CN104918651B - 吸入设备、控制方法和计算机程序 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了使用用于将药物剂量释放到流动通道(10)中的电驱动振动元件(14)和用于启动/停止振动元件的控制器(26)的吸入设备。传感器布置(18，22)能够在通过流动通道的吸入流动和呼出流动之间进行区分，以帮助形成用户的呼吸模式的模型。设备可以从所有年龄的患者可靠地检测吸入流动模式。

Description

吸入设备、控制方法和计算机程序
本申请要求2013年3月15日提交的US 61/792607和2013年11月29日提交的US 61/910179的优先权的权益。
本发明涉及吸入设备，尤其但不排他地涉及干粉药物的吸入。
已知类型的干粉药物吸入设备包括具有一组泡罩的泡罩包装，该组泡罩每个都包括一剂粉末药物。在“剂量推进”步骤中推进泡罩包装。
当前可用的吸入设备缺乏确保释放的剂量由患者根据需要吸入的能力：更具体地，当前可用的设备无法将剂量推进和输送机构适当地耦合至相关触发信号。
因此，所需要的是改进的药物输送设备，借此，这种设备响应于触发而输送合适剂量的治疗药物。尤其需要的是，响应触发(诸如吸入，例如，如通过连接至吸入器的面罩检测的吸入)的设备。理想地，这种设备最小化或者减少治疗药物的错误释放。
本发明由权利要求限定。
根据本发明，提供了用于通过流动通道从容器向患者输送粉末药物的吸入设备，所述吸入设备包括：
电驱动的振动元件；
用于启动/停止振动元件的控制器；以及
传感器布置系统，包括物理地布置为面向吸入气体以生成吸入流动信号的第一传感器以及物理地布置为面向呼出气体以生成呼出流动信号的第二传感器，
其中控制器适合于处理吸入流动信号和呼出流动信号，以生成用于控制振动元件的操作时序的触发信号。
通过在吸入气体和呼出气体进行区分，可以构造更精确地表示用户的呼吸模式的函数。该函数可以随后用于提供用于控制振动元件的触发点。例如，振动元件包括压电振动器。
使用的传感器系统允许吸入器检测呼吸开始时出现的非常低的流动速率，并且在患者以潮汐方式自发地呼吸时控制药物输送。吸入检测系统可以适合于范围从新生儿到成人的患者的使用。
设备的容器可以包括泡罩包装，并且设备还可以包括泡罩推进机构。随后还可以基于触发信号控制该泡罩推进机构。
第一传感器和第二传感器可以各自包括自加热的热敏电阻传感器。这些热敏电阻传感器检测冷却的水平，该水平取决于经过传感器的气体流动。
优选地用恒定电流偏置第一传感器和第二传感器，以便维持温度高于周围环境(具体地如在设备的工作温度范围内指定的最高周围温度)。以这种方法，可以一直检测冷却的度数。例如，可以用恒定电流偏置热敏电阻器以便维持温度高于大约50℃。
设备优选地具有电路或者处理器，该电路或者处理器组合来自第一热敏电阻器和第二热敏电阻器的信号并且将那些信号放大以生成指示气体流动方向的信号。
例如，可以从吸入流动传感器信号与呼出流动传感器信号之间的差导出该方向信号。可以将该差放大以提供方向信号。气体流动方向的演变提供涉及用户的呼吸流动速率的时间信息，其可以用于构造呼吸流动速率函数。
设备还可以包括用于处理来自第一热敏电阻器的信号以生成与气体流动成比例的流动信号的电路或者处理器。可以从吸入气体流动信号和吸入气体流动信号的关于时间的导数的组合导出该流动信号。可以在组合两个信号之前，赋予导数信号更强的加权。
设备还可以包括用于将信号从吸入热敏电阻器去耦以生成指示工作温度的信号的电路或者处理器。
控制器还可以包括用于处理流动信号和方向信号以生成相应的基线信号以及提供基线校正的流动信号和方向信号的电路或者处理器。
这使得能能够实施补偿函数以及基线跟踪。可以用第一时间常量操作基线跟踪，使得基线定义为紧接着跟踪的函数，同时等待吸入。当检测到吸入时可以使用较慢的第二时间常量，使得基线在发生吸入呼吸时更慢慢地跟踪流动信号和方向信号。在吸入和呼出之后可以随后重新开始紧密的基线跟踪。
控制器优选地适合于处理基线校正的流动信号和方向信号以生成流动函数，以及由流动函数生成触发信号。以这种方法，由已经在基线跟踪之后导出的流动函数获得触发信号，使得流动函数中的变化可以可靠地和迅速地检测吸入呼吸。
本发明还提供控制用于通过流动通道从容器向患者输送粉末药物的吸入设备的方法，该方法包括：
使用面向吸入气体的第一传感器生成吸入流动信号；
使用面向呼出气体的第二传感器生成呼出流动信号，
处理吸入流动信号和呼出流动信号以生成用于控制电驱动的振动元件的操作时序的触发信号，该振动元件用于将药物释放到流动通道中。
该方法利用对吸入和呼出气体流动的测量以提供设备空气通道中的气体流动的重建。这随后用于控制剂量输送的时序。
生成吸入流动信号和生成呼出流动信号可以各自包括测量冷却热敏电阻传感器的度数，以及该方法包括用恒定电流偏置热敏电阻器以便维持温度高于周围环境。
可以组合第一热敏电阻器信号和第二热敏电阻器信号以生成指示气体流动方向的方向信号，以及可以处理来自第一传感器的信号以生成与气体流动成比例的流动信号。流动信号还可以用于导出指示工作温度的信号。
方法还可以包括处理流动信号和方向信号以生成相应的基线信号，以及使方向信号和流动信号适配以提供基线校正的流动信号和方向信号。该基线校正仅使能要检测的信号中的显著期望的变化，例如减小错误的触发。
方法还可以包括：
获得导数信号，该导数信号是关于基线校正的方向信号的时间的导数；以及
创建表示通过流动通道的气体流动的多项式函数，该多项式函数具有包括多个基线校正的方向信号的项、包括多个基线校正的流动信号的项以及包括多个导数信号的项。
该多项式函数是用于表示空气通道中的流动的三项多项式。
随后从多项式函数导出触发信号。触发信号用于在唤醒吸入器之后检测到第一有效吸入时发起剂量推进功能，或者在剂量推进之后进行触发时以及贯穿整个给药期时启动振动元件以输送药物粉末的喷发。
本发明还提供计算机程序，该计算机程序包括计算机程序代码，所述计算机程序代码适合于在所述程序在计算机上运行时执行本发明的方法的步骤。
现在将参考附图详细地描述本发明的示例，其中：
图1示出了本发明的设备中使用的传感器布置的示例；
图2示出了传感器如何装配到具有面罩的吸入设备的流动通道布置中；
图3示出了用于生成吸入信号的电路。类似的电路用于生成呼出信号；
图4示出了用于从吸入和呼出信号生成流动方向信号的电路；
图5示出了用于从吸入信号生成温度测量值的电路；
图6示出了用ESD二极管对吸入和呼出热敏电阻器进行保护；
图7是示出了室温下的流动和方向信号的时序图；
