ES2824227T3 - Inhalador de polvo seco de marea con activación de sensor de presión en miniatura - Google Patents

Abstract

Un inhalador de polvo seco de marea que comprende: un sensor de presión barométrica en miniatura (110; 210; 310; 410; 510) que comprende un elemento de detección; un canal de flujo (120; 520) a través del cual un usuario puede inhalar; un puerto de sensor (111; 511) del sensor de presión barométrica en miniatura, en donde el puerto de sensor se encuentra acoplado neumáticamente al canal de flujo; un procesador configurado para procesar los datos recibidos desde el elemento de detección y, determinar si se encuentra en curso la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo; un controlador configurado para generar una señal de inicio de dosificación en respuesta a la determinación de que la inhalación a través del canal de flujo se encuentra en curso; y un mecanismo de dosificación configurado para liberar medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo durante la inhalación de la respiración espontánea en respuesta a la recepción de dicha señal de inicio de dosificación, caracterizado porque dicho procesador se configura además para, posterior a la determinación de que la inhalación de la respiración espontánea a través de dicho canal de flujo se encuentre en curso, procesar los datos recibidos desde dicho elemento de detección para realizar una determinación de que un volumen objetivo de los pulmones del usuario se ha llenado; en donde dicho controlador se configura además para, en respuesta a dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de dosificación; y en donde el mecanismo de dosificación se configura además para detener la liberación de medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación.

Description

DESCRIPCIÓN

Inhalador de polvo seco de marea con activación de sensor de presión en miniatura

La presente descripción se refiere generalmente a un inhalador, por ejemplo, para la administración de medicamentos. Más particularmente, la descripción se refiere al uso de un sensor de presión en miniatura para la detección de la inhalación en un inhalador de polvo seco de marea.

La detección de la inhalación y/o exhalación a menudo se requiere en el diagnóstico y tratamiento de afecciones pulmonares y, a menudo se usan dispositivos tales como medidores de flujo máximo y espirómetros.

Un espirómetro es un aparato para medir el volumen de aire inspirado y espirado por los pulmones de un paciente. Los espirómetros miden la ventilación, el movimiento del aire que entra y sale de los pulmones. A partir de las trazas, conocidas como espirogramas, producidas por espirómetros, es posible identificar patrones de ventilación anormales (obstructivos o restrictivos). Los espirómetros existentes usan una variedad de métodos de medición diferentes, incluidos transductores de presión, indicador ultrasónico y de nivel de agua.

Los inhaladores se usan para administrar medicamento al cuerpo a través de los pulmones. Pueden usarse, por ejemplo, en el tratamiento del asma y la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (EPOC). Los tipos de inhaladores incluyen inhaladores de dosis medidas (MDI), inhaladores de polvo seco (DPI) y nebulizadores.

Los nebulizadores modernos controlados por la respiración generalmente se dividen en una de dos categorías: respiración mejorada o accionado por la respiración. Los nebulizadores de respiración mejorada usan el flujo de aire del paciente para controlar el flujo del aerosol que contiene el fármaco hacia el paciente. Dado que el aerosol se genera continuamente en estos nebulizadores, una parte se desperdicia hacia el medio ambiente. Los nebulizadores accionados por la respiración usan la detección de la inhalación y/o exhalación para encender y apagar el generador de aerosol con la respiración del paciente. Esto mejora la eficiencia en comparación con los nebulizadores de respiración mejorada, ya que se pierde poco o ningún fármaco hacia el medio ambiente. La detección en los dispositivos accionados por respiración se realiza normalmente mediante sensores de presión y/o calor.

Para monitorear los flujos asociados con la respiración de marea (espontánea), es más conveniente un sensor de presión porque la información de presión puede usarse para determinar el flujo, que luego se puede usar para determinar el volumen.

Los sensores de presión usados para la detección de la respiración generalmente miden la diferencia de presión en una sección de las vías respiratorias a través de la cual respira un paciente. Esto se hace comúnmente mediante el uso de dos conexiones, mediante tubos u otros conductos adecuados, para conectar el sensor a dichas vías respiratorias. También es posible usar una única conexión a las vías respiratorias, con el otro puerto abierto a la atmósfera. También se puede usar un sensor de tipo indicador de puerto único si se mide la presión dentro de las vías respiratorias antes y después de aplicar el flujo; donde la diferencia en las lecturas representa las caídas de presión deseadas a través de la resistencia de la vía aérea. Sin embargo, la incertidumbre asociada con la primera lectura (sin flujo) es generalmente alta.

Independientemente del tipo de sensor de presión usado, los sensores de presión generalmente se conectan a las vías respiratorias del paciente mediante el uso de un tubo flexible. Una desventaja de tales sistemas es la posibilidad de daños en el sensor relacionados con la contaminación del fluido en forma de fármaco derramado o secreciones del paciente (mucosidad, esputo, etc.). Para aislar el sensor de presión de tales contaminantes, los fabricantes a menudo ubican el sensor de presión a cierta distancia del sitio de medición mediante el uso de tubos elastoméricos. Sin embargo, los líquidos aún pueden condensarse dentro del tubo, creando un entorno para el crecimiento de bacterias en las áreas expuestas al paciente pero que generalmente no son accesibles para la limpieza.

Otro problema con los sensores de presión convencionales es la desviación térmica; el fenómeno por el cual la lectura de presión puede cambiar en el tiempo con cambios en la temperatura local. Es posible compensar dicha desviación mediante el uso de circuitos adicionales, pero esto agrega costo y volumen y aumenta los requisitos de energía. Dichos circuitos se pueden ubicar dentro del propio sensor de presión, pero considerando que el sensor generalmente se encuentra algo alejado del gas que se está midiendo, la temperatura detectada puede no ser representativa de ese gas. Los circuitos de monitoreo de temperatura podrían ubicarse en el paciente, pero esto agrega componentes adicionales, además de costo y complejidad.

Otro problema aún con los sensores de presión convencionales es la susceptibilidad a la exposición a la alta radiofrecuencia (RF). Esto puede ser un problema real cuando se opera cerca de un transmisor de radio, como un teléfono móvil. Otras fuentes potenciales incluyen dispositivos de comunicación inalámbricos, como enrutadores Wi-Fi y teléfonos inalámbricos y, varias otras formas de equipos de tecnología de la información (TI), como impresoras conectadas en una red inalámbrica. Otro problema con algunos sensores de presión convencionales es la histéresis, la renuencia de un material de detección de presión como un diafragma a volver a su condición, forma o posición original después de haberse deformado. Esto se observa como una diferencia en la salida cuando se pasa a través de la misma presión desde direcciones diferentes (ya sea por encima o por debajo de la presión objetivo). Cuando se trabaja con cambios de presión muy bajos, dicha compensación puede ser lo suficientemente grande como para enmascarar la señal que se mide.

Los sensores usados para la detección de la respiración de marea (por ejemplo, en nebulizadores o dispositivos con mascarillas o boquillas sin ventilación, especialmente cuando se usan con bebés o pacientes con respiración comprometida) típicamente cubren el intervalo de 0 a 1 OkPa, donde sólo se utiliza realmente el extremo muy bajo de ese intervalo (por ejemplo, de 0 a 200 Pa). Los efectos de histéresis pueden ser prominentes en este intervalo porque se obliga al sensor a pasar de un estado sin estrés (a 0 Pa) a un estado de estrés (a > 0 Pa). Como tal, cuando se aplica presión por primera vez, es posible que el sensor no proporcione una respuesta lineal, o que muestre una sensibilidad inferior a la óptima, hasta que se supere este estrés.

Sin embargo, con la miniaturización de componentes, se han desarrollado sensores de presión en miniatura como los sensores de presión del sistema microelectromecánico (MEMS) y los sensores de presión del sistema nanoelectromecánico (NEMS). Los sensores de presión MEMS están comenzando a usarse en aplicaciones respiratorias. Los inhaladores de la técnica anterior se describen en el documento US2004/050385A1, el documento EP2357015A2, el documento US6026809A, el documento US2009/090361A1 y el documento US2013/298905A1.

El documento US2004/ 050385A1 describe un inhalador para la administración de un medicamento en polvo seco. El documento EP2357015A2 describe un inhalador que contiene uno o más mecanismos vibradores en una o más cámaras de dispensación de polvo para la administración de dosis variables de un fármaco o agente terapéutico.

El documento US6026809A describe un inhalador que utiliza la vibración para facilitar la suspensión del polvo en el gas. El documento US6152130A describe un sensor de fluido para activar y controlar varios componentes de un dispositivo de inhalación.

En la presente descripción se describen nuevos medios para activar inhaladores de polvo seco que evitan algunas o todas las desventajas mencionadas anteriormente.

La invención se define mediante las reivindicaciones independientes del conjunto de reivindicaciones adjuntas.

El sensor de presión barométrica en miniatura podría ser un sensor de presión barométrica del sistema microelectromecánico (MEMS) o un sensor de presión barométrica del sistema nanoelectromecánico (NEMS).

El procesador podría configurarse para realizar la determinación cuando dichos datos recibidos desde dichos elementos de detección indiquen que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo ha alcanzado un valor umbral de dosificación inicial predeterminado. Dicho valor umbral predeterminado podría ser inferior al 50 %, por ejemplo, entre el 30 y el 35 %, por ejemplo, el 32 %, de un valor de velocidad de flujo inspiratorio máximo (PIF) predeterminado.

