CN106687034A - 具有微型压力传感器激活的潮式干粉吸入器 - Google Patents

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Abstract

一种潮式干粉吸入器包括：微型压力传感器，所述传感器的传感器端口经气动地连接到用户通过其能吸入的流道；处理器，所述处理器经配置以处理从所述传感器的敏感元件接收的数据用来做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定；控制器，所述控制器经配置以响应所述决定发出开始给药信号；以及给药机构，所述给药机构经配置以在响应接收所述信号时在所述自主呼吸的吸入期间释放干粉药剂到流道中。

Description

具有微型压力传感器激活的潮式干粉吸入器
本申请主张美国申请序列号62/043,126(发明名称：具有微型压力传感器激活的潮式干粉吸入器，于2014年8月28日提交)的优先权，其内容通过援引完整地并入到本文中。
技术领域
本申请公开内容一般性地涉及吸入器，例如，用于药物投予。更具体地说，该公开内容涉及微型压力传感器用于在潮式干粉吸入器(tidal dry powder inhaler)中的吸入检测。
背景技术
吸入和/或呼出检测通常在肺状况的诊断和治疗中是被要求的，其中此类装置(如最大流量计和肺活量计)经常被采用。
肺活量计是用于测量由患者的肺吸入和呼出的空气的体积的仪器。肺活量计测量换气，进入和离开肺的空气移动。从被称为肺量图的由肺活量计输出的迹线，，可以看出，鉴定异常(阻塞或限制)换气模式是有可能的。现有的肺活量计采用各种不同的测量方法，包括压力传感器、超声波和水位表。
吸入器或喷气器(puffer)被用于通过肺递送药物到体内。它们能够在例如治疗哮喘和慢性阻塞性肺病(chronic obstructive pulmonary disease)(COPD)中使用。吸入器的类型包括定量吸入器(MDIs)、干粉吸入器(DPIs)和喷雾器(nebuliser)。
现代呼吸控制喷雾器(breath controlled nebuliser)通常落入以下两类中的一类：呼吸强化型或呼吸驱动型。呼吸强化型喷雾器采用患者的气流以控制包含药物的气雾剂到患者的流动。因为气雾剂在这些喷雾器中连续地产生，一些浪费到环境中。呼吸驱动喷雾器采用吸入和/或呼出检测利用患者的呼吸打开和关闭气雾剂发生器。相比呼吸强化型喷雾器，这提高了效率，因为小量(如果有的话)药物被损失到环境中。呼吸驱动装置中的检测通常是通过热和/或压力传感器。
为了监测与潮式(自主)呼吸相关的流量，压力传感器是最方便的，因为压力信息能够被用于确定流量，进而被用于确定体积。
用于呼吸检测的压力传感器通常测量穿过气道的截面的压力差异，患者通过该气道呼吸。采用通过管子或其它合适的导管的两个连接以连接传感器到所述气道，这共同地被完成。还有可能采用单个到气道的连接，其中另一个端口开放在空气中。如果气道内的压力在气流被施加之前和之后均被测量，单端口计式传感器(single port gauge typesensor)也能被使用，读数的不同代表在空气通道阻力(air path resistance)上形成的想要压力降。然而，与第一(没有气流)读数相关的不确定性通常是高的。
不考虑使用的压力传感器的类型，通常通过使用挠性管，压力传感器被连接到患者气道。此类系统的缺点是与呈溢出的药物或患者分泌物(粘液、唾液等)形式的流体污染相关的传感器损坏的可能性。为了使压力传感器与此类污染物隔离，制造商经常采用弹性管将压力传感器放置在离开测量位置的一段距离处。然而，液体仍然在管子内凝结，在暴露于患者的区域内创造细菌增殖的环境，但是该区域通常不能进去清洗。
传统压力传感器的另一个问题是热漂移；压力读数随着局部温度的改变经过一段时间改变的现象。通过采用额外的电路，弥补此类漂移是有可能的，但是这增加了成本和体积并且增大了电力需求。此类电路可位于压力传感器本身的内部，但是考虑到传感器通常或多或少地远离从被测量的气体，检测的温度也许不是代表该气体的温度。温度监测电路(temperature monitoring circuitry)可定位在患者身上，但是这增加了额外的部件，加上成本和复杂性。
传统压力传感器的另一个问题是对高无线电频率(RF)暴露的敏感性。当与无线电广播发射机比如手机靠得很近操作时，这是现实的问题。其它的电位源包括无线通讯设备比如Wi-Fi路由器和无线电话以及各种其它形式的信息技术(IT)设备，比如无线网络打印机。
一些传统压力传感器的另一问题是滞后，压力传感材料比如隔膜在变形之后恢复到其原来形态、形状或位置的磁阻。当通过来自不同方向(从目标压力的上面或下面)的相同压力时观察到输出差别。当处理非常低的压力变化时，此类抵消足够大以遮蔽经测量的信号。
用于潮式呼吸检测的传感器(例如在喷雾器或具有无通气面罩或吹嘴的装置中，尤其当与被具有损害呼吸(compromised respiration)的婴儿或患者使用时)通常包含0到10kPa的范围，仅仅该范围的极低端(例如从0到200Pa)实际被采用。滞后效应在这种范围内是很显著的，因为传感器被迫从无压力的状态(0Pa)转变到有压力的状态(>0Pa)。照此，当首先施加压力时，传感器无法提供线性响应或也许显示不到最佳的灵敏度，直到这种压力被解除。
然而，随着部件的微型化，微型压力传感器比如微机电系统(microelectromechanical system)(MEMS)压力传感器和纳机电系统(nanoelectromechanical system)(NEMS)压力传感器已经被开发了。MEMS压力传感器开始被用在呼吸应用中。
发明内容
本文描述了激活干粉吸入器的新工具，其避免了上述提到的缺点中的一些或全部。
根据第一方面，本文提供了潮式干粉吸入器，包括：微型压力传感器、所述传感器的传感器端口被气动地连接到用户通过其能吸入的流道；处理器，所述处理器经配制以处理从传感器的敏感元件接收的数据以做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在在进行中的决定；控制器，所述控制器经配制以响应所述决定发出开始给药信号和给药机构(dosingmechanism)，所述给药机构经配制以在响应接收所述开始给药信号中在所述自主呼吸的吸入期间释放干粉药剂到流道中。
