ES2825973T3 - Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración - Google Patents

Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración Download PDF

Info

Publication number
ES2825973T3
ES2825973T3 ES19155324T ES19155324T ES2825973T3 ES 2825973 T3 ES2825973 T3 ES 2825973T3 ES 19155324 T ES19155324 T ES 19155324T ES 19155324 T ES19155324 T ES 19155324T ES 2825973 T3 ES2825973 T3 ES 2825973T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
inhaler
sensor
processing device
data processing
flow channel
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES19155324T
Other languages
English (en)
Other versions
ES2825973T5 (es
Inventor
Mark Steven Morrison
E Douglas Weitzel
Oliveras Enrique Calderon
Daniel Buck
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Norton Waterford Ltd
Original Assignee
Norton Waterford Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=54072809&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=ES2825973(T3) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Norton Waterford Ltd filed Critical Norton Waterford Ltd
Application granted granted Critical
Publication of ES2825973T3 publication Critical patent/ES2825973T3/es
Publication of ES2825973T5 publication Critical patent/ES2825973T5/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/087—Measuring breath flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4833—Assessment of subject's compliance to treatment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0001—Details of inhalators; Constructional features thereof
    • A61M15/0021—Mouthpieces therefor
    • A61M15/0025—Mouthpieces therefor with caps
    • A61M15/0026—Hinged caps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A61M15/007—Mechanical counters
    • A61M15/0071—Mechanical counters having a display or indicator
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A61M15/007—Mechanical counters
    • A61M15/0071—Mechanical counters having a display or indicator
    • A61M15/0078—Mechanical counters having a display or indicator on a strip
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A61M15/008—Electronic counters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0065—Inhalators with dosage or measuring devices
    • A61M15/0068—Indicating or counting the number of dispensed doses or of remaining doses
    • A61M15/0083—Timers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/009—Inhalators using medicine packages with incorporated spraying means, e.g. aerosol cans
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A61M15/0091—Inhalators mechanically breath-triggered
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
    • G16H20/10—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to drugs or medications, e.g. for ensuring correct administration to patients
    • G16H20/13—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to drugs or medications, e.g. for ensuring correct administration to patients delivered from dispensers
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0223—Operational features of calibration, e.g. protocols for calibrating sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0242—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M15/00—Inhalators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/08—Bellows; Connecting tubes ; Water traps; Patient circuits
    • A61M16/0816—Joints or connectors
    • A61M16/0841—Joints or connectors for sampling
    • A61M16/0858—Pressure sampling ports
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
    • A61M2016/0021—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical with a proportional output signal, e.g. from a thermistor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. ventilators; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0027—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure pressure meter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/06—Solids
    • A61M2202/064—Powder
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/18—General characteristics of the apparatus with alarm
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3358—Measuring barometric pressure, e.g. for compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3368—Temperature
    • A61M2205/3372—Temperature compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3546—Range
    • A61M2205/3553—Range remote, e.g. between patient's home and doctor's office
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3546—Range
    • A61M2205/3561—Range local, e.g. within room or hospital
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3576—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3576—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver
    • A61M2205/3584—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver using modem, internet or Bluetooth®
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/35—Communication
    • A61M2205/3576—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver
    • A61M2205/3592—Communication with non implanted data transmission devices, e.g. using external transmitter or receiver using telemetric means, e.g. radio or optical transmission
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A61M2205/52—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers with memories providing a history of measured variating parameters of apparatus or patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/58—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/58—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision
    • A61M2205/581—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision by audible feedback
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/58—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision
    • A61M2205/583—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision by visual feedback
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/58—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision
    • A61M2205/583—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision by visual feedback
    • A61M2205/584—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision by visual feedback having a color code
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/58—Means for facilitating use, e.g. by people with impaired vision
    • A61M2205/587—Lighting arrangements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/75—General characteristics of the apparatus with filters
    • A61M2205/7536—General characteristics of the apparatus with filters allowing gas passage, but preventing liquid passage, e.g. liquophobic, hydrophobic, water-repellent membranes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/82—Internal energy supply devices
    • A61M2205/8206—Internal energy supply devices battery-operated
    • A61M2205/8212—Internal energy supply devices battery-operated with means or measures taken for minimising energy consumption
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2206/00—Characteristics of a physical parameter; associated device therefor
    • A61M2206/10—Flow characteristics
    • A61M2206/16—Rotating swirling helical flow, e.g. by tangential inflows
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2209/00—Ancillary equipment
    • A61M2209/08—Supports for equipment
    • A61M2209/088—Supports for equipment on the body

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
  • Medical Preparation Storing Or Oral Administration Devices (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Sampling And Sample Adjustment (AREA)

Abstract

Un inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y un dispositivo de procesamiento de datos externo al inhalador, en donde el inhalador comprende: un sensor de presión en miniatura (110; 210; 310; 410; 510), un puerto del sensor (111; 211; 511) de dicho sensor que se configura para acoplarse neumáticamente a un canal de flujo (120; 520) del inhalador a través del cual un usuario puede inhalar un medicamento, en donde el sensor de presión en miniatura es un sensor de presión de sistema microelectromecánico barométrico; y en donde el dispositivo de procesamiento de datos comprende: un procesador que se configura para: recibir datos de un elemento detector del sensor; caracterizado porque el procesador se configura además para determinar una lectura de tara en base a los datos que se reciben del elemento detector del sensor; calibrar los datos que se reciben del elemento detector subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara; y en base a dichos datos calibrados, hacer una determinación de que la inhalación y/o exhalación a través de dicho canal de flujo cumple con uno o más requisitos predeterminados para la dosificación satisfactoria de dicho medicamento.

