DE60115689T2

DE60115689T2 - Trockenpulverinhalator

Info

Publication number: DE60115689T2
Application number: DE60115689T
Authority: DE
Inventors: David Brown; Esko Kauppinen; Juha Kurkela; Wiwik Watanabe; Jorma Jokiniemi; Esa Muttonen
Original assignee: Orion Oyj
Current assignee: Orion Oyj
Priority date: 2000-10-27
Filing date: 2001-10-26
Publication date: 2006-09-14
Anticipated expiration: 2021-10-27
Also published as: EP1328310A1; WO2002034320A8; JP2004512103A; EP1328310B1; FI20002363A0; DE60115689D1; ATE311914T1; ES2252303T3; US6983748B2; WO2002034320A1; US20040069303A1; CA2427035A1; CA2427035C; AU2002210616A1

Description

TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG
Die gegenwärtige Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zum Verteilen eines pulverisierten Materials durch Inhalieren. Insbesondere bezieht sie sich auf eine Inhaliervorrichtung, um eine Dosis eines pulverisierten Medikamentes zur pulmonalen Abgabe durch Inhalieren zu aerosolisieren.
Eine Vorrichtung zum Verteilen eines pulverisierten Medikaments gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1 ist in der GB-A-2165159 offenbart.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Inhalieren wurde der erste Verabreichungweg bei der Behandlung von Asthma. Der Grund dafür ist der, dass zusätzlich zu einem direkten Zugang zu den Lungen Medikamente, welche durch die Atemwege übertragen werden, eine schnelle und voraussagbare Angriffswirkung schaffen, und im Vergleich zum oralen Weg niedrigere Dosierungen erfordern.
Gegenwärtig sind Treibgas-Dosieraerosole (pMDIs) die am meisten verwendeten Inhaliervorrichtungen. Derartige Vorrichtungen weisen einen Kanister auf, der eine Suspension aus feinen Arzneimittelpartikeln in einem Treibstoffgas enthält. Bei einer Betätigung werden die Aerosolanteile durch ein Dosierventil ausgestoßen, und in die Lungen des Patienten wird eine abgemessene Dosis ausgestoßen. Die größte Gefahr durch die kontinuierliche Verwendung von pMDIs ist, dass sie auf Treibgase beruhen, das heißt auf Chlorfluorkohlenstoffen (CFCs), welche zur Verarmung der Ozonschicht beitragen.
Es wurden verschiedene Typen von Trockenpulver-Dosieraerosole (DPIs) entwickelt, in welchen die Inhalierluft des Patienten zum Zerstreuen der Arzneimittelpartikel verwendet wird. DPIs sind benutzerfreundlich, da sie zwischen Betätigung und Einatmung keine Koordinierung erfordern. Das pulverisierte Medikament ist als Einheitsdosisbehälter, wie zum Beispiel Blisterpackungen, Kartuschen oder abziehbare Streifen, angeordnet, die in einer Öffnungsstation der Vorrichtung geöffnet werden. Als Alternative wird die Einheitsdosis durch ein Abmessteil, wie zum Beispiel einen Dosierbecher, aus einem Pulverbehälter abgemessen.
Um die Fließfähigkeit und die Dosiergenauigkeit des pulverisierten Medikamentes zu erhöhen, sind die feinen Arzneimittelpartikel in lungengängiger Größe typischerweise mit gröberen Trägerpartikeln vermischt, um eine geordnete Mischung auszuformen, worin feine Arzneimittelpartikel an den größeren Trägerpartikeln haften. Dieses Verfahren macht den Pulveraerosolisierungsvorgang kompliziert, und es erfordert insbesondere das Aufbrechen der Arzneimittel-/Trägeragglomerationen, bevor sie in den Mund und in den Hals des Patienten gelangen, wo die Neigung besteht, dass sich einzelne große Partikel und agglomerierte große und kleine Partikel ablagern. Eine effektive Aerosolisierung und eine effektive Entagglomeration des Pulvers macht es erforderlich, dass Kräfte, welche auf Partikel ausgeübt werden (welche auf frei liegenden Oberflächen der Vorrichtung zwischen Arzneimittel und Trägerpartikeln oder zwischen Arzneimittel und Arzneimittelpartikeln vorhanden sind), bei allen erwarteten Inhalierprofilen überwunden werden müssen.
Ziel der Inhaliervorrichtungen ist es, eine hohe Feinpartikeldosis (FPD) von Partikeln in lungengängiger Größe herzustellen. Die Fähigkeit einer Vorrichtung die Arzneimittelpartikel in einen lungengängigen Partikelgrößenbereich zu aerosolisieren und zu entagglomerieren, hängt von der Einatmungstechnik des Patienten für die meisten gegenwärtig erhältlichen DPIs ab. Ein idealer Trockenpulver-Aerosol würde über einen weiten Bereich von Inhaliersprofilen eine gleichförmige Pulveraerosolisierung und -entklumpung bereitstellen, so dass in der endgültigen Dispersion einheitliche Dosen von lungengängigen Partikeln erzeugt werden.
Bei DPIs wurden verschiedene Verfahren verwendet, um Arzneimittelpulver während der Inhalation zu aerosolisieren und zu entagglomerieren. Es sind Turbinen und Flügelräder (wie zum Beispiel in der US 4,524,769 , in der US 3,831,606 und in der US 5,327,883 ) oder andere mechanische Einrichtungen (in der WO 98/26828), komprimiertes Gas (wie zum Beispiel in der US 5,113,855 , in der US 5,349,947 und in der US 5,875,776 ), Zyklone (wie zum Beispiel in der US 5,301,666 und in der WO 99/07426), elektrostatische Suspension und piezoelektrische Vibration (wie zum Beispiel in der US 3,948,264 und in der WO 97/26934), Venturieinrichtungen (in der US 4,200,099 , in der US 4,240,418 und in der WO 92/00771) und Aufpralleinrichtungen (in der US 5,724,959 ) enthalten. Einige Patente haben elektronische oder andere Einrichtungen zum Erfassen des Luftströmungs- oder Druckverlusts durch die Vorrichtung verwendet, um die Freigabe von Arzneimittelpartikeln in den Luftstrom auszulösen, damit die Ausgabeaktivierung und die Inhalation koordiniert werden (siehe zum Beispiel die WO 93/03782, die WO 97/20589 und die US 5,388,972 ), oder sie haben Einrichtungen verwendet, um die Einatmungsrate des Patienten mechanisch zu steuern (die US 5,727,546 und die US 5,161,524 ). Im Allgemeinen sind diese DPIs komplizierter und teurer geworden.
