EA003153B1 - Системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов - Google Patents

Системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов Download PDF

Info

Publication number
EA003153B1
EA003153B1 EA200101252A EA200101252A EA003153B1 EA 003153 B1 EA003153 B1 EA 003153B1 EA 200101252 A EA200101252 A EA 200101252A EA 200101252 A EA200101252 A EA 200101252A EA 003153 B1 EA003153 B1 EA 003153B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
flow
valve
respiratory gases
airway
lungs
Prior art date
Application number
EA200101252A
Other languages
English (en)
Other versions
EA200101252A1 (ru
Inventor
Карлос Шулер
Стив Пэбуджиан
Деррик Дж. Таттл
Эдриан Е. Смит
Деннис Р. Расмуссен
Эниш Бэкши
Эндрю Клэрк
Браен Р. С. Уорд
Уильям В. мл. Элстон
Кевин С. Нэсон
Original Assignee
Инхэл Терапьютикс Системз, Инк.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Инхэл Терапьютикс Системз, Инк. filed Critical Инхэл Терапьютикс Системз, Инк.
Publication of EA200101252A1 publication Critical patent/EA200101252A1/ru
Publication of EA003153B1 publication Critical patent/EA003153B1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0028—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0001—Details of inhalators; Constructional features thereof
    • A61M15/002—Details of inhalators; Constructional features thereof with air flow regulating means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0028—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up
    • A61M15/003—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up using capsules, e.g. to be perforated or broken-up
    • A61M15/0033—Details of the piercing or cutting means
    • A61M15/0035—Piercing means
    • A61M15/0036—Piercing means hollow piercing means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0028—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up
    • A61M15/0045—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up using multiple prepacked dosages on a same carrier, e.g. blisters
    • A61M15/0046—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up using multiple prepacked dosages on a same carrier, e.g. blisters characterized by the type of carrier
    • A61M15/0051—Inhalators using prepacked dosages, one for each application, e.g. capsules to be perforated or broken-up using multiple prepacked dosages on a same carrier, e.g. blisters characterized by the type of carrier the dosages being arranged on a tape, e.g. strips
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A61M15/0083—Timers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0091—Inhalators mechanically breath-triggered
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0091—Inhalators mechanically breath-triggered
    • A61M15/0093—Inhalators mechanically breath-triggered without arming or cocking, e.g. acting directly on the delivery valve
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0091—Inhalators mechanically breath-triggered
    • A61M15/0096—Hindering inhalation before activation of the dispenser
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/04—Tracheal tubes
    • A61M16/0488—Mouthpieces; Means for guiding, securing or introducing the tubes
    • A61M16/049—Mouthpieces
    • A61M16/0493—Mouthpieces with means for protecting the tube from damage caused by the patient's teeth, e.g. bite block
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/04—Tracheal tubes
    • A61M16/0488—Mouthpieces; Means for guiding, securing or introducing the tubes
    • A61M16/049—Mouthpieces
    • A61M16/0495—Mouthpieces with tongue depressors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/08—Bellows; Connecting tubes ; Water traps; Patient circuits
    • A61M16/0866—Passive resistors therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/201—Controlled valves
    • A61M16/206—Capsule valves, e.g. mushroom, membrane valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/208—Non-controlled one-way valves, e.g. exhalation, check, pop-off non-rebreathing valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/06—Solids
    • A61M2202/064—Powder

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
  • Containers And Packaging Bodies Having A Special Means To Remove Contents (AREA)
  • Medicines Containing Plant Substances (AREA)
  • Cosmetics (AREA)
  • Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
  • Acyclic And Carbocyclic Compounds In Medicinal Compositions (AREA)
  • Medical Preparation Storing Or Oral Administration Devices (AREA)

Abstract

В изобретении предложены системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов. В соответствии с одним из способов предотвращено протекание дыхательных газов в легкие при первоначальной попытке вдыхания, а затем разрешается резкое начало протекания дыхательных газов в легкие. При этом поток дыхательных газов может быть использован для извлечения фармацевтического состава из резервуара и для введения фармацевтического состава в поток дыхательных газов для образования аэрозоля.