该微型压力传感器是微机电系统(microelectromechanical system)(MEMS)压力传感器或纳机电系统(nanoelectromechanical system)(NEMS)压力传感器。
当从所述敏感元件接收的所述数据表明了所述流道中的空气流速已经达到预定的开始给药阈值时，处理器经配置做出决定。所述预定阈值小于预定的最大吸入气流量(peak inspiratory flow)(PIF)速度值的50％，例如在30和35％之间例如32％。
所述给药机构经配置以在离散时间包(discrete time packets)中释放药物。所述离散时间包具有约50ms到约500ms的持续时间，例如约50ms到约200ms，优选地，约100ms到约200ms，最优选地，约100ms。
所述处理器进一步经配置在做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定之后处理从所述敏感元件接收的数据以做出用户的肺的目标体积已经被填满的决定。所述控制器可进一步被配置以，响应于用户的肺的目标体积已经被填满的所述决定，发出停止给药信号。该给药机构可进一步被配置以在响应接收所述停止给药信号中停止释放干粉药剂到流道中。
该处理器可被配置以做出用户的肺的目标体积已经被填满的决定，当从敏感元件接收的所述数据表明了所述流道中的气流速率(一段时间内平均的)是在预定的停止给药阈值处时。
吸入器包括可再用部分和可替换药物套筒(cartridge)。所述可再用部分包括电子套筒识别工具(electronic cartridge identification means)。所述电子套筒识别工具可通过直接连接或使用无线电技术实施。直接连接包括逻辑(比如上拉电阻)或跳线(jumpers)或非易失性存储器比如电可擦编程只读存储器(Electrically ErasableProgrammable Read-Only Memory)(EEPROM)或由可再用部分阅读的闪存(Flash)。无线连接包括BLE或近场通讯(NFC)例如无线电频率识别(RFID)标签(Radio FrequencyIdentifier(RFID)tags)。
该传感器可以是MEMS气压传感器。该传感器可以是压阻式MEMS压力传感器或电容式MEMS压力传感器。
所述处理器被包括在该传感器中。
该吸入器进一步包括连接到所述处理器的无线发射器或收发器。
该吸入器具有肺活量计功能。
该传感器位于流道内部。该传感器可位于流道的内壁内的凹槽中。
该传感器位于该流道的外部。所述传感器端口通过所述流道的壁中的开口被气动地连接到所述流道。所述吸入器进一步包括经排列气动地连接传感器端口到所述开口的密封物。所述密封物的至少一部分夹在所述传感器和所述壁之间。所述密封物的至少一部分可从所述壁的外表面延伸到传感器被安装的表面以在邻近壁的气压室(pneumaticchamber)中封装所述传感器。
所述仪器进一步包括夹在所述传感器和所述壁之间的导热垫片(thermallyconductive gasket)。所述导热垫片充当密封物。
所述仪器进一步包括分离所述传感器端口与所述流道的空气能透过的、水不能透过的过滤器。
所述壁和所述密封物由双液成型工艺(two-shot moulding process)形成。
所述传感器包括金属外壳。
所述吸入器进一步包括经配置储存从所述传感器的敏感元件接收的数据的数据缓冲区。所述数据缓冲区任选地被包括在所述传感器中。所述数据缓冲区经配置以储存对应于一个吸入/呼出波形的数据。所述数据缓冲区可以是先进，先出(FIFO)数据缓冲区(first in,first out(FIFO)data buffer)。
所述吸入器进一步包括用于监测环境气压活动的额外的MEMS气压传感器。
所述吸入器进一步包括经配置传达来自所述传感器的数据和/或传达数据到传感器的发射器、接收器或收发器。所述发射器、接收器或收发器可以是无线发射器、接收器或收发器。所述无线发射器、接收器或收发器是BluetoothTM子系统，任选地，BluetoothTM LowEnergy(BLE)集成电路或片上系统(System on Chip)(SoC)。所述发射器、接收器或收发器和所述传感器被包括在单个集成电路或SoC中。
所述传感器被安装在印刷电路板(PCB)上。
所述吸入器进一步包括经布置以向所述传感器提供电力的电池(任选地钮扣电池)。
所述传感器具有20帕斯卡或更少的灵敏度。
所述传感器包括敏感元件。所述处理器经配置以大于或等于100Hz的频率轮询所述敏感元件。
所述吸入器进一步包括用于接通所述传感器和/或唤醒低功耗状态的传感器的控制工具。所述处理器经配置以响应所述控制工具，所述控制工具通过从所述敏感元件获取皮重读数并且随后采用所述皮重读数校准从所述敏感元件接收的数据接通和/或唤醒所述传感器。
所述处理器经配置以确定来自通过所述传感器测量的移动平均值的动态零点并且根据所述动态零点动态地校准所述传感器。
所述处理器经配置以滤掉所述传感器固有的电气噪声和/或从所述传感器的敏感元件接收的数据的环境反常。所述吸入器进一步包括温度传感器，任选地与所述压力传感器集成。所述处理器(任选地被包括在所述压力传感器和温度传感器中的一者)经配置应用从所述温度传感器的敏感元件接收的数据测定的温度补偿到从所述压力传感器的敏感元件接收的数据。
所述吸入器进一步包括吸口，所述传感器端口被气动地连接到与所述吸口气动流通的流道。
所述传感器经配置以收集用于处理的数据以监控坚持给药方案和/或服从药物递送。
根据第二方面，本文提供了借助潮式吸入器干粉药剂给药的方法，所述方法包括：所述吸入器的微型压力传感器，包括传感器端口的所述传感器，感测所述传感器端口的压力变化，所述传感器端口被气动地连接到流道，通过该流道用户可吸入；响应所述传感，做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定；响应所述决定，发出开始给药信号；以及给药机构在响应接收所述开始给药信号中在所述自主呼吸的吸入期间释放干粉药剂到所述流道中。