Dicho mecanismo de dosificación podría configurarse para liberar el fármaco en paquetes de tiempo discretos. Dichos paquetes de tiempo discretos podrían tener una duración de aproximadamente 50 ms a aproximadamente 500 ms, por ejemplo, aproximadamente 50 ms a aproximadamente 200 ms, preferentemente aproximadamente 100 ms a aproximadamente 200 ms, con la máxima preferencia aproximadamente 100 ms.

Dicho procesador se configura además para, posterior a la realización de la determinación de que la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo se encuentra en curso, procesar los datos recibidos desde dicho elemento de detección para realizar la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario. Dicho controlador se configura además para, en respuesta a dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de la dosificación. El mecanismo de dosificación se configura además para detener la liberación de medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación.

El procesador podría configurarse para realizar la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario cuando dichos datos recibidos desde el elemento de detección indican que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo, promediado a lo largo del tiempo, se encuentra en un valor umbral de interrupción de la dosificación predeterminado.

El inhalador podría comprender una parte reutilizable y un cartucho de fármaco reemplazable. Dicha parte reutilizable podría comprender medios de identificación electrónicos de cartucho. Dichos medios de identificación electrónicos de cartucho podrían implementarse mediante una conexión directa o mediante el uso de una técnica inalámbrica. Las conexiones directas podrían incluir una lógica basada en resistencias de elevación de tensión o puentes o en una memoria no volátil tal como la Memoria de Sólo Lectura Programable y Borrable Eléctricamente (EEPROM) o una memoria Flash que se puede leer mediante la parte reutilizable. Las conexiones inalámbricas pueden incluir BLE o Comunicaciones de Campo Cercano (NFC), por ejemplo, etiquetas de Identificación por Radiofrecuencia (RFID).

El sensor podría ser un sensor de presión barométrica MEMS. El sensor podría ser un sensor de presión MEMS piezorresistivo o un sensor de presión MEMS capacitivo.

Dicho procesador podría incluirse en el sensor.

El inhalador podría comprender además un transmisor o transceptor inalámbrico acoplado a dicho procesador.

El inhalador podría tener una función de espirómetro.

El sensor podría ubicarse dentro del canal de flujo. El sensor podría ubicarse en una cavidad en una pared interna del canal de flujo.

El sensor podría ubicarse fuera del canal de flujo. Dicho puerto de sensor podría acoplarse neumáticamente al canal de flujo a través de una abertura en una pared del canal de flujo. El inhalador podría comprender además un sello dispuesto para acoplar neumáticamente el puerto de sensor a dicha abertura. Al menos una parte de dicho sello podría intercalarse entre el sensor y la pared. Al menos una parte de dicho sello podría extenderse desde una superficie exterior de dicha pared hasta una superficie sobre la cual se monta el sensor para encapsular el sensor en una cámara neumática adyacente a la pared.

El aparato podría comprender además una junta termoconductora intercalada entre el sensor y la pared. Dicha junta termoconductora podría actuar como sello.

El aparato podría comprender además un filtro impermeable al agua y permeable al aire, para separar dicho puerto de sensor de dicho canal de flujo.

Dicha pared y dicho sello podrían formarse mediante un proceso de moldeo de materiales diferentes.

El sensor podría comprender una carcasa metálica. El inhalador podría comprender además una memoria intermedia de datos configurada para almacenar los datos recibidos desde un elemento de detección del sensor. Opcionalmente, dicha memoria intermedia de datos podría incluirse en el sensor. Dicha memoria intermedia de datos podría configurarse para almacenar los datos correspondientes a una forma de onda de inhalación/exhalación. Dicha memoria intermedia de datos podría ser una memoria intermedia de datos de tipo el primero en llegar, es el primero en salir (FIFO).

El inhalador podría comprender además un sensor de presión barométrica MEMS adicional configurado para monitorear la actividad barométrica ambiental.

El inhalador podría comprender además un transmisor, receptor o transceptor configurado para comunicar datos desde y/o hacia el sensor. Dicho transmisor, receptor o transceptor podría ser un transmisor, receptor o transceptor inalámbrico. Dicho transmisor, receptor o transceptor inalámbrico podría ser un subsistema Bluetooth™, opcionalmente un circuito integrado Bluetooth™ de baja energía (BLE) o un Sistema en Chip (SoC). Dicho transmisor, receptor o transceptor y el sensor podrían integrarse en un solo circuito integrado o SoC. El sensor podría montarse en una placa de circuito impreso (PCB).

El inhalador podría comprender además una batería, opcionalmente una pila de botón, dispuesta para alimentar el sensor.

El sensor podría tener una sensibilidad de 20 Pascales o menos.

El sensor podría comprender un elemento de detección. El procesador podría configurarse para encuestar dicho elemento de detección a una frecuencia mayor o igual a 100 Hz.

El inhalador podría comprender además medios de control para encender el sensor y/o activar al sensor de un estado de bajo consumo. El procesador podría configurarse para responder a dichos medios de control que encienden y/o activan al sensor tomando una lectura de tara de dicho elemento de detección y calibrando los datos recibidos desde el elemento de detección subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara.

El procesador podría configurarse para determinar un cero dinámico a partir de un promedio móvil de las mediciones del sensor y, calibrar dinámicamente el sensor de acuerdo con dicho cero dinámico.

El procesador podría configurarse para filtrar el ruido eléctrico inherente al sensor y/o las anomalías ambientales en los datos recibidos desde un elemento de detección del sensor. El inhalador podría comprender además un sensor de temperatura, opcionalmente incorporado con el sensor de presión. El procesador, opcionalmente integrado en uno de los sensores de presión y temperatura, podría configurarse para aplicar la compensación de temperatura determinada, a partir de los datos recibidos desde el elemento de detección del sensor de temperatura, a los datos recibidos desde el elemento de detección del sensor de presión.

El inhalador podría comprender además una boquilla, donde dicho puerto de sensor se acopla neumáticamente a un canal de flujo en comunicación neumática con dicha boquilla. El sensor podría configurarse para recopilar datos para su procesamiento para monitorear la adherencia a un régimen de dosificación y/o el cumplimiento de la administración del fármaco.

De acuerdo con un segundo aspecto, se proporciona un método de dosificación de medicamento en polvo seco por medio de un inhalador de marea, dicho método que comprende: un sensor de presión en miniatura de dicho inhalador, dicho sensor que comprende un puerto de sensor, que detecta un cambio de presión en dicho puerto de sensor, donde el puerto de sensor se acopla neumáticamente a un canal de flujo a través del cual un usuario puede inhalar; en respuesta a dicha detección, realizar una determinación de que se encuentra en curso la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo; en respuesta a dicha determinación, emitir una señal de inicio de dosificación y; en respuesta a la recepción de dicha señal de inicio de dosificación, un mecanismo de dosificación del inhalador liberar medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo durante la inhalación de dicha respiración espontánea.

El sensor de presión barométrica en miniatura podría ser un sensor de presión barométrica del sistema microelectromecánico (MEMS) o un sensor de presión barométrica del sistema nanoelectromecánico (NEMS).

La determinación podría realizarse cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo ha alcanzado un valor umbral de dosificación inicial predeterminado. Dicho valor umbral de dosificación inicial predeterminado podría programarse en un registro de hardware interno del sensor. La determinación podría realizarse mediante el sensor. Dicha emisión de la señal de dosificación podría realizarse mediante el sensor. Dicho valor umbral predeterminado podría ser inferior al 50 %, por ejemplo, entre el 30 y el 35 %, por ejemplo, el 32 %, de un valor de velocidad de flujo inspiratorio máximo (PIF) predeterminado.

Dicha liberación podría llenar uno o más paquetes de tiempo discretos. Dichos paquetes de tiempo discretos podrían tener una duración de aproximadamente 100 ms.

El método podría comprender, además, posterior a la realización de la determinación de que la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo se encuentra en curso, realizar la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario. El método podría comprender además, en respuesta a dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de la dosificación. El método podría comprender, además, en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación, detener la liberación del medicamento en polvo seco de dicho mecanismo de dosificación hacia el canal de flujo.

La determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario podría realizarse cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo, promediado a lo largo del tiempo, se encuentra en un valor umbral de interrupción de la dosificación predeterminado. El método podría repetirse en una pluralidad de respiraciones espontáneas consecutivas. El método podría comprender además transmitir de forma inalámbrica datos recopilados por el sensor, y/o datos derivados de los datos recopilados por el sensor, a un dispositivo fuera del inhalador.

El método podría comprender, además: encender el sensor o activar el sensor de un estado de bajo consumo; en respuesta a al encendido o activación del sensor, tomar una lectura de tara de un elemento de detección del sensor y; calibrar los datos recibidos desde el elemento de detección subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara.

El método podría comprender, además: determinar un cero dinámico a partir de un promedio móvil de las mediciones del sensor y; calibrar dinámicamente el sensor de acuerdo con dicho cero dinámico.

El método podría comprender, además: monitorear la actividad barométrica ambiental mediante el uso de un sensor de presión barométrica MEMS adicional y; calibrar el sensor que tiene el puerto de sensor acoplado neumáticamente al canal de flujo contra dicho sensor adicional. El método podría comprender además almacenar datos recibidos desde un elemento de detección del sensor en una memoria intermedia de datos. Dichos datos podrían corresponder a una forma de onda de inhalación/exhalación.