图8是示出了在3度下的流动和方向信号的时序图；
图9是示出了在40度下的流动和方向信号的时序图；
图10是示出了在各种温度下的一个吸入器的流动和方向信号的时序图；
图11示出了可以使用的温度补偿传递函数；
图12用于解释可以如何使用基线估计器信号；
图13示出了针对工作温度、流动速率和呼吸速率的范围的触发点(即，当致动振动元件以释放剂量时)处的流动速度；
图14示出了针对工作温度、流动速率和呼吸速率的范围的触发延迟点；
图15示出了针对不同温度的触发流动速率；以及
图16是用以图示形成流动函数的本发明的方法的第一流程图；
图17是用以图示控制剂量喷发的本发明的方法的第二流程图；以及
图18示出了由系统使用的不同信号之间的关系，包括FLOW信号和DIR信号，另外以及TRIGGER信号。
本发明提供了使用用于将药物剂量(典型地粉末药物剂量)释放到流动通道中的电驱动振动元件和用于启动/停止振动元件的控制器的吸入设备。传感器布置能够区分通过流动通道的吸入流和呼出流，并且帮助形成用户的呼吸模式的模型。本发明可以包括软件，该软件包括当检测有效呼吸时使能触发药物释放的合适机构的呼吸验证算法。以这种方式，本发明可以拒绝不必要的触发并且排斥错误输入(诸如不相关的设备移动)。
吸入设备可以例如使用泡罩包装，其中泡罩定位在释放位置处并且随后被打开，并且释放内容物。该内容物的释放例如部分地由用户在泡罩上的吸入导致的气体流动引起，而且压电振动布置用于帮助将泡罩内容物排空到气体流动通道中，该气体流动通道通向设备的药物输送孔。压电致动与“剂量喷发”相对应，在“剂量喷发”期间药物将要被吸入。
剂量推进机构和压电振动布置的操作的时序对于确保释放的剂量由患者根据需要吸入以及控制输送至患者的剂量非常关键。
具体地，设备应当在患者每次通过连接至吸入器的面罩吸入时输送粉末药物的喷发，并且应当避免药物的错误释放。
本发明因此涉及由吸入设备执行的剂量输送功能的时序的控制。其尤其涉及用户的每次吸入呼吸的时序的可靠检测。
图1示出了本发明的设备中使用的传感器布置的示例。
示出了存在于吸入设备的进气端口与向患者输送药物的开口之间的流动通道10。患者可以例如戴面罩。沿着通路10的气体流动是被动的，即由患者的吸入和呼出所引起。在沿着通路10的点处，粉末药物被引导到通路中以用于由患者吸入。为了该目的，以如12的简化示意形式示出了药物输送胶囊的泡罩包装，以及压电振动器14用于帮助将打开的泡罩排空到流动通道中。振动器的操作时间称为“剂量喷发”。泡罩包装由如嵌齿轮16示意性示出的驱动机构推进。驱动机构的操作称为“剂量推进”。
适合于与本发明一起使用的压电振动器、驱动机构和药物胶囊的描述为本领域技术人员已知。药物典型地从泡罩胶囊释放到给药室中，药物从该给药室夹带到通路10中的气体流动中。
提供了传感器布置，包括以面向吸入气体流动20的热敏电阻器形式的吸入流传感器18和以面向呼出气体流动24的热敏电阻器形式的呼出流传感器22。
提供控制器26用于启动和停止振动元件14，并且还控制驱动机构驱动机构16。控制器使用流动传感器信号来在通过流动通道10的吸入流和呼出流之间进行区分。如图所示，控制器接收传感器信号，并且向驱动机构16和振动器元件14提供控制信号。
尽管显示为独立单元，但是控制器可以集成到安装有传感器18、22的印刷电路板27上，该印刷电路板27被垫圈28密封到空气通道壁中。
将药物输送到气体流动通道中的位置可以在感测布置的位置之前或者之后。
图2以横截面示出了吸入器设备内安装的传感器布置。吸入流显示为箭头20，其通向面罩30。示出了传感器头18、22、压电振动器14和垫圈28以及给药室29。
传感器提供吸入检测系统。通常，该系统设计成满足下列一般要求和设计方针：
-当通过吸入器的流动通道的吸入气体流动超过最小流动速率时，使能剂量推进和给药喷发的触发。该最小流动速率典型地为0.2-5LPM(公升每分钟)，优选地大于0.5LPM，但是该目标可以根据要治疗的患者群体而改变。在一些应用中，将上限设置在触发必须发生的流动速度上也可以是合乎需要的。
-能够以儿童和成人呼吸遇到的流动速率和潮气量操作。
-独立于流动通道的流动阻力的操作。
-在医院或者家庭中找到的典型环境条件中操作。
-吸入检测子系统部件的成本必须足够低以允许充分包装商用产品的单位成本。
-一个或者多个传感器不应该要求相对于面部特征的精确放置。
-用于检测气体流动的一个或者多个传感器不能阻碍气体流动或者药物输送。
-不能在呼出气体流动存在于吸入器的流动通道时触发吸入器功能。
-不能在给药之前在吸入器的例程处理期间触发。
-尽管要求辨别气体流动方向，但是不要求测量呼出流动速度。
为了提供气体流动感测，在吸入器流动通道10内部放置两个小的热敏电阻器18、22(0402表面安装技术包装)。如上所述，物理地布置传感器，使得一个面向吸入气体以及另一个面向呼出气体。如可以在图2中看到的，由于热敏电阻传感器的非常低的热质量和将气体流动集中在传感器区域中的流动通道的相对小的横截面面积，传感器系统被选择和设计为固有地对低流动速率敏感。用恒定电流偏置两个热敏电阻器，使得它们维持比周围环境高的温度(典型地，50℃至55℃以保证在高于40℃的典型最高指定工作温度至少10℃下进行操作)。
气体流动暂时冷却热敏电阻器，其中在面向气体流动的瞬时方向的任何一个热敏电阻器上发生显著冷却效应，并且电阻中产生的变化被检测为热敏电阻器两端电压的变化。由于恒定电流偏置，因此热敏电阻器端子电压由于气体流动而增大，并且电压增大与气体流动速率成比例。
因此，热敏电阻器被有效地配置为热线风速计。
传感器的吸入侧上的热敏电阻器靠近尖端放置以提高冷却效应，而呼出侧上的热敏电阻器被偏移以将热敏电阻器与由吸入传感器生成的热量部分地去耦。这在图1中示出。
由吸入器的主电路板中包括的运算放大器电路生成信号：
(i)将两个热敏电阻器信号组合并且放大以生成指示气体流动方向的信号(表示为“DIR”信号)。
DIR＝10*(吸入电压-呼出电压)
(ii)将吸入热敏电阻器信号放大以生成吸入电压信号(在下面的图中称为“INHALE_A”)。该信号的时间导数形成并且与原始信号组合，以导出与气体流动速率(“FLOW”)成比例的流信号：
FLOW＝(50*吸入电压的导数)+吸入电压
(iii)吸入热敏电阻器信号被DC耦合以生成指示工作温度的信号(表示为“TEMP”)。
工厂校准建立与23℃±2℃的已知环境温度相对应的基线TEMP信号电平。
图3示出了用于生成吸入信号INHALE_A并且提供热敏电阻器偏置的电路。类似的电路用于生成呼出信号。
