ES2252303T3 - Inhalador de polvo seco. - Google Patents
Inhalador de polvo seco.Info
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Abstract
Un dispositivo para administrar un medicamento en polvo por inhalación que comprende: Un conducto de entrada de aire (6), un conducto de transición (7) conectado al conducto de entrada de aire (6), dicho conducto de transición comprende un elemento de apoyo (8) para una dosis de medicamento en polvo y medios para crear una región de velocidad reducida de aire, un conducto convergente (11) conectado a un conducto de transición (7), el extremo del conducto convergente (11) forma un estrangulamiento (12), una sección divergente (13) conectada al estrangulamiento (12) y un conducto de salida de aire (14) conectado a la sección divergente (13) en donde la dosis de medicamento en polvo se difunde en forma de aerosol a partir del elemento de apoyo (8) por medio de una corriente de aire producida por inhalación. Caracterizado en que el área de la sección transversal del estrangulamiento (12) es más pequeña que la mínima área de la sección transversal del conducto de entrada de aire (6), del conducto de transición (7) y del conducto de salida (14).
Description
Inhalador de polvo seco.
La presente invención se relaciona con un
dispositivo para la administración de sustancias en polvo por
inhalación. En particular concierne a un inhalador para difundir en
aerosol una dosis de un medicamento en polvo que llega a los
pulmones por inhalación.
En GB-A-2 165 159
se revela un dispositivo para administrar un medicamento en polvo de
acuerdo con la introducción de la reivindicación 1.
La inhalación se ha convertido en la principal
vía de administración en el tratamiento del asma. Esto se debe, a
que además de proveer un acceso directo a los pulmones, la
medicación que llega a través del tracto respiratorio proporciona
una acción rápida y previsible y requiere bajas dosis comparadas con
la vía oral.
Normalmente los dispositivos de inhalación que
más se utilizan son los inhaladores a presión de dosis medidas
(IPDM). Tales dispositivos comprenden un recipiente que contiene una
suspensión de partículas finas del fármaco en un gas propulsor.
Cuando está en funcionamiento, se expele el contenido de aerosol
mediante una válvula medidora, y se propaga así una dosis medida
que va a los pulmones del paciente. La principal amenaza del uso
continuado de los IPDM es que estos dependen de propulsores,
denominados clorofluorocarbonos (CFCs), los cuales han sido
relacionados con el agotamiento de la capa de ozono.
Han sido desarrollados varios tipos de
inhaladores de polvo seco (IPS) en los cuales el aire inhalado por
el paciente se usa para dispersar las partículas de fármaco. Los IPS
son fáciles de utilizar, ya que no requieren una coordinación entre
su funcionamiento y la inspiración. El medicamento en polvo se
arregla en cajas de dosis, por ejemplo; paquetes de blísteres,
cartuchos o tiras desprendibles, que se abren en un punto de
abertura del dispositivo. Como alternativa, la dosis se mide desde
el reservorio de polvo, por medio de un elemento de medición, por
ejemplo, un vaso portador de dosis.
Para incrementar la capacidad de flujo y la
precisión de la dosis del medicamento en polvo, las partículas
finas del fármaco, de tamaño respirable, normalmente son mezcladas
con partículas de arrastre más gruesas para formar una mezcla más
ordenada, en donde las finas partículas de fármaco se pegan a las
partículas de arrastre más grandes. Esta técnica complica el
proceso de difusión del polvo en aerosol y en particular, exige el
rompimiento de los aglomerados fármaco/soporte antes de que entren a
la boca y la garganta del paciente, en donde tienden a depositarse
las partículas más grandes, y partículas pequeñas y grandes
aglomeradas. Para una efectiva difusión en forma de aerosol y
desaglomeración del polvo se requiere vencer las fuerzas ejercidas
sobre las partículas (estén ellas en secciones expuestas del
dispositivo, entre el fármaco y las partículas de arrastre, o entre
el fármaco y partículas del mismo) bajo todos los perfiles de
inhalación esperados.
El objetivo de los dispositivos inhaladores es
producir una alta Dosis de Partícula Fina (DPF) con partículas que
se encuentren dentro del rango de tamaño respirable. Sin embargo, la
capacidad de un dispositivo para difundir en aerosol y desaglomerar
las partículas de fármaco en un rango de tamaño de partículas
respirable depende, para la mayoría de IPS disponibles
corrientemente, de la técnica de inspiración del paciente. Un
inhalador de polvo seco ideal sería el que proporcionara un polvo
uniforme difundido en aerosol y una desaglomeración sobre un amplio
rango de perfiles de inhalación, para que pueda generar dosis
consistentes de partículas respirables en la dispersión final.
Varias técnicas han sido utilizadas en los IPS
para la difusión del aerosol y para desaglomerar el polvo del
fármaco durante la inhalación. Esto incluye turbinas e impulsores
(por ejemplo, US 4,524,769, US 3,831,606 y US 5,327,883) u otros
medios mecánicos (WO 98/26828), gas comprimido (por ejemplo, US
5,113,855, US 5,349,947 y US 5,875,776), ciclones (por ejemplo, US
5,301,666 y WO 99/07426), suspensión electrostática y vibración
piezoeléctrica (por ejemplo, US3,948,264 y WO 97/26934), vénturis
(US 4,200,099, US 4,240,418 y WO 92/00771) e impactadores (US
5,724,959). Varias patentes han usado medios electrónicos u otros
medios para detectar en el dispositivo el flujo de aire o las
caídas de presión para que se dispare la liberación de las
partículas de fármaco en la corriente de aire, de modo que se
coordine la activación de la exhalación e inhalación (por ejemplo,
WO 93/03782, WO 97/20589 y US 5,388,572) o un medio para controlar
mecánicamente la rata de inspiración del paciente (US 5.727.546 y
US 5,161,524). Por lo general, estos IPS se han vuelto más
complicados y costosos.
El comportamiento del flujo en un IPS es crítico
en los procesos de difusión del aerosol y rompimiento de
partículas, especialmente si el dispositivo es pasivo, es decir,
cuando no posee un aumento mecánico o eléctrico o mecanismos
disparadores. Con el fin de maximizar la Fracción de Partícula Fina
(FPF) y proporcionar una dosis consistente sobre un amplio rango de
perfiles de inhalación del paciente, se debe prestar una particular
atención a los niveles de turbulencia en las regiones críticas en
donde es más probable que ocurra el rompimiento del
fármaco/soporte. Por lo tanto, hemos realizado cálculos de Dinámica
de Fluidos Computacional (DFC) con varios inhaladores, con el fin
de caracterizar el comportamiento del flujo en estado constante.