Für die Aerosolisierung und die Vorgänge zum Aufbrechen von Partikeln ist das Strömungsverhalten in einem DPI kritisch, insbesondere dann, wenn die Vorrichtung passiv ist, das heißt, wenn sie keine mechanischen oder elektrischen Vermehrungs- oder Auslösemechanismen aufweist. Um die Feinpartikelfraktion (FPF) zu maximieren und um über einen großen Bereich von Patienteninhalierprofilen eine einheitliche Dosis bereitzustellen, sollte insbesondere auf die Turbulenzniveaus in kritischen Bereichen aufgepasst werden, wo es wahrscheinlich ist, dass ein Aufbrechen der Arzneimittelträger auftritt. Daher haben wir bei verschiedenen Inhalatoren Berechnungen mit der Methode der Computational Fluid Dynamics (CFD) durchgeführt, um das Verhalten der Vorrichtungen bei stetigem Fluss zu kennzeichnen. Bei einer Vielzahl von Trockenpulver-Dosieraerosole wird die Ansaugluft auf den Dosierbecher oder den Halteabschnitt der abgemessenen Dosis gerichtet (wie zum Beispiel bei der WO 99/07426, bei der WO 92/00771 und bei der 92/09322), und somit wird gleich zu Beginn des Inhalierzyklus die gewaltige Masse des Pulvers aerosolisiert. Typischerweise legen die Designer von Inhalatoren starken Wert auf eine sofortige Aerosolisierung des Pulvers in dem Glauben, dass eine tiefe Lungenabscheidung auf einer äußerst frühen Zufuhr von Aerosol in dem Inhalierzyklus beruht. Aus Tests ist man jedoch zu dem Ergebnis gekommen, dass eine anfängliche Aerosolisierung typischerweise nicht wichtig ist. Eine tiefe Lungenabscheidung zu gerichteten Seiten hin hängt vielmehr davon ab, dass Partikeldosen in dem korrekten Größenbereich übertragen werden. Zu große Partikel neigen dazu, auf Grund ihrer hohen Trägheit auf Oberflächen in den oberen Atemwegen aufzuprallen, und zu kleine Partikel neigen dazu, auf Grund der Brownschen Diffusion an Oberflächen zu gelangen. Sogar wenn das meiste Pulver sofort und effektiv aerosolisiert wird, neigt es doch dazu, dass seine Fließgeschwindigkeit sehr langsam ist und dass es somit niedrige Turbulenzniveaus aufweist. Wenn die Partikel die Vorrichtung verlassen, ist somit für eine Partikelentagglomeration eine geringe turbulente Scherenergie erhältlich, und ein beträchtlicher Bruchteil der Dosis wird somit in den oberen Atemwegen abgeschieden, weil sie oft an größeren Trägerpartikeln haften oder als große Agglomerate existieren.
Auf der Grundlage von CFD-Berechnungen wurde eine Anzahl von Mängeln bei bekannten passiven Inhalatoren ermittelt. Diese beinhalten:
Schwache Steuerung der Strömung. Spitzengeschwindigkeiten treten im Allgemeinen etwas stromabwärts von Einlässen auf, und der Ausstoß ist auf die nahe Umgebung des Dosierbehälters gerichtet. Der größte Druckabfall und die höchsten Turbulenzniveaus treten stromaufwärts des Dosierbehälter auf, bevor Partikel aerosolisiert werden. Dies ist im Wesentlichen vergeudete Energie, welche viel effizienter stromabwärts von der Partikeldispersion verwendet werden könnte, um Arzneimittel-/Trägerpartikel wirkungsvoll aufzubrechen. Außerdem sind in und um den Dosierbehälter typischerweise bedeutsame "tote" Zonen vorhanden, welche eine Partikelaerosolisierung verringern und somit die Energie erhöhen, welche zum Zerlegen von Partikeln erforderlich ist. Große Rezirkulationszonen stromabwärts des Dosiermechanismus schaffen mögliche Orte für eine Partikelrückabscheidung.
Unkontrollierte Turbulenz. Bei gegenwärtigen DPIs ist die Turbulenz bei dem abgegebenen freien Strahl ungesteuert, und sie wird im Wesentlichen durch die Inhaliertechnik und durch die Mundgeometrie des Patienten beein flusst. Letztendlich kann dies von Patient zu Patient zu einer beträchtlichen Schwankung bei der Feinpartikelfraktion führen, selbst wenn die gleiche Vorrichtung unter identischen Strömungsbedingungen verwendet wird.
Ungeeignete Abgabezeit. Versuchsdaten zeigen, dass bei gegenwärtigen DPIs eine Aerosolisierung von Partikeln zu Beginn des Inhalierzyklus auftritt, lange bevor sich die Strömung entwickelt und Geschwindigkeiten und Turbulenzen ihre Spitzenwert erreichen. Um das Aufbrechen von Partikeln auf Grund von Turbulenzen zu maximieren, ist es wünschenswert, das Pulver in dem Inhalierzyklus später zu aerosolisieren, wenn Turbulenzen höher und die Strömung besser entwickelt sind. Dies hat den zusätzlichen Vorteil, dass es weniger wahrscheinlich ist, dass Pulver, welches sich in stetigem Fluss befindend aerosolisiert wird, in Rezirkulationszonen erneut abgeschieden wird.
Gegenwärtige passive Vorrichtungen arbeiten in einem Bereich, in welchem eine Änderung der Strömungsrate oder ein Druckabfall über die Vorrichtung (der sich in eine Änderung bei den Turbulenzen verschiebt, welche durch die Aerosole auftreten) zu äußerst bedeutenden Änderungen bei der Aerosolverteilung in den Lungen des Patienten führt. Es ist viel wünschenswerter, in einem Bereich zu arbeiten, in welchem die Aerosoleigenschaften durch die Inhalierrate nicht nachhaltig beeinflusst werden. Dies bedeutet wiederum, dass eine Aerosolisierung für einen niedrigen Spitzenwert der Strömungsrate (des Druckabfalles), wie er bei einem älteren oder heranwachsenden Patienten auftreten würde, nahe von maximalen Turbulenzbedingungen auftreten sollte. Höhere Strömungsraten, die bei einem gesunden Erwachsenen auftreten würden, sollten die sich ergebenden Aerosoleigenschaften nicht beträchtlich ändern. Somit sollte eine ausreichende Turbulenz erzielt werden, um Arzneimittel- und Trägerpartikel schon bei einer niedrigen Strömungsrate aufzubrechen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Aufgabe der gegenwärtigen Erfindung ist es, einen Trockenpulverinhalator herzustellen, welcher zwar einfach ist, aber eine gleichförmige und effektive Pulveraerosolisierung und -entagglomeration über einen großen Bereich von Patienteninhalierprofilen bereitstellen kann, so dass einheitliche Dosen von lungengängigen Partikeln erzeugt werden. Anders als Trockenpulverinhalatoren aus dem Stand der Technik berücksichtigt die Vorrichtung detailliert eine spezifische Fluiddynamik, um in spezifischen Bereichen der Strömung und an optimalen Zeitpunkten in dem Inhalierströmungsprofil Scherkräfte zu erzeugen.
Ein wichtiger Gesichtspunkt der Vorrichtung ist die passive Steuerung der Scherkräfte, welche auf die Dosierungspartikel und zwischen diesen ausgeübt werden, sowohl während des Pulveraerosolisierungsvorgangs als auch während des Entagglomerationsvorgangs, wenn das Pulver bereits effektiv aerosolisiert ist. Der Schlüssel zur Steuerung dieser Scherkräfte liegt darin, dass die Trägergasgeschwindigkeiten und die Turbulenzniveaus durch die Vorrichtung hindurch stets gesteuert werden können. Die erfindungsgemäße Vorrichtung vermeidet die Notwendigkeit komplizierter mechanischer, elektrischer oder anderer Einrichtungen zum Entagglomerieren von Partikeln und/oder zum Koordinieren von Inhalation und Dosisübertragung. Somit ist die Vorrichtung einfach herzustellen, ihr Betrieb ist beständig, und sie ist nicht auf mechanische Störungen anfällig.
