ингалятор с направленным датчиком потока

Формула изобретения

1. Воздушное ингаляционное устройство для доставки медикамента пользователю, при этом упомянутое устройство содержит

акустический контроллер, включающий акустический чувствительный элемент, выполненный с возможностью обнаружения шума воздушного потока в устройстве и выработки сигналов на основе обнаруженного шума, и схему для обработки указанных сигналов для идентификации направления и амплитуды упомянутого воздушного потока; и

высокочастотный вибратор, выполненный с возможностью выведения упомянутого медикамента в упомянутый воздушный поток, когда упомянутые обработанные сигналы идентифицируют вдыхание упомянутым пользователем, при этом направление упомянутого воздушного потока определяется схемой посредством измерения смещения мгновенного напряжения, создаваемого акустическим чувствительным элементом.

2. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутый акустический контроллер выполнен с возможностью остановки вибрации упомянутого высокочастотного вибратора, когда упомянутые сигналы указывают что вдыхание было прекращено.

3. Ингаляционное устройство по п.2, в котором упомянутый высокочастотный вибратор выполнен с возможностью выключения и включения в зависимости от амплитуды воздушного потока.

4. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутые сигналы управляют активацией таймера, и упомянутый таймер отслеживает суммарное время ингаляции.

5. Ингаляционное устройство по п.4, в котором упомянутый таймер выполнен с возможностью обеспечения обратной связи с упомянутым пользователем, когда суммарное время ингаляции превышает предварительно определенный уровень.

6. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутый акустический чувствительный элемент содержит акустический микрофонный элемент.

7. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутый акустический чувствительный элемент содержит преобразователь давления воздуха.

8. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутый медикамент содержит сухой порошкообразный медикамент.

9. Ингаляционное устройство по п.1, в котором упомянутый медикамент доставляется из контейнера.

Описание изобретения к патенту

Настоящее изобретение в целом относится к области ингаляционных устройств, а более точно, к ингаляционным устройствам, которые используют акустическое управление для содействия дыхательной активации разных систем ингаляционного устройства. Настоящее изобретение, в частности, используется в области облегчения вдыхания порошкообразных лекарственных препаратов.

Известно, что некоторые заболевания дыхательных путей поддаются лечению непосредственным применением терапевтических средств. Так как эти средства в большинстве случаев легкодоступны в безводной порошкообразной форме, их применение наиболее удобно выполняется вдыханием порошкообразного вещества через нос или рот. В качестве альтернативы лекарственное вещество в этой форме может быть использовано для лечения иных заболеваний, чем заболевания дыхательной системы. Когда лекарственное вещество осаждается на очень большой площади поверхности дыхательных путей, оно может очень быстро всасываться в кровоток; поэтому этот способ применения может замещать назначение инъекций, таблеток или других традиционных средств.

Несколько ингаляционных устройств, пригодных для распыления этой порошкообразной формы медикамента, известны в предшествующем уровне техники. Например, в патентах США № 3,507,277; 3,518,992; 3,635,219; 3,795,244 и 3,807,400 раскрыты ингаляционные устройства, имеющие в распоряжении средство для прокола капсулы, содержащей порошкообразный медикамент, который при ингаляции втягивается из проколотой капсулы в рот пользователя и, соответственно, в легкие и дыхательную систему пользователя. Некоторые из этих патентов раскрывают пропеллерное средство, которое при ингаляции способствует распылению порошка из капсулы, с тем чтобы не было необходимым полагаться исключительно на вдыхаемый воздух для высасывания порошка из капсулы. Например, в патенте США № 2,517,482, выданном Холлу, раскрыто устройство, имеющее содержащую порошок капсулу, которая прокалывается пользователем ручным вдавливанием прокалывающей иглы. Патент США № 3,831,606 раскрывает ингаляционное устройство, содержащее многочисленные прокалывающие иглы, пропеллерное средство и автономный источник питания для приведения в действие пропеллерного средства посредством внешней ручной манипуляции, так что при ингаляции пропеллерное средство способствует распылению порошка в поток вдыхаемого воздуха. Также см. патент США № 5,458,135.