将电流从高压轨(3.6VA)驱动通过吸入热敏电阻器18。热敏电阻器具有两个端子，INHALE_A和INHALE_B。INHALE_A端子用作由另一个电路处理的输出端子。
选择热敏电阻器18的100Ω的低电阻，使得其可以由小的电流注入自加热。热敏电阻器是NTC(负温度系数)，其中电阻随着温度增加而下降。当对热敏电阻器施加电流时，该热敏电阻器由于其小的尺寸和NTC性质而快速地升温并且快速地与其周围环境建立热平衡。自加热的NTC热敏电阻器将一直处在比周围环境高的温度下。
在设计的一个示例中，将热敏电阻器加热至大于环境温度大约5-20度(优选地10-18度，以及最优选地大约15度)的温度。在某些实施例中，热敏电阻器具有大约50℃的恒定温度，使得它们将由于一直小于大约40℃的吸入气体或者呼出气体而一直被冷却。
输入电位分频器设置电路的DC工作点。
电路由恒定电流源拓扑中的运算放大器32组成(即，在输出处具有晶体管34)。
前馈电阻器40根据输出INHALE_A处的电压稍微地改变偏置点。如果输出电压高于运算放大器32的非反相输入处的初始值，则输出电压上拉非反相输入电压。
当存在检测的气体流动时，热敏电阻器电阻迅速地改变并且引起所有节点电压的变化。
存在正反馈效应和负反馈效应，它们一起具有下列效应：在输出INHALE_A处，电压开始从输出传播至放大器的非反相输入，然后再次回到输出，直到电路稳定为止。
当热敏电阻器18由气体流动冷却时，其电阻增大。由于恒定电流源拓扑，这进而增大INHALE_A处的电压。该电压由电阻器40耦合至非反相输入。这进而提高INHALE_A处的输出电压。这是正反馈环路的形式。
由于输出INHALE_A处较高的输出电压，热敏电阻器接收较大偏置电压并且这引起较大的电流流动。这进而引起较大的功率耗散并且最终增大热敏电阻器温度。由于该加热，热敏电阻器电阻减小，并且因此INHALE_A电压下降。这完成负反馈环路。
两个反馈机构共同工作以稳定温度并且控制电路的响应特征。
由于热敏电阻器由于气流的瞬时冷却，该硬件控制算法过度补偿温度的降低以加速温度恢复。
将呼出热敏电阻器22放置在图3中示出的相同电路中以生成呼出信号EXHALE_A作为其输出。呼出热敏电阻器具有两个端子EXHALE_A和EXHALE_B。
图4以运算放大器差分放大器的形式示出了流动方向放大器电路，该放大器电路从吸入信号减去呼出信号，使得流动方向可以反馈至控制器。
电路包括运算放大器42，该运算放大器42接收对非反相输入的吸入信号和对反相输入的呼出信号。10的增益由10kΩ的输入电阻器44和100kΩ的反馈电阻器46提供。这实现流动方向函数DIR＝10*(吸入电压-呼出电压)。
在电路的输出处示出了低通滤波器。
电路的输入还具有偏置布置47以将输出集中在期望电平(诸如1.5V)处。
图4的差分放大器拓扑返回吸入流与呼出流之间的差。如果发生强流，则吸入传感器和呼出传感器两者由于传感器附近的湍流而经历冷却效应。然而，面向气流的传感器将经历最大的冷却效应并且产生最大量的电压输出。因此，吸入传感器输出与呼出传感器输出的差表示流动方向。
图5示出了用于从放大的吸入信号INHALE_A生成FLOW信号以及温度信号TEMP的流动放大器电路。这些FLOW和TEMP信号一起可以被认为是“吸入通道”。
该流动放大器电路返回流动传感器的温度TEMP作为具有增益为1的DC幅度以及返回流动幅度作为具有增益为50的上升沿幅度(AC)信号。
RC电路50提供INHALE_A信号的差分。该差分由电容器提供的AC耦合实现，其中在该示例中时间常量为1s。
DC桥51导出INHALE_A信号的DC分量。DC桥包括晶体管对53和输入电阻器54。当电阻器两端的电压差很大时，晶体管对53箝位电阻器54两端的电压。电阻器因此起电压控制的电阻的作用。当电阻器54两端的电压VR54很大时，电阻由于晶体管箝位降低至零欧姆。当电压很小时，电阻变为1兆欧姆。
电路包括运算放大器52，该运算放大器52具有负反馈放大以及以增益50放大差分的(AC耦合的)INHALE_A信号并且将其与来自吸入传感器的DC路径信号组合。
该电路提供对偶行为：当INHALE_A与输出之间的DC差很大时，电路抵消任何差。同时，该电路允许AC幅度放大50倍。
DC桥电路51在升高的DC电压处产生虚拟接地，该升高的DC电压等于INHALE_A的DC分量。该电路在没有将导致时间延迟引起的不精确性的大的时间常量的情况下这样做。在上电之后，电路51在不到0.1秒内稳定，使得在0.5秒的设备预热时间内确保硬件精确性。此后，电路变为虚拟接地。
放大器52将51的输出和电路50的输出的50倍相加并且在电路输出处提供其输出。
电路的AC输出是上面概述的FLOW值：
FLOW＝(50*吸入电压的导数)+吸入电压
电路的DC输出是温度值TEMP。随着环境温度改变，用恒定电流偏置的加热的热敏电阻器的端子电压INHALE_A改变。因此，热敏电阻器电压与热敏电阻器附近的空气的周围温度相关。DC电压通过TEMP信号反馈到控制器，使得由于热敏电阻器的温度的增益漂移可以被校正。
以这种方法，实现函数FLOW函数：因此，FLOW信号将吸入传感器信号DC和其放大的时间导数组合。
向模拟-数字转换器提供图4和5的电路的输出，用于在数字域中进一步地处理。可以将它们多路复用在一起以用于供应给数字信号处理器(DSP)。
图6显示吸入和呼出传感器端子由ESD齐纳二极管60保护。
图7示出了在室温下具有5LPM气体流动阶跃输入的传感器信号。曲线70示出了来自呼吸速度计的真实气流信号。曲线72示出了FLOW信号以及曲线74示出了DIR(方向)信号。
图像的底部部分是图像的顶部部分的部分的放大版本。
图8示出了具有相同5LPM气体流动阶跃输入但是在3℃下的相同信号组。注意，由于来自自加热热敏电阻器上的冷的周围空气的较强冷却效应而较大的FLOW和DIR信号幅度。
图9示出了具有相同5LPM气体流动阶跃输入但是在40℃下的相同信号组。注意，由相对于温暖的热敏电阻器的温暖的周围环境引起的减小的冷却效应而较小的FLOW和DIR信号幅度。
图10示出了用相同吸入器单元在不同工作温度(15度、24度和30度)下捕获的典型DIR和吸入通道信号。三个吸入通道信号(即，AC信号FLOW+TEMP)标记为INH_15、INH_24和INH_30，以及三个DIR信号标记为DIR_15、DIR_24和DIR_30。注意DC偏移和信号幅度两者随着温度的移位。信号“气流”示出了真实气流。