所述微型压力传感器是微机电系统(MEMS)压力传感器或纳机电系统(NEMS)压力传感器。
当所述传感器端口处的压力的所述变化表明了流道中的空气流速度已经达到了预定的开始给药阈值时，做出决定。所述预定的开始给药阈值被编程到所述传感器的内部硬件寄存器之中。所述决定由所述传感器进行。给药信号的所述发出由传感器进行。所述预定的阈值小于预定的最大吸入气流量(PIF)速度值的50％，例如在30和35％之间，例如32％。
所述释放充满一个或以上离散时间包(discrete time packets)。所述离散时间包具有约100ms的持续时间。
所述方法进一步包括在做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定之后做出用户的肺的目标体积已经被填满的决定。所述方法进一步包括，响应用户的肺的目标体积已经被填满的所述决定，发出停止给药信号。所述方法进一步包括，在响应接收所述停止给药信号中，所述给药机构停止释放干粉药剂到流道中。
当在传感器端口处的压力的所述变化表明了流道中的空气流速(在一段时间内平均的)是在预定的停止给药阈值处时做出用户的肺的目标体积已经被填满的决定。
该方法可在多个连续的自主呼吸期间重复。
该方法进一步包括无线传输由传感器收集的数据和/或来源于由传感器收集的数据的数据到吸入器的外部的装置。
该方法进一步包括：接通传感器或唤醒低功耗状态的传感器；在响应正在切换或正在唤醒的传感器中，获得来自传感器的敏感元件的皮重读数；以及随后采用所述皮重读数校正从敏感元件接收的数据，。
所述方法进一步包括：确定来自通过传感器测量的移动平均值的动态零点；以及根据所述动态零点，动态地校准传感器。
所述方法进一步包括：通过采用额外的MEMS气压传感器监测环境气压活动；以及校准具有传感器端口的传感器，该传感器端口气动地连接到靠在所述额外的传感器上的流道。
所述方法进一步包括储存从数据缓冲区中的传感器的敏感元件接收的数据。所述数据对应于一个吸入/呼气波形。
所述方法进一步包括传达来自传感器的数据和/或传达数据到传感器。所述传达是无线的。所述无线传达使用BluetoothTM协议，任选地BluetoothTM Low Energy(BLE)协议。
该方法进一步包括以大于或等于100Hz的频率轮询传感器的敏感元件的处理器。
该方法进一步包括滤掉固有的电气噪声和/或从传感器的敏感元件接收的数据中的环境异常。
所述方法进一步包括通过采用从温度传感器的敏感元件接收的数据，应用温度补偿到从压力传感器的敏感元件接收的数据。
该方法进一步包括从传感器的敏感元件感测的数据，确定由吸入器的用户吸入或呼出的空气的体积。
该方法进一步包括使用由传感器的敏感元件感测的数据以监测坚持给药方案和/或服从药物递送。
根据第三方面，本发明提供了包括用于由计算机处理器执行以进行第二方面的方法的指令的计算机程序产品。
根据第四方面，本发明提供了实质上如本文描述的，参照附图的吸入器。
根据第五方面，本发明提供了实质上如本文描述的，参照附图的方法。
根据第六方面，本发明提供了实质上如本文描述的，参照附图的计算机程序产品。
附图说明
现在参照附图，本发明的实施例被描述了，其中：
图1到5说明了用于呼吸检测有关流道的微型压力传感器的布置的实例；
图6是传感器电子线路实例的示意图；
图7说明了在具有COPD的老年患者的自主呼吸期间流量和体积之间的关系；以及
图8是说明实例药物给药方法的流程图。
具体实施方式
在附图中显示的元件不是按比例绘制的，而仅仅用以说明操作。同样的元件由同样的附图标记表示。
除了不同(两个端口)类型的压力传感器和单端口计式传感器，利用在使用之前和之后做出的分别测量值，正如以上所讨论的，绝对或气压传感器是可用的。气压传感器参考到真空。有时它们被称为高度计，因为高度可从气压读数中得到。这种类型的传感器没有被考虑用于呼吸检测由于它们的极宽范围(20到110kPa)和极低分辨率。考虑到典型的呼吸曲线如何生成大约仅仅0.2kPa的压力变化，这要求在其操作范围的极窄部分上操作传感器。然而，随着微型化(包括MEMS和NEMS技术的引入)，现在可获得大量改进的传感器。典型的MEMS气压传感器当气动地连接到具有已知流阻的气流道(flow path)能够从20kPa到110kPa操作并且能够检测小于30lpm(公升/分种)的流速(成人潮式呼吸的典型特征)。
使用气压传感器实现了使用气压作为整个测量循环中的基线，从而解决了其它单端口处理的不确定性。
而且，知道局部气压的知识能提供对患者肺功能的一些了解。怀疑大气压的变化(比如与正在接近的暴风锋面有关的大气压)对患者呼吸产生影响，有可能甚至与哮喘和COPD事件相关。
气压传感器已经处在应力状态，具有在真空下密封在该装置内部的一体的参照端口。这意味着它们在感兴趣的区具有低滞后。
由于它们敏感元件的极小尺寸和质量，MEMS传感器能够对非常小的压力变化做出反应。一些能够分辨低至1Pa的压力变化。
MEMS气压传感器包括传感器包内的所有必备的模拟电路(analogue circuitry)。温度补偿和/或数字接口还可与压力传感器结合。
例如Freescale MPL3115A2 MEMS气压计/高度计芯片(压力传感器)是数字的，采用I2C接口以传达压力信息到主微机。
MEMS气压传感器被包装在金属中。这提供了RF防护和针对温度补偿的良好的热导率。
MEMS气压传感器也是低成本、低功率和非常小的。这使得它们尤其适合用于便携式装置和/或一次性装置，例如该装置由比如钮扣电池的电池提供动力。
MEMS气压传感器的小尺寸使得它们并入到吸入器的目前设计中很容易。将它们并入到吸口中或并入到吸口附近以更准确地测量由患者的吸入或呼出所引起的压力变化变得更容易。
微型气压传感器仅仅通过采用到气道的小孔可直接被连接到患者的气道，，这并不需要任何类型的管子。这减小了与弹性管相关的水气凝结和潜在的细菌生长的可能。内部密封物(例如凝胶密封物)被包含以避免敏感元件被污染。
这种类型的布置的实例被显示在图1中。微型气压传感器110被放置靠在流道120上，通过该流道120，患者呼吸。气流大体上是轴向的，正如箭头130所示。传感器端口111由充气(密闭)的密封物140在与流道壁122的开口121成直线处密封。(注意：只要在传感器端口和流道之间存在气动连接，密封物不必完全是密闭的)。传感器端口111任选地包括过滤器，例如空气能透过的、水不能渗透的过滤器。流道和密封物通过双液成型工艺形成。压力传感器110可被安装在印刷电路板(PCB)150上以提供到电源和其它电子元件的连接。
