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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Auslöseschaltkreis zur Verwendung
in einer Aerosolmedizin-Abgabevorrichtung und insbesondere einen Auslöseschaltkreis
zur Erfassung des Betriebs der Vorrichtung durch einen Verwender.
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Auslöseschaltkreise
nach dem Stand der Technik unterscheiden nicht zur Gänze zwischen
einem richtigen Auslösevorgang,
d. h., wenn ein Patient an der Vorrichtung einen Inhaliervorgang
durchführt
und einem falschen Vorgang, d. h., die Bewegung der Vorrichtung
durch die Luft oder Änderungen der
Umgebungsbedingungen. Falls der Schaltkreis durch einen falschen
Vorgang ausgelöst
wird, würde die
Vorrichtung betätigt,
obgleich der Verwender nicht zur Aufnahme der Medizin bereit wäre und daher
wäre die
Dosis an Medizin verschwendet. Daher zielt die vorliegende Erfindung
darauf ab, einen Steuerschaltkreis vorzusehen, der obigem Problem
beikommt.
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Die
WO 92/07599 offenbart eine tragbare Inhalationsvorrichtung zum Einflößen von
Medikamenten in Form aerosolartiger feiner Partikel oder Flüssigkeitströpfchen in
das Atmungssystem eines Patienten. Die Inhalationsvorrichtung umfaßt eine
Brückenschaltung,
die ein elektrisches Ausgangssignal in Abhängigkeit vom Widerstand in
einem Hitzdrahtanemometer erzeugt. Der Widerstand dieses Elements
variiert, wenn sich die darüber
geführte
Strömung ändert und
demgemäß ist die
Brückenschaltung
nicht selbst nullend.
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Die
US-A-5743252 offenbart ein Verfahren zur Freigabe einer kontrollierten
Menge an aerosolartigem Medikament, wenn sich die Inhalation eines Patienten
innerhalb eines vorbestimmten Bereichs bewegt.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung ist ein elektronischer Gasstromauslöseschaltkreis zur Verwendung
bei einer Aerosolmedizin-Abgabevorrichtung vorgesehen, wobei der
Schaltkreis aufweist:
eine Spannungsquelle;
eine selbstnullende
Brückenschaltung,
an der eine Spannung von der Spannungsquelle angelegt wird;
einen
Hitzdrahtanemometerdraht bzw. -faden, der ein Bauteil der Brückenschaltung
bildet, ausgelegt zum Aufrechterhalten eines konstanten Widerstandes
des Anemometerdrahtes, wobei die Brückensteuerspannung abhängt von
dem Gasstrom über dem
Anemometerdraht; und
eine Vergleichsschaltung mit einem Vergleicher
zum Vergleichen der Brückensteuerspannung
mit einer Referenzspannung, gekennzeichnet durch
einen Regelwiderstand
in Verbindung mit der Brückensteuerspannung
zum Einstellen der Empfindlichkeit des Schaltkreises auf die Änderungsgeschwindigkeit
bzw. -rate des Gasstroms über
dem Anemometerdraht, wobei die Brückensteuerspannung einen RC-Filter
kürzerer
Zeitkonstante hat als die der Referenzspannung, derart, daß ein Auslösesignal
vorgesehen wird, falls eine gewisse Änderungsgeschwindigkeit bzw.
-rate des Gasstroms überschritten
wird.
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Ein
richtiger und falscher Vorgang kann unterschieden werden auf der
Grundlage des Zeitrahmens, innerhalb dessen sie auftreten, wobei
die vorliegende Erfindung die Brückensteuerschaltung
mit einer Referenzspannung vergleicht, die aus den in der Brückensteuerspannung
beinhalteten Niederfrequenzsignalen zusammengesetzt ist. Wenn die
Brückensteuerspannung
ein vorbestimmtes Niveau gegenüber
der Referenzspannung erreicht, so wird der Gasstromschaltkreis ausgelöst bzw.
getriggert. Die vorliegende Erfindung ist daher empfindlich gegenüber der Änderungsgeschwindigkeit
bzw. -rate des Gasstroms und wird nur bei den höher frequenten Signalen ausgelöst, die
einem Inhalieren des Patienten an der Vorrichtung entsprechen.