Der Inhalator der Erfindung wird Aerosolisierungs- und Entagglomerationsvorrichtung mit verzögerter Wirkung genannt. Sie gibt Partikel in den Hauptstrom im Inhalierzyklus später frei, wo Strömungsraten höher und Turbulenzen stärker entwickelt sind. Die Luft mit hoher Geschwindigkeit, welche bei der Vorrichtung verwendet wird, um das Pulver zu aerosolisieren und zu entagglomerieren, wird nur durch die Einatmungsbemühung erzielt. Durch Verwendung einer gut platzierten Verengung in der Strömung können ferner hohe Geschwindigkeiten und insbesondere hohe Turbulenzniveaus schon bei niedrigen Einatmungsraten erzielt werden. Der höchste Druckabfall und die stärkste Turbulenz treten stromabwärts von der Aerosolisierungszone in einem gesteuerten Bereich auf, welcher von dem Mund des Patienten weitgehend unbeeinflusst ist und von Wänden weit entfernt liegt, so dass die Turbulenzdämpfung und -rückabscheidung verringert werden. Auf Grund der niedrigen Geschwindigkeit von Arzneimittelpartikeln, welche die Inhaliervorrichtung verlassen, werden darüber hinaus relativ geringe Mengen an Arzneimitteln in den oberen Atemwegen des Anwenders abgeschieden. Im Vergleich zu herkömmlichen DPIs stellt die erfindungsgemäße Vorrichtung eine bessere Steuerung der Entagglomerationsscherkräfte und somit der Partikelgrößenverteilung und der Feinpartikeldosis (FPD) bereit. Ferner kann die FPD sichergestellt werden, da sie nur von einer minimalen Inhalierrate und nicht von irgendeiner koordinierten Handlung des Patienten oder einem komplexen Aktivierungs- oder Freigabemechanismus abhängt. Die Dosierung, welche zurückgezogen wird, ist einheitlicher und weniger von den Einsaugungsströmungsprofilen abhängig als in Vorrichtungen aus dem Stand der Technik.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann im Wesentlichen passiv sein. Somit kann die Dosis eines pulverisierten Medikamentes im Wesentlichen durch die Wirkung des Luft stromes, der dadurch erzielt wird, dass durch die Vorrichtung inhaliert wird, ohne zusätzliche mechanische, elektrische oder andere Auslöse- oder Vermehrungseinrichtung zum Aerosolisieren oder Entagglomerieren von Partikeln aerosolisiert und entagglomeriert werden. Es ist besonders bevorzugt, dass keine anderen Einrichtungen als die Aerodynamik von der Luft, welche durch die Vorrichtung inhaliert worden ist, an der Aerosolisierung und Entagglomeration der Dosis des pulverisierten Medikamentes beteiligt ist.
Demgemäß schafft die gegenwärtige Erfindung eine Vorrichtung zum Verteilen eines pulverisierten Medikaments durch Inhalieren, mit
einem Lufteinlasskanal,
einem Übergangskanal, der mit dem Lufteinlasskanal verbunden ist, wobei der Übergangskanal einen Halteabschnitt für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments und eine Einrichtung zum Erzeugen eines Bereichs mit verringerter Luftgeschwindigkeit aufweist,
einem konvergierenden Kanal, der mit dem Übergangskanal verbunden ist, wobei das Ende des konvergierenden Kanals eine Verengung bildet,
einem divergierenden Abschnitt, der mit der Verengung verbunden ist, und
einem Luftauslasskanal, der mit dem divergierenden Abschnitt verbunden ist,
und worin der Querschnittsbereich der Verengung geringer ist als der minimale Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals, des Übergangskanals und des Auslasskanals,
die Dosis eines pulverisierten Medikamentes von dem Halteabschnitt mittels einem durch Inhalieren erzeugten Luftstrom in Aerosolform vernebelt wird.
Der Lufteinlasskanal ist derart bemessen, dass er einen geringen Druckabfall und eine geringe Turbulenz schafft. Vorzugsweise liegt die Reynolds Zahl des Lufteinlasskanals unter 5000, stärker bevorzugt unter 4000, und der Querschnittsbereich ist im Wesentlichen konstant. Die Länge des Lufteinlasskanals ist vorzugsweise größer als dreimal seine kürzeste Abmessung.
Der Übergangskanal weist eine Vorrichtung zum Erzeugen eines Bereichs mit verringerter Luftgeschwindigkeit sowie den Halteabschnitt für einen Dosis eines pulverisierten Medikaments auf. Dieser Halteabschnitt ist in dem Übergangskanal, vorzugsweise in dem Bereich der verringerten Luftgeschwindigkeit angeordnet. Eine verringerte Luftgeschwindigkeit verzögerte eine Aerosolisierung und/oder verringert die Aerosolisierungsrate von dem Dosierbehälter so lange, bis sich die Strömung ausreichend entwickelt hat. Somit befinden sich stromabwärts turbulente Scherkräfte nahe ihren maximalen Niveaus, was zu einer wirkungsvollen Entagglomeration führt.
Der Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit in dem Übergangskanal wird vorzugsweise durch eine oder mehrere Biegungen, durch eine Aufweitung oder durch eine Kombination davon erzeugt. Der Lufteinlasskanal ist vorzugsweise in den Übergangskanal gleichmäßig integriert. Der Übergangskanal ist vorzugsweise in den konvergierenden Kanal gleichmäßig integriert.
Der Halteabschnitt für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments ist vorzugsweise derart ausgeformt, dass er in die Wandung des Übergangskanals gleichmäßig integriert ist. Ein derartiger Haltebereich ist zum Beispiel ein Dosierbehälter eines Abmessungsbauteils, welches dafür geeignet ist, eine Dosis eines pulverisierten Medikamentes aus einem Medikamentenbehälter der Vorrichtung abzumessen.
Der Querschnittsbereich der Verengung beträgt vorzugsweise weniger als 50%, stärker bevorzugt weniger als 35% des minimalen Querschnittsbereichs des Lufteinlasskanals, des Übergangskanals und des Auslasskanals.
Der Querschnittsbereich des Auslasskanals ist vorzugsweise größer als der Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals und vorzugsweise größer als dreimal der Querschnittsbereich der Verengung. Die Vorrichtung kann zusätzlich eine Aufprallplatte aufweisen, welche in dem Auslasskanal angeordnet ist.
Die Vorrichtung der Erfindung ist vorzugsweise ein Multi-Dose-Inhaler mit Reservoir. Das Prinzip der Erfindung kann jedoch ebenso bei anderen Typen von Trockenpulverinhalatoren verwendet werden, wie zum Beispiel bei Inhalatoren, bei denen das pulverisierte Medikament als Einheitsdosisbehälter, wie zum Beispiel Blisterpackungen, Kartuschen oder abziehbare Streifen, angeordnet ist.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 zeigt einen Querschnitt von einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung entlang einer vertikalen Symmetrieebene.
2 zeigt einen Querschnitt des Lufteinlasskanals der Vorrichtung von 1 entlang einer horizontalen Ebene.
3 zeigt einen Querschnitt der Vorrichtung von 1 entlang einer horizontalen Ebene an der Mitte des konvergierenden Kanals.