En un número de inhaladores de polvo seco, el
aire de entrada se dirige sobre el vaso de la dosis o sobre el
elemento de soporte de la dosis medida (por ejemplo. WO 99/07426. WO
92/00771 y WO 92/09322) y de esta forma la inmensa mayoría del polvo
es difundido en aerosol muy al inicio del ciclo de inhalación.
Normalmente, los diseñadores de inhaladores dan importancia a la
inmediata difusión en aerosol del polvo en forma de aerosol bajo la
creencia de que una profunda deposición en los pulmones depende de
la muy temprana introducción del aerosol en el ciclo de inhalación.
No obstante, las pruebas han concluido que la difusión inicial en
aerosol no es usualmente un asunto de consideración. Una profunda
deposición en el pulmón hacia puntos concretos depende de forma
mucho más marcada de las dosis de partícula que llegan allí en el
rango de tamaño correcto. Partículas muy grandes tienden a impactar
en superficies de las vías respiratorias superiores debido a su alta
inercia y partículas muy pequeñas tienden a llegar a las superficies
debido a la difusión Browniana. De hecho, aun si la mayoría del
polvo se difunde en aerosol de forma efectiva e inmediata, tiende a
estar en condiciones de velocidad de flujo muy bajo y de este modo
con bajos niveles de turbulencia.
De esta forma, cuando las partículas salen del
dispositivo, hay una poca energía de corte turbulento disponible
para la desaglomeración de las partículas de modo que una fracción
significativa de la dosis es depositada en las vías respiratorias
superiores ya que con frecuencia las partículas están todavía
pegadas a partículas de arrastre más grandes o están ya en forma de
grandes aglomerados.
Basado en los cálculos DFC, ha sido identificado
un número de deficiencias en los inhaladores pasivos conocidos.
Éstas incluyen:
Pobre control de flujo. Velocidades pico,
en general, se presentan ligeramente corriente abajo de las
entradas y la propulsión es dirigida a la proximidad del vaso
portador de la dosis. Las caídas de presión y altos niveles de
turbulencia ocurren en su mayoría corriente arriba del vaso de la
dosis, antes que las partículas sean difundidas por aerosol. En
esencia esto significa energía malgastada que podría ser usada de
forma más eficiente corriente abajo de la dispersión de partículas
con el objeto de romper de forma efectiva las partículas
fármaco/arrastre. Además hay significativas zonas "muertas" en
y alrededor del vaso portador de la dosis, lo que reduce la
difusión de las partículas en forma de aerosol incrementando así la
energía requerida para dispersar las partículas. Amplias zonas de
recirculación corriente abajo del mecanismo de dosificación
proporcionan lugares potenciales para la redeposición de las
partículas.
Turbulencia incontrolada. En los IPS
normales, la turbulencia en la propulsión libre a la salida es
incontrolada y será afectada de forma sustancial por la técnica de
inhalación del paciente y la geometría de la boca. En últimas, esto
puede conducir a una variación significativa en la fracción de
partículas finas de paciente a paciente aún si se usa el mismo
dispositivo bajo idénticas condiciones de flujo.
Tiempo de liberación inapropiado. Datos
experimentales muestran que en los actuales IPS la difusión en
aerosol de las partículas ocurren en el inicio del ciclo de
inhalación, mucho tiempo antes de que el flujo se desarrolle y las
velocidades y la turbulencia alcancen valores pico. Para maximizar
el rompimiento de partículas debido a la turbulencia, es deseable
que el polvo se difunda en aerosol más adelante durante el ciclo de
inhalación, cuando la turbulencia es más alta y el flujo más
desarrollado. Esto presenta la ventaja adicional de que el polvo
que se difunde en forma de aerosol en una condición de flujo
constante es probablemente más pequeño para ser redepositado en
zonas de recirculación.
Los dispositivos pasivos normales operan en un
rango donde un cambio en la rata de flujo o caída de presión de una
parte a otra del dispositivo (lo cual se traduce en un cambio en la
turbulencia que experimentan los aerosoles), conduce a cambios muy
significativos en la distribución del aerosol en los pulmones de los
pacientes. Es más deseable operar en un rango donde las propiedades
del aerosol no sean fuertemente influidas por la rata de
inhalación. De nuevo, esto implica que la difusión por aerosol deba
ocurrir cerca de condiciones de máxima turbulencia para un pico con
una rata de flujo bajo (caída de presión), lo que ocurriría con un
paciente mayor o adolescente. Las ratas de flujo más altas, como
ocurriría en un adulto saludable, no deberían alterar
significativamente las propiedades del aerosol resultante. De esta
forma, una suficiente turbulencia debería ser alcanzada para romper
las partículas de fármaco y las de la sustancia de arrastre que ya
se encuentran en condiciones de rata de flujo bajo.
El objeto de la presente invención es construir
un inhalador de polvo seco, que aunque simple, sea capaz de proveer
una uniforme y efectiva difusión de aerosol en polvo y una
desaglomeración sobre un amplio rango de perfiles de inhalación del
paciente, como para generar dosis consistentes de partículas
respirables. A diferencia de inhaladores de polvo seco
desarrollados anteriormente, el dispositivo hace uso de un detallado
estudio de dinámica de fluidos específicos para producir fuerzas de
corte en regiones específicas del flujo y a tiempos óptimos en el
perfil de flujo de
inhalación.
inhalación.
Un importante aspecto del dispositivo es el
control pasivo de las fuerzas de corte ejercidas sobre y entre las
partículas de dosificación, tanto en el proceso de difusión del
aerosol en polvo como durante el proceso de desaglomeración una vez
el polvo se ha difundido de forma efectiva en forma de aerosol. La
clave para dominar estas fuerzas de corte está en la habilidad de
controlar las velocidades del gas de arrastre y los niveles de
turbulencia a través de todo el dispositivo. El dispositivo de la
invención evita la necesidad de usar medios mecánicos o eléctricos
complicados u otros medios de desaglomerar las partículas y/o de
coordinación de la inhalación y la dosis que llega a los pulmones.
De esta forma, el dispositivo es fácil de fabricar, consistente en
operación y no es susceptible a fallas mecánicas.