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Dementsprechend
sieht die vorliegende Erfindung eine selbstnullende Brückenschaltung
vor, bei welcher der Widerstand des Hitzdrahtanemomenters auf einem
konstanten Wert gehalten ist. Indem der Widerstand des Hitzdrahtanemometers
auf einem konstanten Wert gehalten ist, kann das Sensorelement von
der Instrumentenelektronik weg, entfernter angeordnet sein. Der
Widerstand des Sensorelements ist wesentlich größer als die Widerstände der
Anschlußdrähte und
jeglicher elektrischer, verwendeter Anschlußeinheiten. Ein konstanter
Sensorelementwiderstand schließt
auch Fehler aus, die aus Änderungen
des Spannungsteilersverhältnisses
entstehen, die bei einem Sensorelement des Systems mit Regelwiderstand
auftreten würden.
Verglichen mit dem Stand der Technik liefert die vorliegende Erfindung
einen einfacheren Auslösemechanismus,
bei dem keine wesentliche Temperaturänderung auftritt und lediglich
eine Einzelmessung erforderlich ist.
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Vorzugsweise
ist die Brückenschaltung
eine Wheatstone'sche
Brücke.
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Die
Referenzspannung ist aus der Brückensteuerspannung
ableitbar, wodurch eine fälschliche Auslösung aufgrund
von Änderungen
der Umgebungstemperatur verhindert ist.
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Die
Referenzspannung kann aus der Brückensteuerspannung
abgeleitet sein und kann gefiltert sein, um lediglich Niederfrequenzsignale
durchzulassen. Dadurch ändert
sich die Referenzspannung nicht merklich mit schnellen Änderungen
des Luftstroms, wohingegen das ungefilterte Brückensteuerspannungssignal (die
Meßsteuerung)
schnell auf schnelle Änderungen
des Luftstroms reagiert. Die Empfindlichkeit der Erkennungsschaltung
kann eingestellt werden durch Abwärtsteilen bzw. Dividing Down
der Meßspannung,
derart, daß,
je mehr Spannung geteilt ist, desto weniger empfindlich der Auslöser wird
und desto schneller ein Patient an der Vorrichtung inhalieren muß, um den
Schaltkreis auszulösen.
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Daher
liefert der Vergleich von gefilterten und ungefilterten Spannungssignalen
ein einfaches und effektives Mittel zur Erfassung der Änderungsgeschwindigkeit
bzw. -rate des Luftstroms und zwar besser als nur die Änderung
des Luftstroms, so daß das
Steuersystem zwischen richtigen und falschen Auslösevorgängen unterscheidet.
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Wenn
Luft über
den Anemometerdraht gelangt, bewirkt sie dessen Abkühlung, was
wiederum die zu dem Draht geführte
Energie bewirkt, denn da die Brückenschaltung
in einem selbstnullenden Modus betrieben wird, versucht sie, die
Drahttemperatur mit Hilfe eines geschlossenen Regelungssystems aufrechtzuerhalten.
Die Überwachung
der Spannungsversorgung der Brücke
liefert ein Mittel zur Erfassung von Änderungen des Luftstroms, d.
h. das Anemometer und die Brücke
bilden einen Luftstromsensor.
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Ein
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung wird nun unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen
beschrieben, in denen:
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1 eine
Querschnittsseitenansicht einer Vorrichtung zur Abgabe einer pharmakologisch
aktiven Flüssigkeit
zeigt;
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2–6 aufeinanderfolgende
Stufen während
des Betriebs der Vorrichtung der 1 zeigen;
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7 einen
Auslöseschaltkreis
zur Steuerung der Abgabe der pharmakologisch aktiven Flüssigkeit
zeigt; und
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8a und 8b im
Schnitt bevorzugte Formen der perforierten Membran für die Vorrichtung der 1 darstellen.
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Wie
aus den 1–6 erkennbar,
hat eine Medizinabgabevorrichtung 25, die einen Teil eines
Medizinabgabesystems bildet, ein hohles Gehäuse 1, in dem ein
Behälterkörper 2 verschiebbar montiert
ist. Eine Montageanordnung 3 für einen Sprühkopf ist an einem Ende des
Gehäuses 1 angebracht,
wobei die Montageanordnung 3 eine Sprühkopfanordnung 3a,
Haltemittel 4, eine Diaphragmaklemme 11a und eine
Dichtung 17 umfaßt.
