ES2253898T3 - Dispositivo para la administracion de farmacos y medicamentos. - Google Patents

Abstract

Un dispositivo (202) de inhalación para suministrar medicación en polvo desde un envase (220) de almacenamiento de medicación a un paciente, que comprende: un conducto (212) a través del cual dicha medicación en polvo es suministrada desde dicho envase de almacenamiento de medicación, un controlador dispuesto en dicho conducto de aire, comprendiendo dicho controlador un elemento (208) acústico adaptado para producir señales (248) representativas de la frecuencia y/o amplitud de dicha turbulencia de flujo de fluido, o un transductor de presión de fluido adaptado para producir señales como una función de la amplitud y/o frecuencia de la presión del fluido, un vibrador (228) de alta frecuencia para hacer vibrar y disgregar la medicación en polvo para inducir que dicha medicación entre en dicho fluido y, como una opción, una placa (226) electrostática para atraer partículas hacia dicha placa electrostática y hacia dicho fluido, estando controlada la activación/desactivación de dicho vibrador (228) de alta frecuencia por las señales (248) de salida de dicho elemento (208) acústico o de dicho transductor de presión de fluido.

Description

Dispositivo para la administración de fármacos y medicamentos.

La presente invención se refiere, en general, al campo de la medida, empaquetado y distribución de medicamentos y fármacos. Se encuentra una utilidad particular para la presente invención en el área de facilitar la medida y el empaquetado de medicamentos en forma de polvo seco y/o la inhalación de medicamentos en polvo, aunque se contemplan otras utilidades, incluyendo otras aplicaciones médicas.

Se sabe que ciertas enfermedades del tubo respiratorio responden a tratamiento mediante la aplicación directa de agentes terapéuticos. Debido a que estos agentes se encuentran disponibles más fácilmente en forma de polvo seco, su aplicación se consigue de la forma más conveniente inhalando el material en polvo a través de la nariz o la boca. Esta presentación en forma de polvo resulta en la mejor utilización del medicamento debido a que el fármaco es depositado exactamente en el lugar deseado y donde su acción puede ser requerida; por tanto, muy pequeñas dosis del fármaco son con frecuencia igual de eficaces que grandes dosis administradas por otros medios, consiguiéndose en consecuencia una notable reducción en la incidencia de efectos secundarios indeseados y coste del medicamento. Alternativamente, el fármaco en esta forma puede ser usado para el tratamiento de enfermedades diferentes de las del sistema respiratorio. Cuando el fármaco es depositado en áreas de una superficie muy grande de los pulmones, puede ser absorbido muy rápidamente por la corriente sanguínea; por tanto, este método de aplicación puede utilizarse en lugar de la administración mediante inyección, pastillas, u otros medios convencionales.

Es de la opinión de la industria farmacéutica que la biodisponibilidad del fármaco es óptima cuando las partículas de fármaco suministradas al tubo respiratorio tienen un tamaño de entre 1 a 5 micras. Cuando se necesita que las partículas de fármaco estén dentro de este rango de tamaños, el sistema de suministro de polvo seco debe hacer frente a varias cuestiones:

(1)

Las partículas de pequeño tamaño desarrollan una carga electrostática durante la producción y almacenamiento. Esto provoca que las partículas se aglomeren o acumulen, obteniéndose como resultado aglomeraciones de partículas con un tamaño efectivo mayor de 5 micras. La probabilidad de que estas grandes aglomeraciones lleguen hasta la profundidad de los pulmones disminuye. Esto, a su vez, resulta en que queda disponible un menor porcentaje del fármaco empaquetado para su absorción por parte del paciente.

(2)

La cantidad de fármaco activo que debe ser suministrado al paciente debe estar en el orden de 10s de microgramos. Por ejemplo, para el albuterol, en el caso de un fármaco utilizado con el asma, es normalmente de 25 a 50 microgramos. El equipamiento actual de producción puede suministrar de forma efectiva alícuotas de fármacos en dosis del orden del miligramo con una precisión aceptable. De forma que la práctica estándar es mezclar el fármaco activo con un agente de relleno o de hinchamiento como la lactosa. Este aditivo también hace que el fármaco "fluya fácilmente". Este relleno también es llamado portador, ya que las partículas de fármaco también se pegan a estas partículas a través de enlaces electrostáticos o químicos. Estas partículas portadoras son mucho mayores en tamaño que las partículas de fármaco. La capacidad del inhalador de polvo en seco de separar el fármaco del portador es un parámetro de funcionamiento importante dentro de la efectividad del diseño.

(3)

Las partículas de fármaco activo con tamaños mayores de 5 micras se depositarán, bien en la boca o bien en la garganta. Esto introduce otro nivel de incertidumbre, ya que la biodisponibilidad y absorción del fármaco en estos lugares es diferente de los pulmones. Los inhaladores de polvo en seco deben minimizar el fármaco depositado en estos lugares para reducir la incertidumbre asociada a la biodisponibilidad del fármaco.

Los inhaladores (DPIs) de polvo en seco según la técnica anterior normalmente tienen un medio para introducir el fármaco (fármaco activo más portador) en una corriente de aire a alta velocidad. La corriente de aire a alta velocidad es utilizada como el mecanismo primario para romper la aglomeración de partículas micronizadas o separar las partículas de fármaco del portador. Numerosos dispositivos de inhalación útiles para dispensar este medicamento en forma de polvo son conocidos de la técnica anterior. Por ejemplo, en las patentes U.S. Nºs 3,507,277; 3,518,992; 3,635,219; 3,795,244; y 3,807,400, se describen dispositivos de inhalación que tienen medios para perforar una cápsula que contiene un medicamento en polvo, que al inhalar es extraído de la cápsula perforada hasta la boca del paciente. Muchas de estas patentes describen medios de impulsión, que al inhalar ayudan a dispensar el polvo fuera de la cápsula, de forma que no es necesario depender sólo en el aire inhalado para succionar el polvo de la cápsula. Por ejemplo, en la patente U.S. Nº 2,517,482, se describe un dispositivo que tiene una cápsula que contiene el polvo situada en una cámara inferior antes de la inhalación, donde es perforada mediante una depresión manual o una púa de perforación por el usuario. Después de la perforación, comienza la inhalación y la cápsula es introducida en una cámara superior del dispositivo donde se mueve de acá para allá en todas direcciones para provocar una dispensación del polvo a través de los agujeros perforados y hacia la corriente de aire inhalada. La patente U.S. Nº 3,831,606 describe un dispositivo de inhalación que tiene múltiples púas de perforación, medio de impulsión, y una fuente de alimentación autónoma para hacer funcionar el medio de impulsión por medio de una manipulación manual externa, de forma que al inhalar el medio de impulsión ayuda a dispensar el polvo en la corriente de aire inhalado. Ver también la patente U.S. Nº 5,458,135.

