ES2284226T3

ES2284226T3 - Dispositivo para proporcionar medicamentos en aerosol.

Info

Publication number: ES2284226T3
Application number: ES99110369T
Authority: ES
Inventors: John S. Patton; Robert M. Patton
Original assignee: Nektar Therapeutics
Current assignee: Nektar Therapeutics
Priority date: 1991-07-02
Filing date: 1992-07-02
Publication date: 2007-11-01
Anticipated expiration: 2012-07-02
Also published as: KR940701282A; EP0940154A3; DE69230613T2; DE69233690T2; EP1693080A2; JP3230056B2; US5458135A; ATE189124T1; EP0940154A2; WO1993000951A1; DK0592540T3; ATE359842T1; US6138668A; ES2141108T3; GR3032973T3; DE69233690D1; EP1693080A3; US5775320A; AU662919B2; EP0592540A1

Abstract

DISPOSITIVO PARA ADMINISTRAR CON PRECISION DOSIS EN AEROSOL DE UN MEDICAMENTO, QUE DISPERSA UNA CANTIDAD MEDIDA DE FARMACO EN UN VOLUMEN MEDIDO DE GAS - VEHICULO, Y TRANSFIERE EL AEROSOL RESULTANTE A UNA CAMARA ANTES DE SU INHALACION POR UN PACIENTE. LA CAMARA SE LLENA EFICAZMENTE CON EL AEROSOL, Y LA INHALACION POR EL PACIENTE HACE QUE LA DOSIS DE AEROSOL PASE A LOS PULMONES. ESTO VA SEGUIDO POR LA INHALACION DE AIRE ATMOSFERICO QUE HARA QUE LA DOSIS INICIAL PASE HASTA EL INTERIOR MAS ALEJADO DEL PULMON. EL APARATO INCLUYE CONVENIENTEMENTE UN REGULADOR DE DOSIS, UN CONTADOR, UN RELOJ, UN RECORDATORIO DE LA DOSIS Y UNA SEÑAL QUE INDICA CUANDO LA DOSIS ESTA PREPARADA PARA INHALACION. SE EXPONEN LOS DISEÑOS OPTIMOS DE LA CAMARA.

Description

Dispositivo para proporcionar medicamentos en aerosol.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

Esta invención se refiere a una estructura para administrar por inhalación dosis medidas con precisión de un producto terapéutico.

Un mecanismo exacto para proporcionar dosis precisas de fármacos en aerosol al interior de los pulmones de una persona ha sido el objetivo de muchos expertos en esta técnica. Uno de los dispositivos más populares para la entrega de aerosoles es el inhalador de dosis medidas accionado por agente impulsor (MDI), que libera una dosis medida de medicina en cada actuación. Aunque estos dispositivos pueden ser útiles para muchas medicinas, sólo un pequeño porcentaje variable de la medicina es enviada a los pulmones. La alta velocidad lineal con la que la dosis abandona el dispositivo, unida a una evaporación incompleta de los agentes impulsores, hacen que gran parte de la medicina choque con la garganta y se adhiera a la parte posterior de ella. Este impacto y adherencia crea una concentración local de medicinas, muchas de las cuales son deglutidas eventualmente. En la técnica, esta zona de impacto es denominada "punto caliente", y puede producir inmunosupresión local y desarrollo de infecciones por hongos con brocoesteroides. Por ejemplo, con broncodilatadores, la dosis ingerida puede contribuir a que aparezcan efectos colaterales sistémicos indeseados tales como temblores y taquicardias.

Los MDI citados requieren también un cierto grado de coordinación entre la activación y la inhalación. Muchos pacientes son incapaces de hacerlo, en especial los niños de poca edad y los ancianos. En un esfuerzo por evitar las limitaciones citadas de los MDI, otros técnicos han interpuesto unos "espaciadores" entre el MDI convencional y el paciente. La función principal de estos espaciadores es proporcionar un volumen extra para dar tiempo a la evaporación en aumento de las gotitas del propulsor antes de la inhalación, y reducir así la velocidad e impacto de la medicina contra la parte posterior de la garganta. Aunque los espaciadores suprimen algunas de las desventajas del MDI convencional, se ha comprobado que gran parte de la medicina que normalmente puede haberse depositado sobre la garganta, permanece en el espaciador, y la dosis total que llega a los pulmones es pequeña. Se ha comprobado que con los MDI convencionales, aproximadamente sólo un 8% de la medicina alcanza el interior de los pulmones. Cuando el MDI está equipado con espaciador, el 13%, aproximadamente, de la medicina alcanza los pulmones.

Otros expertos en esta técnica han intentado proporcionar una dosis medida de un medicamento mediante el uso de inhaladores de polvo seco (DPI). Tales dispositivos se basan, normalmente, en la inspiración de una ráfaga de aire succionado a través de la unidad. No obstante, estas unidades resultan desventajosas ya que la fuerza de inspiración varía considerablemente de una persona a otra. Algunos pacientes son incapaces de generar un flujo suficiente que active la unidad. Los DPI presentan muchas de las desventajas de los MDI, en cuanto que un alto porcentaje del medicamento es depositado en la garganta debido a una dispersión incompleta de las partículas y al impacto con la parte posterior de la garganta. Aunque el tamaño de bolsillo de los MDI y DPI resulta muy conveniente, tienen desventajas, algunas de las cuales se han citado antes.

Otros expertos en esta técnica ofrecen sistemas de entrega de nebulización acuosa refinada. Aunque tales sistemas requieren un compresor de gas continuo, lo que les hace menos portátiles que los MDI y DPI, muchos nebulizadores proporcionan un aerosol de baja velocidad que puede ser inhalado lenta y profundamente dentro de los pulmones. No obstante, la precisión en la entrega de las dosis sigue siendo un problema importante, y es difícil determinar la cantidad de medicamento que ha recibido el paciente. La mayor parte de los nebulizadores trabajan de manera continua durante la inhalación y la exhalación. La dosis depende del número y la duración de cada respiración. Además de la frecuencia y duración de la respiración, el caudal, etc., la fuerza de la respiración con la que se inhala de un nebulizador puede afectar al tamaño de las partículas de la dosis inhalada. La inhalación del paciente actúa como una bomba de vacío, que reduce la presión en el nebulizador. Una respiración fuerte puede succionar fuera del nebulizador partículas mayores indeseadas. Por otra parte, una respiración débil succionará del nebulizador una cantidad de medicamento insuficiente.

