EA030174B1 - Ингаляционное устройство, способ управления и компьютерная программа - Google Patents

Ингаляционное устройство, способ управления и компьютерная программа Download PDF

Info

Publication number
EA030174B1
EA030174B1 EA201591789A EA201591789A EA030174B1 EA 030174 B1 EA030174 B1 EA 030174B1 EA 201591789 A EA201591789 A EA 201591789A EA 201591789 A EA201591789 A EA 201591789A EA 030174 B1 EA030174 B1 EA 030174B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
signal
flow
inhaled
threshold value
sensor
Prior art date
Application number
EA201591789A
Other languages
English (en)
Other versions
EA201591789A1 (ru
Inventor
Дуглас Уэйтзел
Ананд В. Гамаст
Филип Чан
Original Assignee
Майкродоуз Терапьютикс, 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 Майкродоуз Терапьютикс, Инк. filed Critical Майкродоуз Терапьютикс, Инк.
Publication of EA201591789A1 publication Critical patent/EA201591789A1/ru
Publication of EA030174B1 publication Critical patent/EA030174B1/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
    • 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
    • A61M15/0001—Details of inhalators; Constructional features thereof
    • A61M15/0005—Details of inhalators; Constructional features thereof with means for agitating the medicament
    • A61M15/001—Details of inhalators; Constructional features thereof with means for agitating the medicament using ultrasonic 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
    • 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
    • A61M15/0085—Inhalators using ultrasonics
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
    • G01F1/68—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using thermal effects
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F11/00—Apparatus requiring external operation adapted at each repeated and identical operation to measure and separate a predetermined volume of fluid or fluent solid material from a supply or container, without regard to weight, and to deliver it
    • G01F11/003—Apparatus requiring external operation adapted at each repeated and identical operation to measure and separate a predetermined volume of fluid or fluent solid material from a supply or container, without regard to weight, and to deliver it for fluent solid material
    • 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
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
    • A61M2016/0021—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical with a proportional output signal, e.g. from a thermistor
    • 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
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0036—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the breathing tube and used in both inspiratory and expiratory phase
    • 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
    • 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
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3317—Electromagnetic, inductive or dielectric measuring 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
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3368—Temperature
    • 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
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/36—General characteristics of the apparatus related to heating or cooling
    • A61M2205/3653—General characteristics of the apparatus related to heating or cooling by Joule effect, i.e. electric resistance
    • 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
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Fluid Mechanics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
  • Percussion Or Vibration Massage (AREA)
  • Medical Treatment And Welfare Office Work (AREA)

Abstract

Изобретение предлагает ингаляционное устройство, использующее электроприводной вибрационный элемент (14) для выпуска дозы лекарства в проточный канал (10) и контроллер (26) для включения/отключения вибрационного элемента. Сенсорное устройство (18, 22) способно различать между вдыхаемым потоком и выдыхаемым потоком по проточному каналу, чтобы способствовать формированию модели паттерна дыхания пользователя. Устройство может надежно обнаруживать паттерны вдыхаемых потоков от пациентов всех возрастов.