El inhalador de la invención se denomina un
dispositivo de difusión por aerosol y desaglomeración de acción
retardada. Posteriormente, en el ciclo de inhalación libera
partículas en la corriente principal donde son más altas las ratas
de flujo y la turbulencia más desarrollada. La alta velocidad del
aire, que es empleada en el dispositivo para la difusión en aerosol
y para desaglomerar el polvo, es lograda solamente por el esfuerzo
de inspiración. Además, utilizando una restricción bien localizada
en el flujo, pueden ser alcanzadas altas velocidades y
especialmente altas velocidades de turbulencia ratas de inspiración
todavía bajas. La caída de presión más alta y la turbulencia más
intensa ocurren en la corriente inferior de la zona de difusión del
aerosol en una región muy poco afectada por la boca del paciente y
alejada de las paredes, de tal manera que se reduce el
amortiguamiento de la turbulencia y la
re-deposición. Además, debido a la baja velocidad
de las partículas de fármaco cuando salen del dispositivo de
inhalación, relativamente bajas cantidades de fármaco se
depositarán en las vías respiratorias superiores del usuario.
Comparados con los DPI convencionales, el dispositivo de la
invención proporciona un mejor control de las fuerzas de corte de
desaglomeración, y del mismo modo la distribución del tamaño de
partículas y la Dosis de Partícula Fina (DPF). Además, puede
asegurarse la DPF ya que solo depende de una rata de inhalación
mínima y no de alguna acción coordinada del paciente, o de una
compleja activación, o de un mecanismo de liberación. La dosis que
es retirada es más consistente y menos dependiente de los perfiles
de flujo de inspiración que en los dispositivos previos.
El dispositivo de la invención puede ser
esencialmente pasivo. De esta forma la dosis del medicamento en
polvo puede ser difundida en forma de aerosol y desaglomerada
esencialmente por la acción de la corriente de aire que se logra al
inhalar a través del dispositivo sin medios mecánicos, eléctricos, u
otros mecanismos disparadores o añadiduras adicionales para
difundir el aerosol o desaglomerar partículas. Y lo más preferible
es que ningún otro medio fuera de la aerodinámica del aire inhalado
a través del dispositivo participa en la difusión del aerosol y en
la desaglomeración de la dosis del medicamento en polvo.
De conformidad, la presente invención proporciona
un dispositivo para dispensar medicamento en polvo por inhalación
que comprende un conducto de entrada de aire.
Un conducto de transición conectado al conducto
de entrada de aire, dicho conducto de transición comprende un
elemento de apoyo para una dosis del medicamento en polvo y medios
para crear una región de velocidad reducida de aire, un conducto
convergente conectado al conducto de transición, el extremo del
conducto convergente forma un estrangulamiento, una sección
divergente conectada al estrangulamiento y un conducto de salida de
aire conectado a la sección divergente y en donde el área de la
sección transversal del estrangulamiento es más pequeña que la
mínima área de la sección transversal del conducto de entrada de
aire, del conducto de transición y del conducto de salida, la dosis
del medicamento en polvo que se difunde en aerosol desde el
elemento de apoyo por medio de la corriente de aire producida por
inhalación.
El conducto de entrada de aire se dimensiona de
tal manera que proporcione bajas caídas de presión y baja
turbulencia. De preferencia el flujo de Reynolds del conducto de
entrada de aire es inferior a 5000, de preferencia inferior a 4000
y la sección transversal esencialmente constante. La longitud del
conducto de entrada de aire es de preferencia mayor que tres veces
su dimensión más corta.
El conducto de transición comprende medios para
crear una región de velocidad reducida de aire, así como el
elemento de apoyo para una dosis del medicamento en polvo. Dicho
elemento de apoyo se dispone en el conducto de transición de
preferencia en la región de velocidad reducida de aire. La velocidad
reducida de aire demora la difusión en aerosol y/o reduce la rata
de difusión en aerosol desde el vaso portador de la dosis hasta que
el flujo esté suficientemente desarrollado. De esta forma, las
fuerzas de corte turbulento están cerca de sus máximos niveles
corriente abajo, lo que da como resultado una efectiva
desaglomeración.
La región de la velocidad de aire reducida en el
conducto de transición se crea preferiblemente por medio de uno o
varios giros, una extensión o combinación de éstos. El conducto de
entrada de aire es de preferencia fácilmente integrado con el
conducto de transición y éste a su vez es de preferencia fácilmente
integrado con el conducto convergente.
Preferiblemente el elemento de apoyo para una
dosis de medicamento en polvo es de forma tal que pueda ser
fácilmente integrado a la pared del conducto de transición. Tal
porción de soporte es por ejemplo un vaso portador de la dosis con
un elemento de medición adaptado para medir una dosis del
medicamento en polvo, desde el recipiente del dispositivo donde se
encuentra el medicamento.
El área de la sección transversal del
estrangulamiento es de preferencia menor que el 50%; más
preferiblemente, menor que el 35%, del área mínima de la sección
transversal del conducto de entrada de aire, del conducto de
transición y del conducto de salida.
El área de la sección transversal del conducto de
salida es de preferencia mayor que el área de la sección
transversal del conducto de entrada de aire y preferiblemente más
grande que tres veces el área de la sección transversal del
estrangulamiento. El dispositivo puede comprender adicionalmente una
placa de impacto colocada en el conducto de salida.
El dispositivo de la invención es de preferencia
un inhalador de polvo seco en multidosis de tipo reservorio. Sin
embargo, el principio de la invención puede ser usado también para
otro tipos de inhaladores secos, por ejemplo, inhaladores donde el
medicamento en polvo se prepara en forma de dosis por unidades tales
como paquetes blíster, cartuchos o tiras desprendibles.
La figura 1 muestra una sección transversal de
una modalidad del dispositivo de conformidad con la invención a lo
largo de un plano de simetría vertical.
La figura 2 muestra una sección transversal del
conducto de entrada de aire del dispositivo de la Fig. I a lo largo
de un plano horizontal.
La figura 3 muestra una sección transversal del
dispositivo de la Fig. 1 a lo largo de un plano horizontal en el
centro del conducto convergente.
La figura 4 muestra las secciones transversales
del área máxima del conducto de entrada de aire, conducto de
transición, conducto convergente, estrangulamiento y conducto de
salida del dispositivo de la Fig. 1.
La figura 5 muestra una vista de cerca de una
sección transversal del conducto de transición y del conducto
convergente del dispositivo de la Fig. 1 a lo largo del plano de
simetría vertical.