En los últimos años se han utilizado también ventiladores y dispositivos electromecánicos para la entrega de materiales inhalables a un paciente. Estos dispositivos permiten la mezcla de un medicamento nebulizado dentro del aire del circuito de respiración, sólo durante períodos preestablecidos de un ciclo de respiración. Un ejemplo de este tipo de máquina es el sistema que enseñan Edgar y col. en su patente de los EE.UU. n1 4.677.975, concedida en Julio de 1987, en la que un nebulizador está conectado a una cámara a la que, a su vez, está conectada una pieza de boca, una válvula de salida, y una válvula de entrada. Un detector de respiración y un temporizador se utilizan para entregar materiales nebulizados al paciente durante una parte del ciclo de respiración. No obstante, en el aparato de Edgar y en otros de este tipo, la fuerza de entrada del paciente puede afectar al funcionamiento del nebulizador, con muchas de las consecuencias antes mencionadas. Además, la cantidad de material nebulizado entregado en cada respiración puede variar significativamente, lo que contribuye a obtener una dosis total imprecisa. En una modificación de Edgar y col. (Elliott y col. (1987) Australian Paediatr. J. 23:293-297), la acción de llenar la cámara con el aerosol es temporizada para que se produzca durante la fase de exhalación del ciclo de respiración, de modo que paciente no inhale a través del dispositivo durante la nebulización. No obstante, este diseño requiere que el paciente mantenga un modelo de respiración rítmicamente constante hacia dentro y hacia fuera del dispositivo, lo que constituye un inconveniente y puede contaminar dicho dispositivo con microbios orales. Además, no hay disposición alguna en los aparatos para capturar eficientemente el aerosol en la cámara, de modo que deben hacerse 80 inspiraciones o más para obtener una dosis del medicamento.

La entrega de proteínas terapéuticas y polipéptidos por inhalación presenta problemas adicionales. Muchas medicinas proteínicas son producidas por recombinación, por lo que pueden resultar muy costosas. Por tanto, es importante reducir la pérdida de un fármaco proteínico dentro del dispositivo de entrega, o preferentemente eliminarla. Es decir, que sustancialmente todos los fármacos cargados inicialmente dentro del dispositivo deben ser aerosolizados y entregados al paciente sin perdidas dentro de dicho dispositivo, o liberadas fuera de dicho dispositivo. Además, los fármacos proteínicos deben ser entregados al paciente bajo condiciones tales que permitan su máxima utilización. En particular, dichas medicinas proteínicas deben ser dispersadas por completo en partículas pequeñas, dentro de un margen preferido de 1 \mum a 5 \mum, que son enviadas preferentemente a la zona alveolar de los pulmones. La cantidad de fármaco proteínico entregada al paciente en cada respiración debe ser dosificada también con precisión, de modo que la dosis total de ella puede ser controlada con seguridad. Finalmente, sería deseable permitir la entrega de aerosoles altamente concentrados del fármaco proteínico, de modo que pueda reducirse el número de inspiraciones requeridas para una dosis dada, aumentando así la precisión y reduciendo el tiempo total requerido para la administración.

Descripción de la técnica anterior

Las patentes de los EE.UU. núms. 4.926.852 y 4.790.305 describen un tipo de "espaciador" para uso con un inhalador de dosis medidas. Dicho espaciador define un volumen cilíndrico grande que recibe una ráfaga del medicamento dirigida axialmente desde un suministro de él accionado por un propulsor. La patente de los EE.UU. n1 5.027.806 es una mejora con respecto a las patentes 4.926.852 y 4.790.305, que cuenta con una cámara contenedora cónica que recibe una ráfaga axial del fármaco. La patente de los EE.UU. n1 4.624.251 describe un nebulizador conectado a una cámara de mezcla para permitir un reciclado continuo de gas a través del nebulizador. La patente de los EE.UU. n1 4.677.975 se ha descrito anteriormente. La solicitud de patente europea 347779 describe un espaciador expandible para un inhalador de dosis medida, que cuenta con una válvula unidireccional en la pieza de boca. El documento WO 90/07351 describe un inhalador oral de polvo seco que tiene una fuente de gas a presión (una bomba de pistón) que succiona una cantidad medida de polvo dentro de una disposición venturi.

La patente de los EE.UU. núm. 4.558.70 describe un método y un aparato para permitir la introducción precisa de aerosoles que contengan, por ejemplo, sustancias irritantes o similares en el tracto pulmonar o las vías respiratorias de un paciente. Se cuentan los ciclos de respiración del paciente y, después de un número de ciclos de respiración normales y durante un período de tiempo limitado de la fase de inhalación de un ciclo de respiración y tras el comienzo de la fase de inhalación, se le administra al paciente una cantidad predeterminada de aerosoles merced a la aplicación de aire comprimido a una presión controlada a un atomizador o generador de una niebla de aerosol; se percibe la iniciación de la inhalación, por ejemplo mediante un transductor de presión, cuya salida está conectada a una etapa de umbral que percibe la inhalación y la exhalación, respectivamente, y estableciendo un período de retardo de tiempo de, por ejemplo, menos de la mitad de la duración normal de la fase de inhalación del paciente que, entonces, inicia el cómputo de un intervalo de temporización mediante un circuito monoestable que, durante el período de tiempo del mismo, aplica el aire comprimido controlado al atomizador, interrumpiéndose la alimentación de aire comprimido y terminándose así la atomización, tiempo antes del término del ciclo de inhalación y, preferiblemente, menos de 1/2 segundo, por ejemplo menos de 0,3 segundos, de manera que la cantidad de aerosoles se controle con precisión y llegue a los alvéolos para ser absorbida en los pulmones de forma que el conducto respiratorio quede esencialmente libre de aerosoles contaminantes.

La patente de los EE.UU. núm. 4.986. 269 describe un aparato de terapia respiratoria empleado como atomizador para medicamentos y/o un denominado respirador y/o un dispensador de oxígeno. En el aparato del invento, la administración de oxígeno o de aire a un paciente se interrumpe, como muy tarde, cuando se inicia la fase de exhalación. Esto se ha conseguido, en el aparato del presente invento, utilizando un captador de presión que observa la presión diferencial del flujo y que, además, proporciona el control de una válvula electromagnética que está dispuesta para cerrar y abrir una conducción de presión. Al comienzo de la fase de inspiración, la presión diferencial es transmitida por una conexión de señal al captador de presión. El captador de presión controla, además, la válvula electromagnética, abriendo la conducción de presión. El captador de presión que mide la presión diferencial ha sido conectado, de acuerdo con el presente invento, a través de una conexión de señales, con una máscara de oxígeno, a boquillas para suministrar oxígeno por la nariz, a un atomizador o a un respirador.

La patente de los EE.UU. 3.921.637 describe un inhalador para medicamentos en polvo que comprende un alojamiento que tiene una cámara para recibir una cápsula que contiene una dosis del medicamento a administrar. Un conducto del alojamiento tiene un extremo que desemboca a la atmósfera y el otro extremo del conducto desemboca en una boquilla que puede ser introducida en la boca de un usuario. Un paso conecta la cámara al conducto y está prevista una bomba accionada manualmente para suministrar aire comprimido a la cámara. Un perceptor de flujo está dispuesto en el conducto y hay una válvula para impedir que el aire comprimido y el medicamento entren en el conducto, así como medios para hacer funcionar la válvula y permitir que entren aire y medicamento en el conducto cuando el perceptor de flujo detecta que un usuario inhala por el conducto. La válvula está situada entre la bomba y la cámara, y la cápsula y la cámara están dispuestas y dimensionadas de manera que todo el aire suministrado por la bomba circule a través de la cápsula cuando se abre la válvula.