Eine Hauptrückführfeder 5 ist
zwischen einer Ausnehmung 29 in dem Gehäuse 1 und dem Behälterkörper 2 vorgesehen,
um den Behälterkörper 2 zu
tragen und ist in Richtung ihrer obersten Stellung (wie gezeigt)
innerhalb des Gehäuses 1,
vorgespannt. Der Behälterkörper 2 ist
zwischen einer ersten und einer zweiten Stellung innerhalb des Gehäuses 1 bewegbar.
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Der
Behälterkörper 2 hat
einen Behälterhohlraum 6,
in dem eine flüssige
Medizin 7 gelagert ist und der über eine Nachfüllöffnung 23 nachgefüllt werden
kann. Ein Kolben 8 ist innerhalb des Behälterkörpers 2 vorgesehen
und erstreckt sich aus dem oberen (wie in den Figuren gezeigt) Ende
des Behälterkörpers 2 derart
heraus, daß er
in Eingriff gelangt mit einer Kappe 9, die den oberen Bereich
der Vorrichtung 25 abschließt. Eine Kolbenrückführfeder 10 ist
vorgesehen, die sich von dem Behälterkörper 2 erstreckt
und den Kolben 8 aus dem Behälterhohlraum 6 heraus
vorspannt.
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Ein
Meßhohlraum 12 ist
an dem unteren Ende des Behälterhohlraums 6 vorgesehen
und der Meßhohlraum 12 befindet
sich über
ein Einweg-Kugelventil 13 in Flüssigkeitsverbindung mit einer
Abgabeleitung oder einem Abgaberohr 14, das innerhalb des
unteren Endes des Behälterkörpers 2 vorgesehen
ist. Ein elastomeres Diaphragma 15 ist um den unteren Abschnitt
des Behälterkörpers 2 vorgesehen und
ist an seinem äußeren Rand
mit dem Gehäuse 1 über eine
Diaphragmaklemme 11a und eine Dichtung 11, die
ein O-Ring ist, verbunden, um zusammen mit dem Behälterkörper 2 und
dem Gehäuse 1 eine
Kammer V1 zu begrenzen.
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Die
Montageanordnung 3 für
den Sprühkopf ist
mit einem Auslaß 26 versehen,
der durch eine Membran 16 abgedeckt ist, die, zusammen
mit dem unteren Abschnitt des Behälterkörpers 2, der Montageanordnung 3 für den Sprühkopf und
dem elastomeren Diaphragma 15 eine Kammer V2 begrenzt. Die
Membran 16 ist über
eine Dichtung 17 gehalten und mit einem perforierten Abschnitt 27 versehen, über dem
ein Haltebehälter 18 vorgesehen
ist und der flüssige
Medizin 7 über
die Abgabeleitung oder das Rohr 14 im Gebrauch aufnehmen
kann. Der perforierte Abschnitt 27 der Membran 16 hat
Perforationen 50 (siehe 8a und 8b)
umgekehrten Konusses und dies wird detaillierter unter Bezugnahme auf
die 8a und 8b beschrieben.
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Die
Montageanordnung 3 für
den Sprühkopf ist
mit einem dämpfenden
Einlaßventil 19 versehen, das
in die Kammer V1 führt,
einem ersten Einweg-Auslaßventil 20 von
der Kammer V1 und einem zweiten Einweg-Auslaßventil 21 von der
Kammer V2.
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1 zeigt
die Vorrichtung 25 in Ruhe, vor dem (Ein-)Messen einer
vordefinierten Dosis an Medizin 7 in dem Haltebehälter 18.
In diesem Zustand sind sowohl die Hauptrückführfeder 5, wie auch
die Kolbenrückführfeder 10 gedehnt,
so daß der
Behälterkörper 2 und
der Kolben 8 vollständig
gegen physikalische Stopper (nicht gezeigt) nach oben gedrückt sind.