Estos dispositivos según la técnica anterior presentan numerosos problemas y poseen numerosas desventajas que se remedian mediante los dispositivos de inhalación según la presente invención. Por ejemplo, estos dispositivos según la técnica anterior requieren que el usuario ejerza un esfuerzo considerable al inhalar para efectuar la dispensación o extracción de polvo desde una cápsula perforada hacia la corriente de aire inhalada. Con estos dispositivos según la técnica anterior, la succión de polvo a través de los agujeros perforados en la cápsula provocada por la inhalación generalmente no extrae todo o incluso la mayor parte del polvo de la cápsula, causando así un desperdicio del medicamento. También, dichos dispositivos según la técnica anterior dan como resultado que se inhalen cantidades o pegotes incontrolados de material en polvo hacia la boca del usuario, en lugar de una inhalación constante de cantidades controladas de polvo finamente
dispersado.

La descripción de arriba de la técnica anterior está tomada en gran parte de la Pat. U.S. Nº 3,948,264 de Wilke et al, que describe un dispositivo para facilitar la inhalación de una medicación en polvo que incluye una porción de cuerpo que tiene canales de entrada de aire primario y secundario y un canal de salida. El canal de entrada secundario proporciona un alojamiento para una cápsula que contiene la medicación en polvo y el canal de salida forma una pieza de boquilla que sobresale del cuerpo. Se proporciona una estructura de perforación de la cápsula, que al rotar pone uno o más agujeros en la cápsula, de forma que al hacer que la cápsula vibre mediante un vibrador electromecánico, el fármaco en polvo puede ser liberado de la cápsula. El medio de perforación descrito en Wilke et al incluye tres agujas de perforación montadas radialmente y accionadas por muelles, montadas en una cámara trocoidal. Al hacer rotar manualmente la cámara, un movimiento simultáneo radial hacia dentro de las agujas perfora la cápsula. Una rotación posterior de la cámara permite que las agujas se retraigan por medio de sus montajes de muelle hasta su posición original para sacar las agujas de la cápsula. El vibrador electromecánico incluye, en su extremo más interno, un vástago impulsor vibratorio que sobresale dentro de la intersección del canal de entrada y el canal de salida. Conectado al vástago impulsor hay un vibrador mecánico de solenoide para accionar la vibración del vástago. El vibrador se alimenta por medio de una pila eléctrica de alta energía y se activa por medio de un botón interruptor externo. De acuerdo con Wilke et al, al inhalar a través del canal 3 exterior y presionar simultáneamente el interruptor 10d para activar el medio 10 electromecánico de vibración, el aire es succionado a través de los canales 4 y 12 de entrada y la corriente de aire a través del canal 4 de entrada secundario eleva la cápsula contra el vástago 10a impulsor vibratorio. Así, se hace que la cápsula vibre rápidamente, siendo el polvo fluidificado y dispensado por los agujeros perforados en la misma. (Esta técnica es comúnmente utilizada en la producción para dispensar polvo a través de una tolva, donde se hace que la tolva vibre para fluidificar el polvo y moverlo a través de la salida de la tolva. Los agujeros perforados de la cápsula representan la salida de la tolva.) La corriente de aire a través de los canales 4 y 12 de entrada ayuda a extraer polvo de la cápsula y transporta este polvo a través del canal 3 de salida hasta la boca del usuario''. (Wilke et al, columna 3 líneas 45-55). Wilke et al además describe que el medio electromecánico de vibración se puede situar según un ángulo recto con respecto de la cámara de entrada y que la amplitud y frecuencia de la vibración se pueden alterar para regular las características de dispensación del inhalador.

Por tanto, como se hace notar arriba, el vibrador del inhalador de Wilke et al descrito es un dispositivo electromecánico que consiste en un vástago accionado por un vibrador de solenoide. (Este medio electromecánico puede ser un motor que acciona una leva [Col. 4, Línea 40]). Una desventaja de la implementación del inhalador tal como describe Wilke es el movimiento mecánico relativamente grande requerido por el vástago para hacer de forma efectiva que la cápsula vibre. El gran movimiento del vástago, normalmente en torno a 100s micras, es necesario debido a la elasticidad de las paredes de la cápsula y a la inercia del fármaco y la cápsula.

Además, los vibradores de solenoide tienen típicamente frecuencias de funcionamiento menores de 5 Khz. Esta frecuencia de funcionamiento tiende a ser ruidosa, y por tanto no es deseable que se incorpore a un inhalador de polvo seco desde el punto de vista de un paciente. Otra desventaja de los actuadores electroquímicos de Wilke es la necesidad de una gran fuente de energía (Wilke et al. Col 3, línea 38), lo que requiere una gran fuente de baterías o cambios frecuentes de conjuntos de baterías para unidades portátiles. Ambas características son indeseables desde el punto de vista de la seguridad y la "facilidad de uso" para un paciente.

El inhalador de Wilke et al está principalmente pensado para reducir la cantidad de polvo que queda en la cápsula con relación a otros inhaladores citados en la descripción de la patente. (Wilke et al, Col. 4, líneas 59-68, Col. 5, líneas 1-48). Sin embargo, Wilke et al no hace frente a la necesidad de disgregar el polvo en tamaños de partícula o grupos menor de 6 micras de tamaño, como se requiere para un suministro efectivo de la medicación a los pulmones; en vez de eso, Wilke et al, como los inhaladores según la técnica anterior, continúa dependiendo de la velocidad de la corriente de aire para disgregar el polvo arrojado a la corriente de aire en tamaños de partícula adecuados para el suministro a los pulmones.

Otro dispositivo de inhalación según la técnica anterior es descrito en la patente U.S. Nº 5,284,133 de Burns et al. En este dispositivo, una medicación líquida es atomizada mediante un dispositivo ultrasónico como un elemento piezoeléctrico (Burns et al, Col. 10, líneas 36-51). Una corriente de aire, normalmente a gran velocidad, o un propelente transporta después las partículas atomizadas hasta el paciente. La energía requerida para atomizar la medicación líquida en el nebulizador es prohibitivamente alta, lo que hace que este punto de vista para el suministro de fármacos a los pulmones sólo sea viable como una unidad fija. El elevado voltaje necesario para accionar el elemento piezoeléctrico, para producir los desplazamientos mecánicos necesarios, también afecta severamente al peso y tamaño del dispositivo. Tampoco es obvio que los principios de funcionamiento del nebulizador se puedan aplicar a los inhaladores de polvo seco para el suministro de medicación en polvo a los pulmones.