El método podría comprender además comunicar datos desde y/o hacia el sensor. Dicha comunicación podría ser inalámbrica. Dicha comunicación inalámbrica podría utilizar un protocolo Bluetooth™, opcionalmente el protocolo Bluetooth™ de Baja Energía (BLE).

El método podría comprender además que el procesador encueste a un elemento de detección del sensor a una frecuencia mayor o igual a 100 Hz.

El método podría comprender además filtrar el ruido eléctrico inherente y/o las anomalías ambientales en los datos recibidos desde un elemento de detección del sensor.

El método podría comprender además aplicar la compensación de temperatura a los datos recibidos desde un elemento de detección del sensor de presión mediante el uso de los datos recibidos desde un elemento de detección de un sensor de temperatura.

El método podría comprender además determinar el volumen de aire inspirado o expirado por un usuario del inhalador a partir de datos detectados por un elemento de detección del sensor.

El método podría comprender además usar los datos detectados por un elemento de detección del sensor para monitorear la adherencia a un régimen de dosificación y/o el cumplimiento de la administración del fármaco. De acuerdo con un tercer aspecto, se proporciona un producto de programa informático que comprende instrucciones ejecutables mediante un procesador del ordenador para ejecutar el método del segundo aspecto.

De acuerdo con un cuarto aspecto, se proporciona un inhalador sustancialmente como en la presente descripción se describe con referencia a las figuras adjuntas.

De acuerdo con un quinto aspecto, se proporciona un método sustancialmente como en la presente descripción se describe con referencia a las figuras adjuntas. De acuerdo con un sexto aspecto, se proporciona un producto de programa informático sustancialmente como en la presente descripción se describe con referencia a las figuras adjuntas.

Ejemplos de la presente invención se describirán ahora con referencia a los dibujos adjuntos, en los cuales:

Las Figuras 1 a la 5 ilustran arreglos ilustrativos para un sensor de presión en miniatura para la detección de la respiración con respecto a un canal de flujo;

La Figura 6 es un diagrama de la electrónica de un sensor ilustrativo;

La Figura 7 ilustra la relación entre el flujo y el volumen durante la respiración espontánea en pacientes ancianos con EPOC; y

La Figura 8 es un diagrama de flujo que ilustra un método de dosificación de fármaco ilustrativo.

Los elementos que se muestran en las Figuras no se dibujan a escala, sino sólo para ilustrar el funcionamiento. Los elementos similares se indican mediante números de referencia similares.

Además de los sensores de presión de tipo diferencial (dos puertos) y los sensores de tipo indicador de puerto único, con mediciones separadas realizadas antes y después del uso, como se mencionó anteriormente, se encuentran disponibles sensores de presión absoluta o barométrica. Los sensores de presión barométrica se referencian al vacío. Aveces se les llama altímetros, ya que la altitud se puede deducir a partir de las lecturas de presión barométrica. No se ha considerado el uso de sensores de este tipo en la detección de la respiración debido a su intervalo extremadamente amplio (20 a 110 kPa) y su baja resolución. Teniendo en cuenta que un perfil de respiración típico puede generar cambios de presión del orden de sólo 0,2 kPa, esto requeriría hacer funcionar el sensor en una porción extremadamente estrecha de su intervalo operativo. Sin embargo, con la miniaturización, incluida la introducción de tecnologías MEMS y NEMS, ahora se encuentran disponibles sensores muy mejorados. Un sensor barométrico MEMS típico es capaz de operar a partir de 20 kPa hasta 110 kPa y puede detectar las velocidades de flujo de menos de 30 lpm (litros por minuto) típicas de la respiración de marea de un adulto cuando se acopla neumáticamente a una trayectoria de flujo que tiene una resistencia de flujo conocida.

El uso de un sensor barométrico permite el uso de la presión barométrica como línea de base durante todo el ciclo de medición, solucionando de esta manera la incertidumbre de otros enfoques de puerto único.

Además, tener conocimiento de la presión barométrica local puede proporcionar información sobre la función pulmonar del paciente. Se sospecha que los cambios en la presión atmosférica, como los asociados con los frentes de tormenta que se acercan, pueden tener un efecto en la respiración del paciente, posiblemente incluso relacionado con eventos de asma y EPOC.

Los sensores de presión barométrica se encuentran ya en condiciones de estrés, con un puerto de referencia integral sellado dentro del dispositivo al vacío. Esto significa que tienen una histéresis baja en la región de interés. Q

Debido al tamaño y la masa extremadamente pequeños de sus elementos de detección, los sensores MEMS son capaces de reaccionar a cambios de presión extremadamente pequeños. Algunos son capaces de medir cambios de presión tan bajos como 1 Pa.

Los sensores de presión barométrica MEMS pueden incluir todos los circuitos analógicos necesarios dentro del paquete del sensor. La compensación de temperatura y/o las interfaces digitales también se pueden integrar con el sensor de presión.

Por ejemplo, el chip (sensor de presión) de barómetro/altímetro MEMS MPL3115A2 de Freescale es digital y usa una interfaz I <2> C para comunicar información sobre la presión a un microordenador central.

Los sensores de presión barométrica MEMS se pueden empaquetar en metal. Esto proporciona blindaje de RF y buena conductividad térmica para la compensación de temperatura.

Los sensores de presión barométrica MEMS también son de bajo costo, bajo consumo y muy pequeños. Esto los hace especialmente adecuados para su uso en dispositivos portátiles y/o desechables que pueden, por ejemplo, ser alimentados por baterías tales como las pilas de botón.

El tamaño pequeño de los sensores de presión barométrica MEMS facilita su incorporación en los diseños existentes de inhaladores. Puede ser más fácil incorporarlos en o cerca de una boquilla para medir con mayor precisión el cambio de presión causado por la inhalación o exhalación de un paciente.

Se puede conectar un sensor de presión barométrica en miniatura directamente a las vías respiratorias del paciente sólo mediante el uso de un pequeño orificio en la vía aérea que no requiere ningún tipo de tubo. Esto minimiza la posibilidad de condensación de humedad y el crecimiento potencial bacteriano asociado con los tubos elastoméricos. Se puede incluir un sello interno, por ejemplo, un sello de gel, para proteger el elemento sensor de la contaminación.

Un ejemplo de este tipo de arreglo se muestra en la Figura 1. Se coloca un sensor de presión barométrica en miniatura 110 contra el canal de flujo 120 a través del cual respira un paciente. El flujo de aire es sustancialmente axial como lo indica la flecha 130. El puerto de sensor 111 se sella en línea con una abertura 121 en la pared del canal de flujo 122 mediante un sello neumático (hermético) 140. (Tenga en cuenta que, siempre que haya una conexión neumática entre el puerto de sensor y el canal de flujo, no es necesario que el sello sea completamente hermético.) El puerto de sensor 111 comprende opcionalmente un filtro, por ejemplo, un filtro impermeable al agua y permeable al aire. El canal de flujo y el sello podrían formarse mediante un proceso de moldeo de materiales diferentes. El sensor de presión 110 puede montarse en una placa de circuito impreso (PCB) 150 para proporcionar conexión a las fuentes de alimentación y a otros componentes electrónicos.

En lugar de colocar el sello 140 alrededor del canal entre la abertura 121 y el puerto de sensor 111, todo el sensor en miniatura podría encapsularse dentro de una cámara adyacente al canal de flujo como se ilustra en la Figura 2. El sello neumático 240 se ubica fuera del espacio de utilización del sensor y se extiende desde el exterior de la pared del canal de flujo 222 hasta la superficie 250 en la que se monta el sensor 210 (por ejemplo, la superficie del componente de una PCB). La Figura 2 muestra una sección transversal; el sello neumático 240 rodea el perímetro del sensor 210 ya sea circular, cuadrado, rectangular o de cualquier otra forma. El sello 240, el soporte del sensor 250 y la pared del canal de flujo 222 forman, por lo tanto, una cavidad aislada neumáticamente del entorno externo, excepto por el canal de flujo en la ubicación de la abertura 221. Por lo tanto, la presión en el puerto de sensor 211 se iguala con la presión en el canal de flujo en la abertura 221.

Dado que los sensores MEMS se encuentran disponibles con compensación de temperatura incorporada, es posible que no sea necesario el uso de sensores térmicos externos. La compensación se puede proporcionar directamente en el sitio de medición, aumentando la precisión de la compensación. Un sensor MEMS con compensación de temperatura incorporada también puede actuar como un termómetro de respiración compacto, proporcionando más información al paciente y/o su cuidador. Si la carcasa del sensor es de metal, entonces no sólo se aisla el circuito interno sensible de los campos de RF, como los asociados con los teléfonos móviles o las perturbaciones cercanas, sino que el sensor también se equilibrará rápidamente con la temperatura local para proporcionar una compensación de temperatura óptima.

En las modalidades de las Figuras 1 y 2, el sensor en miniatura se separa de la pared del canal de flujo mediante un espacio de aire. Para mejorar la capacidad del sensor en miniatura para detectar rápidamente cambios en la temperatura del canal de flujo, se puede usar una junta termoconductora como se muestra en la Figura 3. (La Figura 3 es similar en otros aspectos a la Figura 2.)