不是围绕开口121和传感器端口111之间的通道放置密封物140，整个微型传感器被封装在临近流道的室内，如图2中所示。充气的密封物240位于传感器封装的外面并且从流道壁222的外面到传感器210安装的表面250(例如PCB的组件表面)一直延伸。图2显示了横截面；充气密封物240包围传感器210的周边，无论它是圆形的、正方形的、矩形的或任何其它形状。因此，密封物240、传感器底座250和流道壁222形成腔，该腔气动地与外部环境(除开口221位置中的流道之外)分开。因此，在传感器端口211处的压力与开口221处流道中的压力平衡。
因为MEMS传感器是可用的，具有内置的温度补偿，也许没有任何必要使用外部热传感器。补偿恰当地在测量位置被提供，增加补偿的准确性。具有内置的温度补偿的MEMS传感器还可充当紧凑的呼吸温度计，向患者和/或他们的照料者提供进一步的信息。如果传感器的外壳是金属的，那么不仅是与RF场(比如与移动电话或附近干扰相关的RF场)隔离的感测的内部电路，而且传感器还迅速地平衡局部温度以提供最佳的温度补偿。
在图1和2的实施方式中，微型传感器通过气隙与流道壁隔离。为了提高微型传感器快速检测流道温度变化的能力，热导电垫圈可被使用，如图3中所示(图3在其它方面类似于图2)。
在图3布置的实施例中，热导电垫圈360(比如用于晶体管散热片的硅树脂类型)被设置在微型传感器310的外壳(任选地，金属)和流道壁322之间。由垫圈覆盖的邻接面越大，温度平衡很快。因此，垫圈360大体上在朝向流道壁322的传感器310的整个表面上延伸。
图4显示了实施例布置，其中热导电垫圈460是由空气不能渗透的物质组成，其形变到传感器410和流道壁422的表面的轮廓，它被压缩在两者之间。因此，它提供了良好的热连接，同时充当气力密封物，排除了单个密封元件的必要。
邻近流道放置传感器的可替代选择是将整个传感器放置在被监测的装置的低压气道内，正如图5中所述的。例如，传感器可被存放在DPI的主体或受压的MDI(pMDI)的'靴(boot)'内(术语靴是指通常保存有药罐的吸入器的主体)。在这种布置中，传感器真实地测量气流本身的压力(以及任选地，温度)，提供了提高的准确性。因此不需要任何密封元件创造在流道520和传感器端口511之间气动回路(pneumatic conduit)，也不需要任何热导电垫圈促进它们之间温度平衡。也没有必要设置传感器具有到外部压力环境的任何入口用于参照目的，因为该参照已经以真空参照的形式被内置到传感器本身。
在图5的实施例中，微型气压传感器510被安装在流道壁522的内部，任选地通过PCB550。流道壁522可包括凹部523，其中传感器510(如图所示)被放置以减小对530处指示的气流的干扰。例如，此类凹部523的深度可基本上等于传感器510的厚度使得对于传感器510的两侧来说，包括传感器端口511的传感器的表面与气流道壁522的内表面齐平。凹槽523是壁522切掉的体积或相对于其它部分径向地向外延伸的壁的一部分，如图所示。
应当注意到，由于它们小的尺寸，微型压力传感器可被使用以监测通过例如喷雾器、DPIs或pMDIs的患者流量，因此便于低成本的服从监测(compliance monitoring)，除了/替代坚持的监测(adherence monitoring)，其确认了装置驱动。所述服从监测通过采用辅助装置实施，该辅助装置通过到待监测的气道(或在于给药装置本身)中的小孔连接到给药装置。MEMS传感器的小尺寸、高性能和低成本使得它们理想地适合于此类应用，其中尺寸和重量是可能不得不一直携带它们的吸入器的患者的主要考虑事项。
例如微型气压传感器在吸口中或吸口附近。或者，微型气压传感器被包含在与吸入器附接并且与其流体连通的的模块内，以及经布置使得密封物维持了模块的内部和吸入器主体之间相同压力。该模块任选地包括一个或以上电子元件、电力和通讯工具(powerand communication means)以向微型气压传感器提供电力和/或控制微型气压传感器和/或通过有线手段或无线手段向接收者传输读数。该模块可通过固定工具连接(任选地，可逆地)到吸入器并且与吸入器内部流体连通，因此通过吸入器主体中的一个或以上的孔与气流通路流体连通。
如果来自微型压力传感器的输出是数字化的，所有低电平信号处理均在处理器内完成，保护它免受外部干扰。这使得没有大量困难地处理大约几十帕斯卡的信号是有可能的，具有外部电路的传统传感器这样做是有挑战的。图6图示地显示了实例微型气压传感器的一些电子组件。敏感元件601将模拟信号传递到模/数字转化器(analogue to digitalconveter)(ADC)602。然后，ADC 602的数字输出信号通过移动平均滤波器经过许多循环被平均以减小噪声。不同的平均数在程序控制下被选择以平衡噪声对响应时间。
作为一个实例，阻断(block)603代表选择8个不同的过采样(oversample)率中的一个(即，筛选)在604处输出的手段。最快的响应与OSR＝l相关，但这也是噪声最大的设置。相反地，OSR＝128引入了最小的噪声，但具有最慢的响应。最佳设置可取决于特定的应用程序被选择。OSR设置为16，输出是足够清晰的并且针对多数的呼吸应用，更新时间足够快。
例如为了记录患者气流概况，创建与由传感器检测的压力的实时变动相关的波形是想要的。如果每次本领域技术人员从传感器的单个读数构造此类波形，新的数据是可获得的，产生的波形显示出阻断的假象波形(blocky artefacts)，而不是平滑的波形，由于与每次轻拍(tap)相关的延迟。然而，通过以合适的频率(例如约100Hz)驱动ADC 602和以相同的速率读出数据，代表每次轻拍的数据进一步被平均化，导致更加平滑的波形。