Otro dispositivo de inhalación según la técnica anterior se describe en US-A-5 331 953. En este dispositivo, se usa un micrófono y una unidad electrónica para registrar el momento en que cada dosis es tomada a través del inhalador. Son pasivos y detectan y crean un registro de uso.

Los dispositivos según la técnica anterior por tanto tienen múltiples desventajas que los hacen menos que deseables para el suministro de polvo seco a los pulmones. Algunas de estas desventajas son:

\bullet

El rendimiento de los inhaladores según la técnica anterior depende del caudal generado por el usuario. Un caudal más bajo resulta en que el polvo no se disgregue totalmente y por tanto afecta adversamente a la dosis suministrada al paciente.

\bullet

Inconsistencia en la biodisponibilidad de los fármacos de dosis a dosis debido a la falta de consistencia en el proceso de disgregación.

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Elevadas necesidades de energía para accionar los inhaladores con base electromecánica, lo que aumenta el tamaño de los dispositivos haciéndolos inadecuados para su uso portátil.

En nuestra patente U.S. anterior Nº 5,694,920, publicada el 9 de Diciembre de 1997, proporcionamos un inhalador que usa la vibración para facilitar la suspensión de un polvo en un gas que supera las susodichas y otras desventajas e inconvenientes de la técnica anterior de arriba. Más particularmente, el inhalador de nuestra susodicha patente incluye un vibrador piezoeléctrico para hacer vibrar el polvo. Se proporciona un controlador para controlar la alimentación (es decir, amplitud y/o frecuencia) de la electricidad de accionamiento aplicada al vibrador para causar que la vibración del polvo esté adaptada para suspender de manera óptima al menos una porción del polvo en el gas. Como se describe en nuestra susodicha patente, el controlador puede incluir un mando que pueda accionar el usuario que permita que el usuario seleccione las frecuencias y/o amplitudes de vibración, para suspender de manera óptima en el gas el tipo de polvo que se esté usando en ese momento en el inhalador. El mando que puede accionar el usuario es precalibrado con el controlador para que provoque que el controlador ajuste la frecuencia y/o la amplitud de la electricidad de accionamiento suministrada al vibrador, para que sea la necesaria para hacer vibrar el tipo de polvo seleccionado por el mando que puede accionar el usuario de forma que suspenda de manera óptima al menos una porción del polvo en el gas. El mando que puede accionar el usuario puede incluir selección de gradaciones en términos del tamaño medio de las partículas de polvo que se deben suspender en el gas, y/o en términos de las frecuencias y amplitudes deseadas. La frecuencia de vibración se ajustaría a, al menos, aproximadamente 12 KHz, para suspender de manera óptima dicha medicación en polvo comúnmente utilizada en el gas. Por supuesto, la frecuencia de vibración y la amplitud pueden ajustarse para optimizar la suspensión de la medicación en polvo que se está usando.

Un campo electrostático se establece a través de la corriente de aire, por lo cual controlando la intensidad del campo electrostático sólo se introducirán en la corriente de aire principalmente tamaños de partículas de interés, mientras que los tamaños de partícula mayores se quedan en el envase. Esto reduce la inconsistencia asociada a la biodisponibilidad del fármaco debido a las partículas de gran tamaño depositadas en la boca o en la garganta, como es común con dispositivos descritos según la técnica anterior.

La presente invención proporciona una mejora sobre los dispositivos de inhalación según la técnica anterior, como el descrito en nuestra susodicha patente U.S. Nº 5,694,920. La invención se define en la reivindicación 1 del apéndice. En una realización de la invención, el inhalador contiene dos o más medios de vibración o elementos piezoeléctricos, de forma que se puedan suministrar diferentes fármacos, es decir, con diferente tamaño de partícula, con el mismo inhalador.

En otra realización más de la invención, los elementos piezoelétricos alternan entre dos o más frecuencias prefijadas, o frecuencias barridas para evitar provocar potencialmente ondas estacionarias en el polvo.

En otra realización más de la invención, el inhalador incluye circuitería electrónica para almacenar y/o controlar una o más funciones como cuenta de dosis, monitorización del cumplimiento del paciente y recordatorios para el cumplimiento del paciente. También, el inhalador puede programarse de acuerdo con un protocolo de suministro, es decir, para alterar la cantidad de fármaco suministrada a lo largo del tiempo. Si se desea, el inhalador también puede incluir un sensor ambiental y un control de desactivación, por ejemplo, para desactivar el inhalador en el caso de que sea expuesto inadvertidamente a una temperatura demasiado alta, un reloj que desactive el inhalador en el caso de que su caducidad haya pasado y/o un bloqueo de seguridad/emergencia.

Más particularmente, la presente invención proporciona un sensor de flujo de aire para controlar diferentes componentes de un dispositivo de inhalación. En la realización preferida se incluye un controlador acústico, incluyendo el controlador acústico un elemento acústico para detectar el flujo de aire por el elemento y para producir señales representativas de una frecuencia y amplitud del flujo de aire, usándose las señales para controlar (por ejemplo, activar, desactivar, aplicar incrementos de voltaje, etc.) ciertos componentes del dispositivo de inhalación.

Preferiblemente, el elemento acústico es un elemento de micrófono o un transductor de presión situado dentro del conducto de aire de un dispositivo de inhalación, (por ejemplo, un inhalador de polvo en seco) que produce señales en respuesta al flujo de aire de inhalación, usándose estas señales para controlar ciertos componentes del inhalador, por ejemplo, un vibrador de alta frecuencia, una placa electrostática, un temporizador, un contador, etc. También preferiblemente, estas señales se usan para activar/controlar ciertos componentes del dispositivo de inhalación para maximizar la efectividad de la inhalación para obtener del medicamento el mayor beneficio para el paciente.

Por tanto, la presente invención proporciona un dispositivo de inhalación completamente automatizado, que se activa a través de la respiración, que permite la utilización óptima de la medicación particular. Por ejemplo, se pueden usar señales acústicas para disparar el vibrador de alta frecuencia y la placa electrostática sólo cuando el paciente haya conseguido un esfuerzo de inhalación óptimo (por ejemplo, máximo), asegurando así que la dosis completa (apropiada) de medicamento entra apropiadamente en el sistema respiratorio del paciente. Alternativamente, estas señales (señales activadas con la respiración) se pueden utilizar para aplicar progresivamente una potencia creciente a, o activar/desactivar secuencialmente, diferentes componentes del dispositivo de inhalación para conseguir la dosis óptima de inhalación.

Aún otras características y ventajas de la invención se podrán ver en la siguiente descripción detallada, tomada con relación a los dibujos adjuntos, en los que los números representa piezas, y donde:

La Figura 1 es una vista en perspectiva de un inhalador según la técnica anterior;

La Figura 2 es una vista en planta desde detrás del inhalador mostrado en la Figura 1;

La Figura 3 es una vista esquemática longitudinal de una sección del inhalador de la Figura 1.