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Das
elastomere Diaphragma 15 ist gegenüber seinem normalerweise flachen
Zustand gedehnt und wirkt als flexible Wand, welche die beiden Kammern
V1 und V2 trennt. Diese Kammern befinden sich anfänglich auf
Umgebungsdruck und die Perforation 50 in dem perforierten
Abschnitt 27 der Membran 16 sind trocken und offen.
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Der
Betrieb der in 1 gezeigten Vorrichtung wird
nun unter Bezugnahme auf die 2–6 beschrieben.
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Um
den Betrieb der Vorrichtung 25 einzuleiten, wird die Kappe 9 nach
unten 9a (siehe 2) gedrückt. Der Behälterkörper 2 und
der Kolben 8 werden mit etwa gleicher Geschwindigkeit bzw.
Kraft nach unten gedrückt
und drücken
die Hauptrückführfeder 5 zusammen,
bis der Behälterkörper 2 physische
Stopper 28 erreicht. In diesem Zustand ist die auf die
Kolbenrückführfeder 10 ausgeübte Kraft
geringer als ihre Vorspannung. Das untere Ende der Abgabeleitung
oder des Rohrs 14 ist nun nahe der inneren Oberfläche der
Membran 16 positioniert.
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Der
Behälterkörper 2 bildet
eine Luft abschließende
Gleitdichtung mit dem Gehäuse 1.
Bewegt sich der Behälterkörper 2 abwärts, so
wird daher Luft aus der Kammer V1 durch das erste Einweg-Auslaßventil 20 verbracht
und das elastomere Diaphragma 15 kehrt zurück in seinen
entspannten, nahezu flachen Zustand. Gleichzeitig wird Luft aus der
Kammer V2 durch das zweite Einweg-Auslaßventil 21 durch das
dämpfende
Ventil 19 verbracht und durch den perforierten Abschnitt 27 der
Membran 16.
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Hat
einmal der Behälterkörper 2 seine
physischen Stopper 28 erreicht, so führt ein weiteres Niederdrücken der
Kappe 9 zu einer Kompression der Kolbenrückführfeder 10,
wie dies in 3 erkennbar ist. Dies schiebt 8a den
Kolben 8 in den Meßhohlraum 12 (siehe 1).
Der Kolben 8 ist mit einer Kolbendichtung 24 versehen,
die in Eingriff steht mit der Seitenwand 12a des Meßhohlraums 12,
um damit eine Dichtung auszubilden. Dadurch wird eine abgemessene
Dosis an flüssiger
Medizin 7 in dem Meßhohlraum 12 eingefangen.
Der Dichtungsdruck der Kolbendichtung 24 gegen die Seitenwand 12a des Meßhohlraums 12 ist
größer als
der Dichtungsdruck des elastomeren Kugelventils 13 gegen
den Kugelventilsitz 13a. Wird der Kolben 8 weiter
nach unten gedrückt,
so wird daher die eingefangene bzw. eingeschlossene Dosis an flüssiger Medizin 7 aus
dem Meßhohlraum 12 herausbefördert, an 13b dem
elastomeren Einweg-Kugelventil 13 vorbei, durch die Abgabeleitung
oder das -rohr 14 und in den Haltebehälter 18. Der Haltebehälter 18 hat
eine Seitenwand 22, die entweder mit PTFE beschichtet oder
daraus gebildet ist. Bei dieser Ausgestaltung sind alle Perforationen 50 in
dem perforierten Abschnitt 27 der Membran 16 nun
durch flüssige
Medizin 7 bedeckt.
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Ist
einmal die Kappe 9 gelöst,
wie dies in 4 gezeigt ist, so beginnt die
Kolbenrückführfeder 10 damit,
sich zu dehnen, schiebt 8b den Kolben 8 aus dem
Meßhohlraum 12 und
erzeugt dadurch ein teilweises Vakuum in dem Meßhohlraum 12. Das elastomere
Kugelventil 13 bleibt geschlossen. Die Kolbenrückführfeder 10 ist
stark genug, um dieses teilweise Vakuum zu überwinden, um den Kolben 8 aus
dem Meßhohlraum 12 zu
schieben 8b, bis er einen physischen Stopper (nicht gezeigt)
erreicht. Dieser Teilvakuumdruck reduziert sich, wenn der Kolben 8 aus
dem Meßhohlraum 12 zurückgezogen 8b wird, bis
der Druckabfall über
der Kolbendichtung 24 den Dichtungsdruck gegen die Seitenwand 12a des
Meßhohlraums 12 überschreitet.
