando la cánula inicial 82 punza la membrana 68 y el tabique 72, puede la medicación líquida penetrar en el canal 55 de flujo. Dado que el elemento piezoeléctrico 36 está ya firmemente en su sitio contra la membrana 50 en este punto, y por tanto bloquea el canal 55 en el emplazamiento de la presa 106, la medicación líquida no puede alcanzar la cánula de entrega 92. Por tanto, el flujo de la medicación líquida está bajo control en todo momento.

Para facilitar al usuario la retirada de la parte reutilizable 34 de la parte desechable 32, las lengüetas 66 de encaje rápido son portadas por los pulsadores 118 de liberación para la retirada, como se muestra en las figs. 2 y 4. Mediante la presión en los pulsadores de liberación 118, las lengüetas 60 pueden ser desacopladas de las correspondientes lengüetas 64 en los lados de la parte reutilizable 34, lo que permite así que dicha parte 34 sea pivotada hacia arriba y retirada de la parte desechable 32, Cuando esto ocurre, la sección en voladizo del área 52 del camino de flujo salta hacia arriba a la posición mostrada en la fig. 8, con lo que ayuda a la retirada de la parte separable 38. Al mismo tiempo, el movimiento hacia arriba de la parte en voladizo del área 52 del camino de flujo hace que la cánula inicial 82 se retire del tabique 72, lo que hace que cese el flujo de la medicación líquida procedente del depósito. Esto ocurre justamente antes de que el elemento piezoeléctrico 36, el emisor térmico 38, y el detector térmico 40 pierdan la efectividad de su control. Por tanto, para cuando estos elementos ya son inefectivos, un flujo ulterior de la medicación líquida a través del canal 55 ya no es posible.

La fig. 10 es un diagrama de bloques que ilustra los principales componentes eléctricos de la parte reutilizable 34 del dispositivo 30 de infusión de fármaco. Incluidos en la fig. 10 están el elemento piezoeléctrico 36 y el controlador lógico 58 de la fig. 3, una parte del canal de flujo 55 de la fig. 4, y un programador portado manualmente 270 sin hilos para el controlador lógico 58. Asociado al canal de flujo 55 hay un emisor térmico 38 y un detector térmico 40, este último situado aguas abajo del emisor térmico 38 con respecto a la dirección del flujo de fluido. El canal de flujo 55 y sus componentes asociados se muestran esquemáticamente en la fig. 10, pero se entiende que el emisor térmico 38 y el detector térmico 40, en la realización preferida de la invención, no están presentes físicamente dentro del canal 55, sino que están separados de dicho canal 55 por la membrana 50 de la fig. 4. El emisor térmico 38, que preferiblemente es una resistencia de montaje de superficie común, es accionado de modo controlable por un circuito 128 generador de tren de impulsos, que a su vez es controlado por un microcontrolador 132. El circuito 128 generador de tren de impulsos está configurado para producir uno o tantos como cuatro impulsos de tensión de onda cuadrada de 1 a 2 segundos de duración en un 50 % del ciclo de trabajo. Para comenzar se requiere sólo un único disparo de salida procedente del microcontrolador 132. El detector térmico 40, que preferiblemente es un elemento termistor pequeño, es accionado de modo controlable por una fuente de corriente 122, de modo que produzca una tensión que sea directamente proporcional a su resistencia e inversamente proporcional a su temperatura. Esta tensión es acoplada a la entrada de filtro/amplificador 130 de paso de banda. La salida de dicho filtro/amplificador 130 de paso de banda está acoplada a la entrada de un amplificador diferenciador 131, cuya salida está acoplada directamente a una entrada del microcontrolador 132. Cualquier cambio en la temperatura del líquido que fluye en el canal de flujo 55 efectúa un cambio en la resistencia del termistor 40, y por tanto un cambio en la tensión a la entrada del filtro/amplificador 130 de paso de banda. Dicho filtro/amplificador 130 de paso de banda actúa para filtrar cualesquiera frecuencias por encima de la producida por el generador 128 del tren de impulsos, y para amplificar la señal resultante para la etapa siguiente. El diferenciador 131 producirá una señal de punta rápida a la entrada del microcontrolador 132, cuando su entrada reciba un cambio de tensión a una frecuencia que pase a través del filtro/amplificador 130 de paso de banda. El efecto general de este circuito es aplicar una señal de borde de elevación aguda al microcontrolador 132 siempre que el detector térmico 40 detecte la señal térmica del canal de flujo procedente del emisor térmico 38. En base al retardo de tiempo medido entre la activación del emisor térmico 38 y la detección de una señal procedente del detector térmico 40, el microcontrolador 132 determina el caudal volumétrico instantáneo de la medicación líquida en el canal de flujo 55. El caudal medido es comparado con el valor deseado y utilizado por el microcontrolador 132 para activar el elemento piezoeléctrico 36 con un ciclo de trabajo variable por medio de un generador 126 de tren de impulsos y un convertidor 124 de CC a CC. Dicho convertidor de CC a CC aumenta la amplitud de la tensión a la salida del generador 126 de tren de impulsos a un nivel adecuado para accionar el elemento piezoeléctrico 36.

La determinación del caudal de la medicación líquida en el canal de flujo 55 de la fig. 10 es llevada a cabo con el uso de una tabla de consulta almacenada. Un valor de retardo de tiempo medido, que representa el intervalo entre la activación del emisor térmico 38 y la detección de una temperatura del fluido elevada en el detector térmico 40, es convertido en una dirección de memoria y aplicado como entrada a un dispositivo de memoria (no mostrado) dentro del microcontrolador 132 de la fig. 10. La salida del dispositivo de memoria es el correspondiente valor del caudal del líquido, que es comparado con el valor de objetivo conocido y utilizado para aumentar o disminuir el ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico 36 como se requiera, para mantener el caudal definido por el usuario. De este modo se logra el control de bucle cerrado deseado. El valor del caudal medido puede ser utilizado también para proporcionar una alarma o salida de estado al usuario, como se expondrá más adelante en relación con el programador sin hilos 270. Típicamente, el valor del retardo de tiempo medido no coincidirá precisamente con cualquiera de los valores de referencia utilizados para acceder a los caudales almacenados en el dispositivo de memoria. En estos casos puede ser utilizado un procedimiento de interpolación lineal.