La Figura 4 es un diagrama de bloques funcional del sistema de control de vibración de una realización de la Figura 1;

La Figura 5 es un diagrama de bloques funcional del sistema de control de vibración según otra realización de la invención;

Las Figuras 6-10 son diagramas de bloques funcionales del sistema de control de vibración de acuerdo con otras realizaciones más de la invención; y

La Figura 11 es una vista, similar a la Figura 3 de otra realización más de la invención.

La Figura 12 es una vista de una sección de un dispositivo de inhalación típico y del controlador acústico de la presente invención;

La Figura 13 es una vista expandida de una sección de la Figura 12;

La Figura 14 es un diagrama de bloques funcional de una realización preferida del controlador acústico de la presente invención;

La Figura 15 muestra una representación esquemática de la atracción de partículas de polvo cargadas negativamente hacia un apoyo con carga positiva en su superficie.

Las Figuras 1-3 ilustran una realización 10 de un inhalador hecho de acuerdo con nuestra susodicha patente U.S. Nº 5,694,920. El inhalador 10 incluye una carcasa 18 metálica o de plástico duro que tiene generalmente una sección longitudinal en forma de L. La carcasa 18 incluye cuatro aberturas 20, 28, 30 y 32 para el flujo de aire. El inhalador 10 incluye un conducto 26 principal de flujo de aire que se extiende la longitud de la carcasa 18 desde el frontal 22 (en la abertura 20) hasta la parte 24 trasera de la misma (en la abertura 28) y tiene generalmente una sección cuadrada, para permitir el flujo de aire a través del mismo (denotado mediante una flecha F en la Figura 1).

El conducto 31 de aire secundario tiene generalmente forma de L y se extiende longitudinalmente desde la abertura 30 en la superficie trasera 24 de la carcasa 18 hasta el conducto 26 principal. Una válvula 50 antirretorno está montada en la superficie 33 interior del conducto 26 principal mediante un mecanismo (no mostrado) convencional de articulación accionado por muelle, que está adaptado para provocar que la válvula 50 bloquee completamente el flujo S de aire a través del conducto 31 hacia el conducto 26 principal cuando la presión del flujo F de aire en el conducto 26 principal sea menor que un umbral predeterminado indicativo de la respiración de un usuario a través del conducto 26.

La cámara 54 de dispensación de polvo está formada en la carcasa 18 para alojar una cápsula 34 de medicación en polvo que se debe inhalar. La carcasa 18 incluye una porción 32 de panel móvil en la parte trasera 24 para permitir que la cápsula 34 se introduzca en la cámara 54 y se sitúe en el asiento 52 del medio 36 de vibración entre los medios 60A, 60B de guía. Preferiblemente, el medio 36 comprende una cubierta 37 protectora metálica o de plástico duro que aloja un vibrador 90 piezoeléctrico. (Figura 4). Preferiblemente, el vibrador 90 está acoplado mecánicamente a través de la cubierta 37 mediante un disco (no mostrado) al cartucho 34 de fármaco para permitir que se trasmita la máxima energía vibratoria desde el vibrador 90 a través de la cubierta 37 hasta el cartucho 34. Los medios 60A, 60B de guía incluyen dos superficies que se inclinan hacia abajo en dirección al asiento 52 para permitir una fácil introducción y retención de la cápsula sobre el asiento 52 en la cámara 51. El panel 32 extraíble incluye otra entrada 34 de aire para permitir un flujo S2 de aire adicional desde la cámara 51 a través el conducto 61 hasta el conducto 31 durante la inhalación del paciente. Preferiblemente, el panel 32 y la carcasa 18 incluyen medios (no mostrados) convencionales de acoplamiento para permitir que el panel 32 se pueda extraer y fijar a la carcasa por el usuario entre la introducción de cápsulas frescas (es decir, completamente llenas) y la extracción de cápsulas gastadas (es decir, vacías).

El inhalador 10 también incluye un sensor 40 en miniatura de velocidad o de presión de flujo de aire montado sobre la superficie interior del conducto 26 para detectar la velocidad y/o presión del flujo F de aire. Preferiblemente, el sensor 40 comprende un interruptor de compuerta convencional de muelles que genera señales electrónicas indicativas de la velocidad y/o presión de la corriente F de aire en el conducto 26, y transmite esas señales por medio de una conexión 42 eléctrica a una circuitería 48 de control electrónico contenida en la carcasa 18 para controlar la actuación del medio de vibración en función de esas señales.

Preferiblemente, la circuitería 48 de control está incorporada como un chip de circuitos integrados específico de la aplicación y/o algún otro tipo de chip de circuitos muy altamente integrados. Alternativamente, la circuitería 48 de control puede tomar la forma de un microprocesador o de componentes eléctricos y electrónicos discretos. Como se describirá con mayor detalle a continuación, la circuitería 48 de control determina la amplitud y frecuencia de la energía de accionamiento que se debe suministrar mediante una fuente 46 (por ejemplo, una o más baterías DC) de alimentación convencional al vibrador piezoeléctrico para controlar así la vibración del vibrador. La energía de accionamiento se suministra al elemento 90 piezoeléctrico a través de una conexión 44 eléctrica entre el vibrador y la circuitería 48.

El elemento 90 piezoeléctrico está hecho de un material que tiene una alta frecuencia, y preferiblemente una frecuencia de vibración de resonancia ultrasónica (por ejemplo, en torno a 15 a 100 MHz), y se hace que vibre con una frecuencia y amplitud particulares que dependen de la frecuencia y/o amplitud de la electricidad de excitación aplicada al elemento 90 piezoeléctrico. Ejemplos de materiales que se pueden utilizar para comprender el elemento 90 piezoeléctrico incluyen cuarzo y materiales cerámicos policristalinos (por ejemplo, titanato de bario y conductor de zirconato-titanato). Ventajosamente, haciendo vibrar el elemento 90 piezoeléctrico a frecuencias ultrasónicas, el ruido asociado a la vibración del elemento 90 piezoeléctrico a frecuencias más bajas (es decir, no ultrasónicas) se puede evitar.

Haciendo referencia específicamente a la Figura 4, se describirán a continuación los diferentes componentes funcionales y el funcionamiento de la circuitería 48 de control. Como entenderán los entendidos en la materia, aunque los componentes funcionales mostrados en la Figura 4 están dirigidos hacia una realización analógica de la circuitería 48 de control, los componentes de la Figura 4 se podrían modificar adecuadamente para implementar la circuitería 48 de control según una realización digital sin alejarse de esta realización 10 de la presente invención.