En el arreglo ilustrativo de la Figura 3, se proporciona una junta termoconductora 360, como las de tipo de silicona usadas para disipadores de calor de transistores, entre la carcasa (opcionalmente metálica) del sensor en miniatura 310 y la pared del canal de flujo 322. Cuanto mayores sean las áreas de superficie adyacentes cubiertas por la junta, más rápido se equilibrará la temperatura. Por lo tanto, la junta 360 podría extenderse sustancialmente sobre toda la superficie del sensor 310 que se encuentra de frente a la pared del canal de flujo 322.

La Figura 4 muestra un arreglo ilustrativo en el que una junta termoconductora 460 se fabrica de una sustancia impermeable al aire que se deforma en los contornos de las superficies del sensor 410 y la pared del canal de flujo 422 entre las que se comprime. Por lo tanto, proporciona una buena conexión térmica y, al mismo tiempo, actúa como un sello neumático, eliminando la necesidad de un elemento de sellado separado.

Una alternativa de colocar el sensor adyacente al canal de flujo es colocar el sensor completo dentro de las vías respiratorias de baja presión del dispositivo que se va a monitorear, como se ilustra en la Figura 5. Por ejemplo, el sensor podría colocarse dentro del cuerpo de un d Pi o en la 'bota' de un MDI presurizado (pMDI). (El término bota se refiere al cuerpo del inhalador que generalmente contiene al recipiente del fármaco). En este arreglo, el sensor mide realmente la presión (y opcionalmente, la temperatura) del flujo de aire en sí, lo que proporciona una mayor precisión. Por lo tanto, tampoco existe la necesidad de ningún elemento de sellado para crear un conducto neumático entre el canal de flujo 520 y el puerto de sensor 511, o de ninguna junta termoconductora para ayudar al equilibrio de temperatura entre ellos. Tampoco es necesario proporcionar al sensor ningún acceso al entorno de presión externa con fines de referencia porque la referencia ya se incorpora en el propio sensor en forma de referencia de vacío.

En el ejemplo de la Figura 5, el sensor de presión barométrica en miniatura 510 se monta en el interior de la pared del canal de flujo 522, opcionalmente a través de una PCB 550. La pared del canal de flujo 522 puede comprender una parte con una cavidad 523 en la que se ubica el sensor 510 como se muestra para reducir la interrupción del flujo de aire indicado en 530. Por ejemplo, la profundidad de tal cavidad 523 podría ser sustancialmente igual al grosor del sensor 510 de modo que la superficie del sensor que comprende el puerto de sensor 511 quede nivelada con las partes de la superficie interior de la pared del canal de flujo 522 a ambos lados del sensor 510. La cavidad 523 podría ser un volumen extraído de la pared 522 o una parte de la pared que se extiende radialmente hacia fuera con relación al resto, como se muestra.

Se debe señalar que, debido a su tamaño pequeño, los sensores de presión en miniatura pueden usarse para monitorear el flujo del paciente a través de, por ejemplo, nebulizadores, DPI o pMDI, lo que facilita, por lo tanto, el monitoreo de cumplimiento de bajo costo, además de/en su lugar del monitoreo de adherencia, que confirma la actuación del dispositivo. Dicha monitorización de cumplimiento podría implementarse mediante el uso de un dispositivo accesorio que se acople al dispositivo de dosificación a través de un pequeño orificio a las vías respiratorias a monitorizar, o en el propio dispositivo de dosificación. El tamaño pequeño, el alto rendimiento y el bajo costo de los sensores MEMS los hacen idealmente adecuados para tales aplicaciones donde el tamaño y el peso son consideraciones importantes para los usuarios que tengan que llevar consigo su inhalador en todo momento.

Por ejemplo, el sensor de presión barométrica en miniatura podría encontrarse en o cerca de la boquilla. Alternativamente, el sensor de presión barométrica en miniatura podría alojarse dentro de un módulo unido al inhalador y en comunicación fluida con el mismo y dispuesto de manera que un sello mantenga la misma presión entre el interior del módulo y el cuerpo del inhalador. El módulo podría comprender opcionalmente uno o más componentes electrónicos, medios de alimentación y de comunicación para alimentar y/o controlar el sensor de presión barométrica en miniatura y/o transmitir las lecturas a un receptor mediante medios cableados o inalámbricos. El módulo podría conectarse (opcionalmente de manera reversible) al inhalador a través de medios de sujeción y encontrarse en comunicación fluida con el interior del inhalador y, por lo tanto, con la trayectoria del flujo de aire a través de una o más aberturas en el cuerpo del inhalador.

Si la salida del sensor de presión en miniatura es digital, todo el procesamiento de señales de bajo nivel se puede realizar dentro del sensor, protegiéndolo de interferencias externas. Esto hace posible trabajar con señales del orden de las decenas de Pascales sin mucha dificultad, algo que los sensores tradicionales con circuitos externos tendrían el desafío de hacer. La Figura 6 muestra esquemáticamente algunos componentes electrónicos de un sensor de presión barométrica en miniatura ilustrativo. El elemento sensor 601 pasa señales analógicas al convertidor analógico a digital (ADC) 602. La señal de salida digital del ADC 602 luego se promedia mediante un filtro de media móvil durante muchos ciclos para reducir el ruido. Se pueden seleccionar varios promedios bajo el control del programa para equilibrar el ruido con el tiempo de respuesta.

Como ejemplo, el bloque 603 representa un medio para seleccionar una de las ocho relaciones de sobremuestra diferentes (es decir, filtro) para dar salida en 604. La respuesta más rápida se asocia con OSR = 1, pero también es la configuración más ruidosa. A la inversa, OSR = 128 introduce el menor ruido, pero tiene la respuesta más lenta. La configuración óptima se puede elegir en dependencia de la aplicación particular. Con una configuración OSR de 16, la salida es lo suficientemente limpia y el tiempo de actualización lo suficientemente rápido para la mayoría de las aplicaciones respiratorias.

Puede ser deseable, por ejemplo, para registrar los perfiles de flujo del paciente, crear una forma de onda asociada con las fluctuaciones de presión en tiempo real detectadas por el sensor. Si se construyera tal forma de onda a partir de las lecturas individuales del sensor cada vez que se dispusiera de nuevos datos, la forma de onda resultante exhibiría distorciones en bloque, en lugar de una forma de onda suave, debido a los retrasos asociados con cada toque. Sin embargo, al accionar el ADC 602 a una frecuencia adecuada, por ejemplo, aproximadamente 100 Hz y, al leer los datos a la misma velocidad, los datos presentados en cada toque se promedian aún más, lo que resulta en una forma de onda mucho más suave.

La salida promediada luego puede pasarse a una memoria intermedia circular de tipo el primero en llegar, es el primero en salir (FIFO) (no mostrada) para su almacenamiento hasta que los datos puedan procesarse mediante un procesador conectado integrado en el dispositivo, o transmitirse para un procesamiento fuera de línea. Dicha memoria intermedia de tipo FIFO podría, por ejemplo, almacenar un número de muestras aproximadamente equivalente a, o un poco mayor que, una forma de onda de respiración típica para asegurar que se pueda capturar un perfil de inhalación/exhalación completo. La utilización de una memoria intermedia reduce la demanda en el puerto serie del sensor en los casos en que no se requiere la forma de onda en tiempo real. Con la adición de comunicaciones inalámbricas, es posible monitorear la adherencia y el cumplimiento del paciente y comunicar dicha información, por ejemplo, incluidos los perfiles de flujo del paciente, a un dispositivo de usuario como un teléfono inteligente o una tableta. Desde un dispositivo de usuario, los datos se pueden comunicar opcionalmente al dispositivo de un cuidador, por ejemplo, el ordenador personal de un médico (PC). Esto podría hacerse mediante el uso de una conexión cableada, por ejemplo, a través de un puerto de bus serie universal (USB). Alternativamente, mediante el uso de la tecnología inalámbrica, es posible comunicar los resultados al mundo exterior sin afectar la carcasa del producto de manera significativa. Las tecnologías inalámbricas adecuadas podrían incluir, por ejemplo, tecnologías WiFi tales como IEEE 802.11, tecnologías de Red de Area Corporal Médica (MBAN) tales como IEEE 802.15, tecnologías de Comunicación de Campo Cercano (NFC), tecnologías móviles como tecnologías 3G y Bluetooth™ tales como Bluetooth™ de Baja Energía (BLE). Un transceptor inalámbrico, por ejemplo, en forma de chip BLE, podría conectarse al sensor en miniatura o integrarse en el mismo.

Tal conectividad inalámbrica podría usarse, por ejemplo, para informar sobre el desempeño del dispositivo y/o la inhalación detectada con registros de fecha y hora en tiempo real. Estos datos podrían procesarse externamente y si el resultado de dicho procesamiento es que se determina que debe rellenarse una receta, se puede enviar una alerta al paciente y/o cuidador y/o farmacéutico. Las alertas podrían proporcionarse a través de una o más interfaces de usuario del inhalador (por ejemplo, un LED y/o un zumbador) o a través de un mensaje de texto o un correo electrónico. Como otro ejemplo, si no se recibe un informe de dosificación dentro de un período predeterminado después de un tiempo de dosificación programado, se podría enviar un recordatorio al paciente y/o cuidador. Las alertas podrían también generarse, por ejemplo, si la frecuencia de uso supera un umbral de seguridad. Alternativamente, se podría proporcionar un conector cableado en un inhalador que comprenda un sensor de presión en miniatura como se describe para la transferencia de datos entre el sensor y los dispositivos del paciente y/o cuidador.