接着平均输出被传到圆形的先进、先出(FIFO)缓冲区用于储存直至数据可由与装置成为一体的连接的处理器处理，或被传输用于卸载处理。此类FIFO缓冲区例如能够存储大量的约等于或稍大于一个典型的呼吸波形的采样，以保证完整的吸入/呼出概况能够被捕获。在其中波形不是实时地被要求的情况下，使用缓冲区减少对传感器的串口(serialport)需求。外加无线通讯，有可能监测患者坚持治疗和服从并且传达此类信息(例如包括患者气流概况)到用户装置比如智能手机或平板电脑。从用户装置，数据可任选地被传达到照料者的装置，例如医生的个人电脑(PC)。这通过有线连接(例如通过通用串行总线(USB)端口)完成。或者，使用无线技术，有可能将结果传达到外部世界，而没有以任何明显的方式干扰外壳内的产品。合适的无线技术包括，例如WiFi技术比如IEEE 802.11、医疗机构区域网络(Medical Body Area Network)(MBAN)技术比如IEEE 802.15、近场通讯(NFC)技术、移动技术比如3G和BluetoothTM技术比如BluetoothTM Low Energy(BLE)。无线电收发器(例如呈BLE芯片形式)可被连接到微型传感器或与其集成。
这样的无线连接可被用于，例如实时报告装置驱动和/或具有日期和时间戳的测知的吸入。该数据可经外部地处理并且如果此类处理的结果是确定处方应当被装满，警告被发送到患者和/或照料者和/或药剂师。警告可通过一个或一个以上吸入器的用户界面(例如LED和/或蜂鸣器)或通过文本信息或邮件提供。作为另一实例，如果在计划的给药时间之后在事先确定的期间内没有收到给药报告，提醒被发送到患者和/或照料者。例如如果使用频率超过安全阈值，警告还可被生成。或者，有线连接器(wired connector)被设置在包括本文描述的微型压力传感器的吸入器上用于在传感器和患者和/或照料者装置之间转移数据。
来自喷雾器的气雾剂递送通过调整吸入气流速度被靶向肺的具体区域。例如，药物在延长的吸入期间以固定在18到20lpm范围的流速通过专门形成的高阻力吸口被释放到患者。通过控制进入肺的空气流速度，有可能通过首先用新鲜空气填充它们，然后一旦填满后激活气雾剂发生器以便还待填充的肺的区域能接受药剂，将某些区域从药物递送排除。
此类系统的可预见性取决于在吸气期间具有调节的气流速度，调节的气流速度对于大部分患者他们自己是很难实现的，在一些情况下是不可能的，例如对于很小的儿童。通过有目的引入一限制(restriction)，通过该限制患者呼吸，一定量的气流度速调节可被实施，这然后它允许对待执行的肺填充一些控制。对于最佳的肺沉积，此类技术需要患者进行单次吸入持续几秒钟。然而，对于一些患者，气道限制和延长的吸入均不被容忍。
另外，通过限制的呼吸具有创造负肋膜压的可能，该负肋膜压实际能封锁较小的气道以及潜在地被靶向的肺的那些部分。
由这些系统要求的延长的吸入也许还对一些患者来说是困难的。干粉吸入器比含水的喷雾器能更快地雾化药物。干粉药剂还倾向于比水溶液更浓。因此，延长的吸入也许对于干粉吸入器是不需要的。
对于气流调节所要求的延长的吸入和限制并不适合用于潮式吸入器，按照定义，潮式吸入器要求患者仅仅潮式呼吸。对于此类应用，在离散包中定时药物递送(正如以下所讨论的)也许提供特定的益处。
考虑关于吸气潮式气流曲线上的任何点，气流似乎正在快速地改变，因此使得它不适合用于靶向的药物沉积。然而，在很小的一段时间内，气流实际上是相对恒定的。因此，通过将计量的干粉剂量递送到这些非常短暂的时隙(time slot)中，通过采用正常的潮式呼吸，获得靶向的药物沉积的好处是可能的。在恒定气流期间药物仍然被释放，但是待靶向的肺的具体区域可在几轮呼吸的过程中给药。这种方法既避免患者进行单次长时间的吸入又排除了对限制的吸口的需要。
为了可靠地进行这种方法，吸入器不得不准确地在从一次呼吸到下一次呼吸的吸入曲线上的相同的点，在离散包中释放药物。因为当不采用限制的吸口时，所述曲线能更容易地变化，那个点只能是非常具体的气流。使用微型压力传感器，这是可能的。使用微型压力传感器确定流速意味着患者呼吸方式的改变被自动调整，因为药物总是以相同的气流速度被释放。
当压力感测被用于确定药物递送的时间控制，考虑的关键参数是最大吸入气流量(PIF)，其定义了吸入气流量开始减少的点。PIF还对应于最大压力变化，因此告知传感器的要求的工作范围。为了吸入药物递送的目的，在达到PIF之前向患者引入药物是重要的，主要因为许多的肺容量在那时已经被装满。考虑到雾化药物需要的时间，尽可能早地在吸入循环中释放药物是理想的，并且将它呈递给患者气道用于夹带。
健康的成人通常表现了最大吸入气流量>30lpm，而COPD成人甚至表现了更高的气流量。成年囊胞性纤维症(CF)罹患者表现了稍微降低的最大气流量，约16到19lpm。因此，对于最大气流量，传感器装置能够处理16到60lpm的范围。
应当注意到，上述数据是从不同研究的综述中获得，其应用很少的(若有的话)气道阻力。在任意类型的吸入器中，对气道来说，总是有一些阻力。事实上，采用压力传感器确定患者气流的装置实际上取决于这种阻力以生成待测量的压力降。意识到一些阻力是需要的，但是对于COPD患者，缺乏有关这种参数灵敏度的任何数据，使用足够小的阻力以使得患者舒服是合适的，然而足够大以生成需要的压力降。约0.06cmH200.5/lpm的R值是合适的。
上述数据说明了与休息时呼吸的患者相关的最大吸入气流量的范围，并不代表气雾剂应该被递送的气流量。如果代表某种意思，它表示气雾剂递送应该停止的气流量。气雾剂生成的实际点应当在吸入循环的早期出现，当肺仍然正在填满的时候。
既然最大气流速度已经被确立用于很可能遇到的患者范围，合适的触发阈值能被鉴定。典型的成人的最大气流量约30lpm，其中对典型的儿童，约15lpm。如果气雾剂发生器在大约12lpm触发，对于成人来说，在约三分之一PIF药物被释放，但是对于儿童来说，接近三分之二PIF药物被释放。这表明了固定阈值在吸入循环中对于具有较低的PIF值的患者来说释放药物太迟了。
虽然使用较低的触发阈值以适应此类患者也许是可能的，可选择的方法可以是监测患者呼吸一个、两个或以上循环。这能够作为一次性“吸入器个人化”例行程序被完成，其例如在医生会诊时或在响应提供给患者的提醒中能够定期地更新，该提醒是通过装置上的指示器提供或以邮件或文本信息来提供或每次患者服用剂量时提供(例如对哮喘发作，提供给药并不适合作为时间关键型应急反应)。越接近执行个人化例行程序给药，给药期间的患者呼吸方式越有可能与那期间的个人化相配，因此靶向更准确。以这种方式，个人PIF值能够被确定，并且合适的固定阈值被确立用于那个特定的患者和PIF。这种“可变阈值”方法，对于任何指定的患者来说，允许阈值是PIF的某个百分比。如果随后的PIF离这样确定的固定阈值太近，吸入器被阻止触发并且警告患者的低气流量状况。假若这样，为了接受治疗，患者不得不更努力呼吸。实际上，因为阈值是基于实际的患者吸入史，当该吸入史被建立时，他们只需要向他们以前一样呼吸。