La patente de los EE.UU. 4.534.343 describe un inhalador dosificador para la inhalación de medicación contra el asma. Una cámara de aire cilíndrica, erecta, tiene una estructura en la parte superior para recibir un bote de medicamento a presión contra el asma y para conducir dosis del mismo a la cámara de aire. En el fondo de la cámara de aire está prevista una válvula unidireccional para admitir aire pero para evitar el escape de niebla. En la parte superior de la cámara está prevista una boquilla, en un lado de la misma, para que un paciente la introduzca en su boca. Un diafragma desviable está previsto en cooperación con la boquilla, de forma que cuando inhale un paciente, el diafragma se desvíe para permitir que se inhale la niebla de la cámara de aire, entrando el aire por la válvula unidireccional del fondo de la cámara de aire, para reemplazar a la niebla. Cuando el paciente exhala, el diafragma se cierra y el aire exhalado es derivado al exterior.

Sumario del invento

De acuerdo con el presente invento, se proporciona un aparato manual, portátil, para producir una dosis en forma de aerosol de un medicamento para su administración a un paciente, como se define en las reivindicaciones
adjuntas.

La presente invención proporciona un aparto para producir una dosis aerosolizada (en forma de aerosol) de un medicamento para subsiguiente inhalación por un paciente. El invento puede utilizarse en un método que comprenda, primero, dispersar una cantidad preseleccionada del medicamento en un volumen predeterminado de gas, usualmente aire. La dispersión está formada por un polvo seco, por ejemplo, por arrastre del polvo en una corriente de aire que fluye procedente de un depósito, utilizando un sistema venturi u otra boquilla de dispersión. La presente invención se basa en hacer fluir sustancialmente la totalidad de la dosis aerosolizada dentro de una cámara inicialmente llena de aire y abierta al ambiente a través de una pieza de boca. La dosis aerosolizada del medicamento fluye al interior de la cámara en condiciones que dan por resultado un desplazamiento eficiente del aire con el material aerosolizado. La expresión "desplazamiento eficiente" quiere decir que, al menos el 40% en peso del material aerosolizado que penetra en la cámara permanecerá aerosolizado y suspendido dentro de ella, quedando así disponible para la inhalación subsiguiente a través de la pieza de boca. Quiere decir también que muy poco o nada del material aerosolizado escapará de la cámara antes de la inhalación por el paciente. Un eficiente desplazamiento del aire y relleno de la cámara pueden conseguirse mediante el diseño apropiado de dicha cámara, como se expone más adelante.

Después de que el medicamento aerosolizado ha sido transferido a la cámara, el paciente inhalará toda la dosis en una única inspiración. Usualmente, el volumen total del medicamento aerosolizado y del aire dentro de la cámara será, sustancialmente, menor que la capacidad de inspiración media del paciente siendo, típicamente, de unos 100 ml a unos 750 ml. De este modo, el paciente puede inhalar primero toda la cantidad de fármaco presente en la dosis, y continuar en la misma respiración para tomar aire de la atmósfera, que pasa a través de la cámara y ayuda a conducir el aire más abajo, al interior de la zona alveolar de los pulmones. De manera conveniente, las operaciones de aerosolizar el medicamento, rellenar la cámara, e inhalar el contenido de ella, pueden repetirse las veces que sean necesarias para proporcionar al paciente la dosis total deseada de medicamento.

Los medios para poner el medicamento en forma de aerosol pueden consistir en un dispositivo de dispersión, y el medicamento puede ser aerosolizado a partir de una composición en forma de líquido o de polvo seco, del medicamento. La cámara de contención recibe, preferiblemente, el medicamento aerosolizado desde el dispositivo de dispersión. La cámara está diseñada y conectada, de preferencia, al dispositivo de dispersión, de tal modo que el medicamento aerosolizado entrará en la cámara y desplazará eficazmente el volumen de aire interno, como se ha descrito en lo que antecede. El volumen de la cámara será, al menos, tan grande como el volumen máximo esperado de medicamento aerosolizado a transferir desde el dispositivo de dispersión. Usualmente, el volumen de la cámara será mayor que el volumen del aerosol con el fin de reducir las pérdidas por la boquilla, siendo volúmenes ilustrativos de la cámara los comprendidos en el margen de desde 100 ml a 750 ml, como se ha descrito anteriormente. E volumen de medicamento aerosolizado estará, usualmente, en el margen de desde 50 ml a 750 ml cuando el dispositivo de dispersión sea un nebulizador de líquido, y de 10 ml a 200 ml cuando el dispositivo de dispersión sea un dispersador de polvo seco, como se describe con mayor detalle en lo que sigue. Con el fin de mejorar la eficiencia del llenado, la cámara definirá, preferiblemente, una vía de flujo interna de manera que el medicamento aerosolizado que entre seguirá dicha vía y desplazará al aire de la cámara sin pérdida sustancial de medicamento por la boquilla. Alternativamente, la cámara puede incluir un tabique que actúe para atrapar un aerosol a alta velocidad, en particular los asociados con dispersiones de polvo seco.

En una realización preferida, la cámara es, en general, cilíndrica, y está conectada al dispositivo de dispersión por medio de una lumbrera de entrada de aerosol dispuesta tangencialmente y situada en un extremo del cilindro. La pieza de boca está situada en el extremo opuesto del cilindro, y el medicamento aerosolizado que fluye dentro de la cámara lo hará según un camino de flujo en general de vórtice, definido por la pared interna de dicha cámara. Mediante la disposición también de una entrada de aire ambiental en el mismo extremo de la cámara cilíndrica, el paciente puede inhalar primero el medicamento, y después respirar cantidades sustanciales de aire ambiental, barriendo así el interior de la cámara para retirar de modo eficiente y sustancial todo el medicamento aerosolizado presente, y ayudando a que el medicamento penetre más hacia el interior de los pulmones del paciente.

En otras realizaciones preferidas, la entrada de aire ambiental de la cámara será protegida típicamente a través de una estructura de válvula unidireccional, que permite que el aire fluya hacia dentro, pero bloquea el flujo hacia fuera del aerosol, de modo que dicho aerosol no se perderá al penetrar en la cámara. La cámara puede comprender también unos desviadores de vórtices, típicamente en forma de cilindro cónico o tubo alineado axialmente dentro de la cámara, para reducir la dispersión del aerosol dentro de ella y mejorar la eficiencia de la entrega.