Description

DESCRIPCIÓN
Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración
La presente solicitud reivindica prioridad a la solicitud de patente de los Estados Unidos con núm. de serie 62/043,120 titulada COMPLIANCE MONITORING MODULE FOR A BREATH-ACTUATED INHALER presentada el 28 de agosto de 2014.
La presente descripción se refiere en general a la monitorización del cumplimiento de un paciente para la administración de medicamento a través de un inhalador. Más particularmente, la descripción se refiere al uso de un sensor de presión en miniatura para la monitorización del cumplimiento en un inhalador accionado por respiración.
Los inhaladores se usan para suministrar medicamentos al cuerpo a través de los pulmones. Pueden usarse, por ejemplo, en el tratamiento del asma y la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (COPD). Los tipos de inhaladores incluyen inhaladores de dosis medida (MDI), inhaladores de polvo seco (DPI) y nebulizadores.
Los nebulizadores modernos controlados por respiración generalmente se dividen en una de dos categorías: de respiración mejorada o accionados por respiración. Los nebulizadores de respiración mejorada usan el flujo de aire del paciente para controlar el flujo de aerosol que contiene el fármaco para el paciente. Dado que en estos nebulizadores el aerosol se genera continuamente, parte se desperdicia en el medio ambiente. Los nebulizadores accionados por respiración usan la detección de 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 en el medio ambiente. La detección en los dispositivos accionados por respiración se realiza normalmente mediante sensores de calor y/o presión.
Un problema común que se enfrenta al suministrar fármacos respiratorios, independientemente del dispositivo usado, es cómo monitorear la adherencia y el cumplimiento del paciente.
La adherencia se trata de que el paciente siga la etiqueta de la prescripción, por ejemplo, tomando la cantidad de dosis prescrita por día. Si la prescripción requiere dos dosis cada día y el paciente toma dos dosis al día, se considera 100 % de adherencia. Si el paciente solo toma una dosis al día, solo habrá 50 % de adherencia. En el último caso, el paciente no recibe el tratamiento prescrito por su médico.
El cumplimiento, por otro lado, se refiere a cómo el paciente usa su dispositivo de suministro de fármaco. Si se usa de la manera recomendada para un tratamiento efectivo, habrá 100 % de cumplimiento. Sin embargo, si no se usa correctamente, habrá menos del 100 % de cumplimiento. El uso de un inhalador accionado por respiración implica inhalar de una manera particular; por ejemplo, puede ser necesario que la inhalación sea lo suficientemente prolongada y lo suficientemente fuerte como para arrastrar una dosis completa de medicamento. Para algunos pacientes, por ejemplo, niños y ancianos, puede resultar difícil cumplir los requisitos para un cumplimiento total. Sin embargo, no lograr el 100 % de cumplimiento puede reducir la efectividad del medicamento prescrito.
Cuando un médico prescribe un medicamento, la eficacia de ese tratamiento depende totalmente de que el paciente use su dispositivo correctamente y la cantidad adecuada de veces al día. Si no lo hacen, es probable que el paciente no experimente ninguna mejora en su condición. En ausencia de cualquier medio para verificar la adherencia/cumplimiento del paciente, aun afrontando un paciente en el que no se observa mejora, el médico puede no tener más remedio que prescribir una dosis más fuerte o incluso un medicamento más fuerte. En algunos casos, esto puede poner en riesgo al paciente. Esto podría evitarse si el médico tuviera alguna forma de confirmar que el paciente realmente recibió el medicamento prescrito.
El enfoque seguido por algunas compañías farmacéuticas ha sido agregar contadores de dosis integrales a sus productos de suministro de fármacos. Por ejemplo, un contador de dosis puede activarse pulsando un botón de accionamiento o abriendo una tapa o cubierta. Algunos inhaladores accionados por respiración comprenden contadores de dosis de adherencia que se activan por la abertura de una válvula de aerosol, lo que indica que el paciente inhaló lo suficientemente fuerte como para liberar una dosis de medicamento. Si bien esto proporciona a los pacientes y cuidadores evidencia objetiva de que se ha usado un dispositivo, aún no proporciona ningún tipo de información del cumplimiento. No hay forma de determinar si el usuario inhaló la dosis completa, o si inhaló solo lo suficiente para accionar la válvula de aerosol y luego dejó de inhalar o redujo la fuerza de su inhalación por debajo de un nivel al que el fármaco puede arrastrarse al flujo de aire. Como tal, existe la necesidad de un producto que proporcione no solo información de la adherencia, sino también información del cumplimiento.
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 los espirómetros, es posible identificar patrones de ventilación anormales (obstructivos o restrictivos). Los espirómetros existentes usan una variedad de métodos de medición diferentes, que incluyen transductores de presión, ultrasonido e indicadores de nivel de agua.
Para monitorear los flujos asociados con la respiración, un sensor de presión es más conveniente porque la información de presión puede usarse para determinar el flujo, que luego puede usarse para determinar el volumen.
Los sensores de presión que se usan para la detección de la respiración generalmente miden la diferencia de presión a través de una sección de la vía respiratoria 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 la vía respiratoria. También es posible usar una única conexión a la vía respiratoria, con el otro puerto abierto a la atmósfera. También se puede usar un sensor de tipo manómetro de puerto único si se mide la presión dentro de la vía respiratoria tanto antes como después de aplicar el flujo, la diferencia en las lecturas representa las caídas de presión deseadas a través de la resistencia de la trayectoria de aire. 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 de fluido en forma de medicamento 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 deriva térmica; el fenómeno por el cual la lectura de presión puede cambiar con el tiempo con cambios en la temperatura local. Es posible compensar dicha deriva mediante el uso de circuitos adicionales, pero esto añade 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 está algo alejado del gas que se mide, la temperatura detectada puede no ser representativa de ese gas. Los circuitos de monitorización de temperatura podrían ubicarse en el paciente, pero esto agrega componentes adicionales, además de costo y complejidad. Aun otro problema con los sensores de presión convencionales, es la susceptibilidad a la exposición de las altas frecuencias de radio (RF). Esto puede ser un problema real cuando se opera a corta distancia de un transmisor de radio, tal como un teléfono móvil. Otras fuentes potenciales incluyen dispositivos de comunicaciones inalámbricos, tales como enrutadores Wi-Fi y teléfonos inalámbricos, y varias otras formas de equipos de tecnología de la información (IT), tal como impresoras conectadas en una red inalámbrica. Otro problema con algunos sensores de presión convencionales es la histéresis, la renuencia de un material detector de presión, tal como un diafragma, a volver a su figura original, forma o posición después de deformarse. Esto se observa como una diferencia en la salida cuando pasa a través de la misma presión desde diferentes direcciones (ya sea por encima o por debajo de la presión objetivo). Cuando se trata de cambios de presión muy bajos, dicho desplazamiento puede ser lo suficientemente grande como para enmascarar la señal que se mide.
El documento US5809997A describe un dispositivo cronólogo de medicación electrónico.
El documento US2013/008436A1 describe un aparato respiratorio de suministro de fármacos que incluye un dispositivo de retroalimentación y cumplimiento.
El documento US4984158A describe un sistema de evaluación y entrenamiento de biorretroalimentación de inhalador de dosis medida. El documento US2013/298905A1 describe un dispositivo de vaporización electrónico y métodos para usar el dispositivo.
La invención se define por la reivindicación 1 del conjunto de reivindicaciones adjuntas.
En la presente descripción se describen nuevos medios de monitorización del cumplimiento mediante el uso de la detección de presión que evita algunos o todos los problemas descritos anteriormente.
De acuerdo con un primer aspecto, se proporciona un módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración que comprende: un sensor de presión en miniatura, un puerto del sensor de dicho sensor de presión que se configura para acoplarse neumáticamente a un canal de flujo a través del cual un usuario puede inhalar; un procesador que se configura para: recibir una señal que se origina en un mecanismo de dosificación del inhalador que indica que se liberó el medicamento; recibir datos de un elemento detector del sensor de presión; y en base a dicha señal de dicho mecanismo de dosificación y dichos datos de dicho elemento detector, determinar que la inhalación de un aliento que contiene medicación a través de dicho canal de flujo cumple con uno o más requisitos predeterminados para una dosificación satisfactoria; y un transmisor que se configura para, en respuesta a dicha determinación, emitir un informe de dosificación.
El sensor de presión en miniatura podría ser un sensor de presión de sistema microelectromecánico (MEMS) o un sensor de presión de sistema nanoelectromecánico (NEMS).
Dichos uno o más requisitos predeterminados para una dosificación satisfactoria pueden comprender uno o más de: un régimen de flujo que exceda un valor umbral predeterminado; una duración de la inhalación que exceda un valor umbral predeterminado; un régimen de flujo que exceda un valor umbral predeterminado durante al menos una duración umbral predeterminada; un volumen total inhalado que exceda un valor umbral predeterminado; y un flujo máximo inspirado (PIF) que exceda un valor umbral predeterminado.
El módulo podría configurarse para su uso con un inhalador que comprenda un medio para el cebado del mecanismo de dosificación accionado por el usuario y un medio para la liberación de medicamento accionado por la respiración.
Dicha señal que se origina en el mecanismo de dosificación podría transmitirse en respuesta al cebado del mecanismo de dosificación accionado por el usuario.
Dicho transmisor podría ser inalámbrico.
El sensor de presión podría ser un sensor de presión barométrica MEMS. El sensor podría ser un sensor de presión MEMS capacitivo o piezorresistivo.
Cualquiera de los dos o más sensores de presión, procesador y transmisor podrían comprenderse en un solo circuito integrado o sistema en chip (SoC).
El módulo podría comprender además dicho canal de flujo, el sensor de presión que se ubica dentro del canal de flujo, el sensor de presión que se ubica opcionalmente en un rebaje en una pared interna del canal de flujo.
El módulo podría comprender además dicho canal de flujo, el sensor de presión que se ubica en el exterior del canal de flujo y dicho puerto del sensor que se acopla neumáticamente al canal de flujo a través de una abertura en una pared del canal de flujo.
El módulo podría comprender además un sello dispuesto para acoplar neumáticamente el puerto del sensor a dicha abertura, al menos una parte de dicho sello que se coloca opcionalmente entre el sensor de presión y la pared, al menos una parte de dicho sello que se extiende opcionalmente desde una superficie exterior de dicha pared a una superficie sobre la que se monta el sensor de presión para encapsular el sensor de presión en una cámara neumática adyacente a la pared.
Dicha pared y dicho sello podrían formarse mediante un proceso de moldeo de dos disparos.
El módulo podría comprender además una junta termoconductora colocada entre el sensor de presión y la pared, dicha junta termoconductora que actúa opcionalmente como sello.
El módulo podría comprender además un filtro impermeable al agua, permeable al aire que separa dicho puerto del sensor de dicho canal de flujo.
El sensor de presión podría comprender una carcasa metálica.
El módulo podría configurarse para fijarse a la parte de un cuerpo principal del inhalador que está más en uso, después de la esterilización de una o más partes de dicho cuerpo principal. Dicho procesador podría comprenderse en el sensor de presión.
El módulo podría comprender además un búfer de datos que se configure para almacenar los datos que se reciben desde un elemento detector del sensor de presión. Opcionalmente, dicho búfer de datos podría comprenderse en el sensor de presión. Dicho búfer de datos podría configurarse para almacenar los datos correspondientes a una forma de onda de inhalación/exhalación. Dicho búfer de datos podría ser un búfer de datos primero en entrar, primero en salir (FIFO). El módulo podría comprender además un sensor de presión barométrica MEMS adicional que se configura para monitorear la actividad barométrica ambiental.
El transmisor podría comprenderse en un transceptor que se configura para comunicar datos desde y/o hacia el sensor de presión. El transmisor podría ser inalámbrico. Dicho transmisor inalámbrico podría ser un subsistema Bluetooth™, opcionalmente un circuito integrado Bluetooth™ de baja energía (BLE) o un sistema en chip (SoC).
El sensor de presión y/o el transmisor podrían montarse en una placa de circuito impreso (PCB).
El módulo podría comprender además una batería, opcionalmente una batería tipo moneda, dispuesta para alimentar el sensor de presión.
El sensor de presión podría tener una sensibilidad de 20 pascales o menos.
El sensor de presión podría comprender un elemento detector. El procesador podría configurarse para encuestar dicho elemento detector a una frecuencia mayor o igual a 100 Hz.
El módulo podría comprender además medios de control para encender el sensor de presión y/o activar el sensor de presión de un estado de baja energía.
Dichos medios de control podrían activarse mediante el movimiento de un yugo unido a una cubierta de boquilla de manera que la apertura de dicha cubierta de boquilla haga que dicho yugo se mueva de tal manera que active los medios de control.
Dichos medios de control podrían ser un interruptor mecánico, un sensor óptico, un acelerómetro o un sensor de efecto Hall.
El procesador podría configurarse para responder a dichos medios de control encendiendo y/o activando el sensor de presión, tomando una lectura de tara de dicho elemento detector y calibrando los datos que se reciben del elemento detector usando subsecuentemente dicha lectura de tara.
El procesador podría configurarse para determinar un cero dinámico a partir de un promedio móvil de medidas del sensor de presión, y calibrar dinámicamente el sensor de presión de acuerdo con dicho cero dinámico.
El procesador podría configurarse para filtrar el ruido eléctrico inherente al sensor de presión y/o anomalías ambientales en los datos que se reciben de un elemento detector del sensor de presión.
El módulo podría comprender además un sensor de temperatura, opcionalmente integral con el sensor de presión. El procesador, opcionalmente comprendido en uno de los sensores de presión y temperatura, podría configurarse para aplicar la compensación de temperatura determinada a partir de los datos recibidos de un elemento detector del sensor de temperatura a los datos recibidos de un elemento detector del sensor de presión.
El inhalador podría comprender además una boquilla, dicho puerto del sensor que se acopla neumáticamente a un canal de flujo en comunicación neumática con dicha boquilla.
De acuerdo con un segundo aspecto, se proporciona un inhalador accionado por respiración que comprende el módulo del primer aspecto.
De acuerdo con un tercer aspecto, se proporciona un accesorio del inhalador que comprende el módulo del primer aspecto, que se configura para conectarse a un inhalador de manera que dicho puerto del sensor se acople neumáticamente a un canal de flujo en comunicación neumática con una boquilla de dicho inhalador.
De acuerdo con un cuarto aspecto, se proporciona un método para monitorizar el cumplimiento del paciente para la administración de medicamento a través de un inhalador accionado por respiración que comprende: recibir una señal que se origina en un mecanismo de dosificación del inhalador que indica que se liberó el medicamento; un sensor de presión en miniatura, un puerto del sensor de dicho sensor que se acopla neumáticamente a un canal de flujo a través del cual un usuario puede inhalar, detectando un cambio de presión en dicho puerto del sensor; recibir datos de un elemento detector del sensor; en base a dicha señal de dicho mecanismo de dosificación y dichos datos de dicho elemento detector, hacer una determinación de que la inhalación de un aliento que contiene medicación a través de dicho canal de flujo cumple con uno o más requisitos predeterminados para una dosificación satisfactoria; y en respuesta a dicha determinación, transmitir un informe de dosificación.
El sensor de presión en miniatura podría ser un sensor de presión de sistema microelectromecánico (MEMS) o un sensor de presión de sistema nanoelectromecánico (NEMS). El sensor de presión MEMS podría ser un sensor de presión barométrica MEMS. El sensor podría ser un sensor de presión MEMS capacitivo o piezorresistivo.
Dichos uno o más requisitos predeterminados para una dosificación satisfactoria podrían comprender uno o más de: un régimen de flujo que exceda un valor umbral predeterminado; una duración de la inhalación que exceda un valor umbral predeterminado; un régimen de flujo que exceda un valor umbral predeterminado durante al menos una duración umbral predeterminada; un volumen total inhalado que exceda un valor umbral predeterminado; y un flujo máximo inspirado (PIF) que exceda un valor umbral predeterminado.
El método podría comprender, además: monitorear la actividad barométrica ambiental mediante el uso de un sensor de presión barométrica MEMS adicional y calibrar dicho sensor que tiene el puerto del sensor acoplado neumáticamente a dicho canal de flujo contra dicho sensor adicional.
El método podría comprender, además: encender el sensor o activar el sensor de un estado de baja energía; en respuesta al encendido o activación del sensor, tomar una lectura de tara de un elemento detector del sensor y calibrar los datos recibidos del elemento detector 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 aplicar compensación de temperatura a los datos recibidos de un elemento detector del sensor de presión mediante el uso de los datos recibidos de un elemento detector de un sensor de temperatura.
El método podría comprender además almacenar los datos recibidos de un elemento detector del sensor en un búfer de datos. Dichos datos podrían corresponder a una forma de onda de inhalación/exhalación.
Dicha transmisión podría ser inalámbrica. Dicha transmisión inalámbrica podría usar un protocolo Bluetooth™, opcionalmente el protocolo Bluetooth™ de baja energía (BLE).
El método podría comprender además que el procesador encueste a un elemento detector 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 de un elemento detector del sensor.
El método podría comprender además determinar el volumen de aire inspirado o expirado por un usuario del inhalador a partir de los datos detectados por un elemento detector del sensor.
De acuerdo con un quinto aspecto, se proporciona un producto de programa informático que comprende instrucciones para su ejecución por un procesador del ordenador para realizar el método del cuarto aspecto.
De acuerdo con un sexto aspecto, se proporciona un módulo de monitorización del cumplimiento sustancialmente como se describe en la presente descripción con referencia a las figuras acompañantes.
De acuerdo con un séptimo aspecto, se proporciona un inhalador sustancialmente como se describe en la presente descripción con referencia a las figuras acompañantes.
De acuerdo con un octavo aspecto, se proporciona un accesorio del inhalador sustancialmente como se describe en la presente descripción con referencia a las figuras acompañantes.
De acuerdo con un noveno aspecto, se proporciona un método sustancialmente como se describe en la presente descripción con referencia a las figuras acompañantes.
De acuerdo con un décimo aspecto, se proporciona un producto de programa informático sustancialmente como se describe en la presente descripción con referencia a las figuras acompañantes. Los ejemplos de la presente invención se describirán ahora con referencia a los dibujos acompañantes, en los cuales:
Las Figuras 1 a 5 ilustran ejemplos de disposiciones 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 ejemplo esquemático de la electrónica del sensor;
Las Figuras 7 a 13 ilustran configuraciones de ejemplo de módulos del cumplimiento en inhaladores;
La Figura 14 es un diagrama de flujo que ilustra un ejemplo del método de monitorización del cumplimiento;
La Figura 15 es un diagrama de flujo que ilustra a modo de ejemplo las interacciones usuario-dispositivo; y
Las Figuras 16Ay 16B son gráficos que muestran datos de prueba.
Los elementos que se muestran en las figuras no están dibujados a escala, sino solo 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 manómetro de puerto único, con mediciones separadas realizadas antes y después del uso abordados anteriormente, están disponibles los sensores de presión absoluta o barométrica. Los sensores de presión barométrica se denominan al vacío. A veces se les llama altímetros ya que la altitud se puede deducir de las lecturas de presión barométrica. Los sensores de este tipo no se han considerado generalmente para su uso en la detección de la respiración debido a su intervalo extremadamente amplio (20 a 110 kPa) y baja resolución. Teniendo en cuenta cómo un perfil de respiración típico puede generar cambios de presión del orden de solo 0,2 kPa, esto requeriría operar 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 están disponibles sensores muy mejorados. Un sensor barométrico MEMS típico es capaz de operar de 20 kPa a 110 kPa y puede detectar regímenes de flujo de menos de 30 lpm (litros por minuto) 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, abordando de esta manera la incertidumbre de otros enfoques de puerto único.
Además, tener conocimiento de la presión barométrica local puede proporcionar cierta comprensión de la función pulmonar del paciente. Se sospecha que los cambios en la presión atmosférica, tal 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 COPD.
Los sensores de presión barométrica ya están 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.
Debido al tamaño y la masa extremadamente pequeños de sus elementos detectores, los sensores MEMS son capaces de reaccionar a cambios de presión extremadamente pequeños. Algunos son capaces de resolver cambios de presión tan bajos como 1 Pa.
Los sensores de presión MEMS pueden incluir todos los circuitos analógicos necesarios dentro del empaque del sensor. La compensación de temperatura y/o las interfaces digitales también se pueden integrar con el sensor de presión.
Por ejemplo, el chip barómetro/altímetro MEMS Freescale MPL3115A2 (sensor de presión) es digital, usando una interfaz I2C para comunicar información de presión a un microordenador base.
Los sensores de presión MEMS se pueden empaquetar en metal. Esto proporciona un blindaje de RF y buena conductividad térmica para la compensación de temperatura.
Los sensores de presión MEMS también son de bajo costo, presentan un bajo consumo de energía y son muy pequeños. Esto los hace especialmente adecuados para su uso en dispositivos portátiles y/o desechables que pueden, por ejemplo, alimentarse por baterías tales como baterías tipo moneda.
El pequeño tamaño de los sensores de presión MEMS facilita su incorporación a 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 mediante el uso de solo un pequeño orificio en la trayectoria de aire que no requiere ningún tipo de tubo. Esto minimiza la posibilidad de condensación de humedad y el potencial crecimiento 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 disposición se muestra en la Figura 1. Un sensor de presión barométrica en miniatura 110 se coloca 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 del 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 del sensor y el canal de flujo, no es necesario que el sello sea completamente hermético.) El puerto del 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 dos disparos. El sensor de presión 110 puede montarse en una placa de circuito impreso (PCB) 150 para proporcionar conexión a fuentes de energía y otros componentes electrónicos.
En lugar de colocar el sello 140 alrededor del canal entre la abertura 121 y el puerto del sensor 111, todo el sensor de presión 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 de la huella 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 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 así una cavidad aislada neumáticamente del entorno externo, excepto para el canal de flujo en la ubicación de la abertura 221. Por tanto, la presión en el puerto del sensor 211 se iguala con la presión en el canal de flujo en la abertura 221.
Dado que los sensores MEMS están 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 información adicional al paciente y/o su cuidador. Si la carcasa del sensor es de metal, entonces no solo está aislado el circuito interno sensible de los campos de RF, tal como los asociados con los teléfonos móviles o las perturbaciones cercanas, sino que el sensortambién 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 por un espacio de aire. Para mejorar la capacidad del sensor en miniatura de 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 la disposición que ilustra la Figura 3, se proporciona una junta termoconductora 360, tal como los tipos de silicona utilizados para los disipadores de calor de transistores, entre la carcasa (opcionalmente metálica) del sensor en miniatura 310 y la pared del canal de flujo 322. Cuanto mayor sean las áreas superficiales adyacentes cubiertas por la junta, más rápido se equilibrará la temperatura. Por tanto, la junta 360 podría extenderse sobre sustancialmente toda la superficie del sensor 310 orientada hacia la pared del canal de flujo 322.
La Figura 4 muestra una disposición ilustrativa en la que una junta termoconductora 460 hecha de una sustancia impermeable al aire se comprime y deforma entre los contornos de las superficies del sensor 410 y la pared del canal de flujo 422. 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 para colocar el sensor adyacente al canal de flujo es colocar el sensor completo dentro de la vía respiratoria 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 DPI o la 'bota' de un MDI presurizado (pMDI). (El término bota se refiere al cuerpo del inhalador que generalmente contiene el envase del fármaco). En esta disposición, el sensor mide realmente la presión (y opcionalmente, la temperatura) del flujo de aire en sí, lo que proporciona una precisión mejorada. Por lo tanto, tampoco hay necesidad de ningún elemento de sellado para crear un conducto neumático entre el canal de flujo 520 y el puerto del sensor 511, o de ninguna junta termoconductora para ayudar al equilibrio de temperatura entre ellos. Tampoco es necesario proporcionar al sensor de ningún acceso al entorno de presión externa con fines de referencia porque la referencia ya está incorporada en el propio sensor en forma de una 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 de rebaje 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 rebaje 523 podría ser sustancialmente igual al grosor del sensor 510 de modo que la superficie del sensor que comprende el puerto del sensor 511 quede nivelada con las partes de la superficie interior de la pared del canal de flujo 522 a cada lado del sensor 510. El rebaje 523 podría ser un recorte del volumen 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 pequeño tamaño, los sensores de presión MEMS pueden usarse para monitorear el flujo del paciente a través de, por ejemplo, nebulizadores, DPI o pMDI, lo que facilita la monitorización de bajo costo del cumplimiento, además de/la monitorización de adherencia en el lugar, que confirma el accionamiento del dispositivo. Dicha monitorización del cumplimiento podría implementarse mediante el uso de un dispositivo accesorio que se acople al dispositivo dosificador a través de un pequeño orificio a la vía respiratoria a monitorizar, o en el propio dispositivo dosificador. El tamaño pequeño, el alto rendimiento y el bajo costo de los sensores MEMS, los hacen ideales para tales aplicaciones en las que el tamaño y el peso son consideraciones importantes para los usuarios que puedan tener que llevar su inhalador consigo en todo momento.