当总是在吸气曲线上的某点处触发气雾剂发生器(正如由上述描述的可变方法促进的)保证一致的给药时，如果足够低的触发能够被实现，涉及的复杂化不是必需的。如果可靠触发能在典型的儿童PIF的约50％处实现，对于成年患者来说，那种相同的触发甚至更早地发生。因此，另一个方法是对于预期的最低患者PIF来说，使得触发尽可能地低。基于上述呈现的数据，这似乎是大约16lpm。
在下面的段落中，考虑变量和固定阈值以查看哪些被完成了。应当注意到，因为MEMS气压传感器响应随着时间而改变的环境气压，应当注意任何随后的触发基于的原始读数。自动的零读数(即皮重)可直接在监测任何吸入信号之前进行。虽然对该值来说，在响应局部环境气压的变化中随着时间而改变是可能的，如果治疗在几分钟内完成，不希望引起任何问题。或者，第二个气压计芯片能被使用以记录气压活动(barometric activity)，允许主芯片专有地被用于呼吸检测。
应当注意到，无论检测阈是什么，它都能在软件或硬件中应用。前者能采用微控制器上运行的软件被应用，该微控制器实时地收集来自传感器的压力数据。在另一方面，后者通过利用阀值编程内部硬件寄存器和使用装置对信号的内置中断能力(interruptcapability)(当该阈值已经达到时)避免了传感器和微控制器之间的大量数字通信的必要。以这种方式，主微控制器在装置中设置阈值并且等待中断发生，无需与装置的进一步通信。例如，每当20Pa或更大的压力变化被检测到时传感器能够被设置以生成中断。如果敏感元件以约100Hz的频率被轮询时，传感器的内部滤波器具有足够的采样用于其内部平均以产生与噪声可区别的输出。
除了气流速度，体积应该被考虑。如果用于触发气雾剂释放的气流速度发生在大部分吸入体积已经发生的时间点了，很少量的药物到达肺。这是因为大约最后150cc(成年人)甚至可能不会到达肺泡。相反，它将装满与气管和较大的气道相关的解剖死腔。一旦到达PIF，总0.7l的约0.6l已经由成年个体吸入。这代表了在仅仅一次呼吸中85％的吸入体积。换句话说，在PIF已经到达时，仅仅15％的潮式体积(tidal volume)还有待于被吸入。
图7(基于"The relationship between spontaneous expiratory flow-volumecurve configuration and airflow obstruction in elderly COPD patients",Nozoeet.al,RESPIRATORY CARE Paper in Press,9April 2013)说明了在具有COPD的老年患者的自主呼吸期间的气流量和体积之间的关系。图7显示了大约PIF一半的任意的触发点，在约2.5lps(公升/秒)，由穿过两个迹线的第一段的实心垂直线表示。该线与体积迹线在约0.36l相交，这表示在一次呼吸中吸入的总体积的0.36/0.7＝51％。换句话说，约一半单次呼吸的体积已经被吸入。这提示基于吸入气流量的任意触发点应当被限制到PIF的50％或更少。
应当被考虑的任何吸入药物递送系统的一个重要局限是气雾剂/粉末发生器响应其触发花费的时间。借助实例，考虑到喷雾器，该喷雾器在离散包中递送气雾剂，持续的时间中每个100ms，并且被限制到每次呼吸只有一个。假设它要求从气雾剂发生器首先被激活(即触发)的时间约40ms喷出气雾剂。还假设最大的呼吸速度是约33BPM(每分钟呼吸)，其中每次呼吸持续1.8秒。假设I:E(吸入比呼出)比率为1:3，然后吸入持续1.8/4＝450ms。然后达到PIF的时间是该数值的约一半或225ms。这意味着如果气雾剂生成在PIF一半处(在这个实例中它是113ms)被触发，实际上气雾剂没有被释放，直到40ms后，或在153ms。这是PIF的153/225＝68％。在气雾剂生成方面这是晚的，尤其因为气雾剂在超过100ms被释放。在这种情况下，气雾剂生成停止在153+100＝253ms，或超过PIF仅仅28ms。这也许仍然是可接受的，但实际为了在PIF一半的过程中释放药物(与触发相反)，触发应当是PIF的约(113-40)/225＝32％。在这种情况下，气雾剂生成停止在85+100＝173ms，其是来自PIF的52ms。
对于在离散包中释放药物的吸入器，通过调整触发点仿真呼吸驱动喷雾器(上述提到的)的靶向药物沉积方式是可能的。这避免了患者以特定的调整的气流速度进行延长的呼吸的必要。如果药物包在吸入循环早期被分发，它们深入地流到肺的末梢区域中。如果在循环的后期释放，它们仅仅流到肺的上半部分。如果在两者之间的任何时候释放，肺的中间区域会被靶向。如果吸入的气流速度在药物递送期间是相对恒定的，通过控制每个包释放的具体时间和持续时间靶向药物递送到肺的不同部分是可能的。以这种方式，有可能通过采用简单的潮式呼吸仿真流动限制的靶向药物沉积呼吸驱动喷雾器的疗法。这使得靶向的药物递送对婴儿、小孩子以及因任何其它原因不能进行延长的呼吸的患者是可可用的。
用于此类吸入器的干粉药剂可被包装在包含恰当数量的药剂用于单次给药的气泡中。这能够通过每次吸入激活压电振动器一次在几(例如5到10)次吸入期间被释放。应该注意到：在任何触发阈值和由气压计芯片生成的内压力噪声之间存在权衡(trade-off)。随着触发阈值被调整降低并且降低气流量(即压力)，芯片内产生的压力噪声开始看起来像实际呼吸信号的点被到达，引入错误的触发的可能性。当捕捉实际的呼吸波形时，这种相同的噪声在观察到的触发位置引起了可变性。再者，因为这种芯片是气压计，触发阈值越低，看起来像实际信号的快速环境变化存在的可能性越大。这种问题可通过滤掉软件中的这些异常来缓解。