Description

Изобретение относится к ингаляционным устройствам, в частности, но не только, для ингаляции сухого порошкового лекарственного препарата.
Известный тип устройства для ингаляции сухого порошкового лекарственного препарата содержит блистерную упаковку, содержащую набор блистеров, каждый из которых содержит дозу порошкового лекарственного препарата. Блистерная упаковка подается шагами "дозовой подачи".
Существующие ингаляционные устройства не способны обеспечить, чтобы выпускаемая доза вдыхалась пациентом, как требуется: в частности, существующие устройства не в состоянии соответствующим образом связать механизмы дозовой подачи и доставки дозы с соответствующими сигналами запуска.
Следовательно, существует потребность в усовершенствовании устройства доставки лекарств, в результате чего данное устройство доставляет надлежащую дозу лекарственного средство в ответ на сигнал запуска. Особенно желательны устройства, которые реагируют на такие сигналы запуска, как вдох, например вдох, обнаруживаемый посредством дыхательной маски, подсоединенной к ингалятору. В подходящем случае данные устройства минимизируют или ослабляют ошибочный выпуск лекарственного средства.
Изобретение определяется формулой изобретения.
В соответствии с изобретением предлагается ингаляционное устройство для доставки порошкового лекарственного препарата из контейнера по проточному каналу в пациента, при этом упомянутое ингаляционное устройство содержит
электроприводной вибрационный элемент;
контроллер для включения/отключения вибрационного элемента;
систему сенсорных устройств, содержащую первый датчик, физически расположенный навстречу вдыхаемому воздуху для формирования сигнала вдыхаемого потока, и второй датчик, физически расположенный навстречу выдыхаемому воздуху для формирования сигнала выдыхаемого потока,
причем контроллер выполнен с возможностью обработки сигнала вдыхаемого потока и сигнала выдыхаемого потока, чтобы формировать сигнал запуска для управления временем работы вибрационного элемента.
Благодаря различению между вдыхаемым и выдыхаемым воздухом можно построить функцию, которая точнее представляет паттерна дыхания пользователя. Затем данную функцию можно использовать, чтобы обеспечивать точки запуска для управления вибрационным элементом. Вибрационный элемент содержит, например, пьезоэлектрический вибратор.
Применяемая сенсорная система дает возможность ингалятору обнаруживать очень слабый расход, который возникает в начале дыхания, и управляет подачей лекарства, когда пациент совершает самопроизвольные вдохи и выдохи. Система обнаружения вдоха может предназначаться для применения с пациентами в возрасте от новорожденных до взрослых.
Контейнер устройства может содержать блистерную упаковку, и устройство может дополнительно содержать механизм подачи блистера. Затем данным механизмом подачи блистера также можно управлять по сигналу запуска.
Первый датчик и второй датчик, каждый, могут содержать термисторные датчики с самоподогревом. Упомянутые датчики обнаруживают уровень охлаждения, который зависит от воздушного потока мимо датчика.
Через первый датчик и второй датчик предпочтительно пропускается ток смещения постоянной величины, чтобы поддерживать температуру выше, чем температура окружающего воздуха (в частности, максимальная температура окружающего воздуха, находящаяся в соответствии с требованиями в диапазоне рабочих температур устройства). Таким образом, степень охлаждения можно обнаружить всегда. Через термисторы можно, например, пропускать ток смещения постоянной величины, чтобы поддерживать температуру выше чем приблизительно 50°С.
Устройство предпочтительно содержит схему или процессор, которая(ый) объединяет сигналы из первого и второго термисторов и усиливает упомянутые сигналы, чтобы формировать сигнал, который указывает направление воздушного потока.
Данный сигнал направления может быть, например, получен из разности между сигналом датчика вдыхаемого потока и сигналом датчика выдыхаемого потока. Упомянутую разность можно усиливать для обеспечения сигнала направления. Развитие направления воздушного потока обеспечивает информацию о времени, имеющую отношение к расходу при дыхании пользователя, которую можно использовать для построения функции расхода при дыхании.
Устройство может дополнительно содержать схему или процессор для обработки сигнала из первого термистора, чтобы формировать сигнал потока, пропорциональный воздушному потоку. Упомянутый сигнал потока можно получать из объединения сигнала вдыхаемого воздушного потока и производной по времени сигнала вдыхаемого воздушного потока. Сигнал производной можно умножать на больший весовой коэффициент перед объединением двух сигналов.
- 1 030174
Устройство может дополнительно содержать схему или процессор для развязки сигнала с термистором вдоха, чтобы формировать сигнал, указывающий рабочую температуру.
Контроллер может дополнительно содержать схему или процессор для обработки сигнала потока и сигналов направления, чтобы формировать соответствующие сигналы базового уровня и обеспечивать сигнал потока и сигналы направления, скорректированные на базовый уровень.
Это позволяет выполнять отслеживание базового уровня и функцию компенсации. Отслеживание базового уровня можно выполнять с первой постоянной времени, чтобы базовый уровень задавался как точно следующий за отслеживаемой функцией в то время, когда ожидается вдох. Более длительную вторую постоянную времени можно применить, когда вдох обнаружен, так что базовый уровень отслеживает сигналы потока и направления медленнее в то время, когда происходит вдыхание воздуха. Затем точное отслеживание базового уровня можно возобновить после вдоха и выдоха.
Контроллер предпочтительно выполнен с возможностью обработки сигнала потока и сигналов направления, скорректированных на базовый уровень, чтобы формировать функцию потока и формировать сигнал запуска по функции потока. Таким образом, сигнал запуска получается из функции потока, которая была получена после отслеживания базового уровня, так что изменение функции потока может надежно и быстро обнаруживать вдыхание воздуха.
Изобретение обеспечивает также способ управления ингаляционным устройством для доставки порошкового лекарственного препарата из контейнера по проточному каналу в пациента, при этом способ содержит следующие этапы:
используют первый датчик, расположенный навстречу вдыхаемому воздуху, чтобы формировать сигнал вдыхаемого потока;
используют второй датчик, расположенный навстречу выдыхаемому воздуху, чтобы формировать сигнал выдыхаемого потока,
обрабатывают сигнал вдыхаемого потока и сигнал выдыхаемого потока, чтобы формировать сигнал запуска для управления временем работы электроприводного вибрационного элемента для выпуска лекарственного препарата в проточный канал.
Данный способ использует измерения вдыхаемого и выдыхаемого воздушного потока, чтобы обеспечить реконструкцию воздушного потока в воздушном канале устройства. Затем упомянутую реконструкцию используют для управления временем доставки дозы.
Формирование сигнала вдыхаемого потока и формирование сигнала выдыхаемого потока может, каждое, содержать измерение степени охлаждения термисторного датчика, и способ содержит пропускание через термисторы тока смещения постоянной величины, чтобы поддерживать температуру выше, чем температура окружающего воздуха.
Сигналы первого и второго термисторов можно объединять, чтобы формировать сигнал направления, который указывает направление воздушного потока, и сигнал из первого датчика можно обрабатывать, чтобы формировать сигнал потока, пропорциональный воздушному потоку. Сигнал потока можно также использовать для получения сигнала, указывающего рабочую температуру.
Способ может дополнительно содержать этап обработки сигнала направления и сигнала потока, чтобы формировать соответствующие сигналы базового уровня, и этап адаптации сигнала направления и сигнала потока, чтобы обеспечивать сигналы направления и потока, скорректированные на базовый уровень. Упомянутая коррекция базового уровня допускает обнаружение только значительных искомых изменений сигналов, например для подавления ложных сигналов запуска.
Способ может дополнительно содержать следующие этапы:
получают производный сигнал, который является производной по времени от сигнала направления, скорректированного на базовый уровень; и
создают полиномиальную функцию, которая представляет воздушный поток по проточному каналу, которая содержит член, содержащий кратное сигнала направления, скорректированного на базовый уровень, член, содержащий кратное сигнала потока, скорректированного на базовый уровень, и член, содержащий краткое производного сигнала.
Упомянутая полиномиальная функция является трехчленным полиномом для представления потока в воздушном канале.
Затем из полиномиальной функции выводят сигнал запуска. Сигнал запуска предназначен для инициирования функции дозовой подачи, когда обнаружен первый действительный вдох после активизации ингалятора, или для включения вибрационного элемента, чтобы подавать выброс порошка лекарственного препарата, когда сигнал запуска следует за дозовой подачей и на протяжении сеанса дозирования.
Изобретение предлагает также компьютерную программу, содержащую компьютерный программный код, составленный с возможностью выполнения этапов способа согласно изобретению, когда упомянутая программа выполняется в компьютере.
Пример изобретения подробно описан в дальнейшем со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых
фиг. 1 - пример сенсорного устройства, используемого в устройстве по изобретению;
фиг. 2 - пояснение к тому, как датчики устанавливаются в конструкцию проточного канала ингаля- 2 030174
ционного устройства с маской;
фиг. 3 - схема для формирования сигнала вдоха. Для формирования сигнала выдоха применяется аналогичная схема;
фиг. 4 - схема для формирования сигнала направления потока из сигналов вдоха и выдоха; фиг. 5 - для формирования сигнала измерения температуры из сигнала вдоха;
фиг. 6 - схема защиты термисторов вдоха и выдоха с помощью диодов защиты от электростатического разряда (ΕδΌ-защиты);
фиг. 7 - временная диаграмма сигналов потока и направления при комнатной температуре;
фиг. 8 - временная диаграмма, представляющие сигналы потока и направления при 3°;
фиг. 9 - временная диаграмма, представляющие сигналы потока и направления при 40°;
фиг. 10 - временная диаграмма, представляющие сигналы потока и направления для одного ингалятора при различных температурах;
фиг. 11 - передаточная функция температурной компенсации, которую можно использовать;
фиг. 12 - пояснение к тому, как можно использовать сигнал оценки базового уровня;
фиг. 13 - расход в точке запуска (т.е. когда вибрационный элемент возбуждается для выпуска дозы)
для диапазона рабочих температур, расходов и частот дыхания;
фиг. 14 - точка задержки запуска для диапазона рабочих температур, расходов и частот дыхания; фиг. 15 - расходы запуска для разных температур;
фиг. 16 - первая блок-схема последовательности операций способа по изобретению при формировании функции потока;
фиг. 17 - вторая блок-схема последовательности операций способа по изобретению при управлении дозирующими выбросами;
фиг. 18 - взаимоотношение между разными сигналами, используемыми системой, включая сигналы
РЬОк (ПОТОК) и ΌΙΚ (НАПРАВЛЕНИЕ) и дополнительно сигнал ТК1ООЕК (ЗАПУСК).
Изобретение обеспечивает ингаляционное устройство, использующее электроприводной вибрационный элемент для выпуска дозы лекарства, обычно, дозы порошкового лекарства, в проточный канал, и контроллер для включения/отключения вибрационного элемента. Сенсорное устройство способно различать между вдыхаемым потоком и выдыхаемым потоком через проточный канал и способствовать формированию модели паттерна дыхания пользователя. Настоящее изобретение может включать в себя программное обеспечение, содержащее алгоритм подтверждения дыхания, включающий подходящие механизмы, которые запускают выпуск лекарства, при обнаружении действительного дыхания. Таким образом, настоящее изобретение может устранять нежелательные запуски и отличать ложный входной сигнал, например нерелевантное перемещение устройства.
Ингаляционное устройство может, например, использовать блистерную упаковку, в которой блистер устанавливается в местоположение выпуска и затем вскрывается, и содержимое выпускается. Упомянутый выпуск содержимого вызывается, например частично, воздушным потоком, порождаемым вдохом пользователя, над блистером, но для поддержки опорожнения содержимого блистера в воздушный проточный канал, ведущий к отверстию для доставки лекарства, применяют также пьезоэлектрическое вибрационное устройство. Пьезоэлектрическое возбуждение соответствует "дозирующему выбросу", в течение которое должно вдыхаться лекарство.
Синхронизация действия механизма дозовой подачи и пьезоэлектрического вибрационного устройства имеет критическое значение для обеспечения того, чтобы выпускаемая доза вдыхалась пациентом, как требуется, и чтобы управлять дозой, доставляемой в пациента.
В частности, устройство должно производить выбросы порошкового лекарства каждый раз, когда пациент вдыхает через дыхательную маску, подсоединенную к ингалятору, и ошибочные выпуски лекарства должны исключаться.
Следовательно, настоящее изобретение относится к управлению временной диаграммой функций доставки дозы, выполняемых ингаляционным устройством. Это относится, в частности, к надежному обнаружению временной диаграммы каждого вдыхания воздуха пользователем.
Фиг. 1 представляет пример сенсорного устройства, примененного в устройстве согласно изобретению.
Показанный проточный канал 10 находится между воздуховпускным портом ингаляционного устройства и отверстием, через которое лекарственный препарат доставляется в пациента. Пациент может, например, носить дыхательную маску. Воздушный поток вдоль канала 10 является пассивным, а именно, вызываемым вдохом и выдохом пациента. В точке вдоль канала 10 порошковое лекарство вводится в канал для ингаляции пациентом. Для данной цели показана в упрощенной схематической форме блистерная упаковка 12 из капсул для доставки лекарства, и пьезоэлектрический вибратор 14 применен для поддержки опорожнения вскрытого блистера в проточный канал. Продолжительность действия вибратора называется "дозирующим выбросом". Блистерная упаковка подается приводным механизмом, схематически показанным в виде зуба 16. Срабатывание приводного механизма называется "дозовой подачей".
Описания пьезоэлектрических вибраторов, приводных механизмов и лекарственных капсул, при- 3 030174
годных для применения с настоящим изобретением, известны специалистам в данной области техники. Лекарство обычно выпускается из блистерной капсулы в дозирующую камеру, из которой оно увлекается в воздушный поток в канале 10.
Обеспечено сенсорное устройство, содержащее датчик 18 вдыхаемого потока в форме термистора, который обращен навстречу вдыхаемому воздушному потоку 20 и датчик 22 выдыхаемого потока в форме термистора, который обращен навстречу выдыхаемому воздушному потоку 24.
