CN108697868B - 药用吸入器 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种药用吸入器。所述吸入器可包括外壳，以及至少部分地由所述外壳限定并包括空气入口和空气出口的气流路径。所述吸入器还可包括流量调节器和呼吸致动剂量释放击发系统。所述流量调节器可定位在所述空气入口和所述空气出口之间的所述气流路径中，以调节所述气流路径中的气流达到调节体积流率。所述呼吸致动剂量释放击发系统可位于所述外壳中并且可被构造成以小于所述调节体积流率的击发体积流率释放一定剂量的药物。

Description

药用吸入器

技术领域

本公开整体涉及药用吸入器，并且具体地讲涉及包括流量调节器和呼吸致动剂量释放击发系统的药用吸入器。

背景技术

通常使用加压计量剂量吸入器(pMDI)、干粉吸入器(DPI)或喷雾器类型来将烟雾化药物递送到呼吸道用于治疗呼吸道疾病和其他疾病。尤其是pMDI吸入器已成为行业标准，并且为患有哮喘或慢性阻塞性肺病(COPD)的许多患者所熟悉。常规pMDI装置包括用计量阀密封的铝罐，该铝罐容纳药物制剂。一般来讲，药物制剂是含有悬浮在液化氢氟烷烃(HFA)推进剂中的一种或多种药用化合物的细小颗粒的加压制剂，或溶解于推进剂/共溶剂体系中的一种或多种药用化合物的溶液。在溶液中掺入一种药物和在悬浮液形式中掺入另一种药物的制剂也是已知的。

在常规肺部pMDI中，密封罐在致动器中提供给患者。致动器通常是大致L形的塑料模制件，其包括围绕罐的大致圆柱形垂直管加上大致水平管，该大致水平管形成限定吸气(或吸入)孔的患者部分(例如，口件或鼻件)。为了使用这种吸入器，患者呼气，将患者端口放入体腔(例如，口或鼻)中，然后吸气，以通过吸气孔吸入空气。大多数这类吸入器属于肺部“按压和呼吸”类型，其中患者必须向下按压罐的突出端才能操作计量阀，从而将计量剂量的药物从罐中释放到所吸入的气流中，从此通过口件进入其肺部。如果要将涌现的烟雾化药物云状物充分吸入肺部以提供最大的治疗益处，这需要对吸入和剂量释放的时间安排进行显著程度的协调。如果患者在形成吸气流量之前释放剂量，那么一部分药物可能在口件或患者口腔中丢失。相反，如果在吸入开始后很久才释放，那么肺部的较深区域可能已经充满空气并且不会被下一团释放的药物烟雾剂渗透。

以前设计过隔件装置，其配合到pMDI的口件上，以便降低药物烟雾剂的紧急羽流的速度并提供其可扩散并且使其推进剂可更完全地蒸发的体积。这可以避免一些协调问题，并且还可以避免由于过快吸入药物颗粒引起的喉部高度沉积的趋势。然而，隔件装置非常庞大，并且它们可在其壁上保留过量的药物，从而减少了到达患者的剂量。隔件装置还会对静电电荷高度敏感，这通常会受到清洗或干燥方式的强烈影响。

为了克服对一些患者而言可能相当有挑战的问题，已经创建了pMDI装置设计，其采用自动呼吸致动触发，仅响应于患者的吸入呼吸而释放剂量。可从明尼苏达州圣保罗的3M公司(3M Company，St.Paul，MN)获得的AUTOHALER^TM计量剂量吸入器和可从以色列的梯瓦制药工业有限公司(Teva Pharmaceutical Industries Ltd.，Israel)获得的EASIBREATHE^TM吸入器就是两种这样的pMDI装置，其使用呼吸致动来试图更好地协调剂量释放与吸入。

US20050022806 A1公开了药物分配器。一个实施方案示出了一种线辅助装置，其包括可旋转圆筒，该可旋转圆筒包括螺旋向下的导轨和位于其中心的离合器。多条联接线径向附接到圆筒的顶部，联接线的另一端附接到分配器的固定点(未示出)。引导臂连接到盖体，该盖体配合在位于套环中的药物容器上。位于圆筒底部和盖体顶部之间的是弹簧。引导臂可位于导轨内。当装置被激活时，联接线收缩，引起圆筒旋转。当其旋转时，螺旋形导轨使引导臂以垂直方式向下移动，盖体使药物容器移动到分配位置。

US2002189612 A1和US2003005926 A1公开了药物分配器。当患者吸气时，呼吸传感器(未示出)记录患者的呼吸并完善电路(未示出)，来自该电路的电流加热触发器联接形状记忆合金(SMA)线或在这种情况下为击发形状记忆合金(SMA)线，该线连接到击发凸轮锁。随着SMA线温度的升高，其收缩，并且在这种情况下从击发杆移除击发凸轮锁。拉伸弹簧现在释放其能量并向上反冲并使击发杆向下枢转，从而相对于阀向下拉动罐，以通过吸入器的口件释放一定剂量的药物。

发明内容

尽管呼吸致动吸入器可有助于实现吸入和药物剂量释放之间的协调，但是一些现有装置采用机械呼吸致动系统，该系统通常需要紧密公差才能既稳定又灵敏。储能机械呼吸致动系统的性质使得通常需要通过锁定机构来保持(即，防止释放)几十牛顿的大负载(例如，保持在压缩弹簧中)，必须仅使用患者呼吸的力(例如，1牛顿，来自大小合理的叶片)来解锁该机构。这需要很大的“机械优势”，由此较小的力可释放更大的力。例如，典型的pMDI计量阀可需要超过40N才能击发它们，这意味着即使在将阀移动约2至3mm左右之后，用于驱动计量阀的压缩弹簧也需要提供超过该力的力：即甚至在其已经从其压缩状态(击发机构待发(或“翘起”))卸载2至3mm的位置处也需要提供大于40N。提供这种程度的“机械优势”的全机械系统通常既复杂又经过精细调整，这可包括需要仔细控制尺寸。

为了克服与吸入器“击发”机构特别是呼吸致动的击发机构有关的一些上述问题，本发明人研发了本公开的剂量释放击发系统。这些系统可提供吸入器(和例如pMDI罐)的可靠操作以分配预定剂量的药物(例如，在一些实施方案中，响应于在通过吸入器检测到患者的吸入呼吸时产生的电信号，分配计量剂量的药物)。

在本公开的一些实施方案中，击发系统可与电子触发的呼吸致动系统组合使用，该呼吸致动系统可用于释放(或解锁)击发系统，从而允许其变为其击发状态。在这类实施方案中，将电子器件添加到吸入器可允许将其他功能“捎带”到触发系统电子器件上。例如，可添加电子剂量计数器作为电子定时、使用提醒的产生等。如果使用电子压力传感器来检测气流的存在，并且利用用于致动击发系统的逻辑电路算法来确定通过吸入器的吸入气流的大小和潜在的方向，那么还可以记录患者的吸入流量分布，例如以便作为向患者和/或其医生提供信息或建议的手段而存储和/或分析。

此外，即使患者能够实现良好的剂量释放时间安排，无论是通过呼吸致动还是简单地通过良好的按压和呼吸协调，他们都可能具有以次优流率吸入的倾向。例如，非常高的吸入流率(即，体积流率)可引起喉部背面上的药物沉积过量且出现问题，而非常低的吸入流率可导致烟雾化药物喷雾的夹带效果不好。一个有关的另外潜在问题是非常高的吸入流率可导致更快地充盈肺部，因此更需要良好的协调。

由于吸入和剂量释放协调不佳，许多患者无法获得其药用吸入器的全部治疗益处。例如，许多患有不受控制的哮喘的患者无法(i)达到10至50升/分钟(L/min)的流率；(ii)保持流率至少1.5秒；并且(iii)在吸气后屏住呼吸至少5秒钟。已发现吸入器使用技术不佳与哮喘控制不良有关。类似的考虑可能适用于使用吸入药物治疗的其他呼吸道疾病，例如COPD。

制药公司提供的指导意见中的一般观点是，对于缓慢而深度吸入(通常被解释为低于50-60L/min)的患者，应采用pMDI药物。

然而，对于常规pMDI和其他吸入器，吸入流率可能因用户不同甚至在同一患者中因呼吸不同而很难控制。有些患者有时可达到高达250L/min的流率，而有些患者有时可达到少一个数量级。以较低流率吸入药物往往会减少上呼吸道中的药物撞击并增加肺部深处的药物沉积。如果患者无法控制哮喘或任何其他需要使用吸入器的呼吸道疾病，这将影响他们的生活质量并且可能导致需要进一步的医疗干预。

因为患者通过其pMDI吸入的方式是将药物递送到其肺部的重要决定因素，因此是他们从其药物中获得的益处、本发明人试图控制吸入特征的重要决定因素。

另一个难点在于使所有患者以类似和一致的方式吸入。吸入器设计各自具有其自身的对气流的固有阻力(R)。这通常用单位(Pa)^0.5(min/L)表示，并且通过以下公式与吸入气流速率(FR)和患者产生的压降(PD)相关：

R＝PD^0.5/FR。

现有pMDI吸入器通常具有较低的对气流的固有阻力，例如低于0.5Pa^0.5min/L，这使得患者难以控制其吸入流率。呼吸情况可能过于迅速。在这种情况下进行呼吸-给药协调可能比较困难，并且患者间和患者内的可变性都很高。对于该级别的阻力，患者也可能难以实现持续时间超过可能2至2.5秒的稳定流率。在吸入操作期间和两次吸入之间的流率一致性可能难以获得。例如，可能发生流率“剧增”，由此患者获得相当高但非常短暂的流率。这可能导致药物在其气道中的空间分布不良。

然而，将明显固定(“固定”)的阻力添加到pMDI装置的设计中也会产生问题。通过限制吸入器中的气流路径的几何形状，可产生更高的阻力，例如1.6Pa^0.5min/L或更大。这种阻力是一些DPI装置的典型特征，在DPI装置中需要高阻力来产生从不含液化推进剂的能量含量的系统中分散和/或解聚一剂量的药物粉末所需的能量。遗憾的是，虽然高阻力使许多患者更容易通过吸入器更缓慢和稳定地吸入，并且持续更长时间(例如，5秒或更长时间)，但它们对于一些奋力抵抗这种阻力来吸入足够量的空气的较弱患者构成了障碍。特别是COPD患者由于其肺功能受损而经常难以通过这种高阻力吸入。

为了克服与低吸入器阻力或高吸入器阻力有关的一些上述问题，同时还避免需要隔件装置，本发明人研发了本公开的流量调节器，其能够根据所经历的压降(即，在流量调节器的入口和出口之间)来改变其几何形状和对气流的阻力。本公开的流量调节器(其也可被称为“流率限制器”、“流量限制器”、“流量调整器”、“流量限制装置”或其派生物)可在低压差下允许可感知气流，同时在较高压差下增加气流阻力，以便将气流速率限制为与在较低压差下获得的值更加一致的值，从而减少患者间和患者内的吸入可变性。

本公开的一些方面提供了一种药用吸入器。该吸入器可包括外壳，以及至少部分地由外壳限定并包括空气入口和空气出口的气流路径。该吸入器还可包括流量调节器和呼吸致动剂量释放击发系统。流量调节器可定位在空气入口和空气出口之间的气流路径中，以调节气流路径中的气流达到调节体积流率。呼吸致动剂量释放击发系统可位于外壳中并且可被构造成以小于调节体积流率的击发体积流率释放一定剂量的药物。

参考具体实施方式和附图，本公开的其它特征和方面将变得显而易见。

附图说明

图1是根据本公开的一个实施方案的药用吸入器的剖面侧视图(其中外壳的一部分被移除以使得内部部件可见)，该吸入器包括根据本公开的一个实施方案的流量调节器、根据本公开的一个实施方案的吸入气流检测系统以及根据本公开的一个实施方案的剂量释放击发系统，该击发系统包括根据本公开的一个实施方案的触发器，该触发器包括形状记忆材料。

图2为图1的击发系统的等轴视图。

图3为被示为相对于图1中所示的侧剖视图围绕纵向轴线旋转90度的沿图2的线3-3截取的图1和图2的击发系统的示意性侧剖视图，该击发系统包括击发销和旋转臂模块。

图4为图1至图3的击发系统的旋转臂模块的顶部等轴视图，该旋转臂模块包括导轨。

图5为图4的旋转臂模块的底部等轴视图。

图6为图1至图3的击发系统的击发销的等轴视图，该击发销包括突出，该突出的尺寸被设计为接纳在旋转臂模块的导轨中。

图7为图6的击发销的侧视图。

图8为图4和图5的旋转臂模块以及图6和图7的击发销的等轴视图，组装后，击发销被示为相对于旋转臂模块处于第一位置，使得突出被示为相对于导轨处于第一位置。

图9为图4、图5和图8的旋转臂模块以及图6至图8的击发销的等轴视图，组装后，击发销被示为相对于旋转臂模块处于第二位置，使得突出被示为相对于导轨处于第二位置。

图10为被示为相对于图1中所示的侧视图围绕纵向轴线旋转90度的图1的药用吸入器的局部示意性侧剖视图，击发系统处于其待发状态。

图11为图4、图5以及图8至图10的导轨的示意性侧面“未卷起”平面图，当图1至图3以及图10的击发系统处于其待发状态时，图3以及图6至图10的突出部被示为定位在导轨中处于第一位置。

图12为图1至图3以及图10的击发系统处于其待发状态时的顶部平面图。

图13为被示为处于与图10相同的取向的图1和图10的药用吸入器的局部示意性侧剖视图，击发系统被示为处于其击发状态。

图14为图4、图5、图8至图11以及图13的导轨的示意性侧面“未卷起”平面图，当图1至图3以及图12至图13的击发系统处于其击发状态时，图3、图6至图11以及图13的突出部被示为定位在导轨中处于第二位置。

图15为图1至图3、图10以及图12至图13的击发系统处于其击发状态时的顶部平面图。

图16为图1的药用吸入器的剖面侧视图，其中为了清楚起见，部分被移除，该药用吸入器包括根据本公开的另一个实施方案的触发器，该触发器包括数字电机。

图17为图1的药用吸入器的剖面侧视图，其中为了清楚起见，部分被移除，该药用吸入器包括根据本公开的另一个实施方案的触发器，该触发器包括电磁体。

图18为图1的药用吸入器的剖面侧视图，其中为了清楚起见，部分被移除，该药用吸入器包括根据本公开的另一个实施方案的触发器，该触发器包括螺线管。

图19为图1的药用吸入器的剖面侧视图，其中为了清楚起见，部分被移除，该药用吸入器包括根据本公开的另一个实施方案的触发器，该触发器包括机械致动器。

图20为根据本公开的另一个实施方案的药用吸入器的剖面侧视图，该吸入器包括图1至图3、图10、图12至图13以及图15的击发系统以及位于击发系统和药物罐之间的适配器。

图21为示意性地示出使用常规药用吸入器和使用包括本公开的流量调节器的药用吸入器的COPD患者的吸入流量分布的流率(L/分钟)与时间(秒)的曲线图。

图22为被示为休息的根据本公开的一个实施方案的流量调节器的等轴视图。

图23为被示为休息的沿图22的线23-23截取的图22的流量调节器的正面纵向剖视图。

图24为被示为休息的沿图22的线24-24截取的图22和图23的流量调节器的横向剖视图。

图25为被示为休息的沿图22的线25-25截取的图22至图24的流量调节器的侧面纵向剖视图。

图26为被示为运行的沿图22的线26-26截取的图22至图25的流量调节器的横向剖视图。

图27为被示为运行的沿图22的线25-25截取的图22至图26的流量调节器的侧面纵向剖视图。

图28为被示为休息的根据本公开的另一个实施方案的流量调节器的正面纵向剖视图。

图29为被示为休息的图28的流量调节器的横向剖视图。

图30为被示为休息的图28至图29的流量调节器的侧面纵向剖视图。

图31为被示为运行的图28至图30的流量调节器的横向剖视图。

图32为被示为运行的图28至图31的流量调节器的侧面纵向剖视图。

图33为根据本公开的另一个实施方案的流量调节器的正面纵向剖视图。

图34为根据本公开的一个实施方案的呼吸致动药用吸入器的侧剖视图，该吸入器包括位于专用气流路径中的图22至图27的流量调节器。

图35为根据本公开的一个实施方案的药用吸入器的流量调节器组件的正面纵向剖视图，该流量调节器组件包括图22至图27的流量调节器、上游文丘里管以及被定位成与流量调节器流体连通的一个或多个压力传感器。

图36为图35的流量调节器组件的分解等轴视图。

图37为根据本公开的另一个实施方案的药用吸入器的流量调节器组件的一部分的侧面纵向剖视图，该流量调节器组件包括被示为休息的根据本公开的一个实施方案的流量调节器。

图38为根据本公开的另一个实施方案的药用吸入器的流量调节器组件的一部分的正面纵向剖视图，该流量调节器组件包括被示为休息的根据本公开的一个实施方案的流量调节器。

图39为本公开的流量调节器的三个不同实施方案的吸入压降(kPa)与吸入流率(L/分钟)的曲线图。

图40为本公开的流量调节器的三个其他实施方案的吸入压降(kPa)与吸入流率(L/分钟)的曲线图。

具体实施方式

本公开整体涉及包括流量调节器(例如，作为流量调节器组件的一部分)和剂量释放击发系统的药用吸入器。本公开的击发系统可适用于各种类型的吸入器(包括口腔肺部吸入器和鼻吸入器)，用于将烟雾剂形式的药物剂量递送到呼吸道。在一些实施方案中，本公开的剂量释放击发系统可以是响应于患者的吸入而呼吸致动的。例如，在一些实施方案中，剂量释放击发系统可以是电子呼吸致动的、机械呼吸致动的或其组合。

本公开的击发系统可提供用最小的输入力释放足以分配一剂量的药物的力(例如，足以致动pMDI阀的力)的装置。可将这类系统描述为提供机械优势。如下面更详细地描述，本公开的一些实施方案通过采用成角度的卡口机构提供机械优势来实现这一点。

在一些实施方案中，本公开的剂量释放击发系统可包括：

(i)轴线(例如，纵向轴线)，其限定沿轴线或基本上平行于轴线延伸的轴向/纵向方向；

(ii)柱塞(或“罐保持器”或“罐适配器”)，其可在第一(纵向)位置和第二(纵向)位置之间在轴向方向上(即，在吸入器中，与罐的纵向方向对准或平行于罐的纵向方向)移动；

(iii)储能装置，其被构造成(并且相对于柱塞被定位成)当储能装置中储存的能量被释放时将柱塞从第一位置驱动到第二位置，其中当储存的能量不被释放(即，被储存)，特别是被禁止释放时，击发系统处于待发状态，并且其中当储存的能量被释放时，击发系统处于击发状态；

(iv)导轨(其也可被称为“凹槽”、“凸轮路径”或“凸轮导件”)，其中导轨的至少一部分具有螺旋形状，导轨具有相对于轴线具有大于零的第一螺旋角的第一(上部)部分(即，第一部分是导轨的螺旋部分)，以及相对于轴线具有第二螺旋角的第二(下部)部分，其中第二螺旋角小于第一螺旋角；以及

(v)突出部，其尺寸被设计为接纳在导轨中，突出部可在导轨中在对应于柱塞的第一位置的第一位置和对应于柱塞的第二位置的第二位置之间移动，使得突出部被构造成当储能装置(即，通过从储能装置释放储存的能量)驱动柱塞在第一位置和第二位置之间移动(即，在轴向方向上)时(即，至少部分地当突出部在导轨的第二部分中行进时)沿导轨成凸轮形；

(vi)其中导轨或突出部固定地联接到柱塞。(在一些实施方案中，导轨或突出部可与柱塞一体形成。)