Вышеприведенное описание предшествующего уровня техники в значительной степени взято из патента США № 3,948,264, выданного Вилке и другим, которые раскрывают устройство для облегчения вдыхания порошкообразного препарата. Предоставлена прокалывающая капсулу конструкция, которая после поворота проделывает одно или более отверстий в капсуле, которая содержит лекарственный препарат, так что при осуществлении вибрации капсулы электромеханическим вибратором порошкообразное лекарственное вещество может высвобождаться из капсулы. Электромеханический вибратор включает, на своем самом дальнем внутреннем торце, вибрирующий плунжерный шток, который присоединен к механическому соленоидному автоматическому прерывателю для возбуждения штока, чтобы вызвать вибрацию. Автоматический прерыватель подключен к гальваническому элементу высокой энергии и активируется внешним кнопочным выключателем. Более того, как отмечалось выше, в раскрытом Вилке и другими устройстве осуществление вибрации порошка активируется отжатием нажимной кнопки. Это может быть затруднительным и мучительным для некоторых пользователей (например, пациентов, страдающих от сильного артрита). В заключение, для того чтобы использовать раскрытый Вилке и другими ингалятор наиболее эффективно, пользователь должен отжимать активирующую вибрацию нажимную кнопку строго в тот же момент времени, когда пользователь начинает вдох. Это может быть затруднительным для некоторых пользователей (например, для очень юных пациентов, страдающих от нервно-мышечных расстройств пациентов и т.д.).

В предшествующем уровне техники, таком как описанный выше, доминируют ингаляторные устройства, которые активируются некоторым механическим средством активации, например датчиками воздушного потока, которые включают в себя: откидные клапаны, турбинные клапаны, вихревые генераторы, устройства контроля завихрений, термоэлемент, измерение непосредственного перепада давления, ультразвука, доплеровского сдвига и т.д.

В нашем предыдущем патенте США № 6,152,130, выданном 28 ноября 2000 года, мы предоставили ингаляционное устройство с датчиком флюида для активации и управления различными компонентами устройства. Датчик флюида включает в себя акустический элемент, такой как микрофон, установленный в пределах ингаляционного устройства для обнаружения флюида в устройстве и выдачи сигналов, представляющих частоту и/или амплитуду потока флюида. Эти сигналы управляют и активируют электростатическую пластину и/или высокочастотный вибратор. Это ингаляционное устройство предусматривало улучшенное использование препарата посредством гарантирования, что высвобождается полная (надлежащая) доза медикамента когда пациент дышит. Однако этот акустический датчик потока не имеет возможности выявлять направление потока воздуха. Если датчик обнаруживает поток воздуха, в то время как пользователь выдыхает, медикамент мог бы высвобождаться в ненадлежащий момент времени и пациент не получил бы полную дозу.

Таким образом, в индустрии существует неудовлетворенная потребность принять меры к вышеупомянутым недостаткам и несоответствиям.

Настоящее изобретение предусматривает усовершенствование ингаляционных устройств предшествующего уровня техники, таких как описанное в нашем вышеупомянутом патенте США № 6,152,130. Настоящее изобретение предусматривает акустический направленный датчик потока для управления ингалятором. Направленный акустический датчик потока выявляет направление воздушного потока в ингаляторе и разрешает активацию ингалятора, когда пользователь вдыхает, но не когда пользователь выдыхает. Предпочтительный вариант осуществления включает акустический контроллер, при этом акустический контроллер включает акустический элемент для обнаружения воздушного потока вокруг элемента и для вырабатывания сигналов, представляющих частоту, направление и амплитуду воздушного потока, сигналы используются для управления (например, активации, деактивации, прикладывания постепенно нарастающего напряжения и т.п.) некоторыми компонентами ингаляционного устройства. Этот признак помогает сделать ингалятор более удобным для пользователя, минимизирует навыки, необходимые для использования устройства, и улучшает применимость для детей.

