TWI589314B - 吸入裝置、控制方法及電腦程式 - Google Patents

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Description

吸入裝置、控制方法及電腦程式
本申請案主張於2013年3月15日提出申請之US61/792607及於2013年11月29日提出申請之US61/910179之優先權之權益。
本發明係關於吸入裝置，特定而言(但非排他地)用於一乾燥粉末藥劑之吸入之吸入裝置。
一種已知類型之乾燥粉末藥劑吸入裝置包括具有各自含有一粉狀藥劑劑量之一組泡罩之一泡罩包裝。該泡罩包裝在「劑量前進」步驟中前進。
當前可用之吸入裝置缺乏能力來確保一釋放劑量由患者視需要吸入：更特定而言，當前可用裝置未能將劑量前進及遞送機構適當地耦合至相關觸發信號。
因此，需要一種經改良之藥物遞送裝置，藉此此裝置回應於一觸發遞送適當劑量之一治療藥物。尤其需要回應於諸如吸入(舉例而言，如所偵測透過連接至一吸入器之一面罩之吸入)之觸發之裝置。期望地，此等裝置最小化或減小治療藥物之錯誤釋放。
本發明係由申請專利範圍定義。
根據本發明，提供一種用於透過一流動通道將粉狀藥劑自一容器遞送至一患者之吸入裝置，該吸入裝置包括：一電驅動振動元件；一控制器，其用於啟動/撤銷啟動該振動元件；及 一感測器配置系統，其包括實體上經配置成面向吸入空氣以產生一吸入流信號之一第一感測器及實體上經配置成面向呼出空氣以產生一呼出流信號之一第二感測器，其中該控制器經調適以處理該吸入流信號及呼出流信號以產生用於控制該振動元件之操作時序之一觸發信號。
藉由在吸入空氣與呼出空氣之間進行區分，有可能構建更準確地表示使用者之呼吸型樣之一函數。此函數可接著用以提供用於控制該振動元件之觸發點。該振動元件包括(舉例而言)一壓電振動器。
所使用之感測器系統允許該吸入器偵測在一呼吸開始時出現之極低流速率，且當患者以一潮汐方式自然地呼吸時控制藥物遞送。該吸入偵測系統可經調適以與自新生兒至成人範圍內之患者一起使用。
該裝置之容器可包括一泡罩包裝，且該裝置可進一步包括一泡罩前進機構。此泡罩前進機構亦可接著基於觸發信號經控制。
該第一感測器及該第二感測器可各自包括自加熱熱阻器感測器。此等感測器偵測取決於通過該感測器之空氣流之一冷卻位準。
該第一感測器及該第二感測器較佳地係以恆定電流來加偏壓以便維持高於周圍之一溫度(特定而言，最高周圍溫度規定為在該裝置之操作溫度範圍內)。以此方式，可通常偵測一冷卻程度。該等熱阻器可(舉例而言)係以一恆定電流來加偏壓以便維持高於約50℃之一溫度。
該裝置較佳地具有組合來自該等第一及第二熱阻器之信號且放大彼等信號以產生指示空氣流之方向之一信號之一電路或處理器。
此方向信號可(舉例而言)自該吸入流感測器信號與該呼出流感測器信號之間的差導出。此差可經放大以提供該方向信號。空氣流方向之演變提供關於使用者之呼吸流速率之時序資訊，該時序資訊可用以構建一呼吸流速率函數。
該裝置可進一步包括用於處理來自該第一熱阻器之一信號以產生與空氣流成比例之一流信號之一電路或處理器。此流信號可自該吸入空氣流信號與關於該吸入空氣流信號之時間之導數之一組合導出。該導數信號可在該兩個信號經組合之前給出一較強加權。
該裝置可進一步包括用於自吸入熱阻器解耦一信號以產生指示一操作溫度之一信號之一電路或處理器。
該控制器可進一步包括用於處理該等流信號及方向信號以產生各別基線信號且提供經基線校正流信號及方向信號之一電路或處理器。
此使得能夠實施一基線追蹤及補償函數。該基線追蹤可以一第一時間常數操作以使得該基線定義為密切地跟隨被追蹤之一函數，同時等待一吸入。可在偵測到一吸入時使用一較慢第二時間常數，以使得該基線更緩慢地追蹤該等流及方向信號同時一吸入呼吸發生。該密切基線追蹤可接著在該吸入及呼出之後重新開始。
該控制器較佳地經調適以處理經基線校正流信號及方向信號以產生一流函數，且自該流函數產生該觸發信號。以此方式，自已自基線追蹤導出之一流函數獲得該觸發信號，以使得流函數之一改變能可靠地且迅速地偵測一吸入呼吸。
本發明亦提供一種控制用於透過一流動通道將粉狀藥劑自一容器遞送至一患者之一吸入裝置之方法，該方法包括：使用面向吸入空氣之一第一感測器來產生一吸入流信號；使用面向呼出空氣之一第二感測器來產生一呼出流信號，處理該吸入流信號及呼出流信號以產生用於控制一電驅動振動元件之操作時序之一觸發信號以用於將該藥劑釋放至該流動通道中。
此方法利用吸入及呼出空氣流之量測以便提供該裝置空氣通道中之該空氣流之一重新建構。此接著用以控制劑量遞送時序。
產生一吸入流信號及產生一呼出流信號可各自包括量測一熱阻器感測器之一冷卻程度，且該方法包括以一恆定電流加偏壓於該等熱阻器以便維持高於周圍之一溫度。
該等第一及第二熱阻器信號可經組合以產生指示空氣流之方向之一方向信號，且來自該第一感測器之信號可經處理以產生與空氣流成比例之一流信號。該流信號亦可用以導出指示一操作溫度之一信號。
該方法可進一步包括處理該方向信號及該流信號以產生各別基線信號，且調適該方向信號及該流信號以提供經基線校正方向信號及流信號。此基線校正使得能夠偵測該等信號之僅顯著所要改變，(舉例而言)從而減小錯誤觸發。
該方法可進一步包括：獲得係關於該經基線校正方向信號之時間之導數之一導數信號；且形成表示穿過該流動通道之該空氣流之一多項式函數，該多項式函數具有包括該經基線校正方向信號之一倍數之一項及包括該經基線校正流信號之一倍數之一項及包括該導數信號之一倍數之一項。
此多項式函數係用於表示該空氣通道中之流之一個三項多項式。
接著自該多項式函數導出該觸發信號。該觸發信號用於在已於該吸入器之喚醒以後偵測到一第一有效吸入時起始一劑量前進功能，或在該觸發跟隨一劑量前進且貫穿一給藥工作階段時啟動該振動元件以遞送一藥劑粉末叢發。
本發明亦提供電腦程式，該電腦程式包括經調適以在該程式運行於一電腦上時執行本發明之方法之步驟之電腦程式碼。
本發明提供一種吸入裝置，其使用一電驅動振動元件來將一藥物劑量(通常一粉狀藥物劑量)釋放至一流動通道中及使用一控制器來啟動/撤銷啟動該振動元件。一感測器配置能夠在穿過該流動通道之吸入流與呼出流之間進行區分，且幫助形成使用者之呼吸型樣之一模型。本發明可包含包括啟用在偵測一有效呼吸後觸發一藥物之釋放之適當機構之一呼吸驗證演算法之軟體。本發明以此方式可拒絕不想要之觸發且鑑別諸如裝置之不相關移動之錯誤輸入。
該吸入裝置可(舉例而言)使用一泡罩包裝，其中一泡罩定位於一釋放位置處且接著被打開，且內含物被釋放。內含物之此釋放(舉例而言)部分地藉由在泡罩上由使用者之吸入引發之空氣流引起，但此外一壓電振動配置用以幫助將泡罩內含物清空至通向裝置之藥物遞送孔口之空氣流動通道中。壓電致動對應於在其期間藥物將被吸入之一「給藥叢發」。