Контроллер 26 обеспечен для включения и отключения вибрационного элемента 14, а также управления приводным механизмом 16. Контроллер использует сигналы датчиков потока для различения между вдыхаемым потоком и выдыхаемым потоком по проточному каналу 10. Как показано, контроллер принимает сигналы датчиков и обеспечивает управляющие сигналы в приводной механизм 16 и вибрационный элемент 14.
Несмотря на изображение в виде отдельного блока? контроллер может быть встроен в печатную плату 27, на которой смонтированы датчики 18, 22, которые плотно заделаны в стенку воздушного канала прокладкой 28.
Местоположение, в котором лекарство вводится в воздушный проточный канал, может находиться перед или за местоположением сенсорного устройства.
Фиг. 2 изображает в сечении сенсорное устройство, установленное внутри ингаляционного устройства. Вдыхаемый поток показан стрелкой 20, который направлен к дыхательной маске 30. Показаны сенсорная головка 18, 22, пьезоэлектрический вибратор 14 и прокладка 28, а также дозирующая камера 29.
Датчики обеспечивают систему обнаружения вдоха. В общем, данная система предназначена для удовлетворения следующим общим требованиям и правилам проектирования.
Включение запуска дозовой подачи и дозирующих выбросов, когда вдыхаемый воздушный поток через проточный канал ингалятора превышает минимальный расход. Упомянутый минимальный расход составляет обычно 0,2-5 л/мин (литров в минуту), предпочтительно, выше чем 0,5 л/мин, но приведенное целевое значение может изменяться в соответствии с подлежащей лечению группой пациентов. В некоторых применениях, возможно, желательно также установить верхний предел расхода, в пределах которого должен происходить запуск.
Способность работы с расходами и дыхательными объемами, встречающимися при дыхании детей и взрослых.
Работа, независимая от сопротивления потоку проточного канала.
Работа в типичных больничных или домашних условиях окружающей среды.
Стоимость компонентов подсистемы обнаружения вдоха должна быть достаточно низкой для снижения себестоимости единицы конструктивно-законченного коммерческого изделия.
Датчик(и) не должен (не должны) требовать точного размещения относительно черт лица.
Датчик(и), используемый(ые) для обнаружения воздушного потока, не должны нарушать препятствовать воздушному потоку или доставке лекарства.
Функции ингалятора не должны запускаться, когда в проточном канале ингалятора присутствует выдыхаемый воздушный поток.
Запуск не должен производиться во время стандартного обращения с ингалятором перед дозированием.
Распознавание направления воздушного потока необходимо, но измерение расхода выдыхаемого потока не требуется.
Чтобы обеспечить измерение воздушного потока, внутри проточного канала 10 ингалятора помещают два небольших термистора 18, 22 (корпуса 0402 поверхностного монтажа). Как упоминалось выше, датчик физически расположены так, чтобы один был обращен навстречу вдыхаемому воздуху, и другой был обращен навстречу выдыхаемому воздуху. Сенсорная система выбрана и спроектирована с возможностью чувствительности, теоретически, к низким расходам вследствие очень малой теплоемкости термисторных датчиков и относительно небольшой площади сечения проточного канала для концентрации воздушного потока в области датчика, как можно видеть на фиг. 2. Через оба термистора пропускается ток смещения постоянной величины, чтобы они сохраняли температуру выше температуры окружающего воздуха (обычно от 50 до 55°С, чтобы гарантировать работу при температуре по меньшей мере на 10°С выше типичной наивысшей рабочей температуры 40°С).
Воздушный поток на время охлаждает термисторы, при этом доминирующее охлаждающее действие имеет место на любом термисторе, который обращен навстречу направлению воздушного потока в данный момент, и получаемое изменение сопротивления обнаруживается как изменение напряжения на термисторах. Вследствие тока смещения постоянной величины напряжение на выводах термистора повышается из-за воздушного потока, и повышение напряжения пропорционально расходу воздушного потока.
Таким образом, термисторы фактически сконфигурированы как термоанемометры с нитью накала.
Термистор со стороны вдоха датчика размещен около наконечника, чтобы усиливать охлаждающее действие, а термистор со стороны выдоха смещен, чтобы частично изолировать термистор от теплоты, выделяемой датчиком вдоха. Это показано на фиг. 1.
- 4 030174
Сигналы формируются схемами операционных усилителей, содержащихся на основной схемной плате ингалятора:
(ί) оба сигнала термисторов объединяются и усиливаются для формирования сигнала, который указывает направление воздушного потока (обозначаемый как сигнал "ΌΙΚ.")
ΌΙΚ = 10 х (напряжение вдоха - напряжение выдоха);
(ίί) сигнал термистора вдоха усиливается для формирования сигнала напряжения вдоха (называемого "ΙΝΗΑΕΕ_Α" на последующих фигурах). От упомянутого сигнала формируется производная по времени и объединяется с исходным сигналом для получения сигнала потока, пропорционального расходу воздушного потока ("ΡΕΘΥ")
ΡΕΘΥ = (50 х производная напряжения вдоха) + напряжение вдоха;
(ίίί) сигнал термистора вдоха связан по постоянному току для формирования сигнала, указывающего рабочую температуру, (обозначаемого "ТЕМР").
Заводская калибровка устанавливает базовый уровень сигнала ТЕМР, соответствующий известной температуре окружающего воздуха 23 ± 2°С.
Фиг. 3 представляет схему для формирования сигнала ΙΝΗΑΕΕ_Ά вдоха, и которая обеспечивает электрическое смещение термистора. Для формирования сигнала выдоха применяется аналогичная схема.
Ток пропускается через термистор 18 вдоха из высоковольтной шины (3,6 ΒΆ). Термистор имеет два вывода, ΙΝΗΑΕΕ_Α и ΙΝΗΑΕΕ_Β. Вывод ΙΝΗΑΕΕ_Α служит как вывод выходного сигнала, который обрабатывается другими схемами.
Низкое сопротивление 100 Ом термистора 18 выбрано с таким расчетом, чтобы он мог самостоятельно подогреваться слабой инжекцией тока. Термисторы относятся к типу NТС (с отрицательным температурным коэффициентом), в которых сопротивление снижается по мере повышения температуры. Когда ток подается в термистор, он быстро нагревается вследствие его небольшого размера и свойствам ЫТС и быстро устанавливает термическое равновесие с его окружающей средой. Термистор типа ЫТС с самоподогревом всегда будет иметь более высокую температуру, чем окружающая атмосфера.
В одном примере конструкции термисторы нагреваются до температуры, которая больше, чем температура окружающего воздуха, приблизительно на 5-20°С, предпочтительно 10-18°С и наиболее предпочтительно 15°С. В некоторых вариантах осуществления термисторы имеют постоянную температуру около 50°С, и поэтому они всегда будут охлаждаться под действием либо вдыхаемого воздуха, либо выдыхаемого воздуха, который всегда имеет температуру ниже чем приблизительно 40°С.
Входной делитель напряжения устанавливает рабочую точку схемы для постоянного тока.
Схема состоит из операционного усилителя 32 с топологией источника стабилизированного тока, а именно, с транзистором 34 на выходе.
Резистор прямой связи 40 немного изменяет точку смещения в зависимости от напряжения на выходе ΙΝΗΑΕΕ_Α. Если выходное напряжение выше, чем первоначальное значение на неинвертирующем входе операционного усилителя 32, то выходное напряжение повышает напряжение на неинвертирующем входе.
Когда имеется обнаруживаемый воздушный поток, сопротивление термистора быстро изменяется и приводит к изменениям всех узловых напряжений.
В настоящем случае присутствует влияние положительной обратной связи и влияние отрицательной обратной связи, которые совместно оказывают такое влияние, что на выходе ΙΝΗΑΕΕ_Α напряжение начинает передаваться с выхода на неинвертирующий вход усилителя, затем обратно снова на выход, пока схема не стабилизируется.
Когда термистор 18 охлаждается воздушным потоком, его сопротивление повышается. Это, в свою очередь, повышает напряжение на ΙΝΗΑΕΕ_Α благодаря топологии источника стабилизированного тока. Данное напряжение подключается резистором 40 к неинвертирующему входу. Это, в свою очередь, повышает выходное напряжение на ΙΝΗΛΣΕ_Ά. Данная схема является формой контура с положительной обратной связью.
Вследствие повышенного выходного напряжения на выходе ΙΝΗΑΕΕ_Α термистор принимает более высокое напряжение смещения, и это приводит, в результате, к протеканию более сильного тока. Это, в свою очередь, приводит к увеличению рассеяния мощности и, в конечном счете, повышает температуру термистора. Из-за упомянутого нагревания сопротивление термистора снижается, и поэтому напряжение ΙΝΗΑΕΕ_Ά падает. Вышеописанное составляет контур с отрицательной обратной связью.
Два механизма обратной связи работают совместно для стабилизации температуры и управления характеристиками чувствительности схемы.
Приведенный алгоритм аппаратно-реализованный алгоритм управления перекомпенсирует снижение температуры, чтобы ускорить восстановление температуры вследствие охлаждения при переменном режиме термистора воздушным потоком.
- 5 030174
Термистор 22 выдоха размещен в схеме, идентичной схеме, показанной на фиг. 3, для формирования сигнала ЕХНАЬЕ_А выдоха в качестве выходного сигнала. Термистор выдоха имеет два вывода ЕХНАЬЕ_А и ЕХНАЬЕ_В.
Фиг. 4 представляет схему усилителя направления потока в форме операционного дифференциального усилителя, который вычитает сигнал выдоха из сигнала вдоха, чтобы направление потока можно было подавать обратно в контроллер.
Схема содержит операционный усилитель 42, который принимает сигнал вдоха на неинвертирующий вход и сигнал выдоха на инвертирующий вход. Коэффициент усиления 10 обеспечивается 10-кОм входными резисторами 44 и 100-кОм резистором 46 обратной связи. Тем самым реализуется функция направления потока
ΌΙΚ = 10 х (напряжение вдоха - напряжение выдоха).
На выходе схемы показан фильтр нижних частот.
Вход схемы содержит также создающую смещение цепь 47 для центрирования выходного сигнала около требуемого уровня, например 1,5 В.
Топология дифференциального усилителя, показанная на фиг. 4, выдает разность между потоком вдоха и потоком выдоха. В случае сильного потока как датчик вдоха, так и датчик выдоха испытывают охлаждающее действие, обусловленное турбулентным потоком вблизи датчиков. Однако датчик, обращенный навстречу воздушному потоку, будет испытывать наибольшее охлаждающее действие и выдавать наибольшую величину выходного напряжения. Поэтому разность выходного сигнала датчика вдоха и выходного сигнала датчика выдоха представляет направление потока.
Фиг. 5 представляет схему усилителя потока для формирования сигнала РЬОА из усиленного сигнала Г№НАЕЕ_А вдоха, а также сигнал ТЕМР температуры. Совместно, упомянутые сигналы РЬОА и ТЕМР можно считать "каналом вдоха".
Данная схема усилителя потока выдает температуру датчика потока, ТЕМР, в виде величины постоянного тока с коэффициентом усиления 1 и амплитуду потока в виде сигнала (переменного тока) с амплитудным кодированием нарастающего фронта с коэффициентом усиления 50.
Резистивно-емкостная (КС) цепь 50 обеспечивает дифференцирование сигнала Г№НАЕЕ_А. Данное дифференцирование реализуется посредством связи по переменному току, обеспечиваемой конденсатором, с постоянной времени 1 с в настоящем примере.
Мост 51 постоянного тока получает постоянную составляющую сигнала Г№НАЕЕ_А. Мост постоянного тока содержит транзисторную пару 53 и входной резистор 54. Когда разность напряжений на резисторе является большой, транзисторная пара 53 фиксирует напряжение на резисторе 54. Следовательно, резистор функционирует как сопротивление, управляемое напряжением. Когда напряжение УК54 на резисторе 54 является большим, сопротивление снижается до нуля Ом из-за фиксирующего транзистора. Когда напряжение невелико, сопротивление становится 1 МОм.
Схема содержит операционный усилитель 52 с усилением цепи отрицательной обратной связи, и который усиливает дифференцированный (связанный по переменному току) сигнал 1ЫНАЕЕ_А с коэффициентом усиления 50 и объединяет данный сигнал с сигналом тракта постоянного тока из датчика вдоха.
Данная схема обеспечивает двойной режим работы: когда разность по постоянному току между Г№НАЕЕ_А и выходным сигналом является большой, то схема компенсирует любую разность. В то же время схема допускает 50-кратное усиление амплитуды переменного тока.
Мост 51 постоянного тока создает виртуальную землю при повышенном напряжении постоянного тока, которое равно постоянной составляющей сигнала Г№НАЕЕ_А. Упомянутый мост делает это без значительной постоянной времени, которая приводила бы к неточности, вызванной задержкой по времени. После включения питания схема 51 стабилизируется быстрее чем за 0,1 с, так что аппаратная точность обеспечивается в пределах 0,5 с времени подогрева устройства. После этого схема становится виртуальной землей.
Усилитель 52 суммирует выходной сигнал 51 и 50-кратный выходной сигнал схемы 50 и подает свой выходной сигнал на выход схемы.
Выходной сигнал переменного тока схемы является вышеописанным значением РЬОА ΡΤΟ\ν = (50 х производная напряжения вдоха) + напряжение вдоха.
Выходной сигнал постоянного тока схемы является значением температуры ТЕМР. Когда температура окружающего воздуха изменяется, напряжение вывода 1ХНАЬЕ_А подогретого термистора, смещенное током постоянной величины, изменяется. Таким образом, напряжение термистора зависит от температуры окружающего воздуха вблизи термистора. Напряжение постоянного тока подается обратно в контроллер сигналом ТЕМР, и поэтому изменение коэффициента усиления вследствие температуры термистора может корректироваться.
Таким способом реализуется функция ΡΕΟν. Таким образом, сигнал ΡΕΟν объединяет сигнал постоянного тока датчика вдоха и его усиленную производную по времени.
- 6 030174
Выходные сигналы схем, показанных на фиг. 4 и 5, представляются в аналого-цифровой преобразователь для дополнительной обработки в цифровом представлении. Упомянутые сигналы мультиплексируются для подачи в цифровой сигнальный процессор (Ό8Ρ).
Фиг. 6 показывает, что выводы датчиков вдоха и выхода защищены диодами 60 Зенера для Ε8Όзащиты.
Фиг. 7 представляет сигналы датчиков при 5-л/мин входном ступенчатом изменении воздушного потока при комнатной температуре. Диаграмма 70 показывает фактический сигнал воздушного потока из пневмотахометра. Диаграмма 72 показывает сигнал РЬОА, и диаграмма 74 показывает сигнал ΌΙΚ (направления).
Нижняя часть изображения является увеличенной версией части верхней части изображения.
Фиг. 8 показывает такой же набор сигналов с таким же 5-л/мин входным ступенчатым изменением воздушного потока, но при 3°С. Следует отметить более значительные амплитуды сигналов РЬОА и ΌΙΚ вследствие более сильного охлаждающего влияния холодного окружающего воздуха на самостоятельно подогревающиеся термисторы.