Para compilar la tabla de consulta en el primer caso, pueden ser hechas mediciones empíricas en comprobaciones de laboratorio, con el uso de una geometría de canal idéntica a la utilizada en el dispositivo 30 de infusión de fármaco. Un caudal conocido de insulina es establecido en el canal, y es obtenido un valor de retardo de tiempo por aplicación de un tren de impulsos al emisor térmico 38 y medición del tiempo transcurrido hasta que la elevación resultante en la temperatura del líquido en el canal es detectada por el detector térmico 40. Este procedimiento se repite para un cierto número de caudales (preferible y aproximadamente 10) para producir un número correspondiente de valores de retardo de tiempo. Los caudales correspondientes a estos valores son luego almacenados en el dispositivo de memoria del microcontrolador 132, en direcciones que puedan ser correlacionadas con los valores de retardo de tiempo medidos.

Como alternativa al método empírico, puede ser utilizada una fórmula matemática para relacionar los caudales con los valores de retardo de tiempo. Para ello se emplean los siguientes parámetros:

- Retardo de tiempo = La cuantía real medida del tiempo entre la iniciación de un tren de impulsos en el emisor térmico 38 y la recepción de la salida del diferenciador 131 en el microcontrolador 132. El retardo de tiempo es igual a la suma del tiempo de tránsito, retardo de conducción, y retardo de convección.

- Retardo de conducción = La cuantía del tiempo requerido para que el emisor térmico se caliente, caliente la parte de aguas arriba de la membrana 50, la parte de aguas abajo de dicha membrana 50, y el sensor térmico 40.

- Retardo de convección = La cuantía de tiempo requerido para que el calor producido por el emisor térmico 38 sea detectado por el detector térmico 40, en base a la convección dentro del líquido en el canal de flujo 55 desde la parte de aguas arriba de la membrana 50.

- Tiempo de tránsito = Un parámetro calculado que es equivalente a la cuantía de tiempo requerido para que la medicación líquida fluya físicamente desde el emisor térmico 30 hacia el detector térmico 40, con el caudal que está siendo medido.

Se supone que ambos parámetros del Retardo de Conducción y del Retardo de Convección son constantes para el dispositivo 30 de infusión de fármaco, cuando se fabrica en gran cantidad con tolerancias controladas. Estas constantes pueden ser determinadas empíricamente a partir de una muestra grande de dispositivos 30 acabados, y pueden ser utilizadas para crear la tabla de consulta de Caudales frente a Retardos de tiempo. La tabla de consulta es creada por aplicación de la siguiente fórmula matemática a los datos recogidos:

Caudal = \frac{\text{Volumen del camino de flujo entre estaciones}}{[\text{retardo de tiempo} - (\text{Retardo de conducción + Retardo de Convección})]}

Como otra alternativa, la fórmula matemática antes expuesta puede ser utilizada por el microcontrolador 132 de la fig. 10 para calcular los valores del caudal en tiempo real. Esto evitaría la necesidad de compilar y almacenar una tabla de consulta, pero daría lugar también a una mayor carga de cálculos en el microcontrolador 132 durante el funcionamiento normal del dispositivo 30 de infusión de fármaco.

Las figuras 11A a 11E son tablas del flujo de acciones que describen el funcionamiento del microcontrolador 132 de la fig. 10. La fig. 11A describe dicho funcionamiento durante la modalidad de entrega básica (por omisión) del dispositivo 30 de infusión de fármaco, mientras que la fig. 11B describe el funcionamiento del microcontrolador 132 cuando es requerido por el usuario un bolo complementario de fármaco. La fig. 11C describe una subrutina del microcontrolador que es utilizada para detección del caudal, mientras que la fig. 11D describe una subrutina del microcontrolador que es llamada cuando el usuario desea cargar un nuevo programa diario en el dispositivo 30 de infusión de fármaco. Finalmente, la fig. 11E describe una subrutina que es llamada por el microcontrolador cuando la información de estado ha de ser intercambiada entre el controlador lógico 58 y el programador 270 sin hilos manual de la fig. 20.

Con referencia primero a la fig. 11A, el microcontrolador 132 comienza la modalidad de entrega básica en el bloque 140, por iniciación del flujo de la medicación líquida en el canal 55 de flujo en un período de entre 2 y 5 segundos. En el bloque 142 es llamada la subrutina de la fig. 11C (que se describe brevemente), para medir el caudal resultante. En base al caudal medido y el requerimiento básico del momento del usuario, el microcontrolador 132 calcula en el bloque 144 el ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico 36 requerido para conseguir el caudal medio deseado. Este ciclo de trabajo es empleado luego como valor nominal, durante el paso siguiente a través de la tabla de acciones de la fig. 11A, y es ajustado en lo necesario para mantener el caudal medio en el valor de objetivo. Este procedimiento continúa indefinidamente durante el funcionamiento normal del dispositivo 30 de infusión de fármaco.