La administración de aerosol a partir de los nebulizadores puede dirigirse a áreas específicas del pulmón por medio de la regulación del régimen de flujo inspiratorio. Por ejemplo, el fármaco se puede liberar al paciente durante una inhalación prolongada aun régimen de flujo fijo en el intervalo de 18 a 20 lpm mediante una boquilla de alta resistencia especialmente formada. Al controlar el régimen de flujo de aire que ingresa a los pulmones, es posible excluir ciertas áreas de la administración del fármaco llenándolas primero con aire fresco y luego, una vez que se encuentren llenas, activar el generador de aerosol de modo que las áreas del pulmón que deben llenarse aún puedan recibir el medicamento.

La previsibilidad en tales sistemas depende de tener un régimen de flujo regulado durante la inspiración, algo que es difícil de lograr para la mayoría de los pacientes por sí mismos e imposible en algunos casos, por ejemplo, para niños muy pequeños. Al introducir intencionalmente una restricción a través de la cual el paciente respira, se puede implementar una cierta cantidad de regulación del régimen de flujo que luego permite que se ejerza cierto control sobre el llenado pulmonar. Para una deposición pulmonar óptima, tales técnicas requieren que los pacientes realicen una sola inhalación que dure varios segundos. Sin embargo, para algunos pacientes, no se pueden tolerar restricciones de las vías respiratorias ni inhalaciones prolongadas.

Además, respirar a través de una restricción tiene el potencial de crear una presión pleural negativa, algo que en realidad puede cerrar las vías respiratorias más pequeñas y, potencialmente, las partes del pulmón que se van a tratar.

La inhalación prolongada que requieren estos sistemas también puede resultar difícil para algunos pacientes. Los inhaladores de polvo seco pueden aerosolizar el medicamento más rápido que los nebulizadores acuosos. El medicamento en polvo seco también tiende a ser más concentrado que las soluciones acuosas. En consecuencia, puede que no se requiera una inhalación prolongada para los inhaladores de polvo seco.

La inhalación prolongada y las restricciones requeridas para la regulación del flujo no son apropiadas para su uso en un inhalador de marea, que por definición no requiere nada más del paciente que una simple respiración de marea. Para tales aplicaciones, la administración de fármacos en el tiempo en paquetes discretos, como se describe a continuación, puede proporcionar un beneficio particular.

Al observar cualquier punto de una curva de flujo de marea inspiratorio, el flujo parecería estar cambiando rápidamente, por lo que no es adecuado para la deposición dirigida de fármacos. Sin embargo, en períodos de tiempo muy pequeños, el flujo es de hecho, relativamente constante. Por lo tanto, al administrar dosis medidas de polvo seco en estos intervalos de tiempo muy breves, es posible lograr los beneficios de la deposición dirigida de fármacos mediante el uso de la respiración de marea normal. El fármaco aún se libera durante los períodos de flujo constante, pero el área específica del pulmón que se va a tratar puede dosificarse en el transcurso de varias respiraciones. Este método libera al paciente de realizar una única inhalación prolongada y, elimina la necesidad de una boquilla restringida.

Para que este método funcione de forma fiable, el inhalador tiene que liberar el fármaco en paquetes discretos exactamente en el mismo punto de la curva de inhalación de una respiración a la siguiente. Dado que dicha curva puede cambiar más fácilmente cuando no se usa una boquilla restringida, ese punto tendría que ser un flujo muy específico. Esto es posible mediante el uso de un sensor de presión en miniatura. El uso de un sensor de presión en miniatura para determinar el régimen de flujo significa que los cambios en el patrón de respiración del paciente se adaptan automáticamente, ya que el fármaco siempre se puede liberar en el mismo régimen de flujo.

Cuando se usa la detección de presión para determinar el momento de la administración del fármaco, un parámetro clave a considerar es el flujo inspiratorio máximo (PIF), que define el punto en el que el flujo inspiratorio comienza a disminuir. El PIF también corresponde al cambio de presión máximo y, por lo tanto, informa el intervalo operativo requerido del sensor. A los efectos de la administración de fármacos vía respiratoria, es importante introducir el fármaco al paciente antes de alcanzar el PIF, principalmente porque gran parte del volumen pulmonar ya se ha llenado en ese momento. Puede ser deseable liberar el fármaco tan pronto como sea posible en el ciclo inspiratorio, teniendo en cuenta el tiempo necesario para aerosolizar el fármaco y presentarlo en las vías respiratorias del paciente para su arrastre.

Los adultos sanos típicamente exhiben flujos inspiratorios máximos de > 30 lpm, mientras que los adultos con EPOC exhiben flujos aún más altos. Los adultos que padecen fibrosis quística (FQ) exhiben flujos máximos ligeramente inferiores de alrededor de 16 a 19 lpm. Por lo tanto, los flujos máximos que un dispositivo sensor debería ser capaz de manejar varían de 16 a 60 lpm.

Se debe señalar que los datos anteriores se obtuvieron a partir de una revisión de varios estudios que usaron poca o ninguna resistencia de las vías respiratorias. En cualquier tipo de inhalador siempre habrá cierta cantidad resistencia al flujo de aire. De hecho, los dispositivos que usan sensores de presión para determinar el flujo del paciente realmente dependen de esta resistencia para generar la caída de presión a medir. Al reconocer que se necesita cierta cantidad de resistencia, pero en ausencia de datos sobre la sensibilidad en este parámetro para los pacientes con EPOC, es apropiado usar una resistencia lo suficientemente pequeña que resulte cómoda para el paciente, pero aún lo suficientemente grande como para generar la caída de presión requerida. Es apropiado un valor de R de aproximadamente 0,06 cmH20 <0,5>/ lpm.

Los datos anteriores ilustran el intervalo de flujos inspiratorios máximos asociados con la respiración de los pacientes en reposo y, no representan los flujos a los que se debe administrar el aerosol. En todo caso, representan los flujos en los que debe detenerse la administración de aerosol. El punto real de generación de aerosol debe ocurrir antes en el ciclo inspiratorio cuando los pulmones aún se están llenando.

Ahora que se han establecido los régimenes de flujo máximo para el intervalo de pacientes con probabilidad de encontrarse, se puede identificar un umbral de activación adecuado. El flujo máximo para un adulto típico se encuentra alrededor de 30 lpm, con alrededor de 15 lpm para un niño típico. Si el generador de aerosol se activara, digamos, a los 12 lpm, el fármaco se liberaría aproximadamente a un tercio del camino del PIF para el adulto, pero más cerca de los dos tercios del PIF para el niño. Esto sugiere que un umbral fijo podría liberar el fármaco demasiado tarde en el ciclo inspiratorio para pacientes con valores de PIF más bajos.

Mientras pueda ser posible usar un umbral de activación más bajo para adaptar a dichos pacientes, un enfoque alternativo podría ser monitorear la respiración del paciente durante uno, dos o más ciclos. Esto podría hacerse como una rutina única de "personalización del inhalador", podría actualizarse periódicamente, por ejemplo en una cita con el médico o en respuesta a un recordatorio proporcionado al paciente por un indicador en el dispositivo o en un correo electrónico o mensaje de texto o (siempre que la dosis no se destine a ser una respuesta de emergencia de tiempo crítico, por ejemplo, a un ataque de asma) cada vez que el paciente toma una dosis. Cuanto más cerca se realice la rutina de personalización de la dosificación, más probable será que el patrón de respiración del paciente durante la dosificación coincida con el de la personalización y, por lo tanto, más precisa será la focalización. De esta manera, podrían determinarse los valores de PIF individuales y establecerse un umbral fijo apropiado para ese paciente y PIF en particular. Este enfoque de umbral variable permite que el umbral sea un porcentaje de p If para cualquier paciente dado. Si los PIF subsiguientes se encuentran demasiado cerca del umbral fijo así determinado, se podría evitar que el inhalador se active y alertar al paciente de una condición de flujo bajo. En este caso, el paciente tendría que respirar más fuerte para recibir el tratamiento. De hecho, dado que el umbral se basaría en el historial de inhalación real del paciente, sólo tendrían que respirar como lo hicieron cuando se estableció ese historial. Si bien siempre activar el generador de aerosol en un cierto punto de la curva inspiratoria, como lo facilita el enfoque variable que se describe anteriormente, asegura una dosificación constante, las complicaciones involucradas pueden no ser necesarias si se puede lograr una activación lo suficientemente baja. Si se pudiera lograr una activación confiable en, digamos, el 50 % del PIF infantil típico, esa misma activación ocurriría incluso antes en un paciente adulto. Entonces, otro enfoque sería hacer que la activación sea lo más baja posible para el PIF más bajo esperado del paciente. En base a los datos presentados anteriormente, esto parecería estar alrededor de 16 lpm.