Фиг. 9 показывает такой же набор сигналов с таким же 5-л/мин входным ступенчатым изменением воздушного потока, но при 40°С. Следует отметить меньшие амплитуды сигналов РЬОА и ΌΙΚ, получающиеся вследствие ослабленного охлаждающего влияния теплого окружающего воздуха на подогретые термисторы.
Фиг. 10 представляет типичные сигналы каналов ΌΙΚ и вдоха, записанные при разных рабочих температурах (15, 24 и 30°) с одним и тем же ингаляционным блоком. Три сигнала канала вдоха (т.е. переменный сигнал РЬОА+ΤΕΜΡ) обозначены ΙΝΗ_15, ΙΝΗ_24 и ΙΝΗ_30, и три сигнала ΌΙΚ обозначены ΌΙΚ_15, ΌΙΚ_24 и ΌΙΚ 30. Следует отметить сдвиги как смещения постоянной составляющей, так и амплитуды сигнала с температурой. Сигнал "воздушный поток" показывает фактический воздушный поток.
Как упоминалось выше, выходной сигнал общей системы обнаружения является сигналом запуска программного обеспечения, который дает программному обеспечению системы ингалятора сигнал выполнять одно из двух разных действий:
(ί) инициировать дозовую подачу полоски блистеров, когда сигнал запуска является первым действительным вдохом, обнаруженным после активизации ингалятора; или
(ίί) возбуждать пьезоэлектрический преобразователь для доставки выброса порошка, когда сигнал запуска следует за дозовой подачей и на протяжении сеанса дозирования.
Ошибки системы обнаружения вдоха можно разделить на две основные категории, перечисленные ниже. Во время разработки применяют верификационное тестирование конструкции для демонстрации, что появление ошибок данных типов минимизируется с помощью диапазона смоделированных случаев тестирования дыхания.
(ί) Запуск происходит в неподходящее время; т.е., когда существуют условия, отличающиеся от вдоха в пределах заданного диапазона датчика потока, например выдох, чрезмерное движение ингалятора или слишком высокое или низкое запускающее напряжение датчика потока.
(ίί) Запуск не происходит, когда присутствует действительное дыхание.
Потенциальные риски запуска в неподходящее время включают в себя:
(ί) возможность выпуска порошкового лекарства из впускного отверстия проточного канала при выдохе;
(ίί) неэффективное дозирование, происходящее в результате осаждения в проточном канале или дыхательной маске порошка, который не ингалируется надлежащим образом;
(ίίί) вскрытие дозы (в случае неумышленной дозовой подачи) до намерения выполнить сеанс дозирования, что приводит к бесполезному расходованию дозы путем продувки.
Потенциальные риски невыполнения запуска при действительном дыхании включают в себя:
(ί) полную неспособность к дозированию;
(ίί) потребность в большем числе вдохов (большем времени) для завершения полной дозы;
(ίίί) неспособность выполнить дозирование до того, как происходит блокировка дозы по времени, что приводит к бесполезному расходованию дозы путем продувки;
(ίν) порошок лекарства выпускается в такой момент времени, когда он не будет надлежащим образом ингалироваться пациентом.
Алгоритм обнаружения вдоха использует трехчленный полином, по существу, для "реконструкции" фактического расхода, обнаруженного двухтермисторным датчиком. Входные сигналы алгоритма представляют собой направление потока (ΌΙΚ) и вышеописанные сигналы амплитуды/рабочей температуры (ЕЬОА и ΤΕΜΡ) потока.
Алгоритм предназначен не для обязательного "точного воспроизведения" входного сигнала потока, а для того, чтобы
обеспечить более высокую чувствительность при низких уровнях потока, чтобы вдыхание воздуха можно было обнаруживать в самом начале дыхательного цикла;
минимизировать время отклика на нарастающее изменение вдоха;
получать переменный коэффициент усиления, чтобы слабые потоки усиливались сильнее, чем
- 7 030174
сильные потоки. Точность оценки расхода не требуется при повышенных расходах, поскольку принципиальное значение имеет синхронизация с началом вдоха;
обеспечить компенсацию температуры окружающего воздуха и
упростить алгоритм посредством ослабления воспроизведения участка выдоха потока (это уменьшает сложность алгоритма посредством минимизации числа членов в полиноме).
Для повышения надежности работы используются механизмы компенсации коэффициента усиления. Термистор в режиме смещения высоким напряжением постоянного тока имеет меньший коэффициент усиления. Поэтому работу в данном режиме следует компенсировать повышенным коэффициентом усиления. Напротив, термистор в режиме смещения низким напряжением постоянного тока имеет более высокий коэффициент усиления. Поэтому работу в данном режиме следует компенсировать пониженным коэффициентом усиления. Таким образом, требуется компенсация коэффициента усиления в зависимости от рабочей точки.
Значение характерного коэффициента усиления можно определить, например, как 1пЕг1пз1сСа1п = 0,2731 х (ГЬОКСС2зс _ 3273)+515,2
В приведенной зависимости ТЬО^пС23С означает калибровочное значение постоянной амплитуды сигнала ТЬО^ в заводских условиях калибровки при 23°С.
В общем, нижеприведенное уравнение является полиномиальным уравнение выходного сигнала, представляющим поток в канале
Г1ом(1) = (А х ΌΙΗ) + (В х άϋΙΗ/άί) + (С х ГЪОИ)
Когда температурный коэффициент усиления и характерный коэффициент усиления подставляют в приведенную функцию, получают следующие выражения для членов полинома, которые представляют выходной сигнал потока во всех условиях
А = Са1п1 х ТетрОа1п х 1п5г1пз1с0а1п
В = Са1п2 х Тетр6а1п х 1п5г1пз1с6а1п
С = Са1пЗ х ТетрСа1п х 1п5г1пз1сСа1п
Значение ТешрОат является коэффициентом компенсации температурного коэффициента усиления, и значение 1п1пп81сОат является вышеопределенным характерным заводским коэффициентом компенсации коэффициента усиления.
Коэффициент компенсации температурного коэффициента усиления, ТешрОат, определяется следующим образом:
ТетрСал_п = Сагп х ( ЕЪСЖсау - ГЬОТлДсгзс) ,
где Оат означает передаточную функцию коэффициента усиления датчика,
Н .О\\"'|)СЛ\· означает среднюю величину текущей постоянной амплитуды сигнала П.ОА. Следует отметить, что упомянутая средняя величина выводится путем цифровой обработки сигнала.
Например, постоянные значения коэффициента усиления могут составлять
Са1п1=4
Са1п2=16
Са1пЗ=4
В соответствии с вышеприведенным определением
ΌΙΚ - переменная часть выходного сигнала усилителя направления потока, показанного на фиг. 4; άΌΙΚ/άί - первая производная сигнала ΌΙΚ по времени;
Н.ОХТ - переменная часть выходного сигнала усилителя потока, показанного на фиг. 5.
Как упоминалось выше, температуру окружающего воздуха можно получать из постоянной части сигнала канала вдоха на выходе схемы, показанной на фиг. 5. Составляющая напряжения постоянного тока имеет косвенную корреляционную связь с температурой окружающего воздуха. При условии, что датчик вдоха фактически нагревается до приблизительно 50°С, его температура не будет температурой окружающего воздуха. Однако при данной температуре окружающего воздуха термистор канала вдоха будет нагреваться до соответствующего однозначно определенного значения. На основании характеристик температуру окружающего воздуха можно вывести из температуры термистора.
Для обеспечения температурной компенсации устройства оценивали в расширенном диапазоне температур от 5 до 40°С.
Выходные напряжения датчиков измеряли с использованием стандартных расходов в расширенном диапазоне температур. На основе данных составили передаточную функцию компенсации, называемую "Подлежащий применению относительный коэффициент усиления". Передаточную функцию компенсации аппроксимировали двухсегментной кусочно-линейной функцией с центром на 23°С, показанной на фиг. 11 (не в масштабе). Данная функция дает значение относительного коэффициента усиления, подлежащего применению к некомпенсированному выходному сигналу датчика.
При температурах выше 23°С датчик менее чувствителен к воздушному потоку (сниженный коэффициент усиления), поэтому применяется повышенный компенсирующий коэффициент усиления. При температурах ниже 23°С, датчик более чувствителен к воздушному потоку (повышенный коэффициент
- 8 030174
усиления), поэтому применяется пониженный компенсирующий коэффициент усиления. Цель температурной компенсации состоит в поддержке относительно постоянного коэффициента усиления во всем диапазоне рабочих температур. Таким образом, выходной сигнал для алгоритма обработки сигналов при данном дыхании остается постоянным во заданном диапазоне рабочих температур.
Фиг. 11 показывает, что значение "Подлежащего применению относительного коэффициента усиления" зависит от температуры. Передаточная функция значения "Оаш" ("Коэффициент усиления") датчика, используемого в вышеприведенных выражениях, является обратной функции на фиг. 11, так что
"Оаш" х "Подлежащий применению относительный коэффициент усиления" = 1.
Таким образом, рабочая температура учитывается в функции потока Ε1ο^(ί). Ниже описаны функции отслеживания базового уровня, которые отслеживают также функции температурной компенсации.
После того как обработаны данные датчиков и применена температурная компенсация на основании текущей рабочей температуры, формируется сигнал Ε1ο^(ί), зависящий от расхода. В этот момент для данного сигнала можно применить простую проверку порога запуска, чтобы установить приблизительный расход запуска. В случае взрослых упомянутый запуск должен иметь место в диапазоне от 0,5 до 10 л/мин. Когда запуск производится, устройство фактически производит запуск не по расходу в реальном времени; т.е. устройство фактически производит запуск на основании характера изменения сигнала до того, как был достигнут расход запуска. Сам по себе запуск основывается на сочетании задержки по времени, а также пропорциональных и производных значений обоих каналов входных сигналов датчиков.
Например, примененный термистор может иметь заданный допуск сопротивления ±5% при 25°С и допуск ±3% для значения В, которое является постоянной величиной, представляющей отношение сопротивления к температуре, которое зависит от свойств материала термистора.
Характерное изменение коэффициента усиления описано выше. Если данный термистор является более чувствительным к температуре, то это будет значительнее снижать его сопротивление из-за данного количества теплоты. Поэтому напряжение ΙΝΗΑΕΕ_Α будет ниже. Следовательно, меньшее абсолютное напряжение ΙΝΗΑΕΕ_Α означает, что датчик сильнее нагрет и имеет более высокий коэффициент усиления. Тогда необходима компенсация меньшим коэффициентом усиления.
Имеется также элемент компенсации коэффициента усиления, связанный с температурой по отношению к номинальной температуре калибровки.
Для данного калиброванного устройства при номинальной температуре более высокое показание напряжения постоянного тока соответствует более высокому сопротивлению термистора и поэтому представляет температуру термистора ниже номинальной. В случае воздушного потока данный термистор будет вырабатывать более сильный сигнал. Для уравнивания коэффициента усиления ко всему сигналу следует применить меньшее масштабное значение. Наоборот, пониженное показание напряжения постоянного тока соответствует сниженному сопротивлению термистора и поэтому представляет температуру термистора выше номинальной. Тогда в случае воздушного потока данный термистор будет вырабатывать пониженный сигнал. Для уравнивания коэффициента усиления ко всему сигналу следует применить большее масштабное значение. Затем приведенная коррекция применяется к сигналу температуры после температурной компенсации для повышения точности системы.
С данной целью заводскую калибровку можно выполнять, когда ингалятор запускается в первый раз после загрузки встроенного программного обеспечения. Перед заводской калибровкой температура ингалятора приводится в состояние равновесия, например, при 23 ± 2°С в течение по меньшей мере 15 мин. При первой активизации включается смещение термистора, и устройство выдерживают в течение одной минуты периода нагревания. В течение этого периода напряжение постоянного тока выходного сигнала Ι'ΡΟ\Υ из схемы канала вдоха, показанной на фиг. 5, накапливается и усредняется.
После упомянутого периода калибровки среднее значение сохраняется в энергонезависимой флэшпамяти, и ингалятор возвращается в состояние ожидания. Упомянутое значение служит базисной точкой для температурной компенсации в течение срока службы устройства. Следует отметить, что данная калибровка также уменьшает ошибки, вводимые разбросом между устройствами. В частности, вследствие разброса сопротивления термисторов разные термисторы будут нагреваться до разных температур при данной рабочей температуре окружающего воздуха. Показание напряжения постоянного тока из канала вдоха можно использовать для уменьшения ошибки посредством применения линейного коэффициента усиления ко всему сигналу, который используется для запуска.
Таким образом, существуют два механизма температурной компенсации. Одним является компенсация коэффициента усиления в реальном времени, которая основана на реально-временном напряжении постоянного тока ΙΝΗΑΕΕ_Α. Данная компенсация коэффициента усиления влияет на параметры А, В и С. поскольку
Οβίηΐ х ТетрСаФп х 1пВг1П51сСа1п 6а1п2 х Тетрбатп х 1пВг1П51с6а1п
С = батпЗ х Тетрбатп х 1пВг1П51с6а1п
и ТешрОат является реально-временным коэффициентом усиления.
- 9 030174
Значение ΙηΙπηδίαΟαίη является вторым механизмом компенсации коэффициента усиления, который настраивается на предприятии-изготовителе, как пояснялось выше. Значение ΙηΙπηδίαΟαίη является постоянным значением, которое также влияет на параметры А, В и С.
Аналого-цифровой преобразователь (АЦП) применяется для обеспечения двух потоков данных, один из схемы канала вдоха на фиг. 5 (сочетающий сигналы РБО\У и ТЕМР) и один из усилителя направления потока, показанного на фиг. 4 (сигнал ΌΙΚ).
Для обработки упомянутых данных применяется конечный автомат, при этом продолжительность цикла настраивается на 6 мс; причем эквивалентная частота отсчетов АЦП составляет 6 мс. Каждый раз, когда конечный автомат выполняет действие, он получает одну новую выборку данных для каждого канала.
Выполняется исходная инициализация режима готовности.
Каждый раз, когда ингалятор активизируется, он начинает с состояния, в течение которого будет инициализироваться набор особых переменных параметров вдоха, и будет инициализироваться калибровка постоянного базового уровня. Калибровка постоянного базового уровня продолжается 0,5 с, в течение которых запуск ингаляции невозможен. В течение этого периода пользователь должен держать устройство неподвижно, чтобы предотвратить образование неумышленного потока в проточном канале.
Система использует сигналы базового уровня. Вычисление базового уровня играет важную роль при надлежащей компенсации коэффициента усиления системы. Базовый уровень используется в качестве базисного уровня, с которым сравнивается функция потока Р1о\\Д) для обнаружения вдыхания воздуха.