La fig. 11B ilustra el funcionamiento del microcontrolador 132 durante la modalidad de entrega de bolo complementario de fármaco. Esta modalidad puede ser disparada por el usuario antes de las comidas, o siempre que se requiera una entrega complementaria de insulina. En el bloque 146, una orden de entrega de dicho bolo complementario procedente del programador sin hilos 270 es recibida por el controlador lógico 158, lo que hace que el microcontrolador interrumpa la entrega en modalidad básica. En el bloque 148, el microcontrolador 132 modifica el ciclo de trabajo del elemento piezoeléctrico 36 al 100% de "conexión" y al 0% de "desconexión", de modo que el canal 55 de flujo está abierto continuamente. En el bloque 150, el caudal resultante en el canal 55 del flujo es medido después de un minuto, y es promediado con las mediciones anteriores. En el bloque 152, el microcontrolador 132 calcula el volumen total de la dosis del bolo complementario de fármaco que ha sido entregada hasta el momento, en base al caudal medio y el tiempo transcurrido. En el bloque 154 se hace una determinación de si la dosis completa del bolo de fármaco ha sido entregada. Si no es así, el microcontrolador retorna al bloque 150, y repite las operaciones descritas en los bloques 150 a 154. Una vez que en el bloque 154 se determina que la dosis completa del bolo complementario de fármaco solicitada por el usuario ha sido entregada, el microcontrolador pasa al bloque 156 y retorna a la modalidad de entrega básica de la fig. 11A.

La subrutina sensora de caudal llevada a cabo por el microcontrolador 132 es ilustrada en la fig. 11C. Como se indica en el bloque 158, dicha subrutina puede ser llamada por el microcontrolador 132, ya sea durante la modalidad de entrega básica de la fig. 11A o durante la modalidad de entrega de bolo complementario de fármaco de la fig. 11B. En el bloque 160, el microcontrolador 132 inicia un tren de impulsos por el generador 126 de tren de impulsos de la fig. 10. Esto hace que se genere calor en el canal 55 de flujo por el emisor térmico 38. En el bloque 162, el temporizador de flujo es iniciado en el microcontrolador 132. En el bloque 164, una salida procedente del diferenciador 131 de la fig. 10 hace que el microcontrolador 132 detenga el temporizador de flujo. En el bloque 166 es leído el valor del temporizador de flujo, que es utilizado para obtener el correspondiente valor del caudal a partir de la tabla de consulta de la memoria del microcontrolador 132. En el bloque 168, el microcontrolador 132 determina si el caudal está dentro del margen de valores contenidos en la tabla de consulta. Si es así, el microcontrolador 132 simplemente retorna en el bloque 170 a la rutina interrumpida (es decir, a la modalidad de entrega básica de la fig. 11A o a la modalidad de entrega complementaria de la fig. 11B, junto con el valor del caudal requerido por esa rutina, Sin embargo, si el caudal está fuera del margen de valores contenido en la tabla de consulta, el microcontrolador retorna en el bloque 172 a la rutina interrumpida, con una indicación de error de exceso o defecto de flujo. La indicación del error hace que el microcontrolador 132 genere una alarma para el usuario a través del programador sin hilos 270 de la fig. 10.

La fig. 11D describe una subrutina que es llamada por el microcontrolador 132 de la fig. 10, cuando el usuario desea introducir un nuevo programa de entrega de medicación líquida en el dispositivo 30 de infusión de fármaco, o actualizar el programa introducido anteriormente. En el bloque 174, la recepción de una señal de RF procedente del programador sin hilos 270 de la fig. 10 hace que el microcontrolador 132 llame a la rutina. En el bloque 176, el nuevo programa de entrega es recibido procedente del programador sin hilos 270, y es introducido en la memoria del microcontrolador 132. En el bloque 178, el microcontrolador 132 retorna a la rutina (típicamente la rutina de modalidad básica de la fig. 11A o a la rutina de modalidad de bolo complementario de fármaco de la fig. 11B) que fue interrumpida por la subrutina de la fig. 11D.

La fig. 11E ilustra una subrutina que es llamada por el microcontrolador 132 para intercambio de información de estado con el programador sin hilos 270 de la fig. 10, En el bloque 180, la recepción de una señal de RF procedente del programador sin hilos 270 hace que el microcontrolador 132 llame a la subrutina. Esta señal puede ser el resultado de una entrada del usuario, o puede ser producida de modo periódico y automático por el programador sin hilos 270, sin acción alguna por parte del usuario. En el bloque 182, el microcontrolador 132 hace que el controlador lógico 58 cargue la información de estado y las indicaciones de error (alarma) hacia el programador sin hilos 270. Una vez completado el procedimiento, el microcontrolador 132 pasa al bloque 184 y retorna a la rutina que fue interrumpida cuando fue llamada la subrutina de la fig. 11B.