En una realización alternativa preferida, la cámara es generalmente cilíndrica, con una lumbrera de entrada de aerosol orientada axialmente, situada en un extremo. La boquilla está situada en el otro extremo del cilindro, y un tabique interno está situado entre la entrada de aerosol y la boquilla para impedir el paso directo del aerosol a la boquilla (que tendría como resultado la pérdida de medicamento mucho antes de que la cámara se haya llenado de manera eficaz). El tabique interno es, de preferencia, de forma semiesférica, con una superficie cóncava orientada hacia la entrada del aerosol. Se ha encontrado que tal construcción es particularmente útil para contener inicialmente dispersiones de polvo seco que, con frecuencia, se introducen empleando una corriente de gas a gran velocidad (con frecuencia sónica). La cámara incluye, además, una lumbrera de entrada de aire ambiente, tangencial, dispuesta en la pared de la cámara entre la entrada del aerosol y el tabique interno. Inhalando a través de la boquilla, el paciente es capaz de establecer un flujo de vórtice de aire ambiente que barrera el aerosol contenido más allá del tabique y a través de la boquilla.

En todavía otra realización del presente invento, el aparto para producir dosis aerosolizadas de un medicamento comprende el dispositivo de dispersión, medios para entregar gas comprimido al dispositivo de dispersión, la cámara de aerosol, y un controlador capaz de controlar selectivamente la cantidad de aire a presión entregada al dispositivo de dispersión, con objeto de producir la dosis sencilla deseada de medicamento y entregar dicha dosis a la cámara. El controlador puede incluir medios para temporizar la actuación de un compresor, o medios para controlar la cantidad de gas liberado desde un cilindro a presión, así como un mecanismo para contar y presentar el número de dosis entregado desde la cámara durante un período particular de tiempo de uso. Aún más, el controlador puede incluir un microprocesador y un teclado para introducir información al microprocesador.

En dispositivos ilustrativos, el controlador puede comprender un temporizador conectado para accionar selectivamente una válvula, tal como una válvula de solenoide, o un cilindro de gas. Alternativamente, el temporizador puede conectar y desconectar un compresor de aire para regular la cuantía de aire entregado al dispositivo de dispersión. El controlador podría ser también una válvula dosificada que podría liberar una cantidad fija de impulsor del líquido al dispositivo de dispersión (de manera similar a un inhalador de dosis medidas).

El aparato de la presente invención resulta particularmente efectivo para la entrega a un paciente de fármacos de alto valor, tales como polipéptidos y proteínas, con pérdida mínima del fármaco en el dispositivo. Además, el dispositivo proporciona una medición y entrega muy precisas de las dosis, al tiempo que se emplea un equipo relativamente sencillo y fiable. Otras ventajas de la presente invención incluyen la capacidad para variar la dosis total entregada, tanto mediante el control del número de inspiraciones tomadas como con el control de la cantidad de medicamento en cada inspiración. Aún más, el dispositivo de la presente invención permite la entrega de dosis del medicamento relativamente concentradas, con objeto de reducir la cuantía del tiempo y el número de inspiraciones requeridas para la entrega de una dosis total del medicamento, cuando se utilizan fórmulas de medicamento en polvo seco.

Breve descripción de los dibujos

La fig. 1 es una vista esquemática de la invención;

La fig. 2 es una vista esquemática de un corte transversal de una cámara de contención.

La fig. 3 es una vista esquemática de la cámara de contención;

La fig. 4 es un corte transversal a lo largo de la línea 4-4 de la fig. 3.

La fig. 5 es un corte transversal a lo largo de la línea 5-5 de la fig. 3.

Las figuras 6A a 6D son vistas esquemáticas que describen las fases del funcionamiento.

La fig. 7 ilustra una boquilla venturi que puede ser utilizada para distribuir fórmulas de medicamentos en polvo seco cuando se utilizan en sistemas construidos de acuerdo con los principios de la presente invención.

Las figs. 8 a 11 ilustran varios ejemplos de cámaras que pueden ser utilizadas en los sistemas de entrega de aerosol de la presente invención.

Descripción de las realizaciones específicas

El dispositivo de la presente invención es útil para la entrega de una amplia variedad de medicamentos, fármacos, sustancias biológicamente activas, y similares, a los pulmones de un paciente, particularmente para la entrega sistémica del medicamento o similar. La presente invención resulta particularmente útil para la entrega de medicamentos y fármacos de alto valor, tales como proteínas y polipéptidos, cuando la entrega eficiente con pérdidas mínimas es de gran importancia.

\newpage

El aparato de la presente invención comprenderá, por lo general, los siguientes componentes básicos: medios para producir un volumen de gas dosificado, una cámara de mezcla para generar un bolo de aerosol a partir de un líquido o un polvo, un depósito que contiene el medicamento, y una cámara contenedora que captura de manera eficiente el bolo de aerosol para mantener las partículas aerosolizadas en suspensión y permitir al paciente inhalar dicho aerosol mediante una inspiración lenta y profunda, con lo que se distribuye de manera efectiva el medicamento aerosolizado hacia la zona distal de los pulmones.

Una fuente de gas proporcionará, por lo general, un volumen de gas preseleccionado a presión superior a 103,452 kN/m^{2} (15 psig), con objeto de producir un chorro a velocidad sónica en la zona de producción de aerosol (aunque una velocidad sónica no siempre es necesaria). El gas a presión se precisa para atomizar el líquido o dividir de manera eficiente el polvo para producir un aerosol en partículas que tengan un diámetro, predominantemente, de 1 a 5 \mum. Además, el volumen del bolo de gas debe ser menor que una fracción del volumen de inspiración del paciente, preferentemente de entre 100 a 750 ml. Fuentes de gas adecuadas incluyen:

1) un compresor de aire con un temporizador para controlar el período de actuación de dicho compresor (cuando el temporizador comprende una parte, al menos, del controlador que se describe más adelante);

2) un cilindro de gas comprimido con una válvula de solenoide controlada por un temporizador;

3) un propelente líquido con una válvula dosificadora y una cámara de evaporación;

4) una bomba con pistón elástico; y

5) una bomba neumática.

Los medios para producir el aerosol consistirán, por lo general, en un orificio reducido que produzca un flujo de gas a alta velocidad para atomizar un líquido o dividir los aglomerados en polvo. La presente invención está diseñada para ser utilizada con un nebulizador de chorro convencional que trabaje con caudales de aire dentro de un margen de 3 a 13 L/min, a 103,425 kN/m^{2} (15 psig), cuyo caudal depende, en gran parte, de la geometría de la boquilla del nebulizador. La presente invención proporciona también medios para controlar el volumen de aire entregado al nebulizador, con objeto de producir un bolo de aerosol que tenga un volumen especificado que pueda ser contenido en la cámara de contención del aerosol. Mediante el control de la fuente de gas para la entrega de un volumen específico del gas, el sistema puede emplear una cierta variedad de nebulizadores adquiribles en el comercio, tales como los de Marquest, Hudson, Baxter, y Puritan Bennett.