Es kann dann eine kleine Menge an flüssiger Medizin 7 an
der Kolbendichtung 24 vorbei, in den Meßhohlraum 12 strömen, wenn
der Kolben 8 zurückgezogen 8b wird.
Die Hauptrückführfeder 5 kann
sich dehnen und schiebt 2a dem Behälterkörper 2, wie in 5 gezeigt,
nach oben. Dies bewirkt dann, daß sich die Kammern V1 und V2
erweitern und das elastomere Diaphragma 15 dehnt.
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Luft
kann nicht durch die Einwegventile 20, 21 oder
durch den perforierten Abschnitt 27 der Membran 16 eintreten,
da die Perforationen 50 nun durch die flüssige Medizin 7a abgedeckt
sind. Die Perforationen 50 widerstehen einem Lufteintritt
aufgrund der Oberflächenspannung
der flüssigen
Medizin, die Menisken über
den Perforationen 50 in dem perforierten Abschnitt 27 ausbilden
und wenn sich die Kammern V1 und V2 ausdehnen, fallen daher die Drücke innerhalb
dieser Kammern unter Umgebungsdruck ab. Der Behälterkörper 2 bewegt sich weiter
aufwärts 2a,
bis die Rückstellkraft
der Hauptrückführfeder 5 bewegungsunfähig gemacht
wird durch die entgegengesetzten, erzeugten Kräfte, hauptsächlich durch die negativen
Drücke
in den Kammern V1 und V2 und durch die Spannung in dem elastomeren
Diaphragma 15.
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Ist
das dämpfende
Ventil 19 vollständig
geschlossen, so kann keine Luft in die Kammer V1 gelangen und daher
wird sich die Hauptrückführfeder 5 nicht
stark dehnen, bevor sie bewegungsunfähig gemacht wird durch die
in den Kammern V1, V2 erzeugten Drücke und durch die Spannung
in dem elastomeren Diaphragma 15.
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Wenn
jedoch das dämpfende
Ventil 19 geringfügig
offen ist, so ermöglicht
es einen Eintritt von Luft und umgekehrt einen Ablaß aus der
Kammer V1 mit einer Geschwindigkeit bzw. Rate, die bestimmt wird
durch die Rückstellkraft
der Hauptrückführ- bzw. Rückstellfeder 5.
Wenn die Hauptrückführfeder 5 den Behälterkörper 2 nach
oben 2a drückt,
so dehnt sich demzufolge das Volumen der Kammer V1 mit kontrollierter
Geschwindigkeit aus, bis der Behälterkörper 2 einen
vordefinierten physischen Stopper (nicht gezeigt) erreicht (siehe 6).
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Die
Hauptrückführfeder 5 bewirkt
auch, daß sich
das elastomere Diaphragma 15 mit kontrollierter Geschwindigkeit
dehnt, was wiederum bewirkt, daß das
Volumen der Kammer V2 sich mit kontrollierter Geschwindigkeit erweitert.
Der Druck innerhalb der Kammer V2 hinter der Sprühkopfanordnung 3a reduziert
sich dadurch mit kontrollierter Geschwindigkeit.
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Der
physische Stopper (nicht gezeigt) für die Auswärtsbewegung des Behälterkörpers 2 begrenzt die
Ausdehnung des gedehnten, elastomeren Diaphragmas 15 und
definert bzw. begrenzt die schließliche Volumenänderung
der Kammer V2 und dadurch den in V2 erreichten Zielunterdruck. In
dieser Stufe befindet sich der Druck in der Kammer V1 auf Umgebungsdruck.