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 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 de ejemplo. El elemento sensor 601 pasa señales analógicas al convertidor analógico a digital (ADC) 602. La señal de salida digital del ADC 602 se promedia luego mediante un filtro de promedio 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 un ejemplo, el bloque 603 representa un medio para seleccionar una de las ocho diferentes relaciones de sobremuestra (es decir, filtrar) para la salida en 604. La respuesta más rápida se asocia con OSR = 1, pero también es la configuración más ruidosa. Por el contrario, OSR = 128 introduce el menor ruido, pero tiene la respuesta más lenta. El ajuste óptimo 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 una forma de onda de este tipo a partir de lecturas individuales del sensor cada vez que se dispusiera de nuevos datos, la forma de onda resultante exhibiría artefactos en bloque, en lugar de una forma de onda suave, debido a los retrasos asociados con cada derivación. Sin embargo, mediante el manejo del ADC 602 a una frecuencia adecuada, por ejemplo, aproximadamente 100 Hz, y leyendo datos a la misma velocidad, los datos presentados a cada derivación se promedian aún más, lo que da como resultado una forma de onda mucho más suave.
La salida promediada se puede pasar luego a un búfer circular de primero en entrar, primero en salir (FIFO) (no mostrado) para su almacenamiento hasta que los datos puedan procesarse por un procesador conectado integrado en el dispositivo, o transmitidos para procesamiento descargado. Un búfer FIFO de este tipo 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. El uso de un búfer 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, 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 tableta. Desde un dispositivo de usuario, los datos se pueden comunicar opcionalmente al dispositivo de un cuidador, por ejemplo, el ordenador personal (PC) de un médico. Esto se puede hacer mediante el uso de una conexión por cable, por ejemplo, a través de un puerto de bus serie universal (USB). Alternativamente, mediante el uso de tecnología inalámbrica, es posible comunicar los resultados al mundo exterior sin interrumpir la carcasa del producto de forma significativa. Las tecnologías inalámbricas adecuadas podrían incluir, por ejemplo, tecnologías WiFi tal como IEEE 802.11, tecnologías de red de área corporal médica (MBAN) tal como IEEE 802.15, tecnologías de comunicación de campo cercano (NFC), tecnologías móviles tal como tecnologías 3G y tecnologías Bluetooth™ tal como Bluetooth™ de baja energía (BLE). Un transceptor inalámbrico, por ejemplo, en la forma de un chip BLE, podría conectarse al sensor en miniatura o integrarse con él.
Tal conectividad inalámbrica podría usarse, por ejemplo, para informar el accionamiento del dispositivo y/o la inhalación detectada con impresión de fecha y hora en tiempo real. Estos datos podrían procesarse externamente y si el resultado de dicho procesamiento es que se determina que se debe rellenar una prescripción, 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 mediante mensaje de texto o correo electrónico. Como otro ejemplo, si no se recibe un informe de dosificación dentro de un período predeterminado que sigue un tiempo de dosificación programado, se podría enviar un recordatorio al paciente y/o cuidador. También se pueden generar alertas, por ejemplo, si la frecuencia de uso supera un umbral seguro.
El módulo del cumplimiento podría comunicarse directa o indirectamente con uno o más de: un dispositivo de usuario (tal como un teléfono móvil, por ejemplo, un teléfono inteligente, una tableta, una computadora portátil o una computadora de escritorio) de un paciente o de un cuidador (tal como un médico, enfermera, farmacéutico, familiar o cuidador), un servidor, por ejemplo, de un proveedor de servicios de salud o un fabricante o distribuidor de inhaladores o medicamentos o un sistema de almacenamiento en la nube. Dicha comunicación podría realizarse a través de una red como Internet y puede involucrar una aplicación dedicada, por ejemplo, en el teléfono inteligente del paciente.
Los medios de control del cumplimiento (tal como uno o más sensores, por ejemplo, un sensor de accionamiento del dispositivo tal como un interruptor mecáni
por ejemplo, un sensor de presión en miniatura para detectar el flujo suficiente para un suministro de dosis adecuado) y los medios de notificación del cumplimiento (tal como un transmisor inalámbrico o un puerto de salida con cable) podrían incluirse en un solo módulo. Este módulo podría venderse como un accesorio/actualización independiente del inhalador para su unión con un diseño existente o ligeramente modificado de un inhalador. Alternativamente, el módulo de monitorización del cumplimiento podría incorporarse al inhalador durante la fabricación. No es necesario que todos los componentes del módulo de monitorización del cumplimiento estén comprendidos en una sola unidad física, aunque este puede ser el caso. En el caso de una versión del accesorio del inhalador, el módulo podría constar de una o más unidades acoplables. En el caso de un módulo incorporado en un inhalador, los componentes individuales podrían ubicarse en cualquier lugar adecuado dentro o sobre el inhalador y no es necesario agruparlos o conectarlos más allá de lo requerido para que funcionen.
El sensor podría, por ejemplo, usarse en los tipos de inhaladores de polvo seco accionados por la respiración descritos en los números de publicaciones de las solicitudes de patente PCT WO 01/97889, WO 02/00281, WO 2005/034833 o WO 2011/054527. Estos inhaladores se configuran de manera que la inhalación del usuario a través de la boquilla da como resultado un flujo de aire a través del dispositivo que arrastra el medicamento de polvo seco. La inhalación también da como resultado otro flujo de aire que ingresa al inhalador desde el exterior. El inhalador comprende una cámara de turbulencia en la que los dos flujos de aire colisionan entre sí y las paredes de la cámara descomponen los agregados del medicamento de polvo seco para un suministro más efectivo.
Estos inhaladores comprenden un mecanismo de recuento de dosis para determinar que se ha medido un bolo de polvo desde una tolva a una cámara de dosificación después del cebado por parte de un usuario. El sistema de medición de dosis incluye un trinquete móvil a lo largo de una trayectoria predeterminada durante la medición de una dosis de medicamento a la boquilla mediante el sistema de medición de dosis. El contador de dosis incluye una bobina, un carrete giratorio y una cinta enrollada que se recibe en la bobina, giratoria alrededor de un eje de la bobina. La cinta tiene indicaciones que se extienden sucesivamente entre un primer extremo de la cinta asegurada al carrete y un segundo extremo de la cinta colocada en la bobina. El contador de dosis también incluye dientes que se extienden de forma radial hacia fuera desde el carrete en la trayectoria predeterminada del trinquete, de manera que el carrete es girado por el trinquete y la cinta avanza sobre el carrete durante la medición de una dosis a la boquilla.
Sin embargo, estos inhaladores no comprenden ningún medio para determinar si la dosis se ha administrado con éxito. La adición de un sensor de presión barométrica en miniatura en cualquier parte de la trayectoria del flujo de aire a través del inhalador o en cualquier lugar en comunicación de fluidos con la trayectoria del flujo de aire podría permitir la monitorización del cumplimiento, ya que dicho sensor en miniatura podría recopilar datos suficientes para indicar si el paciente inhaló o no de manera apropiada (por ejemplo, lo suficientemente fuerte y durante el tiempo suficiente) para recibir una dosis completa de medicamento.
Esta información, combinada con una señal que se origina en el sistema de medición de dosis que indica que un bolo de medicamento se pone a disposición del canal de flujo a través del cual el paciente inhala, antes de la inhalación, es suficiente para confirmar que se administró una dosis con éxito.
Podría obtenerse una señal del sistema de medición de dosis de cualquier manera conveniente. Por ejemplo, podría disponerse un interruptor electrónico de manera que se accione por el movimiento del trinquete o la rotación del carrete. Este interruptor podría conectarse a una entrada del procesador de manera que el procesador reciba un pulso electrónico cuando se mida una dosis.
Las Figuras 7 a 9 ilustran con más detalles cómo se podría integrar un módulo del cumplimiento en dicho inhalador.
La Figura 7 ilustra un ejemplo en el que una PCB 750 que lleva un sensor de presión MEMS y opcionalmente un procesador y un transmisor, se incorpora en un cuerpo del inhalador 700 cerca de una boquilla 770. En la Figura 7A, la boquilla 770 está oculta por una cubierta 780. En la Figura 7B, la cubierta 780 se hala hacia abajo para exponer la boquilla 770. La cubierta 780 se conecta a un yugo 790 de manera que cuando la cubierta 780 se gira hacia abajo para exponer la boquilla 770, el yugo 790 se hala hacia abajo para cerrar un interruptor táctil 795. Cuando el interruptor 795 se cierra, se forma una conexión eléctrica entre la PCB 750 y una batería 755, tal como una batería tipo moneda, de modo que la PCB 750 solo se alimenta cuando la cubierta 780 de la boquilla se abre. Esto ayuda a conservar la energía de la batería para cuando se necesite. Alternativamente, la PCB 750 siempre podría conectarse a la batería 755, pero el cierre del interruptor 795 (o el accionamiento de algún otro medio de conmutación, por ejemplo, un sensor óptico, un acelerómetro o un sensor de efecto Hall) podría activar a la PCB 750 de un modo de suspensión que conserva la energía.
En la Figura 8 se muestra una disposición alternativa. De manera similar al ejemplo que se muestra en la Figura 7, una boquilla 870 se expone al bajar una cubierta 880 que resulta de halar hacia abajo un yugo 890. Sin embargo, en este ejemplo, la PCB 850 (que también lleva un sensor de presión MEMS y opcionalmente un procesador y un transmisor) se incorpora en una porción media del cuerpo del inhalador 800. El yugo 890 se forma en forma de "n" a la izquierda y derecha y por encima de la PCB cuando el inhalador 800 se orienta para su uso (con la boquilla horizontal en el extremo hacia abajo). La Figura 8B muestra una vista ampliada de la PCB y el yugo cuando la cubierta se cierra. La Figura 8C muestra una vista similar cuando se abre la cubierta. En la Figura 8C, la parte horizontal del yugo 890 se hala hacia abajo para cerrar un interruptor táctil 895. De manera similar al ejemplo de la Figura 7, cuando el interruptor 895 se cierra, se forma una conexión eléctrica entre la PCB 850 y una batería 855, tal como una batería tipo moneda, de modo que la PCB 850 solo se alimenta cuando la cubierta 880 de la boquilla se abre. Alternativamente, la PCB 850 siempre podría conectarse a la batería 855, pero el cierre del interruptor 895 (o el accionamiento de algún otro medio de conmutación, por ejemplo, un sensor óptico, un acelerómetro o un sensor de efecto Hall) podría activar a la PCB 850 de un modo de suspensión que conserva la energía.
En la Figura 9 se muestra una disposición alternativa adicional en forma parcialmente despiezada. De manera similar a los ejemplos que se muestran en las Figuras 7 y 8, una boquilla 970 se expone al bajar una cubierta 980, lo que da como resultado halar hacia abajo un yugo 990. Sin embargo, en este ejemplo, la PCB 950 (que también lleva un sensor de presión MEMS y, opcionalmente un procesador y un transmisor) se incorpora en la parte superior del cuerpo del inhalador 900. Un collar 997 alrededor de la PCB 950 se sujeta en la parte superior del yugo (no mostrado) hacia el final de la fabricación del inhalador 900. Esto se puede hacer después de la esterilización de las partes del cuerpo del inhalador. Esto es ventajoso ya que el proceso de esterilización podría dañar la electrónica sensible en la PCB 950. En este ejemplo, el yugo 990 se configura para subir cuando la cubierta de la boquilla 980 se abre. Esto empuja la parte superior horizontal del yugo 990 (que es similar a la que se muestra en la Figura 8) hacia arriba para cerrar el interruptor táctil 995. De manera similar a los ejemplos de las Figuras 7 y 8, cuando el interruptor 995 se cierra, se forma una conexión eléctrica entre la PCB 950 y una batería 955, tal como una batería tipo moneda, de modo que la PCB 950 solo se alimenta cuando la cubierta de la boquilla 980 se abre. Alternativamente, la PCB 950 siempre podría conectarse a la batería 955, pero el cierre del interruptor 995 (o el accionamiento de algún otro medio de conmutación, por ejemplo, un sensor óptico, un acelerómetro o un sensor de efecto Hall) podría activar a la PCB 950 de un modo de suspensión que conserva la energía.
Los diodos emisores de luz (LED) indicadores, visibles a través de ventanas (opcionalmente coloreadas) o tubos de luz 952 que se muestran en el exterior del inhalador 900, preferentemente en una posición visible para un usuario durante la dosificación, también se alimentan por la batería 955 y pueden controlarse por un procesador en la PCB. Los LED 952 pueden usarse para proporcionar información al usuario y/o cuidador indicando, por ejemplo, con diferentes combinaciones de colores y destellos que, por ejemplo, la cubierta de la boquilla está abierta (y por lo tanto el inhalador está cebado para la dosificación) y/o es momento de rellenar una prescripción y/o que (de acuerdo con el procesamiento de las lecturas del sensor de presión) la dosificación se completó/no se completó del todo.
Otra disposición alternativa se muestra en la Figura 10. En este caso, el yugo 1090, unido a una tapa de boquilla articulada (no mostrada) lleva el fuelle 1091, hecho de un material parcialmente elástico.
La Figura 10A muestra la posición del fuelle cuando la tapa se cierra. Un pie de un brazo de resorte 1092 se recibe en un rebaje 1093 en la pared superior del fuelle. Por tanto, la parte inferior del rebaje 1093 empuja la superficie inferior del pie de manera que el brazo de resorte se desvía hacia arriba. Esto hace que una cabeza del brazo de resorte 1092 cierre un interruptor 1095 que mantiene la PCB 1050 en modo de suspensión.
La figura 10A muestra la disposición cuando se inicia la apertura de la tapa, cuando el yugo 1090 y por lo tanto el fuelle 1091 se mueven ligeramente hacia arriba. El brazo de resorte 1092 permanece en contacto con el interruptor 1095 y la elasticidad del material del fuelle alivia cualquier esfuerzo adicional que de otro modo se aplicaría al interruptor, ya que la parte inferior del rebaje 1093 se dobla para soportar el esfuerzo.
La Figura 10C muestra la disposición cuando la tapa se abre completamente. El yugo 1090 y el fuelle 1091 se mueven hacia abajo alejándose del brazo de resorte 1092, que se relaja alejándose del interruptor 1095. Por lo tanto, el interruptor 1095 se abre, activando la PCB 1050.
Opcionalmente, se puede incluir un tornillo prisionero para ajustar con precisión el contacto entre el interruptor y el brazo de resorte.
Como otro ejemplo, el sensor podría usarse en los tipos de inhaladores de aerosol presurizados accionados por respiración descritos en los números de publicación de solicitud de patente PCT WO 01/93933 o WO 92/09323. Estos inhaladores comprenden un medio para liberar una dosis medida de medicamento, el medio de liberación que comprende un medio para cebar el dispositivo aplicando una precarga capaz de accionar los medios de suministro, un medio para aplicar una fuerza neumática resistente capaz de evitar el accionamiento de los medios de suministro y un dispositivo de liberación capaz de liberar la fuerza neumática de resistencia para permitir que la precarga accione los medios de suministro y dispense el medicamento. La fuerza de resistencia neumática puede establecerse mediante mecanismos que comprenden, por ejemplo, un diafragma, un cilindro de pistón, un fuelle o un resorte. La inhalación a través de una válvula o más allá de un mecanismo de paleta permite que la precarga accione una válvula de aerosol para liberar el medicamento. Mientras la adherencia podría monitorearse para tales inhaladores determinando cuándo se ceba el dispositivo y/o cuándo se abre la válvula de aerosol, no comprenden ningún medio para determinar si el usuario ha inhalado la dosis completa. Una vez más, la introducción de un sensor de presión barométrica MEMS en cualquier lugar de la trayectoria del flujo de aire a través del inhalador o en cualquier lugar en comunicación de fluidos con la trayectoria del flujo de aire, en combinación con los medios para determinar cuándo se ha cebado el dispositivo y/o cuándo se abre la válvula de aerosol, podría habilitar la monitorización del cumplimiento.
Cebar el dispositivo podría resultartanto en la aplicación de una precarga a los medios de suministro como en la aplicación de una carga a un interruptor electrónico. Este interruptor podría conectarse a una entrada del procesador de manera que el procesador reciba un pulso electrónico cuando el dispositivo esté cebado. Alternativa o adicionalmente, se podría disponer un interruptor electrónico para accionarse por el movimiento de la válvula de aerosol o de la válvula o mecanismo de paletas que preceden a la válvula de aerosol. Este interruptor podría conectarse a una entrada del procesador de manera que el procesador reciba un pulso electrónico cuando se libere el aerosol en el canal de flujo a través del cual el paciente inhala. El interruptor podría ser, por ejemplo, mecánico, óptico, basado en la proximidad o un acelerómetro.
Las Figuras 11 a 13 ilustran cómo se podría integrar un módulo de cumplimiento en tal inhalador.
La Figura 11 muestra un módulo de cumplimiento 1150 ubicado en la base de un inhalador 1100.
Las Figuras 12A, B y C muestran un módulo de cumplimiento 1250 que se ubica en la porción superior, media e inferior respectivamente, de la parte posterior de un inhalador 1200.
Los módulos de cumplimiento de las Figuras 11 y 12 podrían añadirse durante la fabricación de los inhaladores, o podrían ser accesorios opcionales que se pueden sujetar posteriormente a los inhaladores. Es decir, el módulo podría conectarse (opcionalmente de forma reversible) al inhalador a través de medios de sujeción y estar en comunicación de fluidos 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.
La Figura 13 ilustra cómo podría incorporarse un módulo de cumplimiento 1350 en la parte superior de un inhalador. La Figura 13A muestra la posición predeterminada de un anillo de retención 1390, empujando hacia arriba sobre un interruptor táctil 1395 para abrirlo. Con el interruptor 1395 abierto, no hay conexión eléctrica entre el módulo de cumplimiento 1350 y una batería 1355, tal como una batería tipo moneda. La Figura 13B muestra la posición del anillo de retención 1390 cuando el inhalador está cebado para su uso, hacia abajo con respecto al interruptor 1395 para cerrarlo, de modo que el módulo del cumplimiento 1350 se encienda.
La Figura 13C ilustra las etapas finales de fabricación del inhalador que se muestra en las Figuras 13A y B. El módulo de cumplimiento 1350 se baja sobre el cuerpo del inhalador, luego una tapa 1398 se sujeta en su lugar. Como en el ejemplo de la Figura 9, se pueden proporcionar indicadores LED 1352.
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 análisis posterior de la señal de salida del sensor. Se podría realizar una lectura de cero automática (es decir, tara) inmediatamente antes de monitorizar 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 barómetro para realizar un seguimiento de la actividad barométrica, lo que permite que el chip principal se use exclusivamente para la detección de la respiración.
El punto en el que se completa la dosificación (es decir, donde el volumen pulmonar es máximo) podría corresponder al punto en el que el flujo invierte la dirección. Por tanto, el procesador puede determinar que la dosificación se completó cuando los datos del sensor de presión indican que la dirección del flujo se invirtió.
No es necesario que el módulo realice todo el procesamiento. Cualquier o todo el procesamiento podría descargarse a un dispositivo de procesamiento de datos externo. Se podría usar un esquema inalámbrico (por ejemplo, que comprenda un módulo BLE) para transmitir los perfiles de flujo del paciente a una aplicación que luego podría calcular los parámetros de respiración específicos. De esta manera, el inhalador podría descargar el procesamiento requerido para dicha tarea a, por ejemplo, un procesador de teléfono inteligente. Esto facilitaría 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 se puede cambiar más fácilmente que el software que se ejecuta en un inhalador.
La Figura 14 es un diagrama de flujo que ilustra un ejemplo del método de monitorización del cumplimiento. En el paso 1410, un usuario ceba su inhalador para su uso, por ejemplo, presionando un botón o abriendo la cubierta de la boquilla. En 1420, el usuario comienza a inhalar a través de una boquilla del inhalador. En 1430, el procesador del módulo de cumplimiento recibe una señal de liberación de dosis. Esta señal puede transmitirse por el mecanismo de dosificación, ya sea en respuesta al cebado del inhalador en 1410 o en respuesta a un sensor de presión u otro mecanismo que detecta que comenzó la inhalación. Por ejemplo, la inhalación puede provocar la apertura de una válvula, lo que da como resultado tanto la liberación de medicamento en el canal de flujo a través del cual el usuario inhala como el accionamiento de un interruptor eléctrico para activar una señal de liberación de dosis. En 1440, el sensor de presión MEMS detecta un cambio de presión en el canal de flujo. En 1450, el procesador recibe los datos del sensor. En 1460, el procesador determina a partir de los datos del sensor, que se cumplieron uno o más requisitos predeterminados para una dosificación satisfactoria. Por ejemplo, los datos del sensor podrían indicar que el régimen de flujo en el canal de flujo, en la dirección de la inhalación, excedió un valor umbral predeterminado durante al menos una duración umbral predeterminada. Alternativamente, los datos del sensor podrían procesarse de manera que el régimen de flujo se integre durante el período de tiempo en que el sensor detectó la inhalación para determinar el volumen inhalado total, y este volumen podría compararse con un volumen mínimo predeterminado para una dosificación exitosa. En 1470 se transmite un informe de dosificación en respuesta a la determinación del procesador, por ejemplo, mediante un transmisor inalámbrico o a través de una salida cableada.
La Figura 15 es un diagrama de flujo que ilustra un ejemplo de lógica de control para indicar los datos del cumplimiento del inhalador accionado por respiración tanto a un usuario como a una entidad externa. El inhalador del ejemplo se equipa con un indicador LED, un zumbador y un transmisor inalámbrico. También tiene una tapa que se vincula a un mecanismo de dosificación de manera que al abrir la tapa se ceba el inhalador al hacer que un bolo de medicamento esté disponible en un canal de flujo a través del cual el usuario puede inhalar. Para que la siguiente dosis esté disponible, la tapa debe cerrarse y luego abrirse nuevamente. Se dispone un sensor de presión MEMS para detectar la inhalación a través del canal de flujo y se dispone un sensor adicional (por ejemplo, un interruptor) para detectar la apertura y el cierre de la tapa.
En 1510 el inhalador está en modo de suspensión. La apertura de la tapa en 1520 despierta el inhalador y enciende un LED en 1530. Si se detecta un cumplimiento de la inhalación (es decir, una inhalación que cumple los criterios necesarios para confirmar que la dosificación se completó) en 1540, en 1550 el LED se apaga y el zumbador emite un breve pitido de confirmación. Si luego se cierra la tapa en 1560, en 1590 se transmiten los datos de cumplimiento que indican que se tomó una dosis con éxito y que el dispositivo se apagó correctamente, por ejemplo, a un dispositivo del usuario o un cuidador. Luego, el inhalador vuelve al modo de suspensión.
Si en 1560 no se cierra la tapa, el dispositivo entra en un ciclo de tiempo de espera en 1561. Si ocurre el tiempo de espera, en 1562 se emite un pitido de error largo. Los datos del cumplimiento que indican que se tomó una dosis pero que el dispositivo se dejó abierto y, por lo tanto, no está listo para la dosificación subsecuente, se transmiten entonces en 1590 antes de que el inhalador vuelva a entrar en el modo de suspensión. Si el dispositivo es un inhalador de rescate, por ejemplo, para usarse durante un ataque de asma, este tipo de datos del cumplimiento podrían indicar que el medicamento se tomó con éxito, pero no permitió que el usuario se recuperara. Por lo tanto, podría existir un sistema automatizado para llamar a los paramédicos a la ubicación del usuario (que podría conocerse, por ejemplo, gracias a un rastreador GPS en el inhalador o un dispositivo del usuario tal como un teléfono inteligente o una tableta en comunicación con el inhalador).
Si no se detecta un cumplimiento de la inhalación en 1540, en 1570 se determina si se cerró la tapa. De lo contrario, se ingresa en un ciclo de tiempo de espera en 1571 que pasa por 1540, 1570, 1571. Si ocurre el tiempo de espera en 1571, en 1572 el zumbador emite un pitido de error largo. Los datos del cumplimiento se transmiten luego en 1590, indicando que se cargó una dosis, pero no se tomó correctamente. Luego, el inhalador vuelve al modo de suspensión. Nuevamente, si el inhalador es un inhalador de rescate, la transmisión de este tipo de datos del cumplimiento podría provocar la llamada a los paramédicos.
Si la tapa se cierra en 1570, entonces en 1580 el LED se apaga y en 1590 se transmiten los datos del cumplimiento que indican que se cargó una dosis por error. A continuación, el inhalador vuelve a entrar en modo de suspensión.
El inhalador puede además ser capaz de determinar cuándo se intenta de nuevo la inhalación después de un cumplimiento de la inhalación sin que se cargue primero una nueva dosis (es decir, sin que se cierre y abra la tapa). Esto podría provocar un pitido de error.
Las Figuras 16A y 16B muestran las presiones medias medidas mediante el uso de un sensor de presión relativa en miniatura que se fija en la parte superior de la carcasa de 10 inhaladores diferentes, contra a una serie de regímenes de flujo de aire aplicados a través del dispositivo. Se incluyeron mediciones repetidas para el inicio, la mitad y el final de la vida de cada inhalador (en términos de progreso, a través del número de "disparos" antes de que se agoten las dosis). En la Figura 16A, se muestran barras de error para una variación de sigma de /- 3. En la Figura 16B, se muestran barras de error para una variación de sigma de /- 2, capturando una banda en la que caerían el 95 % de los inhaladores. De este modo, podemos tener una idea de la incertidumbre del flujo para las mediciones de presión mediante un sensor de este tipo usado en un inhalador.
Para regímenes de flujo de inhalaciones típicas (30-60 l/min), la incertidumbre se puede calcular a partir de la Figura 16A como ~16 l/min. (La incertidumbre en el régimen de flujo para cada medición se puede estimar como el diferencial del eje de flujo entre la parte superior de la barra de error para la medición y el punto en el que una línea que une las partes inferiores de las barras de error para esa medición y la siguiente alcanza la presión medida. Por lo tanto, para la medición de 30 l/min, el diferencial es ~41 l/min menos 30 l/min = 11 l/min. Para 45 l/min el diferencial es de 15 l/min y para 60 l/min es de 22 l/min.) El valor equivalente tomado de la Figura 16B es ~10 l/min. Por tanto, se puede obtener suficiente precisión para proporcionar datos del cumplimiento útiles.
La descripción anterior se refiere a usos ilustrativos de la invención, pero se apreciará que son posibles otras implementaciones y variaciones.
Además, el experto puede modificar o alterar la geometría particular y la disposición de las características particulares del aparato. Otras variaciones y modificaciones también resultarán evidentes para el experto. 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 modalidades separadas pueden proporcionarse en combinación en una sola modalidad. Por el contrario, las características que se describen en el contexto de una sola modalidad también pueden proporcionarse por separado o en cualquier subcombinación adecuada.