Применяется вычисление базового уровня, которое следует только за медленно изменяющейся формой сигнала сигналов РБО\У и ΌΙΚ В течение периода калибровки базового уровня измеряется среднее значение постоянного тока сигнала РБО\У (посредством цифровой обработки сигналов), которое соответствует температуре окружающего воздуха. Данная реально-временная температура будет применяться в качестве стартового значения для базового уровня сигнала в продолжение текущего сеанса дозирования.
Когда имеет место быстрое изменение сигнала РБО\У. система прерывает сбор данных базового уровня и ожидает стабилизации сигнала. Когда сигнал стабилизируется, система собирает данные и продолжает отслеживать медленно изменяющийся базовый уровень.
Сигнал, пропорциональный воздушному потоку, выводится из разности между реально-временным значением и базовым уровнем.
Отслеживание базового уровня включает в себя процедуру калибровки при активизации устройства. Калибровка базового уровня в течение 0,5 с предусматривает низкочастотную фильтрацию сигналов РБО\У и ΌΙΚ с постоянной времени 48 мс, с масштабированием. Масштабированные значения сохраняются как значения канала вдоха (РБОХУ + ТЕМР) базового уровня и ΌΙΚ базового уровня.
При активизации каналы вдоха (РЬО^+ТЕМР) и направления (ΌΙΚ) проходят период быстрого изменения. Калибровка базового уровня отслеживает текущие значения и преобразует их в значения, обработанные фильтром низких частот.
Во время нормальной работы также выполняется отслеживание базового уровня. Переход от калибровки базового уровня к нормальной работе (т.е. переход к конечному автомату): происходит в конце 0,5 с калибровки базового уровня. Текущие значения, подвергнутые низкочастотной фильтрации, масштабируются и используются как значения базового уровня.
Вычисления базового уровня или смещения выполняются для обоих сигналов.
Функция вычисления базового уровня для канала вдоха (РБОХУ+ТЕМР) использует быстрое усреднение для отслеживания сигнала с замедленной динамикой и медленное усреднение для отказа от сигнала с ускоренной динамикой. Таким образом, существует функция отслеживания, которая изменяет постоянную времени в зависимости от детектируемого сигнала. При этом вычисляется сигнал ТЕМР базового уровня. Сигнал ТЕМР является, по существу, постоянной частью сигнала канала вдоха (РЬО^+ТЕМР), но он не является простой прямой линией. Упомянутый сигнал следует за медленно двигающимся контуром сигнала канала вдоха, когда изменяется температура датчика потока.
После того как базовый уровень сигнала канала вдоха получен, сигнал ТЕМР вычитается из сигнала канала вдоха для вычисления сигнала РБО\У переменного тока.
Затем сигнал РБО\У используется для вычисления члена полинома Р1о^(1), как поясняется выше.
Вычисление базового уровня канала направления (ΌΙΚ) также использует быстрое усреднение для отслеживания сигнала с замедленной динамикой и медленное усреднение для отказа от сигнала с ускоренной динамикой. И вновь существует функция отслеживания, которая изменяет постоянную времени. При этом вычисляется сигнал ΌΙΚ базового уровня, который является, по существу, постоянной составляющей ΌΙΚ. И вновь базовый уровень не является простой прямой линией, он следует за медленно двигающимся контуром ΌΙΚ, когда изменяется температура датчика потока. Вследствие того что ΌΙΚ является дифференциальным сигналом из двух датчиков, его базовый уровень не изменяется существенно во время работы устройства благодаря эффекту компенсации дрейфа.
- 10 030174
После того как получен базовый уровень ΌΙΚ, базовый уровень вычитается из ΌΙΚ для вычисления сигнала переменного тока.
Полученный сигнал переменного тока используется для вычисления членов полинома Р1о\\'(Г) (как упоминалось выше, один член представляет собой ΆχΌΙΚ, в котором ΌΙΚ является переменной частью).
По сигналу ТЕМР вычисляется коэффициент температурной компенсации, который используется при вычислении значений А, В и С. Характерный коэффициент усиления вычисляется из той же переменной ТЕМР при заводской калибровке и также используется при вычислении значений А, В и С.
Таким образом, можно видеть, что отслеживание базового уровня предусматривает модификацию РЕОА и ΌΙΚ, чтобы исключать отслеживаемый базовый уровень, перед использованием упомянутых сигналов для вывода функции потока Р1о^(1).
В случае потока базовые уровни нарушаются. Функция отслеживания обычно использует фильтр с малой постоянной времени 48 мс для ускоренного отклика, когда поток отсутствует. Как только воздушный поток обнаруживается в форме значительного отклонения от среднего значения, функция отслеживания действует и сдвигает постоянную времени до 6,1 с для замедленного отклика. В конечном счете воздушный поток ослабевает и возвращается к почти предыдущим уровням. Когда такое происходит, функция отслеживания возвращается к 48-мс постоянной времени для продолжения быстрого отслеживания базового уровня.
Данная работа показана на фиг. 12. Диаграмму 120 можно считать сигналами РЕОА или ΌΙΚ, и диаграмма 122 является соответствующей функцией базового уровня. Начальное время является состоянием включения питания, за которым следуют два вдоха.
Отслеживание функции базового уровня функцией вдоха можно видеть, пока не происходит выброс функции. Это вызывает увеличение постоянной времени, подлежащей применению к функции базового уровня (следовательно, относительного постоянного градиента, как показано), пока функция не стабилизируется снова на базовом значении.
Функция потока Р1о\у(Р) применяется для обнаружения вдоха. Когда Р1о\у(Р) превышает фиксированный пороговый уровень, вдох обнаруживается. Однако дыхание требуется сортировать для подтверждения правильности и на сильный выдох. Когда вдох является подтвержденным дыханием и он не является сильным выдохом, выдается сигнал запуска.
Накопленные средние значения вычисляются в цифровом сигнальном процессоре (ΌδΡ). Данные значения применяются для дополнительной обработки сигналов РРОА и ΌΙΚ, так обрабатываются средние значения по временному окну. Накопленные средние значения применяются также для отслеживания базового уровня.
Например, первое накопленное среднее значение можно определить в виде
ΝθΜΑν = {ΟΐάΑν(2р-1) + Ыем5атр1е}/2Р.
(Новое среднее = {Старое среднее(2р-1) + Новый отсчет}/2р)
Тем самым выполняется усреднение по длине 2Р, с каждым новым отсчетом, заменяющим одно предыдущее значение. Среднее значение имеет масштабный параметр 1, т.е. оно имеет величину, эквивалентную одному отсчету.
Второе накопленное среднее значение можно определить в виде
ΝθΜΑν = ΟΙάΑν - Ο1άΑν/2ρ+ 5.
(Новое среднее = Старое среднее - Старое среднее/2р+ 5)
Данное среднее значение имеет масштабный параметр 2Р, т.е. оно имеет величину, эквивалентную 2Р отсчетам. И вновь, одно значение отсчета заменяется новым отсчетом.
Приведенные накопленные вычисления включают в себя умножение и деление на степени 2, которые можно заменить операциями побитового сдвига. Таким образом, приведенные функции накопленного среднего значения могут вычисляться очень быстро. Вторая вышеприведенная функция содержит меньше операций и, следовательно, даже быстрее. Однако это требует среднего значения в масштабе 2Р.
Приведенные усредняющие функции соответствуют цифровым фильтрам низких частот первого порядка. Постоянная времени определяется значением Р.
Посредством установки разных постоянных времени, т.е. значений Р, отслеживание базового уровня может применяться с разными постоянными времени на основании обнаружения вдоха.
Для обработки сигналов датчиков, которые обновляются через каждые 6 мс, будут выполняться нижеследующие функции:
(ΐ) обновление долговременных средних значений обоих сигналов вдоха (РРОА ГЕМР) и направления (ΌΙΚ);
(ϊϊ) обновления значения (ТЕМР) смещения постоянной составляющей, зависимого от температуры окружающего воздуха.
Данное значение обновляется в реальном времени, так что температура окружающего воздуха оценивается в реальном времени. В течение вдоха комплексный сигнал температуры окружающего воздуха + датчика имеет тенденцию к дрейфу. Упомянутый переменный параметр отслеживает дрейф, так что его можно корректировать;
- 11 030174
(ίίί) сохранение значения оценки базового уровня сигнала вдоха.
Вычисление потока в реальном времени предусматривает определение полиномиальной функции Р1о№(1), как поясняется выше.
Программное обеспечение для осуществления управления основано на программном конечном автомате. Рабочие состояния определяются следующим образом.
КАЛИБРОВКА СОСТОЯНИЯ ВДОХА. Данное состояние устанавливает, является ли активизация устройства первой активизацией после инициализации. Если является, то выполняется заводская калибровка базового уровня температуры. Результат калибровки сохраняется во флэш-памяти, после чего ингалятор переходит в режим ожидания.
СОСТОЯНИЕ ВДОХА КАЛИБРОВАНО. Заводская калибровка базового уровня температуры выполнена.
СОСТОЯНИЕ ВДОХА ИНИЦИАЛИЗИРУЕТ БАЗОВЫЙ УРОВЕНЬ. В начале каждого сеанса дозирования сразу после активизации, устанавливается базовый уровень, коррелирующийся с рабочей температурой. Когда ингаляционное устройство активизируется в любом случае после первого раза, конечный автомат будет по умолчанию начинать в данном состоянии. Он будет инициализировать переменные параметры, связанные со вдохом, включая долговременные средние значения.
ЗАПИРАНИЕ СОСТОЯНИЯ ВДОХА. Данное состояние является периодом задержки, чтобы снижать вероятность нарушения попытки обнаружения последующего дыхания сигналом предыдущего дыхания. Данный период начинается с начала обнаружения дыхания. Для периода запирания в настоящее время применяется значение 600 мс. В течение данного периода устройство ожидает стабилизации аналоговых каналов перед обнаружением следующего дыхания. Затем конечный автомат вернется в состояние ОБНАРУЖЕНИЕ СОСТОЯНИЯ ВДОХА (см. ниже).
ОБНАРУЖЕНИЕ СОСТОЯНИЯ ВДОХА. В данном состоянии происходит обработка сигнала вдоха, и полученный сигнал сравнивается с порогом базового уровня для формирования сигнала запуска.
Из-за высокой чувствительности системы обнаружения вдоха быстрое перемещение ингалятора, особенно с прикрепленной дыхательной маской для взрослого, может вызвать протекание воздуха по воздушному каналу и может иметь следствием нежелательные сигналы запуска. Поэтому предусмотрено подтверждение дыхания, чтобы исключать сигналы запуска, вызываемые движением. Хотя имеются различные способы исключения ложных сигналов запуска, обусловленных движением (например, среди прочего, с использованием дешевого акселерометра для обеспечения информации о движения устройства, аварийный блокиратора, приводимого в действие пользователем, когда ингалятор находится в рабочем положении, определения близости ингалятора к лицу пользователя, подпружиненного клапана, который перекрывает проточный канал ингалятора, когда не прижат к лицу пользователя), настоящий вариант осуществления использует схему программной фильтрации.
Программный фильтр работает в предположении, что минимум три последовательных вдоха через относительно равные интервалы указывают на условие совершения вдохов и выдохов. Только после того, как данное условие выполняется, начинается запуск доставки лекарства, и дыхательные интервалы должны оставаться относительно постоянными для продолжения дозирования. В результате фильтр будет отклонять ложные сигналы вдоха, обусловленные обращением с устройством, которые, вероятнее всего, должны возникать до начала дозирования в то время, когда ингалятор помещают на лице пользователя. После того как совершение вдохов и выдохов установлено, работа программного фильтра является, по существу, прозрачной для пользователя.
В общем, программный фильтр работает нижеописанным образом, и более полное описание приведено ниже со ссылкой на фиг. 17.
Вслед за обнаружением первого действительного вдоха после того, как включают ингалятор, истекшее время измеряется, пока не обнаруживается следующий действительный вдох. Данный первый интервал сохраняется как Т0.
Время между вторым действительным вдохом и третьим действительным вдохом так измеряется и сохраняется как Т1.
Немедленно после обнаружения третьего действительного вдоха интервалы Т0 и Т1 сравниваются. Если отношение интервалов оказывается в диапазоне от 1:2 до 2:1, вдохи предполагаются "регулярными", и микроконтроллером выдается сигнал запуска для подачи первого дозирующего выброса.
Текущее значение Т1 сохраняется в виде Т0.
Когда обнаруживается следующий действительный вдох, вычисляется новое значение Т1, и два интервала снова сравниваются. Пока отношение между двумя интервалами остается в диапазоне от 1:2 до 2:1, выдаются новые сигналы запуска, когда обнаруживаются вдохи.
Если два последовательных интервала не попадают в требуемый диапазон отношений, или если самый последний интервал превосходит предварительно заданный верхний предел, дозирование приостанавливается, программный фильтр устанавливается в начальное состояние, и дозирование не может возобновиться, пока снова не обнаруживаются три последовательных дыхания, имеющих интервалы в пределах требуемого диапазона.
- 12 030174
Приведенный процесс подтверждения дыхания продолжается с анализом только двух самых последних вдохов в любой данный момент времени, пока не заканчивается доза, или не происходит блокировка дозирования по времени. Поскольку используются только два самых последних интервала вдохов, алгоритм может адаптироваться к медленным изменениям частоты дыхания в продолжении сеанса дозирования.
Обработка, основанная на трех или более последовательных дыханиях, помогает также исключать сигналы запуска, вызываемые движением. Предположение состоит в том, что минимум три последовательных дыхания через относительно равные интервалы указывают на условие совершения вдохов и выдохов. Только после того как выполняется данное условие, начинается запуск доставки лекарства, и дыхательные интервалы должны оставаться относительно постоянными для продолжения дозирования. В результате, фильтр будет отклонять ложные сигналы вдоха, обусловленные обращением с устройством, которые, вероятнее всего, должны возникать до начала дозирования в то время, когда ингалятор помещают на лице пользователя. После того как совершение вдохов и выдохов установлено, работа программного фильтра является, по существу, прозрачной для пользователя.
Фиг. 13 представляет расходы в точке запуска (при каждой точке, усредненной по 16 вдохам) в диапазоне синусоидальных профилей потока и рабочих температур для трех ингаляторов.
Пояснение в подрисуночной подписи указывает температуру, число дыханий в минуту (ВРМ) и расход (ЬРМ (л/мин)). Данная фигура показывает, что в диапазоне возможных режимов работы расход, при котором запускается дозирование, остается в требуемых пределах, с нижней точкой запуска при низких расходах.
Фиг. 14 показывает задержки запуска, измеренные с момента времени, в который расход достиг 0,5 л/мин (с каждой точкой, усредненной по 16 вдохам), в диапазоне синусоидальных профилей потока и рабочих температур для трех ингаляторов. И вновь задержка запуска остается в допустимых пределах.