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Dadurch
ist das Endergebnis, daß der Ziel-(Betriebs)Unterdruck,
der nahe dem Blasenpunktdruck für
die Sprühkopfanordnung 3a ist
(der Blasenpunktdruck ist das Druckdifferential, bei dem Luftblasen über die
Perforationen 50 in den perforierten Abschnitt 27 in
die Kammer V2 gelangen, indem sie die Oberflächenspannung der Menisken der
flüssigen
Medizin überwinden),
mit kontrollierter Geschwindigkeit erreicht werden kann, ohne daß Luft durch
die Membran 16 angesaugt wird.
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Wird
der Unterdruck in der Kammer V2 zu schnell erzeugt, d. h., durch
zu weites Öffnen
des dämpfenden
Ventils 19, so wird dann die Oberflächenspannung der flüssigen Medizin,
welche die Perforationen in dem perforierten Abschnitt 27 der Membran 16 bedeckt, überwunden.
Luft wird dann schnell durch den perforierten Abschnitt 27 angesaugt,
wodurch folglich der Unterdruck in der Kammer V2 aufgehoben wird.
In Abwesenheit eines Unterdrucks wird die Medizinabgabevorrichtung 25 kein Spray
erzeugen.
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Es
sei festgehalten, daß die
Rate der Luftzufuhr und -abgabe durch das dämpfende Ventil 19 viel geringer
ist als die Rate des Ablasses durch das erste Einweg-Auslaßventil 20.
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Ein
wie in 7 gezeigter elektronischer Steuerschaltkreis 30 löst die Abgabe
der flüssigen Medizin
durch den perforierten Abschnitt 27 der Membran 16 aus
durch Steuerung von Membranbetätigungsmitteln
(nicht gezeigt) wie beispielsweise piezo-elektrisch aktivierten
Vibriermitteln. Das Steuersystem verwendet ein kleines Hitzdrahtanemometer 39 zum
Zwecke der Überwachung
des Luftstroms in das Medizinabgabesystem. Das Anemometer 39 erfaßt, wenn
ein Patient inhaliert und versucht, die Sprühkopfabgabe auszulösen.
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Die
maximale Federkraft der Kolbenrückführfeder 10 sollte
vorzugsweise 20N nicht überschreiten.
Dies schränkt
daher die Kraft ein, die ein Verwender ausüben muß, um die Vorrichtung zu betätigen.
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Die
Kolbenrückführfeder 10 ist
vorbelastet und diese Vorbelastung sollte größer sein als die vollkomprimierte
Kraft in der Hauptrückführfeder 5.
Dies stellt sicher, daß der
Behälterkörper 2 vollständig nach
unten bewegt ist, gegen den physischen Stopper 28, bevor
die Dosis in den Haltebehälter 18 eingemessen
wird. Falls die Dosis von der Abgabeöffnung 14 her eingemessen
wird und wenn der Behälterkörper 2 nicht
vollständig
nach unten bewegt ist, so kann die gesamte oder ein Teil der Dosis
den Haltebehälter 18 verfehlen.
Der Zielunterdruck in der Kammer V2 wird dann nicht erreicht, wenn
die Kappe 9 gelöst
wird, da die Perforationen in dem perforierten Abschnitt 27 der
Membran 16 trocken und offen bleiben werden.
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Wenn
der Kolben 8 aus dem Behälterhohlraum 12 zurückgezogen
8b wird, so wird ein teilweises Vakuum zwischen dem geschlossenen,
elastomeren Einweg-Kugelventil 13 und der Kolbendichtung 24 erzeugt.
Der Federkraft- bzw. Konstantenbereich der Kolbenrückführfeder 10 muß ausreichend sein,
um den Kolben 8 aus dem Behälterhohlraum 12 nach
oben zu bewegen, wenn die Kappe 9 gelöst wird, um eine Druckdifferenz über der
Kolbendichtung 24 zu erzeugen (zwischen der flüssigen Medizin 7 in
den Behälterhohlraum 6 und
dem elastomeren Kugelventil 13), die den Abdichtdruck der
Kolbendichtung 24 gegen die Seitenwand 12a des
Behälterhohlraums 12 überschreitet.
Flüssige
Medizin 7 ist dann oben, um an der Kolbendichtung 24 vorbeizuströmen und
in den Behälterhohlraum 12,
wenn der Kolben 8 zurückgezogen 8b wird.