La presente invención puede trabajar también con un dispersor de chorro de polvo como medio para generar un aerosol. Un chorro de gas a presión produce un flujo de gas altamente turbulento que sirve para dividir los aglomerados en polvo y producir un aerosol que tenga partículas sencillas del polvo preformado. Un ejemplo de una cámara adecuada de mezcla de polvo/gas es una simple boquilla con un eyector venturi, como se muestra en la fig. 7. Una ventaja de este tipo de mezclador de polvo es que el flujo de gas a través de la boquilla es sólo una fracción del flujo de aire arrastrado a través del venturi. Esto reduce la capacidad de aire, de modo que el volumen de gas requerido para dispersar el polvo podría ser entregado desde una fuente de gas pequeña, de "tamaño de bolsillo".

Además, el aparato de dispersión de polvo debe producir un impulso de presión que tenga una duración suficientemente larga (típicamente de 0,01 a 1 segundo) como para fluidificar adecuadamente el polvo y distribuirlo eficientemente desde el depósito. Una boquilla de tamaño pequeño, inferior a 0,508 mm (0,020 pulgadas) es aceptable, y se prefiere sea inferior a 0,381 mm (0,015 pulgadas), con objeto de conseguir una duración aceptable del impulso de presión con presiones de punta superiores a 103,425 kN/m^{2} (15 psig), con un volumen de gas que sea suficientemente pequeño como para ser contenido en una pequeña cámara de contención.

Con referencia ahora a los dibujos, en los que los mismos números indican partes similares, el número 10 indica, en general, un ejemplo de aparato construido de acuerdo con los principios de esta invención. El aparato está alimentado por una fuente de alimentación eléctrica 12 que proporciona energía para un controlador, típicamente en forma de microprocesador 18.

El microprocesador 18 es una unidad microcontroladora (MCU) tal como la vendida por Motorola con la denominación Modelo n1 68HC05. Esta unidad tiene capacidades periféricas en plaqueta y sistema de memoria 30 incorporado. La capacidad periférica en plaqueta de la unidad Motorola incluye puertas de entrada múltiples, una de las cuales recibe los datos de entrada procedentes del teclado 13 a través de la línea 16. El microprocesador 18 tiene una pluralidad de puertas de salida y su funcionamiento se comprenderá mejor a medida que se describan los componentes de la invención.

El teclado 13 tiene seis teclas de entrada, importantes para la actuación del aparato, que son: 13a, 13b, 13c, 13d, 13e, y 13f. El volumen o cantidad de cada dosis aerosolizada se selecciona mediante control del tiempo en que un compresor 22 es conectado mediante presión del pulsador 13a de "tamaño del soplo o bocanada". El teclado 13 está programado de modo que una primera presión del pulsador 13a presentará una elección de tamaño del soplo en una pantalla de cristal líquido (LCD) 32. Presiones adicionales del pulsador seleccionarán el tamaño deseado. Un pulsador 13b "accionador de cuenta de soplos" se presiona para hacer que el LCD 32 presente "00". Una segunda presión del pulsador 13b activa el compresor 22 de aire. Esto produce la primera dosis aerosolizada o bolo de un medicamento para su inhalación. El LCD 32 cambiará de 00 a 01, y aumentará en uno con cada activación adicional del compresor. El paciente continuará activando soplos con el pulsador 13b hasta haber recibido el número prescrito. Al producirse esto, el tiempo y número de los soplos son almacenados en la memoria 30.

Para ver el registro de usos previos del dispositivo, se presiona un pulsador 13c de recuperación, que hace que el LCD 32 presente fechas, tiempos, tamaños de los soplos y eventos de formación de ellos, anteriores. Presiones sucesivas sobre el pulsador 13c permitirán desarrollar la historia de las dosis del paciente. La inversión de la dirección del desarrollo se lleva a cabo por presión del pulsador 13d, continuando luego el desarrollo con 13c. El pulsador 13e corresponde a un reloj/calendario. La presión del pulsador 13e hace que el LCD 32 presente los datos de fecha actual y hora. Después de usado el dispositivo y obtenidos una serie de soplos, el sistema dejará de funcionar automáticamente cinco minutos después del último soplo, para presentar la hora y fecha del momento en la pantalla LCD. Por tanto, el dispositivo es un reloj/calendario cuando no está en uso, y durante dicho uso puede verse la fecha y hora por presión del pulsador 13e.

Aire procedente del compresor 22 se comunica con un mezclador 40. El mezclador 40 puede ser un nebulizador, un distribuidor de polvo seco, o cualquier otro tipo de nebulizador conocido en la técnica anterior. Cuando la unidad 40 es un distribuidor de polvo seco, el aire comprimido procedente del compresor 22 puede, opcionalmente, ser sometido primero a un filtro de coalescencia 41 y a un filtro desecante 41a. Cuando la unidad 40 es un nebulizador, opcionalmente puede ser colocado un filtro 21 de partículas en la entrada 23 del compresor, para filtrar las partículas antes de comprimir el aire. En cualquier caso, el medicamento o fármaco tendrá, preferentemente, forma de pequeñas partículas, por lo general de tamaño aerodinámico y dentro de un margen de 1 \mum a 5 \mum. Es sabido que partículas dentro de esta gama de tamaños llegan de manera más eficiente a las zonas alveolares de los pulmones.

Un ejemplo de boquilla venturi 200 para polvo seco se ilustra en la fig. 7. La boquilla venturi 200 incluye una lumbrera lateral 202 que recibe una carga inicial de medicamento en polvo M, típicamente una proteína liofilizada o polipéptido. El polvo es succionado dentro de la cámara de dispersión 204 en el punto en que el orificio 206 de la boquilla introduce una corriente de gas a alta velocidad en la dirección de la flecha 208. La corriente de gas a alta velocidad dará por resultado gas o aire a presión en la cámara impelente 210, que puede ser proporcionado por un compresor de aire separado 22 (fig. 1) o por un cilindro de aire o de gas (no ilustrado). La baja presión causada por la corriente de aire o de gas succionará el polvo de manera continua al interior de la cámara de dispersión 204, donde los aglomerados de polvo son fragmentados en tamaños pequeños dentro del margen preferido de 1 \mum a 5 \mum por el efecto turbulento y de cizalladura en la cámara.

En cualquier caso, la unidad 40 es de un tipo que nebulizará o mezclará una cantidad definida de medicamento con la cantidad preseleccionada de aire comprimido recibida del compresor 22. Esta cantidad definida, citada como dosis o bolo, fluye dentro de una cámara 42 a través del conducto 39. La cámara 42 es transparente y típicamente cuenta con un cristal, plástico transparente, o pared similar 44.