En la realización de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E son posibles varias modificaciones. Por ejemplo, el elemento piezoeléctrico 36 puede ser cambiado de posición, de la parte reutilizable 34 del dispositivo 30 de infusión de fármaco a la parte desechable 32 (por ejemplo, por unión del elemento 36 a la superficie superior de la membrana 50). Igualmente, el emisor térmico 38 y el sensor térmico 40 pueden estar formados como películas o capas (por ejemplo, pantallas de seda o similar) directamente sobre la membrana 50. Por ejemplo, mediante la formación del emisor térmico 38 y del sensor térmico 40 sobre el lado inferior de la membrana 50, pueden ser colocados en contacto directo con la medicación líquida en el canal 55 de flujo, y pueden ser accionado así más eficientemente. Como otra modificación, detectores térmicos adicionales 40, tanto aguas arriba como aguas abajo del emisor térmico 38, pueden ser añadidos para mejorar la calidad de la señal por anticipación de cambios en las condiciones de temperatura ambiental. Las figs. 12 a 17 ilustran la parte desechable de un dispositivo 200 de infusión de fármaco, construida de acuerdo con una segunda realización de la presente invención. Esta realización difiere de la primera, de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E en la manera en que es aplicada la fuerza motriz a la medicación líquida para su entrega. En la primera realización es utilizado un depósito con fuerza de resorte aplicada exteriormente, para presurizar dicha medicación líquida. El líquido presurizado pasa entonces a través de una válvula piezoeléctrica que es modulada con control electrónico para producir un caudal controlado. Por el contrario, en la realización de las figs. 12 a 17, no se precisa un depósito presurizado. La fuerza motriz para la medicación líquida es proporcionada por una microbomba, que comprende dos partes de plástico moldeadas por inyección, dos membranas, y un elemento piezoeléctrico accionado por control electrónico. Como en la primera realización, una parte reutilizable (no mostrada en las figs. 12 a 17 pero exteriormente similar a la parte reutilizable 34 de la fig. 2) que contiene los componentes electrónicos requeridos, es proporcionada como unidad separada, que encaja a presión en su sitio sobre la parte desechable que contiene la medicación líquida. Esto evita la necesidad de obturar el camino del flujo de líquido y elimina el riesgo de fugas o de contaminación de la medicación líquida. Los únicos materiales en contacto con la medicación líquida son, como antes, partes de plástico o membranas. La realización de las figs. 12 a 17 es similar también a la realización anterior, en la que es empleado el sensor de flujo térmico para permitir un control de bucle cerrado del caudal del líquido a través de la cánula de entrega. El sistema de control electrónico para la segunda realización de las figs. 12 a 17 (y para la tercera realización de las figs. 18 y 19, que se describe seguidamente) no se describe aquí en detalle, pero se entiende que es similar a la de las figs. 10 y 11A a 11E.

La fig. 12 es una vista de un despiezo del dispositivo 200 de infusión de fármaco de acuerdo con la segunda realización de la presente invención. Las partes del dispositivo 200 que son similares o idénticas a las del dispositivo 30 de la primera realización, son designadas con las correspondientes referencias numéricas (con la indicación prima añadida). Varias características únicas de la segunda realización pueden ser observadas en la fig. 12. La primera, a diferencia del dispositivo 30, es que el dispositivo 200 de la fig. 12 utiliza un conjunto de depósito que consiste sólo en las membranas 68' y 70', y no incluye los discos de resorte Belleville 76 y 78. Dado que el depósito no está a presión, no se precisan dichos discos Belleville 76 y 78. Por la misma razón, no se requiere el área de serpentina 86 del canal 55 de flujo del dispositivo 30 en el canal 55' de flujo del dispositivo 200. Finalmente, el dispositivo 200 difiere del último dispositivo 30 en que incluye una cubierta superior 54' modificada, que coopera con una membrana de válvula 202 y un cuerpo 204 de válvula inferior. Estos dos componentes, en combinación con el lado inferior de la cubierta superior 54' actúan como cuerpo de válvula superior, y forman una microbomba que es accionada por un elemento piezoeléctrico (no mostrado en la fig. 12) situado en la parte desechable del dispositivo 200.

Como en la realización anterior, la medicación líquida está contenida en un depósito formado por las membranas 68' y 70', que están obturadas entre sí con un tabique o tapón separador 72' entre ellas. Una cánula inicial 82' está unida con resina epoxídica a un cubo de la cubierta superior 54', y perfora el tapón 72' para iniciar el flujo de la medicación líquida hacia un canal 55' en la superficie superior de la cubierta superior 54'. El canal 55' de flujo está obturado en su parte superior por una membrana 50, y porta la medicación líquida que rebasa el sensor de flujo de la parte reutilizable, como en la realización anterior. En el extremo opuesto de la cánula inicial 82', el canal 55' de flujo comunica con un orificio 206 formado verticalmente a través de la cubierta superior 54'. El orificio 206 está alineado con un orificio 208 algo mayor 208 formado en la membrana 202 de la válvula. La medicación líquida pasa a través de los orificios alineados 206 y 208 y entra en un extremo 210 del canal de entrada 212 formado en la superficie superior del cuerpo de válvula inferior 204. Después de pasar a través de un par de válvulas de retención (que se describen brevemente), la medicación líquida fluye a través de un canal de salida 214 en el cuerpo de válvula inferior 204, y sale a través de la cánula de entrega 92'. La cánula de entrega 92' es portada por un cubo 216 de cánula que se extiende de modo integral desde la parte inferior del cuerpo de válvula inferior 204. Los canales de entrada y de salida 212 y 214 están abiertos por la parte superior, pero están cerrados por la membrana de válvula 202 en la condición montada del dispositivo 200.

La fig. 13 ilustra la cubierta superior 54' la membrana de válvula 202, y el cuerpo de válvula inferior 204, como aparecen vistos desde abajo. Preferiblemente, estos tres componentes están sujetos entre sí mediante soldadura de láser, de modo que se creen una obturaciones muy seguras y libres de fugas. La fig. 14 es una vista ampliada del área rodeada por un circulo marcada en la fig. 13, que ilustra las válvulas de retención de aguas arriba y de aguas abajo 218 y 220, formadas en la superficie inferior de la cubierta superior 54'. Unos orificios de flujo 222 y 223 taladrados con láser están formados en la membrana 202 de válvula, y están centrados sobre las válvulas de retención 218 y 220, respectivamente.

