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Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur mengengeregelten und atmungsabhängigen Zufuhr von medizinischem Sauerstoff an Personen, die permanent oder über längere Zeiträume mit Sauerstoff versorgt werden müssen, wobei die Vorrichtung ein Magnetventil zum Steuern des Sauerstoffstroms, In Strömungsrichtung des Sauerstoffs dahinter einen Sensor zur Erkennung des Einatmungstakts und schliesslich eine elektronische Steuerung zum Öffnen des Magnetventils während des Einatmungstakts umfasst.
Bei bestimmten Atemwegserkrankungen ist es erforderlich oder für die Heilung von Nutzen, dass für die Patienten die Atemluft mit Sauerstoff angereichert wird. Entsprechende Geräte hierfür sind bekannt. Der Sauerstoff wird im allgemeinen entweder aus der verdampfenden Fiüssigphase eines kleinen CryoBehälters mit geringem Druck oder aus einer Druckgasflasche über einen Druckminderer oder aus einem Sauerstoffnetz oder einem Sauerstofferzeugungsgerät (Konzentrator) entnommen. Der Sauerstoff wird dann über eine Durchflussreguliereinrichtung dem Patienten permanent zugeführt. Die Menge des zugeführten Sauerstoffs und damit die Höhe der Sauerstoffkonzentration in der Atemluft richtet sich nach Art und Schwere der Erkrankung und wird vom Arzt festgelegt.
Die Sauerstoffzugabe erfolgt mit einer sogenannten
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B.ähnlichem, in die Nasenlöcher, wo der Sauerstoff der Atemluft zugemischt wird. Übliche Sauerstoffdosiermengen bewegen sich zwischen 0, 5 bis 10 Liter Sauerstoff pro Minute. Der permanente Gasfluss während der Ein- und Ausatmungsphase führt zu einem extremen Austrocknen der Nasenschleimhäute. Durch die permanente Gaszufuhr wird zwischen 50 und 70% mehr Sauerstoff verbraucht, als der Patient tatsächlich benötigt (Sauerstoffaufnahme erfolgt nur während des Einatmungstakts).
Es wurde daher auch schon versucht. Sauerstoff nur während des Einatmungstakts des Patienten zuzuführen. Durch die Art der Sauerstoffdosierung über ein offenes Schlauchsystem, wobei nur zwei ca. drei Millimeter dicke Schlauchenden in die Nasenlöcher eingeführt werden, sinkt der Druck beim Einatmen im Sauerstoffschlauch aber nur um rund fünf Millimeter Wassersäule (50 Pa), wenn durch die Nase geatmet wird, und nur um rund ein Millimeter Wassersäule (10 Pa), wenn durch den Mund geatmet wird.
Eine Vorrichtung, die Sauerstoff einsparen soll, muss also bei geringer Baugrösse, geringem Gewicht und Energieverbrauch (tragbar) diese geringe Druckänderung beim Einatmen registrieren, dann die Sauerstoffzufuhr freigeben und nach dem Einatmungstakt die Sauerstoffzufuhr wieder beenden
Die am Markt befindlichen Systeme zur Sauerstoffeinsparung bedienen sich eines sehr genauen Druckmesssystems oder eines hochempfindlichen Durchflussmesssystems, um den Beginn der Einatmungsphase zu erkennen.
Nach dem Erkennen des Einatmungstaktes wird für eine bestimmte Zeit (am Gerät eingestellt meistens drei Sekunden) Sauerstoff dosiert. Wenn die Einatmungsphase länger als diese eingestellt Zeit andauert (z. B. wegen körperlicher Anstrengung), wird der Sauerstoffstrom trotzdem unterbrochen und muss messsystembedingt auf einen Nullwert zurückfallen, um entweder über Unterdruck- oder Durchflussregistrie- rung wieder für einen neuen Impuls aktiviert werden zu können. Dieser Ablauf führt zu einer grossen Diskontinuität des Sauerstoffstromes während der Einatmungsphase, wodurch die Sauerstoffzugabe im Belastungsfall absinkt.