这类实施方案的导轨和突出部可一起提供卡口交互结构或机构，并且特别是考虑到导轨的第一部分，可提供成角度的卡口机构。导轨可特别地被构造成将围绕轴线的旋转运动转移或转换为更轴向(例如，线性)运动(即，在沿轴线或平行于轴线或者至少更多地沿轴线或更多地平行于轴线取向的方向上)。

在一些实施方案中，本公开的击发系统还可包括可在以下位置之间移动的闩锁：

(i)第一(即，锁定)位置，其中闩锁联接到导轨和突出部中的至少一者以禁止导轨和突出部相对于彼此移动，储能装置的储存能量不被释放，并且击发系统处于待发状态，以及

(ii)第二(即，解锁)位置，其中闩锁从导轨和突出部分离(即，释放)，使得导轨和突出部相对于彼此自由移动，储能装置的储存能量被释放，并且击发系统自由地变为击发状态。

在一些实施方案中，本公开的击发系统还可包括触发器(或“触发系统”或“致动机构”)，其可操作地联接到闩锁并且被构造成在第一状态和第二状态之间改变，以分别在第一位置和第二位置之间移动闩锁(即，以允许击发系统被击发)。可在本公开的系统中采用各种类型的触发器，如下面更详细地描述。

本公开的击发系统特别适用于电子触发的、呼吸致动的pMDI，但也可结合到干粉吸入器或喷雾器中。

本公开的击发系统和流量调节器适用于各种吸入器，包括但不限于以下各项中的一者或多者：加压计量剂量吸入器(pMDI)(例如，按压和呼吸pMDI、机械(即，机械触发的)呼吸致动pMDI、电子(即，电子触发的)呼吸致动pMDI，或其组合)；干粉吸入器(例如，单剂量(例如，胶囊)DPI、多剂量(例如，基于带的或基于储库的)DPI，或其组合)；喷雾器(例如，袋式喷雾器)；或其组合。

英国专利No.2266466公开了一种示例性电子触发的呼吸致动pMDI，可对其进行改良以结合本公开的击发系统和流量调节器。PCT公布No.WO 2015/34709公开了一种示例性DPI，可对其进行改良以结合本公开的击发系统和流量调节器。PCT公布No.WO 92/12799公开了一种示例性袋式喷雾器，可对其进行改良以结合本公开的击发系统和流量调节器。本公开的击发系统和流量调节器可用于英国专利No.2266466、PCT公布No.WO 2015/34709、PCT公布No.WO 92/12799(这些文献中的每一者全文以引用方式并入本文)中所公开的吸入器中的任一者或其组合。

本公开的击发系统的一些实施方案可提供释放大量储能(例如，储存在储能装置诸如弹簧中)的装置，以响应于检测到患者通过pMDI吸入器吸入而操作pMDI罐烟雾剂剂量分配机构。

本公开的击发系统可避免需要庞大的隔件装置，所述隔件装置旨在减少对协调吸入和手动剂量致动的需要。当与流率和其他吸入器使用事件和数据的数据记录结合使用时，本公开的击发系统还可改善医生对慢性病患者的监测。

在一些实施方案中，本公开的药用吸入器可包括流量调节器组件，该流量调节器组件包括静态气流阻力和动态气流阻力(例如，其根据所经历的压降而变化)。在一些实施方案中，本公开的流量调节器组件可包括流量调节器以提供动态气流阻力，以及一个或多个收缩部以提供静态气流阻力。

本公开的流量调节器可适于根据其入口和其出口之间的压降来改变其几何形状，从而改变其对气流的阻力。因此，本公开的流量调节器提供了调节通过药用吸入器的气流速率(即，体积流率)的装置，以减少患者间和患者内的吸入可变性，并在肺部中提供更加可重复的药物沉积水平。这类流量调节器可在流量调节器组件和/或药用吸入器的气流路径中提供对气流的可变(动态)阻力。

使用结合本公开的一个或多个流量调节器的吸入器可为呼吸道疾病或其他吸入治疗疾病的患者提供显著的益处。除了使用和结果一致之外，本公开的流量调节器可避免需要旨在减少对这种协调的需要的庞大隔件装置。当与流率和其他吸入器使用事件和数据的数据记录结合使用时，其还可改善医生对慢性病患者的监测。当本公开的两个或更多个流量调节器用于流量调节器组件和/或药用吸入器时，流量调节器可并联或串联布置。

在一些实施方案中，本公开的流量调节器可包括(i)管状元件，其限定其中的气流路径的至少一部分，管状元件包括一个或多个柔性壁，一个或多个柔性壁被构造成响应于气流路径中的气流向内挠曲(或塌缩)，以及(ii)内部支撑结构，其位于管状元件内并且被构造成(例如，成形为、尺寸被设计为、定位并具有所需的材料特性)当管状元件的一个或多个柔性壁向内挠曲(或塌缩)时保持管状元件内的气流路径的至少预定截面积。因此，即使当管状元件已经塌缩时，部分气流路径截面积仍然保持打开，以便允许持续吸入空气和排出的药物。“管状元件内的气流路径的预定截面积”可包括气流路径的穿过内部支撑结构的一部分(例如，当内部支撑结构包括一个或多个中空部分或部件时)，以及管状元件和内部支撑结构之间的空间的截面积。还可选择管状元件柔性壁的材料构成，以在管状元件和内部支撑结构之间获得所需的截面积。

在一些实施方案中，预定截面积的计算可基于满足调节要求所需的流动阻力进行，例如重新排列以下公式得到“A”：

R＝sqrt[0.5*ρ*(f*l/d+k)]/A

其中：

A＝截面积(例如，m²)

ρ＝空气密度(例如，kg/m³)

f＝摩擦系数(无量纲)

l＝流动方向上的壁长(例如，m)

d＝管径(例如，m)

k＝奇异损失系数(无量纲)

R＝流动阻力(例如，Pa^0.5*min/L)

确保预定截面积得以保持可通过使用内部支撑结构(其物理地禁止管状元件塌缩到截面积小于预定截面积的位置)来实现，并且还可包括合适的选择管状元件的柔性壁的材料构成。

在低吸入流率下，患者经历对气流的低或中静态阻力，但是当通过流量调节器的吸入流率超过一定流率时，管状元件部分地塌缩并因此对气流施加额外的阻力：吸入器从低或中阻力吸入器变为高阻力吸入器。也就是说，流量调节器为包括流量调节器的组件和/或包括流量调节器(或流量调节器组件)的吸入器提供可变阻力。

本发明人发现，可能希望具有静态介质阻力和较大可变阻力的组合，以使患者更容易以特定(例如，目标)流率吸入。流量调节器组件(或吸入器)的静态阻力可以有几个影响因素，诸如入口、出口、一个或多个收缩部、流量调节器、气流路径的其他几何特征或其组合。如下面参考图20至图23更详细地描述，这种收缩部可包括文丘里管部分、窄通路、曲折路径或其组合。收缩部可用于向组件(或吸入器)添加所需量的静态阻力，并且可与流量调节器分开且独立。例如，收缩部可定位(i)在流量调节器的外壳上游中的位置处，和/或(ii)在流量调节器的外壳下游中的位置处，使得收缩部位于流量调节器外部并且与其分开，即除了流量调节器之外提供已知的静态阻力。

本发明人已经认识到，关键考虑因素是包括本公开的流量调节器的流量调节器组件(或吸入器)的静态阻力和可变阻力的平衡，使得流量调节器组件(或包括流量调节器组件或流量调节器的吸入器)可由大部分较弱(例如，COPD)患者使用，因为其具有最小的患者间和患者内的吸入流率可变性。例如，如上面“发明内容”中所述，可根据以下公式计算气流阻力：

R＝PD^0.5/FR

其中：

R＝气流阻力(例如，Pa^0.5*min/L)

PD＝压降(例如，Pa)

FR＝体积气流速率(例如，L/min)

具体地讲，本发明人发现，在低压降(例如，0.5kPa)下，具有适当平衡的静态和动态气流阻力的流量调节器组件(或吸入器)基于包括流量调节器的组件(或吸入器)的静态电阻可表现出第一总气流阻力R₁。在较高的压降(例如，4kPa)下，流量调节器组件(或吸入器)主要基于由流量调节器提供的相对较大的动态阻力可表现出第二气流阻力R₂。因此，静态和动态阻力的平衡可在低压降和高压降下表现出适当的总气流阻力，以在一定压降范围内实现目标调节流率。

在一些实施方案中，包括流量调节器(并且任选地，还包括收缩部以引入所需水平的静态电阻)的流量调节器组件(或吸入器)的R₂/R₁比率(例如，在给定的体积流率下，或为了实现目标调节体积流率)可为至少1.2；在一些实施方案中，为至少1.3；在一些实施方案中，为至少1.5；并且在一些实施方案中，为至少2。在一些实施方案中，R₂/R₁比率(例如，在给定的体积流率下，或为了实现目标调节体积流率)可不大于3；在一些实施方案中，不大于2.9；在一些实施方案中，不大于2.8；在一些实施方案中，不大于2.7；在一些实施方案中，不大于2.5；并且在一些实施方案中，不大于2。

在一些实施方案中，包括流量调节器的流量调节器组件(或吸入器)可在0.5kPa的压降下(即，在组件(或吸入器)的气流路径的空气入口和空气出口之间)提供至少0.4Pa^0.5*min/L的对气流的总阻力(例如，R₁)。在一些实施方案中，对气流的总阻力在0.5kPa下可为至少0.5Pa^0.5*min/L；并且在一些实施方案中，在0.5kPa下为至少0.6Pa^0.5*min/L。在一些实施方案中，总阻力在0.5kPa下可不大于1.2Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在0.5kPa下不大于1.1Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在0.5kPa下不大于1.0Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在0.5kPa下不大于0.8Pa^0.5*min/L；并且在一些实施方案中，在0.5kPa下不大于0.7Pa^0.5*min/L。

在一些实施方案中，总阻力(例如，R2)在4kPa下可为至少1Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下为至少1.1Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下为至少1.2Pa^0.5*min/L；并且在一些实施方案中，在4kPa下为至少1.5Pa^0.5*min/L。在一些实施方案中，总阻力在4kPa下可不大于3.2Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下不大于3Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下不大于2.5Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下不大于2.2Pa^0.5*min/L；在一些实施方案中，在4kPa下不大于2.0Pa^0.5*min/L；并且在一些实施方案中，在4kPa下不大于1.8Pa^0.5*min/L。

在一些实施方案中，在低压降(例如，0.5kPa)下对气流的总阻力R₁可在约1.1至约0.4Pa^0.5*min/L的范围内(例如，以实现20L/min至约60L/min范围内的调节流率)；并且在一些实施方案中，可在约0.8至约0.6Pa^0.5*min/L的范围内；并且在一些实施方案中，可在约0.7至约0.5Pa^0.5*min/L的范围内。

在一些实施方案中，在高压降(例如，4kPa)下对气流的总阻力R₂可在约3.2至约1.0Pa^0.5*min/L的范围内(例如，以实现20L/min至约60L/min范围内的调节流率)；并且在一些实施方案中，可在约2.5至约1.5Pa^0.5*min/L的范围内；并且在一些实施方案中，可在约2.3至约1.8Pa^0.5*min/L的范围内。

在一些实施方案中，本公开的药用吸入器可包括吸入气流检测系统(或“吸入流率检测系统”或“气流检测系统”或“流率检测系统”或其派生物)和/或测量系统。在一些实施方案中，这种检测系统可包括至少一个压力传感器，其位于吸入器中并且被构造成允许感测吸入气流速率。例如，至少一个压力传感器可位于药用吸入器的气流路径中的流量调节器的上游。在一些实施方案中，这种检测系统可包括(i)压力传感器，其与气流路径流体连通地位于流量调节器的上游，以及(ii)文丘里管收缩部，其位于压力传感器与气流路径流体连通的地方附近。这种文丘里管收缩部可加速局部空气速度以增加压力传感器的灵敏度，从而允许采用灵敏度较低且成本较低的传感器。这种检测系统还可包括第二压力传感器，其与气流路径流体连通地位于流量调节器的下游，使得可确定气流方向，即以便区分吸气和呼气。

本公开的一些实施方案提供了包括流量调节器、呼吸致动机构和吸入气流检测系统的药用吸入器。

在本公开的一些实施方案中，呼吸致动系统可以是电子触发的呼吸致动系统。例如，一个或多个压力传感器可提供电信号，该电信号用于触发根据预定算法的剂量释放。剂量释放系统可以是由电子系统的算法触发的机械系统。任选地，电子系统可容纳在可重复使用的模块中，以便降低长时间治疗的总成本。

一些击发系统(例如，其可与本公开的流量调节器组合使用)可在吸入开始和药物释放之间产生较小的时间延迟。理想情况下，药物释放发生在吸入开始0.5秒内。典型的COPD患者具有约1.5L的潮气肺容量。如果吸入流率被流量调节器限制为约30L/min，那么可预期吸入时间延长至约3至4秒。实际上，COPD患者由于肺功能差可能无法这么长时间吸气，但预计将有足够的时间将药物转移到肺部。

本公开的一些实施方案提供了治疗人类患者的肺部病症的方法，该方法包括：(i)提供结合流量调节器的药用吸入器，该流量调节器包括上述管状元件和内部支撑结构；(ii)将药用吸入器的患者端口插入体腔(例如，口或鼻)中；并且(iii)致动药用吸入器同时吸入。

在一些实施方案中，本公开可提供使用药用吸入器或治疗肺部病症的方法，该方法可包括在药用吸入器的气流路径中提供本公开的流量调节器，并且响应于流量调节器的气流路径中的气流来改变吸入器的气流阻力。该方法还可包括将患者端口插入体腔中；并且通过患者端口吸入，以在流量调节器的气流路径中引起气流。改变吸入器的气流阻力可包括使流量调节器的管状元件的一个或多个管状壁朝向位于管状元件内的内部支撑结构向内挠曲，内部支撑结构被构造成当一个或多个管状壁向内挠曲时保持管状元件内的气流路径的至少预定截面积。

定义

术语“一个”、“一种”和“该”可互换地使用，“至少一个(种)”是指一个(种)或多个(种)所述要素。

术语“和/或”是指任一者或两者。例如，“A和/或B”是指仅A、仅B、或A和B两者。

术语“包括”、“包含”或“具有”及其变型意在涵盖其后所列出的项目和它们的等同形式以及附加项目。

除非另外说明或限定，否则术语“连接”和“联接”及其变型均按广义使用，并且涵盖直接和间接这两方面的连接和联接。此外，“连接”和“联接”不限于物理或机械连接或联接。

术语“柔性”用于指在典型操作模式下响应于材料和/或结构上存在的气压差而塌缩或显著变形的材料和/或结构。术语“刚性”用于指在典型操作模式下在经受的力作用下不会坍塌或显著变形的材料和/或结构。例如，可与本公开的击发系统组合使用的流量调节器的管状元件在其正常操作中通常是柔性的和可变形的，而这类流量调节器的内部支撑结构在其正常操作中通常是刚性的或不可变形的。

术语“管状”用于指具有一个或多个壁的中空结构，所述壁在其中限定开放通路。在一些实施方案中，术语“管状”可更具体地指代细长的中空结构。本公开的管状结构可具有所需的任何截面形状(即，横截面形状-相对于管状结构的纵向轴线基本上垂直地截取)，包括但不限于圆形、椭圆形或椭球形(即，具有较长的长轴和较短的短轴)、三角形、矩形、正方形、梯形、多边形、星形、D形、其他合适的截面形状或其组合中的一者或多者。在一些实施方案中，本公开的管状结构可具有圆形截面形状。

术语“非机械能”通常是指并非机械能的任何能量类型，并且在一些实施方案中，可包括但不限于热能、电流能、电场能、磁场能及其组合中的至少一者。

如本文所用，术语“环形”或其派生词可指具有外缘和内缘的结构，使得内缘限定开口。例如，环形结构可具有圆形或圆形状(例如，圆形环)或任何其他合适的形状，包括但不限于三角形、矩形、正方形、梯形、多边形等或其组合。此外，本发明的“环形”不一定为对称的，而是可为非对称或不规则形状；然而，对称和/或圆形形状可能具有某些优点。

本公开将相对于具体实施方案并参考某些附图进行描述，但本发明并不限于此。所述附图仅是示意性的而不是限制性的。在附图中，一些元件的尺寸可为了进行示意性的说明而放大并且不按比例绘制。在可能的情况下，不同实施方案中的类似特征通常由相似的数字表示(例如，130、230、330或1100、1200等)。

图1示出了根据本公开的一个实施方案的吸入器100。吸入器100包括根据本公开的一个实施方案的剂量释放击发系统101，该剂量释放击发系统包括根据本公开的一个实施方案的触发器(或触发系统)130。吸入器100仅以举例的方式进一步被示为包括根据本公开的一个实施方案的流量调节器140，以及根据本公开的一个实施方案的吸入气流检测系统150(或“吸入流率检测系统”或“气流检测系统”或“流率检测系统”或其派生物)。然而，应当理解，吸入器或本公开不需要包括流量调节器或吸入气流检测系统。

图2至图15示出了击发系统101的各种细节。图16至图19示出了可与本公开的击发系统一起使用的触发器的其他实施方案。图20示出了本公开的药用吸入器的另一个实施方案，该药用吸入器包括定位在击发系统和药物罐之间的适配器。

现在将描述图1的吸入器100的整体功能和各种部件，然后转向击发系统101的细节。

如图1所示，吸入器100仅以举例的方式进一步被示为加压计量剂量吸入器(pMDI)，其包括容纳药物制剂的罐51，该罐包括用计量阀54密封的小罐53。罐51位于外壳(或“致动器”)55内，该外壳(或“致动器”)包括尺寸被设计为接纳罐51的管状套筒部分56，以及呈开口管状患者端口57形式的部分，该患者端口呈限定吸气孔(或空气出口)45的口件形式。为简单起见，这种吸入器的患者端口在本文中有时被称为“口件”。然而，应当理解，这种口件可相反地被构造成鼻吸入器的鼻件，并且本公开可同样地应用于鼻吸入器，即使本文未具体提及。

杆部分58从计量阀54突出，并且通过摩擦位于并保持在杆承窝59中，仅以举例的方式该杆承窝形成为外壳55的一体部分。如图1所示，喷雾孔60可形成在杆承窝59中，并且可提供用于阀杆部分58和吸气孔45之间进行流体连通的通道。在使用中，患者可将患者端口(例如，口件)57放入体腔(例如，口)中，然后通过其吸入。然而，在鼻pMDI的情况下，并不总是需要吸入。

在采用按压和呼吸pMDI的一些实施方案中，患者可通过患者端口57吸入，同时向下按压罐51的突出基部。在这类实施方案中，压力用于使罐51相对于阀杆部分58向下移动。罐51和阀杆部分58之间的相对运动用于致动罐阀54，以将计量剂量的药物制剂与罐51中的大量制剂隔离，然后经由形成在杆部分58中的中空孔48将其排出。所排出的剂量随后沿着流体通路通过杆承窝59和喷雾孔60，并以细小的可呼吸喷雾的形式涌现，该喷雾穿过患者端口57进入患者的体腔(例如，口腔和/或鼻腔)，由此进入其呼吸通道，从而治疗其疾病。

当患者在患者端口57上吸入时，即当他们经由向外移动其胸壁并向下移动其隔膜来降低其自身的呼吸通道和口腔以及患者端口57中的气压时，通过吸入器100的气流得以建立。来自吸入器外部大气即周围环境的空气经由吸入器100的气流路径46被吸入吸入器100中。

在一些实施方案中，如图1所示，采用呼吸致动的pMDI特别是电子(或电子触发的)呼吸致动的pMDI，吸入器100还可包括与吸入气流检测系统150组合的击发系统101(例如，呼吸致动的击发系统101)。在这类实施方案中，击发系统101可提供足够的力来致动罐阀54，即使罐51相对于阀杆部分58向下移动以释放(即，分配)一剂量的药物。