El funcionamiento de las válvulas de retención 218 y 229 durante los recorridos de admisión y salida de la bomba se ilustran en las figs. 15 y 16. Para comprender estas figuras, ha de señalarse que el elemento piezoeléctrico 36' en esta realización, está incluido preferiblemente en la parte desechable del dispositivo 200, en vez de en la parte reutilizable. Con esta modificación se hace posible unir la superficie inferior del elemento piezoeléctrico 36' a la superficie superior de la membrana 50', que a su vez permite que el elemento piezoeléctrico 36' obligue a la membrana 50' a desplazarse en sentido hacia arriba o hacia abajo. Esto permite que las válvulas de comprobación 218 y 220 trabajen de la manera ilustrada en las figs. 15 y 16, como se describe más adelante. Unos contactos de metal alineados (no mostrados) pueden estar dispuestos en las partes desechables y reutilizables del dispositivo 200, para proporcionar continuidad eléctrica entre el elemento piezoeléctrico 36' y el circuito de accionamiento en la parte reutilizable del dispositivo 200. Como alternativa a colocar el elemento piezoeléctrico 36' en la parte desechable, puede ser situado en la parte reutilizable (como en la realización ilustrada en las figs. 1 a 10 y 11A a 11E) y adherido temporalmente a la superficie superior de la membrana 50' cuando las partes desechable y reutilizable están acopladas entre sí, por ejemplo por medio de una capa de pegamento o una película de aceite viscoso.

Visto lo anterior pueden ser explicados ahora los recorridos de admisión y de salida de bomba de las figs. 15 y 16. Durante el recorrido de admisión de la fig. 15, el elemento piezoeléctrico 36' es activado y se comba hacia arriba, empujando hacia arriba la membrana 50' sobre la cubierta superior 54'. Esto crea un vacío bajo la membrana 50', que es transmitido a las válvulas de retención 218 y 220 a través de los orificios 224 y 226 taladrados con láser, respectivamente, formados en la cubierta superior 54'. En la válvula de retención 220 de aguas abajo, que está situada más próxima a la cánula de entrega 92', la membrana 202 de válvula es empujada hacia arriba. Esto sirve para obturar el orificio 223 de flujo contra el asiento 228 de la válvula de retención 220 de aguas abajo. Al mismo tiempo, el vacío tira de la membrana 202 de válvula hacia arriba, lejos del asiento 230 de la válvula de retención 218 de aguas arriba, lo que permite que la medicación líquida pase a través del orificio 222 de flujo de la válvula de retención 218, desde el canal de entrada 212. El flujo de la medicación líquida pasa a través de la válvula de retención 218 de aguas arriba, a través del orificio 224 taladrado con láser, y dentro de la cavidad formada bajo el elemento piezoeléctrico 36' y la membrana 50'. En este punto, el recorrido de admisión termina, y comienza el recorrido de salida. La tensión de accionamiento del elemento piezoeléctrico 36' concluye, y dicho elemento se colapsa a estado plano, con lo que se crea una presión elevada en la cavidad rellena de líquido bajo la membrana 50'. Esta presión es transmitida a las válvulas de retención 218 y 220 a través de los orificios 223 y 226 taladrados con láser. En el lado de entrada, la presión elevada fuerza a la membrana 202 de válvula contra el asiento de válvula 230, y evita que la medicación líquida fluya de vuelta al depósito. En el lado exterior, la presión hace que la membrana 202 de válvula se separe del asiento 228 de válvula, y con ello abre el camino de flujo a través de la membrana 202 de válvula hacia el canal de salida 215, el cubo 215, y la cánula de entrega 92'. En este punto, el recorrido de salida se completa, y puede comenzar un nuevo recorrido de admisión. Durante cada ciclo de admisión y salida, una cantidad de medicación líquida es entregada al usuario a través de la cánula de entrega 92'.

La fig. 17 es una vista de un corte transversal a través de la cubierta superior 54'' de una versión modificada de la realización mostrada en las figs. 12 a 16. En esta versión, el depósito de líquido 232 es creado por una única membrana 234 obturada en torno a su perímetro 236 contra el interior de la cubierta superior 54''. El depósito es llenado a través de la entrada 237 de relleno de autoobturación. El camino del flujo de líquido comienza en el orificio pasante 238 y comunica con un canal 240 formado bajo la membrana superior 50'' de la cubierta superior 54''. El flujo de la medicación líquida sigue entonces al interior de la microbomba, a través de la membrana de válvula (no mostrada en la fig. 17 debido a la escala de los dibujos, pero situada entre la cubierta superior 54'' y el cuerpo de válvula inferior 204'') y el cuerpo de válvula inferior 204'' como se ha descrito anteriormente. La cánula de entrega 92' de la fig. 12 está unida con resina epoxídica al cubo 216'', y recibe el flujo de medicación líquida directamente desde la microbomba. Como en la realización de las figs. 12 a 16, el elemento piezoeléctrico 36'' puede estar fijo permanentemente a la superficie superior de la membrana 50'' (con lo que forma así una porción de la parte desechable del dispositivo de infusión), o puede estar adherida temporalmente a la membrana 50'' sólo cuando las partes desechable y reutilizable del dispositivo de infusión están acopladas entre sí (con lo que resulta una porción de la parte reutilizable, como en la realización ilustrada en las figs. 1 a 10 y 11A a 11E).

Las figs. 18 y 19 ilustran un dispositivo 250 de infusión de fármaco construido de acuerdo con una tercera realización de la presente invención. Esta realización es similar a la de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E en que se basa en el uso de un depósito a presión para contener la medicación líquida y para la entrega de ésta a presión a través del canal 55'' de flujo. El depósito no se muestra en la vista despiezada de la fig. 18, pero se entiende que es similar al utilizado en la primera realización como se ilustra en la fig. 4. No mostrados tampoco en la fig. 18 (pero incluida en el dispositivo 250) están la cubierta inferior 94, el revestimiento 96 y el escudo 100 de la cánula de la fig. 4.