4 zeigt die Querschnitte des Maximalbereichs des Lufteinlasskanals, des Übergangskanals, des konvergierenden Kanals, der Verengung und des Auslasskanals der Vorrichtung von 1.
5 zeigt eine Großaufnahme von einem Querschnitt des Übergangskanals und des konvergierenden Kanals der Vorrichtung von 1 entlang der vertikalen Symmetrieebene.
6 ist eine isometrische Ansicht einer Innenfläche einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
7 ist eine schematische Darstellung, welche eine Aufprallplatte und einen Sackgassenbereich in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zeigt.
8 zeigt Konturen der gesamten Luftgeschwindigkeit in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
9 zeigt Konturen des statischen Luftdrucks in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
10 zeigt Konturen der turbulenten Viskosität μ von Luft in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
11 zeigt Geschwindigkeitsvektoren in und um den Dosierbehälter in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung.
12 ist eine schematische Darstellung von einer Ausführungsform des Übergangskanals mit Aufweitung.
13 ist eine schematische Ansicht von einer Ausführungsform des Übergangskanals, der eine Mehrfachbiegung aufweist.
14 zeigt axiale Geschwindigkeitskurven in dem Übergangskanal gemäß 12.
15 zeigt axiale Geschwindigkeitskurven in dem Übergangskanal gemäß 13.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zum Verteilen eines pulverisierten Medikaments durch Inhalieren mit einem Lufteinlasskanal, einem Übergangskanal, der mit dem Lufteinlasskanal verbunden ist, wobei der Übergangskanal einen Halteabschnitt für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments und eine Einrichtung zum Erzeugen eines Bereichs mit verringerter Luftgeschwindigkeit aufweist, mit einem konvergierenden Kanal, der mit dem Übergangskanal verbunden ist, wobei das Ende des konvergierenden Kanals eine Verengung bildet, mit einem divergierenden Abschnitt, der mit der Verengung verbunden ist, und mit einem Luftauslasskanal, der mit dem divergierenden Abschnitt verbunden ist, und worin der Querschnittsbereich der Verengung geringer ist als der minimale Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals, des Übergangskanals und des Auslasskanals, worin die Dosis eines pulverisierten Medikaments von dem Halteabschnitt mittels einem durch Inhalieren erzeugten Luftstrom in Aerosolform vernebelt wird.
Der Lufteinlasskanal sollte einen geringen Druckabfall und eine geringe Turbulenz bereitstellen. Der Lufteinlasskanal ist derart ausgelegt, dass bei der maximalen Strömungsrate, welche in der Vorrichtung erwartet wird, die Strömung am Ende des Einlasskanals meist auf einem niedrigen Turbulenzniveau liegt. Auf der Grundlage der minimalen Abmessung des Einlasskanals ist der Quer schnittsbereich des Lufteinlasskanals derart definiert, dass die Reynolds Zahl (Re) für die Strömung bei Spitzenströmungsbedingungen unter 5000, vorzugsweise unter 4000 liegt. Hier ist die Reynolds Zahl für den Einlasskanal (6) wie folgt definiert
worin ρ und μ die Dichte und die Viskosität von Luft bei Umgebungsbedingungen, I' die Durchschnittsgeschwindigkeit des Gases in dem Einlasskanal und L die minimale Abmessung des Einlasskanals sind. Der Einlasskanal hat vorzugsweise einen im Wesentlichen konstanten Querschnitt und vorzugsweise eine im Wesentlichen rechtwinklige Form, so dass er das Turbulenzniveau abschwächt, bevor die Strömung den Halteabschnitt des Pulvers erreicht. Der Lufteinlasskanal ist vorzugsweise gerade, und die Länge des Lufteinlasskanals ist vorzugsweise größer als dreimal die kürzeste Abmessung des Lufteinlasskanals.
An den Lufteinlasskanal schließt sich der Übergangskanal an, welcher eine Einrichtung hat, um einen Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit zu erzeugen. In dem Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit ist vorzugsweise ein Halteabschnitt für eine Dosis eines pulverisierten Medikamentes angeordnet. Der Ausdruck "Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit" bezieht sich auf einen Bereich des Kanals, in welchem die Luftgeschwindigkeit im Wesentlichen geringer ist als die Luftgeschwindigkeit in dem umgebenden Bereich entlang des Luftstromweges.
Es gibt mehrere Möglichkeiten, wie ein Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit in dem Übergangskanal erzeugt wird.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung bildet der Übergangskanal eine Biegung, wobei der Übergangskanal somit die Form eines Biegungskanals hat. Die Biegung erzeugt einen Bereich mit verringerter Geschwindigkeit nahe der Außenwandung der Biegung. Der Biegungswinkel (der Winkel zwischen der Achse des Lufteinlasskanals und der Achse des konvergierenden Kanals) liegt typischerweise zwischen 10 und 170 Grad, vorzugsweise zwischen 45 und 135 Grad, stärker bevorzugt zwischen 70 und 110 Grad, am stärksten bevorzugt ungefähr bei 90 Grad. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist der Kurvenradius der Innenwandung des Biegungskanals derart dimensioniert, dass der Biegungswinkel größer als ein kritischer Wert ist, so dass die Strömung während des Inhaliervorgangs an der Innenseite der Biegung anhaftend bleibt (ohne Rezirkulation). Berechnungen haben aufgezeigt, dass zum Beseitigen der Rezirkulation in dem Bereich der Innenwandung der Kurvenradius der Innenwandung des Biegungskanals größer als 20%, vorzugsweise ungefähr ein Halb der kürzesten Abmessung des Querschnitts von dem Lufteinlasskanal sein sollte. Der Querschnittsbereich des Biegungskanals kann irgendeine Form haben, aber er ist vorzugsweise im Wesentlichen rechtwinklig.
Der Biegungskanal, wie oben definiert, beinhaltet an seiner Außenfläche einen oder mehrere Halteabschnitte, wie zum Beispiel Dosierbehälter, für eine Dosis eines pulverisierten Medikamentes. Der Dosierbehälter ist in die Außenfläche des Biegungskanals vorzugsweise gleichförmig integriert, so dass in dem Behälter eine geringe Rezirkulation verringert wird. Der Querschnittsbereich des Dosierbehälters kann beliebig ausgeformt sein, vorausgesetzt, dass er in die Außenwandung des Biegungskanals gleichförmig integriert ist. Der Querschnitt des Dosierbehälters ist geeigneterweise halbkreisförmig. Die Winkel zwischen der Dosierbehälterwandung und der Außenwandung des Biegungskanals sollten weniger als 90 Grad, vorzugsweise 45 Grad oder geringer sein. Der Dosierbehälter wird somit ein integraler Teil des Aerosolisierungs- und Abgabemechanismus. Der Querschnittsbereich des Biegungskanals kann gleich oder vorzugsweise größer als der Querschnittsbereich des Einlasskanals sein. In der bevorzugten Ausführungsform bewirkt die Kombination aus einer raschen Biegung und die Erhöhung des Querschnittsbereichs beispielsweise auf Grund des Dosierbehälters, dass sich an der Außenseitenwandung des Biegungskanals ein genau festgelegter Rezirkulationsbereich ausbildet. Dadurch wird die Fluidgeschwindigkeit in dem Dosierbehälter verringert, so dass die Aerosolisierung verzögert und/oder die Rate der Aerosolisierung von dem Dosierbehälter so lange verringert wird, bis sich die Strömung ausreichend entwickelt hat und sich die turbulenten Scherkräfte stromabwärts nahe ihren Maximalniveaus befinden. Der Einlasskanal und der Biegungskanal sind vorzugsweise kontinuierlich ausgeformt, und es ist bevorzugt, dass der Lufteinlasskanal auf den Biegungskanal gleichförmig abgestimmt ist.
In einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist der Übergangskanal einen Aufweitungsbereich auf. In diesem Fall muss der Übergangskanal keine Biegungen haben. Hier wird die verringerte Geschwindigkeit in dem Bereich des Dosierbehälters dadurch erzeugt, dass der Querschnittsbereich des Übergangskanals vergrößert wird. Der Querschnittsbereich der Aufweitung ist vorzugsweise zwischen 1,25 und 10, stärker bevorzugt zwischen 2 mal bis 5 mal größer als der des Lufteinlasskanals. Die Aufweitung ist vorzugsweise steil, so dass ein genau definierter Bereich eines Bereichs mit verringerter Luftgeschwindigkeit in der Nähe der Wandung der Aufweitung ausgeformt wird. Der Öffnungswinkel der Aufweitung liegt vorzugsweise zwischen 10 und 135 Grad, geeigneterweise zwischen 20 und 90 Grad. Der Dosierbehälter ist vorzugsweise unmittelbar stromabwärts der Aufweitung angeordnet, so dass er in dem Bereich der verringerten Geschwindigkeit liegt. Die Querschnittsform der Aufweitung ist vorzugsweise im Wesentlichen rechtwinklig.
In noch einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist der Übergangskanal einen Bereich mit Mehrfachbiegung auf. In diesem Fall wird die verringerte Geschwindigkeit in dem Bereich des Dosierbehälters durch mehrere Biegungen in der Strömung erzeugt, selbst wenn der Querschnitt des Übergangskanals im Wesentlichen konstant ist. Beispielsweise besteht eine Mehrfachbiegung aus zwei Biegungen in Folge. Der Abstand zwischen den Biegungen ist vorzugsweise 0,5 bis 2 mal, geeigneterweise ungefähr einmal der Durchmesser des Übergangskanals. Der Biegungswinkel von jeder Biegung liegt vorzugsweise zwischen 10 und 135 Grad, geeigneterweise zwischen 20 und 90 Grad. Die Querschnittsform der Mehrfachbiegung ist vorzugsweise im Wesentlichen rechtwinklig. Der Dosierbehälter ist vorzugsweise unmittelbar stromabwärts der Mehrfachbiegung angeordnet, so dass er in dem Bereich mit verringerter Geschwindigkeit liegt.
Der konvergierende Kanal ist vorzugsweise gleichförmig mit dem Übergangskanal verbunden und auf diesen abgestimmt. Die Form des Querschnitts kann beliebig sein, aber sie ist vorzugsweise rechtwinklig. Der konvergierende Abschnitt sollte lang genug sein, damit sich die Strömung an der Außenwandung des Übergangskanals vollständig wieder anlegen kann, so dass die Strömung in der stromabwärtigen Richtung vorherrschend ist, bevor sie in die Verengung gelangt, welche an dem von dem Übergangskanal entfernt liegenden Ende des konvergierenden Kanals ausgeformt ist. Die Einschnürungsrate sollte geringer sein als die, welche stromaufwärts der Verengung zusätzliche Rezirkulationsbereiche bewirken würde. Die Verengung ist mit dem konvergierenden Kanal gleichförmig verbunden und ihre Form kann beliebig sein, ist aber vorzugsweise oval. Die ovale Form ist deshalb bevorzugt, weil sie den Wechselwirkungsbereich des in die Verengung eintretenden Hochgeschwindigkeitsgases mit dem Niedergeschwindigkeitsgas in dem divergierenden Abschnitt vergrößert. Dadurch wird die Dispersionsrate erhöht, und die Festigkeit des heraus kommenden Strahles wird stärker verringert. Dies ist dahin gehend von Vorteil, dass die Partikelablagerung im Mund der Patienten und in der Verengung auf Grund des Trägheitsaufpralles verringert wird. Der Querschnittsbereich der Verengung wird auf der Grundlage der Druckabfallanforderungen für die Vorrichtung bestimmt. Höhere Druckabfallanforderungen haben kleinere Verengungsbereiche zur Folge. So lange, wie der Verengungsquerschnittsbereich im Wesentlichen kleiner ist als der minimale Querschnittsbereich des Einlasskanals, des Biegungskanals, des konvergierenden Kanals und des Auslasskanals, wird der Druckabfall über die gesamte Vorrichtung effektiv durch die Verengung gesteuert. Der Querschnittsbereich der Verengung ist vorzugsweise weniger als 50%, stärker bevorzugt weniger als 35% des minimalen Querschnittsbereichs des Einlasskanals, des Biegungskanals und des Auslasskanals. Der Bereich von Spitzendruckabfällen über die Vorrichtung liegt geeigneterweise zwischen 0,5 und 20 kPa, und der Bereich von Spitzenströmungsraten durch die Vorrichtung beträgt typischerweise 1 bis 150 Liter pro Minute. In der bevorzugten Ausführungsform liegt der erforderliche Druckabfall für eine maximale Strömungsrate von 60 Liter pro Minute bei ungefähr 6,5 kPa. Für andere Ausgestaltungsanforderungen kann der Querschnittsbereich der Verengung merklich eingestellt werden, solange er vorzugsweise weniger als 50% der mi nimalen Querschnittsbereiche des Einlasskanals, des Übergangskanals und des konvergierenden Kanals beträgt.
Die Verengung verbindet den divergierenden Abschnitt vorzugsweise bei einem steilen Divergenzwinkel. Die Anforderung an den Divergenzwinkel ist derart, dass die Strömung, welche von der Verengung austritt, die starke Biegung nicht überwinden kann und abgetrennt wird, wobei somit in dem divergierenden Abschnitt und in dem Auslasskanal ein freier Strahl erzeugt wird. In der bevorzugten Ausführungsform beträgt der Divergenzwinkel ungefähr 87 Grad, obwohl er von ungefähr 10 Grad bis 180 Grad schwanken kann. Der Krümmungsradius der Verengungskurve sollte klein genug sein, so dass sich die Strömung von der Wandung des divergierenden Abschnittes ohne weiteres löst und einen freien Luftstrahl erzeugt. In der bevorzugten Ausführungsform beträgt der Krümmungsradius ungefähr 1% der minimalen Verengungsabmessung, obwohl er in dem Bereich zwischen 0 und 100% der minimalen Verengungsabmessung liegen kann. Der Zweck des freien Strahles ist der, einen Bereich mit hoher Scherbeanspruchung zu erzeugen, und somit entfernt von den Dämpfungswirkungen der nahe gelegenen Wandungen hohe Turbulenzniveaus zu erzeugen. Örtlich begrenzte hohe Turbulenzniveaus unmittelbar stromabwärts der Verengung bei Spitzenströmungsbedingungen oder nahe diesen (auf Grund der verzögerten Abgabe von Partikeln aus dem Dosierbehälter) führen zu starken Scherkräften zwischen agglomerierten Partikeln und somit zu einer hohen Entagglomerisierungswirkung für das aerosolisierte Pulver.