Description

Настоящее изобретение, в общем, имеет отношение к подаче (доставке) пациенту лекарственных средств, а в частности касается создания систем и способов для подачи в легкие пациента фармацевтических составов. Более конкретно, настоящее изобретение имеет отношение к аэрозолизации фармацевтических составов с использованием энергии, создаваемой за счет вдыхания пациентом.
Эффективная подача пациенту лекарства является критическим аспектом любой успешной лекарственной терапии. Существуют различные пути поступления лекарств, каждый из которых имеет свои преимущества и недостатки. Например, прием лекарства перорально в виде таблеток, капсул, эликсиров и т. п. является весьма удобным способом, однако, в некоторых случаях он нежелателен, так как многие лекарства деградируют в желудочно-кишечном тракте ранее их поглощения. Другим путем ввода лекарств являются подкожные инъекции, однако, они плохо переносятся пациентом. Поэтому предложено несколько альтернативных путей назначения лекарств, в том числе трансдермальная, интраназальная, интраректальная, интравагинальная и легочная подачи лекарства.
Особый интерес в соответствии с настоящим изобретением представляют технологии доставки лекарственных препаратов в легкие, которые основаны на вдыхании пациентом фармацевтического состава, так чтобы содержащееся в дисперсии действующее вещество могло достигать удаленных (альвеольных) областей легких. Уже были предложены разнообразные системы аэрозолизации, предназначенные для диспергирования фармацевтических составов. Например, в патентах США №№ 5,785,049 и 5,740,794 описаны устройства для диспергирования порошка, в которых для аэрозолизации порошка использован сжатый газ. Среди других типов систем аэрозолизации можно указать ингаляторы отмеренной дозы (ΜΌΙ) (в которых лекарство обычно хранится в аэрозольной упаковке), распылители (которые производят аэрозолизацию жидкостей с использованием сжатого газа, которым обычно является воздух) и т. п.
Среди других технологий, которые представляют интерес для настоящего изобретения, можно указать использование поглощенных (введенных) при вдыхании газов для диспергирования фармацевтического состава. В этом случае пациент за счет собственного вдыхания должен создать энергию, необходимую для аэрозолизации состава. Это обеспечивает надлежащую синхронизацию создания аэрозоля и вдыхания. Использование поглощенных при вдыхании пациентом газов может быть многообещающим по многим соображениям. Например, для некоторых фармацевтических составов, таких как инсулин, может быть желательно ограничивать скорость потока воздуха при вдыхании на определенном уровне. Например, в заяв ке РСТ/И8 99/04654, поданной 11 марта 1999г., предусмотрена доставка в легкие инсулина с расходами менее 17 л/мин. Укажем также, что в заявке на патент США № 09/414,384 описаны технологии доставки в легкие, в соответствии с которыми создают высокое сопротивление потоку в течение первоначального периода доставки, после чего следует период доставки с более низким сопротивлением потоку.
Другое преимущество использования поглощенных при вдыхании пациентом газов заключается в том, что скорость потока воздуха при вдыхании может быть совершенно различной для различных пациентов. Например, как это показано на фиг. 1, случайная выборка 17 пациентов, проверку которых производили два раза в неделю в течение 4 недель, дает расходы в диапазоне ориентировочно от 5 до 35 л/мин. Такая вариабельность может отрицательно сказываться на возможности диспергирования состава в газовом потоке, на возможности дезагломерации порошкообразного состава и/или на возможности адекватного введения состава в виде аэрозоля в глубокие легкие.
В связи с указанным, настоящее изобретение касается создания технических средств регулирования потока поглощенных при вдыхании пациентом газов, которые могут быть использованы при диспергировании фармацевтического состава. В соответствии с одним из аспектов настоящее изобретение касается создания технических средств, позволяющих повысить способность состава к диспергированию в газовом потоке, созданном за счет вдыхания пациентом, повысить способность порошкообразного состава к дезагломерации и повысить возможность адекватного введения состава в виде аэрозоля в глубокие легкие.
В соответствии с настоящим изобретением предлагаются системы и способы приводимой в действие дыханием аэрозольной доставки лекарственных средств с регулированием расхода. В соответствии с одним из аспектов в изобретении используют созданный пациентом поток дыхательных газов для аэрозолизации фармацевтического состава. В соответствии с другим особым аспектом изобретение позволяет извлекать порошкообразный фармацевтический состав из резервуара, производить дезагломерацию состава и доставлять состав в легкие с использованием широкого диапазона расходов при вдыхании пациентом. В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения предлагаются устройства и способы, которые обеспечивают эффективную доставку фармацевтических составов в виде аэрозоля в глубокие легкие.
В соответствии с настоящим изобретением первоначально может быть предотвращено протекание дыхательных газов в легкие, пока пользователем не будет создан заданный вакуум, после чего резко начинается протекание дыха3 тельных газов. В соответствии с особым вариантом осуществления настоящего изобретения резкое начало протекания дыхательных газов используют для аэрозолизации фармацевтического состава. В соответствии с этим вариантом первоначально при попытке вдыхания через открытый наконечник, предусмотренный на одном конце устройства для ингаляции, предотвращено протекание дыхательных газов в легкие. Затем создают возможность резкого начала протекания дыхательных газов в легкие, после того как пользователем будет создан заданный вакуум. Поток дыхательных газов используют для извлечения (экстракции) фармацевтического состава из резервуара и для введения фармацевтического состава в поток дыхательных газов для образования аэрозоля.
За счет первоначального предотвращения протекания дыхательных газов в легкие при попытке вдыхания системы и способы в соответствии с настоящим изобретением позволяют создать в результирующем газовом потоке достаточную энергию для извлечения фармацевтического состава из резервуара. В соответствии с одним из аспектов первоначальное предотвращение протекания дыхательных газов в легкие может быть осуществлено за счет установки клапана в ведущий в легкие воздушный тракт, причем указанный клапан открывают для начала протекания дыхательных газов. В соответствии с настоящим изобретением клапан открывают при превышении порогового вакуума срабатывания, созданного попыткой вдыхания. За счет этого при открывании клапана результирующий газовый поток имеет достаточную энергию для извлечения (из резервуара) фармацевтического состава и его аэрозолизации.
В соответствии с другим вариантом осуществления настоящего изобретения в нем предлагается устройство для аэрозолизации, имеющее корпус, в котором образован воздушный тракт, и механизм соединения, предназначенный для введения содержащего фармацевтический состав резервуара в воздушный тракт. Устройство дополнительно содержит клапан для предотвращения протекания дыхательных газов через воздушный тракт, пока не будет превышен пороговый вакуум срабатывания. В этот момент клапан открывается и разрешает протекать дыхательным газам через воздушный тракт, а также извлекать фармацевтический состав из резервуара с образованием аэрозоля.
Различные пороговые клапаны могут быть использованы для предотвращения протекания дыхательных газов через воздушный тракт, что детально обсуждается ниже. Например, клапан может иметь элемент преграды с отверстием, а также пропускной элемент, который принудительно пропускается (протягивается) через отверстие, когда создан приводящий в действие пороговый вакуум. В соответствии с одним специфическим вариантом элемент преграды пред ставляет собой эластичную податливую мембрану, а пропускной элемент представляет собой шарик, который принудительно пропускается (проходит) через мембрану при достижении порогового вакуума. В соответствии с другим аспектом пороговый вакуум срабатывания клапана лежит в диапазоне ориентировочно от 20 до 60 см Н2О. В соответствии с одним особым аспектом клапан расположен внутри резервуара, при этом клапан может быть изготовлен совместно с резервуаром.
В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения в нем предлагаются устройства и способы регулирования потока дыхательных газов для создания постоянного воздушного потока, который не зависит от частоты дыхания пользователя. В соответствии с другим аспектом система аэрозолизации включает в себя систему регулирования потока дыхательных газов через воздушный тракт после открывания клапана. Комбинация регулирования потока с пороговым клапаном в соответствии с настоящим изобретением позволяет создать устройства и способы для доставки аэрозоля, позволяющие производить эффективную доставку состава в виде аэрозоля в глубокие легкие.
В соответствии еще с одним аспектом настоящего изобретения устройства и способы в соответствии с настоящим изобретением могут производить ограничение потока дыхательных газов на уровне расхода, который ниже определенного уровня расхода в течение определенного промежутка времени. Например, расход может быть ограничен на уровне, который ниже ориентировочно 15 л/мин, в течение времени в диапазоне ориентировочно от 0,5 до 5 с, что соответствует объему в диапазоне ориентировочно от 125 мл до 1,25 л. Регулирование расхода является предпочтительным потому, что оно может повышать системное бионакопление действующего вещества определенных фармацевтических составов посредством абсорбции в глубоких легких, как это описано, в целом, в заявке РСТ № РСТ/И8 99/04654 от 3 марта 1999г. и в заявке на патент США № 09/414,384, которые уже упоминались здесь ранее.
Различные технические решения могут быть использованы для ограничения или регулирования потока дыхательных газов. Например, пользователь может при помощи обратной связи получать информацию относительно превышения расхода, что позволяет ему регулировать свою скорость вдыхания. В качестве примеров возможной обратной связи можно привести звуковую обратную связь, такую как свисток, визуальную обратную связь, такую как световая индикация или уровнемер, тактильную обратную связь, такую как вибрация, и т.п. В соответствии с другим альтернативным вариантом поток дыхательных газов можно контролировать за счет регулирования размера (сечения) воздушного тракта, ведущего в легкие. Напри мер, эластичный податливый клапан может быть использован для создания сопротивления потоку за счет изменения расхода через устройство и ограничения потока на определенном уровне расхода.
В соответствии с одним из аспектов настоящего изобретения устройство дополнительно содержит систему регулирования потока дыхательных газов через воздушный тракт для поддержания определенного уровня расхода. Например, система регулирования может производить ограничение потока на уровне расхода, который меньше ориентировочно 15 л/мин, в течение определенного промежутка времени или для определенного поглощенного при вдыхании объема. Различные регуляторы могут быть использованы для регулирования потока газов с поддержанием определенного уровня расхода, что детально обсуждается здесь ниже. Например, регулятор расхода может иметь клапан, который изготовлен из эластичного материала, такого как мягкий эластомер, для ограничения потока на определенном уровне расхода и для предотвращения протекания в обратном направлении. Такой клапан может иметь отверстие, через которое может протекать воздух в зависимости от приложенного вакуума, а также одну или несколько складных стенок, окружающих отверстие. При приложении увеличенного вакуумного давления стенки притягиваются друг к другу, что приводит к снижению площади (размера) отверстия или к его закрыванию и обеспечивает повышение сопротивления потоку или его полное перекрытие. Например, такой клапан может быть установлен в параллельном тракте протекания воздуха. Когда расход становится слишком большим, клапан закрывается, так что проходящий через устройство воздух должен будет проходить по другому тракту протекания. При определенном ограниченном размере (сечении) этого тракта протекания поток газов через устройство может иметь расход ниже порогового уровня.
В соответствии с другим особым аспектом настоящего изобретения система регулирования может иметь механизм обратной связи для предоставления информации относительно расхода дыхательных газов. Например, механизм обратной связи может иметь свисток, который сообщается с воздушным трактом и издает звуковой сигнал при превышении максимального расхода. В другом альтернативном варианте система регулирования может иметь механизм ограничения размера (сечения) воздушного тракта. Механизм ограничения имеет регулировку, что позволяет изменять скорость течения дыхательных газов через воздушный тракт. Регулировка механизма ограничения может быть ручной или автоматической, например, за счет использования эластичного податливого материала.
При необходимости для регулировки механизма ограничения может быть использована замкнутая электронная система управления. В соответствии с одним из аспектов система управления производит ограничение потока на определенном уровне расхода в течение определенного промежутка времени или для определенного поглощенного при вдыхании объема, а затем производит измерение и регулировку механизма ограничения для разрешения протекания увеличенного потока дыхательных газов через воздушный тракт. За счет этого поток дыхательных газов может быть ограничен на определенном уровне расхода в течение определенного промежутка времени, что облегчает надлежащую доставку фармацевтического состава в легкие. После этого система управления может быть использована для регулировки механизма ограничения таким образом, чтобы пользователь мог удобным образом (комфортно) наполнять свои легкие дыхательными газами для подачи фармацевтического состава в глубокие легкие. Использование системы регулирования и системы управления в соответствии с настоящим изобретением является предпочтительным потому, что за счет этого устройство может использоваться различными пользователями, у которых наблюдаются различные скорости потока воздуха при вдыхании, так как устройство позволяет регулировать поток дыхательных газов таким образом, что фармацевтический состав всегда надлежащим образом поступает в легкие.
В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения после ограничения расхода в течение желательного промежутка времени или для желательного поглощенного при вдыхании объема размер (сечение) воздушного тракта может быть увеличен для создания увеличенного расхода. Это может быть осуществлено, например, за счет открывания другого воздушного тракта, предусмотренного в устройстве. За счет этого пользователь может удобным образом проводить ингаляцию без существенного сопротивления и наполнять свои легкие дыхательными газами, а также транспортировать фармацевтический состав в глубокие легкие.
В соответствии с альтернативным аспектом настоящего изобретения могут быть использованы различные интеграторы расхода, позволяющие увеличивать расход через устройство для ингаляции по истечении определенного промежутка времени, что позволяет пользователю удобным образом наполнять свои легкие в конце процесса. Такие интеграторы расхода могут иметь одни или несколько подвижных элементов, которые совершают перемещение в зависимости от объема потока через устройство. После поглощения за счет вдыхания первоначального (регулируемого) объема указанный элемент перемещается в достаточной степени для открывания другого газового канала, что позволяет увеличить газовый поток. Среди примеров интеграторов расхода, которые обсужда7 ются далее более подробно, можно указать движущиеся поршни, механизмы сцепления (муфты), наполненные газом сильфоны с дренажным каналом и т.п.
В качестве фармацевтического состава, подходящего для использования в системах и способах в соответствии с настоящим изобретением, может быть использован жидкий или порошкообразный состав. В соответствии с одним из аспектов способа фармацевтический состав содержит порошкообразный лекарственный препарат. Поток дыхательных газов используют для дезагломерации порошка после его извлечения из резервуара. При необходимости различные конструкции могут быть введены в воздушный тракт для содействия процессу дезагломерации.
В соответствии еще с одним вариантом осуществления настоящего изобретения в нем предлагается резервуар, который имеет корпус с полостью, которая закрыта крышкой, выполненной с возможностью проникновения через нее в резервуар. Резервуар дополнительно содержит пороговый клапан, который соединен с корпусом резервуара. В соответствии с одним из аспектов пороговый клапан открывается при приложении к нему вакуума, который, по меньшей мере, составляет около 40 см Н2О.
В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения в нем могут быть также использованы различные технические средства для выбора пользователем надлежащего положения рта поверх наконечника при использовании устройства для аэрозолизации. Например, на наконечнике может быть предусмотрен упор для губ, так чтобы пользователь мог упереться в него своими губами. В другом примере наконечник может иметь метку для прикуса или другие реперы. Альтернативно одно или несколько отверстий могут быть предусмотрены на боковой стороне наконечника. Эти отверстия должны быть закрыты губами для того, чтобы создать достаточный вакуум для работы устройства. В соответствии с другим примером наконечник может иметь профиль с переходом от эллиптического участка к круглому. Эллиптический участок должен быть введен в рот пациента для того, чтобы создать достаточный вакуум для работы устройства.
Указанные ранее и другие характеристики изобретения будут более ясны из последующего детального описания, данного в качестве примера, не имеющего ограничительного характера и приведенного со ссылкой на сопроводительные чертежи.
На фиг. 1 показан график средней скорости потока воздуха при вдыхании для 17 пациентов, проверку которых производили два раза в неделю в течение 4 недель.
На фиг. 2 показан график регулирования скорости потока воздуха при вдыхании пациентом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 3 показан график регулирования скорости потока воздуха при вдыхании другим пациентом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 4 схематично показана система, которая может быть использована для извлечения (экстракции) фармацевтического состава из резервуара, дезагломерации (разрыхления) указанного состава и введения этого состава в поток дыхательных газов для образования аэрозоля в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 5 показано перспективное изображение устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 6 показан частичный разрез устройства для аэрозолизации фиг. 5 в открытом положении или в положении загрузки.
На фиг. 7 показано устройство для аэрозолизации фиг. 6 в закрытом или рабочем положении в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 8 показано устройство для аэрозолизации фиг. 6 при введении резервуара в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 9 показано устройство для аэрозолизации фиг. 8 после введения резервуара и перевода устройства в закрытое или рабочее положение, когда дыхательные газы протекают через устройство.
На фиг. 10 показано перспективное изображение с частичным разрезом резервуара и суживающегося сопла, через которое может быть извлечен фармацевтический состав в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 11 показан резервуар и сопло фиг. 10, причем сопло отведено на большее расстояние от дна резервуара для увеличения скорости потока дыхательных газов через сопло в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 12 показано схематично боковое поперечное сечение системы аэрозолизации, которая имеет пружину для регулирования потока дыхательных газов через систему в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 13 показано схематично поперечное сечение системы аэрозолизации, которая имеет систему регулирования потока дыхательных газов через систему аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 14 показан один из вариантов сопла, которое может быть использовано для дезагломерации (разрыхления, диспергирования) фармацевтического состава в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 15 показано перспективное изображение одного из вариантов устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 16 показано перспективное изображение другого варианта устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 16 А показана крышка устройства для аэрозолизации фиг. 16.
На фиг. 17 показано перспективное изображение еще одного варианта устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением, в котором применено устройство обратной связи для индикации расхода.
На фиг. 18 показан еще один вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 19 показан особый вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 19А показан диск, содержащий множество резервуаров, который может быть введен в устройство для аэрозолизации фиг. 19.
На фиг. 19В показан передний конец устройства для аэролизации фиг. 19.
На фиг. 20 показан другой вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 20А показано устройство для аэрозолизации фиг. 20, причем можно видеть крышку 30, перемещенную в открытое положение.
На фиг. 21 показано перспективное изображение еще одного варианта устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 22 показан особый вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением, в котором может быть использована обойма с резервуарами, содержащими лекарство.
На фиг. 22А показана обойма, предназначенная для использования в устройстве для аэрозолизации фиг. 22.
На фиг. 23 показан еще один альтернативный вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 23А показана крышка наконечника устройства для аэрозолизации фиг. 23.
На фиг. 24 показана планка резервуаров, которая может быть использована в устройстве для аэрозолизации фиг. 23.
На фиг. 25 показан еще один альтернативный вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 26 показан еще один вариант устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 27 схематично показана система с пороговым клапаном в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 28 показан пороговый клапан с шариком и мембраной в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 29 показан пороговый клапан зонтичного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 30 показан схематично один из вариантов порогового клапана в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 31А и 31В показан пороговый клапан откидного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 32 показан пороговый клапан с пробкой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 33 показан другой пороговый клапан с пробкой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 34 А и 34В показан пороговый клапан зонтичного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 35 показан пороговый клапан с шариком и магнитом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 36А и 36В показан пороговый клапан с бистабильным колпаком в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 37А и 37В показан пороговый клапан с гибкой диафрагмой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 38 показан пороговый клапан с разрывной диафрагмой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 39 показан пороговый клапан с клапанным элементом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 40 показан пороговый клапан пропускного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 41 показан схематично регулятор расхода в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 42А и 42В показан регулятор расхода с затвором в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 43 показан регулятор расхода с шариком в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 44А и 44В показан регулятор расхода с сильфоном в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 45 показан регулятор расхода с конусом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 46 показан вариант регулятора расхода с двумя корпусами в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 47 показан регулятор расхода со вспененным материалом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 48 показан регулятор расхода зонтичного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 49 показан регулятор расхода с пропусканием пузырьков через жидкость в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 50 показан вариант регулятора расхода с затвором в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 51 показан регулятора расхода с пробкой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 52 показан регулятор расхода с расширяемым конусом в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 53А и 53В показан регулятор расхода с ирисовым клапаном в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 54 показан регулятор расхода с колесом с лопатками в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 55А и 55В показан регулятор расхода с поворотными створками в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 56А и 56В показан регулятор расхода с эластомерным клапаном в виде утиного клюва в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 57-59 показан альтернативный регулятор расхода с эластомерным клапаном в виде утиного клюва в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 60 показан схематично интегратор расхода пропускного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 61 показан схематично интегратор расхода обходного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 62А и 62В показан интегратор расхода пропускного типа с затвором в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 63 показан интегратор расхода с крыльчаткой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 64 показан вид с торца кулачка интегратора расхода фиг. 63.
На фиг. 65 показано колесо с лопастями, которое может быть использовано в интеграторе расхода фиг. 63.
На фиг. 66А и 66В показан интегратор расхода с затвором в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 67 показан интегратор расхода с тормозной системой в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 68 показаны элементы тормозной системы и колеса интегратора расхода фиг. 67.
На фиг. 69 показана схематично система аэрозолизации, в которой различные компоненты установлены последовательно в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 70 показана схематично система аэрозолизации, которая содержит параллельный интегратор расхода обходного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 71 показана схематично система аэрозолизации, которая содержит параллельный интегратор расхода пропускного типа в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 72 показано перспективное изображение спереди одного из вариантов устрой ства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 73 показано устройство фиг. 72 в положении загрузки.
На фиг. 74 показан перспективное изображение сзади устройства фиг. 72.
На фиг. 75 показано поперечное сечение устройства фиг. 73.
На фиг. 76 показано поперечное сечение устройства фиг. 72.
На фиг. 77 показано поперечное сечение в виде сбоку устройства фиг. 72.
На фиг. 78 показано устройство фиг. 72, находящееся в положении загрузки.
На фиг. 79 показано перспективное изображение спереди другого варианта устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 80 показано устройство фиг. 79 в положении загрузки.
На фиг. 81 показано поперечное сечение устройства фиг. 79.
На фиг. 82 показано устройство фиг. 81 после открывания другого тракта протекания для обеспечения протекания через устройство увеличенного потока воздуха.
На фиг. 83 показан вид сбоку устройства фиг. 81.
На фиг. 84 показано перспективное изображение спереди другого варианта устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 85 показано устройство фиг. 84 в положении загрузки.
На фиг. 86 показано поперечное сечение устройства фиг. 84.
На фиг. 87 показан вид сбоку устройства фиг. 86.
На фиг. 88 показано перспективное изображение спереди одного из вариантов наконечника (мундштука) в соответствии с настоящим изобретением.
На фиг. 89 показан вид сбоку альтернативного наконечника в соответствии с настоящим изобретением.
Определения
Примененный в настоящем описании термин действующее вещество относится к веществу, лекарству, соединению, составу (композиции) или их смеси, которые дают некий фармакологический, зачастую положительный эффект. К таким веществам относятся пища, пищевые добавки, питательные вещества, лекарственные средства, вакцины, витамины и другие полезные вещества. Примененный в настоящем описании термин дополнительно относится к любому физиологическому или фармакологическому действующему веществу, которое оказывает локальное (местное) или систематическое (соматическое) действие на пациента. Среди назначаемых действующих веществ можно указать антибиотики, антивирусные препараты, анэпилептики, анальгетики, противовоспалительные вещества и бронхорасширители, причем это могут быть органические и неорганические соединения, в том числе (но без ограничения) лекарственные средства, которые действуют на периферическую нервную систему, на адренорецепторы, холинорецепторы, на скелетные мышцы, на сердечно-сосудистую систему, на гладкие мышцы, на систему кровообращения, на синоптические центры, нейроэффекторные соединительные центры, на эндокринную и гормональную системы, на иммунную систему, систему репродукции, скелетную систему, на системы физиологически активных веществ, на пищеварительную и экскреторную системы, а также на гистаминную систему центральной нервной системы. Подходящие действующие вещества могут быть выбраны, например, среди полисахаридов, стероидов, снотворных и седативных средств, психоэнергетиков, транквилизаторов, антиконвульсантов, мышечных релаксантов, средств против паркинсонизма, анальгетиков, противовоспалительных средств, мышечных контрактантов, антимикробных средств, антималярийных средств, среди гормональных средств, в том числе среди контрацептивов, симпатомиметиков, полипептидов и протеинов, которые способны оказывать выявляющие физиологические действия, среди мочегонных средств, средств липидной регуляции, антиандрогенных средств, антипаразитических средств, противоопухолевых средств, гипоглицеминов, питательных веществ и добавок, добавок роста, жиров, противоэнтеритных средств, электролитов, вакцин и диагностических средств.
Среди полезных для осуществления настоящего изобретения действующих веществ можно указать (но без ограничения) инсулин, кальцитонин, эритропоэтин (ЕРО), Фактор VIII, Фактор IX, цередазу, церезим, циклоспорин, стимулирующий фактор колонии гранулоцита (СС8Е), ингибитор альфа-1 протеиназы, элькатонин, стимулирующий фактор колонии гранулоцита макрофага (СМС8Е), гормон роста, гормон роста человека (НСН), гормон освобождения гормона роста (СПИН), гепарин, гепарин с низким молекулярным весом (БМАН). интерферон альфа, интерферон бета, интерферон гамма, интерлейкин-2, лютеинизирующего гормона высвобождающий гормон (ЬНКН), соматостатин, аналоги соматостатина, в том числе октреотид, аналог вазопрессина, фолликулостимулирующий гормон (Е8Н), инсулиноподобный фактор роста, инсулинтропин, интерлейкин-1 рецепторный антагонист, интерлейкин-3, интерлейкин-4, интерлейкин-6, стимулирующий фактор колонии макрофага (М-С8Е), фактор нервного роста, гормон околощитовидной железы (паратиреоидный гормон) (РТН), тимозин альфа 1, ингибитор ПЬ/Ша, альфа-1 антитрипсин, респираторное синцитиальное вирусное антитело, ген цистического фиброзного трансмембранного регулятора (СЕТИ), деоксирибонуклеаза (Опаке), бактерицидный протеин увеличения проницаемости (ВРЦ анти-СМV антитело, рецептор интерлейкина-1, 13-сБ ретиноевая кислота, пентамидин изетиоуат, альбутерол сульфат, метапротеранол сульфат, беклометазон дипрепионат, триамционолон ацетомид, будесонид ацетонид, ипратропий бромид, флунизолит, флутиказон, кромолин натрий, эрготамин тартрат, а также аналоги, агонисты и антагонисты указанных веществ. Кроме того, действующими веществами могут быть нуклеиновые кислоты, присутствующие в виде голых молекул нуклеиновых кислот, вирусные векторы, объединенные с вирусными частицами, нуклеиновые кислоты, объединенные с липидами или встроенные в липиды или в липидосодержащий материал, плазмида ДНК или РНК или другая конструкция нуклеиновой кислоты, тип которой подходит для трансфекции или трансформации клеток, в особенности клеток альвеольных областей легких. Действующие вещества могут иметь различную форму, например могут быть растворимыми или нерастворимыми, имеющими или не имеющими наполнители в виде молекул, компонентов молекулярных комплексов или фармакологически приемлемых солей. Действующими веществами могут быть имеющиеся в природе молекулы, или же они могут быть получены рекомбинационно, а также могут быть аналогами имеющихся в природе или полученных рекомбинационно действующих веществ, с одной или несколькими добавленными или удаленными аминокислотами. Более того, действующие вещества могут содержать ослабленные или убитые вирусы, подходящие для использования в качестве вакцин.
Массовый медианный диаметр или ΜΜΌ является мерой оценки среднего размера частиц, так как порошки в соответствии с настоящим изобретением являются, в основном, полидисперсными (то есть имеют диапазон размеров частиц). Указанные в описании изобретения значения ΜΜΌ получены при помощи осаждения центрифугированием, хотя могут быть использованы и любые другие применяемые в промышленности методики измерения среднего размера частиц.
Массовый медианный аэродинамический диаметр или ΜΜΑΌ является мерой оценки среднего аэродинамического размера дисперсных частиц. Аэродинамический диаметр используют для описания порошков в виде аэрозоля при оценке их поведения при осаждении, причем он представляет собой диаметр сферы единичной плотности, имеющей такую же скорость осаждения, обычно в воздухе, что и частица. Аэродинамический диаметр учитывает форму частицы, а также плотность и физический размер частицы. Используемый здесь термин ΜΜΑΌ относится к средней точке или к медиане распределения по размерам аэродинамических частиц порошка в виде аэрозоля, которое найдено при помощи каскадного уплотнения.
В соответствии с настоящим изобретением предлагаются системы и способы назначения фармацевтических составов в виде аэрозолей с использованием потока дыхательных газов, произведенных пациентом. Фармацевтические составы, аэрозолизация которых может быть осуществлена, включают в себя порошкообразные лекарства, жидкие растворы или суспензии, а также другие подобные среды, которые могут содержать действующее вещество. Устройства в соответствии с настоящим изобретением могут быть использованы для однократного или многократного приема лекарства.
В некоторых вариантах поток дыхательных газов, произведенных пациентом, используют для извлечения (экстракции) фармацевтического состава из резервуара, для дезагломерации (разрыхления) фармацевтического состава и доставки фармацевтического состава в легкие пациента. Особым преимуществом настоящего изобретения является возможность осуществления таких функций независимо от естественной скорости потока воздуха при вдыхании пациентом. Поэтому в соответствии с одним из аспектов настоящего изобретения вдыхаемые дыхательные газы контролируются таким образом, что они остаются в приемлемом диапазоне расходов для того, чтобы удовлетворительным образом осуществлять подачу фармацевтического состава в легкие.
В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения в нем предлагается регулировать поток вдыхаемых (втягиваемых) газов таким образом, чтобы газы имели достаточную энергию для извлечения (экстракции) фармацевтического состава из резервуара, для дезагломерации указанного состава и его доставки в легкие пациента. В некоторых случаях в соответствии с настоящим изобретением дополнительно предлагается поддерживать скорость потока воздуха при вдыхании ниже максимального уровня, по меньшей мере, в течение некоторого времени или для некоторого поглощенного объема при первоначальной подаче лекарства. За счет этого состав в виде аэрозоля будет протекать со скоростью, приемлемой для прохождения дыхательных путей пациента и поступления в легкие. После начального периода доставки фармацевтического состава в легкие в соответствии с некоторыми вариантами настоящего изобретения пациент получает возможность дышать с нормальной скоростью потока воздуха при вдыхании, позволяющей наполнить легкие пациента дыхательными газами и дополнительно подать фармацевтический состав в глубокие легкие.
Для аэрозолизации фармацевтического состава поток дыхательных газов преимуществен но должен иметь энергию, достаточную для извлечения фармацевтического состава из резервуара. Для придания дыхательным газам достаточной энергии в изобретении предусмотрено предотвращение протекания дыхательных газов в легкие пациента, когда пациент пытается сделать вдох. Затем, после достижения порога вакуума, дыхательные газы могут начать резко протекать в легкие пациента. За счет резкого начала протекания дыхательных газов только после приложения пользователем достаточного вакуума обеспечивается относительно высокая скорость течения и в газовом потоке накапливается достаточная энергия. Одной из возможностей осуществления такого процесса является использование элемента ограничения, клапана или другого механизма блокировки в дыхательном тракте пациента для предотвращения протекания дыхательных газов в легкие пациента, когда пациент пытается сделать вдох. Затем указанная блокировка может быть быстро устранена, чтобы позволить протекание дыхательных газов в легкие пациента. Поэтому пациент может быть проинструктирован делать вдох до тех пор, пока не будет преодолено пороговое значение вакуума. Пороговое значение вакуума может быть выбрано таким образом, чтобы результирующий газовый поток имел достаточную энергию, когда разрешено протекание газов в легкие пациента. Преимущественно пороговый вакуум находится в диапазоне ориентировочно от 20 см Н2О (водяного столба) до 60 см Н2О, при этом результирующий газовый поток имеет достаточную энергию для извлечения фармацевтического состава из резервуара и его дезагломерации. Еще лучше, если пороговое значение вакуума составляет, по меньшей мере, 40 см Н2О.