En los párrafos a continuación, se considerarán tanto las variables como los umbrales fijos para ver qué se puede lograr. Se debe señalar que debido a que los sensores de presión barométrica MEMS responden a la presión barométrica ambiental, que puede cambiar con el tiempo, se debe prestar atención a la lectura inicial en la que se basa cualquier activación posterior. Se podría realizar una lectura de cero automática (es decir, tara) inmediatamente antes de monitorear cualquier señal de inhalación. Si bien es posible que este valor cambie con el tiempo en respuesta a cambios en la presión barométrica ambiental local, no se espera que cause ningún problema si se completa un tratamiento en unos pocos minutos. Alternativamente, se podría usar un segundo chip de barómetro para mantener un seguimiento de la actividad barométrica, lo que permite que el chip principal se use exclusivamente para la detección de la respiración.

Se debe señalar que cualquiera que sea el umbral de detección, se puede implementar en software o hardware. El primero se puede implementar mediante el uso de un software que se ejecuta en un microcontrolador que recopila datos de presión del sensor en tiempo real. El último, por otro lado, evita la necesidad de tal volumen de comunicaciones digitales entre el sensor y el microcontrolador al programar un registro de hardware interno con el valor umbral y mediante el uso de una capacidad de interrupción incorporada del dispositivo para indicar cuando ese umbral se ha alcanzado. De esta manera, el microcontrolador central establece el umbral en el dispositivo y espera a que ocurra la interrupción sin la necesidad de comunicación adicional con el dispositivo. Por ejemplo, el sensor podría configurarse para generar una interrupción siempre que se detecte un cambio de presión de 20 Pa o mayor. Si el elemento de detección se encuesta a una frecuencia de aproximadamente 100 Hz, un filtro interno del sensor tendrá suficientes muestras para que su promedio interno produzca una salida distinguible del ruido.

Además del régimen de flujo, se debe considerar el volumen. Si el régimen de flujo usado para activar la liberación de aerosol ocurre en un momento en el que ya ha transcurrido la mayor parte del volumen inhalado, poco fármaco llegará a los pulmones. Esto se debe a que aproximadamente los últimos 150 cc (en adultos) posiblemente ni siquiera llegarían a los alvéolos. Más bien, llenaría el espacio anatómico muerto asociado con la tráquea y las vías respiratorias más grandes.

Una vez que se alcanza el PIF, aproximadamente 0,6 l de 0,7 l en total ya se han inhalado por pacientes adultos. Esto representa el 85 % del volumen inhalado en una sola respiración. En otras palabras, en el momento que se alcanza el PIF, sólo queda por inhalar el 15 % del volumen de marea.

La Figura 7 (basada en "La relación entre la configuración de la curva de flujo-volumen espiratorio espontáneo y la obstrucción del flujo de aire en pacientes ancianos con EPOC ", Nozoe et. al, Artículo en Prensa de CUIDADO RESPIRATORIO, 9 de abril de 2013) ilustra la relación entre el flujo y el volumen durante la respiración espontánea en pacientes ancianos con EPOC. La Figura 7 muestra un punto de activación arbitrario aproximadamente a la mitad del PIF, a aproximadamente 2,5 lps (litros por segundo), indicado por la línea vertical continua que atraviesa la primera sección de ambos trazos. La línea intersecta la traza de volumen a aproximadamente 0,36 l, lo que representa 0,36/0,7 = 51 % del volumen total inhalado en una respiración. En otras palabras, ya se ha inhalado aproximadamente la mitad del volumen de una sola respiración. Esto sugiere que cualquier punto de activación basado en el flujo inspiratorio debería limitarse al 50 % del PIF o menos.

Una limitación importante de cualquier sistema de administración de fármacos para tratar enfermedades respiratorias que debe tenerse en cuenta es el tiempo que tarda el generador de aerosol/polvo en responder a su activación. A manera de ejemplo, considere un nebulizador que administra aerosol en paquetes discretos, cada 100 ms de duración y limitado a sólo uno por respiración. Suponga que se requieren aproximadamente 40 ms para expulsar el aerosol desde el momento en que el generador de aerosol se activa por primera vez (es decir, se enciende). Suponga también que la frecuencia respiratoria más alta es de aproximadamente 33 BPM (respiraciones por minuto), donde cada respiración dura 1,8 segundos. Suponiendo una I: Relación E (inhalación/exhalación) de 1: 3, una inhalación duraría entonces 1,8/4 = 450 ms. El tiempo para alcanzar el PIF es entonces aproximadamente la mitad de esto, o 225 ms. Esto significa que si la generación de aerosol se activa a la mitad del PIF, que en este ejemplo es 113 ms, el aerosol no se liberaría realmente hasta 40 ms después, o en 153 ms. Esto es 153/225 = 68 % de la trayectoria del PIF. Esto sería tardío en términos de generación del aerosol, especialmente porque el aerosol se libera durante 100 ms. En este caso, la generación de aerosol se detendría en 153 100 = 253 ms, o sólo 28 ms después del PIF. Esto aún puede ser aceptable, pero para que realmente se libere el fármaco (opuesto a la activación) a la mitad del PIF, la activación debería ser aproximadamente (113-40)/225 = 32 % del PIF. En este caso, la generación de aerosol se detendría en 85 100 = 173 ms, lo que resulta en 52 ms a partir del PIF.

Para un inhalador que libera medicamento en paquetes discretos, es posible emular el modo de deposición dirigida de fármacos de los nebulizadores accionados por respiración mencionados anteriormente ajustando el punto de activación. Esto evita la necesidad de que el paciente tome una respiración prolongada en un régimen de flujo regulado particular. Si los paquetes de fármaco se dispensan al principio del ciclo inspiratorio, fluyen hacia lo profundo de las regiones distales de los pulmones. Si se liberan al final del ciclo, fluyen sólo hacia la parte superior de los pulmones. Si se liberan en cualquier punto intermedio, se tratarán áreas intermedias del pulmón. Siempre y cuando el régimen de flujo inspirado sea relativamente constante durante el período de administración del fármaco, es posible dirigir la administración del fármaco a diferentes partes del pulmón controlando el tiempo específico y la duración de la liberación de cada paquete. De esta manera, es posible emular la terapia de los nebulizadores accionados por respiración con deposición dirigida de fármacos con restricción de flujo mediante el uso de la respiración de marea simple. Esto hace que la administración dirigida del fármaco se encuentre disponible para bebés, niños pequeños y pacientes que no son capaces de tomar respiraciones prolongadas por cualquier otro motivo.

El medicamento en polvo seco para un inhalador de este tipo podría empaquetarse en blísters que contengan la cantidad correcta de medicamento para una sola dosis. Esto podría liberarse en varias inhalaciones, por ejemplo de 5 a 10, activando un vibrador piezoeléctrico una vez por inhalación. Se debe señalar que existe una compensación entre cualquier umbral de activación y el ruido de la presión interna generado por el chip de barómetro. A medida que el umbral de activación se ajusta a flujos cada vez más bajos (es decir, presiones), se alcanza un punto en el que el ruido de presión generado dentro del chip comienza a parecerse a una señal de respiración real, lo que introduce la posibilidad de falsas activaciones. Al capturar las formas de onda de respiración reales, este mismo ruido causa variabilidad en la posición de activación observada. Además, dado que este chip es un barómetro, cuanto más bajo sea el umbral de activación, más potencial existe para que los cambios ambientales rápidos parezcan señales reales. Este problema se puede mitigar filtrando estas anomalías en el software.

Un umbral de activación de 5 lpm con una media móvil de 10 a 20, por ejemplo, 12 muestras funciona bien en este contexto (mediante el uso de una resistencia de 0,049 cmH2O<0,5>/lpm). Aplicar la activación del 32 % mencionada anteriormente nos limitaría a los PIF de 5 1 pm/0,32 = 15,6 lpm. Dado que es inferior a los 16 lpm identificados anteriormente para los pacientes con FQ, es posible usarlo como un umbral fijo. Sin embargo, también es posible implementar un umbral variable basado en los PIF de pacientes individuales si se desea.

Un umbral de activación variable puede resultar ventajoso en el tratamiento de diferentes enfermedades y afecciones. Ciertas enfermedades (incluida la Enfermedad Pulmonar Obstructiva Crónica (EPOC), la Fibrosis Quística (FQ) y el asma) que se caracterizan por el estrechamiento de las vías respiratorias más grandes, tienden a aumentar la deposición del fármaco en estas mismas áreas a través de la impactación. Esto se debe a que la impactación aumenta con el aumento del régimen de flujo y los régimenes de flujo locales aumentan por el estrechamiento de las vías respiratorias. Aunque para algunos fármacos tópicos esto puede ser conveniente desde el punto de vista de la administración, la pérdida de fármaco por impactación en las vías respiratorias más grandes también reduce la cantidad de fármaco disponible para el pulmón en la periferia (alvéolos). Además, cualquier fármaco que llegue a la periferia del pulmón no permanecerá allí por mucho tiempo porque los régimenes de flujo más altos reducen el tiempo disponible para la sedimentación y la difusión, los principales métodos de deposición en la periferia.

