]-独立于流动通道的流动阻力的操作。
[0074]-在医院或者家庭中找到的典型环境条件中操作。
[0075]-吸入检测子系统部件的成本必须足够低以允许充分包装商用产品的单位成本。
[0076]-一个或者多个传感器不应该要求相对于面部特征的精确放置。
[0077]-用于检测气体流动的一个或者多个传感器不能阻碍气体流动或者药物输送。
[0078]-不能在呼出气体流动存在于吸入器的流动通道时触发吸入器功能。
[0079]-不能在给药之前在吸入器的例程处理期间触发。
[0080]-尽管要求辨别气体流动方向，但是不要求测量呼出流动速度。
[0081]为了提供气体流动感测，在吸入器流动通道10内部放置两个小的热敏电阻器18、22(0402表面安装技术包装)。如上所述，物理地布置传感器，使得一个面向吸入气体以及另一个面向呼出气体。如可以在图2中看到的，由于热敏电阻传感器的非常低的热质量和将气体流动集中在传感器区域中的流动通道的相对小的横截面面积，传感器系统被选择和设计为固有地对低流动速率敏感。用恒定电流偏置两个热敏电阻器，使得它们维持比周围环境高的温度(典型地，50°C至55°C以保证在高于40°C的典型最高指定工作温度至少10°C下进行操作)。
[0082]气体流动暂时冷却热敏电阻器，其中在面向气体流动的瞬时方向的任何一个热敏电阻器上发生显著冷却效应，并且电阻中产生的变化被检测为热敏电阻器两端电压的变化。由于恒定电流偏置，因此热敏电阻器端子电压由于气体流动而增大，并且电压增大与气体流动速率成比例。
[0083]因此，热敏电阻器被有效地配置为热线风速计。
[0084]传感器的吸入侧上的热敏电阻器靠近尖端放置以提高冷却效应，而呼出侧上的热敏电阻器被偏移以将热敏电阻器与由吸入传感器生成的热量部分地去耦。这在图1中示出。
[0085]由吸入器的主电路板中包括的运算放大器电路生成信号:
[0086](i)将两个热敏电阻器信号组合并且放大以生成指示气体流动方向的信号(表示为“DIR”信号)。
[0087]DIR= 10* (吸入电压-呼出电压)
[0088](ii)将吸入热敏电阻器信号放大以生成吸入电压信号(在下面的图中称为“INHALE_A”)。该信号的时间导数形成并且与原始信号组合，以导出与气体流动速率(“FLOW”)成比例的流信号:
[0089]FLOW = (50*吸入电压的导数)+吸入电压
[0090](iii)吸入热敏电阻器信号被DC耦合以生成指示工作温度的信号(表示为“TEMP”)。
[0091]工厂校准建立与23°C ±2°C的已知环境温度相对应的基线TEMP信号电平。
[0092]图3示出了用于生成吸入信号INHALE_A并且提供热敏电阻器偏置的电路。类似的电路用于生成呼出信号。
[0093]将电流从高压轨(3.6VA)驱动通过吸入热敏电阻器18。热敏电阻器具有两个端子，INHALE_A* INHALE_B。INHALE_A端子用作由另一个电路处理的输出端子。
[0094]选择热敏电阻器18的100Ω的低电阻，使得其可以由小的电流注入自加热。热敏电阻器是NTC(负温度系数)，其中电阻随着温度增加而下降。当对热敏电阻器施加电流时，该热敏电阻器由于其小的尺寸和NTC性质而快速地升温并且快速地与其周围环境建立热平衡。自加热的NTC热敏电阻器将一直处在比周围环境高的温度下。
[0095]在设计的一个示例中，将热敏电阻器加热至大于环境温度大约5-20度(优选地10-18度，以及最优选地大约15度)的温度。在某些实施例中，热敏电阻器具有大约50°C的恒定温度，使得它们将由于一直小于大约40°C的吸入气体或者呼出气体而一直被冷却。
[0096]输入电位分频器设置电路的DC工作点。
[0097]电路由恒定电流源拓扑中的运算放大器32组成(即，在输出处具有晶体管34)。