La diferencia principal entre la realización de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E, y la realización de las figs. 18 y 19 es la manera en la que las fuerzas piezoeléctricas son utilizadas para controlar el flujo de la medicación líquida a presión a través del canal 55'' de flujo. En la realización de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E, un elemento piezoeléctrico sencillo 36 de tipo de disco actúa como accionador de válvula para controlar el flujo de la medicación líquida en el canal 55 de flujo por intermedio de la membrana 50 y la discontinuidad 106 del canal como se muestra en las figs. 6 y 7. En la realización de las figs. 18 y 19 es utilizada una estructura de válvula modificada, y el elemento piezoeléctrico 36 de tipo de disco es reemplazado por un accionador piezoeléctrico en voladizo 252. Dicho accionador 252 está sujeto por un extremo 254 al lado inferior de la placa 42' de circuito impreso de la parte reutilizable, y queda libre por su extremo opuesto 256. La estructura resultante es capaz de mayor deflexión y de mayor fuerza de accionamiento en su extremo libre 256 de lo que es posible con un simple elemento piezoeléctrico de tipo de disco, lo que permite presiones de trabajo más altas. Durante el funcionamiento del dispositivo 250, el extremo libre 256 del accionador en voladizo 252 se desvía hacia arriba y hacia abajo con respecto a la membrana 50'' bajo el control del chip 58' controlador lógico.

Las figs. 19 y 20 son vistas de cortes transversales tomadas longitudinalmente a través del extremo de salida del canal 55'' de flujo de la fig. 18, e ilustran la manera en la que el accionador piezoeléctrico 252 en voladizo controla el flujo de la medicación líquida dentro de la cánula 92'' de entrega. Como se ilustra, en la membrana 50'' hay formado un orificio 258 en alineación con el orificio de la cánula de entrega 92'. El extremo proximal de la cánula de entrega 92' se extiende hacia arriba, a través del cuerpo 204' de válvula (que en esta realización no tiene función de válvula y actúa simplemente como soporte para la cánula de entrega) y de la cubierta superior 54'', y termina a un nivel ligeramente por encima de la superficie superior de la membrana 50''. Un disco elastómero 260, hecho de caucho de látex o similar, es estirado sobre el extremo abierto de la cánula de entrega 92'', y está unido por su periferia a la superficie superior de la membrana 50''. La combinación del disco elastómero 260 y la membrana circundante 50'' crea una obturación térmica para el camino de flujo de fluido. La acción del extremo libre 256 del accionador piezoeléctrico 252 en voladizo al presionar el disco 260 de látex estirado contra el orificio sin punta en la parte superior de la cánula de entrega 92'', produce una función de válvula. En la condición mostrada en la fig. 19, en la que el accionador 252 piezoeléctrico en voladizo no está activado, la válvula es cerrada. Cuando el accionador piezoeléctrico en voladizo 252 es activado, su extremo libre 256 es desviado hacia arriba, y la presión del fluido en el canal 55'' del flujo (debida al depósito a presión) hace que el disco de látex 260 se expanda hacia arriba y se separe de la abertura superior de la cánula de entrega 92''. La válvula se abre así, y la medicación líquida fluye desde el canal 55'' al interior de la cánula de entrega 92''. Como en la realización de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E, el ciclo de trabajo del accionador piezoeléctrico 252 en voladizo impone el caudal de la medicación líquida a través del canal 55'' de flujo y de la cánula de entrega 92''.

Otras modalidades de actuación son posibles con la disposición mostrada en las figs. 19 y 20. Por ejemplo, si el accionador piezoeléctrico 252 en voladizo es del tipo que responde a tensiones de accionamiento tanto positivas como negativas, una tensión constante de pluralidad adecuada puede ser aplicada para forzar al extremo libre 256 del accionador contra el disco de látex 250 durante los períodos en que se desee mantener la válvula en posición cerrada. La tensión pueden entonces ser invertida para abrir la válvula.

La fig. 21 ilustra la configuración externa de un tipo de una unidad de programación externa sin hilos 270, que puede ser utilizada para programar el dispositivo de infusión de fármaco de la presente invención. Aunque el dispositivo de infusión de fármaco ilustrado en la fig. 21 es el dispositivo 30 de las figs. 1 a 10 y 11A a 11E, se entiende que el programador 270 puede ser utilizado también en relación con la realización de las figs. 12 a 17 y la realización de las figs. 18 a 20. En la realización ilustrada, el tamaño físico del programador 270 es similar al de una calculadora de bolsillo o un asistente digital personal (PDA). Como en el caso de estos dispositivos, el programador 270 incluye un teclado numérico 272 y una pantalla de visualización 274 de tipo de cristal líquido (LCD). Suponiendo que el dispositivo 30 se utilice para infusión de insulina, el usuario puede utilizar el programador 270 para establecer, cambiar, o programar el caudal de insulina de acuerdo con las necesidades del usuario. Por ejemplo, como en el caso de las bombas de insulina adquiribles comercialmente, puede ser seleccionado un caudal básico del orden de 0,2 a 5,0 unidades por hora. A la hora de las comidas, el programador 270 puede disponerse para entregar un bolo complementario de fármaco con un caudal de 1,2 milímetros por hora. La pantalla de visualización 274 proporciona una confirmación visual de la información tecleada por el usuario, y presenta también la información de estado relativa al funcionamiento del dispositivo 30. Los datos de glucosa pueden hallarse también en el programador 270, como resultado de haber sido transmitidos electrónicamente o introducidos en dicho programador 270, creados en él, o tecleados por el usuario para ser introducidos en el citado programador. Los datos de entrada de carbohidratos del usuario pueden ser tecleados también en el programador 270. En base al historial de entrega de insulina y de los datos de glucosa, el programador 270 puede presentar dosis sugeridas de bolos complementarios de fármaco y/o cambios en el régimen básico del usuario. y éste puede aceptar o rechazar están sugerencias como desee.