Claims (15)

REIVINDICACIONES
1. Un inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y un dispositivo de procesamiento de datos externo al inhalador, en donde el inhalador comprende:
un sensor de presión en miniatura (110; 210; 310; 410; 510), un puerto del sensor (111; 211; 511) de dicho sensor que se configura para acoplarse neumáticamente a un canal de flujo (120; 520) del inhalador a través del cual un usuario puede inhalar un medicamento, en donde el sensor de presión en miniatura es un sensor de presión de sistema microelectromecánico barométrico; y
en donde el dispositivo de procesamiento de datos comprende:
un procesador que se configura para:
recibir datos de un elemento detector del sensor;
caracterizado porque el procesador se configura además para determinar una lectura de tara en base a los datos que se reciben del elemento detector del sensor;
calibrar los datos que se reciben del elemento detector subsecuentemente mediante el uso de dicha lectura de tara; y
en base a dichos datos calibrados, hacer una determinación de que la inhalación y/o exhalación a través de dicho canal de flujo cumple con uno o más requisitos predeterminados para la dosificación satisfactoria de dicho medicamento.
2. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de la reivindicación 1, que comprenden un transmisor que se configura para, en respuesta a dicha determinación, emitir un informe de dosificación.
3. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de la reivindicación 2, en donde dicho transmisor es inalámbrico.
4. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en donde el dispositivo de procesamiento de datos es un teléfono inteligente y el procesador es un procesador de teléfono inteligente.
5. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en donde el procesador se configura para recibir una señal que se origina en un mecanismo de dosificación del inhalador que indica que se liberó el medicamento y en respuesta a la recepción de la señal, hacer la determinación de que la inhalación y/o exhalación a través de dicho canal de flujo cumple con dichos uno o más requisitos predeterminados para la dosificación exitosa de dicho medicamento.
6. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en donde el sensor de presión de sistema microelectromecánico barométrico (110; 210; 310; 410; 510) se controla por medios de control para encenderse o activarse de un estado de baja energía y realizar la lectura de tara antes de dicha inhalación y/o exhalación.
7. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquier reivindicación anterior, en donde el sensor (110; 210; 310; 410; 510) se ubica en un rebaje en una pared interna del canal de flujo (120; 520).
8. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, en donde el sensor (110; 210; 310; 410; 510) se ubica en el exterior del canal de flujo (120; 520) y dicho puerto del sensor (111; 211; 511) se acopla neumáticamente al canal de flujo a través de una abertura en una pared del canal de flujo.
9. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en donde el sensor de presión (110; 210; 310; 410; 510) y el procesador se adaptan para determinar un cambio de presión en el canal de flujo (120; 520) durante la inhalación.
10. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de la reivindicación 9, en donde el procesador se adapta para determinar un régimen de flujo en el canal de flujo (120; 520) en base a dicho cambio de presión, en donde dicha determinación comprende determinar si el régimen de flujo excede un valor umbral predeterminado.
11. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de la reivindicación 9 o la reivindicación 10, en donde el procesador se adapta para determinar un régimen de flujo en el canal de flujo (120; 520) en base a dicho cambio de presión, en donde dicha determinación comprende determinar si el régimen de flujo se mantiene durante al menos una duración umbral predeterminada.
12. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquiera de las reivindicaciones 9 a 11, en donde el procesador se adapta para:
usar dicho cambio de presión para determinar un régimen de flujo integrado a lo largo del tiempo;
determinar un volumen inhalado total a partir de dicho régimen de flujo integrado total; y
comparar dicho volumen inhalado total con un volumen mínimo predeterminado que define dicha dosificación satisfactoria.
13. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquier reivindicación anterior, que comprende, además:
una cubierta de boquilla (780; 880; 980); y
un interruptor (795; 895; 995; 1095; 1395) que se configura para actuar cuando se abre la cubierta de la boquilla, en donde el procesador se adapta para realizar la determinación en base a dichos datos de dicho elemento detector y en base al accionamiento de dicho interruptor.
14. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquier reivindicación anterior, en donde el inhalador es un inhalador accionado por respiración.
15. El inhalador (700; 800; 900; 1100; 1200) y el dispositivo de procesamiento de datos de cualquier reivindicación anterior, en donde el procesador se configura para:
recibir una señal de indicación proveniente de un mecanismo de dosificación del inhalador que indique que se liberó el medicamento y, en base a dicha señal de indicación de dicho mecanismo de dosificación y dichos datos de dicho elemento detector, realizar la determinación de que la inhalación y/o exhalación a través de dicho canal de flujo (120; 520) cumple con dichos uno o más requisitos predeterminados para una dosificación exitosa.
ES19155324T 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración Active ES2825973T5 (es)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201462043120P 2014-08-28 2014-08-28