La figura 6 es una vista isométrica de la
superficie interna de un dispositivo de acuerdo con la
invención.
La figura 7 es un dibujo esquemático que muestra
una lámina de impacto y una zona ciega en un dispositivo de acuerdo
con la invención.
La figura 8 muestra curvas de nivel de la
velocidad total de aire en un dispositivo de acuerdo con la
invención.
La figura 9 muestra curvas de nivel de la presión
estática de aire en un dispositivo de acuerdo con la invención.
La figura 10 muestra curvas de nivel de la
viscosidad turbulenta de aire en un dispositivo de acuerdo con la
invención.
La figura 11 muestra vectores de velocidad en y
alrededor del vaso portador de la dosis en un dispositivo de acuerdo
con la invención.
La figura 12 es un dibujo esquemático de una
modalidad del conducto de transición que comprende una
extensión.
La figura 13 es un dibujo esquemático de una
modalidad del conducto de transición que comprende un recodo
múltiple.
La figura 14 muestra curvas de velocidad axial en
el conducto de transición de acuerdo con la figura 12.
La figura 15 muestra curvas de velocidad axial en
el conducto de transición de acuerdo con la figura 13.
La invención se relaciona con un dispositivo para
dispensar medicamento en polvo por inhalación que comprende un
conducto de entrada de aire, un conducto de transición conectado al
conducto de entrada de aire, dicho conducto de transición comprende
un elemento de apoyo para una dosis de un medicamento en polvo y
medios para crear una región de velocidad reducida de aire, un
conducto convergente conectado al conducto de transición, el
extremo del conducto convergente forma un estrangulamiento, una
sección divergente conectada al estrangulamiento y un conducto de
salida de aire conectado a la sección divergente, y donde el área de
la sección transversal del estrangulamiento es más pequeña que el
área de la sección transversal mínima del conducto de entrada, del
conducto de transición y del conducto de salida; la dosis del
medicamento en polvo que se difunde en aerosol desde el elemento de
apoyo por medio de una corriente de aire producida por
inhalación.
El conducto de entrada de aire debe proporcionar
una baja caída de presión y baja turbulencia. El conducto de
entrada de aire se dimensiona para que, a la rata de flujo máxima
esperada en el dispositivo, el flujo en el extremo del conducto de
entrada esté, sobre todo, a un nivel de turbulencia bajo. Basado en
la dimensión mínima del conducto de entrada, la sección transversal
del conducto de entrada de aire se define de tal forma que el
Número de Reynolds (Re) para el flujo en condiciones de flujo pico
sea inferior a 5000, preferiblemente por debajo de 4000. Aquí, el
Número de Reynolds para el conducto de entrada (6) se define
como
Re = \rho
l*L/\mu
en donde \rho y \mu son la
densidad y viscosidad del aire a condiciones ambientales, I* es la
velocidad promedio del gas en el conducto de entrada y L es
la dimensión mínima del conducto de entrada. El conducto de entrada
tiene de preferencia y esencialmente una sección transversal
constante y tiene de preferencia y esencialmente una forma
rectangular como para moderar el nivel de turbulencia antes de que
el flujo alcance el elemento de apoyo del polvo. El conducto de
entrada de aire es preferiblemente recto y la longitud del conducto
de entrada de aire es preferiblemente mayor que tres veces la
dimensión más corta del conducto de entrada de
aire.
El conducto de entrada de aire es seguido por el
conducto de transición que tiene forma de crear una región de
velocidad reducida de aire. Un elemento de apoyo para una dosis de
medicamento en polvo se dispone de preferencia en la región de
velocidad reducida de aire. El término "región de velocidad
reducida de aire" se refiere a la región del conducto en donde
la velocidad del aire es esencialmente menor que la velocidad del
aire en la región circundante a lo largo del paso de la corriente
de aire.
Hay varias opciones para crear una región de
velocidad reducida de aire en el conducto de transición.
En una modalidad preferida de la invención, el
conducto de transición forma una vuelta, de esta forma el conducto
de transición toma la forma de un conducto en forma de recodo. El
recodo crea una región de velocidad de aire reducido cercano a la
pared exterior del recodo. El ángulo de giro (el ángulo entre el eje
del conducto de entrada de aire y el eje del conducto convergente)
está normalmente entre 10 y 170 grados, preferiblemente entre 45 y
135 grados, más preferiblemente entre 70 y 110 grados, y lo mejor
entre 90 grados aproximadamente. En la modalidad preferida, el
radio de la curvatura de la pared interior del conducto en forma de
recodo es dimensionado de tal manera que el ángulo del recodo sea
superior a un valor crítico para que el flujo permanezca adherido
(sin recirculación) en el interior del recodo durante el proceso de
inhalación.
Los cálculos han indicado que con el fin de
eliminar la recirculación en la región de la pared interior, el
radio de la curvatura de la pared interior del conducto de recodo
debe ser superior al 20%, preferiblemente un medio aproximadamente,
de la dimensión más corta de la sección transversal del conducto de
entrada de aire. La sección transversal del conducto de recodo
puede ser de cualquier forma, pero es preferible que sea
esencialmente de forma rectangular.
El conducto en forma de recodo, como se ha
definido anteriormente, incluye en su cara exterior uno o más
elementos de apoyo, por ejemplo vasos portadores de dosis, para una
dosis de medicamento en polvo. El vaso portador de la dosis es de
preferencia fácilmente integrado en la cara exterior del conducto de
recodo como para reducir la recirculación a pequeña escala en el
vaso. La sección transversal del vaso puede ser de forma arbitraria
siempre que se pueda integrar fácilmente en la pared exterior del
conducto de recodo. La forma más adecuada de la sección transversal
del vaso de la dosis es semicircular. Los ángulos entre la pared del
vaso donde se dispone la dosis y la pared exterior del conducto en
forma de recodo debe ser inferior a 90 grados, preferiblemente 45
grados o por debajo. De esta forma, el vaso portador de la dosis se
convierte en una parte integral del mecanismo de difusión del
aerosol y liberación. El área de la sección transversal del conducto
en forma de recodo puede ser igual o preferiblemente más grande que
el área de la sección transversal del conducto de entrada. En la
modalidad preferida, la combinación de un giro rápido, y el
incremento del área de la sección transversal, por ejemplo, debido
al vaso portador de la dosis, produce una región de recirculación
bien definida para desarrollarse en la pared exterior del conducto
de recodo. Esto tiene efecto de reducir la velocidad del fluido en
el vaso de la dosis para demorar la difusión en aerosol y/o reducir
la rata de difusión en aerosol desde el vaso portador de la dosis
hasta que el flujo esté suficientemente desarrollado y las fuerzas
de corte turbulento estén cerca de sus máximos niveles corriente
abajo. El conducto interno y el conducto de recodo son de
preferencia continuos, y se prefiere que el conducto de entrada de
aire se integre fácilmente al conducto de recodo.