La mayoría de los inhaladores requieren régimenes de flujo altos para administrar el fármaco al paciente. Sin embargo, los flujos altos de este tipo fomentan la impactación y, por lo tanto, la deposición del fármaco de formas que no se pueden controlar. Los inhaladores de marea, por otro lado, funcionan a régimenes de flujo mucho más bajos, lo que reduce la pérdida por impactación. En general, cuanto menor sea el régimen de flujo, menos fármaco se perderá por impactación en la boca y la garganta, dejando más fármaco disponible para la pérdida a través de una impactación intencionada en las vías respiratorias superiores restringidas (por ejemplo, en pacientes con EPOC, FQ o asma) o, en el caso en el que no existan tales restricciones (por ejemplo, en pacientes con enfisema) en la periferia pulmonar. Al Controlar el régimen de flujo al que se inicia y/o detiene la liberación del fármaco, el fármaco puede dirigirse a diferentes partes de los pulmones. También se reduce el desperdicio del fármaco por impactación en sitios que no se van a tratar, por lo que se requiere menos fármaco y la parte del inhalador que contiene el fármaco, por ejemplo, los blísters, puede fabricarse más pequeña. Dado que a menudo se requiere llevar inhaladores en todo momento, tal reducción de tamaño es conveniente. Esta es una ventaja particular cuando los cartuchos de fármaco desechables se proporcionan por separado a partir de un cuerpo de inhalador reutilizable, ya que los cartuchos pueden fabricarse más pequeños y ligeros, lo que reduce los costos de entrega y permite un empaquetado más eficiente. Como otro ejemplo, si una obstrucción (por ejemplo, un tumor) bloquea parte de las vías respiratorias superiores y se desea administrar el fármaco más allá de la obstrucción en lo profundo de los pulmones, el fármaco puede liberarse a un régimen de flujo más bajo para minimizar la pérdida de fármaco en ese tumor por impactación. Por otro lado, si se desea la administración del fármaco directamente al tumor, el fármaco podría liberarse a un régimen de flujo más alto, lo que maximizaría la impactación directamente sobre el tumor.

Esta focalización precisa sobre la marcha es posible en un inhalador de polvo seco donde el tiempo de respuesta del mecanismo de liberación del fármaco (por ejemplo, un vibrador piezoeléctrico que produce una explosión de polvo fino a partir de un bolo de polvo aglomerado) es relativamente rápido. La tecnología de nebulizador de líquido no permite una respuesta lo suficientemente rápida, ya que se requiere mucho más tiempo para extruir el líquido a través de una malla para aerosolizarlo. Como ejemplo, ciertos nebulizadores ultrasónicos de tipo líquido tienen un tiempo de demora de nebulización después del comienzo de la vibración ultrasónica de 0,4 segundos, que es un orden de magnitud mayor que el asociado con los inhaladores de polvo seco típicos. Como otro ejemplo, el documento US5515841A describe una demora en la nebulización asociada con los nebulizadores de líquido de tipo malla que implica la formación de gotitas en la malla, donde dichas gotitas de deben eliminar antes de que comience la nebulización. Los problemas de este tipo no se presentan en los inhaladores de polvo seco.

El uso de puntos de activación variables significa que, en un inhalador que comprende una parte reutilizable y un cartucho de fármaco desechable, se pueden unir al mismo dispositivo diferentes fármacos con diferentes regiones a tratar. Los diferentes cartuchos podrían, por ejemplo, identificarse electrónicamente, ya sea mediante una conexión directa o mediante el uso de una técnica inalámbrica. Las conexiones directas podrían incluir una lógica basada en resistencias de elevación de tensión o puentes o en una memoria no volátil tal como la Memoria de Sólo Lectura Programable y Borrable Eléctricamente (EEPROM) o una memoria Flash que se puede leer mediante la parte reutilizable. Las conexiones inalámbricas pueden incluir BLE o Comunicaciones de Campo Cercano (NFC), por ejemplo, las etiquetas de Identificación por Radiofrecuencia (RFID).

Además, con puntos de activación variables, el objetivo se puede cambiar sobre la marcha. Por ejemplo, podría administrarse una pequeña cantidad de fármaco a una parte del pulmón y una mayor cantidad a otra, en el transcurso de varias inhalaciones de marea. Esto podría facilitar algunos tratamientos novedosos que no podrían implementarse mediante el uso de una sola inhalación prolongada. Por ejemplo, se puede desear tratar una cierta área en la profundidad de los pulmones bloqueada por un área restringida más arriba en los pulmones. Al ajustar el punto de activación entre inhalaciones, es posible, en una primera inhalación, usar un fármaco inhalado liberado a un régimen de flujo relativamente alto para abrir las vías respiratorias que bloquean el área a tratar y luego, en una segunda inhalación, administrar la dosis restante al área a tratar más distal a un régimen de flujo relativamente bajo.

En dependencia de la complejidad del chip de sensor de presión barométrica en miniatura usado, el propio chip podría generar la señal de activación de dosificación basándose en su propio monitoreo de las lecturas de presión. Como se describió anteriormente, los umbrales programables establecidos por un procesador central podrían establecer el punto de activación real. También podría ser posible programar la resistencia de las vías respiratorias de manera similar, lo que permite por lo tanto que un solo chip se adapte a múltiples aplicaciones de inhaladores, cada una con sus propios valores de resistencia únicos. El chip que almacena una forma de onda completa dentro de su FIFO para su posterior recuperación liberaría al procesador central de tener que capturar esta información en tiempo real, lo que le permitirá completar otras tareas.

Se podría usar un esquema inalámbrico (por ejemplo, que comprenda un módulo BLE) para transmitir los perfiles de flujo del paciente hacia una aplicación que luego podría calcular los parámetros de respiración específicos. De esta manera, el inhalador podría descargar el procesamiento requerido para tal tarea a, por ejemplo, un procesador de teléfono inteligente. Los resultados clave identificados por una aplicación de este tipo, como la frecuencia respiratoria (RR), PIF, etc., podrían entonces retroalimentarse hacia el inhalador. Otra ventaja de este "enfoque de aplicación" sería descargar el procesamiento de los datos del paciente desde el dispositivo de administración del fármaco a la aplicación, lo que reduce por lo tanto las necesidades de hardware y facilita los factores de forma más pequeños posibles para los inhaladores. Una ventaja adicional de este enfoque es que el software que se ejecuta en un teléfono inteligente, como el software de una aplicación, se puede cambiar más fácilmente que el software que se ejecuta en un inhalador.

Además de las funciones del inhalador descritas anteriormente, se podría desarrollar una función de espirómetro para un inhalador mediante el uso de un sensor de presión barométrica MEMS. Por ejemplo, un chip como el chip de barómetro MPL3115A2, además de proporcionar las actualizaciones de presión en tiempo real necesarias para las aplicaciones de inhaladores de marea, puede registrar automáticamente las presiones máxima y mínima que detecta. Esto podría usarse en un monitor de rendimiento de DPI o pMDI de bajo costo, lo que proporciona una evaluación simple de las presiones máximas (y por lo tanto los flujos) alcanzadas por el paciente con dichos dispositivos. Para usar el chip en esta aplicación, puede usarse un procesador simple para 1) restablecer los registros de presión máxima/mínima antes de su uso; 2) capturar la presión barométrica actual como referencia de "tara"; 3) monitorear la maniobra a medir; y 4) volver a leer los registros. La diferencia entre estas lecturas de registro final y la lectura de tara representa la presión expirada o inspirada máxima. A partir de estas y de la resistencia conocida de cada dispositivo, se podría calcular los régimenes de flujo y volúmenes máximos reales (inspirados y expirados). Tales funciones podrían, por ejemplo, proporcionarse mediante un módulo BLE durante períodos de inactividad cuando no se usan para las comunicaciones.

Como otro ejemplo, la inspección de la curva de flujo espiratorio de marea puede usarse para predecir el volumen espiratorio forzado en 1 segundo (FEV1) y, por lo tanto, la obstrucción de las vías respiratorias, sin necesidad de las maniobras espiratorias forzadas típicas de la espirometría tradicional. El FEV1 se puede determinar basándose en la información del flujo espiratorio máximo posterior obtenida durante la respiración de marea normal. Por lo tanto, al capturar el perfil de flujo espiratorio de un paciente durante la respiración de marea normal, incluso durante la administración del fármaco, es posible evaluar la obstrucción de las vías respiratorias en tiempo real. Además de tratar al paciente, un inhalador podría de esta manera también determinar la eficacia de dicho tratamiento a lo largo del tiempo, posiblemente conduciendo a mejores resultados.

La Figura 8 es un diagrama de flujo de un método ilustrativo 800 de dosificación de fármacos por medio de un inhalador. En la etapa 810, un usuario comienza a respirar a través de una boquilla. En la etapa 820, un sensor de presión barométrica en miniatura que comprende un puerto de sensor acoplado neumáticamente a la boquilla detecta un cambio de presión en dicho puerto de sensor. En la etapa 830, los datos detectados se almacenan en una memoria intermedia de datos. En la etapa 840, los datos detectados se pasan a un procesador. En la etapa 850, dicho procesador determina que la inhalación se encuentra en curso. En 860, en respuesta a dicha determinación, un controlador emite una señal de dosificación. En 870, en respuesta a la recepción de dicha señal de dosificación, un mecanismo de dosificación del inhalador libera el fármaco hacia el canal de flujo. En la etapa 880, la inhalación se completa y el usuario exhala. Todas las etapas del método 800 ocurren durante un solo ciclo respiratorio de marea.

El método 800 podría precederse de la apertura de un contenedor de medicamento de dosis única, tal como un blíster. El blíster podría vaciarse por completo durante la etapa 870. Alternativamente, el método 800 podría repetirse durante una serie consecutiva de ciclos respiratorios, administrándose una porción del contenido del blíster al usuario durante cada inhalación hasta que el blíster se vacíe después de, por ejemplo, 6 o 7 inhalaciones.