Фиг. 13 и 14 показывают, что при представлении множеством различных синусоидальных паттернов потока в диапазоне от 8 до 21 дыханий/мин и дыхательных объемов от 300 до 1100 мл во время исследования характеристик, точка запуска изменяется в диапазоне от 0,8 до 15,5 л/мин (среднее = 5,8 л/мин), с задержкой в диапазоне от 24,5 до 297 мс (среднее = 159 мс), измеренной после того, как расход на вдохе достигает 0,5 л/мин.
Фиг. 15 показывает рабочие характеристики системы обнаружения вдоха для 10 разных ингаляторов, испытанных при 15, 23 и 39°С с использованием европейского стандартного профиля дыхания для взрослых с пиком 15 л/мин синусоидальной формы сигнала, при отношении вдох-выдох 1:1 и дыхательном объеме 500 мл. Все устройства запускались в диапазоне от 3 до 10 л/мин в диапазоне рабочих температур. Сплошные линии на уровне 3 и 10 л/мин представляют целевые предела обнаружения.
Точность точки запуска зависит от скорости линейного изменения воздушного потока. С учетом быстродействия обработки сигналов резкие возрастания воздушного потока обычно приводят к запуску при более высоком расходе.
Из-за очень высокой чувствительности к низким расходам движение ингалятора может вызвать воздушный поток по проточному каналу, т.е. явление, которое усиливается с установленной дыхательной маской, что может интерпретироваться алгоритмом обнаружения в качестве действительного вдоха. Алгоритм обнаружения вдоха включает в себя способ отказа от ложных сигналов потока, предположительно обусловленных движением ингалятора.
Применения с взрослыми и педиатрическими пациентами могут иметь различия.
Педиатрическая маска обычно состоит из неглубокой силиконовой чаши с единственным отверстием, которое служит каналом как для вдоха, так и для выдоха через устройство. Маска для взрослого большего размера может иметь отдельное выдыхательное выходное отверстие, чтобы по проточному каналу проходил только вдох, а выдыхаемый поток через устройство значительно ослаблялся. Значительный выдыхаемый воздушный поток будет возникать в проточном канале только при очень сильном выдыхаемом потоке.
Алгоритм может допускать оба типа маски.
Однако, при желании, алгоритмы обнаружения для масок разных типов различаются. Возможные отличия между алгоритмами обнаружения для взрослых и педиатрических пользователей описаны ниже.
Случай взрослого пользователя.
Амплитудное обнаружение применяет оценку базового уровня к текущей амплитуде сигнала, чтобы представить сигнал потока.
Исключение запуска при выдохе: потребность в исключении запуска на выдохе меньше вследствие того, что в данном случае отсутствует значительный поток в проточном канале во время выдоха. Вышеупомянутое особенно верно, если взрослый использует большую маску с выходным отверстием. В данном случае выдох в проточный канал будет минимальным, и поэтому сигнал направления заключает в себе очень мало информации о выдохе. Следовательно, оцененное значение базового уровня можно вычитать из реально-временного сигнала направления.
- 13 030174
Случай педиатрического пользователя.
Амплитудное обнаружение сначала должно обнаружить фазы вдоха и выдоха сигнала потока, и только после этого фаза вдоха амплитуды используется для представления вдоха.
Исключение запуска на выдохе: в случае педиатрического пользователя для исключения выдоха предпочтительно применяют алгоритм исключения запуска. Это особенно сложно, когда педиатрический пациент способен производить сильный выдыхаемый воздушный поток во время кашля или чихания. Иногда упомянутые сильные выдохи сильнее, чем самый интенсивный вдох. Для решения упомянутой сложной задачи был разработан более развитый алгоритм. Например, для запуска устройства система может потребовать, чтобы в обоих каналах вдоха (ЕЬОА и ΌΙΚ) происходило нарастание сигнала. Если во время значимого состояния РЬОА происходит нарушение, то система может запретить запуск. Когда происходит упомянутое нарушение, продолжительный период блокирования запуска может блокировать запуск, пока не ослабевает сильный выдох.
Например, перед изменением сигнала ΌΙΡ с вдоха на выдох, т.е. вскоре после того, как сигнал ΌΙΡ достиг максимума, производная будет близкой к нулю. В данный момент может устанавливаться окно блокировки, например 300 мс. Вдох нельзя начать в течение 300 мс после переключения с вдоха на выдох, так что любой сигнал запуска в упомянутый период является ложным сигналом запуска.
Система может использовать дыхательную маску наркозного типа с надежным уплотнением к лицу. Тем самым обеспечивается, чтобы весь вдох пациента проходил через воздушный проточный канал, что максимизирует вероятность обнаружения.
Другие типы дыхательных масок обеспечивают вспомогательный кислород, подаваемый через назальную канюлю. Данные маски обычны для младенцев и детей с Р8У (респираторным синцитиальный вирусом) (+) бронхиолитом. Канюля может немного отодвигать части маски от лица, так что часть вдоха пациента может проходить по краям дыхательной маски, с обходом, тем самым, воздушного проточного канала. Поток вспомогательного кислорода по канюле также составляет часть газа, вдыхаемого пациентом, так что в данном случае вдыхаемый поток для обнаружения системой оказывается слабее. Систему испытали для масок обоих типов, и система оказалась равно эффективной при обеспечении точного и надежного запуска для масок с и без назальной канюли.
Существуют различные требования к калибровке, которые изложены выше.
Как пояснялось выше, исходную температуру отсчета измеряют во время первоначальной заводской калибровки в контролируемых температурных условиях окружающей среды и сохраняют во флэшпамяти в состоянии самотестирования при включении питания (РО8Т). После подачи питания калибровка температуры может выполняться следующим образом:
обеспечить, чтобы устройство находилось при температуре окружающего воздуха 23±2°С; включить источник питания 3,6 В;
брать отсчеты сигнала РЬОА с частотой отсчетов, подлежащей применению во время контроля вдоха;
усреднить сигнал за 1 мин;
сохранить усредненный сигнал во флэш-памяти в качестве исходного значения базового уровня.
Изобретение использует контроллер для реализации обработки сигналов и формирования управляющих сигналов для вибрационного элемента и приводного механизма. Контроллер можно реализовать множеством способов с помощью программного обеспечения и/или аппаратного обеспечения, чтобы выполнять различные необходимые функции. Процессор является одним примером контроллера, который использует один или более микропроцессоров, которые можно программировать с использованием программного обеспечения (например, микрокода) для выполнения необходимых функций. Однако контроллер можно реализовать с использованием или без использования процессора, а также может быть реализован в виде комбинации специализированной аппаратуры для выполнения некоторых функций и процессора (например, одного или более программированных микропроцессоров и связанных схем) для выполнения других функций.
Примеры компонентов контроллера, которые можно применить в различных вариантах осуществления настоящего изобретения, включают в себя, но без ограничения, обычные микропроцессоры, прикладные специализированные интегральные схемы (А81С) и вентильные матрицы с эксплуатационным программированием (ЕРСА).
В различных реализациях процессор или контроллер могут быть связаны с одним или более носителем данных, например энергозависимой и энергонезависимой компьютерной памятью типа РАМ (оперативная память), РРОМ (программируемая постоянная память), ЕРРОМ (стираемая программируемая постоянная память) и ЕЕРРОМ (электрически стираемая программируемая постоянная память). Носитель данных можно кодировать одной или более программ, которые при выполнении в одном или более процессорах и/или контроллерах выполняют требуемые функции. Различные носители данных можно сделать резидентными в процессоре или контроллере или могут быть переносимыми, чтобы одна или более программ, хранящихся на них, могли загружаться в процессор или контроллер.
В вышеприведенных примерах измеренные сигналы датчиков потока обрабатываются схемами усилителя, чтобы получать сигналы направления (ΌΙΡ), потока (ЕЬОА), температуры (ТЕМР) и произ- 14 030174
водные сигналы. Упомянутые схемы можно считать общего контроллера, только часть которого формируется процессором 26. Однако сигналы датчиков потока могут взамен отбираться АЦ преобразователями, и тогда вся обработка может выполняться в программном обеспечении. Таким образом, разные функции, необходимые для получения функции потока, можно распределить по-разному между аппаратным обеспечением и программным обеспечением. Например, аналоговые схемы можно использовать для создания смещения термисторов и для обеспечения коэффициента усиления сигнала, а остальная обработка может выполняться цифровым сигнальным процессором (ΌδΡ).
Фиг. 16 представляет, в общем, способ для построения функции потока и, затем, выделения точек временной диаграммы запуска (после того как выполнена калибровка базового уровня). На этапе 160, вдыхаемый и выдыхаемый потоки измеряются датчиками. Сигнал "ΌΙΚ" направления получается (на этапе 161) из разности между сигналами датчиков потока, и сигнал "РЬОА" потока получается (на этапе 162) из одного только датчика вдоха.
Отслеживание базового уровня используется для устранения составляющих базового уровня на этапе 163, так что получаются сигналы с компенсацией базового уровня (переменные части) сигналов ΌΙΚ и РЬОА для формирования функции потока Р1о^(1).
Показание "ΤΕΜΡ" температуры окружающего воздуха получается как постоянная составляющая сигнала РЬОА (этап 164).
Производная сигнала направления с компенсацией базового уровня получается на этапе 165.
После этого полиномиальная функция потока может быть составлена на этапе 166.
Функцию потока используют для выделения точек запуска, представляющих моменты времени вдоха (этап 167), и упомянутые точки используют для управления доставкой лекарства, в частности, посредством управления вибрационным элементом и механизмом дозовой подачи (этап 168).
Как поясняется выше, использование точек запуска является управляемым для исключения ошибочной доставки. Фиг. 17 представляет применяемый процесс, как поясняется выше.
При включении два значения времени Т0 и Τ1 устанавливаются в начальное состояние.
На этапе 170 обнаруживается вдох дыхания посредством сравнения значения функции потока с функцией базового уровня.
На этапе 171 измеряется время Т1 после последнего дыхания.
Если данное время больше порога, как определяется на этапе 172 (поскольку это первое измеренное дыхание), то значения времени устанавливаются в начальное состояние на этапе 173, и ожидается следующее дыхание.
Когда обнаруживается следующее дыхание, время Т1 после последнего дыхания находится в пределах порога.
В результате, процесс переходит на этап 174. Следует отметить, что Т0 в это время еще имеет значение установки в начальное состояние.
Два предыдущих интервала времени сравниваются на этапе 174 для определения, находятся ли они в пределах допустимого диапазона от 2:1 до 1:2, и не является последняя задержка слишком продолжительной.
Если упомянутые интервалы удовлетворяют критериям, то на этапе 175 выполняется доставка дозы.
Для второго дыхания критерии не удовлетворяются, поэтому Τ0 по-прежнему устанавливается в начальное состояние.
Интервалы времени сдвигаются вперед на один на этапе 176, так что текущее значение Τ1 заменяет Τ0.
Если дозирование на закончено (этап 177), то следующий вдох снова обнаруживается на этапе 170. Если дозирование закончено, то цикл заканчивается (этап 178).
Условие на этапе 174 будет впервые удовлетворяться только при измерении третьего дыхания, поскольку при этом как Τ0, так и Τ1 имеют значения, которые представляют нормальные периоды времени между дыханиями.
Если паттерн дыхания не был регулярным в соответствии с определением на этапе 174, то текущее значение Τ1 является либо слишком большим, либо слишком малым, и доза не подается. В таком случае Τ1 все равно устанавливается как Τ0, и ожидается следующее дыхание, так что Τ1 может регистрироваться и сравниваться с Τ0.
Фиг. 18 показывает взаимоотношение между разными сигналами, применяемыми в системе, в том числе сигналами РЬОА и ΌΙΚ, показанными на вышеприведенных диаграммах, и, дополнительно, сигналом ΤΚΙΟΟΕΚ (ЗАПУСК). Фиг. 18 показывает работу на протяжении большего числа дыханий, чем диаграммы на фиг. 7-10.
Диаграмма 180 представляет выходной сигнал пояса для респираторной индуктивной плетизмографии (ΚΙΡ), наложенного на грудную клетку, и диаграмма 182 представляет выходной сигнал пояса для ΚΙΡ, наложенного на живот. Упомянутые выходные сигналы обеспечивают независимые средства измерения дыхания, чтобы создать возможность демонстрации правильной работы системы. Возрастающий сигнала на каждой из упомянутых диаграмм указывает на начало расширения грудной клетки/живота, т.е. вдоха.
- 15 030174
Диаграмма 184 представляет сигнал ΤΚΙΟΟΕΚ, диаграмма 186 представляет сигнал ΌΙΚ, и диаграмма 188 представляет сигнал ΡΕΘΥ. Резкий нарастающий фронт сигнала ΡΕΘΥ 188 указывает на вдыхаемый поток, и пиковая амплитуда пропорциональная начальному дыхательному расходу. Нарастающий фронт сигнала ΌΙΚ 186 указывает на вдыхаемый поток, и понижающийся сигнала указывает на выдыхаемый поток.
События ЗАПУСКА происходят в течение нарастающих фронтов обоих сигналов ΌΙΚ и ΡΕΘΥ, как показано стрелками на фиг. 18.
Фиг. 18 показывает, что события запуска совпадают с началом перемещения пояса для ΚΙΡ, когда начинается вдох.
Первое событие запуска инициирует подачу блистера, вскрытие лекарства в дозирующую камеру перед тем, как начинается дозирование. С каждым из остальных 16 сигналов запуска, порция лекарственного препарата выпускается в проточный канал посредством электроприводного вибрационного элемента. Полная последовательность из 17 импульсов запуска (по одному на вдох) соответствует доставке однодозовой капсулы. Затем импульсы запуска прекращаются, пока не инициируется следующая доза. Следует отметить, что ширина первого импульса запуска оказывается больше только из-за применяемого моделирования (моделируется время, которое требуется для выполнения дозовой подачи).
Для представления масштаба пунктирные вертикальные линии разделены периодов времени 10 с.
После изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения специалистами в данной области техники в процессе практической реализации заявленного изобретения могут быть разработаны и выполнены другие модификации раскрытых вариантов осуществления. В формуле изобретения формулировка "содержащий" не исключает других элементов или этапов, и форма единственного числа не исключает множественного числа. Очевидное обстоятельство, что некоторые признаки упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает невозможность применения комбинации упомянутых признаков в подходящем случае. Никакие позиции в формуле изобретения нельзя считать ограничивающими объем изобретения.