Publications (2)

Publication Number Publication Date
ES2825973T3 true ES2825973T3 (es) 2021-05-17
ES2825973T5 ES2825973T5 (es) 2024-04-09

Family

ID=54072809

Family Applications (5)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES15763150T Active ES2860049T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración
ES19155324T Active ES2825973T5 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración
ES20214891T Active ES3039438T3 (en) 2014-08-28 2015-08-28 Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler
ES15762521T Active ES2813409T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de asistencia de cumplimiento para un inhalador
ES16171797T Active ES2839279T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización de cumplimiento para un inhalador accionado por respiración

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES15763150T Active ES2860049T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración

Family Applications After (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES20214891T Active ES3039438T3 (en) 2014-08-28 2015-08-28 Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler
ES15762521T Active ES2813409T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de asistencia de cumplimiento para un inhalador
ES16171797T Active ES2839279T3 (es) 2014-08-28 2015-08-28 Módulo de monitorización de cumplimiento para un inhalador accionado por respiración

Country Status (16)

Country Link
US (7) US10463816B2 (es)
EP (6) EP3824931B1 (es)
JP (5) JP6715237B2 (es)
KR (2) KR102548643B1 (es)
CN (4) CN106714880B (es)
AR (2) AR102057A1 (es)
AU (4) AU2015308424C1 (es)
BR (2) BR112017003868A2 (es)
CA (3) CA3247779A1 (es)
EA (2) EA037087B1 (es)
ES (5) ES2860049T3 (es)
IL (5) IL287062B (es)
MX (2) MX388676B (es)
TW (2) TW201617102A (es)
WO (2) WO2016033419A1 (es)
ZA (3) ZA201701045B (es)

Families Citing this family (102)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2507104A (en) 2012-10-19 2014-04-23 Nicoventures Holdings Ltd Electronic inhalation device
US10220166B2 (en) * 2013-05-21 2019-03-05 Reciprocal Labs Corporation Usage monitoring attachment for medicament dispenser
US11424017B2 (en) 2013-10-19 2022-08-23 Aptargroup, Inc. Respiratory system and method that monitors medication flow
US10019555B2 (en) 2013-10-19 2018-07-10 Cohero Health, Inc. Interactive respiratory device usage tracking system
TW201617102A (zh) * 2014-08-28 2016-05-16 微劑量醫療公司 用於呼吸驅動吸入器之順從性監控模組
TW201620569A (zh) 2014-08-28 2016-06-16 微劑量醫療公司 用於吸入器之順從性監控模組
EP3195160B1 (en) 2014-09-16 2020-06-03 Medituner AB Computer controlled dosage system
US10730687B2 (en) * 2014-10-16 2020-08-04 RxCap Inc. Intelligent medicine dispenser
US11051554B2 (en) 2014-11-12 2021-07-06 Rai Strategic Holdings, Inc. MEMS-based sensor for an aerosol delivery device
AU2016205562A1 (en) * 2015-01-09 2017-06-15 Adherium (Nz) Limited Monitor for a medicament inhaler
CN107466240B (zh) 2015-01-23 2021-03-19 桑多斯股份公司 用于产生流量分布的装置和方法
CN107683158B (zh) 2015-06-04 2021-05-14 麦迪麦珀医疗工程有限公司 用于药物释放装置的筒插入
AU2016280165A1 (en) * 2015-06-16 2018-02-01 Kathryn CASHMAN Inhalant device
PT3111978T (pt) 2015-07-03 2021-12-06 Novartis Ag Inalador adaptado para ler informação armazenada num meio de armazenamento de dados de um recipiente
GB201517089D0 (en) 2015-09-28 2015-11-11 Nicoventures Holdings Ltd Vaping heat map system and method for electronic vapour provision systems
LT3199193T (lt) * 2016-01-28 2020-10-12 Novartis Ag Būdas, skirtas matuoti inhaliatoriaus srauto ypatybes, inhaliatorius ir sistema
EP3203397B1 (en) * 2016-02-08 2020-04-01 PARI Pharma GmbH Medical evaluation device
CN115779207A (zh) 2016-03-24 2023-03-14 特鲁德尔医学国际公司 具有电子指示器的呼吸护理系统
US11610510B2 (en) 2016-04-12 2023-03-21 Noble International, Inc. Metered dose inhaler training device
JP2019523109A (ja) * 2016-05-03 2019-08-22 ニューマ・リスパイラトリー・インコーポレイテッド 肺健康管理のためのシステムおよび方法
AU2017260444B2 (en) 2016-05-03 2019-05-09 Pneuma Respiratory, Inc. Droplet delivery device for delivery of fluids to the pulmonary system and methods of use
AU2017267979B2 (en) 2016-05-19 2022-03-03 Mannkind Corporation Apparatus, system and method for detecting and monitoring inhalations
ES2883624T3 (es) 2016-05-19 2021-12-09 Trudell Medical Int Cámara de retención con válvula inteligente
EP3463248B1 (en) * 2016-05-27 2022-09-28 Proveris Scientific Corporation Devices for using medicament devices
EP3984579B1 (en) 2016-07-08 2024-09-04 Trudell Medical International Inc. Smart oscillating positive expiratory pressure device
USD852947S1 (en) * 2016-10-21 2019-07-02 Norton (Waterford) Limited Inhaler
USD832997S1 (en) * 2016-10-21 2018-11-06 Norton (Waterford) Limited Inhaler
USD832998S1 (en) * 2016-10-21 2018-11-06 Norton (Waterford) Limited Inhaler
US11000653B2 (en) * 2016-11-18 2021-05-11 Norton (Waterford) Limited Inhaler
CN110167619B (zh) 2016-11-18 2021-11-26 诺顿（沃特福特）有限公司 具有电子元件的药物递送装置
JP7098649B2 (ja) * 2016-12-06 2022-07-11 ノートン （ウォーターフォード） リミテッド 組み込まれた電子モジュールを有する吸入デバイス
MX2019006702A (es) 2016-12-09 2019-08-01 Trudell Medical Int Nebulizador inteligente.
USD853555S1 (en) * 2017-01-03 2019-07-09 Norton (Waterford) Limited Inhaler
EP3375473A1 (en) * 2017-03-17 2018-09-19 PARI Pharma GmbH Control device for aerosol nebulizer system
US11224556B2 (en) * 2017-04-14 2022-01-18 Manan Shukla Inhaler compliance device and monitoring system
WO2018213834A1 (en) 2017-05-19 2018-11-22 Pneuma Respiratory, Inc. Dry powder delivery device and methods of use
US10932305B2 (en) 2017-06-15 2021-02-23 Koninklijke Philips N.V. Dynamic provisioning of wireless devices with health gateways
JP6852220B2 (ja) 2017-08-10 2021-03-31 ウェスト ファーマ サービシーズ イスラエル リミテッド 注射器の電源投入機構
US20190054260A1 (en) * 2017-08-17 2019-02-21 Monzano Group LLC Nebulizer devices and methods
CN118203735A (zh) 2017-10-04 2024-06-18 精呼吸股份有限公司 电子呼吸致动式直线型液滴输送装置及其使用方法
EP4696353A2 (en) 2017-10-17 2026-02-18 Pneuma Respiratory, Inc. Nasal drug delivery apparatus
EP3706843B1 (en) 2017-11-08 2024-06-26 Pneuma Respiratory, Inc. Electronic breath actuated in-line droplet delivery device with small volume ampoule
ES2875352T3 (es) 2017-11-20 2021-11-10 Presspart Gmbh & Co Kg Sistema de inhalación
WO2019126421A1 (en) 2017-12-22 2019-06-27 West Pharma. Services Il., Ltd. Injector usable with different dimension cartridges
JP7312754B2 (ja) 2018-01-04 2023-07-21 トゥルーデル メディカル インターナショナル スマート振動型呼気陽圧器具
GB201801309D0 (en) * 2018-01-26 2018-03-14 Norton Waterford Ltd Breath actuated inhaler
EP3755407A4 (en) * 2018-02-23 2021-11-24 MicroDose Therapeutx, Inc. INHALER AND METHOD OF USE THEREOF
US11804303B2 (en) 2018-03-01 2023-10-31 Reciprocal Labs Corporation Evaluation of respiratory disease risk in a geographic region based on medicament device monitoring
EP3758603A4 (en) * 2018-03-02 2021-12-01 Singapore Health Services Pte Ltd DEVICE AND METHOD FOR MEASURING RESPIRATORY AIR FLOW
EP3537453A1 (en) * 2018-03-05 2019-09-11 Bayer AG Hand held communication device
US11071836B2 (en) 2018-03-29 2021-07-27 Reciprocal Labs Corporation Single dose inhaler monitoring attachment
EP3801714B1 (en) 2018-06-04 2026-01-28 Trudell Medical International Inc. Smart valved holding chamber
EP3813906A4 (en) * 2018-06-26 2022-03-23 Lampros Kourtis Method and system to detect drug delivery
US20210268212A1 (en) * 2018-07-10 2021-09-02 Christopher V. CIANCONE Breath measurement device
WO2020029469A1 (zh) 2018-08-07 2020-02-13 华健 一种用于icu根据气流自主呼吸的便携式雾化装置
US11090449B2 (en) * 2018-08-21 2021-08-17 Vivera Pharmaceuticals Inc. Smart inhaler device with automated dose delivery, measurement, and management
US11450420B2 (en) 2018-08-21 2022-09-20 Vivera Pharmaceuticals Inc. Secure smart dosing system with automated delivery, measurement, and management for pills
US11083850B2 (en) 2018-08-21 2021-08-10 Vivera Pharmaceuticals Inc. Secure smart dosing system with automated delivery, measurement, and management
WO2020047102A1 (en) * 2018-08-28 2020-03-05 Cohero Health, Inc. Respiratory system and method that monitors medication flow
CN109091731A (zh) * 2018-09-12 2018-12-28 上海朔茂网络科技有限公司 一种新型智能吸药装置及使用方法
FR3089127B1 (fr) 2018-11-30 2020-11-20 Aptar France Sas Dispositif de distribution de produit fluide synchronisé avec l'inhalation
EP3693044A1 (en) * 2019-02-07 2020-08-12 Koninklijke Philips N.V. Breath actuated inhalers
US11752277B2 (en) 2018-12-19 2023-09-12 Jian Hua Nebulization device having dual modules
JP7499779B2 (ja) * 2019-02-14 2024-06-14 レシプロカル ラブス コーポレーション 呼吸器薬剤デバイスの使用を改善するためのシステムおよび方法
EP3930807B1 (en) * 2019-02-27 2023-11-08 NuvoAir AB A method and a device for estimating an amount of a powder shaped material passing a bend in a flow channel
EP3725536A1 (en) * 2019-04-18 2020-10-21 Thales Dis France SA Security document with double verification lenses
US11419995B2 (en) * 2019-04-30 2022-08-23 Norton (Waterford) Limited Inhaler system
JP7664181B2 (ja) 2019-04-30 2025-04-17 ノートン （ウォーターフォード） リミテッド 吸入器システム
WO2020225666A1 (en) 2019-05-07 2020-11-12 3M Innovative Properties Company Warning system, inhaler, and method for generating warning
GB201906515D0 (en) * 2019-05-09 2019-06-26 E Breathe Ltd Improvements relating to inhalers
KR102039984B1 (ko) * 2019-05-10 2019-11-04 브레싱스 주식회사 호흡 측정 장치
KR102039982B1 (ko) * 2019-05-10 2019-11-04 브레싱스 주식회사 호흡 측정 장치
EP4036921A1 (en) * 2019-05-17 2022-08-03 Norton (Waterford) Limited Drug delivery device with electronics
JP7439141B2 (ja) 2019-06-17 2024-02-27 フラウンホファー ゲセルシャフト ツール フェールデルンク ダー アンゲヴァンテン フォルシュンク エー．ファオ． エアロゾル投与量率を決定するためのセンサモジュールおよび方法
JP7728184B2 (ja) 2019-06-19 2025-08-22 エフ． ホフマン－ラ ロシュ アーゲー デジタルバイオマーカー
EP3987544A1 (en) 2019-06-19 2022-04-27 F. Hoffmann-La Roche AG Digital biomarker
JP2022537197A (ja) * 2019-06-19 2022-08-24 エフ．ホフマン－ラ ロシュ アーゲー デジタルバイオマーカー
WO2020261232A1 (en) * 2019-06-28 2020-12-30 ResMed Pty Ltd System and method for controlling inhaler dosage
CN114206416B (zh) * 2019-07-05 2025-01-07 诺顿（沃特福特）有限公司 具有电子件和电力管理的药物输送装置
US20220254499A1 (en) * 2019-07-26 2022-08-11 Reciprocal Labs Corporation (D/B/A Propeller Health) Pre-Emptive Asthma Risk Notifications Based on Medicament Device Monitoring
ES2807698B2 (es) * 2019-08-23 2022-01-03 Igncyerto S L Dispositivo y metodo de medicion de dosis en inhaladores de polvo seco
AU2020338979B2 (en) 2019-08-27 2025-09-25 Trudell Medical International Inc. Smart oscillating positive expiratory pressure device
CA195581S (en) * 2019-11-18 2022-03-11 Vectura Delivery Devices Ltd Monitor for an inhaler
WO2021099324A1 (en) 2019-11-18 2021-05-27 Vectura Delivery Devices Limited Inhaler for use with a compliance monitor
CN114728141B (zh) * 2019-11-28 2024-05-28 奇斯药制品公司 用于吸入器的电子模块和包括该电子模块的吸入器组件
JP7791816B2 (ja) 2019-12-10 2025-12-24 トゥルーデル メディカル インターナショナル インコーポレイテッド 一体形投与分計数器
KR102368154B1 (ko) * 2020-03-31 2022-03-02 주식회사 아이센스 연속 혈당 측정 장치
DE102020110867A1 (de) * 2020-04-22 2021-10-28 Aesculap Ag Intelligenter Ölsprayadapter
US10994083B1 (en) 2020-10-02 2021-05-04 Bahram Kam Habibi Electronic inhaler
CN112933351A (zh) * 2021-01-28 2021-06-11 赛客（厦门）医疗器械有限公司 一种用于多剂量微量吸入器的智能用药管理方法
CN112870500B (zh) * 2021-02-26 2022-07-15 首都医科大学 一种智能准纳器
ES3040366T3 (en) 2021-06-22 2025-10-30 Pneuma Respiratory Inc Droplet delivery device with push ejection
US11749091B2 (en) * 2021-07-09 2023-09-05 Create To Overcome Llc Electronic material sleeve for medical devices
US12367956B2 (en) * 2021-07-09 2025-07-22 Create To Overcome Llc Electronic units for medical devices
US12455183B2 (en) * 2021-08-05 2025-10-28 Itron Global Sarl Cost effective pressure sensors for gas meters
EP4395860A4 (en) * 2021-08-09 2025-07-23 Create To Overcome Llc ACOUSTIC DOSER
JP7691346B2 (ja) * 2021-11-10 2025-06-11 株式会社三共 遊技機
JP7691345B2 (ja) * 2021-11-10 2025-06-11 株式会社三共 遊技機
JP7691347B2 (ja) * 2021-11-10 2025-06-11 株式会社三共 遊技機
TWI840878B (zh) * 2022-07-12 2024-05-01 國立陽明交通大學 藥物吸入器用藥技巧改善系統、其嘴套及其方法
US12161795B2 (en) 2022-07-18 2024-12-10 Pneuma Respiratory, Inc. Small step size and high resolution aerosol generation system and method
WO2026054782A1 (en) * 2024-09-09 2026-03-12 Roche Diabetes Care, Inc. Third party calibration check