Самые разнообразные пороговые клапаны могут быть также использованы для предотвращения протекания дыхательных газов в легкие пациента, пока не будет получен пороговый вакуум вдыхания. Например, пороговый клапан может быть выполнен в виде упругого клапана, такого как гибкая мембрана, расположенная поперек воздушного пути и отгибающаяся, когда достигнут или превышен пороговый вакуум. Альтернативно пороговый клапан может быть выполнен в виде мембраны с надрезами, которая разрывается, когда достигнут или превышен пороговый вакуум. В соответствии с другим примером пороговый клапан может быть выполнен в виде эластомерной мембраны, имеющей отверстие, причем шарик проходит через указанное отверстие при достижении порога вакуума или его превышении. Среди других типов пороговых клапанов можно указать бистабильные механизмы, диафрагмы и т.п.
В соответствии с частным аспектом настоящего изобретения пороговый клапан может быть встроен в резервуар, который содержит фармацевтический состав. Таким образом, вся17 кий раз при вводе нового резервуара в устройство для аэрозолизации это устройство получает новый пороговый клапан. Это является особенно выгодным тогда, когда пороговый клапан имеет мембрану, которая разрывается при достижении порога вакуума или его превышении.
После разрешения протекания дыхательных газов в легкие расход дыхательных газов (в некоторых случаях) необходимо регулировать или контролировать таким образом, чтобы не превышать максимальный расход в ходе доставки фармацевтического состава в легкие. Обычно расход дыхательных газов регулируют на уровне менее ориентировочно 15 л/мин в течение времени в диапазоне ориентировочно от 0,5 до 5 с, что соответствует поглощенному при вдыхании объему в диапазоне ориентировочно от 125 мл до 1,25 л; это позволяет составу в виде аэрозоля проходить через дыхательный тракт пациента и поступать в легкие. Например, как уже было упомянуто здесь ранее со ссылкой на фиг. 1, некоторые пациенты имеют естественную скорость потока воздуха при вдыхании, которая позволяет превысить желательный максимальный расход.
Для пациентов, у которых наблюдается естественная скорость потока воздуха при вдыхании, позволяющая превысить желательный максимальный расход, в изобретении предлагается замедление скорости потока в течение времени доставки состава в виде аэрозоля в легкие. Это графически показано на фиг. 2. В момент времени Т1 пациент делает вдох, побуждая дыхательные газы протекать в легкие. В этот момент времени Т1 скорость потока существенно превышает начальную скорость потока ОЗТ..А<Т. которая желательна для первоначального извлечения фармацевтического состава из резервуара в соответствии с ранее описанным. Следовательно, для таких пациентов не нужен пороговый клапан или другой механизм предотвращения протекания потока. Вскоре после момента времени Т1 в момент времени Т2 расход регулируют таким образом, что он становится ниже расхода доставки Ожыуеку- Расход поддерживают на уровне ниже Риеыуеку от момента времени Т2 до момента времени Т3, когда состав в виде аэрозоля поступает в легкие пациента. После момента времени Т3 регулировка потока газа прекращается и пациент может дышать со своим обычным расходом, что позволяет наполнить легкие дыхательными газами и дополнительно подать фармацевтический состав в глубокие легкие.
На фиг. 3 показан графически пример, когда у пациента наблюдается естественная скорость потока воздуха при вдыхании, лежащая ниже ΡϋΕΣίνΕκγ. Как это показано на фиг. 3, за счет предотвращения течения дыхательных газов при вдыхании пациента и затем резкого начала протекания дыхательных газов удается установить в момент времени Т1 начальную скорость потока ОЗТ..А<Т. За счет этого создается энергия, достаточная для извлечения состава из резервуара. При последующем вдыхании пациента скорость потока быстро падает ниже Ωοηλ^βύ, так как естественная скорость потока воздуха при вдыхании пациента меньше значения Οι.)ΐ,ι.ινι,ι<γ. Следовательно, после момента времени Т1 нет необходимости в регулировании скорости потока воздуха при вдыхании, что позволяет пациенту вдыхать на удобном уровне.
Самые разнообразные схемы и технические средства могут быть использованы для регулирования скорости потока воздуха при вдыхании таким образом, чтобы она была ниже от момента времени Т2 до момента времени Т3. В соответствии с одним из примеров пациент может быть снабжен различными типами обратной связи, которые позволяют ему самому регулировать свою скорость потока воздуха при вдыхании. Например, устройство для аэрозолизации может быть снабжено свистком, который свистит, если скорость потока воздуха при вдыхании пациентом превышает значение ΩοΕΣίνΕκΥ. Могут быть использованы и другие типы обратной связи, в том числе визуальная обратная связь, тактильная обратная связь, слуховая обратная связь и т.п. В случае необходимости может быть предусмотрен контроллер с таймером для индикации пользователю момента истечения времени Т3, после чего пользователь может завершать ингаляцию на удобном уровне.
В соответствии с другим примером скорость потока воздуха при вдыхании пациента может регулироваться за счет ограничения или задержки вдыхаемых дыхательных газов. Например, (поперечный) размер пути протекания воздуха может варьировать для управления скоростью протекания вдыхаемых газов. Регулирование может производиться вручную, полуавтоматически или автоматически. Например, пользователь может вручную регулировать размер пути протекания воздуха или вводить заслонку в тракт для управления скоростью протекания. Альтернативно размер пути протекания воздуха может быть отрегулирован на основании собственного вдыхания пациента, как это описано далее более подробно. В соответствии с другим примером может быть использована автоматическая система с одним или несколькими датчиками расхода, позволяющая регулировать размер пути протекания воздуха для регулировки потока дыхательных газов.
Специфическое преимущество ограничения потока дыхательных газов для управления скоростью потока воздуха при вдыхании заключается в том, что может быть создано относительно высокое падение давления. Так как мощность в большинстве случаев пропорциональна как падению давления, так и расходу, то можно поддерживать низкий расход и все еще обеспечивать достаточную энергию для аэрозолизации состава и его подачи в легкие пациента.
В другом альтернативном варианте регулирование потока дыхательных газов может быть осуществлено за счет введения диафрагмы или другого элемента ограничения, которые сделаны для конкретного пациента, в дыхательный тракт пациента. При этом устройство для аэрозолизации может быть приспособлено для конкретного пациента за счет использования диафрагмы, размер которой соответствует естественной скорости потока воздуха при вдыхании пациента.
Устройства в соответствии с настоящим изобретением могут содержать последовательные или параллельные пути протекания (состава). В любом случае желательно поддерживать постоянный заданный расход для широких популяций пациентов. При последовательных конструкциях в соответствии с фиг. 4 желательно иметь, в основном, линейное отношение сопротивления потоку к вакууму. Для параллельных конструкций, например в соответствии с фиг. 70, желательно иметь в высшей степени нелинейное отношение сопротивления потоку к вакууму.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 4, на которой показана система 10 с использованием последовательных конструкций для извлечения порошкообразных лекарств из резервуара 12 с использованием поглощенных при вдыхании пациентом дыхательных газов. Система 10 содержит пороговый клапан 14, который открывается, если вакуум в линии 16 ниже по течению относительно порогового клапана 14 составляет 20-60 см Н2О, а преимущественно превышает ориентировочно 40 см Н2О. К линии 16 подключена также система регулирования 18, которая регулирует поток дыхательных газов через систему 10. В соответствии с одним из примеров система регулирования 18 может содержать ограничительный механизм, который может быть использован для регулировки внутреннего (поперечного) размера линии 16 и, следовательно, для регулирования потока дыхательных газов через линию 16. Обычно система регулирования 18 содержит систему управления ограничительным механизмом. Система управления может быть ручной или автоматической с использованием контроллера. Например, в системе 10 могут быть использованы датчики расхода газа, подключенные к контроллеру для определения скорости протекания дыхательных газов через систему. При использовании этой информации контроллер может управлять степенью сужения линии 16. Несмотря на то, что система регулирования 18 показана расположенной выше по течению относительно резервуара 12, следует иметь в виду, что система регулирования 18 может быть установлена и в другом месте, в том числе и ниже по течению относительно резервуара 12, и выше по течению относительно порогового клапана 14.
Система регулирования 18 подключена к резервуару 12 при помощи линии 20. Из резервуара 12 выходит линия 22, которая сообщается с механизмом дезагломерации 24. За счет этого извлеченный из резервуара 12 порошок может быть разрыхлен ранее его выхода из системы 10 и поступления в легкие пациента. От механизма дезагломерации 24 идет линия 26, которая может быть соединена с наконечником (не показан), через который пациент делает ингаляцию. Следовательно, при помощи системы 10 пациент может получать дозу лекарства в виде аэрозоля, поступающую через наконечник, до тех пор, пока пациент создает вакуум, достаточный для открывания порогового клапана 14. При открывании порогового клапана 14 порошкообразное лекарство извлекается из резервуара 12 и проходит через механизм дезагломерации 24. В то же самое время система регулирования 18 устанавливает (регулирует) поток дыхательных газов в таком диапазоне, что лекарство в виде аэрозоля может надлежащим образом проходить в легкие пациента. По истечении заданного промежутка времени система регулирования 18 прекращает работу, после чего пациент может проводить ингаляцию с расходом, удобным для наполнения легких дыхательными газами и для продвижения введенного лекарства в глубокие легкие.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 5, на которой показан примерный вариант выполнения устройства для аэрозолизации 28. Устройство 28 имеет, главным образом, цилиндрический корпус 30 с наконечником 32 на одном конце. Корпус 30 дополнительно содержит отверстия 34, 36 и 38, которые создают пути протекания дыхательных газов, что описано далее более подробно. Обычно между отверстиями 36 и 38 предусмотрена перегородка 40, которая позволяет потоку дыхательных газов временно протекать вне корпуса 30. Аналогичная перегородка 42 предусмотрена для облегчения введения дыхательных газов в корпус 30 через отверстие 34 (см. фиг. 6).
К корпусу 30 шарнирно присоединен держатель резервуара 44. Обычно для шарнирного присоединения держателя резервуара 44 к корпусу 30 используют штифт 46. За счет этого держатель 44 может быть перемещен в открытое положение, показанное на фиг. 6, что позволяет произвести введение (загрузку) резервуара в устройство 28. Держатель 44 затем может быть перемещен в закрытое или рабочее положение, показанное на фиг. 7. Как это лучше всего показано на фиг. 6 и 7, держатель 44 содержит отверстие 48, которое совмещено с отверстием 34, когда держатель 44 перемещен в закрытое положение. Держатель 44 дополнительно содержит другое отверстие 50, которое расположено ниже двух проникающих усов 52 на корпусе 30.
Как это лучше всего показано на фиг. 8, после перемещения держателя 44 в открытое положение резервуар 54 может быть введен в устройство 28. Резервуар 54 имеет корпус резервуара 56 с камерой 58 (показанной пунктиром), в которой содержится порошкообразный лекарственный препарат. Корпус резервуара 56 выполнен таким образом, что в его часть над камерой 58 могут проникать усы 52, что описано далее более подробно. На корпусе резервуара 56 установлен пороговый клапан 60 с мембраной, которая разрывается при специфическом пороговом значении вакуума.
Резервуар 54 вводят в устройство 28 таким образом, что пороговый клапан 60 совмещен с отверстием 36, причем камера 58 находится внутри отверстия 50. После введения резервуара 54 в держатель 44 держатель 44 перемещают в закрытое или рабочее положение, показанное на фиг. 9. В этом закрытом положении пороговый клапан 60 совмещен с отверстием 34. Кроме того, усы 52 проникают в корпус 56 над камерой 58 и отгибают назад (прокалывают) крышку, за счет чего создаются два отверстия, обеспечивающие доступ к порошкообразному содержимому в камере 58. После перемещения держателя 44 в закрытое положение пользователь может взять в рот наконечник 32 и попытаться вдохнуть. Однако поток дыхательных газов через устройство 28 не течет, пока пользователь не создаст вакуум, достаточный для открывания порогового клапана 60. В этот момент дыхательные газы начинают резко выходить через отверстие 34, через отверстие 36, через камеру 58, через отверстие 38 и наружу через наконечник 32, как это показано стрелками.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 10 и 11, на которых показан пример технического средства, которое может быть использовано для регулирования потока дыхательных газов через устройство для аэрозолизации, такое как устройство 28. На фиг. 10 показан резервуар 62 с камерой 64, которая заполнена фармацевтическим составом (не показан). На фиг. 10 проникающая трубка 66 уже вошла в крышку над камерой 64, причем дистальный конец 68 указанной трубки 66 расположен внутри камеры 64 вблизи ее дна. За счет этого путь протекания воздуха между дистальным концом 68 и дном камеры 64 имеет узкое сечение, что ограничивает протекание дыхательных газов в камеру 64 и наружу из проникающей трубки 66. Как это показано на фиг. 11, дистальный конец 68 может быть перемещен вертикально вверх с удалением от дна камеры 64. За счет этого расход дыхательных газов может быть увеличен.
Самые разнообразные методики могут быть использованы для регулировки расстояния между дистальным концом 68 и дном камеры 64. Например, в соответствии с одной из методик используют всасывающую силу, создаваемую за счет вдыхания пациентом. Более конкретно, когда пациент начинает вдох, внутри трубки 68 создается вакуумная сила, которая стремится сместить дно камеры 64 в направлении дистального конца 68. Различные механизмы могут быть использованы для контроля расстояния между дистальным концом 68 и дном камеры 64. Например, различные механизмы смещения могут быть использованы для контроля относительного перемещения между резервуаром 62 и проникающей трубкой 66. Могут быть использованы также и автоматические механизмы, такие как соленоиды, поршни и т.п. Кроме того, пользователь может осуществлять контроль и вручную.
Одной из особенностей проникающей трубки 66 является то, что она имеет суживающееся сопло, которое служит в качестве устройства дезагломерации порошка, содержащегося в камере 64. Более конкретно, когда пациент делает вдох для извлечения порошка из камеры 64, сужающийся путь протекания в проникающей трубке 66 стремится вызвать дезагломерацию порошка для облегчения его аэрозолизации и введения в легкие.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 12, на которой показан вариант устройства для аэрозолизации 70, позволяющего регулировать поток дыхательных газов через устройство. Для упрощения изложения показана только часть устройства 70, так что следует иметь в виду, что устройство в сборе содержит и другие компоненты. Устройство для аэрозолизации 70 содержит корпус 72 и держатель резервуара 74.
Держатель резервуара 74 выполнен с возможностью перемещения относительно корпуса 72 для осуществления загрузки и разгрузки резервуара 76. Резервуар 76 содержит камеру 78 и пороговый клапан 80, которые выполнены аналогично другим описанным здесь вариантам. Держатель резервуара 74 имеет отверстие 82, которое совмещено с клапаном 80, что позволяет дыхательным газам протекать через клапан 80 после его открывания. С корпусом 72 соединена проникающая трубка 84, которая проникает в резервуар 76 для обеспечения доступа в камеру 78 аналогично другим описанным здесь ранее вариантам. Когда пациент делает вдох через устройство 70 и превышает пороговый вакуум, то пороговый клапан 80 открывается. При этом дыхательные газы начинают протекать через камеру 78 и наружу из проникающей трубки 84, как это показано стрелками.
Устройство 70 дополнительно содержит пружину 86, которая установлена между корпусом 72 и держателем резервуара 74. При открывании клапана 80 вакуум внутри проникающей трубки 84 побуждает дно камеры 78 притягиваться в направлении проникающей трубки 84. Жесткость пружины 86 может быть выбрана таким образом, чтобы контролировать расстояние между дном камеры 78 и проникающей трубкой 84 для регулировки газового потока через устройство. В некоторых случаях может быть желательно выбирать жесткость пружины на основании средней скорости потока воздуха при вдыхании, создаваемой пациентом. За счет этого устройство 70 может быть приспособлено (сделано на заказ) для конкретного пациента. Устройство 70 дополнительно содержит штифт 88, который ограничивает на определенной величине зазор между дном камеры 78 и проникающей трубкой 84. За счет этого камера 78 не может быть полностью притянута к проникающей трубке 84.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 13, на которой показано устройство для аэрозолизации 90. Устройство 90 может быть сконструировано из элементов, аналогичных ранее описанным в связи с устройством для аэрозолизации 70. Поэтому для удобства обсуждения аналогичные элементы, использованные в устройстве для аэрозолизации 90, будут иметь такие же позиционные обозначения, что и использованные в устройстве 70. Устройство для аэрозолизации 90 отличается от устройства для аэрозолизации 70 тем, что в нем использован электронный контроллер 92, чтобы контролировать расстояние между дном камеры 78 и проникающей трубкой 84. Контроллер 92 электронно связан с соленоидом 94, который может втягиваться и выдвигаться для регулировки расстояния между проникающей трубкой 84 и камерой 78. Возможна также установка датчика управления потоком 96 в воздушном тракте устройства 90 для измерения скорости потока через устройство. Когда контроллер 92 получает сигнал от датчика 96, он может послать сигнал на соленоид 94 для регулировки указанного расстояния, что позволяет регулировать расход. Одно из преимуществ использования контроллера 92 заключается в том, что он может также содержать таймер, так что соленоид 94 может быть полностью выдвинут по истечении определенного промежутка времени. Таким образом, как только состав в виде аэрозоля поступает в легкие пациента, соленоид 94 может быть полностью выдвинут, что позволяет пользователю удобно проводить ингаляцию без существенного сопротивления и наполнять легкие дыхательными газами.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 14, на которой показан другой вариант сопла 98, которое может быть установлено ниже по течению относительно резервуара. Сопло 98 представляет собой трубчатую конструкцию 100, имеющую секцию изгиба 102 и секцию сужения 104. При извлечении фармацевтического состава из резервуара он проходит через трубчатую конструкцию 100, как это показано стрелками. Изменение направления, вызванное секцией изгиба 102, приводит к тому, что агломерированный порошок соударяется со стенками конструкции 100, что приводит к его дезагломерации. При прохождении секции сужения 104 порошок дополнительно перемешивается и скорость потока возрастает, что приводит к допол нительной дезагломерации порошка. Несмотря на то, что на фиг. 14 показана трубчатая конструкция, имеющая одну секцию изгиба с последующей одной секцией сужения, следует иметь в виду, что могут быть использованы и различные другие трубчатые конструкции, обеспечивающие изменение направления и/или содержащие другие элементы, облегчающие дезагломерацию порошка.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 1526, на которых показаны различные варианты устройств для аэрозолизации. Несмотря на то, что это и не показано на чертежах, устройства для аэрозолизации фиг. 15-26 обычно содержат проникающую трубку с одним или несколькими элементами проникновения, позволяющими прокалывать крышку резервуара аналогично тому, как это предусмотрено в ранее описанных вариантах. Эти устройства могут также иметь пороговые клапаны и систему регулирования потока дыхательных газов, поступающих в легкие пациента, аналогично тому, как это предусмотрено в ранее описанных вариантах. Кроме того, следует иметь в виду, что компоненты различных устройств фиг. 15-26 могут быть совмещены и/или заменены друг на друга.
Рассмотрим сначала фиг. 15, на которой показан один из вариантов устройства для аэрозолизации 106. Устройство 106 имеет корпус 108 с крышкой 110. Крышка 110 выполнена с возможностью перемещения в открытое положение для приема листа 112 резервуаров 114. Крышка 110 содержит различные кнопки 116, которые могут быть нажаты для прокола соответствующего резервуара 114 перед проведением ингаляции. Крышка 110 имеет также окно 118, которое позволяет видеть, что лист 112 загружен, а также видеть срок годности и тип лекарства, напечатанные на листе 112. Корпус 108 также содержит мундштук 120 и скользящую крышку 122, которая может закрывать мундштук 120, когда ингаляция не проводится.
Когда пациент желает провести прием лекарства, он сдвигает крышку 122 и открывает мундштук 120, а затем нажимает одну из кнопок 116 и охватывает ртом мундштук 120, при этом начинается ингаляция. После нажатия всех кнопок 116 использованный лист 112 может быть заменен новым листом с резервуарами.
На фиг. 16 показано устройство для аэрозолизации 124, которое имеет крышку 126 (см. также фиг. 16А) и выдвижной элемент 128, вводимый со скольжением в крышку 126 по указанной стрелке. Выдвижной элемент 128 содержит резервуар 130. Как это показано на фиг. 16А, при введенном (закрытом) элементе 128 резервуар 130 находится под крышкой 126, при этом камера резервуара 130 может быть проколота. Могут быть предусмотрены различные кнопки 132 для отвода назад выдвижного элемента 128 после его использования. Крышка 126 также содержит мундштук 134 и окно, которое позволяет видеть, что резервуар 130 загружен, а также видеть срок годности и тип лекарства. При необходимости может быть также предусмотрен счетчик 138, показывающий общее (накопленное) число применений устройства.
На фиг. 17 показано устройство для аэрозолизации 140, которое имеет корпус 142 с наконечником 144 и крышкой 146. Крышка 146 выполнена с возможностью перемещения между закрытым положением и открытым положением, которое показано пунктиром. Когда крышка 146 открыта, резервуар 148 может быть введен в корпус 142. Когда крышка 146 закрыта, резервуар 148 может быть проколот, при этом устройство 140 готово к использованию. Обычно крышка 146 может иметь выступающее окно 150, которое содержит шарик 152. Область под окном 150 сообщается с трактом протекания воздуха, причем шарик 152 движется в этой области в зависимости от расхода дыхательных газов через устройство 140. На крышке нанесены знаки плюс (+) и минус (-), которые позволяют пациенту иметь визуальную индикацию расхода через устройство, причем пациент может регулировать скорость потока воздуха при вдыхании на основании указанной визуальной индикации. При необходимости устройство 140 может также иметь отсек хранения 154 использованных резервуаров 148.
На фиг. 18 показано устройство для аэрозолизации 156, которое имеет корпус 158 с наконечником 160 и крышкой 162. Для шарнирного соединения крышки 162 с корпусом 158 использована петля (шарнир) 164. Крышка 162 выполнена с возможностью перемещения между закрытым положением и открытым положением. Когда крышка 162 открыта, резервуар 166 может быть введен в корпус 158. Когда крышка 162 закрыта, резервуар 166 можно видеть через окно 168. Крышка 162 имеет кнопку 170, при нажатии которой происходит прокол резервуара 166 перед использованием устройства.
На фиг. 19 показано устройство для аэрозолизации 172, которое имеет корпус 174 и дверцу 176, которая соединена с корпусом 174 при помощи петли 178. В устройство 172 может быть введен диск 180, который содержит множество резервуаров 182, как это показано на фиг. 19 А. Обычно каждый из резервуаров имеет номер, как это показано на фиг. 19А. Дверца 176 имеет лимб 184, связанный с диском 180, так что при его повороте диск 180 вращается в устройстве 172. Дверца 176 имеет также окно 186, через которое можно видеть номер резервуара, который был проколот при вращении лимба 184. Для проведения ингаляции пользователь охватывает ртом мундштук 187 устройства 172 и начинает вдыхание. За счет вдоха пациента открывается крышка 188, что позволяет составу в виде аэрозоля поступать в легкие пациента. Для проведения другой ингаляции пользователь просто поворачивает лимб 184 на следующий резервуар, который прокалывается, при этом устройство 172 готово к работе.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 20 и 20А, на которых показано альтернативное устройство для аэрозолизации 190. Устройство 190 имеет корпус 192 и крышку 194, которая соединена с корпусом 192 при помощи петли 196. Устройство 190 дополнительно имеет мундштук 198, через который пациент проводит ингаляцию. Как это показано на фиг. 20А, при нахождении устройства 190 в открытом положении в него производят загрузку резервуара 200. После этого крышка 194 может быть закрыта (фиг. 20). Крышка 194 имеет нажимную кнопку 202, которую нажимают для прокола резервуара 200, чтобы можно было извлечь из него фармацевтический состав. На крышке 194 также расположен таймер 204, связанный с кнопкой 202, на котором пользователь сначала вручную устанавливает полное число ингаляций. После этого пользователь начинает вдыхание через мундштук 198, что позволяет провести аэрозолизацию фармацевтического состава (и его поступление в легкие). Пользователь преимущественно проводит ингаляции до тех пор (столько раз), пока на счетчике 204 не появится нуль. Как это показано на фиг. 20А, крышка 194 может иметь множество мест для хранения дополнительных резервуаров 200.
На фиг. 21 показано устройство для аэрозолизации 206, которое имеет корпус 208 с щелью 210 для введения резервуара 212. Устройство 206 дополнительно содержит курковое устройство 214, при помощи которого резервуар 212 может быть проколот. Устройство 206 также дополнительно содержит откидную крышку 216 и выдвижной наконечник 218 (показан пунктиром). При нажатии на курок 214 для прокола резервуара 212 крышка 216 также открывается и наконечник 218 выдвигается.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 22, на которой показано другое устройство для аэрозолизации 220, которое имеет корпус 222 и обойму 224, которая может быть соединена с корпусом 222. Как это лучше всего показано на фиг. 22А, обойма 224 имеет область хранения 226 множества резервуаров 230, которые могут быть введены в корпус 222, а также область 228, в которую поступают использованные резервуары. Обычно область 228 закрыта съемной уплотненной крышкой 232. Преимущество использования обойм 224 заключается в том, что новая обойма с набором резервуаров легко может быть соединена с корпусом 222, что делает устройство 220 многоразовым.
Как это лучше всего показано на фиг. 22, корпус устройства 220 дополнительно имеет поворотный лимб 234, при повороте которого один из резервуаров 230 перемещается из области хранения 226 в корпус 222. После установки в корпус 222 резервуар 230 прокалывается. Кроме того, корпус 222 содержит счетчик
236 для индикации числа оставшихся не проколотых резервуаров. Крышка 238 наконечника, которая соединена с корпусом 222 и привязана к нему, должна быть снята перед проведением ингаляции.
При использовании устройства 220 пользователь просто поворачивает лимб 234 для введения и прокола следующего резервуара, затем снимает крышку 238 и производит вдыхание для аэрозолизации фармацевтического состава и его поступления в легкие. При следующей ингаляции пользователь вновь поворачивает лимб 234, что приводит к удалению использованного резервуара в область 228 и к введению нового резервуара. После использования всех резервуаров старую обойму 224 снимают (выбрасывают) и присоединяют новую сменную обойму.
На фиг. 23 показано устройство для аэрозолизации 240, которое имеет корпус 242 и крышку 244, шарнирно соединенную с корпусом 242. Предусмотрена также съемная крышка наконечника 246 (см. также фиг. 23А). Крышку 246 следует снять перед проведением ингаляции. В устройство 240 может быть введена планка 248 резервуаров 250, показанная на фиг. 24. После введения планки 248 в корпус 242 ползун 252 может быть перемещен в место прокола желательного резервуара, а затем нажат для его прокола. При необходимости ползун 252 может быть также связан с внутренними трубками устройства 240, которые перемещаются к соответствующему резервуару вместе с ползуном 252. Устройство 240 может также иметь свисток 254, который издает звуковой сигнал, когда пользователь превышает максимальную скорость потока воздуха при вдыхании. После этого пользователь может просто замедлить скорость, чтобы свисток 254 перестал свистеть.
На фиг. 25 показано устройство для аэрозолизации 256, которое содержит корпус 258 и крышку наконечника 260, которая привязана к корпусу 258. Крышку 260 следует снять перед проведением ингаляции. Корпус 258 также имеет сквозную щель 262, через которую может быть пропущена непрерывная лента 264 резервуаров 266. В альтернативном варианте лента 264 может быть разделена на сегменты, при этом в щель 262 может быть введен индивидуальный резервуар. Корпус 258 имеет кнопку 268, которую следует нажать для прокола введенного резервуара.
При проведении ингаляции скорость потока воздуха при вдыхании контролируется при помощи индикатора 270. Это позволяет пользователю иметь визуальную индикацию, помогающую выбрать надлежащую скорость потока воздуха при вдыхании. При необходимости на корпусе 258 может быть предусмотрен зажим 272, позволяющий носить устройство 258 в кармане как шариковую ручку.
На фиг. 26 показано устройство для аэрозолизации 274, которое содержит корпус 276 с наконечником 278 и поворотной секцией 280, выполненной с возможностью поворота относительно корпуса 276. В устройство 274 с задней стороны может быть введена упаковка резервуаров 282. Упаковка резервуаров 282 имеет множество резервуаров 284, которые прокалывают при проведении ингаляции. Несмотря на то, что показана цилиндрическая по форме упаковка резервуаров 282, следует иметь в виду, что она может иметь и другую форму, например квадратную.
После введения упаковки резервуаров 282 в устройство 274 производят поворот поворотного элемента 280 для перемещения одного из резервуаров в рабочее положение, где производят прокол резервуара. Обычно на корпусе 276 предусмотрен счетчик 286 числа оставшихся резервуаров. Если пользователь превышает максимальную скорость потока воздуха при вдыхании, то корпус 276 начинает вибрировать, что дает пользователю информацию относительно необходимости снижения скорости потока воздуха при вдыхании.
Самые разнообразные пороговые клапаны могут быть использованы для предотвращения протекания потока газов в легкие пациента, пока пациент не создаст достаточный вакуум, необходимый для извлечения порошка из резервуара. Указанные клапаны могут быть устроены таким образом, что предотвращается любое протекание потока газов до тех пор, пока созданный пациентом вакуум не достигнет порога срабатывания клапана или не превысит этот порог. После открывания клапана он создает минимальное сопротивление потоку. После прекращения потока клапан возвращается в свое прежнее исходное положение.
На фиг. 27 схематично показана клапанная система 300, которая содержит пороговый клапан 302, срабатывающий при давлении в диапазоне ориентировочно от 20 до 60 см Н2О, а преимущественно, по меньшей мере, около 50 см Н2О, после чего газовый поток может протекать через устройство для аэрозолизации в направлении, показанном стрелками. За счет этого относительно высокая скорость потока может быть достигнута в течение короткого промежутка времени в начале ингаляции, что позволяет диспергировать поступающий из резервуара порошок.
При необходимости система 300 может также иметь стопорный клапан 304, чтобы пользователь не мог дуть в (через) устройство. Такой стопорный клапан может быть введен в любом месте устройства для аэрозолизации, причем для удобства он может быть объединен с пороговым клапаном. Система 300 построена таким образом, что она имеет малое сопротивление потоку газов после открывания клапана 302. В некоторых случаях система позволяет производить повторную установку клапана 302, если это необходимо. В некоторых случаях система
300 содержит механизм регулировки для установки порогового давления срабатывания, снижения установочного уровня вакуума и/или повышения давления обратного сопротивления потоку.
В качестве одного из типов подходящих пороговых клапанов можно указать клапан из силиконового каучука, который выбирают таким образом, что он открывается и начинает пропускать поток при желательном пороговом давлении, причем он не пропускает поток в обратном направлении. Такой клапан обеспечивает также самоустановку и не требует для этого механического содействия.
Такие клапаны описаны, например, в патентах США №№ 4,991,745, 5,033,655,
5,213,236, 5,339,995, 5,377,877, 5,409,144 и 5,439,143, которые полностью включены в данное описание в качестве ссылки.
Примеры различных типов пороговых клапанов, которые могут быть встроены в устройство для аэрозолизации, показаны на фиг. 28-40. На фиг. 28 показан пропускной пороговый клапан 306, который имеет корпус 308 с впуском 310 и выпуском 312. Внутри корпуса 308 поперек него установлена мембрана 314, например эластомерная мембрана, которая имеет центральное отверстие 316. Внутри корпуса 308 также герметично установлен шарик 318, который выполнен с возможностью принудительного пропускания (протягивания) через отверстие 316 (пунктир), когда пользователем создан достаточный вакуум. После прохода шарика 318 через отверстие 316 мембраны 314 газовый поток может протекать через корпус 308, проходя через каналы 320. Обычно для проталкивания шарика 318 назад на другую сторону мембраны 314 используют установочный стержень 322, позволяющий подготовить клапан к повторному использованию.
На фиг. 29 показан зонтичный пропускной пороговый клапан 324. Клапан 324 имеет корпус 326 с опорой 328 для поддержания зонтичного элемента 330. Корпус 326 также содержит лапки 332, которые препятствуют осевому перемещению зонтичного элемента 330 до тех пор, пока пользователь не создаст достаточный вакуум. В этот момент зонтичный элемент 330 изгибается для прохождения лапок 332, как это показано пунктиром, после чего газы могут протекать через отверстия 334 в опоре 328. Перед повторным использованием устройства следует при помощи установочного стержня 336 протолкнуть зонтичный элемент 330 назад за лапки 332.
На фиг. 30 показан пороговый клапан 338, который имеет трубчатый корпус 340, поперек которого установлен клапанный элемент 342, выполненный с возможностью поворота. Элемент смещения 344 прижимает клапанный элемент 342 к выступу 346. Газ может проходить через корпус 340 только после создания достаточного вакуума для преодоления силы смеще ния, при этом клапанный элемент 342 открывается, как это показано пунктиром.
На фиг. 31А показан откидной клапан 348, который может быть использован в трубчатом корпусе. Клапан 348 имеет два клапанных элемента 350, которые установлены с возможностью поворота на валу 352. Пружина (не показана) смещает элементы 350 в положение, показанное на фиг. 31 А. При создании достаточной вакуумной силы усилие пружины может быть преодолено и элементы 350 перемещаются в открытое положение, показанное на фиг. 31В, в котором через трубчатый корпус могут протекать газы.
На фиг. 32 показан пробковый (стержневой) пороговый клапан 354, который имеет трубчатый корпус 356 с пробкой 358, которая удерживается между двумя выступами 360 и 361. Пропускание газов через каналы 362 и вокруг пробки 358 возможно после того, как созданный пользователем вакуум перемещает (прижимает) пробку к выступам 361. Можно регулировать силу трения между пробкой 358 и корпусом 356 в зависимости от желательного порогового усилия, необходимого для открывания клапана.
На фиг. 33 показан другой пробковый пороговый клапан 364, который имеет трубчатый корпус 366 с упором 368. Пробка 370 установлена внутри корпуса 366 рядом с упором 368, что не позволяет потоку газов протекать через корпус 366. При создании пациентом достаточного вакуума пробка 370 скользит внутри корпуса 366 и отходит от упора 368, при этом газы могут протекать через корпус 366.
На фиг. 34А показан пороговый клапан 372, который имеет трубчатый корпус 374 с опорой 376 для выворачивающегося зонтичного элемента 378, имеющего шарик 380. Шарик 380 служит для удержания элемента 378 в состоянии соединения с опорой 376 при приложении созданного пользователем вакуума. Как это показано на фиг. 34В, элемент 378 может выворачиваться наизнанку при создании пользователем достаточного вакуума. В этом положении элемента 378 газы могут протекать через отверстия 382 в опоре 376, как это показано стрелками. Перед следующим использованием клапана элемент 378 необходимо вернуть в положение, показанное на фиг. 34А.
Пороговым клапаном может быть клапан, который совершает перемещение между открытым и закрытым положениями в зависимости от заданной напряженности магнитного поля. Например, на фиг. 35 показан пороговый клапан 384 с корпусом 386, в котором удерживается стальной шарик 388. Внутри корпуса 386 также установлен магнит 390 и эластомерная прокладка 392 с центральным отверстием 394, диаметр которого меньше диаметра шарика 388. Магнит 390 удерживает шарик 388 таким образом, что он перекрывает отверстие 394 и не позволяет протекать потоку газов через корпус 386. При создании пользователем достаточного вакуума шарик 388 прижимается к упору 396, как это показано пунктиром, при этом газы могут свободно протекать через отверстие 394 и вокруг шарика 388. Магнитное поле должно быть достаточно сильным для того, чтобы шарик возвращался в исходное положение и перекрывал воздушный поток после прекращения пользователем ингаляции.
На фиг. 36А показан пороговый клапан 398, который имеет трубчатый корпус 400 с перегородкой 402, имеющей центральное отверстие 404. Бистабильный колпак 406, связанный с опорой 407, расположен поперек внутри корпуса 400 и перекрывает отверстие 404 в положении, показанном на фиг. 36 А. При создании пользователем достаточного вакуума колпак 406 занимает положение, показанное на фиг. 36В, при этом газы могут свободно протекать через отверстие 404 и затем через отверстия 408 в опоре 407, как это показано стрелками.
На фиг. 37А показан пороговый клапан 410, который имеет трубчатый корпус 412 с гибкой диафрагмой 414, которая герметично соединена с корпусом 412. При давлении ниже порогового значения диафрагма 414 имеет форму, показанную на фиг. 37А. При этом шарик 416 не может пройти через диафрагму 414, что предотвращает течение газов через корпус 412. Каналы 418 сообщаются с внутренним объемом диафрагмы 414, поэтому при создании пользователем достаточного вакуума, превышающего значение порогового давления, диафрагма 414 перемещается в положение, показанное на фиг. 37В, что позволяет газам протекать через корпус 412.