Предпочтительно, акустическим элементом является микрофонный элемент или преобразователь давления, установленный в пределах воздушного канала ингаляционного устройства (например, безводного порошкового ингалятора), который вырабатывает сигналы в ответ на вдыхаемый поток воздуха. Эти сигналы используются для управления некоторыми компонентами ингалятора, например высокочастотным вибратором, электростатической пластиной, таймером, счетчиком и т.п. Также предпочтительно, эти сигналы используются для активации/управления некоторыми компонентами ингаляционного устройства для максимизации эффективности ингаляции, чтобы пациент получил максимальную пользу от медикамента.

Таким образом, настоящее изобретение предоставляет полностью автоматизированное ингаляционное устройство, которое активируется только при вдохе, что дает возможность оптимального использования конкретного препарата. Например, акустические сигналы могут использоваться для запуска высокочастотного вибратора, только когда пациент совершил оптимальное (например, максимальное) усилие вдоха, тем самым гарантируя, что полная (надлежащая) доза медикамента должным образом проникнет в дыхательную систему пациента. В качестве альтернативы эти сигналы (активируемые дыханием сигналы) могут использоваться, чтобы постепенно прикладывать возрастающую мощность к или последовательно активировать/деактивировать различные компоненты ингаляционного устройства для достижения оптимальной дозы ингаляции.

Специалистами в данной области техники будет принято во внимание, что, несмотря на то что последующее подробное описание будет происходить со ссылкой, производимой на предпочтительные варианты осуществления и способы использования, настоящее изобретение не имеет намерением ограничиваться этими предпочтительными вариантами осуществления и способами использования. Вернее, настоящее изобретение происходит из наиболее широкого объема и подразумевается ограниченным исключительно так, как изложено в прилагаемой формуле изобретения.

Многие аспекты изобретения могут быть лучше поняты с помощью ссылки на следующие чертежи. Компоненты на чертежах не обязательно должны устанавливать масштаб, вместо этого акценты делаются на понятном иллюстрировании принципов изобретения. На чертежах одинаковые номера ссылок обозначают соответствующие части на всем протяжении нескольких представлений.

Фиг.1 - поперечное сечение типичного ингаляционного устройства и акустического контроллера по настоящему изобретению;

фиг.2 - расширенное поперечное сечение фиг.1;

фиг.3 - функциональная структурная схема предпочтительного варианта осуществления направленного акустического контроллера по настоящему изобретению;

фиг.4 - принципиальная схема направленной акустической схемы и

фиг.5 - временная диаграмма для направленной акустической схемы.

Со ссылкой на фиг.1 и 2 изображено поперечное сечение канала 12 воздушного потока ингаляционного устройства 2. В начале должно быть отмечено, что канал 12 воздушного потока, изображенный на фиг.1, является обобщенным каналом воздушного потока типичного ингаляционного устройства, такого как обсужденное выше. Однако настоящее изобретение подразумевается приспособленным к любому ингаляционному устройству независимо от конкретной геометрической формы канала воздушного потока. На своем самом базисном уровне настоящее изобретение работает посредством предоставления датчика 8 воздушного потока для выявления турбулентности воздушного потока вокруг датчика 8 (то есть скорости потока вдыхаемого воздуха пользователя ингалятора) и управления различными компонентами ингаляционного устройства 2 как функции амплитуды, направления и/или частоты выявленной турбулентности воздушного потока, как описано ниже.