La circuitería 48 de control preferiblemente incluye un controlador 70 de actuación y un sistema 72 de control de realimentación de vibración. El controlador 70 de actuación comprende un mecanismo de conmutación convencional para permitir que la energía de accionamiento sea suministrada por la fuente 46 de alimentación al sistema 72 de control dependiendo de las señales suministradas al mismo desde el sensor 40 y del estado del interruptor 12 de alimentación. En otras palabras, el controlador 70 permite que la energía de accionamiento sea suministrada por la fuente 46 al sistema 72 cuando la barra deslizante de indicación del interruptor 12 se encuentre en la posición "EN FUNCIONAMIENTO" en el canal 16 y el sensor 40 de inhalación suministre señales al controlador 70 que indiquen que se está produciendo una inhalación a través del conducto 26 principal. Sin embargo, el controlador 70 no permite que la energía de accionamiento fluya desde la fuente al sistema 72 cuando, bien el interruptor 12 está en la posición "DESCONEXIÓN", o bien las señales suministradas al controlador 70 desde el sensor 40 indican que no se está produciendo inhalación a través del conducto 26.

Cuando el controlador 70 permita por primera vez que se suministre energía de accionamiento desde la fuente 46 al sistema 72 de control de realimentación, el sistema 72 entra en un estado de inicialización en el que se provoca que el medio controlable para suministrar una predeterminada frecuencia y amplitud de electricidad 74 de accionamiento genere señales de control para causar que el circuito 80 de bombeo convencional genere una frecuencia y amplitud iniciales deseadas de electricidad de accionamiento con base en valores almacenados de los mismos almacenados en el medio 82 de memoria de inicialización. Preferiblemente, el medio 74 comprende medios convencionales generador de barrido de frecuencias y generador de frecuencias, 76 y 78 respectivamente. Las señales generadas por el medio 74 son entonces suministradas al circuito 80 de bombeo de carga para hacer que el circuito 80 suministre la electricidad de accionamiento especificada por las señales al elemento 90 piezoeléctrico.

Preferiblemente, la frecuencia y amplitud iniciales de electricidad de accionamiento suministrada al elemento 90 piezoeléctrico es precalibrada para hacer que el elemento 90 piezoeléctrico vibre a su frecuencia de resonancia cuando no hay ningún cartucho de polvo ni polvo en el medio 36. Como apreciarán los entendidos en la materia, la máxima transferencia de energía vibratoria del elemento piezoeléctrico al polvo en el envase 34 tiene lugar cuando el elemento piezoeléctrico vibra a su frecuencia de resonancia. Se ha descubierto que esto resulta en la máxima disgregación y suspensión del polvo del envase 34 en el aire que debe ser inhalado por el usuario. Sin embargo, cuando el envase 36 o el polvo se disponen sobre el medio 36 de vibración, el peso y volumen del envase de polvo, y el peso, volumen y tamaño particular del polvo que será suspendido por el elemento piezoeléctrico pueden cambiar las características vibratorias del elemento piezoeléctrico, y provocar que el elemento piezoeléctrico vibre a una frecuencia diferente de su frecuencia de resonancia. Esto puede resultar en que el elemento piezoeléctrico transfiera una menor energía vibratoria al polvo, y de esta forma, disminuya la eficiencia del elemento piezoeléctrico en la disgregación y suspensión del polvo en el aire inhalado por el usuario.

El sistema 72 de control de realimentación supera este problema. En el sistema 72 de control, después de que la frecuencia y la amplitud de la electricidad de accionamiento hayan sido suministrados al elemento 90 piezoeléctrico, el medio 74 de generación de frecuencia genera sistemáticamente señales de control indicativas de muchas amplitudes y frecuencias diferentes de electricidad para su suministro al elemento 90 piezoeléctrico mediante el circuito 80. Como el medio 74 de generación "hace un ciclo por" las diferentes frecuencias y amplitudes, las características de transferencia instantánea de energía del elemento 90 piezoeléctrico para cada una de estas frecuencias y amplitudes diferentes son determinadas por el detector 88, que transmite esta información al detector 86 de picos de energía. El detector 86 de picos analiza las características instantáneas de transferencia de energía del elemento 90 piezoeléctrico y señaliza al controlador 84 de realimentación del tipo muestreo y retención cuándo las características de transferencia de energía están en un máximo local. El controlador 84 correlaciona estos máximos locales con las frecuencias y amplitudes comandadas por el generador 74 para que se suministren al elemento 90 piezoeléctrico.

Después de que el generador 74 de frecuencia haya terminado su barrido por las frecuencias y amplitudes de la energía suministrada al elemento 90 piezoeléctrico, el controlador 84 hace que el generador 74 haga un ciclo por las frecuencias y amplitudes de energía que resultaron ser máximos locales, y entonces determina cuál de estas frecuencias y amplitudes resulta tener las características óptimas de transferencia de transferencia de energía para el elemento 90 piezoeléctrico.

Completando el controlador 72 hay un reloj 500 que se dispara cuando la electricidad de accionamiento se suministra por primera vez al elemento 90 piezoeléctrico. El reloj 500 incluye un contador que evita una segunda activación del elemento piezoeléctrico durante un período de tiempo preestablecido. Por tanto, se previene la sobredosis y que el paciente haga un uso excesivo.

Durante el funcionamiento de la realización 10, el paquete 34 que contiene el fármaco es perforado e insertado sobre la superficie 52 del vibrador 36 en la cámara 51 de la forma descrita previamente. El interruptor de alimentación se sitúa en la posición "EN FUNCIONAMIENTO" y el usuario inhala aire a través del conducto 26, generándose un flujo F de aire a través del conducto 26. Esto provoca que la válvula 50 antirretorno se desvíe y admita un flujo S de aire a través de la abertura 30 hasta el conducto 26, y también provoca que pase un flujo S2 de aire a través de la abertura 34 y la cámara 51 hasta el conducto 26. La inhalación de la corriente F de aire es detectada por el sensor 40 y se señaliza al controlador 70 de actuación, que provoca que se suministre energía al controlador 72. El controlador 72 entonces ajusta la amplitud y la frecuencia de la energía de accionamiento suministrada al elemento piezoeléctrico hasta que se optimizan para conseguir la disgregación y suspensión mejores posibles del polvo P de la cápsula en la corriente F de aire mediante los flujos S y S2 de aire.

La Figura 5 ilustra otra realización de la invención. La Figura 5 es similar a la Figura 4, excepto porque el reloj 500 se sustituye por un contador 502 que cuenta el número de dosis suministradas por el dispositivo. El contador 502 está conectado a un visualizador 504 que muestra el número de dosis suministradas, o, opcionalmente, el número de dosis restantes.