Dies hat den Vorteil, daß eine
Schaumbildung innerhalb des Behälterhohlraums 12 minimiert
wird, insbesondere für
flüssige
Medizinen, die Tenside als Teil ihrer Formel beinhalten.
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Der
Federkraftbereich der Hauptrückführfeder 5 muß ausreichend
sein, um den Behälterkörper 2 gegen
die in den Kammern V1, V2 erzeugten Unterdrücke, die Dehnung des elastomeren
Diaphragmas 15 und die Reibung der Gleitdichtung zwischen dem
Behälterkörper 2 und
dem Gehäuse 1,
anzuheben.
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Die
maximale Tension in dem elastomeren Diaphragma 15, die
erreicht wird, wenn sich der Behälterkörper 2 in
Ruhe befindet, muß groß genug sein,
um den Zielunterdruck innerhalb der Kammer V2 aufrechtzuerhalten,
ohne daß sich
das elastomere Diaphragma 15 unter diesem Unterdruck deformiert.
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Diese
Tensionskraft darf nicht so hoch sein, daß sie die Hauptrückführfeder 5 daran
hindert, während
der Erzeugung der Unterdrücke
den Behälterkörper 2 nach
oben, gegen den vorbestimmten physischen Stopper anzuheben.
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Zusammengefaßt ist die
Ausdehnungskraft der Kolbenrückführfeder 10 größer als
die Ausdehnungskraft der Hauptrückführfeder 5,
die größer ist als
die Tensionskraft des elastomeren Diaphragmas 15.
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Aus 7 ist
erkennbar, daß der
Steuerschaltkreis zwei Operationsverstärker (OP-Verstärker) 31, 32 verwendet,
die Ausgangsspannungen über
den gesamten Energiezuführbereich
liefern können,
d. h. zwischen der Versorgungsspannung Vcc und Erde GND. Der OP-Verstärker 31 befindet sich
in einer Rückkopplungsschleife
mit einer Wheatstone'schen
Brücke,
um einen konstanten Widerstand des Anemometerdrahts 39 aufrechtzuerhalten. Die
Steuerspannung 40 für
die Wheatstone'sche
Brücke
wird an den OP-Verstärker 32 angelegt,
der als Spannungsvergleicher ausgestaltet ist. Der Vergleicher ist
eine Schaltvorrichtung mit einem Meßeingang und einem Referenzeingang.
Wenn die Meßspannung 33 höher als
die Referenzspannung 34 ist, so schaltet der Ausgang 35 des
OP-Verstärkers 32 von
GND auf Vcc.
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In
der Anemometrie sind Schaltkreise dieser Art wohl bekannt. Der Schaltkreis
der 7 zeigt jedoch eine einfache Implementierung eines
Schaltkreises, der hohe und niedere Geschwindigkeitsänderungen
bzw. -raten eines Luftstroms unterscheiden kann. Die für die Referenzspannung 34 verwendete RC-Zeitkonstante
ist derart eingestellt, daß sie
in gedämpfter
Weise reagieren kann auf sich langsam änderte Bedingungen wie beispielsweise Änderungen der
Umgebungsbedingungen und auf die normale, langsame Atmung eines
Patienten. Dadurch ist die Referenzspannung 34 unempfindlich
gegenüber schnellen Änderungsgeschwindigkeiten
des Luftstroms während
des Inhalationszyklusses eines Patienten. Die Meßspannung 33 am Vergleicher
OP-Verstärker 32 ist
ein gedämpftes
Signal von der Antriebsspannung 40 für die Wheatstone'sche Brücke, hat
jedoch keinen Langzeitkonstantfilter und reagiert daher direkt mit
der Inhalation des Patienten.
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Falls
der Patient ein ausreichend großes
Volumen inhaliert, wird die Meßspannung 33 die
Referenzspannung 34 aufgrund des Unterschieds der Zeitkonstante
von Referenz und Meßspannungen, überschreiten.