Un aspecto crítico de la presente invención es la capacidad para transferir el medicamento aerosolizado desde el mezclador 40 a la cámara 42, sin pérdida sustancial de dicho medicamento a través de la pieza de boca o dentro de la cámara. Tales pérdidas serán reducidas al mínimo de modo que, al menos un 40% en peso, aproximadamente, del medicamento entregado a la cámara permanecerá aerosolizado y suspendido dentro de dicha cámara, después de que todo el volumen haya sido transferido. Preferentemente, al menos un 55%, aproximadamente, permanecerá suspendido, más preferentemente, al menos el 70%, aproximadamente. Pérdidas tan bajas son deseables ya que la cantidad total de fármaco que puede ser introducido dentro de la cámara en cada transferencia se hace máxima, y aumenta la cantidad que puede ser inhalada en cada inspiración por un paciente. Además, pérdidas aunque pequeñas de fármacos de alto valor, tales como proteínas o polipéptidos, pueden llegar a ser significativas con el tiempo. Aún más, la capacidad para entregar una dispersión de aerosol concentrada de un medicamento dentro de la cámara, aumentará la concentración del fármaco entregado al paciente en cada inspiración. Son preferibles dosis de alta concentración, ya que con ello puede reducirse el número total de inspiraciones necesarias para entregar al paciente la cantidad de fármaco prescrita, lo que aumenta el tiempo total requerido para el tratamiento.

La pérdida de medicamento aerosolizado puede ser reducida minimizando la mezcla entre el medicamento aerosolizado y el aire desplazado al llenar la cámara. Una mezcla mínima entre el aerosol transferido desde la cámara de mezcla 40 y el aire desplazado dentro de la cámara 42 puede mejorarse mediante el diseño apropiado de la cámara 42, así como la geometría del flujo de entrada del aerosol dentro de la cámara. Geometrías particularmente preferidas se ilustran en las figs. 2 a 5 y 8 a 10, como se describe con más detalle seguidamente.

Una luz 50 y/o una señal audible 52 alertarán al usuario de que un soplo está listo para ser retirado de la cámara 42, cuando el compresor 22 se detiene. En este momento, el bolo aerosolizado de medicina es totalmente visible. Desde la cámara de contención 42, el medicamento es inhalado por el paciente a través de un conducto 45 y de una pieza de boca 46, o en el caso de niños de poca edad, una mascarilla facial 48. Una válvula de retención unidireccional 47 está dispuesta a través del conducto 45, para evitar la exhalación dentro de la cámara 42. Las señales 50 y 52 se disponen para comenzar inmediatamente después de que cese el funcionamiento del compresor 22. El cese del sonido del compresor alertará también al paciente de que se ha completado la formación del bolo. Esta secuencia se repite por cada bolo, y el microprocesador 18 contará y registrará cada caso de activación del compresor, de modo que se administre el número prescrito de bolos aerosolizados. El número de bolos, su hora y fecha, y su tamaño (tiempo f de uso del compresor), son registrados, almacenados, y pueden ser solicitados de nuevo posteriormente para su presentación en la pantalla LCD 32, por presión sobre el pulsador 13c de la historia de dosis.

Una realización de la cámara 42 de contención del aerosol se aprecia mejor en el corte transversal de la fig. 2. La cámara 42 está compuesta, básicamente, de una parte superior 54, la pared lateral transparente 44 antes citada, y una parte inferior 58. La cámara 42 está equipada con un adaptador de espárrago 60 en su parte inferior. La parte superior de la cámara está equipada con un espárrago de inhalación 62. Igualmente, en la parte inferior 58 hay un espárrago 64 de entrada de aire atmosférico. Dichos espárragos está formados para aceptar adaptadores de conexión convencionales 74, 70, y 72, respectivamente. Los adaptadores conectan los conductos 39, 45, y 96 con los espárragos de rellenar 60, 62, y 64. Dichos adaptadores permiten el fácil intercambio de cámaras que tengan capacidades volumétricas diferentes.

Dispuesta en un conducto 39, entre la unidad 40 y la cámara 42 hay una válvula 80 que se abre antes de uso del dispositivo y se cierra entre usos del mismo. La válvula 80 sirve como bloqueo de vapor para evitar la evaporación de fluido de la unidad 40 cuando el nebulizador no está en uso. La válvula 80 puede ser controlada a mano, como el interruptor de un reloj, o electrónicamente por la MCU 18, de modo que al presionar el pulsador 13b contador/accionador de soplos, la válvula 80 se abra, y se vuelva a cerrar si no se utiliza durante un tiempo preestablecido. Dispuesta a través del conducto de inhalación 45 hay una válvula de retención unidireccional 47. Otra válvula de retención unidireccional está dispuesta también a través del conducto 96 de admisión de aire.

En las figs. 8 a 10 se ilustran geometrías particularmente preferidas de la cámara. La cámara 100 de la fig. 8 comprende un cuerpo cilíndrico 102 con una lumbrera 104 de entrada tangencial del aerosol. Dicha lumbrera 104 de entrada tangencial del aerosol estará conectada a un dispositivo adecuado de dispersión de aerosol, por lo general un nebulizador o un dispositivo de polvo en seco (como antes se ha descrito), preferentemente un nebulizador, y el aerosol entrará y adoptará un modelo de flujo de vórtice, como se indica por las flechas 106. La entrada del aerosol desplazará al aire inicialmente presente en la cámara 100 a través de la pieza de boca 108. Por lo general, aunque no necesariamente, la cámara 100 estará orientada verticalmente, con la pieza de boca en la parte superior. Después de que todo el bolo de aerosol ha penetrado en la cámara 100 (típicamente llenando sólo en parte la cámara y dejando un "hueco intermedio" de aire cerca de la pieza de boca 108), el paciente inhalará a través de dicha pieza de boca 108, succionando aire ambiental a través de la entrada 110 de aire ambiental, barriendo así la cámara de medicamento aerosolizado. La entrada 110 de aire ambiental tendrá, por lo general, una válvula unidireccional, tal como de aleta o diafragma (no ilustrada), con objeto de evitar pérdidas de aerosol al introducir éste a través de la lumbrera 104.

La cámara 120 de la fig. 9 es similar a la cámara 100, excepto en que el tubo de entrada 122 se extiende dentro de la cámara interior formando un desviador de vórtice. Hay unas aberturas 124 dispuestas en torno al tubo de entrada 122 para permitir la entrada de aire al inhalar el paciente a través de la pieza de boca 126. La entrada 128 de aire ambiente es similar a la entrada 104 de la fig. 8.

Una cámara 140 dispuesta horizontalmente se ilustra en la fig. 10. La cámara 140 incluye una entrada tangencial 142 de aerosol y una pieza de boca tangencial 144. Por tanto, el medicamento aerosolizado penetrará a través de la entrada 142 y se desplazará horizontalmente a través del interior de la cámara hacia la pieza de boca 144. Una ventaja de este diseño es que las partículas de aerosol tenderán a caer bajo el nivel de la pieza de boca 144, al cruzar dicha cámara. Por tanto, la pérdida de medicamento a través de la pieza de boca 144 se reducirá al mínimo. La entrada 146 de aire ambiental está dispuesta para permitir la infusión de aire al inhalar el paciente a través de la pieza de boca 144.