На фиг. 38 показан пороговый клапан 420, который имеет трубчатый корпус 422 с разрывной диафрагмой 424. Диафрагма 424 разрывается (как это показано пунктиром), когда пользователь прикладывает пороговый вакуум.
На фиг. 39 показан пороговый клапан 426, который имеет трубчатый корпус 428 и клапанный элемент 430, шарнирно соединенный с корпусом 428. Клапанный элемент 430 предотвращает протекание потока газов через корпус 428, когда он находится в закрытом положении, показанном на фиг. 39. Упор 432 не позволяет клапанному элементу 430 открываться до тех пор, пока пользователь не создаст пороговый вакуум. Упор 432 связан с мембраной 434, установленной в камере 436. Камера 436 сообщается с внутренним объемом корпуса 428 при помощи канала 438. При создании достаточного вакуума упор 432 поднимается, что позволяет клапанному элементу 430 открываться. Предусмотрено вентиляционное отверстие 440 для введения воздуха в камеру 436, когда мембрана 434 движется вверх. Кроме того, предусмотрена пружина 442, которая перемещает клапанный эле мент 430 в открытое положение, когда упор 432 поднят.
На фиг. 40 показан пропускной пороговый клапан 444, который имеет трубчатый корпус 446 и клапанный элемент 448, установленный внутри корпуса 446. Упор 450 удерживает клапанный элемент 448 на месте, пока пациент не создаст пороговое давление. В этот момент клапанный элемент 448 сплющивается и проскакивает мимо упора 450, занимая показанное пунктиром положение.
Различные регуляторы расхода могут быть использованы для ограничения потока газов через устройство для аэрозолизации и в легкие пользователя, после того как порошок был извлечен из резервуара и подвергнут аэрозолизации. Такие регуляторы расхода предназначены для такого ограничения расхода потока газов через устройство для аэрозолизации в течение заданного промежутка времени, при котором скорость потока недостаточна для прохождения аэрозоля через воздушный тракт и анатомический мертвый объем.
На фиг. 41 схематично показан один из вариантов регулятора расхода 460. Регулятор 460 ограничивает расход потока газов на величине менее ориентировочно 15 л/мин, а преимущественно менее ориентировочно 10 л/мин. Регулятор 460 выполнен таким образом, что его сопротивление потоку мало при низком вакууме и возрастает при возрастании создаваемого пользователем вакуума. Обычно регулятор устанавливают в тракт протекания газов, параллельный резервуару, в котором содержится порошок. В этом случае регулятор расхода может иметь системное сопротивление потоку К, которое может изменяться ориентировочно от 0,1 (см Н2О)1/2/стандартных л/мин (8ЬМ) до сопротивления тракта протекания газов резервуара. Альтернативно контроллер потока может быть установлен последовательно с резервуаром. В этом случае системное сопротивление потоку К может изменяться ориентировочно от сопротивления тракта протекания газов резервуара до сопротивления, превышающего 1,0 (см Н2О)1/2/8ЬМ.
На фиг. 42-59 показаны различные типы регуляторов расхода, которые могут быть использованы в устройствах для аэрозолизации для регулирования газового потока после открывания резервуара. Например, на фиг. 42А показан регулятор расхода 462, который имеет Ь-образный корпус 464 с проточным каналом 466. Внутри корпуса 464 может скользить затвор 468, имеющий уплотнения юбки 470. Возвратная пружина 472 смещает затвор 468 в положение, показанное на фиг. 42А. При возрастании расхода через корпус 464 затвор 468 начинает перемещение относительно корпуса 464, сжимая пружину 472 и перекрывая канал 466. За счет этого расход ограничивается на некотором уровне. При чрезмерном расходе канал 466 пол33 ностью перекрывается, при этом затвор 468 входит в контакт с упорами 474, как это показано на фиг. 42В. При прекращении потока пружина 472 перемещает затвор 468 в исходное положение.
На фиг. 43 показан регулятор расхода 476, который содержит пороговый клапан, аналогичный по конструкции ранее описанному со ссылкой на фиг. 28. Регулятор 476 имеет корпус 478 с коническим проточным каналом 480 и мембраной 482, которая играет роль порогового клапана, аналогично ранее описанному. На фиг. 43 показан шарик 484, который прошел через мембрану 482 и сжимает пружину 486 за счет вакуума, созданного пользователем. При возрастании вакуума пружина 486 дополнительно сжимается и шарик 484 проходит дальше в канал 480, как это показано пунктиром. В результате, тракт протекания сужается и расход газов ограничивается. Жесткость пружины 486 может быть выбрана таким образом, чтобы обеспечивать желательные характеристики управления потоком.
На фиг. 44А и 44В показан регулятор расхода 488, имеющий трубчатый корпус 490, в котором установлен сильфон 492. Сильфон 492 может быть изготовлен из эластомера, который сжимается при возрастании расхода через корпус 490, как это показано на фиг. 44А. При сжатии сильфона 492 тракт протекания газов 494 через сильфон сужается, что приводит к ограничению расхода.
На фиг. 45 показан регулятор расхода 496, имеющий трубчатый корпус 498, в котором перемещается со скольжением конический элемент 500 с отверстиями 501. Внутри корпуса 498А установлен также ограничительный элемент 502, имеющий проточный канал 504. Между коническим элементом 500 и ограничительным элементом 502 установлена пружина 506. При возрастании расхода через указанные отверстия и проточный канал 504 пружина 506 сжимается и конический элемент 500 вдвигается в проточный канал 504, за счет чего ограничивается расход газов через корпус 498.
На фиг. 46 показан регулятор расхода 508, который имеет трубчатый корпус 510 с закрытым концом 512 и проточными каналами 514, которые позволяют газам протекать в корпус 510 из другого корпуса 516, имеющего проточные каналы 518. Пружина 520 смещает корпус 510 влево, как это показано на фиг. 46. При возрастании расхода пружина 520 растягивается и корпус 510 перемещается вправо на фиг. 46, при этом проточные каналы 514 ограничиваются при помощи корпуса 516 и за счет этого происходит ограничение расхода.
На фиг. 47 показан регулятор расхода 520, который имеет трубчатый корпус 522 с камерой 524, заполненной вспененным материалом (пенопластом) с открытыми ячейками 526. Вспененный материал с открытыми ячейками слу жит для ограничения и регулирования расхода газов через корпус 522, причем приложенный вакуум сжимает вспененный материал и сужает его пористые проточные каналы.
На фиг. 48 показан регулятор расхода 528, который имеет трубчатый корпус 530 с опорой 532, имеющей множество отверстий 534. Зонтичный элемент 536 закреплен на опоре 532 и ограничивает газовый поток через корпус 530. Зонтичный элемент 536 выполнен выворачиваемым аналогично ранее описанному в связи с фиг. 43А и 43В и работает как пороговый клапан.
На фиг. 49 показан регулятор расхода 538, который имеет корпус 540 с впускной трубкой 542 и выпускной трубкой 544. В корпусе 540 находится жидкость 546. При протекании газов через корпус 540 прохождение газовых пузырьков через жидкость 546 регулирует расход газов через корпус 540.
На фиг. 50 показан регулятор расхода 548, который имеет трубчатый корпус 550 с областью шейки 552. Внутри корпуса 550 расположен затвор 554, который прижимается к области шейки 552 при возрастании вакуумной силы. Усилие, которое необходимо для перемещения затвора 554, контролируется при помощи пружины 556. За счет этого при возрастании вакуумной силы происходит ограничение тракта протекания газов, что приводит к ограничению расхода через корпус 550.
На фиг. 51 показан регулятор расхода 556, который имеет трубчатый корпус 558 с пробкой 560, которая выполнена с возможностью скольжения в корпусе 558. Пружина 562 смещает пробку 560 вправо, как это показано на фиг. 51, при этом проточный канал 564 пробки 560 совмещается с проточными каналами 566 корпуса 558. Таким образом, в положении, показанном на фиг. 51, газы могут протекать через корпус 558, проходя через проточные каналы 564 и проточный канал 568 в пробке 560. Однако при возрастании вакуума пробка 560 перемещается влево и ограничивает проточные каналы 566, что приводит к ограничению расхода газов через корпус 558.
На фиг. 52 показан регулятор расхода 570, который имеет трубчатый корпус 572 с расширяемым (растяжимым) конусом 574. Конус 574 имеет отверстие 576, причем газовый поток может проходить через отверстие 576, а также протекать вокруг конуса 574, когда расход низкий, как это показано на фиг. 52. При возрастании расхода конус 574 расширяется и герметично прилегает к корпусу 572, при этом газовый поток может протекать только через отверстие 576.
На фиг. 53А и 53В показан регулятор расхода 580, который имеет ирисовый клапан 582.
Один конец устройства 584 может быть закреплен, а другой конец 586 может вращаться для перемещения ирисового клапана 582 в положе35 ние, показанное на фиг. 53В. За счет этого может быть осуществлена регулировка расхода через клапан 582.
На фиг. 54 показан регулятор расхода 588, который имеет корпус 590, внутри которого установлено колесо с лопатками 592, которое выполнено с возможностью вращения только в одном направлении, как это показано стрелками. Колесо с лопатками 592 имеет фрикционную связь вращения с корпусом 590, которая может быть отрегулирована таким образом, чтобы можно было регулировать расход газа через корпус 590. За счет вращения в одном направлении колесо с лопатками 592 также выполняет функцию стопорного клапана.
На фиг. 55А и 55В показан регулятор расхода 594, который имеет трубчатый корпус 596 с поворотными створками (заслонками) 598. Створки 598 закрываются при повышении расхода газов (как это показано на фиг. 55В), что приводит к ограничению расхода газов через корпус 596.
Другой тип регулятора расхода содержит клапан, изготовленный из гибкого материала, такого как мягкий эластомер, например силиконовый каучук, который в определенной степени ограничивает поток, причем он не пропускает поток в обратном направлении. Такой клапан обеспечивает также самоустановку и не требует для этого механического содействия. Такие клапаны имеют отверстие, позволяющее потоку воздуха протекать через клапан в зависимости от приложенного вакуума, а также одну или несколько окружающих отверстие складных стенок, причем увеличение уровня вакуумного давления приводит к снижению площади отверстия и повышению сопротивления потоку. Одним из преимуществ таких клапанов является относительно низкая стоимость их изготовления. Один из примеров такого клапана раскрыт в патенте США № 5,655,520, который полностью включен в данное описание в качестве ссылки.
На фиг. 56А и 56В показан один из вариантов такого регулятора расхода 600. Регулятор расхода имеет эластомерный корпус 602 с клапаном в виде утиного клюва 604, который имеет отверстие 606. На фиг. 56А расход газов незначительный и отверстие 606 полностью открыто. При возрастании расхода клапан 604 начинает закрываться (как это показано на фиг. 56В), что приводит к ограничению расхода.
Другие примеры таких регуляторов расхода показаны на фиг. 57-59. Показанный на фиг. 57 регулятор расхода 608 имеет клапан в виде утиного клюва 610 с расположенным вверху отверстием 612. Показанный на фиг. 58 регулятор расхода 614 имеет клапан в виде утиного клюва 616 с отверстием 618, идущим сверху сбоку вниз. Показанный на фиг. 59 регулятор расхода 620 имеет клапан в виде утиного клюва
622 с расположенным вверху отверстием 624 и с отдельным боковым отверстием 626.
После проведения регулировки расхода через устройство для аэрозолизации в течение определенного промежутка времени расход через устройство может быть увеличен. За счет этого пользователь может наполнить свои легкие достаточным объемом воздуха, что необходимо для переноса аэрозоля в глубокие легкие. Например, после проведения регулировки расхода устройство позволяет пользователю удобным образом (комфортно) производить наполнение своих легких в ходе продолжения вдыхания через устройство. Обычно пользователь может наполнить свои легкие с удобным расходом после заполнения первоначального объема около 500 мл с регулируемым расходом. Это предполагает, что после вдыхания ориентировочно 500 мл воздуха лекарство уже прошло через анатомическое мертвое пространство.
Для создания такой характеристики в устройство для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением при необходимости могут быть встроены различные таймеры или интеграторы расхода. Такие интеграторы расхода содержат один или несколько подвижных элементов, движение которых зависит от объема потока через устройство, причем после вдыхания первоначального (регулируемого) объема указанный элемент перемещается на достаточное расстояние и открывает другой газовый канал, что позволяет увеличить газовый поток. Например, в качестве интегратора потока может быть использована заслонка (щиток) с аэродинамическим профилем, изготовленная из пленки, такой как полимерная пленка, имеющая толщину от 0,005 до 0,020 дюйма и обладающая вязкоэластичным или другим зависящим от времени поведением. Протекание воздушного потока над заслонкой с аэродинамическим профилем создает аэродинамическую подъемную силу. Заслонка с аэродинамическим профилем может обеспечивать доступ в параллельный воздушный тракт после протекания над заслонкой заданного объема воздуха.
На фиг. 60 схематично показан интегратор расхода пропускного типа 630, перемещение которого зависит от скорости потока при наличии низкого падения давления. Интегратор 630 совершает перемещение в зависимости от разности давления между окружающей средой и впуском, которая может существенно изменяться, даже если расход при использовании описанного выше регулятора остается постоянным. Преимуществом интегратора 630 является обеспечение точного измерения объема.
На фиг. 61 схематично показан интегратор
632, установленный параллельно основному тракту протекания газов. При необходимости интегратор 632 может в конце своего перемещения открывать при помощи переключателя параллельный тракт протекания газов, имеющий малое сопротивление потоку.
На фиг. 62А и 62В показан интегратор расхода пропускного типа с затвором 634, который имеет трубчатый корпус 636 и затвор 638, выполненный с возможностью скольжения внутри корпуса 636. Обычно уплотнения юбки 640 обеспечивают герметизацию между корпусом 636 и затвором 638, однако, при сохранении возможности скольжения затвора 638. Предусмотрены также упоры 642 и 644 для ограничения хода затвора 638. На фиг. 62А затвор 638 находится в закрытом положении, при этом основной поток через устройство для аэрозолизации проходит через отверстие 646 в затворе 638, а параллельный поток через канал 648 перекрыт затвором 638. Затвор 638 совершает перемещение в корпусе 636 в зависимости от скорости газа, протекающего через корпус 636. Влекущая сила потока (тяговое усилие) и, следовательно, скорость перемещения затвора 638 пропорциональны скорости течения. Как это показано на фиг. 62В, затвор 638 проходит мимо канала 648 по истечении определенного промежутка времени, что позволяет увеличить поток через корпус 636.
На фиг. 63 показан интегратор расхода 650, который имеет трубчатый корпус 652, через который проходит основной газовый поток устройства для аэрозолизации. Внутри корпуса 652 установлена крыльчатка 654, которая соединена с редуктором 656. В свою очередь, редуктор 656 соединен с кулачком 658, который имеет отверстие 660, как это показано на фиг. 64. Кулачок 658 выполнен с возможностью вращения в трубчатом корпусе 662, который образует параллельный тракт протекания газов через устройство для аэрозолизации. При ингаляции пользователь делает вдох и создает газовый поток через корпус 652, который вращает крыльчатку 654. В свою очередь, кулачок 658 через редуктор 656 начинает вращаться. При достижении кулачком 658 заданного угла отверстие 660 совмещается с корпусом 662 и открывается параллельный тракт протекания воздуха.
Вместо крыльчатки 654 может быть использовано колесо с лопастями 664, показанное на фиг. 65. В таком варианте колесо с лопастями 664 может быть связано с редуктором 656 аналогично ранее описанному.
На фиг. 66А и 66В показан интегратор расхода 666, который имеет трубчатый корпус 668 с параллельным трактом протекания газов 670. С корпусом 668 соединен основной тракт протекания газов 672, который через отверстие 674 имеет связь по потоку с корпусом 668. Внутри корпуса 668 установлен затвор 676, имеющий уплотнения юбки 678 для обеспечения герметичности между затвором 676 и корпусом 668. Между корпусом 668 и затвором 676 расположена пружина 680, причем на корпусе 668 установлен также зонтичный клапан 682, имеющий дренажный канал 684, выходящий из корпуса 668.
Как это показано на фиг. 66В, затвор 676 не пропускает параллельный газовый поток через тракт 670, когда пользователь начинает вдыхание. Затвор 676 совершает перемещение под действием силы пружины 680, которое демпфировано дренажным каналом 684 (или, альтернативно, за счет контролируемой утечки вокруг затвора 676). Затвор 676 движется быстрее, когда разность давления между стороной впуска (имеющей дренажный канал 684) и стороной выпуска (имеющей отверстие 674) возрастает за счет вакуума, создаваемого пользователем. Когда затвор 676 достигает конца своего перемещения, открывается параллельный тракт 670 для протекания воздуха. После проведения ингаляции следует использовать, например, установочный стержень 686 для возврата затвора 676 в положение, показанное на фиг. 66В.
На фиг. 67 показан интегратор расхода 690, который имеет трубчатый корпус 692, используемый в качестве основного тракта протекания газов. В корпусе 692 установлена тормозная система 694, имеющая поворотное тормозное плечо 696. С тормозным плечом 696 соединена тормозная колодка 698, как это показано на фиг. 68. Интегратор 690 дополнительно содержит колесо 700, которое движется через трубчатый корпус 702, используемый в качестве параллельного тракта протекания воздуха. Колесо 700 имеет отверстие 703, которое совмещается с корпусом 702 при повороте колеса 700 на заданный угол. Тормозное плечо 696 прижато к колесу 700 пружиной 701. С колесом 700 также связан спусковой механизм 704, который установлен в канавке 706 тормозного плеча 696.
Для приведения в действие интегратора 690 пользователь заводит пружину (не показана), которая при отпускании вращает колесо 700 с постоянной скоростью. Когда пользователь создает основной поток через корпус 692, тормозное плечо 696 поворачивается и отпускает спусковой механизм 704 и тормозную колодку 698. После этого колесо 700 начинает вращаться с постоянной скоростью, до тех пор пока отверстие 703 не совместится с корпусом 702, в результате чего открывается параллельный тракт протекания воздуха.
Пороговые клапаны, регуляторы расхода и, при необходимости, интеграторы расхода в соответствии с настоящим изобретением могут быть введены в различные конфигурации внутри устройства для аэрозолизации. Например, на фиг. 69 показана система аэрозолизации 710, в которой различные компоненты установлены последовательно. В системе 710 последовательно расположены впуск 711, пороговый клапан 712, регулятор расхода 714, пропускной интегратор расхода 716, резервуар 718, в котором содержится порошкообразное лекарство, и выпуск 720. Полное сопротивление резервуара 718 может быть выбрано таким образом, что оно меньше или равно сопротивлению других компонентов системы, пока не откроется интегратор расхода 716. Порядок следования порогового клапана 712, регулятора расхода 714 и интегратора расхода 716 (при использовании пропускного интегратора) может быть изменен. Альтернативно в качестве интегратора расхода 716 может быть использован интегратор обходного типа, установленный параллельно резервуару 718. Резервуар 718 может быть последним в цепочке, чтобы лекарство не попадало на другие компоненты системы. Возможно выполнение порогового клапана 712, регулятора расхода 714 и интегратора расхода 716 в виде одного механизма.
На фиг. 70 показана система аэрозолизации 722, которая содержит впуск 724, пороговый клапан 726, регулятор расхода 728, резервуар 730, интегратор расхода 732 обходного типа и выпуск 734. Интегратор 732 установлен параллельно пороговому клапану 726 и регулятору расхода 728. В системе 722 максимальное системное сопротивление может быть меньше или равно сопротивлению резервуара 730. За счет этого некоторые пользователи могут обеспечивать расходы свыше 10 л/мин. Интегратор 732 работает за счет разности давления между окружающей средой и выпуском 734. Пороговый клапан 726 и регулятор расхода 728 преимущественно могут быть объединены.
На фиг. 71 показана система аэрозолизации 736, которая содержит впуск 738, пороговый клапан 740, интегратор расхода 742 пропускного типа, регулятор расхода 744, резервуар 746 и выпуск 748. В системе 736 порядок следования порогового клапана 740 и интегратора расхода 742 может быть изменен. Кроме того, максимальное системное сопротивление может быть меньше или равно сопротивлению резервуара 746. Использование интегратора расхода пропускного типа обеспечивает более точное измерение объема, так как он работает в результате пропускания расхода через себя. Система 736 также позволяет произвести объединение порогового клапана 740 и регулятора расхода 744 или интегратора расхода 742 и регулятора расхода 744. В соответствии с одним из аспектов система 736 может быть построена таким образом, чтобы интегратор расхода 742 не ограничивал выброс потока, который происходит после открывания порогового клапана 740, так чтобы течение с высокой скоростью полностью проходило через резервуар 746 и производило диспергирование порошка.
На фиг. 72-78 показан особый вариант устройства для аэрозолизации 750, которое включает в себя пороговый клапан, регулятор расхода и интегратор расхода. Устройство 750 имеет корпус 752 и дверцу 754, которая шарнирно соединена с корпусом 752 при помощи оси 756, а также поворотный наконечник 758. Как это лучше всего показано на фиг. 73, дверца 754 может быть открыта для осуществления ввода резервуара 760 (который показан уже открытым) в устройство 750. Устройство 750 дополнительно содержит переходную трубку 762, которая сообщается с наконечником 758 и позволяет проходить к нему лекарству, извлеченному из резервуара 760. В наконечнике 758 предусмотрен дезагломератор 764, который производит дезагломерацию любого агломерированного порошка, извлеченного из резервуара 760. Дезагломератор 764 преимущественно выполнен в виде вала, вокруг которого наконечник 758 совершает поворот. С трубкой 762 соединен резак 766, который прокалывает резервуар 760, когда дверца 754 закрыта и лекарство может быть извлечено из резервуара.
В дверцу 754 встроен пороговый клапан 768, который содержит мембрану 770 с отверстием 772. Клапанный элемент 774 содержит шарик 776, который может проходить через отверстие 772 после создания пользователем порогового вакуума или его превышения. При использовании устройства пользователь вдыхает через наконечник 758, что приводит к созданию вакуума в трубке 762 и в проходе 778, который сообщается с правой стороной мембраны 770. После достижения или превышения давления порогового вакуума шарик 776 проходит (протягивается) через отверстие 772, что позволяет наружному воздуху поступать в область 780 дверцы 754 через вентиляционное отверстие (не показано). За счет этого воздух протекает через резервуар 760, что приводит к извлечению из него порошкообразного лекарства и подаче лекарства к наконечнику 758. Устройство 750 преимущественно также включает в себя кулачок 782, который проталкивает шарик 780 назад через отверстие 772, когда дверца 754 открывается и закрывается, чтобы привести клапан в исходное положение.
Устройство 750 дополнительно содержит регулятор расхода 784, предназначенный для ограничения расхода через трубку 762 на некотором уровне. Регулятор 784 имеет коническое отверстие 786, в которое заглубляется шарик 780 по мере возрастания создаваемого пользователем вакуума. Пружина 785 контролирует величину вакуума, необходимую для полного закрывания отверстия шариком 776. Таким образом, если расход становится слишком большим, то параллельный тракт протекания воздуха 788, который идет назад в трубку 762, закрывается шариком 780. В результате, через резервуар 760 может проходить только тот воздух, который проходит через трубку 762, как это описано здесь выше. Этот тракт протекания имеет достаточное сопротивление, за счет чего расход будет ограничен на желательном уровне. Если пользователь не создает вакуум, достаточный для закрывания тракта протекания 788, то допускается протекание воздуха через два параллельных тракта.
Устройство 750 дополнительно содержит интегратор расхода 790, позволяющий иметь увеличенный расход только по истечении определенного промежутка времени, что дает возможность пользователю удобным образом наполнять свои легкие, после того как поток регулировался в течение заданного времени. Интегратор расхода 790 содержит диафрагму сцепления 792, на которую опирается барабан 794. Барабан 794 может вращаться при помощи пружины растяжения 796, причем если диафрагма 792 расцеплена от барабана 794, то он вращается до тех пор, пока отверстие в нем (не показано) не совместится с отверстием 798 (см. фиг. 76) трубки 762. В этот момент окружающий воздух может протекать через параллельный тракт и поступать в трубку 762, что позволяет пользователю удобным образом наполнять свои легкие воздухом.
Диафрагма 792 может опускаться и освобождать барабан 794 за счет вакуума, создаваемого в тракте 788 при вдыхании пользователем через наконечник 758, как уже было упомянуто здесь ранее. Скорость вращения барабана (и, следовательно, время, необходимое для открывания параллельного тракта) задается при помощи демпфирующего резервуара 800, который содержит демпфирующую смазку. Введенный в резервуар 800 фиксатор 802 позволяет регулировать скорость вращения барабана за счет фрикционного зацепления фиксатора 802 со смазкой.
Устройство 750 также включает в себя установочный стержень (не показан) для установки барабана 794 в исходное положение после использования устройства.
На фиг. 79-83 показан другой вариант устройства для аэрозолизации 850, которое имеет нижнюю часть корпуса 852, верхнюю часть корпуса 854 и поворотный наконечник 856. Как это лучше всего показано на фиг. 80, нижняя часть корпуса 852 может быть отделена (отведена) от верхней части корпуса 854, что позволяет ввести в устройство 850 резервуар 858, содержащий лекарство. Предусмотрен фиксатор 855 нижней части корпуса, ограничивающий перемещение нижней части корпуса 852 относительно верхней части корпуса 854. С наконечником 856 соединена трубка 860, имеющая режущий механизм 862 для открывания резервуара 858 после его введения и сближения нижней части корпуса 852 с верхней частью корпуса 854.
Поперек нижней части корпуса 852 установлена мембрана 862, имеющая отверстие 864. Через отверстие 864 проходит защелка 866, имеющая шарик 868. Ниже защелки 866 расположено отверстие 890 в нижней части корпуса 852. Такая конфигурация работает в качестве порогового клапана устройства 850. Когда поль зователь вдыхает через наконечник 856, то создается вакуум в трубке 860 и в пространстве над мембраной 862. При создании пользователем достаточного вакуума шарик 868 проходит (протягивается) через отверстие 864 в мембране 862, что позволяет наружному воздуху протекать через отверстие 890, через отверстие 864, через резервуар 858 и вверх через трубку 860, где лекарство в виде аэрозоля выходит через наконечник 856.
Сразу после аэрозолизации лекарства поток воздуха через устройство 850 регулируют таким образом, что расход становится ниже определенного уровня, что производят частично при помощи эластомерного клапана в виде утиного клюва 892. Более конкретно, воздух может протекать по двум трактам, то есть через клапан
892 и через резервуар 858, при условии, что расход не превышает заданный уровень. При увеличении расхода воздуха клапан 892 начинает закрываться, что приводит к прекращению протекания воздуха по этому тракту. Единственным путем прохождения воздуха тогда остается тракт через резервуар 858, который имеет достаточное сопротивление для ограничения расхода на определенном уровне.
С кулачком 893 защелки 866 связан обходной расширитель 894, который находится в контакте с упором 896. Расширитель 894 объединен с пружиной 897 и выполнен с возможностью скольжения внутри обходного клапана в виде утиного клюва 898. При продолжении пользователем вдыхания через наконечник 856 кулачок
893 защелки 866 отводит расширитель 894 от упора 896. Это заставляет пружину 897 растягиваться, как это показано на фиг. 82, что вызывает сжатие сильфона 900 и расширение клапана 898, который нормально закрыт. Таким образом, по истечении определенного промежутка времени клапан 898 открывается и при этом создается другой тракт течения, так что через отверстие 890 в устройство 850 может протекать больше окружающего воздуха. За счет этого пользователь получает возможность удобным образом наполнять свои легкие после первоначального периода поступления лекарства. Скорость сжатия сильфона 900 контролируется за счет наполнения сильфона 900 заданным объемом воздуха и за счет предусмотрения в нем небольшого отверстия. Таким образом, скорость сжатия сильфона 900 контролируется временем, которое необходимо для выпускания из него воздуха через указанное отверстие, после того как расширитель 894 отошел от упора 896.
На фиг. 84-87 показан другой вариант устройства для аэрозолизации 910, которое имеет нижнюю часть корпуса 912, среднюю часть корпуса 914, верхнюю часть корпуса 916 и наконечник 918. Нижняя часть корпуса 912 выполнена с возможностью перемещения относительно средней части корпуса 914, что необходимо для введения в устройство содержащего лекарство резервуара 920, как это показано на фиг. 85. С наконечником 918 соединена трубка 922, предназначенная для прокола резервуара 920 для обеспечения доступа к лекарству.
Средняя часть корпуса 914 содержит мембрану 924, в которой предусмотрено отверстие 926. Клапанный элемент 928 содержит шарик 930, который расположен в нижней части корпуса 912 и работает в качестве порогового клапана для обеспечения создания пользователем достаточного вакуума при первоначальном вдыхании лекарства. При применении устройства пользователь делает вдох через наконечник 918 и создает вакуум в трубке 922 и в пространстве над мембраной 924. При создании пользователем достаточного вакуума шарик 930 проходит (протягивается, принудительно пропускается) через отверстие 926, что позволяет наружному воздуху протекать в нижнюю часть корпуса 912 через отверстие 932, а затем протекать через отверстие 926, через резервуар 920, через трубку 922 и наружу через наконечник 918. При этом лекарство извлекается из резервуара 920 и подается пользователю (в виде аэрозоля).
Устройство 910 дополнительно позволяет регулировать расход воздуха через устройство 910 после прохода шарика 930 через мембрану 924. Это частично реализовано за счет использования эластомерного клапана в виде утиного клюва 934, установленного в верхней части корпуса 916. При продолжении пользователем вдыхания поступающий через отверстие 932 окружающий воздух проходит также через отверстие 926 и затем через клапан 934. После этого воздух проходит через отверстие 936, отверстие 938 и наружу через наконечник 918. Однако, если расход становится слишком большим, клапан 934 закрывается и течение воздуха по этому тракту прекращается. В результате, воздух может протекать только через резервуар 920 и трубку 922, которая благодаря своим ограниченным размерам (сечению) регулирует (ограничивает) расход на заданной величине, что позволяет лекарству в виде аэрозоля поступать в легкие пользователя.
По истечении заданного промежутка времени устройство 910 позволяет пропускать увеличенный поток воздуха, что дает возможность пользователю удобным образом наполнять свои легкие воздухом. Это осуществлено за счет использования поршня 940, который соединен с верхней частью корпуса 916 при помощи двух вращающихся уплотнений 942 и 944. Поршень 940 дополнительно содержит отверстие 946, которое совершает перемещение между уплотнениями 942 и 944 по истечении определенного промежутка времени. При достижении такого положения протекающий через отверстие 932 окружающий воздух протекает также через отверстие 946, через отверстие 936 и вытекает из наконечника 918. За счет этого создается дополнительный тракт протекания, что позволяет пользователю удобным образом наполнять свои легкие воздухом после первоначального введения лекарства.
Поршень 940 движется за счет разности давлений между областью 950 над поршнем 940 и областью 952 ниже поршня 940. Эта разность давлений образуется за счет вакуума, который создается в области 950, когда пользователь начинает вдыхание, благодаря дренажному каналу 954, который сообщается с областью 950. Размер дренажного канала 954 позволяет контролировать полученный в области 950 вакуум и, следовательно, скорость перемещения вверх поршня 940.
Различные технические средства могут быть использованы для того, чтобы пользователь мог правильно расположить свой рот на наконечнике в ходе использования устройства для аэрозолизации в соответствии с настоящим изобретением. Например, на наконечнике может быть предусмотрен упор для губ, так чтобы пользователь мог упереться в него своими губами. В другом примере наконечник может иметь метку для прикуса или другие реперы. Альтернативно одно или несколько отверстий могут быть предусмотрены на боковой стороне наконечника. Эти отверстия должны быть закрыты губами для того, чтобы создать достаточный вакуум для работы устройства. В соответствии с другим примером наконечник может иметь профиль с переходом от эллиптического участка к круглому. Эллиптический участок должен быть введен в рот пациента для того, чтобы создать достаточный вакуум. При необходимости может быть использован также депрессор языка для расслабления (депрессии) языка пользователя в ходе вдыхания через наконечник.
Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 88, на которой показан один из вариантов выполнения наконечника 1000. Наконечник 1000 имеет трубчатый элемент 1002 с дистальным концом 1004, который предназначен для соединения с устройством для аэрозолизации, и открытым проксимальным концом 1006. Дистальный конец 1004 имеет кольцевой профиль поперечного сечения, в то время как проксимальный конец 1006 имеет изогнутый или эллиптический профиль поперечного сечения. За счет этого пользователь может ввести в свой рот наконечник 1000 до такого места, где его губы доходят до кольцевого участка наконечника, чтобы создавать вакуум, необходимый для работы устройства для аэрозолизации. Другим средством установки рта на наконечнике 1000 являются два отверстия 1008, которые должны быть закрыты губами пользователя для того, чтобы создавать требуемый вакуум. В другом альтернативном варианте наконечник 1000 может иметь метки 1010 для прикуса передними зубами пользователя. Могут быть предусмотрены аналогичные метки для прикуса задними зубами пользователя.
На фиг. 89 показан другой вариант выполнения наконечника 1012, который имеет трубчатый элемент 1014 с дистальным концом 1016, который выполнен с возможностью скольжения поверх трубчатого удлинения 1018, которое, в свою очередь, соединено с устройством для аэрозолизации. За счет этого пользователь может регулировать расстояние между проксимальным концом 1020 трубчатого элемента 1014 и устройством для аэрозолизации. В соответствии с одним из вариантов устройство начинает работать при введении трубчатого удлинения 1018 в рот пациента, когда пациент прикладывает усилие к удлинению 1018, смещая удлинение 1018 вперед в направлении устройства, подготавливая устройство к работе. Трубчатый элемент 1014 также содержит депрессор языка 1022, который расслабляет язык пользователя при ингаляции для облегчения прохода порошка в виде аэрозоля за язык пользователя и в легкие.
Устройства и способы в соответствии с настоящим изобретением могут быть использованы как с жидкими, так и с порошкообразными фармацевтическими составами. Количество действующего вещества в составе должно быть достаточным для того, чтобы в легкие поступило терапевтически эффективное количество действующего вещества, позволяющее достичь желаемого результата. На практике это количество широко варьирует в зависимости от конкретного действующего вещества, жесткости условий среды и желаемого терапевтического эффекта. В соответствии с предпочтительным вариантом введения порошкообразных составов доставку в легкие обычно проводят для доз от 0,001 до 100 мг в день, а преимущественно от 0,01 до 50 мг в день.
Порошкообразными составами, предпочтительными для использования в соответствии с настоящим изобретением, являются сухие порошки и частицы, образующие суспензию или раствор с газом-вытеснителем. Эти порошкообразные составы имеют такие размеры частиц, которые позволяют частицам проникать в альвеолы легких, а именно такие частицы, которые имеют массовый медианный диаметр (ΜΜΌ) менее 10 мкм, преимущественно менее 7,5 мкм, а еще лучше менее 5 мкм, а обычно в диапазоне от 0,1 до 5 мкм. Выпущенная доза (ΕΌ) таких порошков составляет более 30%, обычно более 40%, а преимущественно более 50% и часто более 60%, причем распределение по размерам аэрозольных частиц имеет массовый медианный аэродинамический диаметр (ΜΜΆΌ), составляющий 1,0-5,0 мкм, обычно составляющий 1,54,5 мкм, а преимущественно составляющий 1,54,0 мкм. Указанные сухие порошки имеют содержание влаги ниже ориентировочно 10% по весу, обычно ниже ориентировочно 5% по весу, а преимущественно ниже ориентировочно 3% по весу. Такие порошки описаны в публикациях МО 95/24183, МО 96/32149 и МО 99/16419.
Резервуары в соответствии с настоящим изобретением обычно устроены таким образом, что они имеют крышки, выполненные с возможностью их прокола при помощи одной или нескольких заостренных конструкций, когда устройство для аэрозолизации приводится в рабочее состояние. Примеры таких резервуаров описаны в патентах США №№ 5,740,754 и 5,785,049.
В изобретении могут быть использованы различные механизмы дезагломерации фармацевтического состава после его извлечения из резервуара. Например, тракт потока газов может иметь одно или несколько изменений направления, что приводит фармацевтический состав в контакт (в столкновение) со стенками тракта и обеспечивает дезагломерацию состава. Тракт протекания также может иметь различные сужения или ограничения, которые заставляют фармацевтический состав входить в контакт со стенками тракта, что обеспечивает дезагломерацию состава. В другом примере тракт протекания может иметь одну или несколько заслонок (препятствий), с которыми входит в контакт фармацевтический состав при его прохождении по тракту. В соответствии с предпочтительным вариантом диаметр механизма дезагломерации превышает диаметр тракта.
Несмотря на то, что для лучшего понимания настоящего изобретения был детально описан предпочтительный вариант осуществления изобретения, совершенно ясно, что в него специалистами в данной области могут быть внесены изменения и дополнения, которые не выходят, однако, за рамки приведенной далее формулы изобретения.