如上所述，整个检测系统的输出是软件触发，该软件触发向吸入器系统软件发送信号以执行两个不同动作中的一个：
(i)当触发是唤醒吸入器之后检测的第一有效吸入时发起泡罩带剂量推进；或者
(ii)当在剂量推进之后触发以及贯穿给药期时，激励压电换能器，用于输送粉末喷发。
吸入检测系统误差可以分成下面列出的两个主要类型。开发期间的设计验证测试用于表明通过使用一系列模拟呼吸测试情况使这些类型的误差的发生最小化。
(i)在错误的时间处发生触发；即，当提供除了指定的流动传感器范围内的吸入以外的条件，诸如呼出、过度的吸入器动作或者触发流动传感器电压太高或者太低时。
(ii)当存在有效呼吸时不发生触发。
在错误时间处触发的潜在危险包括：
(i)通过呼出从流动通道入口喷射粉末药物的可能性。
(ii)由于沉降在流动通道或者面罩中没有被适当吸入的粉末引起的无效给药。
(iii)在打算完成给药期之前暴露剂量(如果发生非预期的剂量推进)，通过净化引起浪费的剂量。
不通过有效呼吸触发的潜在危险包括：
(i)完全不能给药。
(ii)需要更多的吸入(更多时间)完成全剂量。
(iii)不能在剂量超时发生之前完成剂量，引起通过净化而浪费的剂量。
(iv)在药物粉末不能由患者适当吸入的时间点处喷射药物粉末。
吸入检测算法利用三项多项式以基本上“重建”由双热敏电阻传感器感测的实际流动速度。算法的输入是上面描述的流动方向(DIR)和流动幅度/工作温度(FLOW和TEMP)信号。
算法设计成未必‘如实地重现’输入流动信号，而是：
在低流动水平下具有较高灵敏度，使得可以在呼吸周期的早期检测吸入呼吸；
使对正向吸入转变的响应时间最小化；
具有可变增益，使得低流动比高流动放大得更多。由于初始吸入时间是主要关注，因此在较高流动速率下不需要流动速度估算的精确性。使对正向吸入转变的响应时间最小化；
提供周围温度补偿；以及
通过不再强调流动的呼出部分的重现来简化算法(这通过最小化多项式中的项数量降低算法复杂性)。
使用增益补偿机制来提高操作的可靠性。在用高DC电压进行的偏置下的热敏电阻器具有较低增益。因此，应当用较高增益补偿该操作。相反地，在用低DC电压输出进行的偏置下的热敏电阻器具有较高增益。因此，应当用较低增益补偿该操作。因此，期望根据操作点进行增益补偿。
可以定义固有增益(intrinsic gain)值，例如：
IntrinsicGain＝0.2731*(FLOWDC23C-3273)+515.2
在该关系中，FLOWDC23C是在工厂的23℃校准条件下的FLOW信号DC幅度的校准值。
总的说来，下列方程式是表示通道中的流动的输出多项式方程：
Flow(t)＝(A*DIR)+(B*dDIR/dt)+(C*FLOW)
当将温度增益和固有增益应用于该函数时，导出下列多项式项的表达式，该表达式表示在所有条件下的流动输出：
A＝Gain1*TempGain*IntrinsicGain
B＝Gain2*TempGain*IntrinsicGain
C＝Gain3*TempGain*IntrinsicGain
值TempGain是温度增益补偿因子，以及值IntrinsicGain是上面定义的固有的、工厂设置的增益补偿因子。
温度增益补偿因子TempGain定义为：
TempGain＝Gain*(FLOWDCAV-FLOWDC23C)
其中Gain是传感器的增益传递函数，
FLOWDCAV是当前FLOW信号DC幅度的平均值。注意通过数字信号处理获得该平均值。
通过示例的方式，恒定增益值可以是：
Gain1＝4
Gain2＝16
Gain3＝4
如上面定义的：
DIR＝图4的流动方向放大器的输出的AC部分；
dDIR/dt＝DIR信号关于时间的第一导数；
FLOW＝图5的流动放大器的输出的AC部分。
如上所述，周围温度可以由图5的电路的输出处的吸入通道信号的DC部分导出。DC电压分量与周围温度间接地相关。给定吸入传感器实际上被加热到大约50℃的事实，其温度不会是周围温度。然而，在给定周围温度下，吸入通道热敏电阻器将被加热到对应的唯一值。基于表征数据，可以从热敏电阻器温度推断周围温度。
为了提供温度补偿，已经在5℃至40℃的扩展温度范围上对设备进行了评估。
已经在扩展的温度范围上使用标准流动速率测量了传感器电压输出。根据数据，已经产生了补偿传递函数(称为“要应用的相对增益”)。如图11所示(不按比例)，补偿传递函数由集中在23℃处的两段分段线性函数近似。这是要应用于未补偿的传感器输出的相对增益值。
在23℃以上，传感器对气流较不敏感(较低增益)，因此应用较高补偿增益。在23℃以下，传感器对气流更敏感(较高增益)，因此应用较低补偿增益。温度补偿的目标是在整个工作温度范围内维持相对恒定的增益。以这种方法，针对给定呼吸的信号处理算法的输出在给定工作温度范围上保持恒定。
图11显示值“要应用的相对增益”值是温度相关的。如用于上面的表达式中的传感器的值“增益”的传递函数是图11的倒数，使得“增益”*“要应用的相对增益”＝1。
以这种方法，在流动函数Flow(t)中考虑工作温度。在下面对基线跟踪函数进行描述，该基线跟踪函数还跟踪温度补偿的函数。
在处理传感器数据并且基于当前工作温度应用温度补偿之后，产生流动速率相关的信号Flow(t)。在该点处，可以对该信号应用简单触发阈值检查以设置近似的触发流动速率。对于成人情况，该触发旨在发生在0.5LPM和10LPM的范围内。当触发产生时，设备实际上不按实时流动速率产生触发；即，设备实际上在达到触发流动速率之前基于信号行为产生触发。触发本身基于时间延迟以及传感器输入的两个通道的比例和导数组合的组合。
通过示例的方式，使用的热敏电阻器可以在25℃下具有指定的±5％的电阻容差和针对B值的±3％的容差，B值是表示电阻与温度比的常量，该电阻与温度比取决于热敏电阻材料性质。
上面描述了固有增益行为。如果给定热敏电阻器对温度更敏感，则由于给定的热量该热敏电阻器将更多地减小其电阻。因此，INHALE_A电压将更低。因此，较低的绝对INHALE_A电压意味着传感器较热并且具有较高增益。随后需要以较低的增益因子补偿。
还有与相对于标称校准温度的相对温度相关的增益补偿的元素。
对于标称温度下给定的校准的设备，较高DC电压读数与较高热敏电阻器电阻相对应，并且因此表示比标称热敏电阻器低的温度。如果发生气体流动，该热敏电阻器将产生较大信号。为了使增益相等，较低的缩放值应当适用于整个信号。相反地，较低DC电压读数与较低热敏电阻器电阻相对应，并且因此表示比标称热敏电阻器高的温度。在这种情况下，如果发生气体流动，该热敏电阻器将产生较小信号。为了使增益相等，较高的缩放值应当应用于整个信号。然后，在温度补偿之后将该校正应用于温度信号以改进系统精确性。