El programador 270 comunica sin hilos con el controlador reutilizable 34 del dispositivo 30 de infusión de fármaco, tal como por métodos de comunicación de radiofrecuencia (RF) o infrarroja óptica (IR). Estos métodos son bien conocidos en la técnica y no necesitan ser descritos en detalle. La transmisión de RF resulta ventajosa ya que no requiere línea de visión directa, y puede tener lugar a través de las prendas que porte el usuario. Sin embargo, la transmisión de RF está sujeta a ciertas normas de uso, y es algo más sensible a las interferencias procedentes de fuentes parásitas, a menos que se adopten precauciones (tales como codificación digital). La transmisión de IR es menos susceptible de interferencias y está sometida a menos normas de uso, pero no puede penetrar a través de las telas o tejidos y requiere línea de visión directa entre le programador 270 y el dispositivo 30 de infusión de fármaco. El acoplamiento inductivo es otro método que puede ser utilizado para proporcionar comunicación sin hilos entre el programador 270 y el dispositivo de infusión 30. En los casos en los que la comunicación sin hilos no sea necesaria o deseada, puede ser utilizada una configuración de "estación de empalme", y puede tener lugar comunicación con hilos entre el programador 270 y el dispositivo 30 de infusión a través de contactos eléctricamente conductivos.

Como se ilustra en la fig. 21, la comunicación entre el programador 270 y el dispositivo 30 de infusión de fármaco es preferiblemente bidireccional. Esto permite que el programador 270 transmita ajustes de caudal y otras órdenes al dispositivo 30 de infusión de fármaco, y que dicho dispositivo 30 transmita la confirmación de estos ajustes y órdenes al programador 270, para impedir la posibilidad de actuaciones erróneas debido a errores en la comunicación. El enlace de retorno de comunicaciones permite también que la unidad 30 de infusión de fármaco transmita información de estado de vuelta al programador 270, de modo que puede ser presentada al usuario en la pantalla de visualización 274. Dicha información de estado puede incluir el caudal real de insulina en el dispositivo 30, el tiempo o la cantidad de fluido que queda antes de que el depósito de la parte desechable 32 se queda vacío, las alarmas de exceso o defecto en el flujo, condición de batería baja en el controlador reutilizable 34, y tipos de información similares.

La fig. 21 es diagrama de bloques que ilustra los principales componentes eléctricos del programador 270 de la fig. 20. Estos componentes incluyen el teclado 272 y el visualizador LCD 274 citados anteriormente, un microcontrolador 276 para controlar el funcionamiento del programador 270, y una interfaz 278 de RF (o de IR, si así se desea) para comunicar con el controlador lógico 58 de la fig. 10. La interfaz 278 puede proporcionar también comunicación sin hilos con un ordenador personal exterior (PC), que permita al usuario descargar y/o cargar programas de entrega de insulina, datos de glucosa, datos de carbohidrato, y programas lógicos. Opcionalmente, el programador 270 puede incluir también (o puede estar conectado a) un glucómetro de banda convencional 280 para obtener datos de la glucosa de la sangre del usuario y aplicar los datos como entrada al microcontrolador 276, para visualización y/o tratamiento ulterior. Con entradas directas de los niveles de glucosa en la sangre del usuario, el programador 270 y el dispositivo 30 de infusión pueden trabajar en modalidad de "bucle cerrado", que ajusta automáticamente el caudal de insulina necesario para mantener los niveles de glucosa en la sangre del usuario dentro de límites fijos.

La configuración y el diseño del programador 270 puede adoptar un cierto número de formas diferentes. Funcionalmente, puede servir sólo como programador para el dispositivo 30 de infusión de fármaco, o puede servir como programador y como medidor integral de la glucosa de la sangre, como antes se ha expuesto. En el último caso, el programador puede ser empacado con un dispositivo de lanceta, para conveniencia del usuario. El programador 270 puede estar diseñado también para uso con una estación de empalme, de modo que pueda comunicar con el ordenador de mesa o el portátil mediante conexión con hilos. Alternativamente, el mismo enlace de comunicación de RF o IR que es utilizado para comunicar con el dispositivo 30 de infusión puede ser utilizado también para comunicar con el ordenador del usuario, si dicho ordenador está equipado adecuadamente. Si se desea, el programador 270 puede ser reducido de tamaño, de modo que pueda ser portado en una cartera o bolsa de cinturón, al igual que es portada una pequeña agenda. Son posibles otras reducciones de tamaño, al de una tarjeta de crédito, billetero, llavero, reloj de pulsera, etc.

Además de la funciones básicas requeridas para controlar y comprobar el dispositivo 30 de infusión de fármaco, el programador 270 sin hilos puede estar dotado de otras capacidades útiles para el usuario. Por ejemplo, el programador 270 puede almacenar registros de alarma o datos de glucosa introducidos manualmente por el usuario. El programador 270 puede estar diseñado también para ayudar al usuario en la cuenta de carbohidratos, alimentación media, dirección de patrones, cálculos de dosis de insulina y recomendaciones, avisos para tratamiento con niveles de glucosa en la sangre bajos o elevados, y otros conceptos similares. El programador 270 puede incorporar también un reloj, calendario, programador, y otras funciones asociadas normalmente al Asistente Digital Personal (PDA).