Claims (52)

1. Способ аэрозолизации фармацевтического состава, отличающийся тем, что он предусматривает предотвращение протекания дыхательных газов в легкие при первоначальной попытке вдыхания, а затем резкое начало протекания дыхательных газов в легкие; и использование потока дыхательных газов для извлечения фармацевтического состава из резервуара и для введения фармацевтического состава в поток дыхательных газов для образования аэрозоля.
2. Способ по п.1, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает ограничение расхода потока дыхательных газов на уровне, который ниже определенного уровня, в течение определенного промежутка времени.
3. Способ по п.2, отличающийся тем, что указанный расход составляет менее чем ориентировочно 15 л/мин, а указанный промежуток времени лежит в диапазоне ориентировочно от 0,5 до 5 с.
4. Способ по п.2, отличающийся тем, что указанный расход составляет менее чем ориентировочно 8 л/мин, а указанный промежуток времени лежит в диапазоне ориентировочно от 0,5 до 5 с.
5. Способ по п.2, отличающийся тем, что указанный определенный уровень расхода позволяет иметь поглощенный при вдыхании объем в диапазоне ориентировочно от 125 мл до
1,25 л.
6. Способ по п.1, отличающийся тем, что указанная операция предотвращения протекания дополнительно предусматривает установку клапана в воздушный тракт, ведущий в легкие, и открывание этого клапана для разрешения протекания дыхательных газов в легкие.
7. Способ по п.6, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает открывание указанного клапана при превышении приводящего в действие порогового вакуума, созданного при попытке вдыхания.
8. Способ по п.7, отличающийся тем, что приводящий в действие пороговый вакуум лежит в диапазоне ориентировочно от 20 до 60 см Н2О.
9. Способ по п.6, отличающийся тем, что клапан имеет элемент преграды с отверстием, а также пропускной элемент, который принудительно пропускается через отверстие, когда создан приводящий в действие пороговый вакуум.
10. Способ по п.9, отличающийся тем, что элемент преграды представляет собой эластомерную мембрану, а пропускной элемент представляет собой шарик.
11. Способ по п.2, отличающийся тем, что операция ограничения расхода предусматривает использование обратной связи при чрезмерном расходе, позволяющей пользователю отрегулировать свою скорость вдыхания.
12. Способ по п.2, отличающийся тем, что операция ограничения расхода предусматривает регулирование размера воздушного тракта, ведущего в легкие.
13. Способ по п.12, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает регулирование размера воздушного тракта при помощи эластомерного клапана в форме утиного клюва.
14. Способ по п.12, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает регулирование размера воздушного тракта при помощи подпружиненного шарика, расположенного в конусном отверстии, таким образом, что шарик втягивается в отверстие при нарастании расхода.
15. Способ по п.12, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает регулирование размера воздушного тракта для обеспечения повышенного расхода по истечении определенного промежутка времени.
16. Способ по п.2, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает создание другого воздушного тракта для обеспечения протекания увеличенного потока газов в легкие по истечении определенного промежутка времени.
17. Способ по п.1, отличающийся тем, что фармацевтический состав представляет собой порошкообразное лекарство, причем способ дополнительно предусматривает использование потока дыхательных газов для дезагломерации извлеченного из резервуара порошка.
18. Способ приема фармацевтического состава, отличающийся тем, что он предусматривает использование устройства для ингаляции, которое имеет корпус с первым и вторым отверстиями для окружающего воздуха и наконечник у одного из указанных отверстий;
предотвращение протекания дыхательных газов в легкие при попытке вдыхания через указанный наконечник;
разрешение протекания первого заданного объема дыхательных газов в легкие, причем указанный первый объем является достаточным для транспортировки, главным образом, всей единичной дозы фармацевтического состава, содержащейся в устройстве для ингаляции, на выход устройства для ингаляции и далее в дыхательные пути пациента; и разрешение протекания второго объема дыхательных газов в легкие.
19. Способ по п.18, отличающийся тем, что предотвращение протекания дыхательных газов обеспечено за счет предусмотрения в устройстве клапана, установленного между указанными отверстиями.
20. Способ по п.19, отличающийся тем, что разрешение протекания дыхательных газов обеспечено за счет открывания указанного клапана, когда за счет попытки вдыхания превышен приводящий в действие пороговый вакуум.
21. Способ по п.20, отличающийся тем, что указанный вакуум лежит в диапазоне от 20 до 60 см Н2О.
22. Способ по п.18, отличающийся тем, что указанный первый заданный объем дыхательных газов лежит в диапазоне от 125 мл до 1,25 л.
23. Способ по п.18, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает регулирование потока дыхательных газов с поддержанием первого уровня расхода до тех пор, пока указанный первый заданный объем дыхательных газов протекает через указанное устройство.
24. Способ по п.23, отличающийся тем, что первый уровень расхода составляет менее чем 15 л/мин.
25. Способ по п.23, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает регулирование потока указанного второго объема дыхательных газов с поддержанием второго уровня расхода.
26. Устройство для аэрозолизации, отличающееся тем, что оно включает в себя корпус, в котором имеется воздушный тракт;
соединительный механизм, выполненный с возможностью введения резервуара, который содержит фармацевтический состав, в воздушный тракт; и клапан для предотвращения протекания дыхательных газов через воздушный тракт до момента превышения порогового вакуума срабатывания, когда клапан открывается и разрешает протекание дыхательных газов через воздушный тракт и извлечение фармацевтического состава из резервуара для образования аэрозоля.
27. Устройство по п.26, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит систему регулирования потока дыхательных газов через воздушный тракт с поддержанием определенного расхода.
28. Устройство по п.27, отличающееся тем, что система регулирования выполнена с возможностью ограничения потока на уровне расхода, который ниже ориентировочно 15 л/мин, в течение определенного промежутка времени или для определенного поглощенного при вдыхании объема.
29. Устройство по п.27, отличающееся тем, что система регулирования содержит механизм обратной связи для получения информации относительно расхода дыхательных газов.
30. Устройство по п.29, отличающееся тем, что механизм обратной связи содержит свисток, связанный с воздушным трактом.
31. Устройство по п.27, отличающееся тем, что система регулирования содержит расположенный в воздушном тракте ограничительный элемент, в котором предусмотрено отверстие, размер которого выбран для ограничения потока дыхательных газов через воздушный тракт.
32. Устройство по п.27, отличающееся тем, что система регулирования содержит ограничительный механизм для ограничения размера воздушного тракта.
33. Устройство по п.32, отличающееся тем, что ограничительный механизм содержит эластомерный клапан в форме утиного клюва, который закрывается при возрастании расхода дыхательных газов.
34. Устройство по п.32, отличающееся тем, что ограничительный механизм содержит подпружиненный шарик, который втягивается в конусное отверстие при возрастании расхода дыхательных газов.
35. Устройство по п.32, отличающееся тем, что ограничительный механизм выполнен с возможностью регулировки расхода дыхательных газов через воздушный тракт.
36. Устройство по п.35, отличающееся тем, что система регулирования дополнительно содержит систему управления ограничительным механизмом.
37. Устройство по п.36, отличающееся тем, что система управления выполнена с возможно стью ограничения потока на определенном уровне расхода в течение определенного промежутка времени или для определенного поглощенного при вдыхании объема, а затем управления ограничительным механизмом таким образом, чтобы позволить протекание увеличенного потока дыхательных газов через воздушный тракт.
38. Устройство по п.28, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит интегратор расхода, который открывает другой воздушный тракт в корпусе после истечения определенного промежутка времени или после достижения определенного поглощенного при вдыхании объема.
39. Устройство по п.26, отличающееся тем, что клапан имеет элемент преграды с отверстием, а также пропускной элемент, который принудительно пропускается через отверстие, когда создан приводящий в действие пороговый вакуум.
40. Устройство по п.39, отличающееся тем, что элемент преграды представляет собой эластомерную мембрану, а пропускной элемент представляет собой шарик.
41. Устройство по п.26, отличающееся тем, что пороговый вакуум срабатывания клапана лежит в диапазоне ориентировочно от 20 до 60 см Н2О.
42. Устройство по п.26, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит механизм дезагломерации, расположенный в воздушном тракте ниже по течению относительно резервуара, предназначенный для дезагломерации извлеченного из резервуара фармацевтического состава.
43. Устройство по п.26, отличающееся тем, что клапан выполнен с возможностью установки внутри резервуара.
44. Система аэрозолизации, отличающаяся тем, что она включает в себя резервуар, который имеет камеру с фармацевтическим составом и пороговый клапан;
корпус, в котором образован воздушный тракт; и механизм соединения, предназначенный для установки клапана поперек воздушного тракта и для связи по течению фармацевтического состава с воздушным трактом;
причем пороговый клапан выполнен с возможностью открывания при превышении порогового вакуума срабатывания для допущения протекания дыхательных газов через воздушный тракт и для обеспечения извлечения фармацевтического состава из камеры с образованием аэрозоля.
45. Система по п.44, отличающаяся тем, что фармацевтический состав содержит порошкообразный лекарственный препарат.
46. Система по п.44, отличающаяся тем, что фармацевтический состав содержит жидкий лекарственный препарат.
47. Система по п.44, отличающаяся тем, что она дополнительно включает в себя систему регулирования потока дыхательных газов через воздушный тракт.
48. Резервуар, отличающийся тем, что он содержит корпус резервуара с полостью, закрытой крышкой, выполненной с возможностью доступа в резервуар за счет проникновения через крышку; и пороговый клапан, соединенный с корпусом резервуара.
49. Резервуар по п.48, отличающийся тем, что пороговый клапан выполнен с возможностью открывания при приложении воздействующего вакуума, составляющего, по меньшей мере, около 40 см Н2О.
50. Устройство для аэрозолизации, отличающееся тем, что оно включает в себя корпус, который имеет наконечник;
установленный в корпусе механизм аэрозолизации, который выполнен с возможностью аэрозолизации порошкообразного лекарства, когда пользователь производит вдыхание через наконечник; и систему установки, которая облегчает надлежащую установку рта пользователя на наконечнике перед проведением ингаляции.
51. Устройство по п.50, отличающееся тем, что система установки имеет, по меньшей мере, одно отверстие на боковой стороне наконечника, поверх которого пользователь должен установить рот для образования вакуума, достаточного для того, чтобы вызвать аэрозолизацию порошкообразного лекарства.
52. Устройство по п.50, отличающееся тем, что система установки имеет установочные реперы, нанесенные на наконечнике с учетом физиологических характеристик пользователя.
EA200101252A 1999-06-30 2000-06-29 Системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов EA003153B1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14179399P 1999-06-30 1999-06-30
US19806000P 2000-04-18 2000-04-18
PCT/US2000/018084 WO2001000263A2 (en) 1999-06-30 2000-06-29 Systems and methods for aerosolizing pharmaceutical formulations