为了该目的，在加载固件之后当第一次启动吸入器时可以执行工厂校准。在工厂校准之前，例如使吸入器温度平衡在23℃±2℃至少15分钟。在第一次预热时，使能热敏电阻器偏置，并且设备经历一分钟的预热期。在这期间，对来自图5的吸入通道电路的输出FLOW的DC电压进行累加和取平均值。
在该校准周期之后，将平均值存储到非易失性闪速存储器中并且吸入器回到睡眠状态。该值在设备的寿命内充当温度补偿的基准点。注意，该校准还减小由设备至设备的变化引入的误差。具体地，由于热敏电阻器电阻中的变化，对于给定周围工作温度，不同热敏电阻器将被加热到不同温度。来自吸入通道的DC电压读数可以用于通过对用于触发的整个信号应用线性增益以减小该误差。
因此，有两种温度补偿机制。一个是基于实时INHALE_A dc电压的实时增益补偿。该增益补偿影响参数A、B和C。由于：
A＝Gain1*TempGain*IntrinsicGain
B＝Gain2*TempGain*IntrinsicGain
C＝Gain3*TempGain*IntrinsicGain
以及TempGain是实时增益。
IntrinsicGain值是第二增益补偿机制，如上所述其在工厂设置。IntrinsicGain是还影响参数A、B和C的恒定值。
AD转换器(ADC)用于提供两个数据流，一个来自图5的吸入通道电路(组合FLOW和TEMP)以及一个来自图4的流动方向放大器(DIR信号)。
状态机用于处理该数据，其中环路时间设置为6ms；同时，ADC的等效采样率是6ms。每当状态机执行时，都得到每个通道的一个新数据样本。
存在初始准备模式初始化。
每当唤醒吸入器时，该吸入器开始于将初始化一组吸入特定变量并且将发起DC基线校准的状态。DC基线校准持续0.5s，在此期间吸入触发不可用。在该周期期间，用户应当保持设备稳定以防止在流动通道中生成非故意流动。
系统利用基线信号。基线计算在适当系统增益补偿中起重要作用。基线用作与流动函数Flow(t)相比以检测吸入呼吸的参考。
仅在FLOW和DIR信号的慢慢改变的波形之后使用基线计算。在基线校准周期期间，(通过数字信号处理)测量FLOW信号的DC平均值，其与周围温度相对应。该实时温度将在当前的给药期的持续时间内用作信号基线的启动值。
当FLOW信号中存在迅速移动时，系统冻结基线获取并且等待信号稳定。当信号确实稳定时，系统捕获并且继续跟踪缓慢移动的基线。
由实时值与基线之间的差得到气体流动比例信号。
基线跟踪包括唤醒设备时的校准程序。0.5秒基线校准包括通过缩放用48ms的时间常量对FLOW和DIR信号进行低通滤波。缩放的值存储为基线吸入通道(FLOW+TEMP)和基线DIR值。
在唤醒时，吸入(FLOW+TEMP)和方向(DIR)通道经历一段时间的迅速变化。基线校准跟踪当前值并且将它们转换成低通滤波的值。
在正常操作期间，还有基线跟踪。从基线校准到正常操作的转变(即，状态机转变)：在0.5秒的基线校准结束时发生。当前低通滤波的值被缩放并且用作基线值。
对两个信号执行基线或者偏移计算。
吸入通道(FLOW+TEMP)的基线计算函数使用快速平均值来跟踪具有慢动态的信号，以及使用缓慢平均值来忽略具有快速动态的信号。因此，有根据所检测的信号改变时间常量的跟踪函数。在这样做时，计算基线TEMP信号。TEMP信号基本上是吸入通道信号(FLOW+TEMP)的DC部分，但是它不是简单的直线。TEMP信号随着流动传感器的温度改变遵循吸入通道信号的缓慢移动轮廓。
在获得吸入通道信号的基线之后，对于要计算的AC信号FLOW信号，从吸入通道信号减去TEMP信号。
如上所述，FLOW信号随后用于Flow(t)多项式的项计算。
方向通道(DIR)的基线计算还使用快速平均值来跟踪具有慢动态的信号，以及使用缓慢平均值来忽略具有快速动态的信号。再次，有改变时间常量的跟踪函数。在这样做时，计算基线DIR信号，该基线DIR信号基本上为DIR的DC分量。再次，基线不是简单的直线，它随着流动传感器的温度改变而遵循DIR的缓慢的移动轮廓。由于DIR是来自两个传感器的差分信号的事实，其基线在设备操作期间不会由于漂移消除效应而改变较大。
在获得DIR的基线之后，为了要计算的AC信号，从DIR减去基线。
产生的AC信号用于Flow(t)多项式的项计算(如上所述，一个项是A*DIR，其中DIR是AC部分)。
由TEMP计算温度补偿因子，该温度补偿因子用于计算值A、B和C。在工厂校准时由相同变量TEMP计算固有增益，并且该固有增益还用于计算值A、B和C。
因此，能够看出，基线跟踪包括在使用那些信号导出流动函数Flow(t)之前修改FLOW和DIR以去除跟踪的基线。
如果发生流动，则基线被干扰。当不存在流动时，跟踪函数通常使用具有48ms的小时间常量的滤波器用于快速响应。一旦以与平均值显著偏差的形式检测到气体流动，跟踪函数起作用并且将时间常量转变至6.1秒用于慢响应。最终，气体流动平息并且回到近似先前的水平。当发生这种情况时，跟踪函数回到48ms时间常量以继续基线快速跟踪。
该操作在图12中示出。曲线120可以被认为是FLOW或者DIR信号以及曲线122是对应的基线函数。初始时间是上电情况，随后是两个呼吸。
可以看到基线函数与吸入函数之间的跟踪直到函数具有浪涌(surge)为止。这使得更久的时间常量应用于基线函数(从而如图所示相对常量梯度)直到函数再次稳定在基线值处。
流动函数Flow(t)用于吸入检测。当Flow(t)超过固定的阈值电平时，吸入被检测。然而，需要对呼吸进行筛选以用于验证和强呼出。当吸入呼吸是有效呼吸并且不是强呼出呼吸时，发出触发。
在DSP中计算累加的平均值。当处理时间窗内的平均值时，这些用于进一步地处理FLOW和DIR信号。累加的平均值还用于基线跟踪。
例如，第一累加平均值可以定义为：
NewAv＝{OldAv(2P-1)+NewSample}/2P
这通过每个新样本代替一个先前值在长度2P内取平均值。平均值的比例为1，即，它具有相当于一个样本的量级。
第二累加平均值可以定义为：
NewAv＝OldAv–OldAv/2P+S
该平均值的尺度为2P，即，它具有相当于2P个样本的量级。再次，用新样本代替一个样本值。
这些累加计算包括乘以或者除以2的幂，其可以用逐位移位运算代替。因此可以快速地计算这些累加平均值函数。上面的第二函数具有较少运算并且因此更快速。然而，它需要以2P的尺度的平均值。