Una cámara 150 preferida para uso con dispositivos de dispersión de polvo seco, tales como la boquilla venturi 200 en la fig. 7, se ilustra en la fig. 11A. La cámara 150 se mantendrá, generalmente, con su eje geométrico orientado verticalmente, con una entrada 152 de aerosol en su extremo inferior y una boquilla 154 en su extremo superior. La cámara 150 incluye, además, un tabique interno 156 que está suspendido de un vástago 158 unido al extremo superior de la cámara. El tabique 156 es, de preferencia, semiesférico, con su extremo abierto o cóncavo orientado hacia abajo, hacia la entrada 152 de aerosol. El propósito del tabique 156 es contener el penacho inicial de aerosol creado por la corriente de gas o de aire a gran velocidad. Se prefiere el diseño semiesférico porque redirigirá el flujo inicial de aerosol de nuevo hacia abajo, creando una recirculación como se indica mediante las flechas en la Fig. 11B. También podrían ser utilizadas otras geometrías para el tabique, incluyendo placas planas, placas perforadas, cilindros, conos y similares, siendo el requisito principal que el diseño del tabique pueda proporcionar una zona de contención inicial dentro de la cámara.

Una vez que un bolo o dosis de medicamento aerosolizado ha sido introducida en la cámara 150, el paciente inhalará por la boquilla 154, aspirando aire del ambiente a través de la entrada 158 de aire ambiente. La entrada 158 incluye una válvula unidireccional 160 de aleta o de diafragma, que permite el flujo de entrada de aire pero que impide la pérdida inicial de medicamento cuando la dosis aerosolizada penetra por la entrada 152. La entrada 158 de aire ambiente está dispuesta tangencialmente en la cámara 150 y la penetración de aire ambiente por la entrada genera un flujo de vórtice (como se ilustra en la Fig. 11C), que hará que las partículas de medicamento en suspensión se muevan radialmente hacia fuera (debido al efecto ciclónico inducido) y sean llevadas hacia arriba por el flujo de aire a través de la región anular 162 entre la periferia del tabique 156 y la pared interior de la cámara 150.

Sorprendentemente, se ha encontrado que el diseño de la cámara 150 permite recibir un volumen de medicamento aerosolizado mayor que el volumen de la cámara, sin pérdida sustancial de medicamento por la boquilla. Se cree que el tabique 156 puede actuar como "concentrador", conteniendo a las partículas de medicamento en la región situada debajo del tabique mientras permite que circule aire por la región anular 162. Tal concentración se consigue al tiempo que se mantienen las partículas aerosolizadas en suspensión y con posibilidad de transferir subsiguientemente las partículas de medicamento a la boquilla introduciendo un flujo de vórtice de aire ambiente por la entrada 158, como antes se ha descrito.

En funcionamiento, el paciente o el asistente sanitario pondrá en servicio el dispositivo mediante el accionamiento del pulsador 13a de tamaño del soplo o bocanada. El pulsador 13b se presiona por segunda vez para activar el compresor 22, y una cantidad preseleccionada de aire a presión constante es entregada a la unidad 40 para mezcla o nebulización, y formar así la primera bocanada. El medicamento comienza a llenar la cámara 42 desde abajo (fig. 6A) a través de la válvula 80 y el adaptador de espárrago 60, y se forma un "soplo" nuboso y visible como se aprecia en la fig. 6B. Durante este intervalo de tiempo, la válvula 94 está cerrada.

Después de que el recipiente o cámara 42 se llena, se activan las señales 50 y 52 durante varios segundos mediante la función del temporizador del microprocesador 18. La duración de ambas señales se dispondrá previamente en el programa de control 24. Al efectuar una inspiración, las válvulas 47 y 94 se abren para permitir que la bocanada penetre en los pulmones y que aire atmosférico adicional entre en la cámara desde abajo a través del conducto
96.

El tamaño volumétrico de la cámara 42 es sólo una fracción de la capacidad de los pulmones de los pacientes, que por lo general es de 200 ml a 1000 ml, típicamente de 500 ml, aproximadamente. Por tanto, la inhalación por el paciente succionará inicialmente toda la dosis de medicamento al interior de los pulmones. El volumen del aerosol transferido a la cámara será, típicamente, de 10 ml a 750 ml, aproximadamente, y el aire que penetre a través de la válvula 94 puede actuar así como pistón de aire para conducir el volumen más pequeño de aerosol profundamente a los pulmones del usuario. El relleno de abajo a arriba y el modelo de flujo de vórtice dan por resultado una dispersión y dilución mínimas del aerosol. Además, el barrido de la cámara 50 con aire después de cada inhalación ayuda a asegurar una entrega sustancialmente completa del fármaco al paciente.

El aire atmosférico o puro y el bolo del medicamento se desplazan, cada uno, desde la cámara 42 a través de una válvula de retención unidireccional 47 al interior de la boca del paciente a través del conducto 45. Para pacientes que así lo requieran se utiliza una mascarilla 48 con lumbrera de exhalación unidireccional. Para evitar que el paciente exhale accidentalmente dentro de la cámara 42 puede utilizarse dicha válvula unidireccional 47.

Las figs. 6A a 6D ilustran la secuencia de producción del bolo y la retirada de la cámara 42 contenedora del aerosol.

Seguidamente se ofrecen los siguientes ejemplos a título de ilustración, pero no como limitación.

Experimentos Equipo para los experimentos

Suministro de aire.- Un cilindro de nitrógeno con regulador, válvula de aguja, manómetro de presión, y válvula de solenoide accionada con un temporizador con una resolución de 0,01 segundo.

Nebulizador de chorro.- Un aparato Rapid-Flo^{MC} (Allersearch, Vermont Victoria, Australia).

Distribuidor de polvo.- Un tubo venturi (como se ilustra en la fig. 7) que cuenta con una boquilla de chorro con diámetro de 0,3302 mm (0,013 pulgadas).

Cámaras contenedoras del aerosol.- Fabricadas de plástico, con volúmenes internos de 750 ml. Diseño 1: cámara cilíndrica de 76,2 mm (3 pulgadas), con partes superior e inferior esféricas y una lumbrera a 90E en la base, una lumbrera a 45E en la parte superior, y una lumbrera tangencial en el costado (como se ilustra en la fig. 8). Diseño 2: cámara cilíndrica de 76,2 mm (3 pulgadas), con partes superior e inferior esféricas y un espaciador cilíndrico de 25,4 mm (1 pulgada) situado axialmente a lo largo del centro de la cámara; tres lumbreras, una a 90E en la base, una a 45E en la parte superior, y una lumbrera tangencial en el costado (como se ilustra en la fig. 9). Diseño 3: cámara cilíndrica de 76,2 mm (3 pulgadas), con partes superior e inferior esféricas; un tabique semiesférico de 63,5 mm (2,5 pulgadas) en el centro de la cámara, con un vástago. El tabique estaba situado aproximadamente 40,8 mm (2 pulgadas) por encima de la base de la cámara. Tres lumbreras - admisión de aerosol: lumbrera de 90º en la base, boquilla; lumbrera de 45º en la parte superior u admisión de aire de relleno: lumbrera tangencial en el lado (como se ilustra en la Fig. 11). Diseño 4: cámara cilíndrica de 76,2 mm (3 pulgadas), con partes superior e inferior esféricas; un tabique semiesférico situado a 69,85 mm (2-3/4 pulgadas) por encima de la base en un cono (como se ilustra en la Fig. 11).