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA200101252A1 EA200101252A1 (ru) 2002-06-27
EA003153B1 true EA003153B1 (ru) 2003-02-27

Family

ID=26839451

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA200101252A EA003153B1 (ru) 1999-06-30 2000-06-29 Системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов

Country Status (42)

Country Link
US (2) US6606992B1 (ru)
EP (1) EP1212111B1 (ru)
JP (2) JP2003503117A (ru)
KR (2) KR20080081376A (ru)
CN (1) CN1217713C (ru)
AP (1) AP1611A (ru)
AT (1) ATE474615T1 (ru)
AU (1) AU771926B2 (ru)
BG (1) BG106218A (ru)
BR (1) BR0012013A (ru)
CA (1) CA2377625C (ru)
CO (1) CO5280133A1 (ru)
CZ (1) CZ20014723A3 (ru)
DE (1) DE60044719D1 (ru)
DZ (1) DZ3169A1 (ru)
EA (1) EA003153B1 (ru)
EE (1) EE04631B1 (ru)
ES (1) ES2347410T3 (ru)
GE (1) GEP20043258B (ru)
HK (2) HK1047714A1 (ru)
HR (1) HRP20010936A2 (ru)
HU (1) HU225182B1 (ru)
IL (2) IL147303A0 (ru)
IS (1) IS6197A (ru)
LT (1) LT4943B (ru)
LV (1) LV12804B (ru)
MA (1) MA26800A1 (ru)
MX (1) MXPA01012789A (ru)
MY (1) MY125534A (ru)
NO (1) NO20016277L (ru)
NZ (1) NZ516098A (ru)
PA (1) PA8497901A1 (ru)
PE (1) PE20010356A1 (ru)
PL (1) PL205905B1 (ru)
PT (1) PT1212111E (ru)
RS (1) RS50349B (ru)
SG (1) SG135936A1 (ru)
TN (1) TNSN00148A1 (ru)
TR (3) TR200202521T2 (ru)
TW (1) TW470655B (ru)
UY (1) UY26232A1 (ru)
WO (1) WO2001000263A2 (ru)