这些取平均值的函数与一阶数字低通滤波器相对应。由P的值确定时间常量。
通过设置不同时间常量(即，P的值)，可以基于吸入的检测用不同时间常量应用基线跟踪。
执行下列函数以处理每6ms更新的传感器信号：
(i)更新吸入(FLOW+TEMP)和方向(DIR)信号两者的长期平均值。
(ii)更新周围温度相关的DC偏移值(TEMP)。实时更新该值，以使得实时估算周围温度。在吸入过程期间，周围环境+传感器组合信号趋向于漂移。该变量跟踪漂移，使得漂移可以被校正。
(iii)存储吸入信号基线估算值。
如上所述，实时流动计算包括定义多项式函数Flow(t)。
实施控制的软件基于软件状态机。操作状态定义为如下：
吸入状态校准中：
该状态确定设备唤醒是否是初始化之后的第一次唤醒。如果是，则执行工厂温度基线校准。校准结果存储在闪速存储器中，随后吸入器进入睡眠状态。
吸入状态已校准：工厂温度基线校准完成。
吸入状态初始化基线：
在紧接在唤醒之后的每次给药期的开始时，建立与工作温度相关的基线。当在第一次之后的任何时间唤醒吸入器设备时，状态机将默认以该状态开始。状态机将初始化吸入相关的变量，包括长期平均值。
吸入状态空白：
这是用以减少来自前面呼吸的信号破坏后续呼吸的检测尝试的机会的延迟周期。该周期从呼吸检测的启动开始。600ms的值当前用于空白周期。在该周期期间，设备等待模拟通道在下一次呼吸检测之前稳定。在此之后，状态机将回到吸入状态检测(下面)。
吸入状态检测：
在该状态中，发生吸入信号处理，以及将结果信号相对于基线阈值进行比较以生成触发。
由于吸入检测系统的高灵敏度，(尤其与成人面罩附接的)吸入器的迅速移动可以使得空气流过流动通道并且可以引起不必要的触发。因此，有拒绝动作引起的触发的呼吸验证。尽管有用于消除由于设备动作的错误触发的各种方法(例如，使用低成本加速度计提供设备动作信息、当吸入器就位时由用户致动的“安全”开关、感测吸入器与用户面部的接近度、当没有压向用户面部时关闭吸入器流动通道的弹簧加载阀，仅举几个例子)，但是当前实施例使用软件滤波方案。
软件滤波在具有相对规则间隔的最少三次连续呼吸指示潮式呼吸情况的假设下操作。仅在满足该情况之后开始药物输送的触发，并且为了继续给药，呼吸间隔必须保持相对恒定。因此，滤波器将拒绝由于设备处理的寄生吸入信号，当正在将吸入器定位在用户面部上时，该寄生吸入信号很可能发生在给药开始之前。一旦已经建立潮式呼吸，那么软件滤波器的操作基本上对用户透明。
总之，软件滤波器操作如下，并且下面参照图17给出了更完整的描述：
在启动吸入器之后第一有效吸入检测之后，对经过的时间进行测量直到检测下一个有效吸入为止。该第一间隔存储为T0。
还测量第二有效吸入与第三有效吸入之间的时间，存储为T1。
紧接着在检测第三有效吸入之后，对间隔T0和T1进行比较。如果间隔的比率落入1:2至2:1的范围，则假定吸入为“规则的”，并且由微控制器发出触发以输送第一给药喷发。
T1的当前值存储到T0中。
当检测下一个有效吸入时，计算T1的新值，并且再次比较两个间隔。只要两个间隔之间的比率保持在1:2至2:1的范围内，则当检测到吸入时发出新的触发。
如果两个连续间隔不满足期望的比率范围，或者如果最近的间隔超过预定上限，则中止给药，重置软件滤波器，并且直到再次检测到三次连续呼吸的间隔在期望范围内，给药才能重新开始。
该呼吸验证过程继续在任何给定时间点处仅观察两个最近的吸入，直到剂量完成或者发生给药超时。由于仅使用两个最近吸入间隔，因此算法能够适合于在整个给药期期间减慢呼吸频率的变化。
基于三次或者更多次连续呼吸的处理还帮助抑制动作引起的触发。假设在具有相对规则间隔的最少三次连续呼吸指示潮式呼吸情况。仅在满足该情况之后开始药物输送的触发，并且为了继续给药，呼吸间隔必须保持相对恒定。因此，滤波器将拒绝由于设备处理的寄生吸入信号，当正在将吸入器定位在用户面部上时，该寄生吸入信号很可能发生在给药开始之前。一旦已经建立潮式呼吸，那么软件滤波器的操作基本上对用户透明。
图13示出了跨越三个吸入器的一系列正弦流动轮廓和工作温度的触发点(在16次吸入间平均的每个点)处的流动速率。
主要示出温度、每分钟呼吸的次数(BPM)和流动速率(LPM)。该图示出了，对于可能的工作条件的范围，触发剂量的流动速率保持在期望边界内，其中较低的触发点按照较低流动速率。
图14示出了从跨越三个吸入器的一系列正弦流动轮廓和工作温度的流动速率达到0.5LPM的时间点(在16次吸入间平均的每个点)计算的触发延迟。再次，触发延迟保持在可接受的界限中。
图13和图14示出了当在特征研究期间提供范围从8至21次呼吸/分钟以及潮气量300至1100mL的各种正弦流动模式时，触发点在0.8LPM至15.5LPM(平均值＝5.8LPM)的范围内改变，如在吸气流动速率达到0.5LPM之后测量的，延迟的范围从24.5ms到297ms(平均值＝159ms)。
图15示出了跨越使用具有1:1的吸入与呼出比率和500mL的潮气量的15LPM峰值正弦波形的欧洲成人标准呼吸轮廓在15℃、23℃和39℃下测试的10个不同吸入器的吸入检测系统的性能。所有设备在工作温度范围内的3至10LPM范围内触发。3和10LPM处的实线表示目标检测限。
触发点的精确性取决于气体流动斜升速率。基于信号处理响应时间，气体流动的急剧增大趋向于按照较高流动速率引起触发。
由于对低流动速率的非常高的灵敏度，吸入器的动作可以产生通过流动通道的气体流动-用安装的面罩放大的效应-该效应可以由检测算法解释为有效吸入。吸入检测算法包括用于拒绝假定为来自吸入器动作的寄生流动信号的方法。
在成人应用与儿童应用之间可以存在差别。
儿童面罩典型地由具有单个端口的浅硅胶杯组成，该单个端口引导吸入和呼出两者通过设备。较大的成人面罩可以具有独立呼出排气端口，使得仅吸入穿过流动通道，而通过设备的呼出流动被显著地减弱。大量的呼出气体流动将发生在仅具有非常强呼出流动的流动通道中。
算法可以容许两种类型的面罩。
然而，如果需要，不同检测算法用于不同面罩类型。下面描述了成人检测算法与儿童检测算法之间的可能差别：
成人情况：
幅度检测对当前信号幅度应用估算的基线以表示流动信号。
呼出触发抑制：由于在呼出期间流动通道中没有显著的流动的事实，因此不太需要对于呼出进行触发抑制。在成人使用具有排气端口的大面罩的情况下尤其如此。在这种情况下，流动通道中的呼出将是最小的，因此方向信号包括非常少的呼出信息。因此，可以从实时方向信号减去估算的基线值。
儿童情况：
幅度检测首先必须检测流动信号的吸入和呼出相位，然后仅吸入相位的幅度用于吸入表示。