Der Auslasskanal, welcher einen relativ großen Querschnittsbereich hat, ist mit dem divergierenden Abschnitt verbunden. Sein Querschnittsbereich ist vorzugsweise größer als der Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals, und er ist vorzugsweise größer als dreimal, stärker be vorzugt größer als zwanzigmal der Querschnittsbereich der Verengung. Der Querschnitt des Auslasskanals ist vorzugsweise konstant. Die Querschnittsform des Auslasskanals ist vorzugsweise oval. Das Ende des Auslasskanals bildet das Mundstück der Vorrichtung. Die Länge des Auslasskanals ist derart ausgewählt, dass ein gesteuerter freier Strahl ausgeformt wird, bevor er in den Mund des Anwenders eintritt. Somit wird die Turbulenzabhängigkeit von der Mundgeometrie des Anwenders verringert. Bei vielen bekannten Inhalatoren wird der Strahl sehr eng auf die Zunge gerichtet, was zu einer sehr hohen Partikelabscheidung führt. Außerdem ist der Mund während der Inhalation mehr oder weniger geschlossen. Eine Turbulenz wird somit auf Grund der Nähe der Mundflächen, welche die Turbulenz dämpfen, nicht maximiert. In der gegenwärtigen Vorrichtung wird der Strahl in dem Mund weiter nach hinten und weg von der Zunge gerichtet. Auf Grund des relativ großen Querschnittsbereichs des Auslasskanals wird außerdem der Mund gezwungen, stärker offen zu sein, wobei somit die Dämfpwirkungen der Mundflächen auf die Turbulenz verringert werden.
Um die Steuerung der Partikelabgabe bei einer Exhalation in die Vorrichtung auf Grund einer unkorrekten Verwendung aufrechtzuerhalten, kann die Vorrichtung zusätzlich Einrichtungen aufweisen, um den Rückstrom, welcher durch die Exhalation bewirkt wird, zu verringern. Derartige Einrichtungen weisen eine Verlängerung des divergierenden Abschnittes auf, um einen Sackgassenbereich auszuformen, dessen Divergenzwinkel größer als 90 Grad, vorzugsweise größer als 120 Grad ist. Die Sackgasse fördert eine stark beeinträchtigte Strömung mit Hochdruckabfall und starker Rezirkulation, wenn die Strömungsrichtung umgekehrt wird. Dies wird die Strömung durch die Vorrichtung bedeutend verringern, wenn der Anwender in die Vor richtung exhaliert, und es verhindert die Aerosolisierung von Medikamenten- und Trägerpartikeln.
Die Vorrichtung kann zusätzlich eine Aufprallplatte aufweisen, welche in dem Auslasskanal angeordnet ist. Die Aufprallplatte ist in dem Weg des freien Strahles angeordnet, aber sie ist weit genug stromabwärts angeordnet, so dass einige Partikel auf Grund der turbulenten Scherung aufbrechen können. Agglomerate von großen Trägerpartikeln und Medikamententrägern, welche nicht aufgebrochen worden sind, prallen auf die Platte auf, um eine Entagglomeration zu verstärken. Bereits entagglomerierte Medikamentenpartikel gehen mit geringer Trägheit durch die Platte ohne Aufprall hindurch. Ein zweiter Vorteil dieses Merkmals liegt darin, dass der freie Strahl verkleinert wird, bevor er in den Mund gelangt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist ferner im Folgenden durch Beispiele unter Bezugnahme auf die 1 bis 15 dargestellt.
Die spezifischen Merkmale der Vorrichtung betreffen die Geometrie von solchen Innenabschnitten des Inhalators, die sich mit dem sich bewegenden Luftstrom in direktem Kontakt befinden. Zum Zwecke der Vollständigkeit wird jedoch nun ein Mechanismus zum Füllen und Anordnen des Dosierbehälters unter Bezugnahme auf 1 kurz erläutert, obwohl er kein wesentliches Merkmal der Erfindung ist.
1 zeigt einen Querschnitt des Inhalators gemäß der Erfindung entlang der vertikalen Symmetrieebene. Die Vorrichtung hat einen Körper (1) und einen Medikamentenbehälter (3) für eine bestimmte Zufuhr eines pulverisierten Medikaments (4). Der Behälter (3) hat einen rechtwinkligen Querschnitt und einen sich verjüngenden Endab schnitt mit einer kleinen Öffnung an der Unterseite. Eine Medikamentendosis wird abgemessen und dem Luftkanal der Vorrichtung durch eine manuell drehbare Dosiertrommel (2) zugeführt, welche mit einer Vielzahl von peripheren Dosierbehältern (8) versehen ist. Die Dosiertrommel (2) ist unterhalb des Behälters (3) derart befestigt, dass in einer Position der Dosiertrommel (2) ein Dosierbehälter (8) mit einer abgemessenen Dosis des pulverisierten Medikamentes gefüllt wird, die von dem Medikamentenbehälter fällt, und in einer anderen Position der Dosiertrommel (2) der gefüllte Dosierbehälter (8) in den Luftkanal der Vorrichtung gebracht wird. Die stufenweise Drehung in einer Richtung der Dosiertrommel (2) kann beispielsweise durch eine niederdrückbare Abdeckung erzielt werden, welche mit einem Zahn der Dosiertrommel (2) analog einem Ratschenmechanismus, der in der Patentveröffentlichung WO 92/09322 beschrieben ist, in Eingriff steht. In der erfindungsgemäßen Vorrichtung können jedoch andere Mechanismen und Aufbauten, die im Stand der Technik bekannt sind, zum Abmessen einer Dosis eines pulverisierten Medikamentes und Einbringen der Dosis in den Luftkanal verwendet werden.
Die Hauptbestandteile des Luftkanals der Vorrichtung sind der Lufteinlasskanal (6), ein Übergangskanal (7), ein konvergierender Kanal (11), dessen Ende eine Verengung (12) ausformt, ein divergierender Abschnitt (13) und ein Luftauslasskanal (14). Wenn in den Luftkanal durch Drehen der Dosiertrommel (2) eine abgemessene Dosis eines pulverisierten Medikaments gebracht worden ist, ist die Dosis dazu fertig, aus dem Dosierbehälter durch den Patienten durch das Mundstück (20) inhaliert zu werden. Während der Patient durch die Vorrichtung inhaliert, tritt in den Lufteinlasskanal (6) durch eine Einlassöffnung (5) Umgebungsluft ein. Der Einlasskanal (6) hat einen konstanten Querschnitt und eine im Wesentlichen rechtwinkli ge Form, wie es in den 2 bis 4 dargestellt ist, um das Turbulenzniveau abzuschwächen, bevor die Strömung den Dosierbehälter erreicht. Auf der Grundlage der minimalen Einlassabmessung (21) wird der Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals (6) derart festgelegt, dass die Reynolds Zahl (Re) für die Strömung bei Spitzenströmungsbedingungen unter 5000 liegt.