在一些实施方案中，吸入气流检测系统150可包括控制器151以及提供电信号的一个或多个压力传感器152a、152b，该电信号用于激活触发器130触发剂量释放击发系统101，以释放根据预定算法的一剂量的药物。任选地，吸入气流检测系统150和/或电信号生成系统可容纳在可重复使用的模块中，以便降低长时间治疗的总成本。

一般来讲，控制器151可以是合适的电子装置，诸如可编程逻辑控制器(“PLC”)、可编程电路板(“PCB”)、微处理器和/或其他合适的装置或结构。因此，控制器151可包括硬件和软件部件两者，并且术语“调节器”意指广义地涵盖这类部件的组合。

在一些实施方案中，重要的是，击发系统101触发的吸入流率(即，体积流率)不会设置得太低，以避免呼吸致动的吸入器装置可能意外地运行或者其将以过低的吸入速率递送药物以获得足够的治疗效果这一风险。同样重要的是，击发系统101的触发流率不会设置得太高，以至于吸入不良的患者(例如，弱COPD患者)无法达到触发流率。

此外，如仅以举例的方式所示，在一些实施方案中，吸入器100还可包括与击发系统101组合的流量调节器140。流量调节器140可在低压差下允许可感知气流，同时在较高压差下增加气流阻力，以便将气流速率限制为与在较低压差下获得的值更加一致的值，从而减少吸入器100的患者间和患者内的吸入可变性。

在一些实施方案中，剂量释放击发系统101可由吸入气流检测系统150控制，使得击发系统101被触发以触发流率(即，吸入气流速率)释放一定剂量的药物，该触发流率小于流量调节器140的调节流率。也就是说，流量调节器140可被构造成将吸入器100中的气流速率调节到所需的气流速率(即，流量调节器140可响应于其经历的压降而改变其几何形状)，并且击发系统101的触发流率可被设置为低于调节流率。因此，当流量调节器140和击发系统101组合用于同一吸入器100中时，击发系统101可以不会被流量调节器140禁止的气流速率适当地触发。

也就是说，击发系统101的触发流率需要低于调节气流速率，以便后者不会阻止达到触发流率。例如，在一些实施方案中，吸入器100(例如，击发系统101)的目标触发流率可为15升/分钟(L/min)，并且目标调节流率可为30L/min。可保持制造公差，使得吸入器100具有显著小于其调节流率的实际触发流率。实际上，“目标调节流率”可实际包括流率范围，如参考图39和图40在实施例部分中所述，使得目标调节流率实际可以是目标流率范围。环境因素诸如温度和大气压力往往会扩大实际获得的值范围，但是实际触发流率可能例如在10L/min和20L/min之间变化，并且实际调节流量可能例如在25L/min和35L/min之间变化。

仅以举例的方式，流量调节器140被示为包括外部柔性管状元件(或“管”)1102和内部支撑结构1103，该外部柔性管状元件包括至少一个柔性壁1140，该内部支撑结构的尺寸被设计为接纳在管状元件1102内(即，在至少一个柔性壁1140内)。在一些实施方案中，内部支撑结构1103可包括中空基部1104、两个中空(例如，管状)柱1105(图1中仅可见其中一个)以及连接柱1105的横向构件1106。由于可塌缩管状元件1102和内部支撑结构1103至少部分地定位在管状元件1102内，流量调节器140被构造成通过以下方式调节气流：根据其入口和其出口之间的压降来改变其几何形状，从而改变其对气流的阻力。

有关在本公开的吸入器中可与本公开的击发系统组合使用的流量调节器的其他细节可在名称为“用于药用吸入器的流量调节器”(Flow governors for use inmedicinal inhalers)的美国临时专利申请No.62/270064以及名称为“用于药用吸入器的流量调节器组件”(Flow governor assemblies for use in medicinal inhalers)的美国临时专利申请No.62/270076中找到，这些专利申请中的每一者全文以引用方式并入本文。图1中所示的特定流量调节器140仅以举例的方式示出并在下面参考图22至图27更详细地描述，并且应当理解，在不脱离本公开的精神和范围的情况下，在本公开的吸入器中，其他流量调节器可与本公开的击发系统、本公开的吸入器组合使用。

流量调节器140可被定位成与吸入器100的气流路径46流体连通，并且具体地仅以举例的方式在图1中被示为定位在专用流量调节器气流路径146中，该专用气流路径被定位成与气流路径46流体连通(并且因此形成其一部分)，并且因此与吸入器100的吸气孔45流体连通。具体地讲，吸入器100被构造成使得吸入空气必须流过专用气流路径146以由流量调节器140调节。如图1所示，吸入器100可包括空气入口42，该空气入口可限定送气孔，可通过该送气孔将空气吸入专用气流路径146中，使其经过和/或通过流量调节器140，朝向并离开吸气孔45。在一些实施方案中，空气入口42可包括格栅、筛网或滤栅41，其被定位成禁止碎屑进入空气入口42。专用气流路径146还可包括空气出口44，该空气出口被定位成将专用气流路径146与吸入器100的其余部分(具体地讲，与吸气孔45)连接起来。

如图1所示，一个或多个压力传感器152a、152b可被定位成与专用气流路径146流体连通。第一压力传感器152a可位于流量调节器140的上游。压力传感器152a、152b可连接到控制器151，所有这些都可由合适的电源供电，该电源具有适当开关以提供电源接通/断开功能。当接通电源时，压力传感器152a可确定大气压力。当患者通过吸入器100吸入空气，使空气从空气出口44流出时，空气经由空气入口42流入气流路径146，并且压力传感器152a检测和/或测量由患者的吸入努力结合流量调节器140的功能引起的动态变化的气压。

经由压力传感器152a和控制器151之间的合作检测相对于初始大气压的压力变化可用于计算经过压力传感器152a的气流速率。(气流速率通过伯努利效应导致局部气压降低。)当达到所需的预定流率时，可使用电子信号启用击发系统101以自动致动吸入器100。或者，可将电信号发送到合适的部件，诸如发光二极管(LED)或液晶显示器(LCD)或音频扬声器，以为用户提供致动吸入器100的提示(例如，在机械触发的击发系统中)。

此外，在一些实施方案中，第二压力传感器152b可包括在朝向空气出口44的气流路径146中(即，流量调节器140的下游)。该第二压力传感器152b的存在可用于通过比较两个压力传感器152a、152b处的相对局部气压(例如，由控制器151执行)来确定气流方向，这可用于区分吸气和呼气(例如，如果患者吹入吸入器100而不是通过吸入器100吸入空气)。这可允许连接的呼吸致动机构(例如，击发系统101)被布置为在患者呼气到吸入器中而不是通过它吸气的情况下不运行，这两种呼吸模式可通过由第一传感器152a和第二传感器152b检测到的不同相对压降关系来容易地区分。

包括与气流路径146流体连通的两个压力传感器152a、152b使得能够测量(结合适当的电力部件，例如控制器151、电源等)压力变化，该压力变化可与气流速率有关。当达到预定流率时，这可提示触发击发系统101以致动吸入器罐阀54的信号。这种机制可取消患者协调吸入和致动吸入装置这一要求。另外，可针对不同产品对触发流率进行不同编程。但是，在每种情况下，使用一体流量计(压力传感器152a、152b可有效地为流量计)和电子致动可确保吸入器100可在患者的吸入操作中的适当时间被致动。所涉及的电子电路还可被构造成允许对每个触发事件进行计数和记录，并且还可用于提供剂量计数，例如用于向患者显示由此仍然剩余的理论剂量数。

除了使用压力测量值和计算的流率数据来触发罐致动(即，剂量释放击发)之外，这种系统可任选地被构造成向患者及其医生提供反馈。

包含流量调节器140的气流路径146可以已经描述的类似方式结合到上述各种吸入器中的任一者中。还应当理解，专用气流路径146仅以举例的方式示出，并且在一些实施方案中，空气入口可形成在外壳55的上部部分中，并且流量调节器140可被定位成与这种空气入口流体连通以调节通过吸入器100的气流速率。例如，在一些实施方案中，流量调节器140可被定位在盖体中，该盖体联接到外壳55的开口上端。

在一些实施方案中，无论采用何种类型的吸入器，包括流量调节器140以及压力传感器152a、152b、控制器151和任何其他相关电力部件中的一者或多者的气流路径146可被制造成单独的零件或部件，或被制造成吸入器100的一部分。包括流量调节器(其可单独形成并且与吸入器流体连通或以其他方式结合到吸入器中，或者可形成本公开的吸入器的一部分)的示例性流量调节器组件在美国临时专利申请No.62/270064中更详细地描述。

剂量释放击发系统

如上所述，图2至图15示出了击发系统101的各种细节。图1至3、图8和图10至图12示出了处于待发状态的击发系统101的各方面，并且图13至图15示出了处于击发状态的击发系统101的各方面。

关于可用于本公开的药用吸入器中的剂量释放击发系统的其他细节在名称为“剂量释放击发系统以及包含其的药用吸入器”(Dose release firing systems andmedicinal inhalers comprising same)的美国临时申请No.62/270066中描述，该申请全文以引用方式并入本文。本公开的击发系统的一些实施方案还可包括自动复位机构，诸如在名称为“自动复位剂量释放击发系统、包含其的药用吸入器以及使其的方法”(Auto-reset dose release firing systems，medicinal inhalers comprising same，andmethods of using same)的美国临时申请No.62/270070中描述的那些，该申请全文以引用方式并入本文。

击发系统101包括：轴线(例如，纵向轴线)A(参见图1至图3)；可围绕轴线A旋转的旋转臂模块102；柱塞(或“罐保持器”)103，其被构造成可操作地联接到药物罐51，其可在第一(例如，待发)位置和第二(例如，击发)位置之间在轴向方向上移动；凸面圆形隔件105；可围绕销107枢转的闩锁106，其可连接到吸入器外壳55(参见例如图10)；击发销110；储能装置109，其被配置成(并且相对于柱塞103被定位成)当储能装置中储存的能量被释放时将柱塞103从第一位置驱动到第二位置。当储能装置109中储存的能量不被释放时，击发系统101可被称为待发(或翘起)或者处于待发(或翘起)状态，并且当储存的能量被释放时，击发系统101可被称为击发或者处于击发状态。

应当指出的是，图1的吸入器100是加压计量剂量吸入器(pMDI)，并且击发系统101通过致动罐51的阀54来运行以从吸入器100释放剂量。具体地讲，阀54的杆部分58通过杆承窝59相对于外壳55保持固定，并且小罐53可相对于阀54移动，使得可将罐51描述为可响应于柱塞103的移动而沿轴线A或在轴向方向上移动，以使剂量从吸入器100释放。然而，如上所述，击发系统101可用于各种吸入器中，并且不需要用于pMDI中。因此，在其中击发系统101用于不采用罐51的不同类型的吸入器中的实施方案中，柱塞103不需要被配置成可操作地联接到罐51。

在一些实施方案中，第一储能装置109可包括偏置元件(例如，弹簧)，该偏置元件在所示实施方案中仅以举例的方式被示为螺旋弹簧，并且具体地讲为压缩弹簧。然而，本公开的储能装置可包括但不限于偏压元件(例如，弹簧)、推进剂、化学品、电机、电气装置及其组合中的一者或多者。在其中储能装置109包括偏置元件的实施方案中，当处于其待发状态时，击发系统101可保持在负载下，例如抵抗偏置元件的偏置。

储能装置109被构造成使得由储能装置109释放的能量提供的力足以克服致动罐阀54所需的任何力，例如图1的pMDI罐阀54中的弹簧力。例如，在一些实施方案中，储能装置109可在其未释放(例如，压缩)状态下提供40N，即装置“翘起”准备触发，以便提供足够的力来操作阀54(即，将其移动到击发位置)。也就是说，在一些实施方案中，当储存的能量被释放时，储能装置109可提供至少40N的力；在一些实施方案中，提供至少50N；并且在一些实施方案中，提供至少60N。

如图所示，柱塞103可在第一(纵向或轴向)位置(例如，待发位置)和第二(纵向或轴向)位置(例如，击发位置)之间相对于外壳55和罐51(即，在吸入器100中，与罐51的纵向方向对准或平行于该罐的纵向方向)在轴向方向上(例如，沿轴线A)移动，以致动罐51的剂量释放阀54。也就是说，柱塞103可被构造成使药物罐51分别在药物剂量不被释放的第一位置和药物剂量被释放的第二位置之间沿其纵向轴线B(参见图1)移动。另外，柱塞103可围绕轴线A旋转地固定(例如，相对于外壳55)。例如，在一些实施方案中，柱塞103和外壳55可包括禁止柱塞103和外壳55围绕轴线A相对于彼此旋转的相互接合特征部。以举例的方式，如图2所示，在一些实施方案中，柱塞103可包括一个或多个肋136(参见图2至图3、图10、图12、图13和图15)，例如一组径向相对的肋136，每个肋的尺寸被设计为接纳在形成在外壳55的内表面中的配合凹槽47(参见图10和图13)中，或反之亦然。也就是说，在一些实施方案中，柱塞103可替代地或另选地包括一个或多个凹槽，所述凹槽的尺寸被设计为接纳来自外壳55的一个或多个肋或突出。

如图3所示，在一些实施方案中，柱塞103可包括第一(例如，下部)凹槽111，其尺寸被设计为接纳罐51的至少一部分(例如，罐51的基部49的至少一部分，与包括剂量释放阀54的端部相对)，如图10和图13所示。因此，在一些实施方案中，柱塞103可直接联接到罐51。

如图3进一步所示，在一些实施方案中，柱塞103可包括第二(例如，上部)凹槽124，其尺寸被设计为接纳旋转臂模块102、击发销110和储能装置109的至少一部分。在一些实施方案中，如图所示，第二凹槽124可在不存在击发销110的情况下具有圆柱形状，并且可在存在击发销110的情况下具有管状形状。

图4至图5更详细地示出了旋转臂模块102；图6至图7更详细地示出了击发销110；并且图8至图9更详细地示出了旋转臂模块102和击发销110如何进行交互。

旋转臂模块102在本文中被示出并描述为用于提供本公开的导轨121的一个示例。击发针110的至少一部分的尺寸被设计为接纳在旋转臂模块102内，该击发针在本文中被示出和描述为用于提供本公开的突出114的一个示例，该突出的尺寸被设计为接纳在导轨121中并可在其中移动。然而，应当理解，可采用其他合适的结构来提供本公开的导轨121和突出114。如上所述，导轨121或突出114可以固定地联接到柱塞103，并且在一些实施方案中，可以与柱塞103一体成形。导轨121和突出114能够围绕轴线A相对于彼此旋转，并且可以沿轴线A或基本上平行于轴线A相对于彼此进一步平移。在图2至图15所示的实施方案中，击发针110包括突出114并固定地联接到柱塞103，并且旋转臂模块102(以及相应地导轨121)能够围绕轴线A相对于柱塞103(并且相对于击发针110，以及相应地突出114)旋转。另外，至少当突出114位于导轨121的第二部分127中时，旋转臂模块102和柱塞103(以及击发针110，并且因此，突出114)能够在轴向方向上(例如，与轴线A平行)相对于彼此移动(即，平移)。

在一些实施方案中，如图所示，导轨121可包括例如具有间隔开一定距离的壁的双侧通道或凹槽，该距离的尺寸被设计为在两者间接纳突出114。

然而，应当理解，情况并不一定如此。例如，在一些实施方案中，导轨121可以固定地联接到柱塞103(例如，经由击发针110、其他合适的结构，或通过与其一体成形)，并且突出114可以由旋转臂模块102或其他合适的结构提供(例如，联接至其或与其一体成形)。在这样的实施方案中，导轨121和突出114将仍然能够相对于彼此旋转和平移，以便将柱塞103从其第一位置移动到其第二位置以致动剂量释放，例如在采用pMDI罐的实施方案中，例如图1所示的实施方案，以致动罐阀54。

如图4至图5所示，所示实施方案的旋转臂模块102包括轴120，该轴具有轴轴线(例如，纵向轴线)S，该轴轴线S被构造成在组装击发系统101时沿轴线A或平行于轴线A取向并且包括壁122。导轨121可以形成在壁122中，并且具体地讲，可以至少部分地穿过壁122的厚度形成，或者可以完全穿过壁122的厚度形成(即，如图4至图5和图8至图9所示)。

在一些实施方案中，可设置多于一个导轨121。例如，如图所示，旋转臂模块102的轴120包括两个导轨121，具体地讲两个径向相对的导轨121。可采用少至一个导轨121，以及多至在结构上可能和/或必要的用于平衡、协调和/或可靠操作的击发系统101。为简单起见，将更详细地描述一个导轨121，但应当理解，导轨121的描述可适用于所采用的多个导轨121。

如图4至图5和图8至图9所示，导轨121的至少一部分可具有螺旋形状。也就是说，导轨121可包括螺旋的一部分，但不需要完全围绕轴120的360度延伸。例如，在一些实施方案中，导轨121可以仅围绕轴120延伸小于90度；在一些实施方案中，小于60度；在一些实施方案中，小于45度；并且在一些实施方案中，小于40度。

具体地讲，如图所示，导轨121可具有第一(例如，上部)部分125，该部分相对于轴线A(或相对于轴轴线S)具有大于零的第一螺旋角α(参见图4)。因此，至少第一部分125是导轨121的螺旋部分。此外，导轨121可具有第二(例如，下部)部分127，该部分相对于轴轴线S(或当组装击发系统101时，相对于轴线A)具有小于第一螺旋角α的第二螺旋角。在所示实施方案中，第二螺旋角基本上为零，因此未用附图标记或数字表示。因为第二螺旋角基本上为零，所示导轨121的第二部分127基本上与轴轴线S(以及当组装发射系统101时，轴线A)对准或相对于该轴轴线S基本上平行取向，并且不是螺旋形的。因此，在一些实施方案中，导轨121可被描述为包括第一螺旋部分125和第二轴向(或直线或线性)部分127。

具体地讲，第二螺旋角小于第一螺旋角α(即，导轨121的第二部分127相对于轴线A以比第一部分125更小的角度取向)，使得导轨121的第二部分127比导轨121的第一部分125更陡。换句话讲，导轨121的第二部分127可被描述为相较于导轨121的第一部分125，与轴线A更对准或更平行，或者相对于轴线A更轴向地取向。

通过采用独特的两件式导轨121，其中第一部分125具有比第二部分127更大的螺旋角，导轨121可以帮助闩锁106抑制储能装置109的相对大的击发力(例如，弹簧的负载)，其可以允许使用敏感的闩锁106，其中所存储的能量的整个力并非全部直接置于闩锁106上，而是仍提供足够的轴向击发力(例如，在突出114从导轨121的第一部分125过渡到第二部分127之后)。导轨121可以特别地被构造成允许围绕轴线A的旋转运动被传递或转换成更轴向(例如，线性)运动(即，在沿着或平行于轴线A取向的方向上，或者至少更沿着或更平行于轴线A)。

在一些实施方案中，第一螺旋角α可为至少45度，在一些实施方案中，至少50度，在一些实施方案中，至少60度，并且在一些实施方案中，至少65度。在一些实施方案中，第一螺旋角α可小于90度，在一些实施方案中，小于80度，在一些实施方案中，小于60度，在一些实施方案中，小于50度，并且在一些实施方案中，小于45度。

在一些实施方案中，第二螺旋角可小于45度，在一些实施方案中，小于30度，在一些实施方案中，小于25度，在一些实施方案中，小于20度，在一些实施方案中，小于15度，在一些实施方案中，小于10度，在一些实施方案中，小于5度，并且在一些实施方案中，为约0度(即，使得第二部分为基本上轴向并且基本上沿着或平行于轴线取向)。