La descripción anterior se refiere a usos ilustrativos de la invención, pero se apreciará que son posibles otras implementaciones y variaciones.

Además, el experto en la técnica puede modificar o alterar la geometría particular y el arreglo de las características particulares del aparato. Otras variaciones y modificaciones también resultarán evidentes para el experto en la técnica. Tales variaciones y modificaciones pueden implicar características equivalentes y otras que ya se conocen y que pueden usarse en lugar de, o además de, las características descritas en la presente descripción. Las características que se describen en el contexto de las modalidades separadas pueden proporcionarse en combinación en una modalidad única. A la inversa, las características que se describen en el contexto de una modalidad única pueden también proporcionarse de manera separada o en cualquier subcombinación adecuada.

También se describen modalidades del quinto aspecto:

Modalidad 1: Un método de dosificación de medicamento en polvo seco por medio de un inhalador de marea, dicho método que comprende:

un sensor de presión en miniatura de dicho inhalador, dicho sensor que comprende un puerto de sensor, que detecta un cambio de presión en dicho puerto de sensor, donde el puerto de sensor se acopla neumáticamente a un canal de flujo a través del cual un usuario puede inhalar;

en respuesta a dicha detección, realizar una determinación de que se encuentra en curso la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo;

en respuesta a dicha determinación, emitir una señal de inicio de dosificación; y

en respuesta a la recepción de dicha señal de inicio de dosificación, un mecanismo de dosificación del inhalador liberar medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo durante la inhalación de dicha respiración espontánea.

Modalidad 2. El método de la modalidad 1, en donde la determinación se realiza cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo se encuentra en un valor umbral de dosificación inicial predeterminado.

Modalidad 3. El método de la modalidad 2, que comprende además dicho valor umbral de dosificación inicial predeterminado que se programa en un registro de hardware interno del sensor, en donde la determinación y dicha emisión de la señal de inicio de dosificación se realizan mediante el sensor.

Modalidad 4. El método de cualquiera de las modalidades 1-3, en donde dicha liberación llena uno o más paquetes de tiempo discretos.

Modalidad 5. El método de la modalidad 4, que comprende, además:

posterior a la realización de la determinación de que la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo se encuentra en curso, realizar una determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario

en respuesta a dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de la dosificación; y

en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación, dicho mecanismo de dosificación detener la liberación de medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo.

Modalidad 6. El método de la modalidad 5, en donde la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario se realiza cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo, promediado a lo largo del tiempo, se encuentra en un valor umbral de interrupción de la dosificación predeterminado.

Modalidad 7. El método de cualquiera de las modalidades 4 a la 6, repetido en una pluralidad de respiraciones espontáneas consecutivas.

Modalidad 8. El método de cualquiera de las modalidades 1 a la 7, que comprende, además:

encender el sensor o activar el sensor de un estado de bajo consumo;

en respuesta al encendido o activación del sensor, tomar una lectura de tara de un elemento de detección del sensor; y calibrar los datos recibidos desde el elemento de detección subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara.

Modalidad 9. El método de cualquiera de las modalidades 1 a la 7, que comprende, además:

determinar un cero dinámico a partir de una media móvil de las mediciones del sensor; y

calibrar dinámicamente el sensor de acuerdo con dicho cero dinámico.

Modalidad 10. El método de cualquiera de las modalidades 1 a la 7, que comprende, además:

monitorear la actividad barométrica ambiental mediante el uso de un sensor de presión barométrica MEMS adicional; y calibrar el sensor que tiene el puerto de sensor acoplado neumáticamente al canal de flujo contra dicho sensor adicional.

Claims (12)

1. REIVINDICACIONES

   i . Un inhalador de polvo seco de marea que comprende:

   un sensor de presión barométrica en miniatura (110; 210; 310; 410; 510) que comprende un elemento de detección; un canal de flujo (120; 520) a través del cual un usuario puede inhalar;

   un puerto de sensor (111; 511) del sensor de presión barométrica en miniatura, en donde el puerto de sensor se encuentra acoplado neumáticamente al canal de flujo;

   un procesador configurado para procesar los datos recibidos desde el elemento de detección y, determinar si se encuentra en curso la inhalación de una respiración espontánea a través de dicho canal de flujo;

   un controlador configurado para generar una señal de inicio de dosificación en respuesta a la determinación de que la inhalación a través del canal de flujo se encuentra en curso; y

   un mecanismo de dosificación configurado para liberar medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo durante la inhalación de la respiración espontánea en respuesta a la recepción de dicha señal de inicio de dosificación, caracterizado porque dicho procesador se configura además para, posterior a la determinación de que la inhalación de la respiración espontánea a través de dicho canal de flujo se encuentre en curso, procesar los datos recibidos desde dicho elemento de detección para realizar una determinación de que un volumen objetivo de los pulmones del usuario se ha llenado;

   en donde dicho controlador se configura además para, en respuesta a dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de dosificación; y

   en donde el mecanismo de dosificación se configura además para detener la liberación de medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación.
2. 2. El inhalador de acuerdo con la reivindicación 1, en donde dicho procesador se configura para determinar que la inhalación de la respiración espontánea a través del canal de flujo (120; 520) se encuentra en curso en base a la recepción de datos del sensor de presión (110; 210; 310; 410; 510) que indican que un régimen de flujo de aire en el canal de flujo se encuentra en un valor umbral de dosificación inicial predeterminado.
3. 3. El inhalador de cualquier reivindicación anterior, en donde dicho mecanismo de dosificación se configura para liberar medicamento en polvo seco en paquetes de tiempo discretos que tienen una duración entre 50 ms y 500 ms.
4. 4. El inhalador de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el procesador se configura para realizar la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario cuando dichos datos recibidos desde el elemento de detección indican que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo (120; 520), promediado a lo largo del tiempo, se encuentra en un valor umbral de interrupción de la dosificación predeterminado.
5. 5. El inhalador de cualquier reivindicación anterior, que comprende una parte reutilizable y un cartucho de fármaco reemplazable y, en donde dicha parte reutilizable comprende opcionalmente medios de identificación eléctronicos de cartucho y, en donde opcionalmente el sensor de presión barométrica en miniatura (110; 210; 310; 410; 510) es un sensor de presión barométrica del sistema microelectromecánico (MEMS) o un sensor de presión barométrica del sistema nanoelectromecánico (NEMS).
6. 6. Un producto de programa informático que comprende instrucciones que, cuando se ejecutan mediante el procesador del inhalador de polvo seco de acuerdo con la reivindicación 1, permiten que el inhalador realice las etapas:

   detectar un cambio de presión en el puerto de sensor (111; 511);

   en respuesta a dicha detección, realizar una determinación de que se encuentra en curso la inhalación de una respiración espontánea a través del canal de flujo (120; 520);

   en respuesta a dicha determinación, emitir una señal de inicio de dosificación;

   en respuesta a la recepción de dicha señal de inicio de dosificación, el mecanismo de dosificación liberar el medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo durante la inhalación de la respiración espontánea; posterior a la realización de la determinación de que se encuentra en curso la inhalación de la respiración espontánea a través de dicho canal de flujo, determinar que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario;

   en respuesta a la recepción de dicha determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario, emitir una señal de interrupción de la dosificación; y

   en respuesta a la recepción de dicha señal de interrupción de la dosificación, dicho mecanismo de dosificación detiene la liberación de medicamento en polvo seco hacia el canal de flujo.
7. 7. El producto de programa informático de acuerdo con la reivindicación 6, en donde la determinación de que la inhalación de la respiración espontánea a través del canal de flujo (120; 520) se encuentra en curso se realiza cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor (111; 511) indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo se encuentra en un valor umbral de dosificación inicial predeterminado.
8. 8. El producto de programa informático de acuerdo con la reivindicación 6 o 7, en donde dicha liberación llena uno o más paquetes de tiempo discretos que tienen una duración entre 50 ms y 500 ms.
9. 9. El producto de programa informático de acuerdo con la reivindicación 6, en donde la determinación de que se ha llenado un volumen objetivo de los pulmones del usuario se realiza cuando dicho cambio de presión en el puerto de sensor (111; 511) indica que el régimen de flujo de aire en el canal de flujo (120; 520), promediado a lo largo del tiempo, se encuentra en un valor umbral de interrupción de la dosificación predeterminado.
10. 10. El producto de programa informático de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 6, 8 y 9, en donde las etapas se repiten durante una pluralidad de respiraciones espontáneas consecutivas.
11. 11. El producto de programa informático de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 6 a la 10, en donde dichas etapas comprenden, además:

    encender el sensor (110; 210; 310; 410; 510) o activar el sensor de un estado de bajo consumo;

    en respuesta al encendido o activación del sensor, tomar una lectura de tara del elemento de detección del sensor; y

    calibrar los datos recibidos desde el elemento de detección subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara.
12. 12. El producto de programa informático de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 6 a la 10, en donde dichas etapas comprenden, además:

    determinar un cero dinámico a partir de una media móvil de las mediciones del sensor (110; 210; 310; 410; 510); y

    calibrar dinámicamente el sensor de acuerdo con dicho cero dinámico.