La Figura 6 ilustra otra realización más de la invención. La realización de la Figura 6 es similar a la realización de la Figura 4, excepto porque el reloj 500 se sustituye por un equipo de monitorización interno que contiene un registro del uso del inhalador. Completando la realización de la Figura 6 hay una compuerta 510 a través de la cual un médico puede acceder, leer y/o extraer los datos del equipo 508 de monitorización, con los que puede determinar el cumplimiento del paciente.

La Figura 7 ilustra una realización más de la invención. La realización de la Figura 7 es similar a la realización de la Figura 4 excepto porque en la realización de la Figura 7 el reloj 500 cuenta el tiempo con el objetivo de recordar al paciente que utilice el inhalador. Por tanto, el reloj 500 está conectado a un generador 514 de tonos.

La Figura 8 ilustra una realización más de la invención. La realización de la Figura 8 es similar a la realización de la Figura 4, excepto porque incluye un reloj o contador 516 que envía una señal a un controlador 84 para alterar el tiempo de activación, es decir, hacer el período más corto o más largo, por lo que se altera la cantidad de fármaco suministrado, por ejemplo, para aumentar o disminuir la dosis a lo largo del tiempo. Alternativamente, el reloj 516 puede programarse para deshabilitar el inhalador una vez haya pasado una cierta fecha, es decir, para evitar el posible uso de fármacos caducados.

La Figura 9 ilustra una realización más de la invención. La Figura 9 es similar a la Figura 4, excepto porque el contador o reloj 500 se sustituye por un sensor 518 de temperatura. Ciertas medicaciones son sensibles al calor, y pueden ser perder sus propiedades, o volverse potencialmente peligrosas si son expuestos a altas temperaturas, por ejemplo, como podría ocurrir si el inhalador se abandona en un coche en un día soleado. El equipo 518 de monitorización de temperatura desactivará el controlador 72 en el evento de que se alcance una temperatura preestablecida. Si se desea, el equipo 518 de monitorización también podría incluir un visualizador que avise al paciente de que se ha alcanzado una temperatura preestablecida.

La realización de la Figura 10 es similar a la realización de la Figura 9 excepto porque en la realización de la Figura 10 el sensor de temperatura se sustituye por una "llave" como, por ejemplo, un teclado de tres botones mediante el cual se puede introducir el código de identificación del usuario para activar el dispositivo. Esto evitará que, por ejemplo, el inhalador lo utilice alguna persona diferente del paciente planeado, y podría prevenir, por ejemplo, que fármacos peligrosos o controlados fuesen utilizados por niños. Por facilidad de uso, la llave 520 puede permitir que el paciente (o farmacéutico) programe un código de identificación específico para el usuario planeado.

Con referencia a la Figura 11, que ilustra otra realización más de la invención, en la cual dos vibradores 90A, 90B piezoeléctricos están situados lado a lado dentro de la cubierta del inhalador. En esta realización, los elementos 90 piezoeléctricos están diseñados para vibrar a diferentes amplitudes y frecuencias, es decir, de forma que, por ejemplo, ventajosamente dos fármacos puedan ser dispersados simultáneamente desde el mismo inhalador, sin comprometer el rendimiento o el fármaco. Esto permite el suministro de dos fármacos que, siendo activos juntos, no son fáciles de almacenar conjuntamente. Por ejemplo, un se puede disponer un inhalador para el asma que contenga un broncodilatador, como albuterol, y un esteroide que puede requerir una configuración del elemento piezoeléctrico diferente. La realización de la Figura 11 incluye un controlador 112 precalibrado que incluye un primer y un segundo generadores 110A, 110B precalibrados de señal de control de frecuencia/amplitud, que suministra señales de control al circuito A de bombeo y al circuito B de bombeo, respectivamente. Por supuesto, el controlador 112 precalibrado puede ser reemplazado por un par de controladores de realimentación similares a los mostrados en la Figura 4.

Haciendo referencia ahora a las figuras 12 y 13, se representa una vista de sección de un conducto 212 de flujo de aire de un dispositivo 202 de inhalación. Se debe hacer notar desde el principio que el conducto 212 de flujo de aire representado en la Figura 12 es un conducto de flujo de aire generalizado de un dispositivo de inhalación típico, como los mencionados anteriormente. Sin embargo, la presente invención está pensada para ser adaptada a cualquier dispositivo de inhalación, independientemente de la geometría particular del conducto de flujo de aire. En su nivel más básico, la presente invención funciona proporcionando un sensor 208 de flujo de aire para detectar turbulencias del flujo de aire alrededor del sensor 208 (es decir, el caudal de aire inspirado por un usuario del inhalador) y para controlar diferentes componentes del dispositivo 202 de inhalación, como una función de la amplitud y/o frecuencia de la turbulencia del flujo de aire, como se describe a continuación.

Como se muestra en la Figura 12, el aire 110 (u otro fluido) entra en el conducto 212 de flujo de aire típicamente por la actividad respiratoria de un paciente que inhala del dispositivo 202. Al fluir el aire 210 a través del conducto 212, una porción del mismo fluye a través de la abertura 206 del conducto 202 hasta dentro de la cavidad 204. Situado dentro de la cavidad 204 hay un dispositivo 208 sensor de flujo de aire. El dispositivo 208 sensor de flujo de aire es un dispositivo sensor acústico, por ejemplo, un micrófono. El micrófono 208 está adaptado para producir señales 248 apropiadas en respuesta al flujo de aire detectado dentro de la cavidad 204. La amplitud y frecuencia del flujo de aire dentro de la cavidad 204 es una función de del caudal 210 de aire dentro del conducto 212 de aire del dispositivo 202. Por tanto, las señales 248 de salida del micrófono 208 variarán tanto en frecuencia como en amplitud como una función del caudal de aire dentro de la cavidad (que es una función del caudal dentro del conducto 212), y por tanto, se puede usar para controlar diferentes componentes del inhalador 202 como una función de la frecuencia y/o amplitud, como se describe a continuación. Los entendidos en la materia apreciarán que la forma de la cavidad 204 y el tamaño de la abertura 206 se eligen de acuerdo con la geometría particular del conducto 212 de aire, el caudal 210 de aire a través del conducto 212 y/o la respuesta en frecuencia y/o sensibilidad del micrófono 208; y todas estas variaciones están dentro de la presente invención. Preferiblemente, como se hace notar arriba, la forma de la cavidad 204 y el tamaño de la abertura 206 se eligen para permitir que al menos una porción del aire dentro del conducto 202 entre en la cavidad 204 con suficiente amplitud como para inducir una respuesta del micrófono 208.