具有移动平均数10到20个(例如12个)采样的触发阈值5lpm在这种背景(使用0.049cmH2O0,5/lpm阻力)下进行得很好。正如以上所讨论的，应用32％触发限制我们到PIF5lpm/0.32＝15.6lpm。因为该值低于早期鉴定的针对CF患者的16lpm，使用该值作为固定阈值是有可能的。然而，如果需要，基于个体患者利用可变阈值也是有可能的。
在治疗不同疾病和医疗状况的过程中，可变的触发阈值是有利的。以收缩较大的气道为特征的某些疾病(包括慢性阻塞性肺病(COPD)、囊胞性纤维症(CF)和哮喘)倾向于通过冲击(impaction)提高药物在这些相同区域的沉积。这是因为阻塞随着正在增加的气流速度而增加并且局部流速通过收缩的气道而增加。虽然从给药的立场来看对于一些局部药物(topical drug)这是理想的，通过较大气道中的冲击药物的流失还减少了外带(肺泡)中可用于肺的药物的量。再者，没有到达肺外带(lung periphery)的任何药物不会停留在那里很久因为较高的气流速度减少了可用于沉积和扩散的时间，沉积在外围中的主要方法。
大多数吸入器要求高气流速度以向患者递送药物。然而，此类高气流量支持冲击并且因此支持以不可控制的方式药物沉积。在另一方面，潮式吸入器以非常低的气流速度工作，因此减少了冲击损失。一般来说，气流速度越低，对口和喉咙中的冲击来说，药物损失越少，对受限制的上气道(例如在COPD、CF或哮喘患者中)或在没有此类限制存在(例如在气肿患者中)的情况下对肺外带来说，留下更多的药物可用于通过有目的冲击的损失。通过控制药物释放开始和/或停止的气流速度，药物可被靶向在肺的不同部分。通过冲击的在非靶向部位的药物的流失也被减少，因此要求较少的药物，并且吸入器的含药部分(例如气泡)可以较小地制作。因为吸入器被要求一直携带，此类尺寸减小是想要的。当一次性药物套筒独立于可再用的吸入器主体被提供时，这是特别有优势的，因为该套筒可被制作得更小和更轻，减少递送成本并且允许更有效的包装。作为另一个实例，如果阻碍物(例如肿瘤)是上气道的阻塞部分以及药物递送被要求经过深入到肺中的障碍物，药物可以较低的气流速度释放以最小化冲击药物到该肿瘤的损失。在另一方面，如果药物直接递送到肿瘤是想要的，药物可以较高的流速被释放，这将最大化直接对肿瘤的冲击。
此类准确的飞行(on the fly)靶向在干粉吸入器中是可能的，其中药物释放机构(例如从团聚的粉末圆块产生大剂量的超细粉的压电振动器)的响应时间是相当快的。液体喷雾器技术并不允许足够快的响应因为明显更多的时间需要通过筛孔挤出液体以雾化它。作为一个实例，某些超声波液体类型喷雾器(ultrasonic liquid type nebulizers)具有在开始超声波振动0.4秒之后雾化的延迟时间，它是比与典型的干粉吸入器相关的数量级高的数量级。作为另一个实例，US5515841A描述了与涉及在筛孔上形成液滴的筛孔类型液体喷雾器(mesh type liquid nebulizers)相关的雾化延迟，所述液滴在雾化开始之前不得不被清除。此类问题不存在于干粉吸入器中。
可变的触发点的使用意味着在包括可再用的部分和一次性药物套筒的吸入器中，具有不同靶向区域的不同药物可被放入相同的装置。不同的套筒例如通过直接连接或使用无线技术可被电子鉴定。直接连接包括逻辑比如上拉电阻或跳线或非易失性存储器比如电可擦除可编只读存储器(EEPROM)或由可再用的部分读取的闪光。无线连接包括BLE或近场通讯(NFC)例如无线电频率标识符(RFID)标签。
再者，具有可变的触发点，靶子可在飞行中改变。例如，在数次潮式吸入的过程中少量的药物可被递送到肺的一部分以及较大量的药物被递送到另一部分。这促进一些新的治疗，该新的治疗不能通过采用单个长的吸入执行。例如，靶向由肺中更高的限制的区域阻塞的肺的深处的某些区域也许是想要的。通过调整吸入之间的触发点，有可能在第一次吸入时使用以相对高的气流速度释放的吸入药物以打开正在阻塞靶向区域的该气道，然后在第二次吸入时以相对低的流速递送剩余的剂量到更远的靶向区域。
取决于采用的微型气压传感器芯片的复杂性，芯片本身能够基于它自己的压力读数的监测生成给药触发信号。如之前描述的，由主人处理器设置的可编程阈值能设置实际的触发点。也有可能以类似的方式编程气道阻力，因此允许单晶片适合于多重吸入器应用，每者具有它们自己独特的阻力值。在其FIFO内部储存完整波形用于稍后检索的芯片使得主人处理器免于不得不实时地捕捉这种信息，允许它完成其它的任务。
无线方案(例如包括BLE模块)可被用于递送患者气流概况到接着能够计算具体的呼吸参数的应用中。从而该吸入器可将此类任务要求的处理交付给例如智能电话处理器。由此类应用鉴定的关键结果(比如呼吸速度(RR)、PIF等)接着能够被反馈给吸入器。此类“应用方法”的另一个优点是将来自药物递送装置患者数据的处理交付给应用，因此减少了硬件的需要，并且促进了对吸入器来说可能的最小的形态因素。这种方法的进一步优势是在智能电话上运行的软件(比如应用软件)比在吸入器上运行的软件更容易地改变。
除了上述描述的吸入器功能，通过采用MEMS气压传感器开发针对吸入器的肺活量计功能。例如，芯片比如MPL3115A2气压计芯片(除了提供对于潮式呼吸器应用需要的实时压力更新)能自动地记录其检测的最大压力和最小压力。这能够在低成本DPI或pMDI性能监控器中使用，提供了由具有患者利用此类装置获得的最大压力(因此流量)的简单评估。为了在该应用中使用芯片，简单的处理器可被用于1)在使用之前重新设置最大/最小压力寄存器；2)捕捉作为“皮重”参考的当前气压；3)监测待测量的调动(manoeuvre)以及4)读回寄存器。这些最终寄存器读数和皮重读数之间的差异代表了最大的吸入或呼出压力。从这些以及每个装置的公知阻力来看，实际最大的气流速度和体积(吸入的和呼出的)能够被计算。此类功能能够例如由BLE模块在故障期间(当不用于通信时)提供。
作为另一个实例，潮式呼出气流曲线的观察可被采用以预测在1秒内的用力呼出的体积(FEVl)，并且因此预测气道障碍物，无需传统呼吸计(spirometry)特有的用力呼气调动。FEVl能够根据在正常的潮式呼吸期间获得的高峰后呼出气流信息(post peakexpiratory flow information)来确定。因此，通过捕捉在正常的潮式呼吸期间(甚至在药物递送期间)患者的出气流概况，实时地评估气道障碍物是可能的。除了治疗患者以外，从而吸入器还能确定经过一段时间后所述治疗的效果，可能导致改进的结果。