En lugar de disponer un programador especializado 270, las funciones de éste pueden ser llevadas a cabo por un PDA adquirible comercialmente. Ejemplos de PDAs adecuados incluyen el Palm Pilot^{TM}, adquirible en la 3M Corporation de Santa Clara, California, y el PDA Visor^{TM}, adquirible en Handspring, de Mountain View, California. Dispositivos de interfaz de IR de finalidad general, y programas lógicos correspondientes están ya disponibles en los citados fabricantes (así como en fuentes de minoristas), y pueden ser utilizados para establecer comunicación bidireccional entre el PDA y el dispositivo 30 de infusión de fármaco. Alternativamente, si se desea comunicación de RF, puede ser diseñado un módulo especializado que puede ser enchufado en un PDA existente. Una ventaja del uso del PDA portátil como programador 270 es que existen ya muchos tipos diferentes de módulos de programas lógicos y accesorios de equipos físicos para estos tipos de dispositivos. Aunque están destinados a uso general, estos módulos y accesorios pueden ser adaptados a los requerimientos de la presente invención. Desde el punto de vista del usuario, el uso de un PDA es ventajoso debido a que puede servir no sólo como programador 270 para el dispositivo 30 de infusión de fármaco, sino también como asistente digital de finalidad general.

Aunque se prefiere un programador sin hilos 270 para uso en la presente invención, ello no es esencial. En algunas situaciones puede ser preferible emplear un programador 270 que esté conectado al dispositivo 30 de infusión de fármaco por medio de un enlace manual con cable, tal como la disposición de estación de empalme antes citada. Este enlace puede ser temporal o permanente, y ofrece la ventaja de eliminar virtualmente cualquier posibilidad de interferencia en las comunicaciones entre el programador 270 y el dispositivo 30 de infusión de fármaco. Se apreciará también que en algunas disposiciones de puesta en práctica de la presente invención, el programador 270 puede ser eliminado totalmente, o algunas o todas sus funciones pueden ser incorporadas a la parte reutilizable 34 del dispositivo 30 de infusión de fármaco.

Aunque la presente invención se ha descrito con referencia a ciertas realizaciones preferidas de ella, se entiende que no se limita a los detalles de dichas realizaciones. En el curso de la anterior descripción se han descrito varias sustituciones y modificaciones, y son posibles otras más. Por ejemplo, el medidor integral de glucosa en la sangre puede estar incorporado a la parte desechable del dispositivo 30 de infusión. Igualmente, mediante la inversión de la dirección del flujo de líquido dentro de la parte desechable 32, el dispositivo 30 puede ser utilizado para muestrear o comprobar muestras de sangre a analizar, en vez de para la infusión de medicamentos líquidos. Otras posibles sustituciones y modificaciones serán apreciadas por los expertos en la técnica.

Claims

1. Un dispositivo autónomo y portátil para la entrega de una medicación líquida mediante la infusión continua en un paciente, que comprende:

- una parte desechable (32) compuesta por un alojamiento (46, 48), un depósito (68, 70) en dicho alojamiento para contener un suministro de dicha medicación líquida y para la entrega de ésta a presión, una cánula de entrega (92) portada por dicho alojamiento, y un canal (55) de flujo para conducir dicha medicación líquida desde el citado depósito a dicha cánula de entrega;

- una parte reutilizable (34) conectada de modo separable a la citada parte desechable (32), cuya parte reutilizable comprende un circuito de control (58) en bucle cerrado para mantener un flujo predeterminado de dicha medicación líquida a través del citado canal de flujo;

- una válvula (36, 106) de control de flujo en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para controlar el flujo de dicha medicación líquida a través del citado canal de flujo, desde dicho depósito a la citada cánula de entrega;

- un accionador (36) en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para accionar la citada válvula de control de flujo, cuyo accionador es conectable eléctricamente a dicho circuito de control en bucle cerrado;

caracterizado porque:

- el depósito comprende al menos un elemento de resorte Belleville (78, 80) para presurizar la medicación líquida contenida en dicho depósito (68, 70), y

- un sensor (38, 40) de flujo está dispuesto en al menos una de dichas partes desechable y reutilizable, para detectar el caudal de dicha medicación líquida a través de dicho canal de flujo, cuyo sensor de flujo es conectable eléctricamente a dicho circuito de control de bucle cerrado.

2. Un dispositivo según la reivindicación 1, en el que dicha válvula (36, 106) de control de flujo comprende una obstrucción fija (106) en dicho canal de flujo (55), y una membrana flexible (50) que es mantenida en contacto con dicha obstrucción por el citado accionador (36) para evitar el flujo de líquido a través de dicho canal de flujo, excepto cuando dicho accionador es activado por el citado circuito de control.

3. Un dispositivo según la reivindicación 2, en el que dicho accionador (36) comprende un elemento piezoeléctrico que cuando es activado por dicho circuito de control, flexiona para permitir que dicha membrana (50) se separe de la citada obstrucción (106), de modo que la medicación líquida pueda fluir a través de dicho canal (55) de flujo.

4. Un dispositivo según la reivindicación 3, en el que dicho elemento piezoeléctrico (36) es activado de manera pulsatoria por el citado circuito de control, de modo que la válvula de control de flujo es abierta y cerrada repetidamente en un ciclo de trabajo que mantiene dicho caudal medio predeterminado de la citada medicación líquida a través del canal de flujo.

5. Un dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 4, en el que dicho sensor de flujo comprende un emisor térmico (38) y un detector térmico (40) en contacto térmico con la medicación líquida que fluye por dicho canal (55) de flujo, cuyo emisor térmico está situado aguas arriba de dicho detector térmico con respecto a la dirección del flujo de líquido en dicho canal de flujo.

6. Un dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 5, en el que al menos una pared de dicho canal de flujo (55) comprende una membrana flexible (50) que forma una cara expuesta de dicha parte desechable (32), que es puesta en contacto con dicha parte reutilizable (34) cuando dichas partes desechable y reutilizable son conectadas entre sí, y en el que dicho accionador (36) y el citado sensor (38, 40) de flujo están contenidos en la parte reutilizable (34), y trabajan a través de dicha membrana flexible (50) de la citada parte desechable, de modo que el citado canal (55) de flujo puede permanecer obturado cuando dicha parte reutilizable es desconectada de la citada parte desechable.