Auf den Lufteinlasskanal (6) folgt ein Übergangskanal, der in dieser Ausführungsform die Form eines Biegungskanals (7) hat. Der Biegungskanal (7) ist detaillierter in 5 dargestellt. Der Krümmungsradius (19) der Innenwandung (9) des Biegungskanals (7) beträgt ungefähr ein Halb der kürzesten Abmessung (21) des Einlasskanals (6), so dass eine Rezirkulation in dem Bereich nahe der Innenwandung (9) verhindert wird. Die Außenwandung (10) des Biegungskanals (7) hat eine schlitzähnliche Öffnung, in welche die Peripherie der Dosiertrommel (2) derart eingefügt wird, dass ein Dosierbehälter (8) gleichförmig in die Außenwandung (10) des Inneren des Biegungskanals (7) integriert ist. Der Querschnitt des Dosierbehälters (8) ist halbkreisförmig. Die Winkel 16 und 17 zwischen der Wandung des Dosierbehälters (8) und der Außenwandung (10) des Biegungskanals (7), welche in 5 am besten zu sehen sind, liegen bei ungefähr 35 Grad. Wie in 4 dargestellt ist, die die Querschnittsbereiche der verschiedenen Kanäle der Vorrichtung aufzeigt, ist der Querschnittsbereich des Biegungskanals (7) im Wesentlichen rechtwinklig mit einer sich geringfügig verjüngenden Unterseite, und er wird größer als der Querschnittsbereich des Einlasskanals (6). Dies hat zusammen mit der Biegung die Wirkung, dass die Geschwindigkeit des Fluids in dem Dosierbehälter (8) verringert wird, so dass die Aerosolisierung so lange verzögert wird, bis sich die Strömung ausreichend entwickelt hat. Gemäß 4 ist die Breite des Dosierbehälters (8) ungefähr gleich der Breite der rechtwinkligen Unterseite des Biegungskanals (7).
Auf den Biegungskanal (7) folgt der konvergierende Kanal (11), welcher daran gleichmäßig angeschlossen ist. Wie am besten aus den 3 und 4 zu sehen ist, ist der Querschnitt des konvergierenden Kanals (11) rechtwinklig und konvergiert gleichmäßig. Sein Ende formt eine ovale Verengung (12), welche als Düse wirkt. Wie in 4 zu sehen ist, ist der Querschnittsbereich der Verengung (12) beträchtlich geringer als die Querschnittsbereiche des Lufteinlasskanals (6), des Biegungskanals (7) und des konvergierenden Kanals (11). Somit steuert die Verengung (12) den Druckabfall über die gesamte Vorrichtung. Der Biegungswinkel zwischen der Längsachse des Lufteinlasskanals (6) und der Längsachse des konvergierenden Kanals (11) beträgt ungefähr 90 Grad.
Die Verengung (12) öffnet sich steil zu dem divergierenden Abschnitt, welcher einen ovalen Querschnitt (13) bei einem Winkel (15) von ungefähr 87 Grad hat, wie in den 1, 3 und 6 gezeigt ist. Auf den divergierenden Abschnitt (13) folgt ein Zwischenabschnitt, welcher mit einem relativ geringen Winkel divergiert, und schließlich ein Auslasskanal (14), welcher einen konstanten ovalen Querschnitt und einen relativ großen Querschnittsbereich aufweist. Das Ende des Auslasskanals (14) bildet das Mundstück (20) der Vorrichtung. Der Krümmungsradius der Verengungskurve (18) ist klein, so dass sich die Strömung ohne weiteres von der Wandung des divergierenden Abschnittes (13) löst und einen freien Strahl erzeugt, welcher fern von den Dämpfungswirkungen von nahen Wandungen hohe Turbulenzniveaus erzeugt. Die Länge des Auslasskanals (14) ist derart ausgewählt, dass ein gesteuerter freier Strahl erzeugt wird, bevor er in den Mund des Anwenders gelangt. Der Abstand zwischen der Ver engung (12) und dem Ende des Auslasskanals (14) ist typischerweise länger als die minimale Abmessung (24) des Auslasskanals (14).
7 zeigt schematisch eine andere Ausführungsform der Erfindung, welche eine Aufprallplatte (22) aufweist, die in dem Auslasskanal (14) angebracht ist. Die Aufprallplatte (22) ist in dem Weg des freien Strahles angeordnet, aber sie ist stromaufwärts weit genug entfernt, so dass einige Partikel auf Grund der turbulenten Scherung aufbrechen können. Große Trägerpartikel prallen auf die Platte auf, um eine Entagglomeration zu verstärken. Gleichzeitig wird der freie Strahl verkleinert, bevor er in den Mund eintritt. Bereits entagglomerierte Medikamentenpartikel durchdringen mit geringer Trägheit die Platte (22) ohne Aufprall. Die Aufprallplatte (22) kann in dem Auslasskanal (14) auf verschiedene Arten befestigt werden, die für einen Fachmann offensichtlich sind.
Die Ausführungsform von 7 beinhaltet auch einen Sackgassenbereich (23), welcher dafür ausgelegt ist, Strömungsbeeinträchtigungen und einen Druckabfall zu maximieren und dadurch eine Rückströmung zu verringern, wenn der Anwender in die Vorrichtung durch eine Fehlanwendung exhaliert. Der Divergenzwinkel (15) des divergierenden Abschnittes (13) ist in einer derartigen Vorrichtung groß, er beträgt typischerweise mehr als 120 Grad.
Es ist bevorzugt, dass die kritischen Bereiche der Vorrichtung, welche den Druckabfall und Turbulenzniveaus bestimmen, aus Einzelgussstücken bestehen, um die Vorrichtung-zu-Vorrichtung-Konsistenz aufrechtzuerhalten.
Es wurden Berechnungen auf der Grundlage der Methode der Computational Fluid Dynamics (CFD) durchgeführt, um das Fluidverhalten der erfindungsgemäßen Vorrichtung zu kennzeichnen. Die 8 bis 10 zeigen die berechnete Geschwindigkeit, den berechneten Druck und die turbulente Viskosität bei 60 L/min eines stationären Zustandes für die Vorrichtung von 1. Es ist ersichtlich, dass die Spitzengeschwindigkeit und der Druckabfall unmittelbar stromabwärts der Düse und innerhalb des Ausstoßbereichs der Vorrichtung auftreten. Eine Spitzenturbulenz tritt bei der Vorrichtungsverengung und stromabwärts in dem Mundbereich auf. Ein Druckabfall liegt bei dieser Ausgestaltung bei ungefähr 6,5 kPa. Die maximale Turbulenz liegt in der Nähe des Verengungsbereichs mit einer turbulenten Viskosität von ungefähr 1 × 10^–2 kg/m/s. Berechnungen zeigen, dass dieses Turbulenzniveau ausreichend ist, um die große Mehrzahl des aerosolisierten Pulvers aufzubrechen. Die Strömung in dem Dosierbehälter ist gleichförmig und ihre Geschwindigkeit ist in Bezug auf die Spitzengeschwindigkeit gering. 11 zeigt die Strömung in diesem Bereich. Es gibt keine kleinen Sackgassen, und die Strömung in dem Behälter liegt in der Größenordnung von 2,5 m/s bei Spitzenströmungsbedingungen. Dies ist ausreichend, um die große Menge von Medikamentenpartikeln zu aerosolisieren. Der Strömungsstoß zeigt an, dass die Strömung stets an der Innenfläche der Biegung der Dosierkammer haftend bleibt, und dass die Spitzengeschwindigkeiten stets in der Nähe der Innenoberfläche der Biegung auftreten. Folglich sind die Geschwindigkeiten in dem Dosierbehälter immer niedriger als an der Spitze des Inhalierzyklus, und eine Aerosolisierung von Partikeln wird effektiv verzögert, ohne dass komplexe Abgabemechanismen verwendet werden.