劑量前進機構及壓電振動配置之操作時序在確保釋放劑量由患者視需要吸入及控制將遞送至患者之劑量上係重要的。
特定而言，該裝置應每當患者透過連接至吸入器之一面罩吸入時遞送粉狀藥物之叢發，且應避免藥物之錯誤釋放。
本發明因此係關於由吸入裝置執行之劑量遞送功能之時序之控制。特定而言，本發明係關於使用者之每一吸入呼吸之時序之可靠偵測。
圖1展示本發明之裝置中所使用之感測器配置之一實例。
展示存在於吸入裝置之一空氣吸入埠與藥劑遞送至患者之一開口之間的一流動通道10。該患者可(舉例而言)佩戴一面罩。沿著通道10之該空氣流係被動的(亦即由患者之吸入及呼出引起)。在沿著通道10之一點處，一粉末藥物引入至通道中以供由患者吸入。出於此目的，藥物遞送膠囊之一泡罩包裝以簡化示意形式展示為12，且一壓電 振動器14用以幫助將一打開之泡罩清空至流動通道中。振動器之操作時間稱為一「給藥叢發」。該泡罩包裝藉由示意性地展示為cog 16之一驅動機構而前進。驅動機構之操作稱為一「給藥前進」。
對適合於與本發明一起使用之壓電振動器、驅動機構及藥物膠囊之說明對熟習此項技術者已知。藥物通常自泡罩膠囊釋放至一給藥室中，該藥物自該給藥室被夾帶至通道10中之空氣流中。
提供一感測器配置，該感測器配置包括呈面向吸入空氣流20之一熱阻器之形式之一吸入流感測器18及呈面向呼出空氣流24之一熱阻器形式之一呼出流感測器22。
一控制器26經提供以用於啟動及撤銷啟動振動元件14且亦控制驅動機構16。控制器使用流感測器信號來在穿過流動通道10之吸入流與呼出流之間進行區分。如所展示，控制器接收感測器信號，且將控制信號提供至驅動機構16及振動器元件14。
儘管展示為一單獨單元，但該控制器可整合至感測器18、22安裝於其上之一印刷電路板27上，該印刷電路板藉由一墊片28密封至空氣通道壁中。
藥物遞送至空氣流動通道中之位置可在感測配置之位置之前或之後。
圖2以剖面形式展示安裝於之一吸入器裝置內之感測器配置。吸入流展示為通向一面罩30之箭頭20。展示感測器頭18、22、壓電振動器14及墊片28以及給藥室29。
感測器提供一吸入偵測系統。一般而言，此系統經設計以滿足以下一般要求及設計指導原則：
-當穿過吸入器之流動通道之吸入空氣流超過一最小流速率時啟用劑量前進及給藥叢發之觸發。此最小流速率係通常0.2LPM至5LPM(公升每分鐘)(較佳地大於0.5LPM)，但此目標可根據待治療之 患者群體而改變。在某些應用中，亦可期望對流速率設置一上限，觸發必須在該上限內發生。
-能夠以小兒及成人呼吸所遇到之流速率及潮汐氣量操作。
-獨立於流動通道之流阻之操作。
-在於一醫院或家庭中發現之典型周圍條件中操作。
-吸入偵測子系統組件之成本必須足夠低以允許完全封裝商用產品之單位成本。
-感測器應不需要相對於面部特徵之精確放置。
-用以偵測空氣流之感測器必須不阻礙空氣流或藥物遞送。
-當呼出空氣流存在於吸入器之流動通道中時必須不觸發吸入器功能。
-必須不在於給藥之前之吸入器之常規處置期間觸發。
-需要空氣流方向之鑑別，但不需要呼出流速率之量測。
為提供空氣流感測，將兩個小熱阻器18、22(0402表面安裝技術封裝)放置於吸入器流動通道10內側。如上文所提及，感測器實體上經配置以使得一者面向吸入空氣且另一者面向呼出空氣。感測器系統經選擇且經設計以由於熱阻器感測器之極低熱質量及流動通道之一相對小剖面面積而對低流速率固有地敏感以將空氣流聚集在感測器之區域中，如圖2中可見。兩個熱阻器皆以恆定電流來加偏壓以使得其維持比周圍高之一溫度(通常50℃至55℃以保證至少高於40℃之典型最高規定操作溫度10℃之操作)。
空氣流暫時冷卻熱阻器，其中主冷卻效應發生在於面向瞬時空氣流方向之不管哪個熱阻器上，且電阻之所得改變偵測為跨越熱阻器之電壓之改變。由於恆定電流偏壓，因此熱阻器端子電壓因空氣流而增加，且電壓增加與空氣流速率成比例。
熱阻器因此有效地組態為熱線風速計。
感測器之吸入側上之熱阻器放置於尖端附近以增大冷卻效應，而呼出側上之熱阻器經偏移以自由吸入感測器產生之熱部分地解耦熱阻器。此展示於圖1中。
由包含於吸入器之主電路板中之運算放大器電路產生信號：
(i)兩個熱阻器信號皆經組合及經放大以產生指示空氣流之方向之一信號(指示為「DIR」信號)。
DIR=10×(吸入電壓-呼出電壓)
(ii)吸入熱阻器信號經放大以產生一吸入電壓信號(在下文圖中稱作「INHALE_A」)。此信號之一時間導數與原始信號一起形成及組合以導出與空氣流速率成比例之一流信號(「FLOW」)：FLOW=(50×吸入電壓之導數)+吸入電壓
(iii)吸入熱阻器信號係經DC耦合以產生指示操作溫度之一信號(指示為「TEMP」)。
原廠校準建立對應於23℃±2℃之一已知周圍溫度之一基線TEMP信號位準。
圖3展示用於產生吸入信號INHALE_A且提供熱阻器偏壓之電路。一類比電路用以產生一呼出信號。
一電流自高電壓軌(3.6VA)經驅動穿過吸入熱阻器18。熱阻器具有兩個端子，INHALE_A及INHALE_B。INHALE_A端子用作由其他電路處理之輸出端子。
熱阻器18之100Ω之一低電阻經選擇以使得其可藉由電流之一小注入自加熱。熱阻器係其中電阻在溫度增大時下降之NTC(負溫度係數)。當一電流施加至熱阻器時，其由於其小大小及NTC性質而快速變熱且與其周圍環境快速建立熱平衡。自加熱NTC熱阻器將通常處於比周圍高之一溫度。
在設計之一項實例中，熱阻器經加熱至大於周圍溫度達大致5度 至20度(較佳地10度至18度且最佳地大致15度)之一溫度。在特定實施例中，熱阻器具有約50℃之一恆定溫度以使得其將通常由於通常小於大致40℃之吸入空氣或呼出空氣而冷卻。
一輸入分壓器設定電路之DC操作點。
電路由呈一恆定電流源拓撲形式(即在輸出處具有一電晶體34)之一運算放大器32構成。
一前饋電阻器40稍微取決於輸出INHALE_A處之電壓而改變偏壓點。若輸出電壓高於在運算放大器32之非反轉輸入處之初始值，則輸出電壓將非反轉輸入電壓上拉。
當存在一所偵測空氣流時，熱阻器電阻迅速地改變且導致所有節點電壓之改變。
存在一正回饋效應及一負回饋效應，該等效應共同具有以下效應：在輸出INHALE_A處，電壓開始自放大器之輸出傳播至非反轉輸入，接著再次返回至輸出，直至電路穩定。
當熱阻器18由空氣流冷卻時，其電阻增大。此由於恆定電流源拓撲繼而增大在INHALE_A處之電壓。此電壓由電阻器40耦合至非反轉輸入。此繼而升高INHALE_A處之輸出電壓。此係正回饋迴路之一形式。