Families Citing this family (177)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5823179A (en) 1996-02-13 1998-10-20 1263152 Ontario Inc. Nebulizer apparatus and method
US20060165606A1 (en) 1997-09-29 2006-07-27 Nektar Therapeutics Pulmonary delivery particles comprising water insoluble or crystalline active agents
US6217895B1 (en) 1999-03-22 2001-04-17 Control Delivery Systems Method for treating and/or preventing retinal diseases with sustained release corticosteroids
US9006175B2 (en) 1999-06-29 2015-04-14 Mannkind Corporation Potentiation of glucose elimination
US7464706B2 (en) * 1999-07-23 2008-12-16 Mannkind Corporation Unit dose cartridge and dry powder inhaler
US7305986B1 (en) 1999-07-23 2007-12-11 Mannkind Corporation Unit dose capsules for use in a dry powder inhaler
US20010035184A1 (en) 1999-12-17 2001-11-01 Carlos Schuler Systems and methods for treating packaged powders
US6679256B2 (en) * 1999-12-17 2004-01-20 Nektar Therapeutics Systems and methods for extracting powders from receptacles
CA2919286A1 (en) 2000-04-11 2001-10-18 Trudell Medical International Respiratory apparatus
US6375972B1 (en) 2000-04-26 2002-04-23 Control Delivery Systems, Inc. Sustained release drug delivery devices, methods of use, and methods of manufacturing thereof
US7871598B1 (en) 2000-05-10 2011-01-18 Novartis Ag Stable metal ion-lipid powdered pharmaceutical compositions for drug delivery and methods of use
US6668827B2 (en) 2000-05-16 2003-12-30 Nektar Therapeutics Systems devices and methods for opening receptacles having a powder to be fluidized
GB0024793D0 (en) * 2000-10-10 2000-11-22 Innovata Biomed Ltd Diaphragm
US6722364B2 (en) * 2001-01-12 2004-04-20 Becton, Dickinson And Company Medicament inhalation delivery devices and methods for using the same
US6782887B2 (en) * 2001-01-12 2004-08-31 Becton, Dickinson And Company Medicament respiratory delivery device and cartridge
US6443152B1 (en) * 2001-01-12 2002-09-03 Becton Dickinson And Company Medicament respiratory delivery device
AU2002238801A1 (en) 2001-03-20 2002-10-03 Trudell Medical International Nebulizer apparatus and method
US7905230B2 (en) * 2001-05-09 2011-03-15 Novartis Ag Metered dose inhaler with lockout
US6550493B2 (en) 2001-06-13 2003-04-22 Baxter International Inc. Vacuum demand valve
US6554023B2 (en) 2001-06-13 2003-04-29 Baxter International Inc. Vacuum demand flow valve
ES2431634T3 (es) 2001-06-20 2013-11-27 Novartis Ag Dispositivo de administración de aerosol
GB2380946A (en) * 2001-08-31 2003-04-23 Medic Aid Ltd Nebuliser arrangement
DE50106644D1 (de) * 2001-10-18 2005-08-04 Pari Gmbh Inhalationstherapievorrichtung
EP1458360B1 (en) 2001-12-19 2011-05-11 Novartis AG Pulmonary delivery of aminoglycosides
AU2002351271A1 (en) * 2001-12-21 2003-07-24 Nektar Therapeutics Capsule package with moisture barrier
JP2005514273A (ja) * 2001-12-21 2005-05-19 ネクター セラピューティクス 包装における医薬製剤の密封
US6994083B2 (en) * 2001-12-21 2006-02-07 Trudell Medical International Nebulizer apparatus and method
US8116860B2 (en) * 2002-03-11 2012-02-14 Altea Therapeutics Corporation Transdermal porator and patch system and method for using same
ES2300568T3 (es) 2002-03-20 2008-06-16 Mannkind Corporation Aparato de inhalacion.
US20030205226A1 (en) 2002-05-02 2003-11-06 Pre Holding, Inc. Aerosol medication inhalation system
US8871241B2 (en) 2002-05-07 2014-10-28 Psivida Us, Inc. Injectable sustained release delivery devices
US6904908B2 (en) 2002-05-21 2005-06-14 Trudell Medical International Visual indicator for an aerosol medication delivery apparatus and system
US7185651B2 (en) * 2002-06-18 2007-03-06 Nektar Therapeutics Flow regulator for aerosol drug delivery and methods
US6941980B2 (en) * 2002-06-27 2005-09-13 Nektar Therapeutics Apparatus and method for filling a receptacle with powder
JP2004195191A (ja) * 2002-10-22 2004-07-15 Akihiko Miyamoto 呼子付喘息治療薬吸入器
AU2003303036A1 (en) * 2002-12-13 2004-07-09 Pfizer Products Inc. Method of decreasing hepatic glucose output in diabetic patients
USD499793S1 (en) 2003-03-17 2004-12-14 Baxter International Inc. Valve
WO2004103445A1 (fr) * 2003-05-21 2004-12-02 Jean-Marc Aiache Dispositif d'inhalation de poudre
EP1670531A4 (en) * 2003-09-16 2009-02-18 Injet Digital Aerosols Ltd INHALER WITH AIR FLOW REGULATION
JP4445966B2 (ja) 2003-09-24 2010-04-07 メディ−ストリーム プロプライエタリィ リミティッド 薬物ホルダー
AU2004273547B2 (en) * 2003-09-24 2006-07-06 Tianda Pharmaceuticals (Australia) Pty Ltd Medication holder
AU2006225241B2 (en) * 2003-09-24 2008-07-17 Tianda Pharmaceuticals (Australia) Pty Limited Medication Holder
GB2407042B (en) 2003-10-17 2007-10-24 Vectura Ltd Inhaler
DE10352277A1 (de) * 2003-11-08 2005-06-02 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Pulverinhalator
JP4601627B2 (ja) * 2004-01-16 2010-12-22 バイオデル， インコーポレイテッド 舌下薬物送達デバイス
US7723306B2 (en) 2004-05-10 2010-05-25 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Spray-dried powder comprising at least one 1,4 O-linked saccharose-derivative and methods for their preparation
US7727962B2 (en) 2004-05-10 2010-06-01 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Powder comprising new compositions of oligosaccharides and methods for their preparation
US7611709B2 (en) 2004-05-10 2009-11-03 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh And Co. Kg 1,4 O-linked saccharose derivatives for stabilization of antibodies or antibody derivatives
BE1015883A3 (fr) * 2004-06-08 2005-10-04 Occhio Procede et dispositif de dispersion de poudres seches.
JP4695940B2 (ja) * 2004-08-02 2011-06-08 キヤノン株式会社 吸入装置
CA2575692C (en) 2004-08-20 2014-10-14 Mannkind Corporation Catalysis of diketopiperazine synthesis
KR20130066695A (ko) 2004-08-23 2013-06-20 맨카인드 코포레이션 약물 전달용 디케토피페라진염, 디케토모르포린염 또는 디케토디옥산염
FR2877925B1 (fr) * 2004-11-16 2008-09-19 Valois Sas Dispositif de distribution de produit fluide.
GB0427028D0 (en) * 2004-12-09 2005-01-12 Cambridge Consultants Dry powder inhalers
GB0428169D0 (en) * 2004-12-23 2005-01-26 3M Innovative Properties Co Pressurized inhalation devices
FR2881119B1 (fr) * 2005-01-25 2010-07-30 Valois Sas Dispositif de distribution de produit fluide.
US20070012316A1 (en) * 2005-07-14 2007-01-18 Joann Truza Disposable compact rescue inhaler
US10244793B2 (en) 2005-07-19 2019-04-02 Juul Labs, Inc. Devices for vaporization of a substance
US8763605B2 (en) 2005-07-20 2014-07-01 Manta Devices, Llc Inhalation device
US20070023042A1 (en) * 2005-07-28 2007-02-01 Lee Lanny R Demand free air flow inhalator
CN104324362B (zh) 2005-09-14 2018-04-24 曼金德公司 以提高活性试剂对结晶微粒表面的亲和力为基础的药物配制方法
CA2623256A1 (en) * 2005-09-29 2007-04-12 Nektar Therapeutics Receptacles and kits, such as for dry powder packaging
MX2008010721A (es) 2006-02-22 2008-09-01 Mannkind Corp Un metodo para mejorar las propiedades farmaceuticas de microparticulas que contienen dicetopiperazina y un agente activo.
GB0611656D0 (en) * 2006-06-13 2006-07-19 Cambridge Consultants Dry powder inhalers
EP2043717A1 (en) * 2006-07-14 2009-04-08 Astra Zeneca AB Inhalation system and delivery device for the administration of a drug in the form of dry powder
US9155849B2 (en) 2006-10-19 2015-10-13 G Greg Haroutunian Flow modification device
US8371291B2 (en) * 2006-10-19 2013-02-12 G. Greg Haroutunian Flow modification device
JP2010508069A (ja) 2006-10-25 2010-03-18 ノバルティス アーゲー パウダー分散装置、その装置の製造方法および使用方法、その装置および他の装置に使用される構成要素
BRPI0806474A2 (pt) * 2007-01-09 2011-09-27 Mystic Pharmaceuticals Inc dispositivos de cartucho intranasal
WO2008101992A1 (en) * 2007-02-21 2008-08-28 Novo Nordisk A/S Aerosol generating device with air flow control
WO2008101991A1 (en) * 2007-02-21 2008-08-28 Novo Nordisk A/S Breath actuation mechanism for an aerosol generating device
WO2008131412A1 (en) * 2007-04-23 2008-10-30 Goodhealth, Llc Passive treatment device
US8683995B2 (en) 2007-05-16 2014-04-01 Mystic Pharmaceuticals, Inc. Dose dispensing containers
US9248076B2 (en) 2007-05-16 2016-02-02 Mystic Pharmaceuticals, Inc. Dose dispensing containers
CN105776119B (zh) 2007-05-16 2019-04-23 神秘制药公司 组成物单位剂量分配容器
JP5528336B2 (ja) * 2007-07-06 2014-06-25 マンタ デバイシス，エルエルシー デリバリー装置及び関連方法
US11224704B2 (en) 2007-07-06 2022-01-18 Manta Devices, Llc Dose delivery device for inhalation
ES2398921T3 (es) * 2007-08-02 2013-03-22 Activaero Gmbh Dispositivo y sistema para dirigir partículas aerosolizadas a un área específica de los pulmones
WO2009036422A1 (en) * 2007-09-14 2009-03-19 Mystic Pharmaceuticals, Inc. Deep draw container forming method
JP5350388B2 (ja) * 2007-10-25 2013-11-27 ノバルティス アーゲー 単位用量薬物パッケージの粉体調整
DE102007056263A1 (de) 2007-11-22 2009-05-28 Siegfried Generics International Ag Dosiervorrichtung zur Inhalierung einer pulverförmigen Substanz
EP2230934B8 (en) 2007-12-14 2012-10-24 AeroDesigns, Inc Delivering aerosolizable food products
GB0802028D0 (en) * 2008-02-05 2008-03-12 Dunne Stephen T Powder inhaler flow regulator
US8424518B2 (en) 2008-06-13 2013-04-23 Mannkind Corporation Dry powder inhaler and system for drug delivery
US8485180B2 (en) 2008-06-13 2013-07-16 Mannkind Corporation Dry powder drug delivery system
EP2609954B1 (en) 2008-06-20 2021-12-29 MannKind Corporation An interactive apparatus for real-time profiling of inhalation efforts
WO2010011329A2 (en) * 2008-07-23 2010-01-28 Map Pharmaceuticals, Inc. The delivery of powdered drug via inhalation
TWI494123B (zh) 2008-08-11 2015-08-01 Mannkind Corp 超快起作用胰島素之用途
US8314106B2 (en) 2008-12-29 2012-11-20 Mannkind Corporation Substituted diketopiperazine analogs for use as drug delivery agents
JP5667095B2 (ja) 2009-03-11 2015-02-12 マンカインド コーポレイション 吸入器の抵抗を測定するための装置、システムおよび方法
KR20180036807A (ko) 2009-06-12 2018-04-09 맨카인드 코포레이션 한정된 비표면적을 갖는 디케토피페라진 마이크로입자
US8495998B2 (en) 2009-06-17 2013-07-30 British American Tobacco (Investments) Limited Inhaler
PL2283887T3 (pl) * 2009-08-06 2012-11-30 Vectura Gmbh Urządzenie do ograniczania przepływu przy małych różnicach ciśnień
WO2011056889A1 (en) 2009-11-03 2011-05-12 Mannkind Corporation An apparatus and method for simulating inhalation efforts
WO2011067692A1 (en) 2009-12-04 2011-06-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Apparatus and method comprising adjustable stepped mouthpiece for aerosol drug delivery
US8974771B2 (en) * 2010-03-09 2015-03-10 Penn-Century, Inc. Apparatus and method for aerosol delivery to the lungs or other locations of the body
US9044256B2 (en) * 2010-05-19 2015-06-02 Board Of Regents, The University Of Texas System Medical devices, apparatuses, systems, and methods
CA2801936C (en) 2010-06-21 2021-06-01 Mannkind Corporation Dry powder drug delivery system and methods
US8689439B2 (en) 2010-08-06 2014-04-08 Abbott Laboratories Method for forming a tube for use with a pump delivery system
US9757528B2 (en) 2010-08-23 2017-09-12 Darren Rubin Nebulizer having different negative pressure threshold settings
EP2608829A4 (en) 2010-08-23 2015-11-18 Darren Rubin SYSTEMS AND METHODS FOR AEROSOL SUPPLY WITH AIRFLOW REGULATION
US8377000B2 (en) 2010-10-01 2013-02-19 Abbott Laboratories Enteral feeding apparatus having a feeding set
US8377001B2 (en) 2010-10-01 2013-02-19 Abbott Laboratories Feeding set for a peristaltic pump system
CN102553038B (zh) * 2010-12-17 2014-07-02 陈庆堂 药粉吸嘴放置盒
US9775379B2 (en) 2010-12-22 2017-10-03 Syqe Medical Ltd. Method and system for drug delivery
CN103826988B (zh) 2011-04-01 2016-03-09 曼金德公司 用于药物药盒的泡罩包装
ES2687150T3 (es) * 2011-06-06 2018-10-23 Trudell Medical International Dispositivo de presión espiratoria positiva oscilante
WO2012174472A1 (en) 2011-06-17 2012-12-20 Mannkind Corporation High capacity diketopiperazine microparticles
AU2012328885B2 (en) 2011-10-24 2017-08-31 Mannkind Corporation Methods and compositions for treating pain
AU2012339560B2 (en) * 2011-11-18 2017-03-09 Colin Dunlop A method and apparatus for facilitating delivery of anaesthetic
MX2014007277A (es) 2011-12-16 2014-07-28 Novartis Ag Aparato de aerosolizacion para administracion de farmaco independiente del perfil de inhalacion.
US9364622B2 (en) * 2012-04-20 2016-06-14 Fsc Laboratories, Inc. Inhalation devices and systems and methods including the same
DE102012103482A1 (de) * 2012-04-20 2013-10-24 Alfred Von Schuckmann Vorrichtung zum Inhalieren pulverförmiger Substanzen
WO2014004400A2 (en) * 2012-06-28 2014-01-03 The Governt. Of The Usa As Represented By The Secretary Of The Department Of Health & Human Services Nasal dry powder delivery system for vaccines and other treatment agents
AU2013289957B2 (en) 2012-07-12 2017-02-23 Mannkind Corporation Dry powder drug delivery systems and methods
WO2014066856A1 (en) 2012-10-26 2014-05-01 Mannkind Corporation Inhalable influenza vaccine compositions and methods
CA2906817C (en) 2013-03-15 2022-01-18 Mannkind Corporation Microcrystalline diketopiperazine compositions and methods
MX2016000739A (es) 2013-07-18 2017-04-06 Mannkind Corp Composiciones farmacéuticas en polvo seco estables al calor y métodos.
CA2920488C (en) 2013-08-05 2022-04-26 Mannkind Corporation Insufflation apparatus and methods
US20160366947A1 (en) 2013-12-23 2016-12-22 James Monsees Vaporizer apparatus
USD842536S1 (en) 2016-07-28 2019-03-05 Juul Labs, Inc. Vaporizer cartridge
US10076139B2 (en) 2013-12-23 2018-09-18 Juul Labs, Inc. Vaporizer apparatus
US10058129B2 (en) 2013-12-23 2018-08-28 Juul Labs, Inc. Vaporization device systems and methods
US10159282B2 (en) 2013-12-23 2018-12-25 Juul Labs, Inc. Cartridge for use with a vaporizer device
PT3508080T (pt) 2013-12-23 2021-03-02 Juul Labs Int Inc Sistemas e métodos de dispositivo de vaporização
WO2015148905A1 (en) 2014-03-28 2015-10-01 Mannkind Corporation Use of ultrarapid acting insulin
US11147936B2 (en) 2014-05-02 2021-10-19 Manta Devices, Llc Dose delivery device with cover connected to dose chamber seal
EP3954417A1 (en) 2014-06-30 2022-02-16 Syqe Medical Ltd. Method and device for vaporization and inhalation of isolated substances
US11298477B2 (en) 2014-06-30 2022-04-12 Syqe Medical Ltd. Methods, devices and systems for pulmonary delivery of active agents
DK3160558T3 (da) 2014-06-30 2020-04-27 Syqe Medical Ltd Strømningsregulerende indåndingsanordning
US10099020B2 (en) 2014-06-30 2018-10-16 Syqe Medical Ltd. Drug dose cartridge for an inhaler device
ES2904669T3 (es) * 2014-06-30 2022-04-05 Syqe Medical Ltd Cartucho de dosis de fármaco para un dispositivo inhalador
CA160775S (en) 2014-08-11 2015-09-29 Ploom Inc Electronic vaporization device with cartridge
US10561806B2 (en) 2014-10-02 2020-02-18 Mannkind Corporation Mouthpiece cover for an inhaler
US10857312B2 (en) * 2015-04-15 2020-12-08 Philip Morris Products S.A. Dual resistance dry powder inhaler
EP3328458B1 (en) 2015-07-29 2020-05-06 Innovative Therapies Inc. Wound therapy device pressure monitoring and control system
HUE048999T2 (hu) * 2015-11-06 2020-09-28 Boehringer Ingelheim Int Rendszer porlasztóval és tartállyal
EP3383550A1 (en) * 2015-12-04 2018-10-10 Medspray B.V. Fluidic sprayer
CA3005796C (en) 2015-12-04 2022-07-19 Trudell Medical International Huff cough simulation device
EP3871519A1 (en) * 2015-12-18 2021-09-01 JT International S.A. Personal vaporizer device
WO2017112748A1 (en) * 2015-12-21 2017-06-29 3M Innovative Properties Company Flow govenors for use in medicinal inhalers
JP2019503829A (ja) 2015-12-21 2019-02-14 スリーエム イノベイティブ プロパティズ カンパニー 医療用吸入器で使用するための流れ調整器アセンブリ
AU2017204945B2 (en) 2016-01-06 2022-11-10 Syqe Medical Ltd. Low dose therapeutic treatment
USD858868S1 (en) 2016-02-08 2019-09-03 Juul Labs, Inc. Vaporizer cartridge
USD861975S1 (en) 2016-02-08 2019-10-01 Juul Labs, Inc. Vaporizer device with cartridges
MX2018009703A (es) 2016-02-11 2019-07-08 Juul Labs Inc Cartuchos de fijacion segura para dispositivos vaporizadores.
EP3458132B1 (en) 2016-05-19 2021-06-30 Trudell Medical International Smart valved holding chamber
USD849996S1 (en) 2016-06-16 2019-05-28 Pax Labs, Inc. Vaporizer cartridge
USD836541S1 (en) 2016-06-23 2018-12-25 Pax Labs, Inc. Charging device
USD851830S1 (en) 2016-06-23 2019-06-18 Pax Labs, Inc. Combined vaporizer tamp and pick tool
US10786638B2 (en) 2016-07-08 2020-09-29 Trudell Medical International Nebulizer apparatus and method
EP3984579A1 (en) 2016-07-08 2022-04-20 Trudell Medical International Smart oscillating positive expiratory pressure device
GB201615603D0 (en) * 2016-09-14 2016-10-26 British American Tobacco Investments Ltd Receptacle section
GB201615601D0 (en) * 2016-09-14 2016-10-26 British American Tobacco Investments Ltd Receptacle section
GB201615602D0 (en) * 2016-09-14 2016-10-26 British American Tobacco Investments Ltd Receptacle Section
JP7182287B2 (ja) 2016-12-06 2022-12-02 ヒース レインボー， 吸入器ハウジング
US11497867B2 (en) 2016-12-09 2022-11-15 Trudell Medical International Smart nebulizer
GB201700136D0 (en) 2017-01-05 2017-02-22 British American Tobacco Investments Ltd Aerosol generating device and article
GB201700620D0 (en) 2017-01-13 2017-03-01 British American Tobacco Investments Ltd Aerosol generating device and article
US20200368312A1 (en) 2017-05-22 2020-11-26 Insmed Incorporated Glycopeptide derivative compounds and uses thereof
USD887632S1 (en) 2017-09-14 2020-06-16 Pax Labs, Inc. Vaporizer cartridge
GB201720338D0 (en) 2017-12-06 2018-01-17 British American Tobacco Investments Ltd Component for an aerosol-generating apparatus
MX2020007026A (es) 2018-01-04 2020-12-03 Trudell Medical Int Dispositivo de presión espiratoria positiva oscilante inteligente.
CN109224216B (zh) * 2018-10-23 2021-04-13 济南市儿童医院 用于呼吸系统的理疗仪
GB2591064B (en) * 2018-11-29 2021-12-22 Kapitex Healthcare Ltd An improved speaking valve
GB2579364B (en) * 2018-11-29 2021-08-18 Kapitex Healthcare Ltd An improved speaking valve
EP3890528B1 (en) * 2018-12-07 2023-03-22 Philip Morris Products S.A. Aerosol-generating system
USD903192S1 (en) 2019-02-21 2020-11-24 Juul Labs, Inc. Vaporizer accessory
CN110338465A (zh) * 2019-07-16 2019-10-18 深圳麦克韦尔科技有限公司 换气阀及电子雾化装置
WO2021038467A1 (en) 2019-08-27 2021-03-04 Trudell Medical International Smart oscillating positive expiratory pressure device
USD943161S1 (en) 2019-11-14 2022-02-08 Juul Labs, Inc. Vaporizer device
USD943158S1 (en) 2019-11-14 2022-02-08 Juul Labs, Inc. Vaporizer cartridge
USD943159S1 (en) 2019-11-14 2022-02-08 Juul Labs, Inc. Component for a vaporizer cartridge
USD943160S1 (en) 2019-11-14 2022-02-08 Juul Labs, Inc. Vaporizer device
USD917093S1 (en) * 2020-01-15 2021-04-20 2334271 Ontario Ltd. Capsule for use in a vaporizer device
FR3115996A1 (fr) * 2020-11-06 2022-05-13 Nemera La Verpilliere Système d’assistance à la distribution de produit
WO2023001685A1 (en) * 2021-07-21 2023-01-26 Jt International Sa Vapour generating device