Claims (20)

  1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
    1. Ингаляционное устройство для доставки лекарственного препарата из контейнера по проточному каналу в пациента, при этом упомянутое ингаляционное устройство содержит
    электроприводной вибрационный элемент; механизм подачи блистерной упаковки;
    контроллер, выполненный с возможностью включения и отключения вибрационного элемента; и систему сенсорных устройств, выполненную с возможностью формирования сигналов, указывающих вдох,
    причем контроллер выполнен с возможностью обработки сигналов, указывающих вдох, определения того, что первый сигнал вдыхаемого потока больше значения порога, и формирования первого сигнала запуска механизма для подачи блистерной упаковки на основе первого сигнала выдыхаемого потока, который больше значения порога, и определения того, что второй сигнал вдыхаемого потока больше значения порога, и формирования второго сигнала запуска для управления временем работы вибрационного элемента для выпуска лекарственного препарата в проточный канал на основе второго сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога.
  2. 2. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью формирования первого сигнала запуска механизма для подачи блистерной упаковки на основе первого сигнала выдыхаемого потока, который больше значения порога, после перехода контроллера из состояния ожидания в рабочее состояние.
  3. 3. Ингаляционное устройство по п.1, в котором система сенсорных устройств содержит первый датчик, физически расположенный навстречу вдыхаемому воздуху, и второй датчик, физически расположенный навстречу выдыхаемому воздуху, причем первый датчик и второй датчик, каждый, содержат термисторные датчики.
  4. 4. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью определения того, что предварительный сигнал вдыхаемого потока больше значения порога, причем предварительный сигнал вдыхаемого потока определен до первого сигнала вдыхаемого потока, а первый сигнал вдыхаемого потока определен до второго сигнала вдыхаемого потока.
  5. 5. Ингаляционное устройство по п.4, в котором предварительный сигнал вдыхаемого потока, первый сигнал вдыхаемого потока и второй сигнал вдыхаемого потока определены на основе последовательных вдохов.
  6. 6. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью определения первого сигнала вдыхаемого потока исходя из первого сигнала, указывающего вдох, от системы сенсорных устройств, и определения второго сигнала вдыхаемого потока исходя из второго сигнала, указывающего вдох, от системы сенсорных устройств.
  7. 7. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью формирова- 16 030174
    ния второго сигнала запуска только после определения, что множество последовательных сигналов вдыхаемого потока больше значения порога.
  8. 8. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью определения того, что промежуточный сигнал вдыхаемого потока меньше значения порога, и приостанавливания процедуры дозирования на основе промежуточного сигнала вдыхаемого потока, который меньше значения порога.
  9. 9. Ингаляционное устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью формирования второго сигнала запуска для управления временем работы вибрационного элемента на основе второго сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога, следом за формированием первого сигнала запуска.
  10. 10. Ингаляционное устройство по любому предшествующему пункту, в котором вибрационный элемент содержит пьезоэлектрический вибратор.
  11. 11. Способ управления ингаляционным устройством по п.1, при этом способ содержит этапы, на которых
    принимают сигналы, указывающие вдох, от системы сенсорных устройств;
    определяют то, что первый сигнал вдыхаемого потока больше значения порога;
    формируют первый сигнал запуска механизма для подачи блистерной упаковки на основе первого
    сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога;
    определяют, что второй сигнал вдыхаемого потока больше значения порога;
    формируют второй сигнал запуска для управления временем работы электроприводного вибрационного элемента для выпуска лекарственного препарата из контейнера ингаляционного устройства в проточный канал на основе второго сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога.
  12. 12. Способ по п.11, дополнительно содержащий этап, на котором определяют первый сигнал вдыхаемого потока исходя из первого сигнала, указывающего вдох, от системы сенсорных устройств и определяют второй сигнал вдыхаемого потока исходя из второго сигнала, указывающего вдох, от системы сенсорных устройств.
  13. 13. Способ по п.11, дополнительно содержащий формирование первого сигнала запуска для подачи механизма подачи блистерной упаковки на основе первого сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога, после перехода контроллера из состояния ожидания в рабочее состояние.
  14. 14. Способ по п.11, дополнительно содержащий этап, на котором определяют, что предварительный сигнал вдыхаемого потока выше значения порога, причем предварительный сигнал вдыхаемого потока определяют до первого сигнала вдыхаемого потока, а первый сигнал вдыхаемого потока определяют до второго сигнала вдыхаемого потока.
  15. 15. Способ по п.14, в котором предварительный сигнал вдыхаемого потока, первый сигнал вдыхаемого потока и второй сигнал вдыхаемого потока определяют на основе последовательных вдохов.
  16. 16. Способ по п.11, дополнительно содержащий этап, на котором формируют второй сигнал запуска только после определения, что множество последовательных сигналов вдыхаемого потока больше значения порога.
  17. 17. Способ по п.11, дополнительно содержащий этап, на котором определяют, что промежуточный сигнал вдыхаемого потока меньше значения порога, и приостанавливают процедуру дозирования на основе промежуточного сигнала вдыхаемого потока, который меньше значения порога.
  18. 18. Способ по п.11, в котором система сенсорных устройств содержит первый датчик, физически расположенный навстречу вдыхаемому воздуху, и второй датчик, физически расположенный навстречу выдыхаемому воздуху, причем первый датчик и второй датчик, каждый, содержат термисторные датчики.
  19. 19. Способ по п.11, дополнительно содержащий этап, на котором формируют второй сигнал запуска для управления временем работы вибрационного элемента на основе второго сигнала вдыхаемого потока, который больше значения порога, следом за формированием первого сигнала запуска.
  20. 20. Способ по п.11, в котором вибрационный элемент содержит пьезоэлектрический вибратор.
    - 17 030174
EA201591789A 2013-03-15 2014-03-12 Ингаляционное устройство, способ управления и компьютерная программа EA030174B1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201361792607P 2013-03-15 2013-03-15
US201361910179P 2013-11-29 2013-11-29
PCT/US2014/025077 WO2014151139A1 (en) 2013-03-15 2014-03-12 Inhalation device, control method and computer program