Family Cites Families (281)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4157530A (en) * 1975-12-18 1979-06-05 Merz Ernest J Automatic tire pressure monitoring system
FI803472A7 (fi) 1979-11-07 1981-05-08 Sterwin Ag Hengityslaitteiden annososoitin.
US4984158A (en) 1988-10-14 1991-01-08 Hillsman Dean Metered dose inhaler biofeedback training and evaluation system
GB8909891D0 (en) 1989-04-28 1989-06-14 Riker Laboratories Inc Device
DE69034007T2 (de) 1989-04-28 2003-05-08 Riker Laboratories Inc., Northridge Inhalationsvorrichtung für Trockenpulver
GB9015077D0 (en) 1990-07-09 1990-08-29 Riker Laboratories Inc Inhaler
GB9026191D0 (en) * 1990-12-01 1991-01-16 Harris Pharma Ltd Breath actuated dispensing device
US5469750A (en) * 1991-03-05 1995-11-28 Aradigm Corporation Method and apparatus for sensing flow in two directions and automatic calibration thereof
US5363842A (en) * 1991-12-20 1994-11-15 Circadian, Inc. Intelligent inhaler providing feedback to both patient and medical professional
IL106930A0 (en) 1992-09-08 1993-12-28 Norton Healthcare Ltd Medicament dispensing device
US5333106A (en) * 1992-10-09 1994-07-26 Circadian, Inc. Apparatus and visual display method for training in the power use of aerosol pharmaceutical inhalers
US6390088B1 (en) 1993-12-13 2002-05-21 Boehringer Ingelheim Kg Aerosol inhaler
DE4422710C1 (de) 1994-06-29 1995-09-14 Boehringer Ingelheim Kg Inhalationsgerät mit einem Elektronikmodul zur Funktionsüberwachung
EP0667168B1 (en) * 1994-02-14 2000-06-21 Aradigm Corporation An inhalation training device
SE9400570D0 (sv) 1994-02-21 1994-02-21 Astra Ab Inhalation device, inhaler and processing unit
US5839429A (en) 1994-03-25 1998-11-24 Astra Aktiebolag Method and apparatus in connection with an inhaler
SE9402237D0 (sv) 1994-06-23 1994-06-23 Astra Ab Measurement methods and systems
GB9421687D0 (en) 1994-10-27 1994-12-14 Aid Medic Ltd Dosimetric spacer
SE9404140D0 (sv) 1994-11-29 1994-11-29 Astra Ab Dose indicating device
US5544647A (en) 1994-11-29 1996-08-13 Iep Group, Inc. Metered dose inhalator
US5809997A (en) 1995-05-18 1998-09-22 Medtrac Technologies, Inc. Electronic medication chronolog device
US5758638A (en) 1995-07-24 1998-06-02 Kreamer; Jeffry W. Indicator for a medicament inhaler
US5724986A (en) * 1995-11-06 1998-03-10 Jones Medical Instrument Co. Casing and spirometer for metered dose inhaler
PT995457E (pt) 1995-12-07 2004-07-30 Jago Res Ag Bocal para um inalador para a distribuicao reiterada doseadamente de um po farmacologicamente seco
JPH09259785A (ja) 1996-03-19 1997-10-03 Nec Kansai Ltd シャドウマスク
FR2747311B1 (fr) * 1996-04-10 1998-08-14 Pf Medicament Inhalateur a poudre et a air comprime
US5957125A (en) * 1996-11-05 1999-09-28 Medical Safety Products, Inc. Apparatus for indicating proper orientation for oral and nasal inhalers
US6529446B1 (en) 1996-12-20 2003-03-04 Telaric L.L.C. Interactive medication container
SE9704185D0 (sv) 1997-11-14 1997-11-14 Astra Pharma Prod Inhalation device
SE9704643D0 (sv) 1997-12-12 1997-12-12 Astra Ab Inhalation apparatus and method
TR200002005T2 (tr) 1998-01-30 2000-11-21 Ig Spr�Htechnik Gmbh. Toz halindeki tıbbi uygulamada kullanılan ilaçların inhalasyonu için cihaz.
DE29802035U1 (de) 1998-02-06 1999-06-24 Roche Diagnostics GmbH, 68305 Mannheim Dosierspender
EP1056659B1 (en) 1998-02-06 2005-12-07 Roche Diagnostics GmbH Dosing dispenser
SE9801115D0 (sv) 1998-03-30 1998-03-30 Astra Ab Electrical device
SE9801121D0 (sv) 1998-03-30 1998-03-30 Astra Ab Electrical device
SE9801122D0 (sv) 1998-03-30 1998-03-30 Astra Ab Inhalation device
WO1999063901A1 (en) 1998-06-08 1999-12-16 Glaxo Group Limited Disease management/training system and method
NZ508663A (en) * 1998-06-12 2003-02-28 Microdose Technologies Inc A dry powder inhaler with a vibrator to deaggregate the powder and feedback control for controlling dosing
ATE309021T1 (de) 1998-08-28 2005-11-15 Glaxo Group Ltd Spender
KR20010075307A (ko) 1998-09-24 2001-08-09 추후제출 개선된 흡입기
AU765742B2 (en) 1998-11-30 2003-09-25 Novo Nordisk A/S A method and a system for assisting a user in a medical self treatment, said self treatment comprising a plurality of actions
US6397838B1 (en) 1998-12-23 2002-06-04 Battelle Pulmonary Therapeutics, Inc. Pulmonary aerosol delivery device and method
AU3158600A (en) 1999-03-06 2000-09-28 Glaxo Group Limited Medicament delivery system
GB2363743B (en) * 1999-03-31 2003-07-16 Shofner Engineering Associates Controlled deliveries and depositions of pharmaceutical and other aerosolized masses
GB9911388D0 (en) 1999-05-18 1999-07-14 Glaxo Group Ltd Dispenser
US20030192535A1 (en) 1999-09-24 2003-10-16 Astrazeneca Ab. Inhaler
WO2001024690A2 (en) 1999-10-01 2001-04-12 Glaxo Group Limited Medicament delivery system
JP4056740B2 (ja) 1999-10-16 2008-03-05 グラクソ グループ リミテッド エアゾール容器のための装置のハウジング
AR026914A1 (es) 1999-12-11 2003-03-05 Glaxo Group Ltd Distribuidor de medicamento
JP2003516197A (ja) 1999-12-11 2003-05-13 グラクソ グループ リミテッド 薬物ディスペンサ
CA2399464C (en) * 2000-02-11 2008-10-07 Medic-Aid Limited Drug delivery apparatus
GB0003839D0 (en) 2000-02-19 2000-04-05 Glaxo Group Ltd Housing for an inhaler
GB0004456D0 (en) 2000-02-26 2000-04-19 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0004455D0 (en) 2000-02-26 2000-04-19 Glaxo Group Ltd Manufacturing method
GB2360218A (en) 2000-03-18 2001-09-19 Astrazeneca Uk Ltd Inhaler
WO2001074247A2 (en) * 2000-04-03 2001-10-11 Iep Pharmaceutical Devices Inc. Method for measuring changes in the airways of humans and other mammals
MXPA02010884A (es) 2000-05-05 2003-03-27 Aerogen Ireland Ltd Aparato y metodo para el suministro de medicamentos al sistema respiratorio.
US6948491B2 (en) 2001-03-20 2005-09-27 Aerogen, Inc. Convertible fluid feed system with comformable reservoir and methods
US7971588B2 (en) 2000-05-05 2011-07-05 Novartis Ag Methods and systems for operating an aerosol generator
US7100600B2 (en) 2001-03-20 2006-09-05 Aerogen, Inc. Fluid filled ampoules and methods for their use in aerosolizers
GB0012465D0 (en) 2000-05-24 2000-07-12 Glaxo Group Ltd Monitoring method
US20020000225A1 (en) * 2000-06-02 2002-01-03 Carlos Schuler Lockout mechanism for aerosol drug delivery devices
US6553988B1 (en) 2000-06-09 2003-04-29 Norton Healthcare, Inc. Medicament dispensing device with a multimaterial diaphragm bounding a pneumatic force chamber
GB0015034D0 (en) 2000-06-21 2000-08-09 Glaxo Group Ltd Inhalation device
AR028747A1 (es) 2000-06-23 2003-05-21 Norton Health Care Ltd Desaglomerador para inhalador de polvo seco accionado por la respiracion, un inhalador de polvo seco y un metodo de desaglomeracion de polvo seco.
PE20020074A1 (es) * 2000-06-23 2002-02-05 Norton Healthcare Ltd Sistema dosificador para inhalador de medicamento
GB0016123D0 (en) 2000-07-01 2000-08-23 Glaxo Group Ltd Valve for aerosol container
JP2004503338A (ja) 2000-07-15 2004-02-05 グラクソ　グループ　リミテッド 薬剤取り出し装置
GB0021024D0 (en) 2000-08-29 2000-10-11 Glaxo Group Ltd Inhalation device
SE517229C2 (sv) 2000-09-25 2002-05-14 Microdrug Ag Kontinuerlig inhalator för torrt pulver
US6269829B1 (en) * 2000-09-29 2001-08-07 Industrial Technology Research Institute Integrated gas meter
JP2004512101A (ja) * 2000-10-20 2004-04-22 グラクソ　グループ　リミテッド 吸入器
EP1326668A2 (en) 2000-10-20 2003-07-16 Glaxo Group Limited Inhaler
GB0025749D0 (en) 2000-10-20 2000-12-06 Glaxo Group Ltd Inhaler
GB0026647D0 (en) 2000-10-31 2000-12-13 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
EP1330282B1 (en) 2000-10-31 2005-12-07 Glaxo Group Limited Medicament dispenser
GB0026646D0 (en) 2000-10-31 2000-12-13 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
US20020104848A1 (en) * 2001-02-05 2002-08-08 Burrows Mark D. Pharmaceutical container having signaling means and associated method of use
GB0108228D0 (en) 2001-04-02 2001-05-23 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0108215D0 (en) 2001-04-02 2001-05-23 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0108213D0 (en) 2001-04-02 2001-05-23 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0108208D0 (en) 2001-04-02 2001-05-23 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
US20080177154A1 (en) 2001-08-13 2008-07-24 Novo Nordisk A/S Portable Device and Method Of Communicating Medical Data Information
GB0125134D0 (en) 2001-10-19 2001-12-12 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0127989D0 (en) 2001-11-22 2002-01-16 Glaxo Group Ltd Medicament dispensing system
US6684880B2 (en) * 2001-12-04 2004-02-03 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Applicator for dispensing bioactive compositions and methods for using the same
GB0130284D0 (en) 2001-12-19 2002-02-06 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
US6851626B2 (en) 2002-01-07 2005-02-08 Aerogen, Inc. Methods and devices for nebulizing fluids
MXPA04006629A (es) 2002-01-07 2004-11-10 Aerogen Inc Aparatos y metodos para nebulizar fluidos para inhalacion.
EP1474198B1 (en) 2002-01-15 2015-12-30 Novartis AG System for clearing aerosols from the effective anatomic dead space
JP4761709B2 (ja) 2002-01-15 2011-08-31 エアロジェン，インコーポレイテッド エアロゾル発生器を作動するための方法およびシステム
GB0201677D0 (en) 2002-01-25 2002-03-13 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
JP2005527260A (ja) 2002-01-25 2005-09-15 グラクソ　グループ　リミテッド 薬剤ディスペンサ
GB0217199D0 (en) 2002-07-25 2002-09-04 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
JP2005515841A (ja) 2002-01-30 2005-06-02 グラクソ　グループ　リミテッド コンプライアンス支援装置
GB0209531D0 (en) 2002-04-26 2002-06-05 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0209782D0 (en) * 2002-04-29 2002-06-05 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
JP4740589B2 (ja) 2002-04-29 2011-08-03 グラクソ グループ リミテッド 警告システム
US6803545B2 (en) * 2002-06-05 2004-10-12 Philip Morris Incorporated Electrically heated smoking system and methods for supplying electrical power from a lithium ion power source
GB0216831D0 (en) 2002-07-19 2002-08-28 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
WO2004011068A1 (en) 2002-07-25 2004-02-05 Glaxo Group Limited Medicament dispenser
US20050268908A1 (en) 2002-07-25 2005-12-08 Bonney Stanley G Medicament dispenser
US7164993B2 (en) * 2002-08-08 2007-01-16 Plowshare Technologies, Inc. Method for measuring smoking topography
JP4933046B2 (ja) * 2002-09-06 2012-05-16 フィリップ モーリス ユーエスエー インコーポレイテッド 液体エアロゾル製剤、エアロゾル発生装置およびエアロゾル発生方法
CA2504359A1 (en) * 2002-11-01 2004-05-13 Fisher & Paykel Healthcare Limited System for sensing the delivery of gases to a patient
WO2004064705A2 (en) * 2003-01-17 2004-08-05 Schering Corporation Training device for medicament inhalers
WO2004078236A2 (en) 2003-03-04 2004-09-16 Norton Healthcare Limited Medicament dispensing device with a display indicative of the state of an internal medicament reservoir
GB0311461D0 (en) 2003-05-19 2003-06-25 Glaxo Group Ltd Display system
WO2004112799A1 (en) * 2003-06-13 2004-12-29 Chrysalis Technologies Incorporated Methods and apparatus for producing nanoscale particles
GB0316345D0 (en) 2003-07-11 2003-08-13 Glaxo Group Ltd A dispenser
GB0317374D0 (en) 2003-07-24 2003-08-27 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB0322284D0 (en) 2003-09-23 2003-10-22 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
GB2406283B (en) 2003-09-24 2006-04-05 Altana Pharma Ag Compliance monitor and method
AU2006225241B2 (en) 2003-09-24 2008-07-17 Tianda Pharmaceuticals (Australia) Pty Limited Medication Holder
GB0323085D0 (en) 2003-10-02 2003-11-05 Norton Healthcare Ltd Dry powder inhalation apparatus
ATE556349T1 (de) 2003-10-23 2012-05-15 Adrea Llc Schnelle vollfarben-elektrophoreseanzeige mit verbesserter ansteuerung
US20050108046A1 (en) 2003-11-18 2005-05-19 Boehringer Ingelheim Pharmaceuticals, Inc. Clinical management system and methods
GB0329884D0 (en) 2003-12-23 2004-01-28 Glaxo Group Ltd Method
DE102004009435A1 (de) 2004-02-24 2005-12-08 Boehringer Ingelheim International Gmbh Zerstäuber
WO2005079997A1 (de) 2004-02-24 2005-09-01 Boehringer Ingelheim International Gmbh Zerstäuber
AU2005216205B2 (en) 2004-02-24 2010-07-15 Microdose Therapeutx, Inc. Directional flow sensor inhaler
CA2554136C (en) 2004-02-24 2013-05-28 Microdose Technologies, Inc. Synthetic jet based medicament delivery method and apparatus
DE102004009434A1 (de) 2004-02-24 2005-12-15 Boehringer Ingelheim International Gmbh Zerstäuber
CN100569310C (zh) * 2004-08-02 2009-12-16 佳能株式会社 吸入设备
WO2006031712A2 (en) 2004-09-13 2006-03-23 Oriel Therapeutics, Inc. Tubular dry powder drug containment systems, associated inhalers and methods
JP2008519984A (ja) 2004-11-12 2008-06-12 グラクソ グループ リミテッド 音響変換器を備えるセンサシステム
US20060102175A1 (en) 2004-11-18 2006-05-18 Nelson Stephen G Inhaler
US20100050770A1 (en) 2005-01-10 2010-03-04 Smithkline Beecham Corporation Apparatus and method for measuring the acceleration imparted on metered dose delivery containers
US8231573B2 (en) * 2005-02-01 2012-07-31 Intelliject, Inc. Medicament delivery device having an electronic circuit system
JP2006212088A (ja) 2005-02-01 2006-08-17 Canon Inc 吸入装置
GB0507100D0 (en) * 2005-04-08 2005-05-11 Team Holdings Uk Ltd Improvements in or relating to inhalers
US7219664B2 (en) * 2005-04-28 2007-05-22 Kos Life Sciences, Inc. Breath actuated inhaler
NZ540250A (en) 2005-05-20 2008-04-30 Nexus6 Ltd Reminder alarm for inhaler with variable and selectable ring tone alarms
DE602006013636D1 (de) * 2005-05-24 2010-05-27 Letcat Ab Dosiszähler
US20070016443A1 (en) 2005-07-13 2007-01-18 Vitality, Inc. Medication compliance systems, methods and devices with configurable and adaptable escalation engine
CN101247897B (zh) 2005-08-24 2013-06-12 贝林格尔·英格海姆国际有限公司 雾化器
WO2007101438A1 (en) 2006-03-07 2007-09-13 Bang & Olufsen Medicom A/S Acoustic inhaler flow measurement
CA2905774C (en) 2006-03-29 2019-02-19 Kaleo, Inc. Devices, systems and methods for medicament delivery
GB0610775D0 (en) 2006-05-31 2006-07-12 Glaxo Group Ltd Dispensing device
AU2007266144B2 (en) 2006-06-27 2012-07-05 Otsuka Pharmaceutical Co., Ltd. Powder inhaler
CA2662322A1 (en) * 2006-09-06 2008-03-13 Abbott Respiratory Llc Variable dose aerosol drug canister
US8068931B2 (en) 2006-10-24 2011-11-29 Alan An Thuan Tran Systems and methods for monitoring pill taking
US20080109252A1 (en) 2006-11-08 2008-05-08 Lafountain Andrea Predicting patient compliance with medical treatment
US20080178872A1 (en) * 2006-12-01 2008-07-31 Perry Genova Dose selective breath actuated inhaler
GB0625303D0 (en) 2006-12-19 2007-01-24 Jagotec Ag Improvements in and relating to metered dose inhalers
CA2673553C (en) * 2006-12-22 2014-06-17 Laboratorios Almirall, S.A. Breath actuated metering slide for a powder inhaler
EP1992381A1 (en) 2007-05-16 2008-11-19 Boehringer Ingelheim Pharma GmbH & Co. KG Dispensing device
US8528544B2 (en) 2007-05-30 2013-09-10 Canon Kabushiki Kaisha Inhaler
GB0712803D0 (en) 2007-07-02 2007-08-08 Glaxo Group Ltd Medicament dispenser
US8439033B2 (en) 2007-10-09 2013-05-14 Microdose Therapeutx, Inc. Inhalation device
JP2009106467A (ja) * 2007-10-30 2009-05-21 Canon Inc 吸入装置
CA2705151A1 (en) 2007-11-08 2009-05-14 Glaxosmithkline Llc Medical product dispensing systems and methods
DE102007058112A1 (de) 2007-12-03 2009-06-04 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Pulverinhalator mit Wirkstofftablette