呼出触发抑制：对于儿童情况，触发抑制算法优选地用于抑制呼出。这在儿童患者能够在咳嗽或者打喷嚏时产生强呼出气体流动时尤其有挑战性。有时，那些强呼出比最强吸入更强。更复杂的算法已经设计成克服该挑战。例如，对于用以触发的设备，系统可能需要将是正向的吸入通道两者(FLOW和DIR)。如果在显著的FLOW情况期间发生违规，系统可以禁用触发。当这种违规发生时，延长的触发中断周期可以阻挡触发直到强呼出平息为止。
例如，在DIR信号从吸入改变为呼出之前，即，在DIR信号达到最大值之后不久，导数将接近零。在这一点上，可以建立阻挡窗(例如300ms)。不能在从吸入切换到呼出的300ms内已经启动吸入，使得该周期中的任何触发是错误的触发。
系统可以利用具有对面部紧密密封的麻醉型面罩。这确保患者的整个吸气必须经历该气体流动通道，从而最大化被检测的可能性。
其它类型的面罩提供通过鼻套管输送的补充性氧气。这在有RSV(+)细支气管炎的婴儿和儿童中很普遍。套管可以将面罩的部分稍微推离面部，使得患者吸入的部分可以围绕面罩的边缘发生，从而旁路气体流动通道。通过套管的补充性氧气流动也为患者贡献激发的气体的一部分，使得有较少的吸入流动用于由系统检测。已经针对两种类型的面罩对系统进行了测试，并且发现系统在向有和没有鼻套管的面罩提供正确和可靠的触发中是同样有效的。
存在上面已经讨论的各种校准要求。
如上所述，在受控的温度环境下的初始工厂校准时测量基准温度并且在加电自检(POST)状态下将基准温度存储在闪速存储器中。在施加电力之后，温度校准可以执行如下：
确保设备在23℃±2℃的周围温度下；
使能3.6伏的电源；
在吸入监控期间按照要使用的采样速率采样FLOW信号；
对一分钟内的信号取平均值；以及
将平均信号作为参考基线值存储在闪速存储器中。
本发明利用控制器实现信号的处理和用于振动器元件和驱动机构的控制信号的生成。可以以许多方式用软件和/或硬件实现控制器以执行需要的各种功能。处理器是控制器的一个示例，该处理器采用可以使用软件(例如，微代码)编程的一个或者多个微处理器执行需要的功能。然而，可以在采用处理器或者不采用处理器的情况下实现控制器，并且控制器还可以实现为用以执行一些功能的专用硬件和用以执行其它功能的处理器(例如，一个或者多个编程的微处理器和关联的电路)的组合。
可以在本公开的各种实施例中采用的控制器部件的示例包括，但不限于常规微处理器、专用集成电路(ASIC)和现场可编程门阵列(FPGA)。
在各种实现方式中，处理器或者控制器可以与一个或者多个存储介质(诸如易失性和非易失性计算机存储器，诸如RAM、PROM、EPROM和EEPROM)相关联。可以用一个或者多个程序对存储介质进行编码，当在一个或者多个处理器和/或控制器上执行时按照要求的功能执行该一个或者多个程序。各种存储介质可以安装在处理器或者控制器内或者可以是便携式的，使得存储在其上的一个或者多个程序可以加载到处理器或者控制器中。
在上面的示例中，由放大器电路处理测量的流动传感器信号以得到方向(DIR)、流动(FLOW)、温度(TEMP)和导数信号。这些电路可以被认为是整个控制器的一部分，处理器26则仅形成该整个控制器的一部分。然而，流动传感器信号可以替代地由A/D转换器采样，并且随后在软件中可以实施所有处理。因此，可以在硬件与软件之间不同地划分需要得到流动函数的不同功能。例如，模拟电路可以用于偏置热敏电阻器，以及提供信号增益，但是剩下的处理可以由DSP实施。
图16一般地示出了用于构造流动函数以及随后提取触发时间点(在基线校准完成之后)的方法。在步骤160中，吸入和呼出流动由传感器测量。由流动传感器信号之间的差获得方向信号“DIR”(步骤161)，以及仅仅从吸入传感器获得流动信号“FLOW”(步骤162)。
在步骤163中，基线跟踪用于去除基线分量，使得DIR和FLOW信号的基线补偿(AC部分)被获得用于形成流动函数Flow(t)。
周围温度指示“TEMP”被获得作为FLOW信号的DC分量(步骤164)。
在步骤165中获得基线补偿的方向信号的导数。
可以随后在步骤166中构造多项式流动函数。
流动函数用于提取表示吸入时间点的触发点(步骤167)，以及这些触发点用于具体地通过控制振动元件和剂量推进机构来控制药物输送(步骤168)。
如上所述，控制触发点的使用以避免错误的输送。如上所述，图17示出了采用的过程。
在启动时，重置两个时间值T0和T1。
在步骤170中，通过将流动函数值与基线函数进行比较来检测呼吸吸入。
在步骤171中，测量从上一次呼吸以后的时间T1。如在步骤172中确定的，如果该时间比阈值长(由于该时间是测量的第一次呼吸)，则在步骤173中重置时间值并且等待下一次呼吸。
当检测到下一次呼吸时，从上一次呼吸以后的时间T1在阈值内。
因此，过程进行到步骤174。注意，在此时T0仍然具有重置值。
在步骤174中比较两个前述时间间隔以查看它们是否在2:1至1:2的可接受范围内并且上一次延迟不太久。
如果它们满足标准，则在步骤175中存在剂量输送。
对于第二次呼吸，由于T0仍然被重置，因此不满足标准。
在步骤176中，时间间隔顺着移位1，使得当前T1替换T0。
如果给药没有完成(步骤177)，则回到步骤170中检测下一次吸入。如果给药完成，则循环结束(步骤178)。
只有当测量第三次呼吸时，才会首先满足步骤174中的情况，从该时间以后，T0和T1两者都具有表示呼吸之间的正常时间周期的值。
如在步骤174中确定的，如果呼吸模式不是规则的，则T1的当前值要么太大要么太小并且不输送剂量。无论如何，T1随后设定为T0，并且等待下一次呼吸，使得T1可以被捕获并且与T0相比较。
图18示出了系统中使用的不同信号之间的关系，包括如上面的曲线图中示出的FLOW信号和DIR信号，但是另外还有TRIGGER信号。图18示出了在比图7至10的曲线图更多数量的呼吸内的操作。
曲线180示出了围绕胸部的呼吸感应体积描记(RIP)带的输出，以及曲线182示出了围绕腹部的RIP带的输出。这些提供独立的呼吸测量以使能要显示的系统的正确操作。这些曲线中的每一个中的上升信号指示胸部/腹部膨胀的开始，即，吸入。
曲线184示出了TRIGGER信号，曲线186示出了DIR信号以及曲线188示出了FLOW信号。FLOW信号188的急剧上升沿指示吸入流动，以及峰值幅度与初始呼吸流动速率成比例。DIR信号186的上升沿指示吸气流动以及下降信号指示呼气流动。
如由图18中的箭头表示的，TRIGGER事件发生在DIR和FLOW信号两者的上升沿期间。