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA201591789A1 EA201591789A1 (ru) 2016-04-29
EA030174B1 true EA030174B1 (ru) 2018-06-29

Family

ID=50424781

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA201591789A EA030174B1 (ru) 2013-03-15 2014-03-12 Ингаляционное устройство, способ управления и компьютерная программа

Country Status (21)

Country Link
US (1) US9884157B2 (ru)
EP (1) EP2950861B1 (ru)
JP (2) JP6425668B2 (ru)
KR (1) KR101753883B1 (ru)
CN (1) CN104918651B (ru)
AU (1) AU2014235313B2 (ru)
BR (1) BR112015023644A2 (ru)
CA (1) CA2896103C (ru)
CL (1) CL2015002492A1 (ru)
EA (1) EA030174B1 (ru)
ES (1) ES2777215T3 (ru)
HK (2) HK1214548A1 (ru)
IL (1) IL239723A0 (ru)
MX (1) MX364026B (ru)
NZ (1) NZ629010A (ru)
PE (1) PE20151796A1 (ru)
PH (1) PH12015501202A1 (ru)
SG (1) SG11201504146YA (ru)
TW (1) TWI589314B (ru)
UY (1) UY35411A (ru)
WO (1) WO2014151139A1 (ru)

Families Citing this family (42)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3446737B8 (en) 2012-04-05 2021-12-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory assistance apparatus
GB2502055A (en) 2012-05-14 2013-11-20 Nicoventures Holdings Ltd Modular electronic smoking device
GB2507104A (en) 2012-10-19 2014-04-23 Nicoventures Holdings Ltd Electronic inhalation device
GB2507103A (en) 2012-10-19 2014-04-23 Nicoventures Holdings Ltd Electronic inhalation device
JP2017517319A (ja) 2014-05-27 2017-06-29 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 医療機器のためのガスの混合および測定
CN106999681B (zh) 2014-08-28 2021-02-02 诺顿（沃特福特）有限公司 吸入器的依从性辅助模块
BR112017003867A2 (pt) 2014-08-28 2018-11-06 Microdose Therapeutx Inc inalador de pó seco com ativação do sensor miniaturizado de pressão
JP6850253B2 (ja) * 2014-09-16 2021-03-31 メディチューナー アーベーＭｅｄｉｔｕｎｅｒ Ａｂ コンピュータ制御投与システム
TWI579008B (zh) * 2015-03-06 2017-04-21 崑山科技大學 Drug mist inhalation auxiliaries
NL2014943B1 (en) * 2015-06-09 2017-02-15 Sluis Cigar Machinery Bv Testing apparatus and testing method of vaporizers electronic cigarettes.
GB201510166D0 (en) * 2015-06-11 2015-07-29 The Technology Partnership Plc Spray delivery device
WO2017001509A1 (en) 2015-06-30 2017-01-05 Koninklijke Philips N.V. Control device for a medical aerosol delivery device
GB2540135B (en) 2015-07-01 2021-03-03 Nicoventures Holdings Ltd Electronic aerosol provision system
GB2598024B (en) * 2015-12-02 2022-05-04 Fisher & Paykel Healthcare Ltd Flow path sensing for flow therapy apparatus
US20190275264A9 (en) * 2015-12-07 2019-09-12 Indose Inc Inhalation device with consumption metering without airflow sensors
JP6825821B2 (ja) * 2016-04-26 2021-02-03 Koa株式会社 流量センサ
WO2018071443A1 (en) 2016-10-11 2018-04-19 Microdose Therapeutx, Inc. Inhaler and methods of use thereof
KR20190092517A (ko) 2016-12-09 2019-08-07 마이크로도스 테라퓨특스, 인코포레이티드 흡입기
EP3562341B1 (en) * 2016-12-30 2022-10-19 JT International S.A. Electrically operated aerosol generation system
EA201991611A1 (ru) 2016-12-30 2019-11-29 Электрически управляемая система генерации аэрозоля
EA201991610A1 (ru) 2016-12-30 2019-11-29 Электрически управляемая система генерации аэрозоля
EP3562536A1 (en) 2016-12-30 2019-11-06 JT International S.A. Electrically operated aerosol generation system
CN110691625A (zh) * 2017-05-30 2020-01-14 威里利生命科学有限责任公司 用于监控气流的吸入器设备
WO2019010197A1 (en) * 2017-07-05 2019-01-10 Verily Life Sciences Llc INHALATION DEVICES FOR DETECTING CORRECT USE
WO2019031329A1 (ja) * 2017-08-05 2019-02-14 株式会社村田製作所 風速測定装置および風量測定装置
EP3843820A4 (en) * 2018-08-28 2022-05-04 AptarGroup, Inc. VENTILATION SYSTEM AND METHOD OF DRUG FLOW MONITORING
JP7248455B2 (ja) * 2019-03-04 2023-03-29 アズビル株式会社 熱式流量計および流量補正方法
US11283790B2 (en) * 2019-06-19 2022-03-22 Ip Technology Labs, Llc Agentless identity-based network switching
KR20220141284A (ko) 2019-12-15 2022-10-19 샤힌 이노베이션즈 홀딩 리미티드 초음파 미스트 흡입장치
US11730191B2 (en) 2019-12-15 2023-08-22 Shaheen Innovations Holding Limited Hookah device
US11666713B2 (en) 2019-12-15 2023-06-06 Shaheen Innovations Holding Limited Mist inhaler devices
EP3856304B1 (en) 2019-12-15 2023-11-08 Shaheen Innovations Holding Limited Ultrasonic mist inhaler
US11589610B2 (en) 2019-12-15 2023-02-28 Shaheen Innovations Holding Limited Nicotine delivery device having a mist generator device and a driver device
US11730193B2 (en) 2019-12-15 2023-08-22 Shaheen Innovations Holding Limited Hookah device
US20240148053A9 (en) 2019-12-15 2024-05-09 Shaheen Innovations Holding Limited Hookah device
KR102704091B1 (ko) 2019-12-15 2024-09-09 샤힌 이노베이션즈 홀딩 리미티드 미스트 흡입장치
EP3855949A4 (en) 2019-12-15 2021-08-04 Shaheen Innovations Holding Limited ULTRASONIC MIST INHALER
WO2021134372A1 (zh) * 2019-12-30 2021-07-08 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 麻醉机
US11420007B2 (en) 2020-08-05 2022-08-23 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
US11318276B2 (en) 2020-08-05 2022-05-03 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
US11247008B1 (en) * 2020-08-05 2022-02-15 Effortless Oxygen, Llc Flow triggered gas delivery
EP3968857A4 (en) * 2020-08-05 2023-05-24 Effortless Oxygen, LLC FLOW-TRIGGERED GAS DISTRIBUTION

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3962917A (en) * 1974-07-03 1976-06-15 Minato Medical Science Co., Ltd. Respirometer having thermosensitive elements on both sides of a hot wire
EP0024327A1 (de) * 1979-08-16 1981-03-04 Rico Gesellschaft für Mikroelektronik mbH Atemstrommesser mit Richtungsbestimmung
WO1992011050A1 (en) * 1990-12-17 1992-07-09 Minnesota Mining And Manufacturing Company Inhaler
WO1997026934A2 (en) * 1996-01-25 1997-07-31 Abrams Andrew L Inhalation device
WO1998048873A1 (en) * 1997-04-25 1998-11-05 Aradigm Corporation Device for administering insulin in controlled dosages by controlling total inhaled volume
US20010003922A1 (en) * 1999-12-15 2001-06-21 Dieter Engel Arrangement and method for measuring the flow velocity of a gas
US20090133490A1 (en) * 2007-11-27 2009-05-28 Drager Medical Ag & Co. Kg Device and process for measuring the velocity of flow of a fluid
WO2011161060A1 (en) * 2010-06-22 2011-12-29 Heinen & Löwenstein Gmbh Ventilation aid, ventilator, system and method for the non-invasive ventilation of premature infants

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA1178191A (en) 1980-10-06 1984-11-20 Naoyoshi Maehara Electric liquid atomizing apparatus
FI82808C (fi) 1987-12-31 1991-04-25 Etelae Haemeen Keuhkovammayhdi Ultraljudfinfoerdelningsanordning.
AU3158600A (en) * 1999-03-06 2000-09-28 Glaxo Group Limited Medicament delivery system
DE19953317C1 (de) 1999-11-05 2001-02-01 Pari Gmbh Inhalationsvernebler
US7171965B2 (en) * 2000-02-01 2007-02-06 Valois S.A.S. Breath actuated dry powder inhaler and tape dose strip
AU2002223028A1 (en) * 2000-10-20 2002-05-06 Glaxo Group Limited Inhaler
WO2003059425A1 (en) 2002-01-09 2003-07-24 The Brigham And Women's Hospital, Inc. Method for altering the body temperature of a patient using a nebulized mist
US20040187864A1 (en) 2003-03-24 2004-09-30 Cindet, Llc Inhalation device and method
US7021560B2 (en) 2003-09-25 2006-04-04 Deka Products Limited Partnership System and method for aerosol delivery
GB2407042B (en) 2003-10-17 2007-10-24 Vectura Ltd Inhaler
WO2005081977A2 (en) 2004-02-24 2005-09-09 Microdose Technologies, Inc. Directional flow sensor inhaler
CA2854037C (en) 2004-06-03 2020-06-23 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Multiple dose condensation aerosol devices and uses thereof
US7540286B2 (en) * 2004-06-03 2009-06-02 Alexza Pharmaceuticals, Inc. Multiple dose condensation aerosol devices and methods of forming condensation aerosols
GB0420513D0 (en) * 2004-09-15 2004-10-20 Optinose As Powder delivery devices
CA2784041C (en) 2010-01-05 2017-11-07 Microdose Therapeutx, Inc. Inhalation device and method
EP2525856A1 (en) 2010-01-20 2012-11-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Flow sensor and aerosol delivery device

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3962917A (en) * 1974-07-03 1976-06-15 Minato Medical Science Co., Ltd. Respirometer having thermosensitive elements on both sides of a hot wire
EP0024327A1 (de) * 1979-08-16 1981-03-04 Rico Gesellschaft für Mikroelektronik mbH Atemstrommesser mit Richtungsbestimmung
WO1992011050A1 (en) * 1990-12-17 1992-07-09 Minnesota Mining And Manufacturing Company Inhaler
WO1997026934A2 (en) * 1996-01-25 1997-07-31 Abrams Andrew L Inhalation device
WO1998048873A1 (en) * 1997-04-25 1998-11-05 Aradigm Corporation Device for administering insulin in controlled dosages by controlling total inhaled volume
US20010003922A1 (en) * 1999-12-15 2001-06-21 Dieter Engel Arrangement and method for measuring the flow velocity of a gas
US20090133490A1 (en) * 2007-11-27 2009-05-28 Drager Medical Ag & Co. Kg Device and process for measuring the velocity of flow of a fluid
WO2011161060A1 (en) * 2010-06-22 2011-12-29 Heinen & Löwenstein Gmbh Ventilation aid, ventilator, system and method for the non-invasive ventilation of premature infants

Also Published As

Publication number Publication date
UY35411A (es) 2015-09-30
IL239723A0 (en) 2015-08-31
AU2014235313B2 (en) 2017-03-09
MX364026B (es) 2019-04-11
JP6714657B2 (ja) 2020-06-24
KR20150100815A (ko) 2015-09-02
ES2777215T3 (es) 2020-08-04
SG11201504146YA (en) 2015-06-29
CA2896103C (en) 2017-10-17
CA2896103A1 (en) 2014-09-25
JP2019022673A (ja) 2019-02-14
PH12015501202A1 (en) 2015-08-17
EP2950861A1 (en) 2015-12-09
PE20151796A1 (es) 2015-12-06
WO2014151139A1 (en) 2014-09-25
US9884157B2 (en) 2018-02-06
JP6425668B2 (ja) 2018-11-21
EP2950861B1 (en) 2020-02-26
HK1214548A1 (zh) 2016-07-29
TWI589314B (zh) 2017-07-01
MX2015009240A (es) 2015-10-15
TW201446290A (zh) 2014-12-16
CN104918651A (zh) 2015-09-16
BR112015023644A2 (pt) 2017-08-22
US20140261414A1 (en) 2014-09-18
HK1218726A1 (zh) 2017-03-10
NZ629010A (en) 2017-04-28
JP2016508436A (ja) 2016-03-22
EA201591789A1 (ru) 2016-04-29
CL2015002492A1 (es) 2016-03-28
AU2014235313A1 (en) 2015-09-10
CN104918651B (zh) 2018-10-12
KR101753883B1 (ko) 2017-07-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA030174B1 (ru) Ингаляционное устройство, способ управления и компьютерная программа
US11351319B2 (en) Determination of apnea/hypopnea during CPAP treatment
EP3372267B1 (en) Systems for delivery of therapeutic gas to patients in need thereof using enhanced breathing circuit gas (bcg) flow measurement
JP6644705B2 (ja) 治療ガスが必要で、少なくとも圧力及び／又は流量を変化させる人工呼吸器から呼吸ガスを受け取る患者へ、促進治療ガス（ｎｏ）流量測定器を使用して、治療ガスを供給するシステム及び方法
AU2010217315B2 (en) Automatic pressure titration
US10349883B2 (en) Airway impedance measurement integrated with respiratory treatment devices
JP2013517082A (ja) 温度に基づくエアロゾル検出
EP2776100B1 (en) Automatic patient synchrony adjustment for non invasive ventilation
BR0316444B1 (pt) Aparelho de distribuição de droga
JP2019514557A5 (ru)

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 KG TJ TM