在一些实施方案中，如图所示，导轨121的至少一部分(例如，第一部分125)可以是弯曲的。因此，导轨121的第一部分125可以不具有恒定的第一螺旋角，但在这样的实施方案中，沿着第一部分125的任何螺旋角(如相对于垂直方向测得，即，如相对于轴线A或轴轴线S测得)大于第二螺旋角。另选地，在这种弯曲的实施方案中，“第一螺旋角”可以是指导轨121的弯曲的第一部分125上的平均螺旋角。

轴120还可包括凸缘(上部)端部118，该端部可以是环状圆柱形凸缘的形式，并且可包括或限定孔119。在一些实施方案中，轴120可以是中空的并且可以限定沿着轴轴线S延伸的管状通道123。因此，轴120、特别是管状通道123的尺寸可被设计为接纳击发针110。在这样的实施方案中，孔119可以与轴的管状通道123大致对准并连接到该管状通道。轴120的凸缘端部118，特别是其底表面，可被构造成例如当储能装置109为偏置元件的形式时提供储能装置109可压靠的表面。在这样的实施方案中，柱塞103的第二凹槽124(例如，第二凹槽124的基部)可提供储能装置109可抵靠的相对表面。轴120的尺寸可被设计为与储能装置109和击发针110一起接纳在柱塞103的第二凹槽124中，并且轴120可围绕轴轴线S(并且当组装时，围绕击发系统101的轴线A)旋转。因此，轴120可相对于柱塞103旋转。

如图4至图5和图8至图9所示，旋转臂模块102还可包括从轴120的凸缘端部118径向向外(即，相对于轴轴线S径向向外)延伸的臂(例如，倒角臂)117。因此，臂117也驻留在柱塞103的第二凹槽124的外侧(例如，上方)。臂117可以与轴120一体成形，如图所示，或者可以联接至其，以提供力矩臂，使轴120围绕轴轴线S和轴线A旋转。臂117和闩锁106可被构造成相互接合，使得闩锁106可将击发系统101维持在其待发状态并且可被释放以允许储能装置109的储存能量被释放，以使发射系统101击发，即，从而改变为击发状态。

如图3和图6至图9所示，击发针110可包括轴(或圆柱形或管状主体)113，其具有轴轴线(例如，纵向轴线)F(参见图6和图7)，该轴轴线F被构造成当组装击发系统101时基本上沿击发系统101的轴向方向(例如，沿着轴线A)取向。轴113的尺寸可被设计为接纳在旋转臂模块102的轴120的管状通道123中。另外，在一些实施方案中，击发针110(以及因此突出114)和柱塞103可被构造成固定地联接到彼此，并且具体地讲，以抑制击发针110(以及因此突出114)与柱塞103之间的相对旋转。在一些实施方案中，击发针110和柱塞103可包括一个或多个相互接合的特征结构116以实现此目的。

如图所示，在一些实施方案中，相互接合的特征结构116可包括击发针110上的一个或多个(以举例方式示出两个)轴向突出126，该轴向突出的尺寸被设计为接纳在对应数量的对应形状的凹槽128中，所述凹槽形成于柱塞103中(参见图3)，具体地讲形成于第二凹槽124的基部中，以固定地联接(例如，旋转地固定)击发针110和柱塞103。这种相互接合的特征结构116仅以举例方式示出，然而，应当理解，可使用其他相互接合的特征结构，例如螺栓、铆钉、过盈配合、卡扣配合、热和/或超声焊接、粘合剂、粘着材料、磁体、其他合适的联接装置或它们的组合中的一种或多种。

如上所述，突出114可以由击发针110提供。在一些实施方案中，可设置多于一个突出114。例如，如图所示，击发针110包括两个突出114，具体地讲，两个径向相对的突出114，每个突出的尺寸被设计为接纳在导轨121中并可沿其移动。可采用少至一个突出114，以及多至在结构上可能和/或必要的用于平衡、协调和/或可靠操作的击发系统101。为简单起见，将更详细地描述一个突出114，但应当理解，突出114的描述可适用于所采用的多个突出114。

如图6和图7所示，突出114可以从击发针110的轴113径向向外延伸。在一些实施方案中，如图6和图7进一步示出，突出114可以从形成于击发针110的轴113的外表面中的平坦凹陷区域或区115突出或突起(并且驻留于其中)。此外，在一些实施方案中，突出114可以在其一个或多个边缘上被倒角，例如以便于相对于导轨121的相对运动。另外，如图6和图7所示，在一些实施方案中，突出114可具有平行四边形横截面形状(例如，沿相对于轴轴线F或轴线A(当组装击发系统101时)基本上垂直取向的方向截取)。

如图7至图9进一步所示，在一些实施方案中，突出114可以成角度或倾斜，使得突出114相对于轴轴线F(并且当组装击发系统101时，相对于其轴线A)以非零和非直角取向。当采用多于一个突出114时，特别是当采用两个相对的突出114时，突出114可以是彼此反转的镜像(参见图6)，使得击发针110不具有关于中心纵向轴线的镜像对称性，但具有旋转对称性(例如，如果围绕其中心纵向轴线旋转180度)。如图8至图9所示，突出114可被构造成与导轨121相对应并沿着该导轨凸轮移动。

突出114的尺寸可被设计为以这样的方式接纳在导轨121中，使得突出114可在导轨121中移动，并且使得突出114和导轨121可在第一(例如，待发)位置(参见图8)和第二(例如，击发)位置(参见图9)之间相对于彼此移动，该第一位置对应于柱塞103的第一位置，该第二位置对应于柱塞103的第二位置。因此，突出114被构造成当被由储能装置109释放的储存能量驱动时并且响应于该储存能量而沿着导轨121凸轮移动，以使得柱塞103在其第一位置和第二位置之间移动(即，轴向平移)(即，当突出114在导轨121中行进时，特别是当突出114在导轨121的第二部分127中行进时)。

在一些实施方案中，旋转臂模块102、击发针110、凸状圆形隔件105和闩锁106可由钢形成。在一些实施方案中，制造这种钢部件的优选方法是通过金属注射成型。在一些实施方案中，柱塞103可由合适的弹性材料形成。然而，对于本领域技术人员将显而易见的是，可使用其他合适的材料和制造方法。

如图3、图8至图10和图13的组合所示，当组装击发系统101时，罐51的基部49接纳在柱塞103的第一凹槽111中；击发针110位于旋转臂模块102的轴120的管状通道123内；突出114定位于导轨121中；旋转臂模块102的轴120、击发针110和储能装置109接纳在柱塞103的第二凹槽124中(具体地讲，所示实施方案的储能装置109位于旋转臂模块102的轴120的外表面与柱塞103的第二凹槽124的内表面之间)；凸状圆形隔件105定位于旋转臂模块102的孔119中；击发针110和柱塞103的相互接合的特征结构116相互接合，以将击发针110(和突出114)固定地联接，即固定到柱塞103上。

击发系统101存在三种状态：待发(“竖起”)、击发和返回。图10示出了与罐51接触的处于其待发状态的击发系统101，其中pMDI罐阀54的杆部分58安置在吸入器外壳55的包括喷孔60的杆承窝59中。在待发状态下，储能装置109，特别是在储能装置109包括偏置元件的实施方案中，可以压缩在旋转臂模块102(例如，其凸缘端部118)与柱塞103(例如，其第二凹槽124的基部)之间。柱43从吸入器外壳55的顶部向内延伸，该柱具有凸状端部(例如，由圆形表面、一个或多个成角度的表面或它们的组合形成)，该凸状端部在具有凸状圆形隔件105的小区域上接触。柱43可以为储能装置109提供反应表面。也就是说，储能装置109(例如，当包括偏置元件时)的力被柱43抵抗，该柱压靠凸状圆形隔件105。两个凸状表面之间的接触被布置成当旋转臂模块102在致动期间旋转时提供低摩擦，并因此提供由于摩擦引起的最小能量损失。

在待发状态下，击发针110通常被旋转臂模块102包封。图8和图11示出了在待发状态下的导轨121与突出114之间的相对位置。仅以举例方式，图12示出了旋转臂模块102在准备状态下处于9点钟位置，由闩锁106锁定到位。如图1至图3、图12和图15所示，击发系统101还可包括位于闩锁106下方的返回偏置元件129，其可用于使闩锁106返回其第一位置，即从其第二位置返回，如下文更详细地描述。在一些实施方案中，返回偏置元件129可包括弹簧，特别是压缩弹簧(例如，具有2N的压缩力)。偏置元件129还可确保闩锁106保持接合，直到期望将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置(例如，即使击发系统101或吸入器100被摇动)。

如先前所述，闩锁106可以在(i)第一(即，闩锁)位置(参见图10和图12)与(ii)第二(即，解锁)位置(参见图13和图15)之间移动，在第一位置中，闩锁106联接到导轨121和突出部114中的至少一者(例如，在所示实施方案中，闩锁106经由旋转臂模块102的臂117间接地联接到导轨121)以抑制导轨121和突出部114相对于彼此移动，储能装置109中的储存能量不被释放，并且击发系统101处于待发状态，在第二位置中，闩锁106与导轨121和突出部114脱离联接(即，从其释放)(例如，在所示实施方案中，闩锁106从旋转臂模块102的臂117释放)，使得导轨121和突出部114相对于彼此自由移动，储能装置109的储存能量被释放，并且击发系统101自由地改变为击发状态。储能装置109可被构造和定位为使得响应于闩锁106从其第一位置移动到其第二位置而释放储存的能量。

也就是说，闩锁106可被构造成：(i)将击发系统101维持在待发状态，其中导轨121和突出部114相对于彼此静止，并且储能装置109的储存能量未释放，并且(ii)将击发系统101从待发状态释放，以允许导轨121和突出部114相对于彼此移动并且允许释放储能装置109的储存能量以朝向击发状态驱动击发系统101。

仅以举例方式，如图示实施方案所示，闩锁106可被构造成能够在第一位置与第二位置之间围绕闩锁轴线L(参见图2)枢转地移动。在一些实施方案中，闩锁轴线L可以相对于击发系统101的轴线A基本上垂直地取向。触发器130可被构造成使得当致动触发器130时，如下文更详细地描述，触发器130可以使闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。例如，如图示实施方案所示，触发器130可被致动以使闩锁106在销轴107上枢转(例如，围绕闩锁轴线L)，从而引起返回偏置元件129的压缩。

在其第二位置，闩锁106不再与旋转臂模块102接触，从而使旋转臂模块102自由以便移动，并且还从储能装置109释放能量。具体地讲，在所示实施方案中，通过释放旋转臂模块102的臂117，使储能装置109自由。因此，储存能量的释放可以开始在旋转臂模块102上施加力。从储能装置109释放储存能量进一步驱动导轨121和突出部114相对于彼此移动。如图15所示，这通过使旋转臂模块102逆时针旋转大约45°来实现(如通过比较图12和图15中的臂117的位置可以明显看出)。

具体地讲，如图8和图11所示，由于导轨121的构造以及导轨121与突出部114之间的相互作用，导轨121和突出部114(例如，当突出部114接纳在导轨121的第一部分125中时)开始相对于彼此旋转。在储能装置109包括弹簧的实施方案中，这允许弹簧解压缩。如图9和图14所示，当在储能装置109驱动下突出部114和导轨121继续相对于彼此移动(即，从待发位置到击发位置)时，突出部114移动到导轨121的第二部分127中，其中第二螺旋角小于第一部分125的第二螺旋角，使得导轨121和突出部114可以附加地或另选地相对于彼此进一步平移(例如，在相对于轴线A更轴向取向的方向上)。

通过将图8和图11与图9和图14比较所示，突出部114和导轨121的相对运动使柱塞103从其第一位置(例如，轴向)移动到其第二位置，与剂量释放击发相关。在吸入器100为pMDI(如图1所示)的实施方案中，柱塞103从其第一位置移动到其第二位置，以使罐51移动，从而达到其击发状态，如图13所示，其中计量阀54释放一定剂量。这是允许的，因为每个突出部114在导轨121中从其第一位置(参见图11)前进到其相对于导轨121的第二位置(参见图14)。

如上所述，由于柱塞103与吸入器100的外壳55之间的相互接合的特征结构(例如，由于柱塞103的肋136安置在外壳55的凹槽47中)，因此可在击发期间抑制柱塞103的旋转，从而迫使柱塞103在外壳55中平移，即，相对于击发系统101的轴线A轴向行进。

通过可联接到吸入器100和/或击发系统101的复位(或“待发”或“竖起”)机构160，可实现击发系统101向其待发状态的返回，如图10和图13所示。参考图10，在一些实施方案中，可经由一个或多个凸轮162(例如，“蛋形”凸轮或偏心凸轮)和手柄(或“杠杆”或“竖起杠杆”)164来实现复位。如图13所示，当击发系统101处于其击发状态时，柱塞103联接到凸轮162(例如，与凸轮接触)。在手柄164上施加拉力(例如，向上拉力)导致凸轮162旋转。因此，凸轮162的旋转将柱塞103从其第二位置向上驱动到其第一位置。在所示实施方案中，该运动在与储能装置109的弹簧力相反的方向上施加力，从而在储能装置109中形成负载或储存能量。

柱塞103从其第二位置移动到其第一位置进一步使得每个突出部114向上行进到对应的导轨121(例如，当使用时，压缩储能装置109的弹簧)，并且进一步使得旋转臂模块102返回到图12所示的9点钟位置。当触发力(例如，通过触发器130)不再施加到闩锁106时，返回偏置元件129向闩锁106施加小的力，使闩锁106从其第二位置移动到其第一位置，从而确保它返回至与旋转臂模块102完全闩锁接合(例如，利用其臂117)。然后，使用者可将手柄164返回至其起始位置，该起始位置使凸轮162沿相反方向旋转，使凸轮162与柱塞103脱离联接。复位机构160以举例方式被示出为包括两个凸轮162，并且具体地讲，两个径向相对的凸轮162，但情况并不一定如此。。可采用少至一个凸轮162和至多结构上必要的凸轮来复位击发系统101。

上述复位机构160在图10和图13中仅以举例方式示出和说明。然而，应当理解，可采用其他复位机构将击发系统101的所有元件返回到它们各自的第一位置，并使击发系统101返回到起始或待发状态。例如，在一些实施方案中，除手柄164之外的布置(例如，枢转口件盖)可用于重新启动击发系统101。

分别提供突出部114和导轨121的击发针110和旋转臂模块102的构造可提供紧凑性和制造容易性的益处。然而，对于本领域技术人员将显而易见的是，其他布置也是可能的。例如，如上所述，在一些实施方案中，导轨121可以不穿过轴120的壁122的厚度形成。在一些实施方案中，轴120的壁厚可以更大，从而允许一个或多个导轨121完全形成在轴120的壁122的厚度内，为轴120形成完整的外表面。这样的实施方案可赋予旋转臂模块102额外的强度，但通常需要更复杂的制造方法(例如，使用收缩芯的注塑成型、添加制造技术、其他合适的方法或它们的组合)。

在一些实施方案中，一个或多个导轨121可包括较大的螺旋部分，其中一个或多个导轨121包括围绕轴120的周长的至少一个360度部分。在这样的实施方案中，旋转模制工具芯可用于注射模制这样的部件。

在一些实施方案中，一个或多个突出部114可以位于旋转臂模块102上(例如，从其轴120的外表面向外延伸)，该旋转臂模块可以位于中空击发针110内(即，与所示实施方案相反)。这样的突出部114可以延伸穿过击发针113的壁厚，或者它可以更短并且接合在形成于击发针110的内部部分内的导轨121中(例如，在厚中空击发针轴壁的内部部分内)，以使得击发针轴壁的外侧完整且连续，例如出于强度的原因。

本公开的击发系统101的突出部114和导轨121的数量、构造和尺寸可被选择为适合特定应用，这些细节能够由本领域技术人员确定。此外，在一些实施方案中，突出部114的角度(例如，相对于轴线A)和导轨121的形状/角度可被选择为针对特定应用定制击发系统，例如，如果需要，针对具有不同特性的pMDI罐阀。

如先前所述，触发器130可用于向闩锁106施加触发力以使闩锁106从其第一位置移动到其第二位置，以允许击发系统101从其待发状态释放。也就是说，触发器130可以可操作地联接到闩锁106，并且被构造成在第一状态和第二状态之间改变，以分别在第一位置与第二位置之间移动闩锁(即，以允许击发机构101被击发)。在一些实施方案中，触发器130可以是呼吸致动的。在一些实施方案中，触发器130可被构造成响应于非机械能(例如，电信号)而在其第一状态与其第二状态之间改变；并且在一些实施方案中，触发器130可被构造成响应于机械能而在其第一状态与其第二状态之间改变。

本公开的触发器的各种实施方案现在将参照图1和图16至图20更详细地描述。为简单起见，示例性的图16至图20的击发系统部件的其余部分与上述击发系统101的那些相同。

如图1所示，吸入器100包括根据本发明的一个实施方案的触发器130。仅以举例方式，触发器130包括形状记忆材料，例如形状记忆合金(SMA)线131，其联接到闩锁106并且被定位成向闩锁106提供力以使闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。具体地讲，SMA线131的第一部分可联接到(例如，环绕到和/或结合到)闩锁106的端部，该端部位于销轴107的与闩锁106的端部相对的一例上，该闩锁被构造成保持旋转臂模块102(例如，其臂117)，并且SMA线131的第二部分可例如通过一个或多个夹具133固定在外壳55中的固定位置。夹具133可联接到控制器151或与其通信。SMA线127可使用适当的电源(未示出)供电，例如电池或电池单元。

当控制器151接收到相应信号时，可发生击发系统101的致动或击发，该信号可以是来自吸入器外壳55上的用户操作的开关(未示出)的电信号的形式，例如“按压和呼吸”布置的形式，或者来自存在于吸入器100中的一个或多个感测元件的一个或多个信号的形式，例如在呼吸致动的布置中的吸气气流检测系统150的信号。

在接收到相应信号时，控制器151将电流或其他形式的非机械能量发送到SMA线131(例如，大约0.2秒)，导致SMA线131由于其电阻而加热，并且由于这种材料在适当加热时表现出的固态微结构转变而导致其收缩。在一些实施方案中，SMA线131的转变温度可为约90℃，并且控制器151可被构造成产生电流以将SMA线131加热到大约90℃的温度。SMA线131的收缩导致拉力施加到闩锁106上，以将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置，并且具体地讲，使其在其销轴107上枢转以释放旋转臂模块102(例如，其臂117)，允许储能装置109释放以驱动柱塞103从其第一位置移动到其第二位置以引起阀致动(即，致动阀54以从喷孔60分配一定剂量的药物)。

在停止来自控制器151的加热电流时，来自SMA线131的热量损失使其返回到其初始状态，SMA线131从而再次变长(例如，在返回偏置元件129的作用下)。在一些实施方案中，SMA线131的冷却可花费约1秒来达到室温(例如，20-25℃)。在击发之后，可以如前所述重新启动击发系统101。

在一些实施方案中，SMA线131可以是包含50％镍和50％钛的镍钛合金，SMA线131的直径可为约75μm并且其可具有约60mm的长度。使用具有所述特性的SMA线131和1.5V锂离子电池，SMA线131的收缩可花费约0.2s，并且SMA线131可以在70-90℃之间转变至其第二收缩状态。在大约0.2秒之后，控制器151可被编程为停止电流，允许SMA线131返回其第一状态。在一些实施方案中，可采用多个环或长度的SMA线131。在一些实施方案中，可采用包含不同成分构成的SMA(例如，不同百分比的镍和钛，和/或包含不同金属的合金)。另外，在一些实施方案中，可采用用于将SMA线131联接到控制器151的不同装置，并且仅以举例方式示出一个或多个夹具133。