En otra modalidad preferida de la invención, el
conducto de transición comprende una región de extensión. En este
caso, el conducto de transición no necesita un recodo. Aquí, la
velocidad reducida en la región del vaso portador de la dosis se
crea por incremento del área de la sección transversal del conducto
de transición. Es preferible que el área de la sección transversal
de la extensión sea de 1.25 a 10, más preferiblemente de 2 a 5
veces superior a la del conducto de entrada de aire. La extensión es
preferiblemente rápida, de tal forma que una región bien definida
de la velocidad reducida de aire se forma cerca de la pared de la
extensión. El ángulo de abertura de la extensión es preferiblemente
entre 10 y 135 grados, pero de forma aún más apropiada entre 20 y
90 grados. El vaso portador de la dosis es colocado de preferencia
inmediatamente corriente abajo de la extensión para que se
encuentre en la región de velocidad reducida. La sección transversal
de la extensión es de preferencia y esencialmente de forma
rectangular.
rectangular.
En otra modalidad preferida de la invención, el
conducto de transición comprende una región de recodo múltiple. En
este caso, la velocidad reducida en la región del vaso portador de
la dosis se crea por múltiples giros en el flujo aunque la sección
transversal del conducto de transición es esencialmente constante.
Por ejemplo, un recodo múltiple consiste de dos vueltas sucesivas.
La distancia entre los recodos es de preferencia de 0.5 a 2, de
forma aún más apropiada alrededor de 1 vez el diámetro del conducto
de transición. El ángulo de giro de cada vuelta es preferiblemente
entre 10 y 135 grados, apropiadamente entre 20 y 90 grados. La forma
de la sección transversal del recodo múltiple es de preferencia
esencialmente rectangular. El vaso portador de la dosis está
situado de preferencia inmediatamente corriente abajo del recodo
múltiple para que se encuentre en la región de velocidad
reducida.
El conducto convergente de preferencia es
fácilmente conectado a, e integrado con, el conducto de transición.
La sección transversal puede ser de forma arbitraria, pero de
preferencia rectangular. La sección convergente debe ser lo
suficientemente larga para permitir que el flujo en la pared
exterior del conducto de transición quede completamente adherido
para que el flujo esté predominantemente en dirección corriente
abajo antes de entrar al estrangulamiento formado al final del
conducto convergente, distal al conducto de transición. La rata de
restricción debe ser inferior a la que produjera cualesquiera
regiones de recirculación adicionales corriente arriba del
estrangulamiento.
El estrangulamiento es fácilmente conectado al
conducto convergente y puede ser de forma arbitraria, pero es
preferible que sea ovalado. Se prefiere la forma ovalada porque así
se incrementa la zona de interacción del gas con alta velocidad que
sale del estrangulamiento con el gas de baja velocidad en la sección
divergente. Esto tiene el efecto de incrementar la rata de
dispersión y así se reduce más rápidamente la fuerza de la
propulsión emitida. Esto es ventajoso en términos de reducir la
deposición de las partículas en la boca y garganta del paciente
debido al impacto de inercia. El área de la sección transversal del
estrangulamiento se especifica con base en los requerimientos de
caída de presión del dispositivo. Requerimientos de caída de
presión más alta supone áreas menores de estrangulamiento.
Mientras que el área de la sección transversal
del estrangulamiento sea sustancialmente menor que el área mínima
de la sección transversal de los conductos de entrada, recodo,
convergencia y salida; la caída de presión a través de todo el
dispositivo se controla de forma efectiva por el
estrangulamiento.
El área de la sección transversal del
estrangulamiento es de preferencia menor que el 50%, más
preferiblemente menor que el 35%, de la mínima área de la sección
transversal del conducto de entrada de aire, del conducto de recodo
y del conducto de salida. El rango de las caídas de presión pico a
través del dispositivo es apropiado desde 0.5 a 20 kPa y el rango
de ratas de flujo pico a través del dispositivo es normalmente de 1
a 150 litros por minuto. En la modalidad preferida, la caída de
presión requerida para una rata de flujo máxima de 60 litros por
minuto es alrededor de 6.5 kPa. Para otros requerimientos de diseño,
el área de la sección transversal del estrangulamiento puede ser
ajustada tanto como sea, de preferencia menor que el 50% de la
mínima área seccional transversal de los conductos de entrada, de
transición y el convergente.
El estrangulamiento une la sección divergente
preferiblemente a un ángulo de divergencia agudo. El requisito para
el ángulo de divergencia es tal que el flujo que sale del
estrangulamiento no puede conciliar el giro rápido y llega a
separarse, formando así una propulsión libre en la sección
divergente y en el conducto de salida. En la modalidad preferida,
el ángulo de divergencia es de 87 grados aproximadamente, aunque
puede variar desde 10 a 180 grados. El radio de curvatura de la
esquina del estrangulamiento debe ser lo suficientemente menor para
que el flujo se desprenda de forma fácil desde la pared de la
sección divergente y cree una propulsión libre de aire. En la
modalidad preferida, este radio de curvatura es de alrededor 1% de
la mínima dimensión del estrangulamiento, aunque su rango puede
estar entre 0 a 100% de la mínima dimensión del estrangulamiento.
El propósito de la propulsión libre es crear una región de alta
tensión de corte y generar así altos niveles de turbulencia,
distantes de los efectos de amortiguamiento de las paredes cercanas.
Altos niveles de turbulencia localizados inmediatamente corriente
abajo del estrangulamiento a condiciones de flujo en o cerca de un
pico (debido a la demora en la liberación de partículas desde el
vaso de la dosis), conduce a fuerzas de corte más fuertes entre las
partículas aglomeradas y con ello, una eficiencia en la
desaglomeración del polvo difundido en aerosol.