由於在輸出INHALE_A處之較高輸出電壓，熱阻器接收一較大偏壓電壓且此導致一較大電流流動。此繼而導致較大電力耗散且最終增大熱阻器溫度。由於此加熱，熱阻器電阻減小，且因此INHALE_A電壓下降。此完成一負回饋迴路。
兩個回饋機構一起起作用以穩定溫度且控制電路之回應特性。
由於由空氣流所致之熱阻器之瞬時冷卻，此硬體控制演算法過度補償溫度之減小以加速溫度恢復。
呼出熱阻器22放置於與圖3中所展示之電路相同之一電路中以產 生作為其輸出之一呼出信號EXHALE_A。呼出熱阻器具有兩個端子，EXHALE_A及EXHALE_B。
圖4展示呈自吸入信號減去呼出信號之一運算放大差動放大器之形式之一流方向放大器電路，以使得流之方向可經饋送返回至控制器。
電路包括將吸入信號接收至非反轉輸入且將呼出信號接收至反轉輸入之一運算放大器42。10之一增益由10kΩ之輸入電阻器44及100kΩ之回饋電阻器46提供。此實施流方向函數DIR=10×(吸入電壓-呼出電壓)。
一低通濾波器展示在電路之輸出處。
電路之輸入亦具有用以將輸出在一所要位準(諸如1.5V)處居中之一偏壓配置47。
圖4之差動放大器拓撲傳回吸入流與呼出流之間的差。在強烈流之事件中，吸入感測器及呼出感測器兩者皆由於感測器附近之湍流流動經歷一冷卻效應。然而，面向空氣流之感測器將經歷大多數冷卻效應且產生最大量電壓輸出。因此，吸入感測器輸出與呼出感測器輸出之一差表示流之方向。
圖5展示用於自經放大吸入信號INHALE_A以及一溫度信號TEMP產生FLOW信號之一流放大器電路。此等FLOW及TEMP信號一起可視為一「吸入通道」。
此流放大器電路傳回流感測器TEMP之溫度作為具有1之一增益之一DC量值及傳回流振幅作為具有50之一增益之一上升邊緣振幅(AC)信號。
一RC電路50提供INHALE_A信號之微分。此微分藉由由電容器以在此實例中恆定為1s之一時間提供之AC耦合來實施。
一DC橋51導出INHALE_A信號之DC分量。DC橋包括一電晶體對 53及輸入電阻器54。當跨越電阻器之電壓差係大的時，電晶體對53箝製跨越電阻器54之電壓。電阻器因此充當一電壓控制電阻。當跨越電阻器54之電壓VR54係大的時，電阻由於電晶體箝製減小至零Ohms。當電壓係小的時，電阻變為1MOhm。
電路包括具有負回饋放大之一運算放大器52，且該運算放大器放大具有50之一增益之差動(AC耦合)INHALE_A信號且組合此與來自吸入感測器之DC路徑信號。
此電路提供雙行為：當INHALE_A與輸出之間的DC差係大的時，電路取消任何差。同時，其允許AC振幅放大50倍。
DC橋電路51形成在等於INHALE_A之DC分量之一升高DC電壓處之一虛擬接地。在不具有將導致時滯所誘發之不準確性之大時間常數之情況下如此做。在開啟電源時，電路51以小於0.1秒穩定以使得在裝置熱身時間之0.5秒內確保硬體準確性。在此之後，電路變為一虛擬接地。
放大器52將51之輸出與50乘以電路50之輸出求總和且在電路輸出處呈現其輸出。
電路之AC輸出係上文概述之FLOW值：FLOW=(50×吸入電壓之導數)+吸入電壓
電路之DC輸出係溫度值TEMP。在周圍溫度改變時，以一恆定電流來加偏壓之加熱熱阻器之端子電壓INHALE_A改變。熱阻器電壓因此與熱阻器附近之周圍空氣溫度有關。DC電壓藉助於TEMP信號饋送回至控制器以使得增益漂移可由於熱阻器之溫度經校正。
以此方式，實施FLOW函數：因此，FLOW信號組合吸入感測器信號DC與其放大時間導數。
圖4及圖5之電路之輸出提供至一類比轉數位轉換器以用於數位域中之進一步處理。其可一起多工以供供應至一數位信號處理器 (DSP)。
圖6展示吸入及呼出感測器端子由ESD齊納二極體60保護。
圖7展示在室溫下具有一5LPM空氣流步階輸入之感測器信號。曲線圖70展示來自一呼吸速度計之實際空氣流信號。曲線圖72展示FLOW信號且曲線圖74展示DIR(方向)信號。
圖像之底部部分係圖像之頂部部分之一經放大部分版本。
圖8展示具有相同5LPM空氣流步階輸入但在3℃下之相同信號組。應注意由來自加熱熱阻器上之冷周圍空氣之一較強冷卻效應所致之較大FLOW及DIR信號振幅。
圖9展示具有相同5LPM空氣流步階輸入但在40℃下之相同信號組。注意由來自緊靠暖熱阻器之暖環境之一減小之冷卻效應產生之較小FLOW及DIR信號振幅。
圖10展示在不同操作溫度(15、24及30度)下擷取之相同吸入器單元之典型DIR及吸入通道信號。三個吸入通道信號(亦即AC信號FLOW+TEMP)標記為INH_15、INH_24及INH_30，且三個DIR信號標記為DIR_15、DIR_24及DIR_30。注意DC偏移及信號振幅兩者關於溫度之移位。信號「氣流」展示實際空氣流。
如上文所提及，總體偵測系統之輸出係一軟體觸發，該軟體觸發給吸入器系統軟體發信號以執行兩個不同動作中之一者：(i)當觸發係在吸入器之喚醒以後偵測到之第一有效吸入時起始一泡罩條帶劑量前進；或(ii)當觸發跟隨劑量前進且貫穿給藥工作階段時激發用於遞送一粉末叢發之壓電傳感器。
吸入偵測系統誤差可分組成下文所列舉之兩個主類別。在開發期間之設計驗證測試用以證明此等類型之誤差之發生係藉由使用一範圍之模擬呼吸測試情形最小化。
(i)觸發在錯誤時間處發生；亦即，當呈現有除在規定流感測器範圍內之吸入之外之條件時，諸如呼出、過量吸入運動或觸發流感測器電壓過高或過低。
(ii)當有效呼吸存在時觸發不發生。
在錯誤時間處觸發之潛在風險包含：
(i)藉助呼出將粉狀藥物噴出流動通道入口之可能性。
(ii)由未得到正確吸入之停留在流動通道或面罩中之粉末產生之無效給藥。
(iii)在意欲完成給藥工作階段之前曝露劑量(在一非故意劑量前進之事件中)，從而導致透過吹掃之一浪費劑量。
在有效呼吸之情況下不觸發之潛在風險包含：
(i)根本不能給藥。
(ii)需要更多吸入(更多時間)來完成完全給藥。
(iii)在一給藥超時發生之前不能夠完成給藥，從而導致透過吹掃之一浪費劑量。
(iv)藥物粉末在其中其將不由患者正確吸入之一時間點處噴出。
吸入偵測演算法利用一個三個項多項式來實質上「重新建構」由雙熱阻器感測器感測之實際流速率。演算法之輸入係上文所闡述之流方向(DIR)及流振幅/操作溫度(FLOW及TEMP)信號。
該演算法經設計以不必「如實地重新產生」輸入流信號，而是：在低流位準下具有較高敏感度以使得可在呼吸週期中早偵測吸入呼吸；將回應時間最小化至一正向吸入轉變；具有可變增益以使得低流比高流經放大更多。在較高流速率之 情況下不需要流速率估計之準確性，此乃因主要對初始吸入時序感興趣。將回應時間最小化至一正向吸入轉變；提供周圍溫度補償；及藉由非強調流之呼出部分之重新產生而簡化演算法(此藉由最小化多項式中項之數目減小演算法複雜度)。