现在将参照图16至图20描述本公开的触发器的另外示例性实施方案。为了更完整地描述吸入器100和击发系统101的特征结构和元件(以及这些特征结构和元件的替代形式)，参考了上文结合图1的描述。为简单和清楚起见，专用气流路径146、流量调节器140和吸气气流检测系统150已从图16至图20中移除。然而，应当理解，上文参考图1至图15所述的任一特征结构可适用于图16至图20的实施方案，反之亦然。另选地，吸入器的空气入口可形成于图16至图20的吸入器的另一区域中或由其提供。

图16示出了根据本公开的另一实施方案的触发器230，该触发器230与图1至图15的吸入器100的击发系统101和其他元件组合示出。触发器230包括数字电机232，用以向闩锁106提供力，以将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。图16的触发器230还包括一段细丝234(例如，尼龙或其他合适的线状材料)，其被定位成将闩锁106联接到线轴236，该线轴附接到与控制器151通信的数字电机232。数字电机和控制器151可使用适当的电源(未示出)供电，例如电池。

当控制器151接收到相应信号时，发生击发系统的致动，如前所述。在接收到相应信号时，控制器151将电流发送到数字电机232，使得细丝234被线轴236卷起(即，缠绕在线轴236上)。这导致细丝234的延伸长度缩短，使得闩锁106的与保持旋转臂模块102的端部相对的端部在其销轴107上枢转并释放旋转臂模块102，从而释放击发系统101以进行击发，以允许致动pMDI罐51的计量剂量阀54。如本领域普通技术人员将理解的那样，控制器151可使得电流被关闭(即，在击发之后)，禁用触发并允许系统101重新启动。击发系统101可如上所述重新启动。

图17示出了根据本公开的另一实施方案的触发器330，该触发器330与图1至图15的吸入器100的击发系统101和其他元件组合示出。触发器330包括电磁体335，用以向闩锁106提供力，以将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。电磁体335与控制器151通信(即，电连接)。电磁体335和控制器151可使用适当的电源(未示出)供电，例如电池。

当控制器151接收到相应信号时，发生击发系统的致动，如前所述。在接收到相应信号时，控制器151将电流发送到电磁体335。所得磁力可被构造成吸引闩锁106的与保持旋转臂模块102的端部相对的端部，以使闩锁106在其销轴107上枢转并释放旋转臂模块102，从而释放击发系统101以进行击发，以允许致动pMDI罐51的计量剂量阀。击发系统101可如上所述重新启动。

图18示出了根据本公开的另一实施方案的触发器430，该触发器430与图1至图15的吸入器100的击发系统101和其他元件组合示出。触发器430包括螺线管437，用以向闩锁106提供力，以将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。螺线管437与控制器151通信(即，电连接)。螺线管437和/或控制器151可使用适当的电源(未示出)供电，例如电池。触发器430还可包括处于压缩状态的偏置元件438(例如，弹簧)，其位于例如闩锁106与外壳55的一部分之间。偏置元件438可以向螺线管437提供相反的偏置力。也就是说，螺线管437和偏置元件438可以彼此相对，使得螺线管437抵抗由偏置元件438施加的力。

当控制器151接收到相应信号时，发生击发系统的致动，如前所述。在接收到相应信号时，控制器151将电流发送到螺线管437，使其致动。这允许偏置元件438在闩锁106的与保持旋转臂模块102的端部相对的端部上施加其力，以使闩锁106在其销轴107上枢转并释放旋转臂模块102，从而释放击发系统101以进行击发，以允许致动pMDI罐51的计量剂量阀。击发系统101可如上所述重新启动。

使用电子机构释放击发系统101的闩锁106的另一个优点是控制器151可被设计成与结合到吸入器100中的存储装置通信。所涉及的电子电路可被构造成允许对每个击发系统触发事件进行计数和记录，并且还可用于提供剂量计数，例如，以在吸入器100上向患者显示仍存在的剂量理论数。

在使用一个或多个压力传感器(参见例如图1的压力传感器152a和152b)检测和测量患者的吸气的实施方案中，不仅可以使用计算的气流速率数据来经由本公开的击发系统(例如，击发系统101)触发剂量释放击发，但结合适当的电子存储装置还可以允许捕获、存储和/或检索对应于每次使用吸入器时的患者吸入曲线(流率、压降等)。可显示该信息以供用户查看，或者可包括经由线缆或使用无线技术将这些数据传输到辅助装置(例如，计算机或“智能”电话)的装置以进行进一步的数据检索，以允许分析和解释剂量的频率和次数。这些数据可供患者的医生或其他人使用，以便允许他们成功地监测患者使用吸入器的能力，并根据检索到的信息的分析和解释，提供适当和及时的医疗保健建议。

图19示出了根据本公开的另一实施方案的触发器530，该触发器530与图1至图15的吸入器100的击发系统101和其他元件组合示出。触发器530包括机械致动器539，该机械致动器被构造成与闩锁106配合以向闩锁106提供力，以将闩锁106从其第一位置移动到其第二位置。如图19所示，在一些实施方案中，机械致动器539可以是下压按钮的形式，并且还可包括以弹簧形式示出的返回偏置元件538。

当将机械能量施加到机械致动器539时(例如，当按下下压按钮时)，偏置元件538被压缩并且来自机械致动器539的机械力被施加到闩锁106上，特别是闩锁106的与保持旋转臂模块102的端部相对端部上，以使闩锁106在其销轴107上枢转并释放旋转臂模块102，从而释放击发系统101以进行击发，以允许致动pMDI罐51的计量剂量阀。击发系统101可如上所述重新启动。

在一些实施方案中，机械致动器539可以单独地结合以释放闩锁106，或者利用诸如上述那些之一的电子机构。这样的实施方案可以为电子系统发生故障的情况提供“故障安全”布置。

在先前描述的实施方案中，击发系统101被构造成与罐51、特别是与罐51的基部49直接进行交互。然而，在一些实施方案中，吸入器外壳55的长度可以更大，允许在击发系统101与罐51之间包括一个或多个附加部件，并且如果需要，允许为不同吸入器的柱塞103选择不同的轮廓。图20示出了与吸入器100基本上相同的吸入器100A，不同的是吸入器100A包括位于击发系统101与罐51的基部49之间的适配器(或隔件)155，其被构造成容纳罐51(例如，包括尺寸被设计为接纳罐51的基部49的至少一部分的凹槽)。这种附加部件的示例可以是简单的间隔元件。可采用不同构造(即，尺寸和/或形状)的适配器155以使得能够容纳各种形状和尺寸的罐，而不需要实质上改变击发系统101。

现在将更详细地描述本公开的流量调节器和流量调节器组件。

图21示意性地示出了一些相当典型的慢性阻塞性肺病(COPD)患者吸气流率(L/min)与时间(秒)的曲线。在没有吸入装置对气流的显著阻力的情况下，一些曲线29的特征在于短的、相对快速的吸气。其他患者(例如肺部较弱)无法持续长时间吸入或无法达到足够的流率。他们的曲线31短而弱。然而，使用包括本公开的流量调节器的吸入器可提供更像是表示为33的患者吸气曲线：可获得更长、持续且稳定的吸气流率(例如，约30L/min)。

COPD患者具有各种不同的吸入呼出能力，这可表示为在0.5kPa至4kPa压降之间的分布。在一些实施方案中，在由本公开的流量调节器对流量进行任何调节之前(即，在管状元件的任何塌缩之前)，本公开的吸入器的静态阻力可以是大约0.8Pa^0.5min./L。这可被认为是中等阻力。在本公开的一些实施方案中，目标调节流率可为30L/min。在一些实施方案中，目标呼吸致动触发流率可为15L/min。使用这样的系统，COPD患者因吸入力不足或者因任何单独的流量调节器将气流速率限制为小于其呼吸致动触发流率而不能达到触发流率的可能性非常低。因此，这种吸入装置适用于非常高比例的COPD患者。也就是说，在低流率下，吸入器将像中等阻力装置一样工作，并且每个患者将能够很容易以高达20L/min吸入。在稍高的流率下，流量调节器的管状元件将塌缩到内部支撑结构上，并且吸入器将成为高阻力装置。然后患者将无法以较高的流率吸入。通常，患者很可能学会自动补偿他们的吸入力，并且将继续以对他们来说舒适的流率吸入。对于一些患者，这将涉及仅0.5kPa的压降，但是对于其他患者，其将是4kPa或更高，具体取决于他们的肺部强度和肺活量以及取决于患者之前已经进行过的训练。

如果选择较高的流量调节器流率(例如，大于30L/min)，那么一些患者将不能达到调节吸入器所需的气流速率，并且患者吸入的可变性将不会被最小化。另选地，如果吸入器将具有更高的阻力，那么一些患者将再次不能达到受控流率，并且患者吸入流率的可变性将不会被最小化。然而，利用上述参数，包括本公开的流量调节器的吸入器具有以下潜力：

·改善药物释放随着吸气流量开始的协调；

·将吸气气流速率维持在约25L/min至35L/min的范围内；以及

·减少剂量一致性和肺部药物沉积位置两者的可变性。

对于30L/min的标称目标调节流率，由于制造公差和环境因素(诸如温度和大气压力)，将存在一系列实际值。在吸入器的总静态阻力为0.83Pa^0.5(minl^-1)并且流量调节器具有30L/min的标称调节流量的实施方案中，任何在0.5kPa和4kPa之间的压降下吸入的患者将预期产生约25L/min和35L/min之间的气流。

在本公开的一些实施方案中，调节流率可标称地为40L/min。在这种情况下，只能产生低吸入压降(例如约0.5kPa)并且通常以低于40L/min吸入的患者不会受益于该流量调节器，并且他们的吸入相当于通过中等阻力吸入器吸入。其他自然吸入更强(即，在较高压降下)的患者很可能受益于该流量调节器，并且其流率将由流量调节器限制在调节流率。

在本公开的一些实施方案中，调节流率可标称地为50L/min。在这种情况下，只有在大于约1.5kPa的压降下吸入的患者才会经历流量调节。由于调节流率较高，在患者之间获得的峰值吸入流率(PIF)会有较大的扩展：一些人将仅能够以约27L/min吸气，因为这是他们通过中等阻力装置吸入的最快速度，而在4kPa下吸入的另一些人则可通过系统拉动多达55L/min。

流量调节器效果的附加说明在下面的实施例部分中详述。

图22至图33示出了本公开的流量调节器的各种实施方案。图34示出了本公开的药用吸入器的实施方案，其包括本公开的流量调节器。图35至图38示出了流量调节器组件的各种实施方案，该流量调节器组件包括可用于本公开的药用吸入器的流量调节器。

流量调节器

图22至图27示出了根据本公开的一个实施方案的流量调节器1101。图22至图25示出了休息的流量调节器140，并且图26至图27示出了工作中的流量调节器140。

如图所示，流量调节器140包括外部柔性管状元件(或“管”)1102和内部支撑结构1103，该外部柔性管状元件包括至少一个柔性壁1140，该内部支撑结构的尺寸被设计为接纳在管状元件1102内(即，在至少一个柔性壁1140内)。在图22至图27的实施方案中，内部支撑结构1103包括中空基部1104、两个中空(例如，管状)柱1105和横向构件(或“横梁”)1106。

所示实施方案的中空基部1104的外径大于管状元件1102的初始内径，并且可通过在中空基部1104的外部(例如，外壁)上拉伸管状元件1102来实现两个部件的组装。该定位导致管状元件1102最初的圆形截面变形为近似椭圆形(或长圆形)截面(即，横截面)形状。在一些实施方案中，这种椭圆形管状元件1102可具有大约12mm的长轴(外部)和大约4mm的短轴(外部)。

然而，其他成形和/或组装手段也是可能的，这对于本领域普通技术人员来说将是显而易见的。例如，管状元件1102可替代地包覆模制到内部支撑结构1103的中空基部1104的外表面上，或者其可被拉伸然后通过各种联接手段联接到基部1104的外表面，所述各种联接手段包括但不限于粘合剂、凝聚剂、焊接(例如，声波[例如超声波]焊接)、任何热粘结或热密封技术(例如施加到待联接的部件中的一个或两个的热和/或压力)、其他合适的联接手段或它们的组合中的一者或多者。

在一些实施方案中，内部支撑结构1103可联接到外壳的一部分或与外壳的一部分一体地形成，形成本公开的气流路径或吸入器。例如，在一些实施方案中，内部支撑结构1103可由形成吸入器外壳的至少一部分的外壳提供(例如，与外壳一体地形成)。

如图22至图25所示，流量调节器140和管状元件1102可为基本上线性的。此外，流量调节器140可具有气流路径1107，该气流路径包括位于第一(纵向)端的空气入口1108和位于第二(纵向)端的空气出口1109，其大致限定了大致沿纵向方向D取向的气流方向。管状元件1102可在纵向方向D上伸长。管状元件1102的至少一个柔性壁1140可被取向为基本上平行于纵向方向D；中空柱1105可被取向为基本上平行于纵向方向D；并且横向构件1106可相对于纵向方向D以非零角度(例如，基本上垂直地)取向，即，相对于横向方向L(其可以表示流量调节器140的左右方向)基本上平行。第三横向方向T相对于纵向方向D和横向方向L基本上垂直地取向，并且可以表示流量调节器140的前后方向。

管状元件1102(即，至少一个柔性壁1140)可由多种材料形成，包括但不限于硅橡胶、其他热塑性弹性体或其组合中的一种或多种。除了其柔性之外，管状元件1102可由具有弹性的材料形成，以便当流过它的空气停止时它回到其静止形状和位置，即，管状元件1102可弹性变形并回弹而为下一个使用周期做好准备。可根据特定的性能需求来选择材料，例如，是否要将其包覆模制、胶合或超声焊接到内部支撑结构1103的中空基部1104。对于本领域技术人员显而易见的是，所选择的管状元件材料应具有良好的长期物理和化学稳定性。

虽然管状元件1102可适当地具有基本上为圆形的松弛横截面形状(并且其可在内部支撑结构1103的基部1104上拉伸成椭圆形截面形状)，但是其他截面形状也是可能的，例如上文在“管状”的定义中描述的那些。还应注意，基部1104的横截面形状可以是椭圆形的，或者可以是另一种形状。在一些实施方案中，基部1104是椭圆形的，该椭圆具有圆形的特殊情况形状。在一些实施方案中，采用圆形或接近圆形的基部1104的横截面形状可有助于确保管状元件1102可组装到其上而不会向其中施加显著的残余扭转应变。此外，在一些实施方案中，管状元件1102可由多于一种材料形成，或者可具有壁厚度和/或直径不同的不同区段(例如，顺序地沿其纵向方向)，使得管状元件1102的某些区段比其他区段更具柔性并且可优先塌缩。

在一些实施方案中，管状元件1012可由壁厚约0.3mm、初始内径8.0mm、长度20mm和OO肖氏硬度60的硅橡胶管形成。

在一些实施方案中，内部支撑结构1103可具有“H”形纵向截面形状(即，沿纵向方向D截取)，如图23所示。但是，如图23所示，在一些实施方案中，横向构件1106可不相对于内部支撑结构1103在纵向方向D上的整体尺寸(例如，高度)纵向居中，而是横向构件1106可朝向内部支撑结构1103的空气入口端(例如，上游端)定位。

除此之外或另选地，在一些实施方案中，内部支撑结构1103可具有大致“H”形(即，大致类似于大写英文字母H)的横截面形状(即，相对于纵向方向D基本上垂直地截取，例如，沿侧向方向L或横向方向T)，如图24所示。此外，在一些实施方案中，内部支撑结构1103可由注模塑料(诸如聚丙烯、乙缩醛、ABS(丙烯腈丁二烯苯乙烯)、聚碳酸酯或聚乙烯)形成，或者可由金属或金属合金制成(例如，机加工、冲压/压制或金属注模)，或者可由陶瓷材料制成(例如，陶瓷注模)。在一些实施方案中，内部支撑结构1103可形成为单个一体部件，即，由一个部分形成。

如图24所示，在一些实施方案中，内部支撑结构1103的横向构件1106可相对于柱1105沿横向方向T基本上居中，这得到了大致“H”形的横截面形状。另外，以举例的方式，图22至图27所示的内部支撑结构1103具有关于中心纵向轴线(即，围绕中心横向-纵向平面)的侧向对称性，以及关于中心纵向轴线(即，围绕中心侧向-纵向平面)的横向对称性(例如，前后)。换句话讲，内部支撑结构1103关于中心纵向轴线沿侧向方向D和横向方向T对称。

如下文将更详细描述的，仅管状元件1102的空气出口端被固定和支撑(即，通过内部支撑结构1103的基部1104)，而管状元件1102的空气入口端是独立的，并且能够塌缩到内部支撑结构1103上。

管状元件1102和内部支撑结构1103的组装形成气流路径1107，包括空气入口1108和空气出口1109。图24示出了流量调节器140的横截面，其示出了管状元件1102一旦被拉伸到内部支撑结构1103的基部1104上就具有近似椭圆形的截面，并且还示出了位于两个中空柱1105内的两个管腔1110，其充当残余气流通道，即，用作通过流量调节器140的气流路径1107的一部分。仅以举例的方式，管腔1110显示为具有近似三角形的横截面形状。在一些实施方案中，两个管腔1110中的每一个可具有约1mm²的开放截面积。

图25示出了流量调节器140的侧面纵截面，其示出了管状元件1102基本上平行于中空柱1105延伸，但是不与它们接触。在空气入口1108处，中空柱1105可从管状元件1102突起。参照图23，可以注意到，进入柱管腔1110的气流将在穿过中空基部1104之前在每个柱1105的旁路出口111处离开。

本公开的流量调节器的一个主要功能是在患者通过药用吸入器吸入时调节气流，将患者的吸气流率限制在狭窄且受控的范围内，以避免过快吸入并因此造成口腔和喉部中的药物过度沉积。因此，本公开的流量调节器能够帮助实现增加的深肺药物渗透和沉积。

使用这种流量调节器可使肺功能差的患者(例如，特别差的COPD患者)体验到相对较低的吸入器气流阻力(允许他们以适当的舒适度吸入足够的空气)，同时给予肺部更强的患者瞬时的较高气流吸入阻力(从而允许他们更长时间且更深地吸入，同时将其吸入气流速率限制在与较弱患者非常相似的水平)。换句话讲，吸气气流速率可在患者之间和每次吸气之间保持更加一致。因此，药物递送更加可预测，使医生能够以更高的置信水平来规定治疗方案。

而图22至图25示出了休息的流量调节器140(即，管状元件1102处于未塌缩状态)；图26和图27示出了处于操作状态的流量调节器140(即，患者的吸气气流基本上穿过它并且管状元件1102处于塌缩状态)。当空气被吸向空气出口1109时，空气通过空气入口1108流入气流路径1107，围绕柱1105和横向构件1106(即，通过柱1105和管状元件1102之间以及横向构件1106和管状元件1102之间仍存在的任何间隙)，并且通过柱管腔1110。气流通过气流路径1107的速度在气流路径1107中形成气压的降低(即，根据伯努利效应)。在图22至图27所示的实施方案中，气流路径1107中的减压导致沿椭圆形截面管状元件1102的短轴(即，沿横向方向T)的直径减小，导致向内弯曲，如图26和图27所示。因为管状元件1102在一端(即，其出口端，朝向空气出口1109)由中空基部1104支撑，所以向内弯曲主要发生在管状元件1102的朝向空气入口1108的端部处，向内弯曲限制气流路径1107的截面积。

在一定程度上，气流路径1107中的压力降低越多，管状元件1102的向内弯曲越大。由此导致的气流路径1107的截面积减小使得对气流速率的阻力增加。然而，因为流量调节器140的气流路径1107仅是采用流量调节器140的药用吸入器的总阻力的一部分(例如，如果吸入器对气流具有适度的静态阻力，则它可能是总吸入器气流阻力的约50％或更少)，所以通过流量调节器140的空气的质量流率不会随其减小的残余截面积成比例地下降。这意味着当管状元件1102塌缩时，空气通过塌缩管状元件1102内的残余气流路径1107的速度上升，进一步增加了其上的伯努利力。该效果倾向于在流量调节器140的操作中导致大致的双稳态。也就是说，塌缩的开始导致“正反馈”，其增强了内向塌缩驱动的伯努利力，直到它们最终被管状元件1102的材料的电阻性刚度力平衡。换句话讲，在一些实施方案中，流量调节器140可以是基本上双稳态的，其中它倾向于在任何时候都处于两种状态之一：要么它处于基本上“开放”或“未塌缩”的状态，要么它处于基本上“塌缩”的状态。