EP2244771A4 (en) 2008-01-23 2013-11-06 Astrazeneca Ab MEDICINE-CONTAINING DISPENSER WITH AN INDICATION FOR DISPLAYING INFORMATION FOR A USER
US9550031B2 (en) 2008-02-01 2017-01-24 Reciprocal Labs Corporation Device and method to monitor, track, map, and analyze usage of metered-dose inhalers in real-time
US20090221308A1 (en) 2008-03-03 2009-09-03 Novartis Ag System and Method for Enhancing Drug-Taking Compliance
JP5653345B2 (ja) 2008-05-12 2015-01-14 カレオ，インコーポレイテッド 電子回路システムを有する薬剤デリバリデバイス
MX2010014240A (es) 2008-06-20 2011-03-25 Mankind Corp Un metodo y aparato interactivo para perfilar en tiempo real esfuerzos de inhalacion.
US8517009B2 (en) * 2008-07-13 2013-08-27 Map Pharmaceuticals, Inc. Methods and apparatus for delivering aerosolized medication
GB2462304B (en) 2008-07-31 2010-12-01 Laerdal Medical As Device and method for detecting heart beats in a patient using the airway pressure
EP2318080B1 (en) 2008-08-25 2016-08-10 Koninklijke Philips N.V. Respiratory drug delivery apparatus which provides audio instructions
WO2010037058A2 (en) 2008-09-26 2010-04-01 Incube Labs, Llc Controlled inhaler for distributing inhalant according to inhalation velocity
US9211233B2 (en) 2008-10-31 2015-12-15 Medminder Systems, Inc. Interactive medication dispensing system
US8744620B2 (en) 2008-10-31 2014-06-03 Medminder Systems, Inc. Interactive medication dispensing system with locking compartments
EP2376156B1 (en) 2008-12-11 2014-01-08 Koninklijke Philips N.V. System and method for monitoring a metered dose inhaler
WO2010075240A1 (en) 2008-12-22 2010-07-01 Novartis Ag Medical device
NZ574666A (en) 2009-02-05 2009-04-30 Nexus6 Ltd A medicament inhaler holder that uses optical means to count and display the number of doses used
US20120132199A1 (en) 2009-02-18 2012-05-31 Boehringer Ingelheim International Gmbh Atomizer
US9149589B2 (en) * 2009-02-23 2015-10-06 Trudell Medical International Method and device for performing orientation dependent oscillating positive expiratory pressure therapy
NZ575836A (en) 2009-03-27 2009-08-28 Nexus6 Ltd Improvements in or Relating to Medicament Delivery Systems
GB2469068B (en) * 2009-03-31 2011-03-09 Naseem Bari Usage indicator
NZ575943A (en) 2009-04-01 2009-07-31 Nexus6 Ltd Improvements in or Relating to Medicament Delivery Devices
US8851068B2 (en) 2009-04-21 2014-10-07 Aj Marketing Llc Personal inhalation devices
US20110000481A1 (en) 2009-07-01 2011-01-06 Anand Gumaste Nebulizer for infants and respiratory compromised patients
RU2542778C2 (ru) 2009-07-22 2015-02-27 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Небулайзер
US8539945B2 (en) * 2009-08-18 2013-09-24 Teva Pharmaceutical Industries Ltd. Dose counter and recording method
US8547239B2 (en) 2009-08-18 2013-10-01 Cequr Sa Methods for detecting failure states in a medicine delivery device
GB0919465D0 (en) 2009-11-06 2009-12-23 Norton Healthcare Ltd Airflow adaptor for a breath-actuated dry powder inhaler
EP2521584B1 (en) 2010-01-05 2018-10-17 MicroDose Therapeutx, Inc. Inhalation device
WO2011083377A1 (en) * 2010-01-07 2011-07-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Respiratory drug delivery apparatus including a feedback and compliance device
US8950394B2 (en) * 2010-01-12 2015-02-10 Dance Biopharm Inc. Preservative-free single dose inhaler systems
US9400873B2 (en) 2011-12-21 2016-07-26 Deka Products Limited Partnership System, method, and apparatus for dispensing oral medications
EP2566549B1 (en) 2010-04-13 2017-03-22 Sima Patent ve Lisanslama Hizmetleri Ltd.Sti. Dry powder inhaler mouthpiece button
US20110253139A1 (en) 2010-04-15 2011-10-20 Spectrum Health Innovations, LLC Inhaler module and related system
PL2563172T5 (pl) * 2010-04-30 2022-08-29 Fontem Holdings 4 B.V. Urządzenie elektroniczne do palenia
US8757147B2 (en) * 2010-05-15 2014-06-24 Minusa Holdings Llc Personal vaporizing inhaler with internal light source
EA032332B1 (ru) 2010-05-18 2019-05-31 Ивакс Фармасьютикалз Аэрлэнд Счетчик доз для ингалятора и ингалятор, содержащий счетчик доз
WO2011154276A1 (de) 2010-06-07 2011-12-15 Boehringer Ingelheim International Gmbh Sicherheitssystem mit einem transponder und einem lesegerät eines rfid-systems
DK3108966T3 (da) 2010-06-18 2020-01-02 Boehringer Ingelheim Int Inhalator
EP3508085B1 (en) 2010-08-24 2022-04-06 JT International S.A. Inhalation device including substance usage controls
US8725291B2 (en) 2010-09-13 2014-05-13 Ipcomm Method and apparatus for remote monitoring of daily dispensing of medication
BR112013007371A2 (pt) * 2010-09-30 2016-07-12 Novartis Ag inalador.
WO2012068214A1 (en) 2010-11-17 2012-05-24 Novartis Ag Medicament dispensing device
JP2014510557A (ja) 2011-01-25 2014-05-01 ノバルティス アーゲー 動作の撮像および取込みを医療で使用するためのシステムおよび方法
US8939943B2 (en) * 2011-01-26 2015-01-27 Kaleo, Inc. Medicament delivery device for administration of opioid antagonists including formulations for naloxone
JP6249778B2 (ja) 2011-03-15 2017-12-20 ノバルティス アーゲー 吸入器
CA2773575C (en) 2011-04-04 2019-03-12 Mark Andrew Hanson Medication management and reporting technology
US10080853B2 (en) 2011-05-23 2018-09-25 Boehringer Ingelheim International Gmbh Nebulizer
PL223051B1 (pl) * 2011-06-22 2016-10-31 Secura Nova Spółka Z Ograniczoną Odpowiedzialnością Sposób i urządzenie do sterowania i monitorowania urządzenia do generowania aerozolu przy podawaniu dawki substancji metodą inhalacji
US20130053719A1 (en) 2011-08-22 2013-02-28 William Oren Wekell Asthma monitoring device
NZ595367A (en) 2011-09-23 2012-02-24 Nexus6 Ltd A dose counting mechanism adapted to enclose a medicament delivery device
PL2797652T3 (pl) 2011-12-27 2019-05-31 Vectura Gmbh Urządzenie inhalacyjne z systemem sprzężenia zwrotnego
EP2724741B1 (en) 2012-10-26 2017-06-14 Vectura GmbH Inhalation device for use in aerosol therapy
WO2013098714A1 (en) 2011-12-30 2013-07-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Airway impedance measurement integrated with respiratory treatment devices
EP2617449A1 (en) * 2012-01-20 2013-07-24 Almirall S.A. Inhalation device for powdered drugs
US9427022B2 (en) 2012-03-12 2016-08-30 UpToke, LLC Electronic vaporizing device and methods for use
US20130284192A1 (en) * 2012-04-25 2013-10-31 Eyal Peleg Electronic cigarette with communication enhancements
US11253661B2 (en) * 2012-06-25 2022-02-22 Gecko Health Innovations, Inc. Devices, systems, and methods for adherence monitoring and patient interaction
US9427534B2 (en) 2012-07-05 2016-08-30 Clement Clarke International Ltd. Drug delivery inhaler devices
US9308336B2 (en) 2012-09-19 2016-04-12 Kyle D. Newton Refill diverter for electronic cigarette
GB2506385A (en) 2012-09-27 2014-04-02 Realtime Technologies Ltd Inhaler with wireless transmitter
EP2903672B1 (de) 2012-10-04 2018-01-10 Boehringer Ingelheim International GmbH System, verfahren und verwendungzum trainieren eines inhalationsvorgangs
JP6336991B2 (ja) 2012-10-12 2018-06-06 イノヴァ ラボ，インコーポレイテッド 酸素濃縮器二重化システムおよび方法
WO2014059409A1 (en) 2012-10-12 2014-04-17 Inova Labs, Inc. Oxygen concentrator systems and methods
GB2507104A (en) * 2012-10-19 2014-04-23 Nicoventures Holdings Ltd Electronic inhalation device
US10046123B2 (en) * 2012-10-31 2018-08-14 Inhaletech Llc Systems and methods for administering pulmonary medications
US9179260B2 (en) 2012-12-03 2015-11-03 Mylan Inc. Medicament information system and method
US9008917B2 (en) 2012-12-27 2015-04-14 GM Global Technology Operations LLC Method and system for detecting proximity of an end device to a vehicle based on signal strength information received over a bluetooth low energy (BLE) advertising channel
EP2939224B1 (en) 2012-12-27 2019-11-06 Kaleo, Inc. Devices, systems and methods for locating and interacting with medicament delivery systems
JP2016513982A (ja) 2013-02-13 2016-05-19 ダーケット, ローンDARKET, Lone 疾患の状態をモニターするためのシステム
EP3650067B1 (en) 2013-03-11 2025-01-01 John R. Collins Inhalator device and method
US9884157B2 (en) 2013-03-15 2018-02-06 Microdose Therapeutx, Inc. Inhalation device, control method and computer program
BR112015023888B1 (pt) * 2013-03-21 2021-12-28 Koninklijke Philips N.V. Sistema configurado para monitorar o uso de um dispositivo de aplicação de medicamento respiratório e método para monitorar o uso de um dispositivo de aplicação de medicamento respiratório com um sistema de monitoramento
US10220166B2 (en) 2013-05-21 2019-03-05 Reciprocal Labs Corporation Usage monitoring attachment for medicament dispenser
WO2014204511A2 (en) * 2013-06-18 2014-12-24 Isonea Limited Compliance monitoring for asthma inhalers
CN105377346B (zh) 2013-07-09 2020-10-30 皇家飞利浦有限公司 在呼吸药物递送设备中通过指示流量变化的超声测量结果来监测呼吸参数
US20160166766A1 (en) 2013-07-12 2016-06-16 Oscillari Llc Acoustic based drug delivery monitor
EP3030879A4 (en) 2013-08-09 2018-01-03 CNRY Inc. System and methods for monitoring an environment
CA2826516C (en) 2013-08-30 2020-09-22 Protecsom Amerique Du Nord Inc. Flow measuring apparatus and inhalation apparatus comprising the same
WO2015030610A2 (en) 2013-08-30 2015-03-05 Nexus6 Limited A compliance monitor for a medicament inhaler
US9987445B2 (en) 2013-09-10 2018-06-05 Breathe Technologies, Inc. Continuous positive airway pressure therapy target pressure comfort signature
US9474695B1 (en) 2013-10-23 2016-10-25 Nexpil, Inc. Medication compliance alert device
US20150137994A1 (en) 2013-10-27 2015-05-21 Aliphcom Data-capable band management in an autonomous advisory application and network communication data environment
HK1222098A1 (zh) * 2013-11-15 2017-06-23 Jj 206, Llc 用於汽化装置以及产品使用控制和文档化的系统和方法
US9188579B2 (en) 2013-11-21 2015-11-17 Qualcomm Incorporated Sniffing smartphone
JP6097677B2 (ja) 2013-12-05 2017-03-15 日本光電工業株式会社 表示装置、および表示方法
EP3113817B1 (en) 2014-03-03 2020-10-28 Adherium (NZ) Limited A compliance monitor for a dry powder medicament delivery device
US10743793B2 (en) 2014-03-10 2020-08-18 Respimetrix Gmbh Systems and methods for delivering an agent to a user's lungs and for simultaneously monitoring lung health
US9770390B2 (en) 2014-04-04 2017-09-26 Towerview Health, Inc. Apparatus and associated methods for tracking and increasing medication adherence for patients
ES2749050T3 (es) 2014-04-07 2020-03-18 Boehringer Ingelheim Int Dispositivo y sistema de entrenamiento de inhalación para poner en práctica un proceso de inhalación de un paciente
WO2015154864A2 (en) 2014-04-07 2015-10-15 Boehringer Ingelheim International Gmbh Method, electronic device, inhalation training system and information storage medium for practicing and/or controlling an inhalation process of a patient
US10173020B2 (en) 2014-05-16 2019-01-08 Adherium (Nz) Limited Devices and methods for identification of medicament delivery devices
US10553098B2 (en) 2014-05-20 2020-02-04 Ooma, Inc. Appliance device integration with alarm systems
US10765144B2 (en) * 2014-08-21 2020-09-08 Rai Strategic Holdings, Inc. Aerosol delivery device including a moveable cartridge and related assembly method
TW201620569A (zh) * 2014-08-28 2016-06-16 微劑量醫療公司 用於吸入器之順從性監控模組
TW201617102A (zh) 2014-08-28 2016-05-16 微劑量醫療公司 用於呼吸驅動吸入器之順從性監控模組
JP6799529B2 (ja) * 2014-08-28 2020-12-16 マイクロドース セラピューテクス，インコーポレイテッド 小型圧力センサ起動を備えるタイダルドライパウダー吸入器
JP2017527415A (ja) 2014-09-15 2017-09-21 アドヘリウム （エヌゼット） リミテッド 乾燥粉末薬剤送達装置用のアドヒアランスモニター
EP3195160B1 (en) 2014-09-16 2020-06-03 Medituner AB Computer controlled dosage system
CN121445323A (zh) 2014-09-17 2026-02-03 卡纳里医疗公司 用于使用和监测医疗设备的设备、系统和方法
US11033694B2 (en) 2014-09-22 2021-06-15 Koninklijke Philips N.V. Inhaler with orientation sensor
US20160106935A1 (en) 2014-10-17 2016-04-21 Qualcomm Incorporated Breathprint sensor systems, smart inhalers and methods for personal identification
US11051554B2 (en) 2014-11-12 2021-07-06 Rai Strategic Holdings, Inc. MEMS-based sensor for an aerosol delivery device
US10953168B2 (en) 2014-11-20 2021-03-23 Cognita Labs, LLC Method and apparatus to measure, aid and correct the use of inhalers
WO2016090265A1 (en) 2014-12-04 2016-06-09 Becton, Dickinson And Company Force sensing resistor for liquid low-volume detection and occlusion sensing and methods and apparatuses for flow sensing along fluid path in fluid delivery device
AU2016205562A1 (en) 2015-01-09 2017-06-15 Adherium (Nz) Limited Monitor for a medicament inhaler
CN107111687A (zh) 2015-01-20 2017-08-29 诺华股份有限公司 使用连接的物理设备以及其间的数据传输进行应用解锁
US10726954B2 (en) 2015-04-22 2020-07-28 Reciprocal Labs Corporation Predictive modeling of respiratory disease risk and events
CN104916584A (zh) 2015-04-30 2015-09-16 京东方科技集团股份有限公司 一种制作方法、阵列基板及显示装置
US10736356B2 (en) * 2015-06-25 2020-08-11 Altria Client Services Llc Electronic vaping device having pressure sensor
PT3111978T (pt) 2015-07-03 2021-12-06 Novartis Ag Inalador adaptado para ler informação armazenada num meio de armazenamento de dados de um recipiente
WO2017051389A1 (en) 2015-09-25 2017-03-30 Adherium (Nz) Limited Adherence monitor for a medicament inhaler
US10957447B2 (en) 2015-10-15 2021-03-23 Reciprocal Labs Corporation Pre-emptive chronic obstructive pulmonary disease risk notifications based on medicament device monitoring
US10255412B2 (en) 2015-11-13 2019-04-09 Reciprocal Labs Corporation Real time adaptive controller medication dosing
LT3199193T (lt) 2016-01-28 2020-10-12 Novartis Ag Būdas, skirtas matuoti inhaliatoriaus srauto ypatybes, inhaliatorius ir sistema
PL3416711T3 (pl) 2016-02-17 2022-07-18 Adherium (Nz) Limited Urządzenie monitorujące przestrzeganie zaleceń dla inhalatora leków z nasadką na uwięzi
EP3228345A1 (en) 2016-04-04 2017-10-11 Nexvap SA Inhaler and liquid composition
EP3439721B1 (en) 2016-04-05 2021-12-08 Kindeva Drug Delivery L.P. Medicinal inhaler with a refill assembly comprising a lockout mechanism
US11344684B2 (en) 2016-04-05 2022-05-31 Kindeva Drug Delivery L.P. Medicinal inhaler refill assemblies comprising a lockout override mechanism
US11244748B2 (en) 2016-04-14 2022-02-08 Mylan Inc. Systems, devices and methods for assessing inhalation therapy
WO2017189712A1 (en) 2016-04-28 2017-11-02 Becton, Dickinson And Company Smart medication delivery devices for providing users with delivery infomatics and methods of using same
EP4591994A3 (en) 2016-05-03 2025-10-01 Pneuma Respiratory, Inc. A droplet delivery device for generating and delivering droplets to the pulmonary system
AU2017260444B2 (en) 2016-05-03 2019-05-09 Pneuma Respiratory, Inc. Droplet delivery device for delivery of fluids to the pulmonary system and methods of use
WO2017216634A2 (en) 2016-06-17 2017-12-21 Thin Film Electronics Asa Wireless mechanism for detecting an open or closed container, and methods of making and using the same
WO2018033819A1 (en) 2016-08-16 2018-02-22 Resolve Digital Health Inc. Digital health ecosystem
US20180085540A1 (en) 2016-09-28 2018-03-29 Qualcomm Incorporated Inhaler with one or more visual sensors
CN110167619B (zh) * 2016-11-18 2021-11-26 诺顿（沃特福特）有限公司 具有电子元件的药物递送装置
US20180161530A1 (en) 2016-12-14 2018-06-14 Qualcomm Incorporated Flow sensing medicine delivery device
EP3565467A4 (en) 2017-01-03 2020-06-17 3M Innovative Properties Company BREATH MONITORING SYSTEM AND METHOD
GB2558896B (en) 2017-01-17 2019-10-09 Cambridge Entpr Ltd A single membane flow-pressure sensing device
GB2558895B (en) 2017-01-17 2019-10-09 Cambridge Entpr Ltd A thermal fluid flow sensor