Haciendo referencia ahora a la Figura 13, se muestra una vista en sección expandida de una realización del sensor (descrito con referencia a la Figura 12, arriba) de flujo de aire en un inhalador de polvo en seco, como se describe en la patente U.S. 5,694,920. Representados en la Figura 13 están los componentes de un inhalador 202 de polvo en seco típico. Se dispone una pieza 246 de boquilla para que un usuario (es decir, paciente) inhale del dispositivo 202. Se dispone un mecanismo 228 vibratorio de alta frecuencia (por ejemplo, un elemento piezoeléctrico, un transductor acústico ultrasónico u otro mecanismo vibratorio electromecánico, etc) para hacer vibrar un envase 220 (por ejemplo, una cápsula en forma de ampolla) de medicamento 250 en polvo seco para suspender partículas del medicamento en el conducto 212 de aire. Para ayudar más en la suspensión de las partículas, se puede disponer una placa 226 de potencial electrostático para atraer las partículas de una cierta carga (es decir, una carga opuesta a la de la placa 226 electrostática) dentro de la corriente 210 de aire. En esta realización, una porción 210' del aire 210 atraído dentro del conducto 212 de aire es inducida a entrar dentro de la cavidad 204, para ser detectada por el elemento 208 de micrófono. Al detectar un flujo de aire, el elemento de micrófono produce señales 248 de salida proporcionales en amplitud y frecuencia al caudal de aire del conducto 212 de aire. Las señales 248 de salida se usan para controlar, bien el vibrador 228 de alta frecuencia y/o la placa 226 electrostática, o bien otros componentes del inhalador, como se describe abajo.

La Figura 14 es una representación en diagrama de bloques del sistema de control acústico de la presente invención para un inhalador de polvo en seco. Como se describió anteriormente, el elemento 208 de micrófono produce señales 248 en respuesta al flujo 210' de aire detectado. Estas señales son procesadas por un procesador 230 de amplitud/frecuencia para acondicionar las señales 248 y para determinar la amplitud y/o frecuencia de las señales 248 de salida. El procesador de amplitud/frecuencia produce señales 248' de salida para controlar el vibrador de alta frecuencia y/o la placa electrostática. Para esto, las señales 248' de salida se alimentan a un circuito 240 y/o 232 comparador y se comparan con una señal, 242 y/o 234 respectivamente, de umbral de referencia.

Se debe entender que las señales 248 y 248' son indicativas del caudal 210 de aire, descrito arriba. La presente invención está pensada para poder ser controlada como una función de la frecuencia y/o amplitud de las señales 248, por tanto, el procesador de amplitud/frecuencia pude ser adaptado para acondicionar las señales 248 en términos de amplitud o frecuencia o ambas. El umbral 242 del vibrador de alta frecuencia produce una señal 252 que representa el mínimo voltaje y/o frecuencia requeridos para activar el controlador 244 del vibrador de alta frecuencia (que, a su vez, activa el vibrador 226 de alta frecuencia). El comparador 240 compara la señal 252 con la señal 248' y si las señales tienen igual amplitud y/o frecuencia (dentro de un margen de error predeterminado), el comparador activa el controlador 244 del vibrador de alta frecuencia, que activa y controla directamente el vibrador 226 de alta frecuencia. De un modo similar, el controlador 236 del deflector de la placa electrostática se activa cuando se igualan las señales 248' y 254 en el comparador 232. El umbral 234 del detector de la placa electrostática produce una señal 254 que representa el mínimo voltaje y o frecuencia requeridos para activar la placa 226 electrostática.

Se dispone un procesador 238 de capacidad de inspiración para calcular el pico de flujo 210 de inspiración (representado por las señales 248 y 248') del paciente. Aunque no se muestra en los dibujos, esta información se puede usar para ajustar las señales de umbral del umbral 242 del vibrador de alta frecuencia y/o del umbral 234 del detector de la placa electrostática. Por supuesto, para conseguir esto, el umbral 242 del vibrador de alta frecuencia y/o el umbral 234 del detector de la placa electrostática deben ser programables, como es conocido en la técnica. De esta forma, el micrófono 208 puede ser programado para que dispare los diferentes componentes del inhalador para ajustarse a las variaciones en los caudales de inspiración entre pacientes o individualmente. Por tanto, por ejemplo, el esquema de control del inspirador de la presente invención puede autoajustarse para tener en cuenta la disminución de caudal de inspiración provocada por, por ejemplo, una reducción de la capacidad pulmonar. Alternativamente, el procesador 238 puede ser modificado para activar de forma secuencial los diferentes componentes descritos (por ejemplo, vibrador, placa electrostática, etc) en el presente documento en los momentos de inhalación óptima (por ejemplo, el pico del esfuerzo de inhalación). Así, por ejemplo, el procesador 238 puede ser modificado para activar el vibrador en un momento justo anterior al pico del esfuerzo de inhalación del usuario, para, a continuación, activar la placa electrostática, induciendo así la entrada del medicamento en la corriente de aire en un momento que produce la absorción respiratoria óptima del medicamento. Además, el procesador 238 puede ser dotado de la memoria adecuada para hacer un seguimiento del caudal de inspiración de un paciente, que puede ser usado para ajustar el medicamento 250 en polvo para obtener el máximo beneficio de la medicación.

Son posibles muchas modificaciones, alternativas y equivalentes. Por ejemplo, el procesador 230, los generadores 234 y 242 de señal de umbral, los comparadores 242 y 232 pueden ser cualquier circuitería analógica o digital (por ejemplo, un microprocesador) conocida y/o software asociado para conseguir las funcionalidades descritas en el presente documento. Aunque los diferentes componentes descritos en la Figura 14 han sido descritos de un modo modular, aquellos entendidos en la materia entenderán que cada uno de estos componentes pueden ser componentes discretos estándar o personalizados, o pueden incluirse en un único sistema unificado.

La presente puede ser modificada permitiendo que las señales 248 y 248' del micrófono controlen directamente la activación del vibrador 228 de alta frecuencia y/o la placa 226 electrostática, evitando así los comparadores 240 y/o 232. De esta forma, el micrófono 208 se puede adaptar para que active estos componentes de manera digital que no dependa del caudal. También, los entendidos en la materia entenderán que los circuitos 242 y 234 de umbral, los procesadores 230 de amplitud/frecuencia y el procesador 238 de capacidad de inspiración se pueden adaptar para permitir que el usuario (paciente) pueda efectuar control y ajustes definidos por el usuario (es decir, la mínima tasa de flujo para activación, etc).