Damit dies stattfindet, muß ein
gewisser Schwellwert für
die Geschwindigkeitsänderung des
Luftstroms überschritten
werden. Wenn die Meßspannung 33 das
Referenzspannungseingangssignal 34 überschreitet, so tritt eine Änderung
des Spannungszustands am Ausgang 35 auf. Da der Vergleicherschaltkreis
kein Feedback hat, wird er in einem Hochverstärkungsmodus betrieben und hat
daher lediglich zwei Ausgangszustände, Ov und Vcc. Dadurch ist
es möglich,
den Schaltkreis direkt mit TTL Logikvorrichtungen zu koppeln.
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Zwei
Regelwiderstände 36, 37 sind
innerhalb des Steuerschaltkreises 30 vorgesehen. Der Regelwiderstand 36 in
dem Vergleicher wird dazu verwendet, um das Dämpfungsniveau in Bezug auf
die Meßspannung 33 einzustellen,
was wiederum die Empfindlichkeit des Schaltkreises auf die Änderungsgeschwindigkeit
bei der Inhalation durch den Patienten einstellt. Der zweite Regelwiderstand 37 in
der Wheatstone'schen
Brücke
ist vorgesehen, um die Temperatur des Anemometerdrahts 39 festzusetzen
und wird dazu verwendet, um die minimale Geschwindigkeitsänderung
des Luftstroms festzusetzen, die der Schaltkreis erfassen kann.
Dadurch erlauben diese Einstellungen einen hohen Grad an Flexibilität bei der Installation
des Anemometers als Atmungsauslösevorrichtung.
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Ein
Feldeffekttransistor 38 wird dazu verwendet, um das Referenzverhältnis der
Wheatstone'schen
Brücke
zu ändern,
um dadurch die Luftstromerfassungsvorrichtung bzw. den -sensor zu
aktivieren oder zu deaktivieren über "AKTIVIEREN". Auf diese Weise
ist der Energieverbrauch des Steuerschaltkreises 30 reduziert
und ermöglicht
der Vorrichtung, eine nützliche
Lebensdauer zu haben, wenn sie von Batterien betrieben wird.
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8a zeigt
Querschnittsdetails einer ersten, beispielhaften perforierten Membran 16,
die betrieben werden kann, um im wesentlichen in Richtung des Pfeils 58 zu
vibrieren bzw. zu schwingen und die geeignet ist zur Verwendung
mit der Medizinabgabevorrichtung 25 zur Erzeugung von Feinaerosolsprays.
Bei einem Ausführungsbeispiel
umfaßt
die Membran 16 eine kreisförmige Schicht aus Polymer, die
mehrere sich verjüngende,
konische Perforationen 50 beinhaltet. Jede Perforation 50 hat Öffnungen 53 in
der vorderen Austrittsfläche
und Öffnungen 54 in
der hinteren Eintrittsfläche,
wobei die Perforationen in einem quadratischen Gitter angelegt sind.
Derartige Perforationen können
in polymerere Membranen beispielsweise mittels Laserbohren mit Hilfe
eines Excimerlasers eingeführt
werden.
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8b zeigt
Querschnittsdetails einer zweiten beispielhaften, perforierten Membran 2016,
wobei die Membran so betrieben werden kann, daß sie im wesentlichen in Richtung
des Pfeils 58 vibriert und geeignet ist zur Verwendung
mit der Medizinabgabevorrichtung 25. Die Membran ist als
kreisförmige Scheibe
eines Durchmessers von 8 mm aus elektrogeformten Nickel ausgebildet
und wird beispielsweise hergestellt von Stork Veco aus Eerbeek,
Holland. Ihre Dicke beträgt
70 μm und
ist mit mehreren bei 2050 gezeigten Perforationen ausgebildet,
die an der "Vorder"-Fläche 2051 einen
mit "a" gezeigten Durchmesser
von 120 μm
und an der "hinteren" Fläche 2052 einen
mit "b" gezeigten Durchmesser
von 30 μm
haben. Die Perforationen sind in einem gleichseitigen Dreiecksgitter
mit einem Abstand von 170 μm angelegt.
Das Profil der Perforationen variiert zwischen den vorderen und
hinteren Flächendurchmessern über die
Membrandicke mit im wesentlichen flachen "erhabenen" Bereichen (mit "c" gezeigt)
geringster Abmessung von 50 μm
in der vorderen Fläche 2051.