增益補償機構用以改良操作之可靠性。在用一高DC電壓加偏壓下之一熱阻器具有一較低增益。因此，此操作應補償有一較高增益。相反，在用一低DC電壓輸出加偏壓下之一熱阻器具有一較高增益。因此，此操作應補償有一較低增益。因此，期望取決於操作點之增益補償。
可(舉例而言)定義一固有增益值：IntrinsicGain=0.2731×(FLOWDC23C-3273)+515.2
在此關係中，FLOWDC23C係在於原廠處在一23℃校準條件下 FLOW信號DC振幅之一校準值。
總而言之，以下方程式係表示通道中之流之輸出多項式方程式：Flow(t)=(A×DIR)+(B×dDIR/dt)+(C×FLOW)
當溫度增益及固有增益應用於此函數時，導出多項式項之以下表達，此表示在所有條件下之流輸出：A=Gain1×TempGain×IntrinsicGain
B=Gain2×TempGain×IntrinsicGain
C=×Gain3×TempGain×IntrinsicGain
值TempGain係一溫度增益補償因數，且值IntrinsicGain係上文所定義之固有原廠設定增益補償因數。
溫度增益補償因數TempGain定義為：TempGain=Gain×(FLOWDCAV-FLOWDC23C)
其中Gain係感測器之增益轉移函數，FLOWDCAV係現有FLOW信號DC振幅之平均。注意，此平均藉由數位信號處理獲得。
以實例之方式，恆定增益值可係：Gain1=4
Gain2=16
Gain3=4
如上文所定義：DIR=圖4之流方向放大器之輸出之AC部分；dDIR/dt=DIR信號關於時間之第一導數；FLOW=圖5之流放大器之輸出之AC部分。
如上文所提及，周圍溫度可自在圖5之電路之輸出處之吸入通道信號之DC部分導出。DC電壓分量與周圍溫度間接相關。在給出吸入感測器實際上加熱至約50℃之事實之情況下，其溫度將不是周圍溫度。然而，在一給定周圍溫度下，吸入通道熱阻器將加熱至一對應唯一值。基於特性化資料，可自熱阻器溫度推斷周圍溫度。
為提供溫度補償，已在5℃至40℃之一延長之溫度範圍上評估裝置。
已在延長之溫度範圍上使用標準流速率量測感測器電壓輸出。根據資料，稱作「將應用之相對增益」之一補償轉移函數已經開發。補償轉移函數近似為以23℃為中心之一兩分段逐段線性函數，圖11中所展示(未按比例繪製)。此係將應用於未經補償感測器輸出之相對增益值。
在23℃以上，感測器對空氣流較不敏感(較低增益)，因此應用一較高補償增益。在23℃以下，感測器對空氣流更敏感(較高增益)，因 此應用一較低補償增益。溫度補償之目標係貫穿整個操作溫度範圍維持一相對恆定增益。以此方式，用於一給定呼吸之信號處理演算法之輸出在一給定操作溫度範圍上保持恆定。
圖11展示值「將應用之相對增益」係溫度相依的。如上文表達中所使用之感測器之值「增益」之轉移函數係與圖11相反，以使得「Gain」×「將應用之相對增益」=1。
以此方式，在流函數Flow(t)中考量操作溫度。亦追蹤溫度補償函數之基線追蹤函數闡述於下文。
在感測器資料經處理且溫度補償基於當前操作溫度經應用之後，產生一流率相依信號Flow(t)。此時，一簡單觸發臨限檢查可應用於此信號以設定近似觸發流速率。針對成人情形，此觸發意欲發生在0.5LPM與10LPM之範圍內。當產生一觸發時，裝置實際上不在即時流速率下產生一觸發；亦即，其在到達觸發流速率之前基於信號行為實際上產生一觸發。觸發自身係基於時間延遲之一組合以及感測器輸入之兩個通道之比例及導數組合。
以實例之方式，所使用之熱阻器可具有在25℃下±5%之一規定電阻容限及針對B值之±3%之一容限，B值係表示取決於熱阻器材料性質之電阻與溫度比之一常數。
上文闡述固有增益行為。若一給定熱阻器對溫度更加敏感，則其將更由於一給定量之熱減小其電阻。因此，INHALE_A電壓將係較低的。因此，一較低絕對INHALE_A電壓意指感測器較熱且具有一較高增益。補償接著需要具有一較低增益因數。
此外存在與關於正常校準溫度之相對溫度相關之增益補償之一元件。
針對在標稱溫度下一給定經校準裝置，一較高DC電壓讀取對應於一較高熱阻器電阻，且因此表示比標稱熱阻器溫度低之一溫度。在 空氣流之事件中，此熱阻器將產生一較大信號。為等化增益，一較低比例值應應用於總體信號。相反，一較低DC電壓讀取對應於一較低熱阻器電阻，且因此表示高於標稱熱阻器之一溫度。在此情形中，在空氣流之事件中，此熱阻器將產生一較小信號。為等化增益，一較高比例值應應用於總體信號。此校正接著在溫度補償之後應用於溫度信號以改良系統準確性。
出於此目的，可在於韌體載入之後第一時間開始吸入器時執行一原廠校準。在原廠校準之前，吸入器溫度係(舉例而言)針對至少15分鐘在23℃±2℃下平衡。在第一喚醒時，啟用熱阻器偏壓，且裝置經歷一分鐘之一熱身週期。在此週期期間，來自圖5之吸入通道電路之輸出FLOW之DC電壓經累加及求平均。
在此校準週期之後，平均值儲存至非揮發性快閃記憶體中且吸入器返回至睡眠狀態。此值在裝置之壽命上用作溫度補償之參考點。注意此校準亦減小由裝置至裝置變化引起(特定而言，由熱阻器電阻之變化所致)之誤差，不同熱阻器將針對一給定周圍操作溫度經加熱至不同溫度。自吸入通道讀取之DC電壓可用以藉由將一線性增益應用於用於觸發之總體信號來減小此誤差。
因此，存在兩種溫度補償機構。一者係一即時增益補償，其係基於即時INHALE_A dc電壓。此增益補償影響參數A、B及C，此乃因：A=Gain1×TempGain×IntrinsicGain
B=Gain2×TempGain×IntrinsicGain
C=Gain3×TempGain×IntrinsicGain
且TempGain係即時增益。
IntrinsicGain值係如上文所闡釋在原廠處設定之第二增益補償機構。IntrinsicGain係亦影響參數A、B及C之一恆定值。
一類比轉數位轉換器(ADC)用以提供兩個資料串流，一資料串流來自圖5之吸入通道電路(組合FLOW與TEMP)，且一資料串流來自圖4之流方向放大器(DIR信號)。
一狀態機用以處理此資料，其中一迴路時間設定在6ms處；同時ADC之等效取樣速率係6ms。每當狀態機執行時，其針對每一通道獲得一項新資料實例。
存在一初始準備模式初始化。
每當吸入器喚醒時，其便在於其期間一組吸入特定變數將經初始化且一DC基線校準將經起始之一狀態中開始。DC基線校準持續0.5s，在其期間吸入觸發係不可用的。在此週期期間，使用者應將裝置保持穩定以防止無意流在流動通道中之產生。