Family Cites Families (139)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2587215A (en) 1949-04-27 1952-02-26 Frank P Priestly Inhalator
US3788310A (en) 1970-03-25 1974-01-29 Westinghouse Electric Corp Flow control apparatus
NO134730L (ru) * 1971-07-19 1900-01-01
GB1392945A (en) 1972-08-23 1975-05-07 Fisons Ltd Inhalation device
US4086918A (en) 1976-02-11 1978-05-02 Chesebrough-Pond's Inc. Inhalation device
US4170228A (en) 1976-11-05 1979-10-09 C. R. Bard, Inc. Variable flow incentive spirometer
US4106503A (en) 1977-03-11 1978-08-15 Richard R. Rosenthal Metering system for stimulating bronchial spasm
GB1598053A (en) 1978-01-31 1981-09-16 Fisons Ltd Pocket inhaler
US4176617A (en) * 1978-03-23 1979-12-04 Pilipski M Low pressure alarm
US4274404A (en) 1979-04-13 1981-06-23 American Safety Flight Systems, Inc. Oxygen supply system controlled by user exhalation
IT1116047B (it) 1979-04-27 1986-02-10 Sigma Tau Ind Farmaceuti Dispositivo per la rapida inalazione di farmaci in polvere da parte di persone sofferenti di asma
US4284083A (en) 1979-05-29 1981-08-18 Lester Victor E Inhalation incentive device
US4259951A (en) 1979-07-30 1981-04-07 Chesebrough-Pond's Inc. Dual valve for respiratory device
DE3023648A1 (de) 1980-06-24 1982-01-21 Jaeger, Erich, 8700 Würzburg Einrichtung zur untersuchung der atemwege auf reizstoff-ueberempfindlichkeit
US4391283A (en) 1981-03-24 1983-07-05 Whitman Medical Corporation Incentive spirometer
US4484577A (en) 1981-07-23 1984-11-27 Key Pharmaceuticals, Inc. Drug delivery method and inhalation device therefor
US4442856A (en) 1981-08-18 1984-04-17 Puritan-Bennett Oxygen regulator and alarm system for an anesthesia machine
US4533137A (en) 1982-01-19 1985-08-06 Healthscan Inc. Pulmonary training method
US4444202A (en) 1982-03-31 1984-04-24 Howard Rubin Breathing exerciser
US4778054A (en) 1982-10-08 1988-10-18 Glaxo Group Limited Pack for administering medicaments to patients
FI79651C (fi) 1982-10-08 1990-02-12 Glaxo Group Ltd Doseringsanordning foer medicin.
US4495944A (en) 1983-02-07 1985-01-29 Trutek Research, Inc. Inhalation therapy apparatus
US4534343A (en) * 1984-01-27 1985-08-13 Trutek Research, Inc. Metered dose inhaler
NZ209900A (en) 1984-10-16 1989-08-29 Univ Auckland Automatic inhaler
US4592348A (en) 1984-12-17 1986-06-03 Waters Iv William C Aerosol inhaler
US4811731A (en) 1985-07-30 1989-03-14 Glaxo Group Limited Devices for administering medicaments to patients
SE453566B (sv) 1986-03-07 1988-02-15 Draco Ab Anordning vid pulverinhalatorer
US4926852B1 (en) 1986-06-23 1995-05-23 Univ Johns Hopkins Medication delivery system phase one
ES2051371T3 (es) 1988-10-04 1994-06-16 Univ Johns Hopkins Inhalador de aerosoles.
US5033655A (en) 1989-02-15 1991-07-23 Liquid Molding Systems Inc. Dispensing package for fluid products and the like
US4991745A (en) 1989-04-25 1991-02-12 Liquid Molding Systems, Inc. Dispensing valve with trampoline-like construction
ES2087911T3 (es) 1989-04-28 1996-08-01 Riker Laboratories Inc Dispositivo de inhalacion de polvo seco.
US4955371A (en) 1989-05-08 1990-09-11 Transtech Scientific, Inc. Disposable inhalation activated, aerosol device for pulmonary medicine
GB8919131D0 (en) 1989-08-23 1989-10-04 Riker Laboratories Inc Inhaler
US5201308A (en) 1990-02-14 1993-04-13 Newhouse Michael T Powder inhaler
SG45171A1 (en) * 1990-03-21 1998-01-16 Boehringer Ingelheim Int Atomising devices and methods
US5042467A (en) * 1990-03-28 1991-08-27 Trudell Medical Medication inhaler with fitting having a sonic signalling device
DE4027391A1 (de) 1990-08-30 1992-03-12 Boehringer Ingelheim Kg Treibgasfreies inhalationsgeraet
CA2090495A1 (en) * 1990-08-31 1992-03-01 Constantinos Sioutas Aerosol actuator providing increased respirable fraction
DE4029183A1 (de) 1990-09-14 1992-03-19 Dieter Kuhn Durchflussregler
GB9021433D0 (en) 1990-10-02 1990-11-14 Atomic Energy Authority Uk Power inhaler
FR2667509B1 (fr) 1990-10-04 1995-08-25 Valois Inhalateur a poudre, dispositif de conditionnement de microdoses de poudre sous forme de bandes adaptees a etre utilisees dans un inhalateur a poudre, et procede de fabrication de ces bandes.
US5042472A (en) 1990-10-15 1991-08-27 Merck & Co., Inc. Powder inhaler device
GB9024760D0 (en) 1990-11-14 1991-01-02 Riker Laboratories Inc Inhalation device and medicament carrier
GB9026025D0 (en) 1990-11-29 1991-01-16 Boehringer Ingelheim Kg Inhalation device
GB9026191D0 (en) 1990-12-01 1991-01-16 Harris Pharma Ltd Breath actuated dispensing device
US5040527A (en) 1990-12-18 1991-08-20 Healthscan Products Inc. Metered dose inhalation unit with slide means
US5186164A (en) * 1991-03-15 1993-02-16 Puthalath Raghuprasad Mist inhaler
AU651882B2 (en) 1991-05-14 1994-08-04 Visiomed Group Limited Aerosol inhalation device
US6055980A (en) 1991-05-20 2000-05-02 Dura Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler
EP0592540B1 (en) 1991-07-02 2000-01-26 Inhale, Inc. Method and device for delivering aerosolized medicaments
US5337740A (en) 1991-08-01 1994-08-16 New England Pharmaceuticals, Inc. Inhalation devices
US5161524A (en) 1991-08-02 1992-11-10 Glaxo Inc. Dosage inhalator with air flow velocity regulating means
US6119688A (en) 1991-08-26 2000-09-19 3M Innovative Properties Company Powder dispenser
DK0601071T3 (da) * 1991-08-26 2000-04-03 Minnesota Mining & Mfg Pulverdispenser
US5167506A (en) 1991-10-24 1992-12-01 Minnesota Mining And Manufacturing Company Inhalation device training system
US5409144A (en) 1991-12-06 1995-04-25 Liquid Molding Systems Inc. Dispensing valve for packaging
US5213236A (en) 1991-12-06 1993-05-25 Liquid Molding Systems, Inc. Dispensing valve for packaging
DE4211475A1 (de) 1991-12-14 1993-06-17 Asta Medica Ag Pulverinhalator
US5320094A (en) 1992-01-10 1994-06-14 The Johns Hopkins University Method of administering insulin
EP0558879B1 (en) 1992-03-04 1997-05-14 Astra Aktiebolag Disposable inhaler
US5639441A (en) 1992-03-06 1997-06-17 Board Of Regents Of University Of Colorado Methods for fine particle formation
US5785049A (en) 1994-09-21 1998-07-28 Inhale Therapeutic Systems Method and apparatus for dispersion of dry powder medicaments
US5284133A (en) 1992-07-23 1994-02-08 Armstrong Pharmaceuticals, Inc. Inhalation device with a dose-timer, an actuator mechanism, and patient compliance monitoring means
US5333106A (en) 1992-10-09 1994-07-26 Circadian, Inc. Apparatus and visual display method for training in the power use of aerosol pharmaceutical inhalers
DE4239402A1 (de) 1992-11-24 1994-05-26 Bayer Ag Pulverinhalator
US5672581A (en) 1993-01-29 1997-09-30 Aradigm Corporation Method of administration of insulin
ES2154673T3 (es) 1993-01-29 2001-04-16 Aradigm Corp Suministro intrapulmonar de hormonas.
US5364838A (en) 1993-01-29 1994-11-15 Miris Medical Corporation Method of administration of insulin
US5873358A (en) 1993-01-29 1999-02-23 Aradigm Corporation Method of maintaining a diabetic patient's blood glucose level in a desired range
US5888477A (en) 1993-01-29 1999-03-30 Aradigm Corporation Use of monomeric insulin as a means for improving the bioavailability of inhaled insulin
US5558085A (en) 1993-01-29 1996-09-24 Aradigm Corporation Intrapulmonary delivery of peptide drugs
US5743250A (en) 1993-01-29 1998-04-28 Aradigm Corporation Insulin delivery enhanced by coached breathing
US6012450A (en) * 1993-01-29 2000-01-11 Aradigm Corporation Intrapulmonary delivery of hematopoietic drug
FR2701399B1 (fr) 1993-02-16 1995-03-31 Valois Dispositif portatif de pulvérisation à actionnement déclenché par l'inhalation.
US5437271A (en) 1993-04-06 1995-08-01 Minnesota Mining And Manufacturing Company Deagglomerators for dry powder inhalers
US5497763A (en) * 1993-05-21 1996-03-12 Aradigm Corporation Disposable package for intrapulmonary delivery of aerosolized formulations
US5533502A (en) * 1993-05-28 1996-07-09 Vortran Medical Technology, Inc. Powder inhaler with aerosolization occurring within each individual powder receptacle
ATE172124T1 (de) 1993-08-18 1998-10-15 Fisons Plc Inhalator mit atemstromregelung
US5655520A (en) 1993-08-23 1997-08-12 Howe; Harvey James Flexible valve for administering constant flow rates of medicine from a nebulizer
US6062219A (en) * 1993-11-09 2000-05-16 Cprx Llc Apparatus and methods for assisting cardiopulmonary resuscitation
US5692498A (en) * 1993-11-09 1997-12-02 Cprx, Inc. CPR device having valve for increasing the duration and magnitude of negative intrathoracic pressures
NZ277290A (en) 1993-12-18 1998-03-25 Merck Patent Gmbh Replacement cartridge for a powder inhalator has doses dispensed from helically arranged compartments
GB9326574D0 (en) 1993-12-31 1994-03-02 King S College London Dry power inhalers
US6102036A (en) 1994-04-12 2000-08-15 Smoke-Stop Breath activated inhaler
US5483954A (en) 1994-06-10 1996-01-16 Mecikalski; Mark B. Inhaler and medicated package
US5509404A (en) 1994-07-11 1996-04-23 Aradigm Corporation Intrapulmonary drug delivery within therapeutically relevant inspiratory flow/volume values
US5653223A (en) * 1994-09-08 1997-08-05 Pruitt; Michael D. Accurately controlled portable nebulizer
BR9508964A (pt) 1994-09-21 1998-06-02 Inhale Therapeutic Syst Processo e aparelho de aerossolização conjunto de tubo de alimentação e receptáculo para contenção de um medicamento pulverizado
US5993421A (en) 1994-12-02 1999-11-30 Science Incorporated Medicament dispenser
SE9404439D0 (sv) 1994-12-21 1994-12-21 Astra Ab Inhalation device
US5522380A (en) * 1995-01-18 1996-06-04 Dwork; Paul Metered dose medication adaptor with improved incentive spirometer
DE69607143T2 (de) 1995-01-23 2000-11-16 Direct Haler As Odense Inhalator
US5901703A (en) * 1995-02-06 1999-05-11 Unisia Jecs Corporation Medicine administering device for nasal cavities
US5513630A (en) 1995-03-08 1996-05-07 Century; Theodore J. Powder dispenser
US5586550A (en) 1995-08-31 1996-12-24 Fluid Propulsion Technologies, Inc. Apparatus and methods for the delivery of therapeutic liquids to the respiratory system
US5921237A (en) 1995-04-24 1999-07-13 Dura Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler
US5622166A (en) * 1995-04-24 1997-04-22 Dura Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler delivery system
US5654007A (en) 1995-06-07 1997-08-05 Inhale Therapeutic Systems Methods and system for processing dispersible fine powders
US5826571A (en) 1995-06-08 1998-10-27 Innovative Devices, Llc Device for use with metered dose inhalers (MDIS)
GB9513218D0 (en) * 1995-06-29 1995-09-06 Fisons Plc Inhalation device and method
DE19523516C1 (de) * 1995-06-30 1996-10-31 Asta Medica Ag Inhalator zum Verabreichen von Medikamenten aus Blisterpackungen
US5692496A (en) 1995-08-02 1997-12-02 Innovative Devices, Llc Dry powder medicament inhalator having an inhalation-activated flow diverting means for triggering delivery of medicament
US5988163A (en) 1995-08-02 1999-11-23 Innovative Devices Dry powder medicament inhalator having an inhalation-activated flow diverting means for triggering delivery of delivery of medicament
US5823183A (en) 1995-08-02 1998-10-20 Innovative Devices Dry powder medicament inhalator having an inhalation-activated flow diverting means for triggering delivery of medicament
US6209538B1 (en) * 1995-08-02 2001-04-03 Robert A. Casper Dry powder medicament inhalator having an inhalation-activated flow diverting means for triggering delivery of medicament
FR2738152B1 (fr) * 1995-09-04 1998-01-23 Tebro Dispositif de pre-dosage de produit pulverulent pour un distributeur de produit
US5738087A (en) * 1995-09-21 1998-04-14 King; Russell W. Aerosol medication delivery system
AP9801285A0 (en) * 1996-01-03 1998-09-30 Glaxo Group Ltd Inhalation device.
US6026809A (en) * 1996-01-25 2000-02-22 Microdose Technologies, Inc. Inhalation device
US5694920A (en) * 1996-01-25 1997-12-09 Abrams; Andrew L. Inhalation device
US5699789A (en) 1996-03-11 1997-12-23 Hendricks; Mark R. Dry powder inhaler
JP3328132B2 (ja) * 1996-03-21 2002-09-24 株式会社ユニシアジェックス 吸入式投薬器
DE19613185A1 (de) * 1996-04-02 1997-10-09 Pfeiffer Erich Gmbh & Co Kg Dosiereinrichtung für strömungsfähige Medien wie Pulver/Luft-Dispersionen
US5875776A (en) 1996-04-09 1999-03-02 Vivorx Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler
US5826633A (en) 1996-04-26 1998-10-27 Inhale Therapeutic Systems Powder filling systems, apparatus and methods
GB2312848B (en) 1996-04-26 1999-11-17 Bespak Plc Controlled flow inhalers
NZ332669A (en) 1996-04-29 1999-02-25 Dura Pharma Inc A dry power inhalation system which is flow rate independent
US5706830A (en) * 1996-05-06 1998-01-13 South Alabama Medical Science Foundation Liquid ventilator system and use thereof
US5813401A (en) 1996-10-15 1998-09-29 Radcliff; Janet H. Nebulizer automatic control valve
US5906202A (en) * 1996-11-21 1999-05-25 Aradigm Corporation Device and method for directing aerosolized mist to a specific area of the respiratory tract
SE9700422D0 (sv) 1997-02-07 1997-02-07 Astra Ab Single dose inhaler II
US6006747A (en) 1997-03-20 1999-12-28 Dura Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler
DE19734022C2 (de) * 1997-08-06 2000-06-21 Pari Gmbh Inhalationstherapiegerät mit einem Ventil zur Begrenzung des Inspirationsflusses
CA2212430A1 (en) 1997-08-07 1999-02-07 George Volgyesi Inhalation device
US6044841A (en) * 1997-08-29 2000-04-04 1263152 Ontario Inc. Breath actuated nebulizer with valve assembly having a relief piston
US5855202A (en) 1997-10-08 1999-01-05 Andrade; Joseph R. Aerosol holding chamber for a metered-dose inhaler
US6116238A (en) * 1997-12-02 2000-09-12 Dura Pharmaceuticals, Inc. Dry powder inhaler
US6237591B1 (en) * 1998-11-02 2001-05-29 Dura Pharmaceuticals, Inc. Turbine dry powder inhaler
US6076523A (en) 1998-01-15 2000-06-20 Nellcor Puritan Bennett Oxygen blending in a piston ventilator
WO1999046055A1 (fr) * 1998-03-10 1999-09-16 Valois S.A. Reservoir, procede de remplissage du reservoir et dispositif de distribution du produit fluide contenu dans le reservoir
BR9908771A (pt) 1998-03-16 2000-12-12 Inhale Therapeutic Syst Processos para a liberação de um agente ativo e de insulina para os pulmões de um paciente humano, dispositivo para aumentar a biodisponibilidade de um agente ativo, e, dispositivos para a liberação de um agente ativo e de insulina para os pulmões de um paciente humano
US6142146A (en) 1998-06-12 2000-11-07 Microdose Technologies, Inc. Inhalation device
US6234169B1 (en) * 1998-08-14 2001-05-22 Arthur Slutsky Inhaler
UA73924C2 (en) 1998-10-09 2005-10-17 Nektar Therapeutics Device for delivering active agent formulation to lungs of human patient
US6223744B1 (en) * 1999-03-16 2001-05-01 Multi-Vet Ltd. Wearable aerosol delivery apparatus
US6527011B1 (en) * 2000-05-18 2003-03-04 Robert F. Mantz Flexible retainer ring for duck bill valve
US6408847B1 (en) * 2000-08-29 2002-06-25 Marshall L. Nuckols Rebreather system that supplies fresh make-up gas according to a user's respiratory minute volume
US8949406B2 (en) 2008-08-14 2015-02-03 International Business Machines Corporation Method and system for communication between a client system and a server system

Also Published As

Publication number Publication date
TNSN00148A1 (fr) 2005-11-10
HK1047714A1 (en) 2003-03-07
GEP20043258B (en) 2004-06-25
JP4607834B2 (ja) 2011-01-05
TR200103800T2 (tr) 2002-06-21
BR0012013A (pt) 2002-03-26
TR200202522T2 (tr) 2003-02-21
DE60044719D1 (de) 2010-09-02
IL147303A0 (en) 2002-08-14
EP1212111B1 (en) 2010-07-21
LT2002008A (en) 2002-06-25
IS6197A (is) 2001-12-13
EP1212111A1 (en) 2002-06-12
LT4943B (lt) 2002-08-26
MA26800A1 (fr) 2004-12-20
WO2001000263A3 (en) 2001-05-31
WO2001000263A9 (en) 2001-06-21
EE04631B1 (et) 2006-06-15
DZ3169A1 (fr) 2001-01-04
LV12804B (en) 2002-10-20
TW470655B (en) 2002-01-01
SG135936A1 (en) 2007-10-29
IL147303A (en) 2010-02-17
YU89801A (sh) 2004-07-15
KR100885713B1 (ko) 2009-02-26
AP1611A (en) 2006-05-17
AU5903500A (en) 2001-01-31
WO2001000263A2 (en) 2001-01-04
AP2001002366A0 (en) 2001-12-31
CO5280133A1 (es) 2003-05-30
CA2377625A1 (en) 2001-01-04
RS50349B (sr) 2009-11-10
PL352903A1 (en) 2003-09-22
CZ20014723A3 (cs) 2002-06-12
HRP20010936A2 (en) 2005-06-30
US6606992B1 (en) 2003-08-19
ATE474615T1 (de) 2010-08-15
TR200202521T2 (tr) 2003-02-21
MY125534A (en) 2006-08-30
KR20080081376A (ko) 2008-09-09
PL205905B1 (pl) 2010-06-30
EE200100714A (et) 2003-04-15
WO2001000263A8 (en) 2002-07-25
MXPA01012789A (es) 2002-09-18
CA2377625C (en) 2010-08-10
NO20016277L (no) 2002-02-28
HK1047408A1 (zh) 2003-02-21
JP2003503117A (ja) 2003-01-28
PE20010356A1 (es) 2001-03-18
NO20016277D0 (no) 2001-12-20
LV12804A (en) 2002-03-20
EA200101252A1 (ru) 2002-06-27
ES2347410T3 (es) 2010-10-29
UY26232A1 (es) 2001-01-31
US20050016533A1 (en) 2005-01-27
BG106218A (bg) 2002-07-31
KR20020016641A (ko) 2002-03-04
CN1365294A (zh) 2002-08-21
CN1217713C (zh) 2005-09-07
JP2006312086A (ja) 2006-11-16
NZ516098A (en) 2004-04-30
PA8497901A1 (es) 2002-10-31
HU225182B1 (en) 2006-07-28
HUP0201726A2 (en) 2002-10-28
AU771926B2 (en) 2004-04-08
PT1212111E (pt) 2010-09-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA003153B1 (ru) Системы и способы аэрозолизации фармацевтических составов
US6889687B1 (en) Inhalator with aerosolizing unit
JP4350837B2 (ja) 肺への薬の吸入投与のための装置
JP3209539B2 (ja) 粉末薬物の投与器具
US7185651B2 (en) Flow regulator for aerosol drug delivery and methods
EP2866867B1 (en) Nasal dry powder delivery system for vaccines and other treatment agents
US20070062519A1 (en) Nebulizer
HUT77661A (hu) Inhalációs készülék, eljárás gyógyászatilag hatásos anyag diszpergálására és eljárás gyógyászatilag hatásos anyag dózisának beadására
PL182513B1 (pl) Urządzenie do inhalacji oraz sposób inhalacji
CA2069753A1 (en) Inhalation device
JP2002506698A (ja) 薬剤のデリバリの引き金となる吸入作動型流れ転換手段を有する乾燥粉末状薬剤吸入器
SK39398A3 (en) Inhalation device
EP1399210B1 (en) Aerosolization device
EP1225942B1 (en) Inhalator with aerosolizing unit
RU2801606C2 (ru) Устройство для введения лекарств пациентам на механической вентиляции легких
UA68442C2 (en) Method for aerosolizing pharmaceutical formulation (variants) and system for aerosolizing (variants)

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): AM AZ BY KZ KG MD TJ TM

MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

Designated state(s): RU