通过中空柱1105防止椭圆形截面管状元件1102的完全塌缩。这些柱1105与横向构件1106一起提供结构支撑，该结构支撑防止沿着椭圆形截面管状元件1102的长轴(即，沿侧向方向L)的直径显著减小。由管腔1110提供的气流旁路允许基准水平的残余气流继续流动。另外，管状元件1102的有限刚度意味着在内部支撑结构1103的拐角周围留下小的额外间隙，其中管状元件1102不能充分弯曲以封闭内部支撑结构1103和管状元件1102之间所有小的残余空气通路或间隙(参见，例如图26)。因此，至少最小或残余的气流总是可以继续流动。也就是说，减压永远不会达到足以使管状元件1102完全塌缩并且密封通过流量调节器140的所有气流的值。

管状元件1102塌缩的点和流量调节器所调节的流率取决于内部支撑结构1103的几何形状(并且具体地讲，取决于柱管腔1110的截面积)以及管状元件1102的性质，具体地讲为其壁厚、空气入口截面积、宽度、长度和肖氏硬度。对于管状元件1102，具有低粘合特性的材料也可为优选的，以确保通过防止粘附到其中定位有流量调节器140的吸入器的外壳壁和/或内部支撑结构1103而从塌缩状态平滑过渡到打开状态。

如在实施例部分中更详细地描述的那样，对图22至图27所示类型的流量调节器的数学建模已经证明，本发明的一个实施方案的流量调节器能够在许多不同的患者压降下调节气流为30L/min，其可重复性和一致性为±5L/min。几乎所有患者，即使肺部非常弱的患者，都应该能够达到这样的气流速率，而且由于流量调节器的操作，即使过度努力，也没有患者可能超过这样的气流速率。

所描述的实施方案的其他布置，诸如属于内部支撑结构的元件的形状、尺寸、数量和位置，对于本领域技术人员来说将是显而易见的。

可使用内部支撑结构的其他设计或构造来代替图22至图27的中空柱和横向构件布置。例如，图28至图33示出了本公开的各种流量调节器，其中类似的标号表示类似的元件。图28至图32示出了根据本公开的另一个实施方案的流量调节器240，其采用不同的内部支撑结构；并且图33示出了根据本公开的又一个实施方案的流量调节器340。图28至图33的流量调节器与图22至图27的流量调节器140有许多相同的元件、特征结构和功能。参考以上图22至图27的描述，以更完整地说明图28至图33所示实施方案的特征结构和元件(以及这些特征结构和元件的替代形式)。上文参考图22至图27所述的任何特征结构可应用于图28至图33的实施方案，反之亦然。

参考图28至图32，流量调节器240包括管状元件1202和内部支撑结构1203，该管状元件包括至少一个柔性壁1240。在该实施方案中，内部支撑结构1203包括中空基部1204、实心柱1205(即，没有管腔)、横向构件1206，以及从横向构件1206突起(例如，从侧向取向的横向构件1206横向突起)的一个或多个花键(或横向突起或横向花键)1213(参见图29和图31)。在一些实施方案中，如图所示，一个或多个横向突起1213可以相对于内部支撑结构1203侧向居中地定位并且相对于横向构件1206向前和向后突起(即，当在横截面中观察时，如图29所示)。在一些实施方案中，一个或多个横向突起1213可以相对于管状元件1202的至少一个柔性壁1240基本上垂直地从内部支撑结构1203突起。

仅以举例的方式，内部支撑结构1203具有“H”形的纵截面形状(即，沿纵向方向D截取)，如图28所示，以及通常“H”形的横截面形状(即，相对于纵向方向D基本上垂直地截取，例如，在侧向-横向平面中)，如图29和图31所示。

此外，在采用至少一个横向突起1213的实施方案中，内部支撑结构1203还可包括横截面形状，该横截面形状包括至少一个大写英文字母“E”。具体地讲，在采用两个侧向居中的横向突起1213的实施方案中，如图29和图31所示，内部支撑结构1203可具有包括两个大写字母“E”的横截面形状，两个大写字母“E”背对背地合并并且“E”的长边取向沿侧向方向L。不像图22至图27的中空柱1105，实心柱1205缺少具有长纵横比的任何内部管腔，因此具有可为了易于制造而更加期望的几何形状。纵截面或横截面不一定是“H”形的其他布置对于本领域技术人员来说也将是显而易见的。示例包括具有一个或多个内部支撑结构的流量调节器，所述内部支撑结构具有如下横截面形状，其包括或类似于选自英文大写字母B、C、D、E、H、M、N、O、S、V、W、X和Z的任何字母。其他形状对于本领域普通技术人员来说也将是显而易见的。

图28至图30示出了休息的流量调节器240(即，管状元件1202处于未塌缩状态)，而图31至图32示出了处于工作状态的流量调节器240(即，管状元件1202处于塌缩状态)。

流量调节器240包括形成在内部支撑结构1203和管状元件1202之间的气流路径1207，该气流路径1207包括空气入口1208和空气出口1209。图29示出了流量调节器240的横截面，其大致垂直于气流的大致方向截取，这示出了管状元件1202在休息时具有近似椭圆形的横截面形状。在一些实施方案中，如图所示，花键1213从横向构件1206向外(例如，沿横向方向T)突起，但不及实心柱1205向外突起得远。在另选实施方案中，花键的尺寸可被设计为从横向构件1206突起与固体柱1205一样远的距离，或者另选地，可以突起得更远。另选地，每个实心柱1205可以具有十字形而不是近似矩形的横截面形状。如从这些示例中显而易见的，内部支撑结构1203的截面形状和尺寸的更多变型是可能的。每个变型将具有作为压降和气流速率函数的其自身气流特性，并结合管状元件1202的形式和材料的特性。

图30示出了管状元件1202和实心柱1205大致平行于纵向方向D取向，并且管状元件1202在休息时不与实心柱1205接触，并且柱从管状元件1202的空气入口1208处突起(即，从管状元件1202的上游端突起)。

图31和图32示出了处于工作状态的流量调节器240。当空气通过空气出口1209被吸入时，空气经由空气入口1208流入气流路径1207。如图所示，由患者吸入产生的气压降低使沿椭圆形截面的管状元件1202的短轴的直径减小，从而导致向内弯曲，如图31所示。由于管状元件1202在下游端由中空基部1204支撑，所以向内弯曲主要发生在管状元件1202的更靠近空气入口1208的端部处，向内弯曲限制气流路径1207的截面积。气流通道1207中的气压越低，管状元件1202的向内变形越大，因此气流路径1207的截面积减小得越多，则对气流的阻力越大。

通过实心柱1205防止椭圆形截面管状元件1202的完全塌缩。这些结构与横向构件1206一起提供结构支撑，该结构支撑防止沿椭圆形截面的管状元件1202的长轴的直径显著减小。花键1213另外沿短轴提供支撑，防止管状元件1202(并且具体地讲，至少一个柔性壁1240)过于紧密地塌缩到横向构件1206上。因此，无论患者的吸气压降多大，残余气流总是可以经由残余气流通道间隙通过。

图33示出了根据本公开的另一实施方案的流量调节器340。流量调节器340包括管状元件(或“管”)1302和内部支撑结构1303，该管状元件包括至少一个柔性壁1340，该内部支撑结构的尺寸被设计为接纳在管状元件1302内(即，在至少一个柔性壁1340内)。管状元件1302围绕并包封内部支撑结构1303。内部支撑结构1303由中空基部1304、两个中空柱1305(每个包括管腔1310)和横向构件1306组成。如图33所示，在一些实施方案中，管状元件1302可以在两端锚固或以其他方式附接(例如，附接到内部支撑结构1303)，而不是在空气入口端处为自由状态。如图33所示，在一些实施方案中，横向构件1306可相对于柱1305纵向居中地定位。结果，除了先前实施方案的侧向和横向对称之外，内部支撑结构1303(和流量调节器340)也可具有纵向对称(例如，围绕中心侧向-横向平面)。

与先前的实施方案一样，中空基部1304的外径大于柔性管状元件1302的内径，并且通过在中空基部1304的外表面上拉伸管状元件1302来实现两个部件的组装。管状元件1302和内部支撑结构1303一起在其间限定气流路径1307，其包括空气入口1308和空气出口1309。气流路径1307还包括穿过柱1305的管腔1310。当空气被吸向空气出口1309时，空气流入气流路径1307并且经由空气入口1308流过(即，通过)管腔1310并围绕柱1305，从而通过伯努利效应在气流路径1307中形成气压的降低。气流路径1307中的减压导致沿管状元件1302的椭圆形截面的短轴的直径减小，该管状元件居中位于气流路径1307的大致中点处。

使管状元件1302固定在两端的一个可能的优点是管状元件1302对于给定的流动调节性能可具有更大的厚度，从而在管状元件1302的尺寸规格范围方面提供制造优势。使管状元件1302固定在两端的另一个可能的优点是使用对称布置(例如，纵向、侧向和横向对称)可提供制造益处，因为它在组装期间不需要一致且特定的端对端取向。

图34示出了根据本公开另一实施方案的吸入器200，其采用本公开的流量调节器140和机械触发的呼吸致动击发系统。仅以举例的方式，药用吸入器200在图34中示出为包括图22至图27的流量调节器140；然而，应当理解，在吸入器200中可采用本公开的任何流量调节器。以举例的方式，吸入器200被示出为可以商品名AUTOHALER^TM得自明尼苏达州圣保罗的3M公司(3M Company，St.Paul，MN)的吸入器的变型。关于吸入器200的其他细节可参见美国专利No.7,296,567，该专利申请全文以引用方式并入本文。

如图34所示，流量调节器140定位在专用气流路径714中，该专用气流路径位于吸入器200的外壳755的底部中，该底部与外壳755一体地形成。专用气流路径714包括通向环境的空气入口715(例如，由辅助开口端720限定)和与吸入器200的气流路径746流体连通的空气出口716。具体地讲，专用气流路径714基本上水平地布置，使得空气入口715大致位于口件757下方。提供密封装置(未示出)以确保在吸入器200中的其他地方没有明显的空气泄漏入口，以便基本上所有通过吸入器200的气流都穿过专用气流路径714。

在该实施方案中，吸气气流经由空气入口715(例如，经由入口格栅、筛网或滤栅728)被抽吸到流量调节器140中，并因此进入杆承窝759周围的区域。当患者在吸入器200的口件757(其限定吸气孔745)上吸入时，叶片777在吸气气流中升高，该升高触发机械剂量释放机构728。形成的药物制剂喷雾761夹带在来自流量调节器140的空气出口709和专用气流路径714的空气出口716的气流中，并且随着气流通过口件757排出。本领域技术人员将注意到，本发明的流量调节器可定位在这种吸入器中的多个位置，例如在吸入器的后部、前部、顶部、一例等。另外，显而易见的是，吸入器的外形可以独立于内部气流表面成形和设计。

再次，结合适当的电子存储设备可允许捕获、存储和检索与每次使用吸入器时相对应的患者的吸入曲线(流率、压降等)。包括例如通过电缆或使用无线技术将数据传输到二次设备(例如，计算机或“智能”电话)的装置可使患者的医生或其他人容易获得这些数据，以便允许他们成功地监测患者使用吸入器的能力，并根据检索到的信息的分析和解释，提供适当和及时的医疗保健建议。

在另选实施方案中，呼吸致动吸入器可包括可重复使用部分和可更换部分两者。例如，包含复杂且相对昂贵的电子器件的可重复使用部分可与一系列可更换的药物容纳盒依次配对。在这样的实施方案中，流量调节器可与可更换的盒相关联，或者另选地并且优选地与可重复使用的单元相关联。在任一种情况下，吸入器的气流路径可被构造成穿过可重复使用部分、可更换的再填充部分或两者。

在另一个实施方案中，具有不同阻力和/或塌缩特性的两个或更多个流量调节器可例如以并联的流路构造结合到本公开的药用吸入器中，或者本公开的用于药用吸入器的气流路径中。在又一个实施方案中，具有不同阻力和/或塌缩特性的两个或更多个流量调节器可以串联流路布置结合到本公开的药用吸入器或气流路径中。这类实施方案可为药用吸入器提供更大的能力来调节流率与压降特性。

流量调节器组件

图35示出了根据本公开的一个实施方案的流量调节器组件(或“气流路径”或“气流路径组件”)630。流量调节器组件630可单独形成并且与吸入器流体连通或以其他方式结合到吸入器中，或者可形成本公开的吸入器的一部分。如图35所示，流量调节器组件630可包括外壳635，该外壳限定气流路径614，该气流路径包括空气入口615和空气出口616；定位于气流路径614中的流量调节器140；以及气流路径614中的收缩部623。外壳635在图36中更详细地示出并在下文中有更详细的描述。

流量调节器140可被构造成对气流路径614中的气流提供可变(动态)阻力；并且收缩部623可被构造成对气流路径614中的气流提供固定(静态)阻力。收缩部623可包括文丘里管区段(如图所示)、窄通路(例如，相对于气流路径614的相邻区域/部分的窄通路)、曲折路径及其组合中的一者或多者。曲折路径可包括一个或多个扭曲、弯曲或转弯(例如，至少60度的急转弯)。

另外，在一些实施方案中，流量调节器组件630还可包括第一(空气入口)压力传感器625和第二(空气出口)压力传感器627。流量调节器组件630可具有适合于相关吸入器的物理尺寸的尺寸(例如，长度)。

在一些实施方案中，外壳635可以是单独的元件，其可被定位在吸入器的外壳内，定位成与吸入器的外壳流体连通，以及/或者联接到吸入器的外壳。除此之外或另选地，在一些实施方案中，外壳635可指吸入器的外壳的一部分，使得外壳635与吸入器的外壳一体地形成。

气流路径614，并且具体地讲空气入口615可被成形用于改善至少第一压力传感器625的灵敏度。第一压力传感器625通过第一导管621连接到气流路径614。可以选择该导管的尺寸(例如，其截面积)以确保在沿其长度具有期望低的压降与避免其足够开放以显著影响主气流路径614中的气流之间的适当平衡。在一些实施方案中，该导管的截面可以是圆形的，内径为大约2mm，总内部长度为大约15mm。

如上所述，气流路径614还可包括固定或静态阻力，特别是以位于空气入口615和空气出口616之间的收缩部(或“文丘里管收缩部”)623的形式，特别是形成有效地放大第一压力传感器625处的局部气流引起的压降的文丘里管(或文丘里管区段)。具体地讲，收缩部623可位于流量调节器140的上游。这种放大使得能够使用灵敏度较低的压力传感器以给定的精度测量气流速率。这有助于限制组件630结合到其中的吸入器的制造成本。

将通过第二导管629(例如，在一些实施方案中，具有大约2mm的内径和大约9mm的内部长度)连接的第二压力传感器627添加到文丘里管区段收缩部623下游位置处并且远离该收缩部的气流路径614，可有助于确定气流方向(即，区分吸气与呼气)。这允许连接的呼吸致动触发机构(例如，以机械或电子方式)被布置为在患者呼气到吸入器中而不是通过它吸气的情况下不运行，这两种呼吸模式可通过由第一传感器625和第二传感器627检测到的不同相对压降关系来容易地区分。

在一些实施方案中，第一导管621可具有第一截面积(例如，平均截面积，或第一导管位于第一压力传感器附近的区域中的截面积)；第二导管629可具有第二截面积(例如，平均截面积，或第一导管位于第一压力传感器附近的区域中的截面积)；并且气流路径614可具有第三截面积(例如，平均截面积，或第一导管或第二导管的区域中的截面积)。

在一些实施方案中，第一截面积与第三截面积的比率和/或第二截面积与第三截面积的比率可不大于0.3；在一些实施方案中，不大于0.25；在一些实施方案中，不大于0.2；在一些实施方案中，不大于0.18；在一些实施方案中，不大于0.16；在一些实施方案中，不大于0.15；在一些实施方案中，不大于0.1；在一些实施方案中，不大于0.08；在一些实施方案中，不大于0.07；以及在一些实施方案中，不大于0.05。

在一些实施方案中，本发明人计算出包括图35的流量调节器组件630的吸入器可提供对20L/min(低于塌缩流率)的气流的约0.8Pa^0.5min./L的总阻力。这对用于治疗COPD或哮喘的吸入器而言是理想数字。计算流体动力学(CFD)是本领域技术人员用于开发对本文所示实施方案的适当修改和尺寸化的另选实施方案的有用工具。

在一些实施方案中，在吸入器包括一个或多个压力传感器的情况下，可针对吸入器的每次使用记录患者的吸入曲线。通过包括适当的电子部件，例如存储设备和数据传输装置，可以捕获、存储和检索患者的每个吸入曲线以供将来分析和解释。这可允许患者的医生和其他人成功地监测患者使用吸入器的能力，并且可允许提供适当和及时的医疗保健建议和/或干预。

此外，在一些实施方案中，可以进行气流压降测量以使吸入器能够获得服用剂量的事实并记录对应的吸入曲线。这使得患者的医生或为患者的医疗保健服务付费的机构或组织能够知道患者实际上已服用该剂量。已获得剂量的释放的先前吸入器，即使有该释放的日期和时间的记录，也尚未获得或记录对应的吸入曲线，这使患者容易出现“剂量倾卸”，这是一种患者可使他们的医生和其他人误认为他们正在服用他们的处方剂量的做法，即使事实上他们只是通过将剂量喷洒到周围的空气中而浪费它们等等。众所周知，这种做法发生在患者不好意思告诉医生他们没有遵守医生规定的治疗方案的情况下。通过利用本公开的实施方案检测这种做法的能力允许医疗保健专业人员有机会了解患者实际在做什么，并允许他们相应地建议和/或改变治疗方案。

图36示出了可用于制造图35的流量调节器组件630的元件或部件的一个示例。例如，在一些实施方案中，控制器632(例如，可编程电路板(PCB))可包括两个压力传感器625、627。如图35至图36所示，流量调节器140包括管状元件1102和内部支撑结构1103。气流路径614可由外壳635形成，该外壳示出为包括前外壳633和后外壳634，例如，为了便于塑料注模，其可被联接在一起(例如，通过上文关于联接管状元件1102和内部支撑结构1103所述的任何联接手段)。在一些实施方案中，外壳635可由两个或更多个纵向部分形成(即，如图36中以举例方式示出)，或者除此之外或另选地，外壳635可由两个或更多个横向部分形成，所述两个或更多个横向部分相对于纵向方向D(即，相对于一般气流方向)横向地连接。为了简化并仅以举例的方式示出单独的外壳635；然而，应该理解的是，组件630和气流路径614可以替代地与药用吸入器的外壳形成(例如，一体地形成)，并且吸入器可被修改为包括组件630的在图35至图36中所示的所有元件。

各种参数影响精确塌缩气流速率并调节流量调节器140和流量调节器组件630的气流速率。这些参数的示例包括形成管状元件1102的材料；管状元件材料的直径和厚度；收缩部623和内部支撑结构1103的形状和尺寸；以及环境因素诸如温度和湿度(例如，取决于管状元件材料)。基于本公开的教导内容，本领域普通技术人员将认识到如何在不脱离本发明的实质和范围的情况下测试改变这些不同输入参数的效果，以便针对特定应用优化流量调节器和气流路径的精确构造。