系統利用基線信號。基線計算在正確系統增益補償中起重要作用。基線用作流函數Flow(t)與其進行比較之參考以偵測一吸入呼吸。
使用跟隨FLOW及DIR信號之僅緩慢地改變之波形之一基線計算。在一基線校準週期期間，量測對應於周圍溫度之FLOW信號之DC平均(藉由數位信號處理)。此即時溫度將針對當前給藥工作階段之持續時間用作信號基線之開始值。
當存在FLOW信號之迅速移動時，系統凍結基線獲取且等待信號穩定。當其確實穩定時，系統擷取且繼續追蹤緩慢移動基線。
空氣流成比例信號係自即時值與基線之間的差導出。
基線追蹤涉及在裝置之喚醒時之一校準程序。0.5秒基線校準涉及以48ms時間常數在縮放之情況下進行之FLOW及DIR信號之一低通濾波。經縮放值儲存為基線吸入通道(FLOW+TEMP)及基線DIR值。
在喚醒時，吸入(FLOW+TEMP)及方向(DIR)通道經歷迅速改變之一週期。基線校準追蹤電流值且將其轉換為低通濾波值。
在正常操作期間，亦存在基線追蹤。自基線校準至正常操作之 轉變(亦即一狀態機轉變)：在0.5秒基線校準之結束處發生。電流低通濾波值經縮放且用作基線值。
對兩種信號執行基線或偏移計算。
吸入通道(FLOW+TEMP)之基線計算函數使用一快速平均來追蹤具有緩慢動態之一信號，且使用緩慢平均來忽略具有快速動態之信號。因此，存在取決於所偵測信號改變時間常數之追蹤函數。在如此做時，計算一基線TEMP信號。TEMP信號係實質上吸入通道信號(FLOW+TEMP)之DC部分，但其並非一簡單直線。在流感測器之溫度改變時，其跟隨吸入通道信號之緩慢移動外形。
在獲得吸入通道信號之基線之後，自用於待計算之AC信號FLOW信號之吸入通道信號減去TEMP信號。
FLOW信號如上文所闡釋接著用於Flow(t)多項式項計算。
方向通道(DIR)之基線計算亦使用一快速平均來追蹤具有緩慢動態之一信號及使用緩慢平均來忽略具有快速動態之信號。此外，存在改變時間常數之追蹤函數。在如此做時，計算係實質上係DIR之DC分量之一基線DIR信號。此外，基線並非一簡單直線，在流感測器之溫度改變時其跟隨DIR之緩慢移動外形。由於DIR係來自兩個感測器之一差動信號之事實，其基線由於漂移消除之效應不在裝置之操作期間大幅度變化。
在獲得DIR之基線之後，自DIR減去基線以便計算AC信號。
所得AC信號用於Flow(t)多項式項計算(如上文所提及，一個項係A×DIR，其中DIR係AC部分)。
溫度補償因數係自TEMP計算，在值A、B及C之計算時使用TEMP。固有增益係在原廠校準時自相同變數TEMP計算，且亦用於值A、B及C之計算中。
因此可見，基線追蹤涉及在使用彼等信號來導出流函數Flow(t) 之前修改FLOW及DIR以移除經追蹤基線。
在流之事件中，基線受到干擾。當無流存在時，追蹤函數通常針對快速回應以48ms之一小時間常數使用濾波器。只要以與一平均值顯著偏差形式偵測到空氣流，追蹤函數便起作用且針對一緩慢回應將時間常數移位至6.1sec。最終，空氣流減退且返回至先前位準附近。當彼情況發生時，追蹤函數返回至48ms時間常數以繼續基線快速追蹤。
此操作展示於圖12中。曲線圖120可視為FLOW或DIR信號且曲線圖122係一對應基線函數。初始時間係開啟電源條件，後續接著兩個呼吸。
可看見基線函數與吸入函數之間的追蹤直至函數具有一突波。此致使一較長時間常數應用於基線函數(因此如所展示一相對恆定梯度)直至函數在基線值處再次穩定。
流函數Flow(t)用於吸入偵測。當Flow(t)超過一固定臨限位準時，偵測到吸入。然而，呼吸需要經濾篩以用於驗證及強烈呼出。當吸入呼吸係一經驗證呼吸且其並非強烈呼出呼吸時，發佈一觸發。
在DSP中計算累加平均。此等累加平均用於進一步處理FLOW及DIR信號，此乃因平均值在一時間窗上經處理。累加平均亦用於基線追蹤。
舉例而言，一第一累加平均可定義為：NewAv={OldAv(2p-1)+NewSample}/2P
此在一長度2P上求平均，其中每一新樣本替換一個先前值。平均值具有1之一標度，亦即其具有等效於一個樣本之一量值。
一第二累加平均可定義為：NewAv=OldAv-OldAv/2p+S
此平均具有2P之一標度，亦即其具有等效於2P樣本之一量值。此 外，一個樣本值用新樣本替換。
此等累積計算涉及乘以或除以2之冪，此可由逐位移位運算替代。可因此極快速地計算此等累加平均函數。上文之第二函數具有較少運算且因此甚至更快。然而，其需要以2p為標度之一平均。
此等平均函數對應於1階數位低通濾波器。時間常數由P之值判定。
藉由設定不同時間常數(亦即P之值)，可基於一吸入之偵測以不同時間常數應用基線追蹤。
以下函數經執行以處理每6ms更新之感測器信號：
(i)更新吸入(FLOW+TEMP)及方向(DIR)信號兩者之長期平均。
(ii)更新周圍溫度相依之DC偏移值(TEMP)。即時更新此值以使得即時估計周圍溫度。在吸入過程期間，周圍+感測器組合信號意欲漂移。此變數追蹤漂移以使得其可經校正。
(iii)儲存一吸入信號基線估計值。
即時流計算涉及定義一多項式函數Flow(t)，如上文所闡釋。
用以實施控制之軟體係基於一軟體狀態機。操作狀態定義為如下： 吸入狀態校準： 此狀態判定裝置喚醒是否是在初始化之後的第一喚醒。若如此，則執行原廠溫度基線校準。校準結果儲存於快閃記憶體中，接著吸入器進入睡眠狀態。
吸入狀態校準： 原廠溫度基線校準完成。
吸入狀態初始化基線： 在於以下喚醒以後立即開始每一給藥工作階段時，建立與操作溫度相關之基線。當吸入器裝置在第一時間之後任何時間喚醒時，狀態機將預設為在此狀態中開始。其將初始化吸入相關變數，包含長期 平均。
吸入狀態消隱： 此係用以減小來自先前呼吸之信號破壞後續呼吸之偵測嘗試之機會之一延遲週期。此週期在呼吸偵測開始時開始。600ms之一值當前用於消隱週期。在此週期期間，裝置在下一呼吸偵測之前等待類比通道穩定。在此之後，狀態機將返回至 吸入狀態偵測(下文) 。
吸入狀態偵測： 在此狀態中，吸入信號處理發生，且所得信號與一基線臨限比較以產生一觸發。
由於吸入偵測系統之高敏感度，尤其附接有一成人面罩之吸入器之迅速移動可致使空氣流動穿過流動通道且可導致不想要之觸發。因此存在呼吸驗證以拒絕運動引發之觸發。儘管存在用於消除由裝置運動所致之錯誤觸發之各種方法(舉例而言，使用一低成本加速度計來提供裝置運動資訊、當吸入器在適當位置時由使用者致動之一「立桿叉」開關、吸入器之接近於使用者之面部之感測、當未按壓在使用者之面部上時關閉吸入器之流動通道之一彈簧負載閥，僅舉幾例)，但當前實施例使用一軟體濾波方案。