图18显示触发事件与当吸入启动时RIP带移动的开始一致。
第一触发事件发起泡罩推进，在给药启动之前，向给药室暴露药物。对于其余16个触发中的每一个，药物的一部分由电驱动的振动元件释放到流动通道中。17个触发脉冲的全序列(每次吸入一个)与一个剂量胶囊的输送相对应。触发脉冲随后停止直到发起下一个剂量。注意，第一触发脉冲宽度看起来更久只是由于所使用的模拟(其模拟执行剂量推进花费的时间)。
为了给出尺度的概念，垂直虚线由10秒的时间周期分隔。
通过对附图、公开和所附权利要求的研究，在实践所要求的发明时，本领域技术人员可以理解本公开实施例的其它变型并且受到它们的影响。在权利要求中，单词“包括”不排除其它要素或者步骤，以及不定冠词“一”不排除多个。事实仅在于，在彼此不同的从属权利要求中阐明的特定测量并不指示这些测量的组合不能有优势。权利要求中的任何参考标记都不应该被看作是对范围的限制。

Claims (20)

1.一种用于通过流动通道从容器向患者输送药物的吸入设备，所述吸入设备包括：
电驱动的振动元件；
泡罩包装推进机构；
被配置为启动/停止所述振动元件的控制器；以及
第一传感器，布置为面向吸入气体并被配置为生成吸入流动信号，以及第二传感器，布置为面向呼出气体并被配置为生成呼出流动信号；
其中所述控制器被适配为基于来自第一传感器的吸入流动信号和来自第二传感器的呼出流动信号确定通过流动通道的气流的方向；以及
其中所述控制器被适配为从第一传感器接收吸入流动信号，确定第一吸入流动信号在阈值之上并且基于所述第一吸入流动信号在所述阈值之上生成用于推进所述泡罩包装推进机构的第一触发信号，并且确定第二吸入流动信号在所述阈值之上并且基于所述第二吸入流动信号在所述阈值之上生成用于控制所述振动元件将药物释放到所述流动通道中的操作时序的第二触发信号。
2.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述控制器被配置为在所述控制器从睡眠状态转变为开启状态之后基于所述第一吸入流动信号在所述阈值之上生成用于推进所述泡罩包装推进机构的所述第一触发信号。
3.根据权利要求1或2所述的吸入设备，其中所述第一传感器和所述第二传感器各自包括热敏电阻传感器。
4.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述控制器被配置为确定初步吸入流动信号在所述阈值之上，并且其中所述初步吸入流动信号先于所述第一吸入流动信号被确定，并且所述第一吸入流动信号先于所述第二吸入流动信号被确定。
5.根据权利要求4所述的吸入设备，其中所述初步吸入流动信号、所述第一吸入流动信号和所述第二吸入流动信号基于连续的吸入被确定。
6.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述振动元件包括压电振动器。
7.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述控制器被配置为仅在确定最少三次连续吸入流动信号指示潮式呼气之后，生成第二触发信号。
8.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述控制器被配置为如果吸入流动信号之间的时间间隔超过预定限制，则暂停给药过程。
9.根据权利要求1所述的吸入设备，其中所述控制器被配置为在生成第一触发信号之后，生成用于控制振动元件的操作时序的第二触发信号。
10.一种控制用于通过流动通道从容器向患者输送药物的吸入设备的方法，所述方法包括：
接收来自布置为面向吸入气体的第一传感器的表示吸入的吸入流动信号；
接收来自布置为面向呼出气体的第二传感器的表示呼出的呼出流动信号；
基于来自第一传感器的吸入流动信号和来自第二传感器的呼出流动信号确定通过流动通道的气流的方向；
确定第一吸入流动信号在阈值之上；
基于所述第一吸入流动信号在所述阈值之上生成用于推进泡罩包装推进机构的第一触发信号；
确定第二吸入流动信号在所述阈值之上；以及
基于所述第二吸入流动信号在所述阈值之上生成用于控制电驱动的振动元件将药物释放到流动通道中的操作时序的第二触发信号。
11.根据权利要求10所述的方法，还包括，在控制器从睡眠状态转变为开启状态之后，基于所述第一吸入流动信号在所述阈值之上生成用于推进所述泡罩包装推进机构的所述第一触发信号。
12.根据权利要求10所述的方法，还包括确定初步吸入流动信号在所述阈值之上，并且其中先于所述第一吸入流动信号确定所述初步吸入流动信号，并且先于所述第二吸入流动信号确定所述第一吸入流动信号。
13.根据权利要求12所述的方法，其中基于连续的吸入确定所述初步吸入流动信号、所述第一吸入流动信号和所述第二吸入流动信号。
14.根据权利要求10所述的方法，还包括仅在多个连续的吸入流动信号被确定为在所述阈值之上之后生成所述第二触发信号。
15.根据权利要求10所述的方法，还包括确定中间吸入流动信号在所述阈值之下，并且基于所述中间吸入流动信号在所述阈值之下暂停给药过程。
16.根据权利要求10所述的方法，其中所述第一传感器和所述第二传感器各自包括热敏电阻传感器。
17.根据权利要求10所述的方法，还包括基于所述第二吸入流动信号在所述阈值之上并且在生成所述第一触发信号之后，生成用于控制所述振动元件的所述操作时序的所述第二触发信号。
18.根据权利要求10所述的方法，其中所述振动元件包括压电振动器。
19.一种计算机可读介质，包括计算机程序代码装置，所述计算机程序代码装置适合于执行控制吸入设备的方法，所述方法包括：
接收来自布置为面向吸入气体的第一传感器的表示吸入的吸入流动信号；
接收来自布置为面向呼出气体的第二传感器的表示呼出的呼出流动信号；
基于来自第一传感器的吸入流动信号和来自第二传感器的呼出流动信号确定通过流动通道的气流的方向；
确定第一吸入流动信号在阈值之上；
基于所述第一吸入流动信号在所述阈值之上生成用于推进泡罩包装推进机构的第一触发信号；
确定第二吸入流动信号在所述阈值之上；
基于所述第二吸入流动信号在所述阈值之上，生成用于控制电驱动的振动元件将药物从所述吸入设备的容器释放到所述流动通道中的操作时序的第二触发信号。
20.根据权利要求19所述的计算机可读介质，适合于执行下列步骤：
处理来自所述第一传感器的信号以生成与气体流动成比例的流动信号；以及
由所述流动信号生成指示工作温度的信号。
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