图37示出了根据本公开的另一实施方案的流量调节器组件830。流量调节器组件830可单独形成并且与吸入器流体连通或以其他方式结合到吸入器中，或者可形成本公开的吸入器的一部分。如图22所示，流量调节器组件830可包括定位在气流路径814中的流量调节器840、包括空气入口815和空气出口816的气流路径814。气流路径814可由外壳835形成。在一些实施方案中，外壳835可以是单独的元件，其可被定位在吸入器的外壳内，定位成与吸入器的外壳流体连通，以及/或者联接到吸入器的外壳。除此之外或另选地，在一些实施方案中，外壳835可指吸入器的外壳的一部分，使得外壳835与吸入器的外壳一体地形成。

流量调节器840包括管状元件802和内部支撑结构803。如在图22中仅以举例方式示出，在一些实施方案中，内部支撑结构803可包括中空基部804，其可至少部分地由外壳835或其一部分形成，使得管状元件802在外壳835的一部分(例如，外壁)周围外部拉伸，并且相对于外壳835的另一部分位于内部。在这样的实施方案中，整个内部支撑结构803可由外壳835的一部分一体地形成或提供，如上所述，该外壳的一部分也可形成吸入器的至少一部分。

如图37进一步所示，气流路径814可包括(例如，外壳835可包括)一个或多个向内突出的突起或特征结构837，其定位在一个或多个期望的纵向位置处，以促使流量调节器840的管状元件802在具体的预定位置塌缩。在一些实施方案中，一个或多个向内突出的突起837可以是夹紧花键的形式，或者在一些实施方案中，突起837可包括围绕管状元件802的环形突起。突起837可将机械应力施加到管状元件802。通过改变突起837的尺寸和/或数量，可控制管状元件802塌缩的流率。除此之外或另选地，在一些实施方案中，可例如通过在管状元件802的特定区段处采用特定肖氏硬度，控制管状元件材料特性以促进精确的塌缩几何形状和特性。

例如，如果患者将水分呼出到吸入器中，突起837还可减小管状元件802的向内挠曲区域粘附到外壳835的任何趋势。

此外，在一些实施方案中，气流路径814可包括收缩部，并且具体地讲，位于流量调节器840上游的收缩部，即朝向空气入口815的收缩部，其用作文丘里管区段以加速经过相邻的压力传感器(未示出)的局部空气速度，如上文参考图35和图36所述。这种布置可允许比原本可由给定压力传感器实现的更精确的压力测量(以及计算的气流速率测量)。

图38示出了根据本公开的另一实施方案的流量调节器组件930。流量调节器组件930可单独形成并且与吸入器流体连通或以其他方式结合到吸入器中，或者可形成本公开的吸入器的一部分。如图38所示，流量调节器组件930可包括定位在气流路径914中的流量调节器940、包括空气入口915和空气出口916的气流路径914。气流路径914可由外壳935形成。在一些实施方案中，外壳935可以是单独的元件，其可被定位在吸入器的外壳内，定位成与吸入器的外壳流体连通，以及/或者联接到吸入器的外壳。除此之外或另选地，在一些实施方案中，外壳935可指吸入器的外壳的一部分，使得外壳935与吸入器的外壳一体地形成。

流量调节器940包括管状元件902和内部支撑结构903。如在图38中仅以举例方式示出，在一些实施方案中，内部支撑结构903可包括中空基部904，其可至少部分地由外壳935或其一部分形成，使得管状元件902在外壳935的一部分周围外部拉伸，并且相对于外壳935的另一部分位于内部。如图所示，在一些实施方案中，气流路径914可包括流量调节器940上游的文丘里管收缩部923，其可用于增强相邻压力传感器(未示出)的灵敏度，如已经描述的那样。

在一些实施方案中，如图38所示，气流路径914可包括一个或多个特征结构，这些特征结构可直接形成在外壳935中，流量调节器940位于该外壳中以将流动的空气引导到流量调节器940中。例如，如图38所示，气流路径914可包括引导步骤936，该引导步骤将气流引导到流量调节器940中并防止空气流到管状元件902的外部外侧，从而防止压降损失并保持空气在管状元件902的外表面上停滞。

为了清楚地示出本公开的流量调节器和药用吸入器的各种特征结构，图中所示的每个实施方案均示出为单独的实施方案。然而，应当理解，附图中所示和本文所述的任何实施方案中的元件和特征结构的任何组合可用于本公开的流量调节器和药用吸入器中。例如，图1至图15、图16、图17、图18、图19和图20中的任何击发系统可在本公开的任何药用吸入器中使用。另外，可将图35至图38的流量调节器组件的任何特征结构或其组合或其部分组合都结合到图1、图16至图20和图34的任何药物吸入器中。此外，可将图22至图33中的任何流量调节器特征结构或其组合或其部分组合都结合到本公开的任何流量调节器组件或药用吸入器中。

以下实施方案旨在举例说明本公开而非进行限制。

实施方案

药用吸入器实施方案

1.一种药用吸入器，包括：

外壳；

气流路径，所述气流路径至少部分地由外壳限定，并且包括空气入口和空气出口；

流量调节器，所述流量调节器定位在空气入口和空气出口之间的气流路径中(即，定位在外壳中)，以调节气流路径中的气流(例如，基本上所有的气流)达到调节的体积流率(例如，流量调节器被构造成根据流量调节器的入口和出口之间的空气压降提供对气流路径中的气流的可变阻力)；和

呼吸致动剂量释放击发系统，所述呼吸致动剂量释放击发系统位于外壳中，其中该击发系统被构造成以小于调节体积流率的击发体积流率释放一定剂量的药物。

2.根据实施方案1所述的吸入器，其中药用吸入器包括加压计量剂量吸入器(pMDI)。

3.根据实施方案1或2所述的吸入器，其中击发系统以机械方式被触发。

4.根据实施方案1至3中任一项所述的吸入器，其中击发系统以电子方式被触发。

5.根据实施方案1至4中任一项所述的吸入器，其中击发系统包括能够在第一位置和第二位置之间移动以致动剂量释放阀的柱塞。

6.根据实施方案5所述的吸入器，其中柱塞被构造成操作地联接到包括剂量释放阀的药物罐。

7.根据实施方案5或6所述的吸入器，其中击发系统还包括储能装置，该储能装置被构造成当释放储能装置中储存的能量时将柱塞从第一位置驱动到第二位置。

8.根据实施方案5至7中任一项所述的吸入器，其中储能装置包括偏压元件。

9.根据实施方案5至8中任一项所述的吸入器，其中储存的能量由连接到吸气气流检测系统的触发器触发而释放，该吸气气流检测系统被构造成检测气流路径中的吸气气流速率，并且当吸气气流速率等于至少击发体积流率时，向触发器发送电信号。

10.根据实施方案5至9中任一项所述的吸入器，其中击发系统还包括：

导轨，其中该导轨的至少一部分具有螺旋形状，该导轨具有相对于轴线具有大于零的第一螺旋角的第一部分，以及相对于轴线具有第二螺旋角的第二部分，其中第二螺旋角小于第一螺旋角；和

突出部，所述突出部尺寸被设计为接纳在导轨中，该突出能够在导轨中移动，使得突出部和导轨能够在对应于柱塞的第一位置的第一位置和对应于柱塞的第二位置的第二位置之间相对于彼此移动，使得突出部被构造成当储能装置驱动柱塞在第一位置和第二位置之间移动时沿导轨成凸轮形；

其中导轨或突出部固定地联接到柱塞。

11.根据实施方案1至10中任一项所述的吸入器，还包括吸气气流检测系统，该吸气气流检测系统被构造成检测气流路径中的吸气气流速率，并且当吸气气流速率等于至少击发体积流率时，向击发系统发送电信号以进行击发。

12.根据实施方案11所述的吸入器，其中吸气气流检测系统包括位于气流路径中的至少一个压力传感器，以及连接到所述至少一个压力传感器和呼吸致动剂量释放击发系统的控制器。

13.根据实施方案1至12中任一项所述的吸入器，还包括位于流量调节器上游的气流路径中的压力传感器。

14.根据实施方案1至13中任一项所述的吸入器，还包括位于流量调节器上游的气流路径中的第一压力传感器和位于流量调节器下游的气流路径中的第二压力传感器。

15.根据实施方案1至14中任一项所述的吸入器，还包括位于连接到在流量调节器上游第一位置处的气流路径的第一导管中的第一压力传感器和位于连接到在流量调节器下游第二位置处的气流路径的第二导管中的第二压力传感器。

16.根据实施方案15所述的吸入器，其中第一导管具有第一截面积，第二导管具有第二截面积，并且气流路径具有第三截面积，并且其中第一截面积与第三截面积的比率以及第二截面积与第三截面积的比率均不大于0.2。

17.根据实施方案1至16中任一项所述的吸入器，其中流量调节器包括：

管状元件，其限定气流路径的至少一部分，该管状元件包括至少一个柔性壁，所述至少一个柔性壁被构造成响应于气流路径中的气流向内挠曲；和

内部支撑结构，其位于管状元件内并且被构造成当管状元件的所述至少一个柔性壁向内挠曲时保持管状元件内的气流路径的至少预定截面积。

18.根据实施方案17所述的吸入器，其中内部支撑结构的至少一部分由外壳形成。

19.根据实施方案17或18所述的吸入器，其中内部支撑结构相对于管状元件是刚性的，并且管状元件相对于内部支撑结构是柔性的。

20.根据实施方案17至19中任一项所述的吸入器，其中管状元件在未塌缩状态和塌缩状态之间是基本上双稳态的。

21.根据实施方案1至20中任一项所述的吸入器，其中该吸入器包括至少两个定位在气流路径中的流量调节器。

22.根据实施方案21所述的吸入器，其中至少两个流量调节器并联布置。

23.根据实施方案21所述的吸入器，其中至少两个流量调节器串联布置。

24.根据实施方案1至23中任一项所述的吸入器，其中调节体积流率为至少约25L/min。

25.根据实施方案1至24中任一项所述的吸入器，其中调节体积流率不大于约35L/min。

26.根据实施方案1至25中任一项所述的吸入器，其中气流路径的空气入口包括药用吸入器的抽吸孔，并且其中气流路径的空气出口包括药用吸入器的吸入孔。

击发系统实施方案

1.一种用于药用吸入器的剂量释放击发系统，该剂量释放击发系统包括：

轴线，其限定沿该轴线或基本平行于该轴线延伸的轴向方向；

柱塞，能够在第一位置和第二位置之间沿轴向方向移动；

储能装置，其被构造成当储能装置中储存的能量被释放时将柱塞从第一位置驱动至第二位置，其中当储存的能量不被释放时，击发系统处于待发状态，并且其中当储存的能量被释放时(即，在储存的能量被释放后)，击发系统处于击发状态；

导轨，其中该导轨的至少一部分具有螺旋形状，该导轨具有相对于轴线具有大于零的第一螺旋角的第一部分，以及相对于轴线具有第二螺旋角的第二部分，其中第二螺旋角小于第一螺旋角；和

突出部，该突出部尺寸被设计为接纳在导轨中，该突出部能够在导轨中移动，使得突出部和导轨能够在对应于柱塞的第一位置的第一位置和对应于柱塞的第二位置的第二位置之间相对于彼此移动，使得突出部被构造成当储能装置驱动柱塞从第一位置移动到第二位置时沿导轨成凸轮形；

其中导轨或突出部固定地联接到柱塞。

2.根据实施方案1所述的击发系统，其中储能装置、导轨和突出部被定位成使得导轨和突出部响应于储存的能量从储能装置释放而相对于彼此移动。

3.根据实施方案1或2所述的击发系统，其中第一螺旋角为至少45度。

4.根据实施方案1至3中任一项所述的击发系统，其中第二螺旋角小于20度。

5.根据实施方案1至4中任一项所述的击发系统，其中导轨的第一部分相对于轴线是螺旋形的，并且导轨的第二部分与轴线对准或基本上平行于轴线。

6.根据实施方案1至5中任一项所述的击发系统，其中储能装置被构造成在释放所储存的能量时提供至少40N的力。

7.根据实施方案1至6中任一项所述的击发系统，其中：

药用吸入器包括药物罐，

该轴线是纵向轴线，其被构造成与药物罐的纵向轴线对准或平行，

柱塞被构造成操作地联接到药物罐，并且

柱塞被构造成在第一位置和第二位置之间移动，以致动药物罐的剂量释放阀。

8.根据实施方案1至7中任一项所述的击发系统，其中柱塞包括尺寸被设计为接纳药物罐的至少一部分的凹陷部。

9.根据实施方案1至8中任一项所述的击发系统，其中柱塞相对于轴线旋转地固定。

10.根据实施方案1至9中任一项所述的击发系统，其中导轨和突出部可围绕轴线相对于彼此旋转。

11.根据实施方案1至10中任一项所述的击发系统，其中：

导轨和突出部可围绕轴线相对于彼此旋转，并且

柱塞相对于轴线旋转地固定。

12.根据实施方案1至11中任一项所述的击发系统，其中导轨可相对于突出部围绕轴线旋转，其中突出部固定地联接到柱塞，并且其中突出部和柱塞相对于轴线旋转地固定。

13.根据实施方案1至12中任一项所述的击发系统，其中导轨由轴提供，该轴具有沿轴线或平行于轴线取向的轴轴线并且包括壁，并且其中导轨形成在轴的壁中。

14.根据实施方案13所述的击发系统，其中轴的尺寸被设计为接纳在柱塞的凹陷部中。

15.根据实施方案13或14所述的击发系统，其中轴能够围绕轴线旋转。

16.根据实施方案1至15中任一项所述的击发系统，其中导轨由旋转臂模块提供，该旋转臂模块包括：

轴，该轴具有沿轴向方向取向的轴轴线并且包括壁，其中导轨形成在该壁中，该轴包括凸缘端部，和

臂，其从轴的凸缘端部径向向外延伸。

17.根据实施方案16所述的击发系统，其中轴的尺寸被设计为接纳在柱塞的凹陷部中。

18.根据实施方案16或17所述的击发系统，其中旋转臂模块能够围绕轴线旋转。

19.根据实施方案13至18中任一项所述的击发系统，其中突出部由击发针提供，其中轴是中空的并且限定管状通道，该管状通道的尺寸被设计为接纳击发针，并且其中突出部从击发针径向向外延伸到接纳在轴的导轨中。

20.根据实施方案19所述的击发系统，其中击发针和柱塞固定地联接在一起。

21.根据实施方案19或20所述的击发系统，其中击发针和柱塞包括相互接合的特征结构，以将击发针和突出部固定地联接到柱塞。

22.根据实施方案19至21中任一项所述的击发系统，其中突出部从击发针的外表面上的平坦凹陷区域突起。

23.根据实施方案19至22中任一项所述的击发系统，其中击发针的突出部是两个径向相对的径向突出部中的一个，并且其中导轨是形成在轴的壁中的两个径向相对的导轨中的一个。

24.根据实施方案19至23中任一项所述的击发系统，其中导轨被构造成响应于储能装置的所储存能量的释放而使击发针和柱塞轴向移动。

25.根据实施方案13至24中任一项所述的击发系统，其中储能装置位于轴的外表面和柱塞的凹陷部的内表面之间。

26.根据实施方案25所述的击发系统，其中柱塞的凹陷部是管状形状并且尺寸被设计为接纳轴。

27.根据实施方案16至26中任一项所述的击发系统，其中轴是中空的并且限定管状通道，其中轴的凸缘端部包括环状圆柱形凸缘，该凸缘包括与轴的管状通道大致对准的孔。

28.根据实施方案27所述的击发系统，其中环状圆柱形凸缘的尺寸被设计成为储能装置提供接触表面。

29.根据实施方案1至28中任一项所述的击发系统，还包括能够在(i)第一位置和(ii)第二位置之间移动的闩锁，在第一位置闩锁联接到导轨和突出部中的至少一者，以抑制导轨和突出部相对于彼此移动，在第二位置闩锁与导轨和突出脱离联接，使得导轨和突出部相对于彼此自由移动。

30.根据实施方案29所述的击发系统，其中储能装置所储存的能量响应于闩锁从其第一位置移动到其第二位置而被释放。

31.根据实施方案29或30所述的击发系统，还包括触发器，该触发器操作地联接到闩锁并且被构造成在第一状态和第二状态之间改变，以分别在第一位置和第二位置之间移动闩锁。

32.根据实施方案31所述的击发系统，其中闩锁能够围绕闩锁轴线在第一位置和第二位置之间枢转地移动，并且其中触发器被构造成使闩锁围绕闩锁轴线在第一位置和第二位置之间枢转。

33.根据实施方案32所述的击发系统，其中闩锁轴线相对于轴线基本上垂直地取向。

34.根据实施方案31至33中任一项所述的击发系统，其中触发器包括形状记忆材料。

35.根据实施方案31至34中任一项所述的击发系统，其中触发器包括数字电机、线轴和细丝。

36.根据实施方案31至35中任一项所述的击发系统，其中触发器包括电磁体。

37.根据实施方案31至36中任一项所述的击发系统，其中触发器包括螺线管。

38.根据实施方案31至37中任一项所述的击发系统，其中触发器包括机械致动器。

39.根据实施方案31至38中任一项所述的击发系统，其中触发器被构造成响应于非机械能量而在第一状态和第二状态之间改变。

40.根据实施方案31至38中任一项所述的击发系统，其中触发器被构造成响应于机械能量而在第一状态和第二状态之间改变。

41.根据实施方案31至40中任一项所述的击发系统，其中触发器是呼吸致动的。

42.根据实施方案1至41中任一项所述的击发系统，其中储能装置包括弹簧。

43.根据实施方案1至42中任一项所述的击发系统，其中该击发系统是呼吸致动的。

44.一种药用吸入器，包括根据前述实施方案中任一项所述的剂量释放击发系统(例如，定位在外壳中)，其中该药用吸入器是加压计量剂量吸入器(pMDI)。

45.一种药用吸入器，包括根据前述实施方案中任一项所述的剂量释放击发系统(例如，定位在外壳中)，其中该药用吸入器是呼吸致动吸入器、加压计量剂量吸入器(pMDI)、干粉吸入器(DPI)、喷雾器及其组合中的至少一种。

46.一种药用吸入器，包括：

外壳；

罐，该罐包括定位在外壳中的药物；和

根据前述实施方案中任一项所述的剂量释放击发系统，该剂量释放击发系统定位在外壳中，其中柱塞操作地联接到罐。

47.根据实施方案46所述的吸入器，其中柱塞相对于轴线和外壳旋转地固定。

48.根据实施方案46或47所述的吸入器，其中柱塞和外壳包括相互接合的特征结构，以抑制柱塞和外壳之间的相对旋转运动。

49.一种用于包括药物罐的药用吸入器的剂量释放击发系统，该剂量释放击发系统包括：

纵向轴线，其被构造成与药物罐的纵向轴线对准或平行；

柱塞，其被构造成操作地联接到药物罐，该柱塞能够沿着纵向轴线在第一位置和第二位置之间移动，其中该柱塞被构造成使药物罐分别在不释放药物剂量的第一位置和释放药物剂量的第二位置之间移动；

储能装置，其被构造成当储能装置中储存的能量被释放时将柱塞驱动至第二位置，其中当储存的能量不被释放时，击发系统处于待发状态，并且其中当储存的能量被释放时，击发系统处于击发状态；

旋转臂模块，该旋转臂模块包括：

轴，该轴具有沿纵向轴线取向的轴轴线并且包括壁，该轴是中空的并且限定管状通道，该轴的尺寸被设计为接纳在柱塞的凹陷部中，该轴包括凸缘端部，

臂，其从轴的凸缘端部径向向外延伸，和

导轨，其在该轴的壁中形成，其中该导轨的至少一部分具有螺旋形状，该导轨具有相对于轴线具有大于零的第一螺旋角的第一部分，以及相对于轴线具有第二螺旋角的第二部分，其中第二螺旋角小于第一螺旋角；和