El conducto de salida, que tiene un área de la
sección transversal relativamente alta, se conecta a la sección
divergente. Su área de la sección transversal es preferiblemente más
grande que el área de la sección transversal del conducto de
entrada de aire, y preferiblemente superior a tres veces, más
preferiblemente superior a veinte veces, el área de la sección
transversal del estrangulamiento. La sección transversal del
conducto de salida es de preferencia constante. La forma de la
sección transversal del conducto de salida es preferiblemente
ovalada. El extremo del conducto de salida forma la pieza bucal del
dispositivo. La longitud del conducto de salida se elige de tal
forma que una propulsión libre controlada se forme antes de que
entre la boca del usuario. Así, se reduce la dependencia de la
turbulencia sobre la geometría de la boca del usuario. En muchos
inhaladores conocidos, la propulsión se dirige muy cerca de la
lengua, lo que conduce a una alta deposición de partículas. Además,
la boca está, más o menos, cerrada durante la inhalación. De esta
forma, la turbulencia no se maximiza debido a la proximidad de las
superficies de la boca que amortiguan la turbulencia. En el
presente dispositivo, la propulsión se dirige más hacia atrás en la
boca y lejos de la lengua. Además, a causa de la relativamente
grande área de la sección transversal del conducto de salida, la
boca se fuerza a estar más abierta, reduciendo así los efectos de
amortiguación de las superficies bucales sobre la turbulencia.
Para mantener el control de la liberación de
partículas en el caso de la exhalación dentro del dispositivo
debido a un uso incorrecto, el dispositivo puede comprender
adicionalmente medios para reducir el flujo de retorno causado por
la exhalación. Tales medios comprenden una extensión de la sección
divergente para formar una zona ciega en donde el ángulo de
divergencia es mayor a 90 grados, de preferencia mayor a 120 grados.
La zona ciega promueve un flujo sumamente perturbado, de caída de
alta presión, cuando la dirección de flujo se revierte. Esto
reducirá significativamente el flujo a través del dispositivo,
cuando el usuario exhala dentro de él e impide la difusión en forma
de aerosol del medicamento y de partículas de arrastre.
El dispositivo puede comprender adicionalmente
una lámina de impacto que se coloca en el conducto de salida. La
lámina de impacto se coloca en el paso de la propulsión libre, pero
lo suficientemente alejada corriente abajo para permitir que
algunas partículas se rompan debido al corte turbulento. Partículas
grandes de arrastre y aglomerados fármaco/medio de arrastre que no
han sido rotos, son impactados en la lámina para aumentar la
desaglomeración. Las partículas de fármaco ya desaglomerado, con
baja inercia, pasan la lámina sin que haya impacto. Una segunda
ventaja de esta característica es que la propulsión libre se
disminuye antes de entrar a la boca.
El dispositivo de la invención se ilustra más
adelante, por medio de ejemplos que hacen referencia a las Figuras 1
a 15.
Las únicas características del dispositivo
relacionadas con la geometría de tales partes internas del
inhalador, que están en contacto directo con la corriente de aire
que está en movimiento. Sin embargo, en aras de que sea perfecto,
se explica ahora brevemente con referencia a la figura 1, un
mecanismo para llenar y colocar el vaso portador de la dosis,
aunque no sean características esenciales de la invención.
La figura 1 muestra una sección transversal del
inhalador de acuerdo con la invención a lo largo del plano de
simetría vertical. El dispositivo tiene un cuerpo (1) y un
reservorio para un medicamento (3) para suplir una cierta cantidad
del medicamento en polvo (4). El reservorio (3) tiene una sección
transversal rectangular y en la parte inferior un extremo reducido
con un orificio. Una dosis del medicamento se mide y se lleva al
canal de aire del dispositivo por medio de un tambor medidor que
rota manualmente (2) equipado con un conjunto de vasos de dosis
periféricos (8). El tambor de medición (2) es asegurado debajo del
reservorio (3) de tal manera que en una posición del tambor de
medición (2) un vaso de dosis (8) se llena con una dosis medida del
medicamento en polvo que cae desde el reservorio del medicamento y
en otra posición del tambor de medición (2) el vaso de la dosis (8)
se lleva al canal de aire del dispositivo. La rotación
unidireccional gradual del tambor medidor (2) puede ser lograda por
ejemplo por medio de una cubierta que pueda comprimirse conectada a
los dientes del tambor medidor (2) análogo a un mecanismo de
trinquete como se describe en la publicación de la patente WO
92/09322. Sin embargo, en el dispositivo de la invención también
pueden ser usados otros mecanismos y estructuras bien conocidas en
el oficio, para medir y llevar una dosis de medicamento en polvo al
canal de aire.
Las partes principales del canal de aire del
dispositivo son el conducto de entrada de aire (6), un conducto de
transición (7), un conducto convergente (11) cuyo extremo forma un
estrangulamiento (12), una sección divergente (13) y un conducto de
salida de aire (14). Cuando una dosis medida del medicamento en
polvo se ha llevado al canal de aire haciendo rotar el tambor
medidor (2), la dosis está lista para ser inhalada por el paciente
a través de la pieza bucal desde el vaso donde se dispone la dosis
(20). Cuando el paciente inhala a través del dispositivo, el aire
del ambiente entra en el conducto de entrada (6) a través de un
orificio (5). El conducto de entrada (6) es de sección transversal
constante y de forma esencialmente rectangular, como se muestra en
las figuras 2 a 4, como para moderar el nivel de turbulencia antes
de que el flujo alcance el vaso portador de la dosis. Basado en la
dimensión mínima de la entrada (21), la sección transversal del
conducto de entrada de aire (6) se define de tal forma que el
Número de Reynolds (Re) para el flujo en condiciones de flujo pico
sea inferior a 5000.
El conducto de entrada de aire (6) es seguido por
un conducto de transición, que en esta modalidad es una forma de un
conducto de recodo (7). El conducto de recodo (7) se muestra en más
detalle en la Fig. 5. El radio de curvatura (19) de la pared
interior (9) del conducto de recodo (7) es aproximadamente un medio
de la dimensión más corta (21) del conducto de entrada (6) como
para prevenir la recirculación en la región cercana de la pared
interior (9). La pared exterior (10) del conducto recodo (7) tiene
una abertura como de ranura, en la cual la periferia del tambor
medidor (2) se ajusta de tal forma que un vaso de la dosis (8) se
integra fácilmente en la pared exterior (10) del interior del
conducto de recodo (7). La sección transversal del vaso portador de
la dosis (8) es de forma semicircular. Los ángulos 16 y 17 entre la
pared del vaso portador de la dosis (8) y la pared exterior (10)
del conducto de recodo (7), que se muestra en la Fig. 5, son de 35
grados aproximadamente. Como se muestra en la Fig. 4, que representa
las áreas de la sección transversal de varios conductos del
dispositivo, el área de la sección transversal del conducto de
recodo (7) es esencialmente rectangular con un fondo ligeramente
reducido en la parte inferior y llega a ser más grande que el área
de la sección transversal del conducto de entrada (6). Esto junto
con el recodo, tiene el efecto de reducir la velocidad del fluido
en el vaso portador de la dosis (8) como para demorar la difusión en
aerosol hasta que el flujo se ha desarrollado de forma suficiente.