Also Published As

Publication number Publication date
AU2020200884B2 (en) 2021-02-18
CN106714880B (zh) 2021-12-03
JP7054724B2 (ja) 2022-04-14
IL287062B (en) 2022-08-01
EA037087B1 (ru) 2021-02-04
CN106999681A (zh) 2017-08-01
ES3039438T3 (en) 2025-10-21
MX2017002551A (es) 2017-09-26
JP2021000468A (ja) 2021-01-07
JP2017525511A (ja) 2017-09-07
MX388545B (es) 2025-03-20
IL250747A0 (en) 2017-04-30
AU2020200005A1 (en) 2020-01-30
WO2016033419A8 (en) 2017-03-23
JP2017525512A (ja) 2017-09-07
EP3824931A1 (en) 2021-05-26
AU2015308424A1 (en) 2017-04-13
EP3097937A1 (en) 2016-11-30
CN114306839B (zh) 2025-06-24
EP3501584B2 (en) 2023-08-30
US10918816B2 (en) 2021-02-16
KR102631093B1 (ko) 2024-01-29
MX2017002552A (es) 2017-08-16
US20170274163A1 (en) 2017-09-28
CN112891688A (zh) 2021-06-04
JP6931108B2 (ja) 2021-09-01
US9782551B2 (en) 2017-10-10
EP3185938A1 (en) 2017-07-05
IL250747B (en) 2020-08-31
US9782550B2 (en) 2017-10-10
EP3501584B1 (en) 2020-09-30
ZA201701458B (en) 2021-05-26
EP3185938B1 (en) 2020-06-03
AU2020200884A1 (en) 2020-02-27
CA3247779A1 (en) 2025-11-29
AU2020200005B2 (en) 2022-02-24
US20170340844A1 (en) 2017-11-30
ES2813409T3 (es) 2021-03-23
JP2020114436A (ja) 2020-07-30
MX388676B (es) 2025-03-20
EA201790481A1 (ru) 2019-04-30
KR20170048484A (ko) 2017-05-08
EA201790479A1 (ru) 2019-01-31
IL250748B (en) 2021-10-31
WO2016030521A1 (en) 2016-03-03
EP3701988A1 (en) 2020-09-02
AU2015308748A1 (en) 2017-03-23
EP3057637A1 (en) 2016-08-24
IL276280B (en) 2021-10-31
KR102548643B1 (ko) 2023-06-27
ES2825973T5 (es) 2024-04-09
KR20170048483A (ko) 2017-05-08
AU2015308748B2 (en) 2019-11-07
US20190030267A1 (en) 2019-01-31
US10463816B2 (en) 2019-11-05
AU2015308424B2 (en) 2019-10-03
TW201617102A (zh) 2016-05-16
JP7015168B2 (ja) 2022-02-02
TW201611855A (en) 2016-04-01
JP2021183164A (ja) 2021-12-02
US20160325057A1 (en) 2016-11-10
IL286577B1 (en) 2024-01-01
CA2958849A1 (en) 2016-03-03
EP3057637B1 (en) 2021-02-17
JP6715237B2 (ja) 2020-07-01
ES2839279T3 (es) 2021-07-05
IL286577B2 (en) 2024-05-01
IL287062A (en) 2021-12-01
CA2958894A1 (en) 2016-03-03
AR102055A1 (es) 2017-02-01
CA2958849C (en) 2024-01-02
EA037607B1 (ru) 2021-04-21
EP3097937B1 (en) 2020-12-09
CN106999681B (zh) 2021-02-02
AR102057A1 (es) 2017-02-01
ZA201701045B (en) 2019-09-25
IL286577A (en) 2021-10-31
WO2016033419A1 (en) 2016-03-03
CN106714880A (zh) 2017-05-24
BR112017003868A2 (pt) 2018-06-26
CA2958894C (en) 2025-12-09
US11660408B2 (en) 2023-05-30
JP7311563B2 (ja) 2023-07-19
BR112017003865A2 (pt) 2018-06-26
EP3824931B1 (en) 2025-07-09
IL276280A (en) 2020-09-30
IL250748A0 (en) 2017-04-30
US10569034B2 (en) 2020-02-25
EP3501584A1 (en) 2019-06-26
ZA201906646B (en) 2021-04-28
HK1222815A1 (zh) 2017-07-14
ES2860049T3 (es) 2021-10-04
US20200009335A1 (en) 2020-01-09
US20160339190A1 (en) 2016-11-24
AU2015308424C1 (en) 2019-10-10
US12364824B2 (en) 2025-07-22
US20210138167A1 (en) 2021-05-13
CN114306839A (zh) 2022-04-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2825973T3 (es) Módulo de monitorización del cumplimiento para un inhalador accionado por respiración
ES2843262T3 (es) Módulo de monitorización del cumplimiento de un inhalador
ES2824227T3 (es) Inhalador de polvo seco de marea con activación de sensor de presión en miniatura
HK40003336B (en) Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler
HK40003336A (en) Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler
HK1228810B (en) Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler
HK1222815B (en) Compliance monitoring module for a breath-actuated inhaler