图8是凭借吸入器药物给药的实例方法800的流程图。在步骤810，用户开始通过吸口呼吸。在步骤820，包括气动地连接到吸口的传感器端口的微型气压传感器感测在所述传感器端口处的压力变化。在步骤830，感测的数据被储存在数据缓冲区。在步骤840，感测的数据被传到处理器。在步骤850，所述处理器确定吸入是在进行中的。在860，响应所述确定，控制器发出给药信号。在870，在响应接收所述给药信号中，吸入器的给药机构释放药物到流道中。在步骤880，吸入完成了并且用户呼气。方法800的所有步骤出现在单个潮式呼吸循环中。
方法800前面是打开单剂量药物容器比如气泡。该气泡在步骤870期间可被完全地排空。或者，方法800可在连续的一系列呼吸循环中重复，其中气泡的内容物的一部分在每次吸入期间被投予给用户直至气泡在例如6或7次吸入之后被排空。
上述描述涉及本发明的典范使用，但是会领会到其它的实施和变化是可能的。
另外，本领域技术人员能够修改或改变仪器的特定的几何结构和特定特征的布置。其它的变化和修改对本领域技术人员来说也是显而易见的。此类变化和修改涉及等同物和其它的特征，该等同物和其它的特征已经是公知的并且能够被采用，而不是或除了本文描述的特征。在分离的实施例的上下文中描述的特征可在单个实施例中组合被提供。相反，在单个实施例的上下文中描述的特征还能被分别地或以任意适当的亚组合被提供。

Claims (20)

1.潮式干粉吸入器包括：
微型压力传感器，所述传感器的传感器端口经气动地连接到用户通过其吸入的流道；
处理器，所述处理器经配置以处理从所述传感器的敏感元件接收的数据用来做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定；
控制器，所述控制器经配置以响应所述决定，发出开始给药信号；以及
给药机构，所述给药机构经配置以在响应接收所述开始给药信号中在所述自主呼吸的吸入期间释放干粉药剂到所述流道中。
2.根据权利要求1所述的吸入器，其中当从所述敏感元件接收的所述数据表明了所述流道中的空气流速度是在预定的开始给药阈值处时，所述处理器经配置以做出所述决定。
3.根据权利要求2所述的吸入器，其中所述传感器包括：
所述处理器；以及
用于储存所述预定的开始给药阈值的硬件寄存器；
其中当做出所述决定时所述传感器经配置以生成中断。
4.根据上述任意一项权利要求中所述的吸入器，其中所述给药机构经配置以在离散时间包中释放干粉药剂。
5.根据权利要求4所述的吸入器，其中：
所述处理器经进一步配置以，在做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定之后，处理从所述敏感元件接收的数据以做出用户的肺的靶体积已经被装满的决定；
所述控制器经进一步配置以响应用户的肺的靶体积已经被装满的决定发出停止给药信号；以及
所述给药机构经进一步配置以响应接收所述停止给药信号中，停止释放干粉药剂到所述流道中。
6.根据权利要求5所述的吸入器，其中所述处理器经配置以做出用户的肺的靶体积已经被装满的决定，当从敏感元件接收的所述数据表明了所述流道中的空气流速度是在预定的停止给药阈值处，其中所述流道中的空气流速是经过一段时间平均的。
7.根据上述任意一项权利要求中所述的吸入器，所述吸入器包括可再用的部分和可替换的药物套筒。
8.根据权利要求7所述的吸入器，其中所述可再用的部分包括电子套筒识别工具。
9.根据上述任意一项权利要求中所述的吸入器，其中所述传感器是微机电系统(MEMS)压力传感器，比如气压MEMS压力传感器，或纳机电系统(NEMS)压力传感器。
10.一种凭借潮式吸入器的干粉药剂给药的方法，所述方法包括：
所述吸入器的微型压力传感器，所述传感器包括传感器端口，感测在所述传感器端口处压力的变化，所述传感器端口经气动地连接到用户通过其吸入的流道；
响应所述感测，做出通过所述流道自主呼吸的吸入是在进行中的决定；
响应所述决定，发出开始给药信号；以及
在响应接收所述开始给药信号中，所述吸入器的给药机构在所述自主呼吸的吸入期间释放干粉药剂到流道中。
11.根据权利要求10所述的方法，
其中当所述传感器端口处的所述的压力的变化表明了所述流道中的空气流速度是在预定的开始给药阈值处时，做出所述决定。
12.根据权利要求11所述的方法，所述方法进一步包括所述预定的开始给药阈值被编程到所述传感器的内部硬件寄存器中，其中所述决定和所述发出开始给药信号是由所述传感器执行的。
13.根据权利要求10到12中任一项所述的方法，其中所述释放充满一个或以上离散时间包。
14.根据权利要求13所述的方法，所述方法进一步包括：
在继做出通过所述流道的自主呼吸的吸入是在进行中的决定之后，做出用户的肺的靶体积已经被装满的决定；
响应用户的肺的靶体积已经被装满的所述决定，发出停止给药信号；以及
在响应接收所述停止给药信号中，所述给药机构停止释放干粉药剂到所述流道中。
15.根据权利要求14所述的方法，其中当在所述传感器端口处的所述的压力的变化表明了流道中的空气流速度是在预定的停止给药阈值处时，做出用户的肺的靶体积已经被装满的决定，其中所述流道中的空气流速是经过一段时间平均的。
16.根据权利要求13到15中任一项所述的方法，在多个连续的自主呼吸期间重复。
17.根据权利要求10到16中任一项所述的方法，所述方法进一步包括：
接通传感器或唤醒低功耗状态的传感器；
在响应正在接通或正在唤醒的传感器中，从所述传感器的敏感元件获取皮重读数；以及
随后使用所述皮重读数校准从所述敏感元件接收的数据。
18.根据权利要求10到16中任一项所述的方法，所述方法进一步包括：
从通过传感器测量的移动平均数确定动态零点；以及
根据所述动态零点动态地校准所述传感器。
19.根据权利要求10到16中任一项所述的方法，所述方法进一步包括：
采用额外的MEMS气压传感器监测环境气压活动；以及
校准具有气动地连接到靠在所述额外的传感器的流道的传感器端口的传感器。
20.计算机程序产品，所述计算机程序产品包括用于由计算机处理器执行以进行权利要求10到19中任一项所述的方法的指令。
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