Métodos

Los diseños de cámara de aerosol se probaron utilizando el nebulizador de chorro o el distribuidor de polvo. El diseño 1 se probó utilizando para entrada del aerosol tanto la lumbrera a 90E de la base como la lumbrera tangencial.

El flujo total de aire a través del aparato, del generador de aerosol, y de la cámara de contención, se midió con un rotamedidor conectado a la pieza de boca de la cámara contenedora. El flujo se estableció en el régimen deseado con la válvula de aguja. La presión se mantuvo por encima de 103,425 kN/m^{2} (15 psig), para asegurar una velocidad sónica en la boquilla del generador de aerosol.

Una vez establecido el flujo de aire, la muestra fue cargada dentro del generador de aerosol, El período de funcionamiento se estableció en el temporizador. Un interruptor de palanca en el temporizador abría la válvula de solenoide, enviando aire a través del generador de aerosol y produciendo dicho aerosol. Se observó la distribución del aerosol en la cámara de contención y pudo verse que dicho aerosol comenzaba a fluir fuera de la cámara. Se determinó el tiempo máximo en el que podía ser accionado el generador de aerosol para capturar todo el aerosol en la cámara de contención mediante el ajuste del período de funcionamiento del temporizador y la repetición de las operaciones antes relacionadas. El volumen de la dosis de aerosol se calculó a partir del caudal y del tiempo en que el solenoide estaba abierto. Un conducto de vacío estaba conectado a la cámara contenedora después de la actuación, para despejar la cámara del aerosol antes de una nueva actuación.

Se utilizó una solución salina al 0,9% en la prueba de las diferentes configuraciones de la cámara contenedora con el nebulizador Rapid-Flo^{MC}. El nebulizador se accionó con un caudal de 19 L/min, con un resultado 165,48 kN/m^{2} (24 psig) a través del chorro del nebulizador.

El distribuidor de polvo se probó con una presión de 206,85 kN/cm^{2} (30 psig), dando por resultado un caudal de 10,4 L/min a través del aparato. Aproximadamente 5 mg de polvo de ensayo, preparado mediante pulverización seca de una solución de manitol y albúmina de suero bovino, se cargaron en la entrada del tubo venturi, y se accionó la válvula de solenoide. Se comprobó el polvo que quedaba en la entrada del venturi, para determinar si había un suministro adecuado de aire para dispersar el polvo. La distribución del tamaño de las partículas medida desde la cámara utilizando un analizador de dicho tamaño de partículas Aerosizer (API, Hadley, MA), mostró que el aerosol contenía partículas con diámetro de entre 1 y 4 \mum.

Resultados

Los resultados de la comparación de los diferentes diseños de cámara para contener el aerosol se muestran en la Tabla 1. El volumen máximo del aerosol contenido en la cámara se calculó a partir del tiempo de trabajo máximo y del flujo de aire total. La proporción entre el volumen del aerosol y el volumen de la cámara, que se muestra en la columna del % del volumen de la cámara, es un modo para comparar la efectividad de los diferentes diseños de cámara para contener el aerosol. El volumen de aire necesario para dispersar 5 mg de polvo pudo ser captado eficientemente en todas las configuraciones de cámara ensayadas. Los diseños que inducen un modelo de flujo de vórtice de aire en la cámara retienen un mayor volumen de aerosol.

TABLA 1 Eficiencia en la captura de aerosol para varios diseños de cámara de contención

100

Conclusiones

Puede ser diseñada una cámara de contención de aerosol que capture de manera eficiente un volumen medido de dicho aerosol. Una cámara diseñada para inducir un modelo de flujo de vórtice en la cámara por un aerosol tangencial o la utilización de desviadores, distribuye al aerosol de manera más eficiente en la cámara sin pérdidas desde la pieza de boca. Para uso con un nebulizador, un flujo de aire de vórtice produce una concentración más alta del medicamento en la cámara, de modo que podría tomarse una dosis efectiva con menos bocanadas. Los resultados con el dispersador de polvo muestran que el flujo de vórtice y unos desviadores diseñadas adecuadamente, son efectivos para contener un aerosol en polvo producido por un chorro turbulento.

Ha de comprenderse que las realizaciones preferidas del presente invento se han descrito a modo de ejemplo y que a los expertos en la técnica se les pueden ocurrir otras modificaciones sin apartarse por ello del alcance de las reivindicaciones anejas.

Claims

1. Un aparato manual, portátil, para producir una única dosis de medicamento en forma de aerosol, para su administración a un paciente, cuyo aparato comprende:

un depósito (40, 202) que contiene el medicamento (M);

medios (22, 206) para formar un aerosol con dicha dosis de medicamento en un volumen de gas predeterminado, teniendo el medicamento en forma de aerosol partículas comprendidas en el margen de 1 a 5 micras;

un controlador (18) eléctrico o digital para controlar dichos medios de formación de aerosol; y

una cámara de contención (42, 100, 120, 140, 150) para contener el medicamento en forma de aerosol para inhalación subsiguiente, teniendo la cámara un conducto de entrada (39, 104, 122, 142, 152) y una boquilla (46, 108, 126, 144, 154), proporcionando dicho conducto de entrada comunicación entre dichos medios de formación de aerosol y la cámara.

2. El aparato de la reivindicación 1, en el que el volumen de gas se selecciona del grupo que consiste en aire comprimido, gas comprimido y propelentes líquidos.

3. El aparato de la reivindicación 1, en el que la actuación del volumen de gas está temporizada para poner la dosis de medicamento en polvo, adecuadamente, en forma de aerosol.

4. El aparato de la reivindicación 1, en el que el controlador incluye un actuador (13b) contador de soplidos y un dispositivo de presentación (32) para contar y presentar el número de dosis administradas para inhalación.

5. El aparato de la reivindicación 1, en el que el controlador incluye un microprocesador (18) y un teclado (13) para introducir información al microprocesador.

6. El aparato de la reivindicación 5, en el que el teclado (13) está programado para presentar una elección de magnitudes de soplido del medicamento en polvo en forma de aerosol en un LCD.

7. El aparato de cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el volumen de gas está comprendido en el margen de 10 ml a 750 ml.

8. El aparato de cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que la cámara tiene un volumen interno comprendido en el margen de 100 ml a 750 ml.