Как показано на фиг.1, воздух 10 (или любой другой флюид) входит в канал 12 воздушного потока типично от дыхательной активности пациента, вдыхающего из устройства 2. В то время как воздух 10 проходит через канал 12, его порция проходит через отверстие 6 в канале 2 в полость 4. Чувствительное к воздушному потоку устройство 8 размещено в пределах полости 4. Предпочтительно, чувствительным к воздушному потоку устройством 8 является акустический чувствительный элемент, например, микрофон. Также предпочтительно, микрофон 8 приспособлен для вырабатывания соответствующего шумового сигнала 48 в ответ на воздушный поток, обнаруженный в пределах полости 4. Амплитуда, направление и частота воздушного потока в пределах полости 4 являются функцией скорости 10 воздушного потока в пределах воздушного канала 12 устройства 2. Соответственно, выходные шумовые сигналы 48 микрофона 8 будут изменяться как по частоте, так и по амплитуде, как функция скорости и направления воздушного потока в пределах полости (которая является функцией скорости потока в канале 12), и, таким образом, могут использоваться для управления различными компонентами ингалятора 2 в качестве функции частоты и/или амплитуды, как описано ниже. Форма полости 4 и размер отверстия 6 должны быть подобраны в соответствии с конкретной геометрической формой воздушного канала 12, скоростью 10 воздушного потока через канал 12 и/или частотной характеристикой и/или чувствительностью микрофона 8; и все такие варианты находятся в пределах объема настоящего изобретения. Предпочтительно, как отмечено выше, форма полости 4 и размер отверстия 6 подобраны, чтобы позволять по меньшей мере порции воздуха в пределах канала 2 входить в полость 4 с достаточной амплитудой для порождения реакции от микрофона 8.

Далее со ссылкой на фиг.2 показано расширенное поперечное сечение варианта осуществления датчика воздушного потока (описанного выше со ссылкой на фиг.1) в сухом порошковом ингаляторе, таком как раскрытый в патенте США № 5,694,920. Компоненты типичного сухого порошкового ингалятора 2 изображены на фиг.2. Мундштук 46 предусмотрен для того, чтобы пользователь (то есть пациент) вдыхал из устройства 2. Высокочастотный вибрационный механизм 28 (например, пьезоэлектрический элемент, ультразвуковой акустический преобразователь или другой электронный/механический вибрационный механизм и т.п.) предусмотрен для осуществления вибрации контейнера 20 (например, блистера или капсулы) безводного порошкообразного медикамента 50, чтобы получать взвесь частиц медикамента в воздушном канале 12. Чтобы дополнительно способствовать получению взвеси частиц, может быть предусмотрена электростатическая потенциальная пластина 26 для втягивания частиц определенного заряда (то есть заряда, противоположного заряду электростатической пластины 26) в воздушный поток 10. В этом варианте осуществления порция 10' воздуха 10, втягиваемого в воздушный канал 12, вовлекается в полость 4, чтобы обнаруживаться микрофонным элементом 8. При обнаружении воздушного потока микрофонный элемент вырабатывает шумовые сигналы 48. Шумовые сигналы 48 используются для управления высокочастотным вибратором 28 и/или электростатической пластиной 26 или другими компонентами ингалятора, как описано ниже.

На Фиг.3 представлена структурная схема акустической системы управления по настоящему изобретению для сухого порошкового ингалятора. Как описано выше, микрофонный элемент 8 вырабатывает шумовые сигналы 48 в ответ на обнаруженный воздушный поток 10'. Эти сигналы обрабатываются схемой 30 обработки, чтобы привести сигналы 48 в необходимое состояние и определить направление и амплитуду воздушного потока и/или частоту шумовых сигналов 48. Схема 30 обработки вырабатывает два сигнала: Сигнал 60 BREATH (дыхание) и сигнал 62 INHALE (вдох).