Como se muestra en la figura 4, el ancho del vaso de la dosis (8)
es aproximadamente igual al ancho de la base rectangular del
conducto acodado (7).
El conducto de recodo (7) es seguido por el
conducto convergente (11) que se conectan fácilmente entre sí. Como
puede verse en las figuras 3 y 4, la sección transversal del
conducto convergente (11) es rectangular y converge de forma
uniforme. Su extremo forma un estrangulamiento de forma ovalada (12)
que actúa como una boquilla. Como puede verse en la figura 4, el
área de la sección transversal del estrangulamiento (12) es
significativamente más pequeña que las áreas de las secciones
transversales de los conductos de entrada de aire (6), recodo (7) y
convergente (11). De esta forma el estrangulamiento (12) controla la
caída de presión a través de todo el dispositivo. El ángulo de giro
entre el eje longitudinal del conducto de entrada de aire (6) y el
eje longitudinal del conducto convergente (11) es de 90 grados
aproximadamente.
El estrangulamiento (12) se abre agudamente a la
sección divergente que tiene una sección transversal de forma
ovalada (13) a un ángulo (15) de 87 grados aproximadamente, como se
muestra en las figuras 1, 3 y 6. La sección divergente (13) es
seguida por una sección intermedia que diverge con un ángulo
relativamente pequeño y finalmente, un conducto de salida (14) que
tiene una sección transversal constante de forma ovalada con una
sección transversal relativamente grande. El extremo del conducto
de salida (14) forma la pieza bucal (20) del dispositivo. El radio
de curvatura de la esquina del estrangulamiento (18) es pequeño, de
tal manera que el flujo se desprende fácilmente de la pared de la
sección divergente (13) y crea una propulsión libre que genera altos
niveles de turbulencia lejos de los efectos de amortiguamiento de
las paredes cercanas. La longitud del conducto de salida (14) se
selecciona de tal forma que una propulsión libre controlada se forma
antes de que entre a la boca del usuario. La distancia entre el
estrangulamiento (12) y el extremo del conducto de salida (14) es
normalmente más larga que la dimensión mínima (24) del conducto de
salida (14).
La figura 7 muestra de forma esquemática otra
modalidad de la invención que comprende una lámina de impacto (22)
montada en el conducto de salida (14). La lámina de impacto (22) se
coloca en el paso de la propulsión libre, pero suficientemente
alejada corriente abajo para permitir que algunas partículas se
rompan debido al corte turbulento. Grandes partículas de arrastre
se impactan sobre la lámina para aumentar la desaglomeración. Al
mismo tiempo, la propulsión libre disminuye antes de entrar en la
boca. Las partículas de fármaco ya desaglomeradas, con baja
inercia, pasan a la lámina (22) sin impacto. La lámina de impacto
(22) puede ser asegurada al conducto de salida (14) en varias
formas, que son obvias para alguien diestro en la materia.
La modalidad de la figura 7 también incorpora un
zona ciega (23) adaptada para maximizar los disturbios de flujo y
caídas de presión y reducir de ese modo el flujo de retorno que se
produce cuando el usuario exhala dentro del dispositivo por mal
uso. El ángulo divergente (15) de la sección divergente (13) es
grande en esta modalidad, normalmente mayor a 120 grados.
Se prefiere que las regiones críticas del
dispositivo que determinan las caídas de presión y niveles de
turbulencia consistan de piezas individuales moldeadas para
mantener la consistencia de dispositivo a dispositivo.
Se efectuaron cálculos basados en Dinámica de
Fluidos Computacional (DFC) para caracterizar el comportamiento del
fluido del dispositivo de la invención. Las Figuras 8 a 10 muestran
la velocidad calculada, presión y viscosidad turbulenta bajo 60
l/min a condiciones constantes para el dispositivo de la Fig. 1.
Puede verse que la velocidad pico y la caída de presión ocurren
justo corriente abajo de la boquilla y dentro de la zona de
propulsión del dispositivo. La turbulencia pico ocurre en el
estrangulamiento del dispositivo y corriente abajo en la región
bucal. La caída de presión en este dibujo es aproximadamente 6.5
kPa. La turbulencia máxima está en la región cercana al
estrangulamiento con una viscosidad turbulenta de 1 X 10^{-2}
kg/m/s aproximadamente. Los cálculos muestran que este nivel de
turbulencia es suficiente para romper la vasta mayoría del polvo
difundido en aerosol. El flujo en el vaso portador de la dosis es
uniforme y de baja velocidad con relación a la velocidad pico. La
figura 11 muestra el flujo en esta región. No hay zonas muertas a
pequeña escala y el flujo en el vaso está en el orden de 2.5 m/s a
las condiciones de flujo pico. Esto es suficiente para difundir en
aerosol la vasta mayoría de las partículas de fármaco. El flujo
transitorio indica que el flujo siempre permanece pegado a la
superficie interna del recodo en la cámara de la dosis y que las
velocidades pico se presentan siempre cerca de las superficies
internas del recodo. En consecuencia, las velocidades en el vaso
portador de la dosis son siempre más bajas que en el pico del ciclo
de inhalación y la difusión de las partículas en aerosol
efectivamente se demora sin el uso de complejos mecanismos de
liberación.
La figura 12 muestra otra modalidad preferida del
conducto de transición. En este caso, el conducto de transición que
tiene una sección transversal rectangular va esencialmente de forma
paralela al conducto de entrada de aire (6), al cual está
fácilmente integrado. En lugar de un recodo, el conducto de
transición comprende una expansión rápida (27) con una parte
transversal rectangular en dirección de la base del conducto. El
ángulo de abertura (25) de la expansión (27) es alrededor de 30
grados y el área de la sección transversal máxima es
aproximadamente dos veces más grande que la del conducto de entrada
de aire rectangular (6). El vaso portador de la dosis (8) se coloca
inmediatamente corriente abajo de la extensión (27). Un cálculo de
flujo de esta modalidad se muestra en la figura 14, en donde las
curvas representan valores de velocidad de aire axiales (m/s).