軟體濾波器在假定具有相對規則間隔之最少三個連續呼吸指示一潮汐呼吸條件之情況下操作。僅在滿足此條件之後藥物遞送之觸發才開始，且呼吸間隔必須維持相對恆定以便使給藥繼續。因此，濾波器將拒絕由裝置處置所致之偽吸入信號，裝置處置更可能在於吸入器定位於使用者之面部上之同時給藥開始之前發生。一旦潮汐呼吸已經建立，軟體濾波器之操作便實質上對使用者透通。
總之，軟體濾波器如下操作，且下文參考圖17給出一更完整說明：在於吸入器開始之後跟隨第一有效吸入偵測以後，量測流逝時 間直至偵測到下一有效吸入。此第一時間間隔儲存為T0。
亦量測第二有效吸入與第三有效吸入之間的時間，儲存為T1。
在偵測到第三有效吸入之後立即比較時間間隔T0與T1。若時間間隔之比率落入至1：2至2：1之範圍中，則假定吸入係「規則」的，且一觸發由微控制器發佈以遞送第一給藥叢發。
T1之當前值儲存至T0中。
當偵測到下一有效吸入時，計算T1之一新值，且再次比較兩個時間間隔。只要兩個間隔之間的比率維持在1：2至2：1之範圍內，當偵測到吸入時便發佈新觸發。
若兩個連續時間間隔不滿足所要比率範圍，或若最當前時間間隔超過一預定上限，則給藥暫停，軟體濾波器經重新設定，且給藥不能重新開始直至再次偵測到具有在所期望範圍內之間隔之三個連續呼吸。
僅觀看在任何給定時間點處之兩個最當前吸入，此呼吸驗證程序繼續，直至給藥完成或一給藥超時發生。由於使用僅兩個最當前吸入時間間隔，因此演算法能夠適應貫穿給藥工作階段呼吸頻率之較慢改變。
基於三個或三個以上連續呼吸之處理亦幫助拒絕運動引發之觸發。假定具有相對規則間隔之最少三個連續呼吸指示一潮汐呼吸條件。僅在滿足此條件之後藥物遞送之觸發才開始，且呼吸間隔必須維持相對恆定以便使給藥繼續。因此，濾波器將拒絕由裝置處置所致之偽吸入信號，該裝置處置更可能在於吸入器定位於使用者之面部上之同時給藥開始之前發生。一旦潮汐呼吸已經建立，軟體濾波器之操作便實質上對使用者透通。
圖13展示跨越三個吸入器之正弦流量變曲線及操作溫度之一範圍之在觸發點(每一點平均跨越16個吸入)處之流速率。
縮語表指示溫度、每分鐘(BPM)呼吸之次數及流速率(LPM)。此圖展示，針對可能操作條件之範圍，觸發給藥之流速率維持在所要邊界內(其中一較低觸發點在較低流速率下)。
圖14展示跨越三個吸入器之正弦流量變曲線及操作溫度之一範圍之自流速率已達到0.5LPM之時間點(每一點平均跨越16個吸入)量測之觸發延遲。此外，觸發延遲維持在可接受邊界中。
圖13及圖14展示當在特性化研究期間呈現有介於每分鐘自8至21次呼吸之範圍內及300mL至1100mL之潮汐氣量之各種正弦流型樣時，觸發點在0.8LPM至15.5LPM(平均=5.8LPM)之一範圍內變化，其中如在吸氣流速率到達0.5LPM之後所量測一延遲介於24.5ms至297ms(平均=159ms)之範圍內。
圖15使用具有1：1之一吸入與呼出比率及500mL之一潮汐氣量之一15LPM峰值正弦波形之歐洲成人標準呼吸量變曲線展示在15℃、23℃及39℃下測試之跨越10個不同吸入器之吸入偵測系統之效能。在一3LPM至10LPM範圍內在操作溫度範圍內觸發所有裝置。在3LPM及10LPM處之實線表示目標偵測限制。
觸發點之準確性取決於空氣流斜坡速率。基於信號處理回應時間，空氣流之急劇增大往往導致以一較高流速率觸發。
由於對低流速率之極高敏感度，吸入器之運動可導致穿過流動通道之空氣流一在安裝一面罩時放大之一效應一此可藉由偵測演算法闡釋為有效吸入。吸入偵測演算法包含用於拒絕假定來自吸入器運動之偽流信號之一方法。
可存在成人應用與小兒應用之間的差異。
小兒面罩通常由一淺聚矽氧杯構成，該杯具有通向裝置之吸入及呼出通道兩者之一單個埠。較大成人面罩可具有一單獨呼出排氣埠以使得僅吸入通過流動通道，而穿過裝置之呼出流顯著衰減。僅在極 強烈呼出流之情況下大量呼出空氣流將在流動通道中出現。
演算法可忍許兩種類型之面罩。
然而，若期望，則針對不同面罩類型使用不同偵測演算法。成人與小兒偵測演算法之間的可能差異闡述於下文： 成人情形： 振幅偵測將一估計基線應用於電流信號振幅以表示流信號。
呼出觸發拒絕：由於在呼出期間在流動通道中不存在顯著流之事實，較不需要對呼出之觸發拒絕。在成人正使用具有排氣埠之一大面罩情形下尤其如此。在此情形中，流動通道中之呼出將係正常的，因此方向信號含有極少呼出資訊。因此，可自即時方向信號減去估計基線值。
小兒情形： 振幅偵測首先不得不偵測流信號之吸入及呼出階段，接著僅振幅之吸入階段用於吸入表示。
呼出觸發拒絕：針對小兒情形，一觸發拒絕演算法較佳地用以拒絕呼出。此在小兒患者能夠在咳嗽或打噴嚏之同時產生強烈呼出空氣流時尤其具挑戰性。有時，彼等強烈呼出比最強吸入強烈。一更複雜演算法已經設計以克服此挑戰。舉例而言，為將裝置觸發，系統可需要兩個吸入通道(FLOW及DIR)為正向的。若一違規在一顯著FLOW條件期間發生，則系統可停用觸發。當此一違規發生時，一延長之觸發斷電週期可阻擋觸發直至強烈呼出減退。
舉例而言，在自吸入至呼出之DIR信號之一改變之前，亦即在DIR信號已到達一最大之後不久，導數將接近於零。此時，可建立(舉例而言)300ms之一攔截窗。吸入不可能在自吸入至呼出切換之300ms內開始，以使得此週期中之任何觸發係一錯誤觸發。
該系統可利用具有緊貼面部之一密封之一麻醉類型面罩。此確 保患者之整個吸氣必須穿過彼空氣流動通道，藉此最大化被偵測之可能性。
其他類型之面罩提供透過一鼻套管遞送之補充氧氣。此在嬰兒及兒童之RSV(+)細枝氣管炎上常見。該套管可推動面罩之部分稍微偏離面部，以使得患者吸入之部分可圍繞面罩之邊緣發生藉此繞過空氣流動通道。流動穿過套管之補充氧氣亦促進患者之吸入氣體之一部分以使得存在供由系統偵測之較少吸入流。該系統已經測試以用於兩種類型之面罩，且發現在具有及不具有一鼻套管之情況下該系統在針對面罩提供正確且可靠觸發上係等效的。
存在上文已經論述之各種校準要求。
如上文所闡釋，一參考溫度係在一受控制溫度環境下在初始原廠校準下量測且儲存於處於電源啟動自測試(POST)狀態中之快閃記憶體中。在施加電力之後，可如下執行溫度校準：確保裝置處於23℃±2℃之一周圍溫度；啟用3.6V電力供應；在於吸入監測期間將使用之取樣速率下取樣流(FLOW)信號；在一分鐘內將信號求平均；及將平均信號儲存在快閃記憶體中作為參考基線值。
本發明利用一控制器來實施信號之處理及用於振動器元件及驅動機構之控制信號之產生。該控制器可藉助軟體及/或硬體以數種方式實施以執行所需要之各種函數。一處理器係採用可使用軟體(例如，微碼)程式化以執行所需要函數之一或多個微處理器之一控制器之一項實例。然而，一控制器可在採用一處理器或不採用一處理器之情形下實施，且亦可作為用以執行某些函數之專用硬體與用以執行其他函數之一處理器(例如，一或多個經程式化微處理器及相關聯電路)之一組合而實施。