[0098]前馈电阻器40根据输出INHALE_A处的电压稍微地改变偏置点。如果输出电压高于运算放大器32的非反相输入处的初始值，则输出电压上拉非反相输入电压。
[0099]当存在检测的气体流动时，热敏电阻器电阻迅速地改变并且引起所有节点电压的变化。
[0100]存在正反馈效应和负反馈效应，它们一起具有下列效应:在输出INHALE_A处，电压开始从输出传播至放大器的非反相输入，然后再次回到输出，直到电路稳定为止。
[0101]当热敏电阻器18由气体流动冷却时，其电阻增大。由于恒定电流源拓扑，这进而增大INHALE_A处的电压。该电压由电阻器40耦合至非反相输入。这进而提高INHALE_A处的输出电压。这是正反馈环路的形式。
[0102]由于输出INHALE_A处较高的输出电压，热敏电阻器接收较大偏置电压并且这引起较大的电流流动。这进而引起较大的功率耗散并且最终增大热敏电阻器温度。由于该加热，热敏电阻器电阻减小，并且因此INHALE_A电压下降。这完成负反馈环路。
[0103]两个反馈机构共同工作以稳定温度并且控制电路的响应特征。
[0104]由于热敏电阻器由于气流的瞬时冷却，该硬件控制算法过度补偿温度的降低以加速温度恢复。
[0105]将呼出热敏电阻器22放置在图3中示出的相同电路中以生成呼出信号EXHALE_A作为其输出。呼出热敏电阻器具有两个端子EXHALE_A和EXHALE_B。
[0106]图4以运算放大器差分放大器的形式示出了流动方向放大器电路，该放大器电路从吸入信号减去呼出信号，使得流动方向可以反馈至控制器。
[0107]电路包括运算放大器42，该运算放大器42接收对非反相输入的吸入信号和对反相输入的呼出信号。10的增益由1kD的输入电阻器44和10kD的反馈电阻器46提供。这实现流动方向函数DIR = 10* (吸入电压-呼出电压)。
[0108]在电路的输出处示出了低通滤波器。
[0109]电路的输入还具有偏置布置47以将输出集中在期望电平(诸如1.5V)处。
[0110]图4的差分放大器拓扑返回吸入流与呼出流之间的差。如果发生强流，则吸入传感器和呼出传感器两者由于传感器附近的湍流而经历冷却效应。然而，面向气流的传感器将经历最大的冷却效应并且产生最大量的电压输出。因此，吸入传感器输出与呼出传感器输出的差表示流动方向。
[0111]图5示出了用于从放大的吸入信号INHALE_A生成FLOW信号以及温度信号TEMP的流动放大器电路。这些FLOW和TEMP信号一起可以被认为是“吸入通道”。
[0112]该流动放大器电路返回流动传感器的温度TEMP作为具有增益为I的DC幅度以及返回流动幅度作为具有增益为50的上升沿幅度(AC)信号。
[0113]RC电路50提供INHALE_A信号的差分。该差分由电容器提供的AC耦合实现，其中在该示例中时间常量为Is。
[0114]DC桥51导出INHALE_A信号的DC分量。DC桥包括晶体管对53和输入电阻器54。当电阻器两端的电压差很大时，晶体管对53箝位电阻器54两端的电压。电阻器因此起电压控制的电阻的作用。当电阻器54两端的电压Vk54很大时，电阻由于晶体管箝位降低至零欧姆。当电压很小时，电阻变为I兆欧姆。
[0115]电路包括运算放大器52，该运算放大器52具有负反馈放大以及以增益50放大差分的(AC耦合的)INHALE_A信号并且将其与来自吸入传感器的DC路径信号组合。
[0116]该电路提供对偶行为:当INHALE_A与输出之间的DC差很大时，电路抵消任何差。同时，该电路允许AC幅度放大50倍。