Puede verse que una región de velocidad reducida de aire se crea
inmediatamente corriente abajo de la extensión (27) y que el vaso
portador de la dosis (8) reside en la región de la velocidad
reducida de aire.
La figura 14 muestra otra modalidad preferida del
conducto de transición. En este caso el conducto de transición
tiene un área transversal rectangular constante y comprende un
recodo múltiple (28) en la forma de dos codos uniplanares sucesivos
con el ángulo de giro (26) de aproximadamente 45 grados. La
distancia entre los recodos es aproximadamente igual a la altura
del conducto de transición rectangular. Un cálculo de flujo de esta
modalidad se muestra en la figura 15, en donde las curvas
representan los valores de velocidad de aire axiales (m/s). Puede
verse que una región de velocidad reducida de aire se crea
inmediatamente en la corriente inferior del codo múltiple (28) y
que el vaso portador de la dosis (8) reside en la región de
velocidad reducida de aire.
Pueden ser efectuadas modificaciones o
variaciones a las modalidades reveladas sin apartarse de la materia
de la invención como se señala en las siguientes reivindicaciones.
Se considera como rutinario para una persona diestra en el oficio
realizar tales modificaciones al dispositivo de la invención.
Claims (24)
1. Un dispositivo para administrar un medicamento
en polvo por inhalación que comprende:
Un conducto de entrada de aire (6),
un conducto de transición (7) conectado al
conducto de entrada de aire (6), dicho conducto de transición
comprende un elemento de apoyo (8) para una dosis de medicamento en
polvo y medios para crear una región de velocidad reducida de
aire,
un conducto convergente (11) conectado a un
conducto de transición (7), el extremo del conducto convergente
(11) forma un estrangulamiento (12),
una sección divergente (13) conectada al
estrangulamiento (12) y
un conducto de salida de aire (14) conectado a la
sección divergente (13)
en donde la dosis de medicamento en polvo se
difunde en forma de aerosol a partir del elemento de apoyo (8) por
medio de una corriente de aire producida por inhalación.
Caracterizado en que el área de la sección
transversal del estrangulamiento (12) es más pequeña que la mínima
área de la sección transversal del conducto de entrada de aire (6),
del conducto de transición (7) y del conducto de salida (14).
2. Un dispositivo de acuerdo con la
reivindicación 1, en el cual el área de la sección transversal del
estrangulamiento (12) es inferior al 50%, preferiblemente menor al
35%, del área de la sección transversal mínima del conducto de
entrada de aire (6), del conducto de transición (7) y del conducto
de salida (14).
3. Un dispositivo de acuerdo con las
reivindicaciones 1 o 2 en el cual el área de la sección transversal
del conducto de salida (14) es superior al área de la sección
transversal del conducto de entrada de aire (6).
4. Un dispositivo conforme a alguna de las
reivindicaciones 1-3 en donde la sección transversal
del conducto de salida (14) es superior a tres veces, y de
preferencia superior a 20 veces la sección transversal del
estrangulamiento (12).
5. Un dispositivo conforme a cualquiera de las
reivindicaciones 1-4, en donde el Número de Reynolds
del flujo en el conducto de entrada de aire (6) es inferior a 5000
y de preferencia inferior a 4000.
6. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-5, en donde el área de la
sección transversal del conducto de entrada de aire (6) es
esencialmente constante.
7. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-6, en donde la sección
divergente (13) tiene un ángulo de divergencia superior a 10 grados
aproximadamente.
8. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-7, en donde la sección
transversal del estrangulamiento (12) es de forma oval.
9. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-8, en donde la longitud del
conducto de entrada de aire (6) es superior a 3 veces la dimensión
más corta (21) del conducto de entrada de aire (6).
10. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-9, en donde la sección
transversal de conducto de salida (14) es de forma oval.
11. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-10, en donde el conducto de
transición (7) comprende un recodo.
12. Un dispositivo de acuerdo con la
reivindicación 11, en donde el conducto de transición (7) forma un
recodo comprendido entre 10 - 170 grados, de preferencia entre 45
- 135 grados y más preferiblemente que sea igual a 90 grados
aproximadamente.
13. Un dispositivo de acuerdo con las
reivindicaciones 11 o 12, en donde el elemento de apoyo (8) para un
dosis de medicamento en polvo es de forma tal que se integra
fácilmente en la cara exterior (10) del recodo del conducto de
transición (7).
14. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 11 - 13, en donde el radio de curvatura de la
cara interna (9) del recodo del conducto de transición (7) es
superior en un 20%, y de preferencia 50%, de la más pequeña
dimensión (21) del conducto de entrada de aire (6).
15. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 11 - 14, en donde el área de la sección
transversal del conducto de transición (7) es superior a la del
conducto de entrada de aire (6).
16. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-10, en donde el conducto de
transición (7) comprende un elemento de extensión (27).
17. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1 - 10, en donde el conducto de transición (7)
comprende un recodo múltiple (28).
18. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-17, en donde el conducto de
entrada de aire (6) es fácilmente integrado con el conducto de
transición (7).
19. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-18, en donde el elemento de
apoyo (8) para una dosis del medicamento en polvo es un vaso
portador de la dosis con un elemento de medición (2) adaptado para
medir una dosis de un medicamento en polvo desde un recipiente de
medicamento (4) del dispositivo.
20. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-19, en donde el conducto de
transición (7) es fácilmente integrado con el conducto convergente
(11).
21. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-20, en donde la sección
divergente (13) forma una zona muerta (23) para minimizar el flujo
de retorno.
22. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-21, que comprende
adicionalmente una lámina de impacto colocada en el conducto de
salida (14).
23. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de
las reivindicaciones 1-22, en donde la sección
transversal del conducto de entrada de aire (6), del conducto de
transición (7) y/o del conducto de convergencia (11) es de forma
esencialmente rectangular.
24. Un dispositivo de acuerdo con la
reivindicación 1; en donde el conducto de transición (7) es de la
forma de un conducto de recodo y la porción de sostén elemento de
apoyo (8) está situado sobre la pared exterior (10) del recodo del
conducto de transición (7).
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