Weiters haben alle Systeme eine gewisse Einschaltverzögerung (ein bis drei Zehntelsekunden), da alle bekannten Systeme eine drucklose Zuleitung zur Nasenbrille benötigen und die Schlauchleitung vom Ventil (Messsystem) bis zur Nase rund eineinhalb Meter lang ist und sich der Unterdruck oder Durchfluss in der Leitung vom Nasenstück bis zum Messsystem aufbauen muss. Dadurch wird die Atemluft, die in die Lungenspitzen gelangt, nicht mit Sauerstoff angereichert, wodurch ein wesentlicher Teil der Sauerstofftherapie verloren geht.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung der eingangs genannten Art so zu verbessern, dass die beschriebenen Nachteile nicht auftreten, dass also insbesondere keine Diskontinuitäten des Sauerstoffstromes während der Einatmungsphase auftreten.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäss dadurch gelöst, dass in Stömungsrichtung hinter dem Sensor ein Kapillarrohr vorgesehen ist.
In dem Gerät befindet sich also nach dem Druckmesssystem ein Kapillarrohr (Rohr mit kleinem Innendurchmesser), in dem der Sauerstoffstrom beschleunigt wird. Wenn nun der Sauerstoffstrom z. B. nach einer Sekunde durch das Magnetventil unterbrochen wird, bewegt sich die beschleunigte Gassäule in dem Kapillarrohr weiter, wodurch beim Sensor (also in Stömungsrichtung vor dem Kapillarrohr) der Druck sehr rasch wieder auf den Einschaltdruck des Messsystems absinkt und ein neuerlicher Sauerstofftakt ausgelöst wird. Dies geschieht so lange, bis durch das Ausatmen ein Staudruck am Ende der Nasenbrille entsteht, der den Durchfluss durch das Kapillarrohr verringert oder ganz verhindert und somit das System zum Stillstand bringt.
Durch das Kapillarrohr, dessen optimale Länge experimentell ermittelt werden kann, wird der Gasfluss am Ende der Nasenbrille während der kurzen Unterbrechungen durch das Magnetventil kaum beeinflusst.
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Das Kapillarrohr hat also einen doppelten Effekt : einerseits bewirkt es ein rascheres Ansprechen des Sensors, sodass die Unterbrechungen des Sauerstoffzufuhr während des Einatmungstaktes kürzer soin können, anderseits bewirkt es einen nur unwesentlich verringerten Gasstrom beim Patienten während dieser kurzen Unterbrechungen.
Es ist zweckmässig, wenn parallel zum Magnetventil eine Umgehungsleitung vorgesehen ist, die einen MindestdurchfluB von Sauerstoff auch bei geschlossenem Magnetventil sicherstellt. Alternativ dazu kann auch vorgesehen sein, dass der Durchfluss durch das Magnetventil kontinuierlich veränderbar ist und dass das Magnetventil immer einen Mindestdurchfluss von Sauerstoff sicherstellt.
Beide Möglichkeiten bewirken, dass eine kleine Sauerstoffmenge bereits vor dem Einatmen durch die Nasenbrille in die Nase gelangt und somit vom Beginn weg mit Sauerstoff angereicherte Luft zur Verfügung steht.
Weiters wird dadurch bewirkt, dass in der Zuleitung zur Nasenbrille immer ein leichter Überdruck herrscht, der von einem hochsensiblen Druckmesssystem überwacht wird. Dadurch, dass das Messsystem wie erwähnt im Überdruckbereich-und nicht wie die bekannten Systeme im Unterdruckbereich-arbeitet, reagiert es noch schneller (Ansprechzeit 10-20 ms). Während der Verzögerungszeit ist durch den Mindestdurchfluss von Sauerstoff (kleine Menge - rund 0, 1-0, 5 I/min) für eine ausreichende Sauerstoffanreicherung auch am Beginn der Einatemphase gesorgt.