可在本發明之各種實施例中採用之控制器組件之實例包含(但不限於)習用微處理器、特殊應用積體電路(ASIC)及場可程式化閘陣列(FPGA)。
在各種實施方案中，一處理器或控制器可與諸如揮發性及非揮發性電腦記憶體(諸如RAM、PROM、EPROM及EEPROM)之一或多個儲存媒體相關聯。儲存媒體可編碼有當執行於一或多個處理器及/或控制器上時以所需要函數執行之一或多個程式。各種儲存媒體可固定於一處理器或控制器內或可係可運輸的，以使得儲存於其上之一或多個程式可載入至一處理器或控制器中。
在上文之實例中，所量測流感測器信號由放大器電路處理以導出方向(DIR)、流(FLOW)、溫度(TEMP)及導數信號。此等電路可視為總體控制器之部分，處理器26接著僅形成該控制器之一部分。然而，流感測器信號可替代地由A/D轉換器取樣，且接著所有處理可在軟體中實施。因此，導出流函數所需之不同函數可在硬體與軟體之間不同地劃分。舉例而言，類比電路可用以加偏壓於熱阻器且提供信號增益，但維持處理可藉由一DSP實施。
圖16展示通常用於建構流函數且接著提取觸發時序點(在基線校準完成之後)之方法。在步驟160中，藉由感測器量測吸入及呼出流。自流感測器信號之間的差獲得方向信號「DIR」(步驟161)，且自吸入感測器單獨地獲得流信號「FLOW」(步驟162)。
在步驟163中基線追蹤用以移除基線分量，以使得獲得DIR及FLOW信號之基線補償(AC部分)以供在形成流函數Flow(t)時使用。
將周圍溫度指示「TEMP」獲得為FLOW信號之DC分量(步驟164)。
在步驟165中獲得基線補償方向信號之導數。
可接著在步驟166中建構多項式流函數。
流函數用以提取表示吸入時間點之觸發點(步驟167)且此等觸發點用以(特定而言)藉由控制振動元件及劑量前進機構來控制藥物遞送(步驟168)。
如上文所闡釋，觸發點之使用經控制以避免錯誤遞送。圖17展示如上文所闡釋所採用之程序。
在開始時，重新設定兩個時序值T0及T1。
在步驟170中，藉由比較流函數值與基線函數偵測一呼吸吸入。
在步驟171中，時間T1，此乃因最後呼吸經量測。若如步驟172中所判定此時間長於一臨限(由於其係所量測之第一呼吸)，則在步驟173中重新設定時序值且等待下一呼吸。
當偵測到下一呼吸時，時間T1，此乃因最後呼吸在臨限範圍內。
因此，程序前進至步驟174。注意T0此時仍具有一重新設定值。
在步驟174中比較兩個前述時間間隔以瞭解其是否在2：1至1：2之可接受範圍內且最後延遲不過於長。
若其滿足準則，則在步驟175中存在一劑量遞送。
針對第二呼吸，未滿足準則，此乃因T0仍經重新設定。
在步驟176中使時間間隔一個接一個地位移，以使得當前T1代替T0。
若給藥未完成(步驟177)，則回至步驟170中偵測下一吸入。若給藥完成，則循環結束(步驟178)。
僅在量測第三呼吸時，將首先滿足步驟174中之條件，此乃因此時間T0及T1兩者皆具有表示呼吸之間的正常時間週期之值。
若如步驟174中所判定呼吸型樣不規則，則T1之電流值過大或者過小且無劑量被遞送。無論如何T1接著經設定為T0，且等待下一呼吸，以使得T1可經擷取且與T0比較。
圖18展示系統中所使用之包含如上文曲線圖中所展示之FLOW及 DIR信號以及另外TRIGGER信號之不同信號之間的關係。圖18展示比圖7至圖10之曲線圖之更大量呼吸上之操作。
曲線圖180展示圍繞胸腔之一呼吸電感體積描記(RIP)帶之輸出且曲線圖182展示圍繞腹腔之一RIP帶之輸出。此等提供獨立呼吸量測以使得能夠展示系統之正確操作。此等曲線圖中之每一者中之上升信號指示胸部/腹腔之膨脹(亦即吸入)之開始。
曲線圖184展示TRIGGER信號，曲線圖186展示DIR信號且曲線圖188展示FLOW信號。FLOW信號188之急劇上升邊緣指示吸入流，且峰值振幅與初始呼吸流速率成比例。DIR信號186之一上升邊緣指示吸入流且失敗信號指示呼出流。
TRIGGER事件發生在DIR及FLOW信號兩者之上升邊緣期間，如由圖18中之箭頭表示。
圖18展示與在吸入開始時RIP帶移動之開始重合之觸發事件。
第一觸發事件起始泡罩前進，從而在給藥開始之前將藥物曝露於給藥室。藉助剩餘16個觸發中之每一者，藥劑之一部分藉由電驅動振動元件釋放至流動通道中。17個觸發脈衝(每吸入一個脈衝)之全序列對應於一個劑量膠囊之遞送。觸發脈衝接著停止直至起始下一劑量。注意，第一觸發脈衝寬度僅由於所使用之模擬(其正模擬其執行一劑量前進所花費之時間)表現為較長。
為給出一縮放思想，垂直虛線分隔達10秒之一時間週期。
自對圖式、揭示內容及隨附申請專利範圍之研究，熟習此項技術者在實踐所主張之本發明時可理解及實現所揭示實施例之其他變化。在申請專利範圍中，措辭「包括」並不排除其他元件或步驟，且不定冠詞「一」或「一個」並不排除複數個。在互不相同之附屬請求項中陳述特定措施之事實本身並非指示不能有利地使用此等措施之一組合。申請專利範圍中之任何參考符號皆不應解釋為限制範疇。
10‧‧‧流動通道/通道/吸入器流動通道
12‧‧‧泡罩包裝
14‧‧‧壓電振動器/振動元件/振動器元件
16‧‧‧驅動機構
18‧‧‧吸入流感測器/感測器/感測器頭/小熱阻器/吸入熱阻器
20‧‧‧吸入空氣流
22‧‧‧呼出流感測器/感測器/感測器頭/小熱阻器/呼出熱阻器
24‧‧‧呼出空氣流
26‧‧‧控制器/處理器
27‧‧‧印刷電路板
28‧‧‧墊片
29‧‧‧給藥室
30‧‧‧面罩
32‧‧‧運算放大器
34‧‧‧電晶體
40‧‧‧前饋電阻器/電阻器
42‧‧‧運算放大器
44‧‧‧輸入電阻器
46‧‧‧回饋電阻器
47‧‧‧偏壓配置
50‧‧‧RC電路
51‧‧‧DC橋電路/DC橋
52‧‧‧運算放大器/放大器
53‧‧‧電晶體對
54‧‧‧輸入電阻器/電阻器
60‧‧‧ESD齊納二極體
70‧‧‧曲線圖
72‧‧‧曲線圖
74‧‧‧曲線圖
180‧‧‧曲線圖
182‧‧‧曲線圖
184‧‧‧曲線圖
186‧‧‧曲線圖/方向信號
188‧‧‧曲線圖/流信號
DIR‧‧‧方向信號
DIR_15‧‧‧吸入通道信號
DIR_24‧‧‧吸入通道信號
DIR_30‧‧‧吸入通道信號
EXHALE_A‧‧‧呼出信號/端子
EXHALE_B‧‧‧端子
FLOW‧‧‧流信號
INHALE_A‧‧‧吸入信號/端子/輸出/經放大吸入信號/端子電壓
INHALE_B‧‧‧端子
INH_15‧‧‧方向信號
INH_24‧‧‧方向信號
INH_30‧‧‧方向信號
TEMP‧‧‧溫度信號
VR54‧‧‧電壓