击发针，其尺寸被设计为接纳在旋转臂模块的轴的管状通道中，该击发针固定地联接到柱塞并且包括尺寸被设计为接纳在导轨中的突出部，该突出部能够在导轨中在对应于柱塞的第一位置的第一位置和对应于柱塞的第二位置的第二位置之间移动，使得突出部被构造成当被储能装置驱动以使柱塞在第一位置和第二位置之间移动时沿导轨成凸轮形。

50.根据实施方案49所述的击发系统，其中旋转臂模块能够围绕纵向轴线旋转。

51.根据实施方案49和50所述的击发系统，其中柱塞和击发针相对于纵向轴线旋转地固定。

52.根据实施方案49至51中任一项所述的击发系统，还包括能够在(i)第一位置和(ii)第二位置之间移动的闩锁，在第一位置闩锁联接到旋转臂模块的臂，在第二位置闩锁与臂脱离联接。

流量调节器实施方案

1.一种用于医用吸入器的流量调节器，该流量调节器包括：

管状元件，其限定气流路径的至少一部分，该管状元件包括至少一个柔性壁，所述至少一个柔性壁被构造成响应于气流路径中的气流向内挠曲；和

内部支撑结构，其位于管状元件内并且被构造成当管状元件的所述至少一个柔性壁向内挠曲时保持管状元件内的气流路径的至少预定截面积。

2.根据实施方案1所述的流量调节器，其中该流量调节器是基本上线性的。

3.根据实施方案1或2所述的流量调节器，其中管状元件在未塌缩状态和塌缩状态之间是基本上双稳态的。

4.根据实施方案1至3中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构相对于管状元件是刚性的，并且管状元件相对于内部支撑结构是柔性的。

5.根据实施方案1至4中任一项所述的流量调节器，还包括纵向方向，其中管状元件的至少一个柔性壁取向为基本上平行于纵向方向。

6.根据实施方案5所述的流量调节器，其中管状元件沿纵向方向伸长。

7.根据实施方案1至6中任一项所述的流量调节器，还包括：

位于管状元件的第一端部的空气入口；和

位于管状元件的与第一端部相对的第二端部的空气出口。

8.根据实施方案1至7中任一项所述的流量调节器，其中该流量调节器具有椭圆形横截面形状。

9.根据实施方案1至8中任一项所述的流量调节器，其中管状元件具有椭圆形横截面形状。

10.根据实施方案1至9中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构具有带有外壁的基部，并且其中管状元件的一端在内部支撑结构的基部的外壁上拉伸。

11.根据实施方案10所述的流量调节器，其中内部支撑结构的基部的外壁具有椭圆形横截面形状。

12.根据实施方案10或11所述的流量调节器，其中内部支撑结构的基部的外壁具有圆形横截面形状。

13.根据实施方案1至12中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括至少一个中空柱，并且其中通过流量调节器的气流路径包括在内部支撑结构的外壁和管状元件之间的空间，以及至少一个中空柱内的空间。

14.根据实施方案1至13中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构具有大致H形的横截面形状。

15.根据实施方案1至14中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构具有大致H形的纵截面形状。

16.根据实施方案1至15中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括横截面形状，该横截面形状包括至少一个大写英文字母“E”。

17.根据实施方案1至16中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括横截面形状，该横截面形状包括选自B、C、D、E、H、M、N、O、S、V、W、X和Z的至少一个大写英文字母。

18.根据实施方案1至17中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括至少一个柱，所述至少一个柱被取向为基本上沿着管状元件的纵向方向定向并且从管状元件的入口端部突起。

19.根据实施方案1至18中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括在其中限定管腔的至少一个中空柱。

20.根据实施方案1至19中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括至少一个实心柱。

21.根据实施方案1至20中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括两个柱，所述柱被取向为基本上平行于管状元件的纵向方向，以及被定位成联接两个柱的横向构件，该横向构件相对于纵向方向取向为非零角度。

22.根据实施方案1至21中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括两个中空柱，所述中空柱被取向为基本上平行于管状元件的纵向方向，每个柱在其中限定管腔，并且实心横向构件被定位成联接两个中空柱，该横向构件相对于纵向方向取向为非零角度。

23.根据实施方案1至21中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括两个实心柱，所述实心柱被取向为基本上平行于管状元件的纵向方向，以及被定位成联接两个实心柱的实心横向构件，该横向构件相对于纵向方向取向为非零角度。

24.根据实施方案21、22和23中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括从横向构件延伸的至少一个横向突起部。

25.根据实施方案21至24中任一项所述的流量调节器，其中横向构件被取向为基本上垂直于纵向方向。

26.根据实施方案1至25中任一项所述的流量调节器，其中内部支撑结构包括至少一个肋，所述至少一个肋相对于管状元件的至少一个柔性壁基本上垂直地突起。

27.一种药用吸入器，包括根据前述实施方案中任一项所述的至少一个流量调节器，其定位成与药用吸入器的气流路径流体连通。

28.根据实施方案27所述的药用吸入器，其中该药用吸入器包括至少两个并联布置的流量调节器。

29.根据实施方案27或28所述的药用吸入器，其中该药用吸入器包括至少两个串联布置的流量调节器。

30.一种药用吸入器，包括：

外壳，该外壳包括：

管状套筒部分，其尺寸被设计为接纳包括药物的罐，和患者端口；

气流路径，其包括空气入口和空气出口，其中空气出口由患者端口限定；和

根据实施方案1至26中任一项所述的位于气流路径中的流量调节器。

31.根据实施方案27至30中任一项所述的药用吸入器，其中该药用吸入器是加压计量剂量吸入器(pMDI)。

32.根据实施方案27至30中任一项所述的药用吸入器，其中该药用吸入器是呼吸致动吸入器、加压计量剂量吸入器(pMDI)、干粉吸入器(DPI)、喷雾器及其组合中的至少一种。

33.根据实施方案30至32中任一项所述的药用吸入器，其中外壳的管状套筒部分包括第一开口端部，并且其中外壳还包括尺寸被设计为接纳流量调节器的第二开口端部。

34.根据实施方案33所述的药用吸入器，其中外壳还包括盖或密封件，所述盖或密封件被定位成将第一开口端部与环境密封。

35.根据实施方案27至34中任一项所述的药用吸入器，其中流量调节器被定位在专用气流路径中，其中专用气流路径包括通向环境的空气入口和与吸入器的气流路径流体连通的空气出口，并且其中流量调节器定位在专用气流路径的空气入口和空气出口之间。

36.根据实施方案35所述的药用吸入器，其中专用气流路径与外壳一体地形成。

37.根据实施方案35或36所述的药用吸入器，其中专用气流路径形成在壳的后部中，与患者端口相对。

38.根据实施方案35或36所述的药用吸入器，其中专用气流路径形成在外壳的底部中。

39.根据实施方案38所述的药用吸入器，其中专用气流路径的空气入口位于患者端口下方。

40.根据实施方案30至39中任一项所述的药用吸入器，还包括盖，该盖定位在外壳的管状套筒部分上方，以将开口端部与环境密封，使得进入吸入器的任何空气移动通过流量调节器。

41.根据实施方案30至40中任一项所述的药用吸入器，还包括位于罐的外表面和外壳的内表面之间的裙边密封件。

42.根据实施方案30至41中任一项所述的药用吸入器，还包括帽，该帽被构造成联接到外壳的管状套筒部分以密封管状套筒部分，该帽限定空气入口并包括流量调节器。

43.根据实施方案27至42中任一项所述的药用吸入器，还包括位于流量调节器上游的气流路径中的压力传感器。

44.根据实施方案27至43中任一项所述的药用吸入器，还包括位于流量调节器上游的气流路径中的第一压力传感器和位于流量调节器下游的气流路径中的第二压力传感器。

45.一种用于医用吸入器的流量调节器组件，该流量调节器组件包括：

外壳；

气流路径，其由外壳限定，并且包括空气入口和空气出口；

和

根据实施方案1至26中任一项所述的流量调节器，其定位在空气入口和空气出口之间的气流路径中。

46.根据实施方案45所述的流量调节器组件，还包括被定位成与流量调节器上游的气流路径流体连通的第一压力传感器和被定位成与流量调节器下游的气流路径流体连通的第二压力传感器。

47.根据实施方案45或46所述的流量调节器组件，还包括位于连接到流量调节器上游处的气流路径的第一导管中的第一压力传感器和位于连接到流量调节器下游处的气流路径的第二导管中的第二压力传感器。

48.根据实施方案47所述的气流路径，还包括位于气流路径中的收缩部，该气流路径邻近第一导管连接到气流路径的位置。

49.根据实施方案45至48中任一项所述的气流路径，还包括位于空气入口和流量调节器之间的收缩部。

50.一种使用药用吸入器的方法，该方法包括：

提供包括根据实施方案1至26中任一项所述的流量调节器的药用吸入器；以及

响应于流量调节器的气流路径中的气流，改变吸入器的气流阻力。

51.根据实施方案50所述的方法，还包括将药用吸入器的患者端口插入到患者的体腔中；以及通过患者端口吸入，以在流量调节器的气流路径中引起气流。

52.根据实施方案50或51所述的方法，其中改变吸入器的气流阻力包括使至少一个管状壁向内朝向内部支撑结构挠曲。

本公开的一些实施方案提供了一种药用吸入器，该药用吸入器包括用于机械致动气溶胶剂量分配器的触发系统，

该触发系统能够被操作以释放储存的能量供应，从而操作气溶胶剂量分配器以分配一定剂量的烟雾化药物；以及

该药用吸入器包括响应于检测到的通过吸入器的吸气气流而生成电脉冲信号的系统；其中

触发系统包括由所述电脉冲信号加热的形状记忆合金线，该加热使线缩短并由此拉紧可移动触发器，触发器的移动引起移动和释放保持储存能量供应的闩锁。

本公开的一些实施方案提供了一种药用吸入器，该药用吸入器包括用于机械致动气溶胶剂量分配器的触发系统，

该药用吸入器包括吸气气流检测系统、电信号生成系统和流量调节器，

该电信号生成系统响应于检测到的通过吸入器的吸气气流而生成电脉冲信号；

其中该触发系统能够操作以释放储存的能量供应，从而操作气溶胶剂量分配器以分配一定剂量的烟雾化药物，该触发系统包括由所述电信号加热的形状记忆合金线，该加热使线缩短并由此拉紧可移动触发器，触发器的移动引起移动和释放保持储存能量供应的闩锁。

应当理解，本发明并不将其应用局限于以上描述所提及的或附图所示出的具体构造和部件布置方式。本发明能够具有其它的实施方案，并且能够以多种方式进行实践或实施。而且，应当理解，本文使用的措辞和术语是用于说明目的而不应视为限制性的。还应当理解，可采用其它实施方案，并且可在不脱离本公开范围的情况下作出结构改变或逻辑改变。

以下预测性实施例旨在举例说明本发明而非进行限制。

实施例

实施例1-调节流率

图39和表1示出了患者将通过具有图35和图36的流量调节器组件630的构造的流量调节器组件吸入的流率的计算范围，该流量调节器组件包括图22至图27的流量调节器140，标称流量调节值分别为30L/min、40L/min和50L/min。从图39和表1中可以清楚地看出，对于较高流量调节器标称调节流率，流率的扩展较大。

出于建模目的，围绕每个目标调节体积流率(即，30L/min、40L/min和50L/min)取调节流率的正态分布，并且下面的数据扩展代表流量调节器在一组流量调节器组件中工作的流率分布。例如，对于目标调节体积流率为30L/min的情况，少数流量调节器将在约25L/min时塌缩，而大多数将以接近30L/min的目标的流率进行调节，并且少数将以接近35L/min的流率进行调节。假定如果流量调节器塌缩，则流动阻力将显著增加，并且压降将由动态或可变阻力支配。

通过使用以下公式对各种流率下的压降建模来计算以下数据：

压降(Pa)＝((R²+D²)×F²)/1000

其中：R＝静态阻力，Pa^0.5(min./L)

D＝动态阻力，Pa^0.5(min./L)

F＝流率，L/min

基于来自入口损失的阻力、文丘里管阻力、流量调节器的阻力和出口损失的组合，流量调节器组件630的静态阻力估计为0.83Pa^0.5(min./L)。

表1：调节流率为30L/min、40L/min和50L/min的流率范围。

标称调节流率	在0.5kPa吸入时的流率	在4kPa吸入时的流率
			30L/min	25L/min	35L/min
40L/min	27L/min	45L/min
			50L/min	27L/min	55L/min

发明人已发现具有这种构造的流量调节器的特别优点，其具有30L/min的标称调节流率。

实施例2-气流阻力

可以优化的另一个重要参数是组件的静态气流阻力。

具有图35至图36的流量调节器组件630的构造的流量调节器组件，该流量调节器组件包括图22至图27的流量调节器140，该流量调节器被形成为具有0.83Pa^0.5(min./L)的静电阻力和30L/min的标称调节流率。这种流量调节器组件的性能由图40中的实线示出，该实线由使用上文在实施例1中所述的公式计算的数据得出。如图所示，这种流量调节器组件的设计将允许在仅为0.5kPa的压降下吸入的患者以25L/min的速度通过组件吸入。另一个极端是产生4kPa压降的患者，并且在这种情况下，吸入流率将根据流量调节器的公差调节在大约25L/min和35L/min之间。从实线可以清楚地看出，该设计确保所有药物将在约25L/min至35L/min的该流率范围内递送，而与患者的肺活量无关。这将显著改善患者(例如，COPD患者)的剂量一致性，在患者间和患者内均是如此。因此，所有患者将受益于这种流量调节器组件。

图40中的虚线示出了用于组件的为1.0Pa^0.5min./L的较高静态阻力的效果。一些患者，特别是那些仅在约0.5kPa压降下吸入的患者，将无法达到流量调节器工作所需的流率。这些患者不会直接受益于流量调节器。

图40中的点线示出了用于流量调节器组件的为0.6Pa^0.5min./L的较低静态阻力的效果。所有患者都会发现通过组件吸入更容易，而一些较弱的患者会发现更容易获得接近调节流率的流率。然而，过低的静态阻力可导致口腔和喉部中的药物沉积增加，而这是不希望的，因此还优选的是避免静态阻力过低。

表2：

在这些计算和这些考虑的基础上，图35至图36的流量调节器组件的理想静态阻力被认为是约0.8Pa^0.5min./L，该流量调节器组件包括图22至图27的流量调节器，调节流率为30L/min。在这种阻力下，实际上所有COPD和哮喘患者都预期会以高于约30L/min的流率吸入。较高阻力(例如，1.0-1.1Pa^0.5min./L)的组件将导致一些COPD患者不能达到30L/min的吸入速率。

通常，只有95％的COPD患者产生大于0.6kPa的吸入压降。因此，提供包括本公开的流量调节器的流量调节器组件(和/或吸入器)令人满意地满足绝大多数哮喘和COPD患者，这些患者可产生0.5至4.0kPa的吸入压降。

上文所述和附图所示的实施方案仅以举例的方式呈现，而非旨在作为对本发明概念和原理的限制。因此，本领域的普通技术人员应当理解，在不脱离本公开实质和范围的情况下可对元件及其构造和布置方式作出各种改变。

本文中引用的所有参考文献和出版物明确地以全文引用方式并入本公开。

以下权利要求书陈述了本公开的各种特征和方面。

Claims (13)

1.一种药用吸入器(100)，包括：

外壳(55)；

气流路径(46、146)，所述气流路径至少部分地由所述外壳限定并且包括空气入口(42)和空气出口(45)；

流调节器(140、240、340、840、940)，所述流调节器定位在所述空气入口和所述空气出口之间的所述气流路径中，以调节所述气流路径中的气流达到调节体积流量；

呼吸致动剂量释放击发系统(101)，所述呼吸致动剂量释放击发系统位于所述外壳中，其中所述击发系统被构造成以小于所述调节体积流量的击发体积流量释放一定剂量的药物，和

吸气气流检测系统(150)，所述吸气气流检测系统被构造成检测所述气流路径中的吸气气流量并且当所述吸气气流量等于至少所述击发体积流量时，向所述击发系统发送电信号以进行击发，其中所述吸气气流检测系统包括控制器(151)和至少一个压力传感器(152a，625)，所述至少一个压力传感器位于所述流调节器的上游的气流路径中，所述控制器连接到所述至少一个压力传感器和所述呼吸致动剂量释放击发系统。

2.根据权利要求1所述的吸入器，其中，所述药用吸入器包括加压计量剂量吸入器。

3.根据权利要求1所述的吸入器，其中，所述击发系统(101)包括能够在第一位置和第二位置之间移动以致动剂量释放阀(54)的柱塞(103)。

4.根据权利要求3所述的吸入器，其中，所述柱塞(103)被构造成操作地联接到药物罐(51)，所述药物罐包括所述剂量释放阀(54)。

5.根据权利要求3或4所述的吸入器，其中，所述击发系统(101)还包括储能装置(109)，所述储能装置被构造成当释放所述储能装置中储存的能量时将所述柱塞(103)从所述第一位置驱动到所述第二位置。

6.根据权利要求5所述的吸入器，其中，所述储能装置(109)包括偏压元件。

7.根据权利要求5所述的吸入器，其中，所述储能装置(109)由连接到吸气气流检测系统(150)的触发器触发而释放，所述吸气气流检测系统(150)被构造成检测所述气流路径(46、146)中的吸气气流流量并且当所述吸气气流流量等于至少所述击发体积流量时，向所述触发器发送电信号。

8.根据权利要求5所述的吸入器，其中，所述击发系统(101)还包括：

导轨(121)，其中所述导轨的至少一部分具有螺旋形状，所述导轨具有第一部分(125)和第二部分(127)，所述第一部分相对于纵向轴线(S)具有大于零的第一螺旋角，所述第二部分相对于所述纵向轴线具有第二螺旋角，其中所述第二螺旋角小于所述第一螺旋角；和

突出部(114)，所述突出部的尺寸被设计为接纳在所述导轨中，所述突出部能够在所述导轨中移动，使得所述突出部和所述导轨能够在对应于所述柱塞的所述第一位置的第一位置和对应于所述柱塞的所述第二位置的第二位置之间相对于彼此移动，使得所述突出部被构造成当所述储能装置驱动所述柱塞在所述第一位置和所述第二位置之间移动时沿所述导轨成凸轮形；

其中所述导轨或所述突出部固定地联接到所述柱塞。

9.根据权利要求1所述的吸入器，还包括第二压力传感器(152b，627)，所述第二压力传感器位于所述流调节器的下游的气流路径中。

10.根据权利要求1所述的吸入器，其中，所述至少一个压力传感器包括第一压力传感器(625)，所述第一压力传感器位于连接到在所述流调节器的上游的第一位置处的所述气流路径的第一导管(621)中，并且其中，所述吸入器还包括第二压力传感器(627)，所述第二压力传感器位于连接到在所述流调节器的下游的第二位置处的所述气流路径的第二导管(629)中。

11.根据权利要求10所述的吸入器，其中，所述第一导管具有第一横截面积，所述第二导管具有第二横截面积，并且所述气流路径具有第三横截面积，并且其中所述第一横截面积与所述第三横截面积的比率以及所述第二横截面积与所述第三横截面积的比率均不大于0.2。

12.根据权利要求1所述的吸入器，其中，所述流调节器包括：

管状元件(1102)，所述管状元件限定气流路径的至少一部分，所述管状元件包括至少一个柔性壁(1240)，所述至少一个柔性壁被构造成响应于所述气流路径中的气流向内挠曲；和

内部支撑结构(1203)，所述内部支撑结构位于所述管状元件内并且被构造成当所述管状元件的所述至少一个柔性壁向内挠曲时保持所述管状元件内的所述气流路径的至少预定横截面积。

13.根据权利要求12所述的吸入器，其中，所述内部支撑结构的至少一部分由所述外壳形成。

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