[0117]DC桥电路51在升高的DC电压处产生虚拟接地，该升高的DC电压等于INHALE_A的DC分量。该电路在没有将导致时间延迟引起的不精确性的大的时间常量的情况下这样做。在上电之后，电路51在不到0.1秒内稳定，使得在0.5秒的设备预热时间内确保硬件精确性。此后，电路变为虚拟接地。
[0118]放大器52将51的输出和电路50的输出的50倍相加并且在电路输出处提供其输出。
[0119]电路的AC输出是上面概述的FLOW值:
[0120]FLOW = (50*吸入电压的导数)+吸入电压
[0121]电路的DC输出是温度值TEMP。随着环境温度改变，用恒定电流偏置的加热的热敏电阻器的端子电压INHALE_A改变。因此，热敏电阻器电压与热敏电阻器附近的空气的周围温度相关。DC电压通过TEMP信号反馈到控制器，使得由于热敏电阻器的温度的增益漂移可以被校正。
[0122]以这种方法，实现函数FLOW函数:因此，FLOW信号将吸入传感器信号DC和其放大的时间导数组合。
[0123]向模拟-数字转换器提供图4和5的电路的输出，用于在数字域中进一步地处理。可以将它们多路复用在一起以用于供应给数字信号处理器(DSP)。
[0124]图6显示吸入和呼出传感器端子由ESD齐纳二极管60保护。
[0125]图7示出了在室温下具有5LPM气体流动阶跃输入的传感器信号。曲线70示出了来自呼吸速度计的真实气流信号。曲线72示出了 FLOW信号以及曲线74示出了 DIR(方向)信号。
[0126]图像的底部部分是图像的顶部部分的部分的放大版本。
[0127]图8示出了具有相同5LPM气体流动阶跃输入但是在3°C下的相同信号组。注意，由于来自自加热热敏电阻器上的冷的周围空气的较强冷却效应而较大的FLOW和DIR信号幅度。
[0128]图9示出了具有相同5LPM气体流动阶跃输入但是在40°C下的相同信号组。注意，由相对于温暖的热敏电阻器的温暖的周围环境引起的减小的冷却效应而较小的FLOW和DIR彳曰5幅度。
[0129]图10示出了用相同吸入器单元在不同工作温度(15度、24度和30度)下捕获的典型DIR和吸入通道信号。三个吸入通道信号(即，AC信号FL0W+TEMP)标记为INH_15、INH_24和INH_30，以及三个DIR信号标记为DIR_15、DIR_24和DIR_30。注意DC偏移和信号幅度两者随着温度的移位。信号“气流”示出了真实气流。
[0130]如上所述，整个检测系统的输出是软件触发，该软件触发向吸入器系统软件发送信号以执行两个不同动作中的一个:
[0131](i)当触发是唤醒吸入器之后检测的第一有效吸入时发起泡罩带剂量推进；或者
[0132](ii)当在剂量推进之后触发以及贯穿给药期时，激励压电换能器，用于输送粉末喷发。
[0133]吸入检测系统误差可以分成下面列出的两个主要类型。开发期间的设计验证测试用于表明通过使用一系列模拟呼吸测试情况使这些类型的误差的发生最小化。
[0134](i)在错误的时间处发生触发；即，当提供除了指定的流动传感器范围内的吸入以外的条件，诸如呼出、过度的吸入器动作或者触发流动传感器电压太高或者太低时。
[0135](ii)当存在有效呼吸时不发生触发。
[0136]在错误时间处触发的潜在危险包括:
[0137](i)通过呼出从流动通道入口喷射粉末药物的可能性。
[0138](ii)由于沉降在流动通道或者面罩中没有被适当吸入的粉末引起的无效给药。
[0139](iii)在打算完成给药期之前暴露剂量(如果发生非预期的剂量推进)，通过净化引起浪费的剂量。
[0140]不通过有效呼吸触发的潜在危险包括:
[0141]⑴完全不能给药。
[0142](ii)需要更多的吸入(更多时间)完成全剂量。
[0143](iii)不能在剂量超时发生之前完成剂量，引起通过净化而浪费的剂量。
[0144](iv)在药物粉末不能由患者适当吸入的时间点处喷射药物粉末。
[0