現將參考隨附圖式詳細闡述本發明之一實例，其中：圖1展示本發明之裝置中所使用之感測器配置之一實例；圖2展示感測器如何配合至具有一面罩之一吸入裝置之流動通道配置中；圖3展示用於產生一吸入信號之電路。一類比電路用以產生一呼出信號；圖4展示用於自吸入及呼出信號產生一流方向信號之一電路；圖5展示用於自吸入信號產生一溫度量測之一電路；圖6展示用ESD二極體保護吸入及呼出熱阻器；圖7係展示在室溫下流及方向信號之一時序圖；圖8係展示在3度下流及方向信號之一時序圖；圖9係展示在40度下流及方向信號之一時序圖；圖10係展示在各種溫度下一個吸入器之流及方向信號之一時序圖；圖11展示可使用之一溫度補償轉移函數；圖12用以闡釋可如何使用一基線估計信號；圖13針對操作溫度、流速率及呼吸速率之一範圍展示在觸發點處(亦即當振動元件經振動以釋放劑量時)之流速率；圖14針對操作溫度、流速率及呼吸速率之一範圍展示觸發延遲點；圖15針對不同溫度展示觸發流速率；且圖16係用以圖解說明本發明之形成流函數之方法之一第一流程圖；圖17係用以圖解說明本發明之控制劑量叢發之方法之一第二流程圖；且 圖18展示由系統使用之包含FLOW及DIR信號及另外TRIGGER信號之不同信號之間的關係。
10‧‧‧流動通道/通道/吸入器流動通道
12‧‧‧泡罩包裝
14‧‧‧壓電振動器/振動元件/振動器元件
16‧‧‧驅動機構
18‧‧‧吸入流感測器/感測器/感測器頭/小熱阻器/吸入熱阻器
20‧‧‧吸入空氣流
22‧‧‧呼出流感測器/感測器/感測器頭/小熱阻器/呼出熱阻器
24‧‧‧呼出空氣流
26‧‧‧控制器/處理器
27‧‧‧印刷電路板
28‧‧‧墊片

Claims (20)

  1. 一種用於透過一流動通道將藥劑(medication)自一容器遞送至一患者之吸入(inhalation)裝置，該吸入裝置包括：一電驅動振動元件；一泡罩(blister pack)前進機構；一控制器，其經組態以啟動/撤銷啟動(deactive)該電驅動振動元件；及一感測器配置系統，其經組態以產生表示吸入信號，其中該控制器經組態以處理該等表示吸入信號、判定一第一吸入流信號係高於一臨限並基於該第一吸入流信號係高於該臨限而產生用於使該泡罩前進機構前進之一第一觸發信號、及判定一第二吸入流信號係高於該臨限並基於該第二吸入流信號係高於該臨限而產生用於控制該電驅動振動元件之一操作時序之一第二觸發信號，該電驅動振動元件用於將藥劑釋放至該流動通道中。
  2. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以在該控制器自一睡眠狀態轉換至一啟動狀態之後，基於該第一吸入流信號係高於該臨限而產生用於使該泡罩前進機構前進之該第一觸發信號。
  3. 如請求項1之吸入裝置，其中該感測器配置系統包括實質上經配置成面向吸入空氣之一第一感測器及實質上經配置成面向呼出空氣之一第二感測器，且其中該第一感測器及該第二感測器各自包括熱阻器(thermistor)感測器。
  4. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以判定一初步吸入流信號係高於該臨限，且其中該初步吸入流信號於該第一吸入 流信號之前被判定，且該第一吸入流信號係於該第二吸入流信號之前被判定。
  5. 如請求項4之吸入裝置，其中該初步吸入流信號、該第一吸入流信號及該第二吸入流信號係基於連續吸入而被判定。
  6. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以由來自該感測器配置系統之一第一表示吸入信號判定該第一吸入流信號，及由來自該感測器配置系統之一第二表示吸入信號判定該第二吸入流信號。
  7. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以僅在複數個連續吸入流信號被判定係高於該臨限之後產生該第二觸發信號。
  8. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以判定一中間吸入流信號係低於該臨限，並基於該中間吸入流信號係低於該臨限而暫停一給藥程序。
  9. 如請求項1之吸入裝置，其中該控制器經組態以基於該第二吸入流信號係高於該臨限及在產生該第一觸發信號之後產生用於控制該電驅動振動元件之該操作時序之該第二觸發信號。
  10. 如請求項1-9中任一項之吸入裝置，其中該電驅動振動元件包括一壓電振動器。
  11. 一種控制用於透過一流動通道將藥劑自一容器遞送至一患者之一吸入裝置之方法，該方法包括：接收來自一感測器配置系統之表示吸入信號；判定一第一吸入流信號係高於一臨限；基於該第一吸入流信號係高於一臨限產生用於使一泡罩前進機構前進之一第一觸發信號；判定一第二吸入流信號係高於該臨限；基於該第二吸入流信號係高於該臨限產生用於控制用於將該 藥劑釋放至該流動通道中之一電驅動振動元件之操作時序之一第二觸發信號。
  12. 如請求項11之方法，進一步包括由來自該感測器配置系統之一第一表示吸入信號判定該第一吸入流信號，並由來自該感測器配置系統之一第二表示吸入信號判定該第二吸入流信號。
  13. 如請求項11之方法，其進一步包括在自一睡眠狀態轉換至一啟動狀態之後基於該第一吸入流信號係高於該臨限而產生用於使該泡罩前進機構前進之該第一觸發信號。
  14. 如請求項11之方法，其進一步包括判定一初步吸入流信號係高於該臨限，且其中該初步吸入流信號於該第一吸入流信號之前被判定，且該第一吸入流信號係於該第二吸入流信號之前被判定。
  15. 如請求項14之方法，其中該初步吸入流信號、該第一吸入流信號及該第二吸入流信號係基於連續吸入而被判定。
  16. 如請求項11之方法，其進一步包括僅在複數個連續吸入流信號被判定係高於該臨限之後產生該第二觸發信號。
  17. 如請求項11之方法，其進一步包括判定一中間吸入流信號係低於該臨限並基於該中間吸入流信號係低於該臨限而暫停一給藥程序。
  18. 如請求項11之方法，其中該感測器配置系統包括實質上經配置成面向吸入空氣之一第一感測器及實質上經配置成面向呼出空氣之一第二感測器，且其中該第一感測器及該第二感測器各自包括熱阻器感測器。
  19. 如請求項11之方法，其進一步包括基於該第二吸入流信號係高於該臨限及在產生該第一觸發信號之後產生用於控制該電驅動振動元件之該操作時序之該第二觸發信號。
  20. 如請求項11之方法，其中該電驅動振動元件包括一壓電振動器。
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