Durch das erfindungsgemässe System ist es möglich, während der gesamten Einatemphase den Patienten mit Sauerstoff zu versorgen. Durch die erfindungsgemässe Anordnung von Kapillarrohr, Sauerstoff- mindestdurchfluss und Überdruckmesssystem steht einerseits Sauerstoff von Beginn der Atemphase an zur Verfügung, anderseits ist die Einschaltverzögerung extrem kurz, und schliesslich kann während des gesamten Atemzyklus Sauerstoff zugeführt werden.
Anhand der beiliegenden Zeichnungen wird die vorliegende Erfindung näher erläutert. Es zeigt : Fig. 1 ein erstes Ausführungsbeispiel, Fig. 2 ein zweites Ausführungsbeispiel und Fig. 3 ein drittes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
Beim ersten Ausführungsbeispiel (s. Fig. 1) gelangt über die Anschlusstülle 1 Sauerstoff in die Vorrichtung. Solange das Magnetventil 3 geschlossen ist, strömt 02 über die Umgehungsleitung 4 mit Drosseiventil 4', über das Kapillarrohr 6 und über die Tülle 7 durch die Nasenbrille in die Nasenlöcher des Patienten. Durch den Sauerstoffstrom entsteht im Druckschalter 8 ein Überdruck, der ein Signal an eine elektronische Steuerung 11 weitergibt und das Magnetventil 3 geschlossen hält. Atmet der Patient ein, sinkt der Druck im gesamten System leicht ab und der Druckschalter 8 unterbricht das Signal zur elektronischen Steuerung, woraufhin das Magnetventil 3 öffnet. Ein wesentlich grösserer Sauerstoffstrom, der über das Ventil 2 eingestellt wird, strömt Richtung Nasenbrille und schliesst den Druckschalter 8 sofort wieder.
Die elektronische Steuerung hält das Magnetventil 3 trotzdem für eine gewisse Zeit offen (rund 1-3 s). Nach Abschalten des Magnetventils 3 wird durch die beschleunigte Gassäule im Kapillarrohr 6 der Überdruck am Druckschalter 8 rasch abgebaut, und ein neuerlicher 02-Takt wird durch den Druckschalter 8 ausgelöst. Dies geschieht so lange, bis der Sauerstoffluss durch den Staudruck, der beim Ausatmen entsteht, gedämpft wird. Durch den relativ hohen Sauerstoffluss während der Atemphase sinkt der 02-Druck nach der Drosselstelle 5 etwas ab. Dies führt dazu, dass nach dem endgültigen Abschalten des Magnetventils 3 der geringe Sauerstoffstrom über das Drosselventil 4'nur langsam auf seinen eingestellten Wert ansteigt, wodurch eine kurze Pausenzeit realisiert wird (weitere Sauerstoffeinsparung).
Das Magnetventil 3 ist so eingesetzt, dass es im stromlosen Zustand geöffnet ist, wodurch es bei Störungen zu keiner Unterbrechung des Sauerstoffstromes kommt, sondern einfach permanent Sauerstoff dosiert wird.
Beim zweiten Ausführungsbeispiel (s. Fig. 2) sind das Ventile 2 und das Drosselventil 4'durch eine erweiterte elektronische Steuerung 11 ersetzt. Auch hier ist das Magnetventil 3 im stromlosen Zustand geöffnet, es kann aber durch Variieren der Versorgungsspannung der Gasstrom geregelt werden. Volle Versorgungsspannung entspricht keinem Gasfluss, keine Versorgungsspannung entspricht vollem Gasfluss.
Zum Öffnen des Ventils wird die Versorgungspannung auf einen Wert abgesenkt, der den erwünschten Gasfluss zulässt, zum Schliessen wird die Versorgungsspannung nur so weit gesteigert, dass der erwünschte Mindestdurchfluss (0, 1-0, 5 I/min) vorhanden bleibt.
Beim dritten Ausführungsbeispiel (s. Fig. 3) ist verglichen mit dem zweiten Ausführungsbeispiel der Druckschalter 8 durch ein elektronisches Durchflussmesssystem 9 ersetzt. Das Puffervolumen 10 ermöglicht, dass beim Einatmen der Gasfluss kurzzeitig über den eingestellten Mindestdurchfluss ansteigt und somit ein 02-Takt ausgelöst werden kann.