Сигнал BREATH 60 - сигнал логического уровня, который указывает наличие воздушного потока в ингаляционном устройстве. Сигнал 62 INHALE фиксируется по нарастающему фронту сигнала 60 BREATH в качестве признака направления воздушного потока. Состояние сигнала INHALE нарастающего фронта сигнала BREATH является надежным признаком направления воздушного потока в канале во время дыхания. Эти сигналы используются для управления высокочастотным вибратором и/или электростатической пластиной. С этой целью сигнал 60 BREATH вводится в схему компаратора 40 и/или 32 и сравнивается соответственно с опорным пороговым сигналом 52 и/или 54. Более того, когда схема 40 и/или 32 сравнения впервые обнаруживает нарастающий фронт сигнала 60 BREATH, сигнал 62 INHALE фиксируется схемой компаратора 40 и/или 32. Пороговая схема 42 высокочастотного вибратора вырабатывает сигнал 52, который представляет минимальное напряжение и/или частоту, требуемые для активации контроллера 44 высокочастотного вибратора (который, в свою очередь, активирует высокочастотный вибратор 26). Компаратор 40 сравнивает сигнал 52 с сигналом 60 BREATH и, если сигналы имеют одинаковую амплитуду и/или частоту (в пределах некоторой предопределенной допустимой погрешности) и зафиксированный сигнал 62 INHALE является истинным, компаратор 40 активирует контроллер 44 высокочастотного вибратора, который активирует и непосредственно управляет высокочастотным вибратором 26, как показано на фиг.5. То есть если сигнал 60 BREATH находится выше опорного порогового значения, достаточный воздушный поток существует в воздушном канале 12, чтобы быть признаком дыхания. Соответственно, сочетание зафиксированного сигнала 62 INHALE, являющегося истинным, и сигнала 60 BREATH, являющегося превышающим опорное пороговое значение (то есть истинным), служит признаком того, что пользователь осуществляет вдох. Подобным образом контроллер 36 электростатического пластинчатого дефлектора активируется отождествлением равенства сигнала 60 BREATH и сигнала 54 компаратором 32 и сигналом 62 INHALE, который является истинным. Пороговая схема 34 электростатического пластинчатого детектора вырабатывает сигнал 54, который представляет минимальное напряжение и/или частоту, требуемую для активации электростатической пластины 26.

Контроллер 44 высокочастотного вибратора и/или контроллер 36 электростатической пластины предполагают вдох продолжающимся до тех пор, пока сигнал 60 BREATH остается истинным, независимо от последующих изменений сигнала 62 INHALE. После того как сигнал 60 BREATH становится ложным, то есть сигнал опускается ниже порогового напряжения, высокочастотный вибратор 28 и/или электростатический пластинчатый дефлектор 26 деактивируются.

Фиг.4 - принципиальная схема, включающая в себя микрофон и процессорную схему. Питание на микрофон 8, используемый в ингаляционном устройстве, подается через резистор 70. В этой схеме шумовой сигнал 48, порожденный воздушным потоком через микрофон 8, передается от микрофона через конденсатор 72 и усиливается схемой 100 усиления. Схема усиления состоит из операционного усилителя 74 и связанных с ним компонентов - резистора 96, конденсатора 98, конденсатора 106, резистора 108, резистора 110 и конденсатора 112. Схема 100 усиления также обеспечивает низкочастотную фильтрацию для снижения чувствительности к нежелательным сигналам. Конденсатор 76, диод 78, диод 80, конденсатор 82 и резистор 84 составляют схему 102 выпрямления, которая выдает сигнал логического уровня, BREATH, указывающий на наличие дыхания. Схема 104 сравнения содержит операционный усилитель 86, резистор 88, резистор 90, конденсатор 92 и резистор 94. Схема 104 сравнения является компаратором, который обнаруживает начальное направление воздушного потока в канале и выдает сигнал INHALE.

Схема сравнения работает, как изложено ниже: сигнал 48 прикладывается через фильтр нижних частот (70, 72 и виртуальную «землю» 74) к компаратору. Когда дыхание начинается, сигнал 48 будет получать смещение мгновенного напряжения относительно напряжения, когда дыхания нет, из-за изменения давления в канале 12 воздушного потока. Компаратор воспринимает это смещение напряжения, сравнивая мгновенное напряжение сигнала 48 относительно долгосрочного или отфильтрованного фильтром нижних частот варианта сигнала 48, то есть сигнала, порожденного в точке пересечении резистора 88 и конденсатора 92. В момент когда дыхание начинается, разница между этими двумя сигналами представляет направление дыхания, вдохом или выдохом оно является. Разница воспринимается компаратором 86, который вырабатывает сигнал 62 INHALE. Другие схемы или цепи, использующие разницу между мгновенным смещением сигнала акустического датчика в начале дыхания, находятся в пределах сущности и объема настоящего изобретения.