Además, los comparadores 240 y 232 pueden ser adaptados para permitir la generación de señales de activación basadas en la diferencia en energías y/o frecuencias de la señal. Por tanto, por ejemplo, el vibrador de alta frecuencia se puede adaptar para que se active sólo cuando se ha conseguido una frecuencia de la señal de 1 KHz, mientras que la placa electrostática sólo se activará cuando se haya conseguido una energía de la señal de 35 mV.

También son posibles otras modificaciones. Por ejemplo, el micrófono 208 puede situarse directamente en la pared interna del conducto 212 de flujo de aire del dispositivo 202, en vez de dentro de la cavidad 204. También, como se muestra en la Figura 12, se puede disponer un generador 214 de turbulencias para generar turbulencias de aire dentro del conducto 212 de aire. Esta modificación, por ejemplo, se puede utilizar en un dispositivo de inhalación que de otra forma no permitiría que una porción 210' del aire 210 entrara en la cavidad 204. Además, en vez de un micrófono 208, el elemento acústico puede ser cualquier transductor conocido de presión de fluidos (por ejemplo, un transductor de presión de aire) que tenga como salida señales adecuadas como una función de la presión (amplitud) del fluido y/o frecuencia. De acuerdo con esto, la presente invención puede ser modificada adecuadamente para que funcione en cualquier medio (diferente del aire) fluido, para proporcionar control acústico automático.

También son posibles otras modificaciones. Por ejemplo, aunque no se muestra en los dibujos, la presente invención puede estar dotada de un temporizador controlado por las señales 248'. El temporizador se puede modificar de forma adecuada para que controle un programa consistente en cuándo se debe activar el dispositivo para evitar, por ejemplo, una sobredosis. Así, por ejemplo, el temporizador se puede modificar para permitir sólo la activación de los componentes del dispositivo en ciertos momentos del día. Aún más, el temporizador puede ser adecuadamente modificado para permitir la descarga de datos relacionados con el uso (por ejemplo, momento del día en que fue usado, dosis de medicamento, esfuerzo de inhalación, etc.). Estos datos pueden ser particularmente relevantes para ensayos clínicos en los que es importante hacer un seguimiento de la dosis recomendada y los momentos de toma de la medicación. Por supuesto, la descripción anterior se podría conseguir con un contador o similar, que simplemente cuente la cantidad de veces que se ha utilizado el dispositivo.

Aunque la presente invención se ha dirigido a un esquema de control acústico para un inhalador 202 de polvo en seco, la presente invención no se limita a esto. Por el contrario, la presente invención está pensada para adaptarse a cualquier dispositivo de inhalación que pueda requerir un mecanismo de control (como el descrito en el presente documento) basado en la detección de la respiración (inhalación). Por ejemplo, un dispositivo de anestesia podría modificarse con el sensor de respiración y el controlador descritos en el presente documento para monitorizar y controlar la cantidad de anestésico que recibe un paciente. Adicionalmente, el elemento de detección acústica se puede utilizar para medir los picos de flujo de inspiración y/o espiración de un paciente particular, y almacenar esta información para su descarga y análisis.

Con referencia a la Figura 15, se ilustra una cámara 314 que contiene partículas de polvo en seco en forma de aerosol de un fármaco o producto farmacéutico 310. Estas partículas 310 se suspenden en el aire y tienen una carga, por ejemplo, una carga negativa. También en la cámara hay una superficie 312 de apoyo que tiene una carga opuesta a la de las partículas. La superficie 312 de apoyo atraerá un cierto número de partículas 310 cargadas suficiente como para neutralizar la carga sobre la superficie 312 del apoyo. Esta superficie del apoyo es del tipo que puede mantener una carga eléctrica discreta sobre su superficie, como un material aislante, por ejemplo, plástico o un material semiconductor, como selenio, utilizado en la industria de la fotocopia.

La cantidad real de fármaco o producto farmacéutico en polvo transferido a la hoja portadora es una función de la relación entre masa y carga de las partículas de polvo. Si se supone la saturación de la superficie, la cantidad de carga arrastrada por las partículas está directamente relacionada con el área de la superficie. Para partículas esféricas, la carga varía con el cuadrado del radio y la masa varía con el cubo. Por tanto, la cantidad de partículas cargadas atraída por una porción dada de la superficie del portador de carga será una función de la carga total en el portador. Por tanto, con una densidad superficial de carga del portador dada, la cantidad de fármaco o producto farmacéutico en polvo atraída es directamente proporcional al área cargada. Por tanto, para doblar la cantidad de fármaco o producto farmacéutico que se atraiga, y por tanto la cantidad de la dosis, el área que se carga se debe doblar. Esto se puede usar como un método básico para controlar la cantidad de polvo que será atraído por el portador. Por tanto, para cualquier distribución de polvo o de tamaño de partícula, el área y cantidad de carga exactos que se necesitan se pueden determinar experimentalmente.

Todavía se podrían realizar otras modificaciones y variaciones de la invención descrita en el presente documento, y están pensadas para estar dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

Claims (4)

1. Un dispositivo (202) de inhalación para suministrar medicación en polvo desde un envase (220) de almacenamiento de medicación a un paciente, que comprende:

un conducto (212) a través del cual dicha medicación en polvo es suministrada desde dicho envase de almacenamiento de medicación,

un controlador dispuesto en dicho conducto de aire, comprendiendo dicho controlador un elemento (208) acústico adaptado para producir señales (248) representativas de la frecuencia y/o amplitud de dicha turbulencia de flujo de fluido, o un transductor de presión de fluido adaptado para producir señales como una función de la amplitud y/o frecuencia de la presión del fluido, un vibrador (228) de alta frecuencia para hacer vibrar y disgregar la medicación en polvo para inducir que dicha medicación entre en dicho fluido y, como una opción, una placa (226) electrostática para atraer partículas hacia dicha placa electrostática y hacia dicho fluido, estando controlada la activación/desactivación de dicho vibrador (228) de alta frecuencia por las señales (248) de salida de dicho elemento (208) acústico o de dicho transductor de presión de fluido.

2. Un dispositivo de inhalación de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho elemento (208) acústico es un micrófono.

3. Un dispositivo de inhalación de acuerdo con la reivindicación 1 o la reivindicación 2, donde dicho controlador comprende además un procesador (238) de capacidad de inspiración para procesar datos relacionados con un caudal de fluido alrededor de dicho elemento acústico o dicho transductor de presión de fluido y para utilizar dichos datos para controlar además dicha activación/desactivación, incluyendo dichos datos preferiblemente un caudal mínimo y máximo que es indicativo del esfuerzo de inspiración y/o espiración de un usuario de dicho dispositivo de inhalación.

4. Un dispositivo de inhalación de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, donde dicho controlador comprende además un temporizador para controlar el tiempo/frecuencia de activación de dicho dispositivo de inhalación.