12 zeigt eine andere bevorzugte Ausführungsform des Übergangskanals. In diesem Fall verläuft der Übergangskanal, welcher einen rechtwinkligen Querschnitt aufweist, im Wesentlichen parallel zu dem Lufteinlasskanal (6), in den er gleichförmig integriert ist. An Stelle ei ner Biegung weist der Übergangskanal eine rasche Aufweitung (27) mit einem rechtwinkligen Querschnitt in der Richtung der Unterseite des Kanals auf. Der Öffnungswinkel (25) der Aufweitung (27) liegt bei ungefähr 30 Grad, und der maximale Querschnittsbereich ist ungefähr zweimal größer als der des rechtwinkligen Lufteinlasskanals (6). Der Dosierbehälter (8) ist unmittelbar stromabwärts der Aufweitung (27) angeordnet. In 14 ist eine Strömungsberechnung dieser Ausführungsform dargestellt, deren Kurven Werte von axialen Luftgeschwindigkeiten (m/s) aufzeigen. Es ist ersichtlich, dass unmittelbar stromabwärts der Aufweitung (27) ein Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit erzeugt wird, und dass der Dosierbehälter (8) in den Bereichen mit verringerter Luftgeschwindigkeit liegt.
13 zeigt noch eine andere bevorzugte Ausführungsform des Übergangskanals. In diesem Fall weist der Übergangskanal einen konstanten rechtwinkligen Querschnittsbereich und eine Mehrfachbiegung (28) in der Form von zwei aufeinanderfolgenden uniplanaren Biegungen mit dem Biegungswinkel (26) von ungefähr 45 Grad auf. Der Abstand zwischen den Biegungen ist ungefähr gleich der Höhe des rechtwinkligen Übergangskanals. In 15 ist eine Strömungsberechnung dieser Ausführungsform gezeigt, deren Kurven axiale Luftgeschwindigkeitswerte (m/s) aufzeigen. Es ist ersichtlich, dass unmittelbar stromabwärts der Mehrfachbiegung (28) ein Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit erzeugt wird, und dass der Dosierbehälter (8) in dem Bereich mit verringerter Luftgeschwindigkeit liegt.
An den offenbarten Ausführungsformen können Modifikationen und Änderungen durchgeführt werden, ohne dass der Gegenstand der Erfindung verlassen wird, wie er in den folgenden Ansprüchen definiert ist. Es wird für einen Fachmann Routine angesehen, derartige Modifikationen an der erfindungsgemäßen Vorrichtung durchzuführen.

Claims

Vorrichtung zum Verteilen eines pulverisierten Medikaments durch Inhalieren, mit: einem Lufteinlasskanal (6), einem Übergangskanal (7), der mit dem Lufteinlasskanal (6) verbunden ist und einen Halteabschnitt (8) für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments und eine Einrichtung zum Erzeugen eines Bereichs mit verringerter Luftgeschwindigkeit aufweist, einem konvergierenden Kanal (11), der mit dem Übergangskanal (7) verbunden ist, wobei das Ende des konvergierenden Kanals (11) eine Verengung (12) bildet, einem divergierenden Abschnitt (13), der mit der Verengung (12) verbunden ist, und einem Luftauslasskanal (14), der mit dem divergierenden Abschnitt (13) verbunden ist, worin die Dosis eines pulverisierten Medikaments von dem Halteabschnitt (8) mittels eines durch Inhalieren erzeugten Luftstroms in Aerosolform vernebelt wird, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnittsbereich der Verengung (12) geringer ist als der Minimalquerschnittsbereich des Lufteinlasskanals (6), des Übergangskanals (7) und des Auslasskanals (14).
Vorrichtung nach Anspruch 1, worin der Querschnittsbereich der Verengung (12) kleiner als 50%, vorzugs weise kleiner als 35% des Minimalquerschnittsbereichs des Lufteinlasskanals (6), des Übergangskanals (7) und des Auslasskanals (14) ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, worin der Querschnittsbereich des Auslasskanals (14) größer als der Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals (6) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, worin der Querschnittsbereich des Auslasskanals (14) größer als dreimal, vorzugsweise größer als zwanzigmal der Querschnittsbereich der Verengung (12) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, worin die Reynoldszahl des Lufteinlasskanals (6) unter 5000, vorzugsweise unter 4000 liegt.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, worin der Querschnittsbereich des Lufteinlasskanals (6) im wesentlichen konstant ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, worin der divergierende Abschnitt (13) einen Divergenzwinkel größer als etwa 10 Grad hat.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, worin der Querschnittsbereich der Verengung (12) ovalförmig ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, worin die Länge des Lufteinlasskanals (6) größer als dreimal die kürzeste Abmessung (21) des Lufteinlasskanals (6) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, worin der Querschnittsbereich des Auslasskanals (14) ovalförmig ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, worin der Übergangskanal (7) eine Biegung aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 11, worin der Übergangskanal (7) eine Biegung ausformt, die zwischen 10 und 170 Grad, vorzugsweise zwischen 45 und 135 Grad, am stärksten bevorzugt bei ungefähr 90 Grad liegt.
Vorrichtung nach Anspruch 11 oder 12, worin der Halteabschnitt für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments derart ausgestaltet ist, dass er in die Außenfläche (10) der Biegung der Übergangskanals (7) gleichmäßig integriert ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 13, worin der Kurvenradius der Innenfläche (9) der Biegung des Übergangskanals (7) größer als 20%, vorzugsweise etwa 50% der kürzesten Abmessung (21) der Lufteinlasskanals (6) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, worin der Querschnittsbereich des Übergangskanals (7) größer als der des Einlasskanals (6) ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, worin der Übergangskanal (7) eine Aufweitung (27) aufweist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, worin der Übergangskanal (7) eine Mehrfachbiegung (28) aufweist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, worin der Lufteinlasskanal (6) auf den Übergangskanal (7) gleichmäßig abgestimmt ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 18, worin der Halteabschnitt (8) für eine Dosis eines pulverisierten Medikaments eine Dosierschale eines Dosierteils (2) ist, das dafür ausgelegt ist, eine Dosis eines pulverisierten Medikaments aus einem Medikamentenbehälter (4) der Vorrichtung zu dosieren.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 19, worin der Übergangskanal (7) auf den konvergierenden Kanal (11) gleichmäßig abgestimmt ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 20, worin der divergierende Abschnitt (13) einen Sackgassenbereich (23) bildet, um einen Rückfluss zu minimieren.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 21, die außerdem eine Aufprallplatte aufweist, die in dem Auslasskanal (14) angeordnet ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 22, worin der Querschnitt des Lufteinlasskanals (6), des Übergangskanals (7) und/oder des konvergierenden Kanals (11) im wesentlichen rechtwinklig ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, worin der Übergangskanal (7) die Form eines Biegungskanals hat und sich der Halteabschnitt (8) an der Außenwandung (10) der Biegung des Übergangskanals (7) befindet.