Должно быть понятно, что шумовой сигнал 48 является указывающим на скорость и направление 10 воздушного потока, описанные выше. Предполагается, что настоящее изобретение предпочтительно должно быть управляемым в качестве функции частоты и/или амплитуды шумовых сигналов 48, соответственно, процессорная схема может быть приспособлена для приведения шумовых сигналов 48 в нужное состояние в показателях амплитуды или частоты либо обоих.

Другим признаком этого изобретения является усовершенствованное средство для управления периодической подачей медикамента. Некоторым пользователям требуются многократные дыхательные циклы, чтобы вдохнуть предписанную дозу медикамента, вследствие астмы, уменьшенного объема легких и т.п. В этой ситуации ингалятор будет управлять дозой, как изложено ниже: в тот момент времени когда скорость воздушного потока вдоха уменьшается ниже порогового значения (сигнал вдоха становится ложным), дозирование приостанавливается; после начала другого вдоха (оба, сигнал INHALE и сигнал BREATH, становятся истинными) дозирование возобновляется до тех пор, пока: 1) дозирование не завершится или 2) скорость воздушного потока не падает ниже вышеупомянутого порогового значения. Эта последовательность операций продолжается до тех пор, пока дозирование не завершается или совокупное время, потраченное на ингаляцию, не превышает предопределенный предел.

Процессор 38 емкости вдоха предусмотрен для вычисления максимального вдыхаемого потока 10 (представленного сигналами 48) пациента. Несмотря на то что на чертежах не показано, эта информация может использоваться для настройки пороговых сигналов пороговой схемы 42 высокочастотного вибратора и/или пороговой схемы 34 электростатического пластинчатого детектора. Конечно, для выполнения этого пороговая схема 42 высокочастотного вибратора и/или пороговая схема 34 электростатического пластинчатого детектора должны быть программируемыми, как это известно в данной области техники. Таким путем микрофон 8 может быть запрограммирован запускать различные компоненты ингалятора для настройки на изменяющиеся от пациента к пациенту скорости потока при вдохе или индивидуально. Таким образом, например, схема управления ингалятором по настоящему изобретению может быть самонастраиваемой, чтобы учитывать уменьшение скорости вдыхаемого потока пациента, вызванное, например, уменьшенным объемом легких. В качестве альтернативы процессор 38 может быть модифицирован для последовательного включения различных компонентов, описанных в материалах настоящей заявки (например, вибратора, электростатической пластины и т.д.), в оптимальные моменты времени ингаляции (например, максимального усилия вдоха). Таким образом, например, процессор 38 может быть модифицирован, чтобы активировать вибратор в момент времени, непосредственно предшествующий максимальному усилию вдоха пользователя, затем активировать электростатическую пластину, тем самым вводя медикамент в воздушный поток в момент времени, который порождает оптимальное дыхательное поглощение медикамента. Более того, процессор 38 может применяться с соответствующим запоминающим устройством для отслеживания скорости вдыхаемого пациентом потока, которая может использоваться, чтобы регулировать порошкообразный медикамент 50 для достижения максимальной пользы лечения.

Таким образом, очевидно, что было предоставлено ингаляционное устройство с акустическим управлением и способ его работы, который полностью удовлетворяет как намерениям, так и целям, изложенным выше. Будет принято во внимание, что, несмотря на то что были представлены отдельные варианты осуществления и способы использования, возможны многочисленные модификации, альтернативные варианты и эквиваленты. Например, схема 30 обработки, генераторы 34 и 42 пороговых сигналов, компараторы 42 и 32 также могут быть любой известной цифровой (например, микропроцессорной) или аналоговой схемой и/или ассоциированным с ними программным обеспечением для достижения функциональных возможностей, описанных в материалах настоящей заявки. Хотя различные компоненты, паказанные на фиг.3, были описаны помодульно, каждый из этих компонентов может быть дискретным, имеющимся в наличии или заказным, компонентом или может быть включен в единую комплексную систему.

Также задающие пороговые значения схемы 42 и 34, процессор 30 амплитуды/частоты и процессор 38 емкости вдоха могут быть приспособлены для предоставления возможности управления пользователем (пациентом) и определяемых пользователем предварительных настроек (то есть минимальной скорости потока для активации и т.п.).

В дополнение компараторы 40 и 32 могут быть приспособлены для предоставления возможности формирования сигнала активации, основанного на различении интенсивностей и/или частоты сигналов. Таким образом, например, высокочастотный вибратор может быть приспособлен для активации, только когда достигается частота сигнала в 1 кГц, тогда как электростатическая пластина будет активироваться, только когда получена интенсивность сигнала в 35 мВ.

Другие модификации также возможны. Например, микрофон 8 может располагаться непосредственно на внутренней стенке канала 12 воздушного потока устройства 2 вместо установки в пределах полости 4. В дополнение, как показано на фиг.1, может быть предусмотрен формирователь 14 турбулентности для формирования воздушной турбулентности в пределах воздушного канала 12. Эта модификация, например, может использоваться в ингаляционном устройстве, которое могло бы не позволять проникать порции 10' воздуха 10 в полость 4 иным образом. В дополнение вместо микрофона 8 акустическим элементом может быть любой известный преобразователь давления флюида (например, преобразователь давления воздуха), который будет выдавать соответствующие сигналы в качестве функции давления (амплитуды) и/или частоты флюида. Соответственно, настоящее изобретение может быть надлежащим образом модифицировано для работы в среде любого флюида (отличного от воздуха) для обеспечения автоматического акустического управления.

По-прежнему возможны другие модификации. Например, несмотря на то что это не показано на чертежах, настоящее изобретение может быть снабжено таймером, который управляется сигналами 60 и 62. Таймер может быть модифицирован надлежащим образом для управления регламентом тогда, когда устройство может быть активировано, например, чтобы избежать передозировки. Таким образом, например, таймер может быть модифицирован для разрешения активации компонентов устройства только в определенные периоды времени суток. Более того, таймер может быть модифицирован надлежащим образом, чтобы предоставлять возможность загрузки данных, имеющих отношение к использованию (например, используемое время суток, доза медикамента, усилие вдоха и т.п.). Эта информация может быть особенно важной для клинических исследований, где важно отслеживать рекомендованную дозу и кратность медикаментозного лечения. Конечно, предшествующее описание могло бы быть реализовано с помощью счетчика или тому подобного, который просто подсчитывает количество раз, которое устройство было использовано. Более того, счетчик может использоваться для отслеживания суммарного времени, в течение которого пользователь использовал устройство в течение конкретного дозирования или за фиксированную продолжительность времени.

Хотя настоящее изобретение было направлено на схему акустического управления порошковым ингалятором 2, настоящее изобретение не ограничено до такой степени. Наоборот, настоящее изобретение подразумевается приспособленным для любого ингаляционного устройства, которое могло бы потребовать механизм управления (такой как описанный выше), основанный на обнаружении дыхания (вдоха). Например, анестезирующее устройство могло бы быть модифицировано датчиком дыхания и контроллером, как предусмотрено в материалах настоящей заявки, чтобы отслеживать и управлять количеством анестезирующего средства, которое получает пациент. Дополнительно акустический чувствительный элемент может использоваться для измерения максимального вдыхаемого и/или выдыхаемого потока конкретного пациента и записывать эту информацию для выгрузки и анализа.

Несмотря на то что предшествующее подробное описание предоставило несколько вариантов осуществления управления различными компонентами ингаляционного устройства с использованием акустических сигналов, представляющих амплитуду, направление и/или частоту ингаляции, таковые были предоставлены только в качестве примеров выполнения схемы акустического управления, и возможны другие альтернативные варианты, по существу, без отхода от сущности и принципов изобретения. Все такие модификации и варианты подразумеваются включенными в материалы настоящей заявки в пределах объема этого раскрытия и настоящего изобретения и охраняемыми следующей формулой изобретения.