WO2001085241A1 - Atemgesteuertes inhalationstherapiegerät - Google Patents

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WO2001085241A1
WO2001085241A1 PCT/EP2001/005353 EP0105353W WO0185241A1 WO 2001085241 A1 WO2001085241 A1 WO 2001085241A1 EP 0105353 W EP0105353 W EP 0105353W WO 0185241 A1 WO0185241 A1 WO 0185241A1
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WO
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inhalation therapy
therapy device
value
aerosol
control unit
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PCT/EP2001/005353
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Erik Sommer
Wolfgang Achtzehner
Martin Knoch
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Pari GmbH Spezialisten für effektive Inhalation
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Definitions

  • the invention relates to a breath-controlled
  • Inhalation therapy device and an inhalation therapy device with a sensor device for generating a signal suitable for control purposes.
  • a group of aerosol therapy devices comprises a primary aerosol generator that continuously generates an aerosol in a nebulizer chamber, which the patient removes and inhales from the nebulizer chamber via a mouthpiece.
  • the primary aerosol generator can be, for example, a nebulizer nozzle operated with compressed air or a piezoelectric membrane nebulizer. Aerosol generators of this type are known and described, for example, in EP 0 170 715 A and EP 0 615 470 A. Continuous aerosol generation does not prevent the primary aerosol generator from being switched on and off in order to interrupt the continuous production.
  • Aerosol production is started by supplying compressed air to the nebulizer nozzle, ie switching on the compressor of the inhalation device or by controlling the piezo elements of the membrane nebulizer be, whereby its porous membrane is vibrated.
  • the patient was responsible for turning the primary aerosol generator on and off, meaning that they had to decide when to turn on a jet nebulizer compressor to start the therapy session and when to turn it off because they ended the therapy session.
  • the patient interrupts the therapy session, he should also interrupt the aerosol production so that the medication is not fogged up and released into the environment unused.
  • the interruption of aerosol production is indispensable, since otherwise an amount of medication which cannot be recorded is atomized but not inhaled.
  • the patient should breathe in and out according to an ideal breathing pattern. Inhalation that is too shallow or inhalation too fast counteracts optimal deposition of the medication contained in the inhaled aerosol. In order to achieve the deposition of the drug in the desired sections of the airways, the patient should breathe according to a predetermined breathing pattern, so that the
  • the problem to be solved by the invention is to create an inhalation therapy device, the handling of which is simplified for the patient, preferably by controlling the primary aerosol generator and / or by detecting the dose administered under predetermined respiratory conditions.
  • the invention solves this problem in the one
  • Inhalation therapy device of the type described above is equipped with a sensor device which emits a signal which can be used for control purposes.
  • an IR transmitter / receiver device is provided as the sensor device, which is preferably designed as an IR reflex transmitter / receiver device.
  • the location at which the sensor device is arranged in the inhalation therapy device has a decisive influence. Because only an arrangement of the sensor device such that the detection area of the sensor device is in a region in which the aerosol is in a calm state is suitable for using a sensor device, in particular an IR transmitter / receiver device, that can actually be used for control purposes Provide output signal.
  • the detection area of the sensor device is to be understood as the area whose state is detected with the aid of the sensor device.
  • the detection area lies immediately in front of the transmitter or receiver part; in the case of a sensor device in the form of an IR light barrier, the detection area is irradiated and lies between the transmitter and the receiver part.
  • a calmed aerosol is usually not in the immediate vicinity of the primary aerosol generator.
  • a calming aerosol in an inhalation therapy device with a nebulizer nozzle can only be spoken of in the mouthpiece, i.e.
  • the distance between the area of calmed aerosol and the location of the primary aerosol generation is significantly smaller, since the primary aerosol generation does not take place with the help of a compressed gas flowing out of a nozzle opening very quickly, but with the help of a vibrating membrane which significantly lower initial velocities of the aerosol particles / droplets.
  • the positioning of the sensor according to the invention must be dependent on the type and the specific design of the inhalation therapy device; however, the arrangement is generally unproblematic, since a usable output signal is only obtained in areas with calmed aerosol.
  • the areas in which a sensor device arranged there emits a usable output signal can thus be regarded as areas of calmed aerosol in the sense of the invention.
  • the sensor device creates the basis for equipping an inhalation therapy device with an automatic control of the primary aerosol generator, which switches the aerosol generator on and off, so that it is only up to the patient to put the inhalation device into operation as a whole ( Stand-by operation).
  • the control is preferably carried out according to the invention in such a way that the primary aerosol generator is switched on and off and thus the start and stop of aerosol production as a function of the patient's breathing during the therapy session.
  • the patient is shown whether his breathing leads to a therapeutically effective deposition of the medication in the respiratory tract.
  • Figure 1 shows the structure of a first inhalation therapy device according to the invention in the embodiment with nebulizer nozzle, compressor and a sensor device arranged in the mouthpiece.
  • FIG. 2 shows a cross section of the mouthpiece from FIG. 1 in the region of the sensor device arranged according to the invention
  • FIG. 3 shows a schematic representation of an IR reflex transmitter / receiver device which can be used as a sensor device according to the invention
  • Fig. 4 is a diagram of an output signal of the IR transmitter / receiver device according to the invention. Fig. 3;
  • FIG. 5 shows a flowchart of an exemplary control sequence of an inhalation therapy device according to the invention
  • FIG. Fig. 5 shows a flow chart of a first sub-step of the control sequence according to FIG. Fig. 5;
  • FIG. 7 shows a flow diagram of a second sub-step of the control process according to FIG. Fig. 5;
  • FIG. 8 shows a flowchart of a third substep of the control sequence according to FIG. Fig. 5; 9 shows a flowchart of a fourth substep of the control sequence according to FIG. Fig. 5;
  • FIG. 10 shows a flowchart of a fifth substep of the control sequence according to FIG. Fig. 5;
  • FIG. 11 is a flowchart of a sixth sub-step of the control process according to FIG. Fig. 5;
  • FIG. 12 shows the structure of a second inhalation therapy device according to the invention in the embodiment with a membrane nebulizer and a sensor device arranged in the mouthpiece.
  • the invention is based on the experimentally verified finding that a comparatively simple IR transmitter / receiver device, which is directed into a space filled with aerosol or through which an aerosol flows, emits a receiver output signal which is used to assess or measure the breathing behavior of the Patients and thus can be used to determine the medication dose absorbed by the patient via the aerosol.
  • the IR transmitter / receiver device can surprisingly be of simple construction without this having a negative effect on the usability and reliability of the output signals.
  • the IR transmitter / receiver device is not arranged directly in the area of the primary aerosol production, but according to the invention is placed in a section of the inhalation therapy device in which a calmed aerosol occurs, which is regularly the case in the area of the mouthpiece is.
  • the output signal of the receiver part of the IR transmitter / receiver device on the one hand for switching the primary aerosol generator on and off on the other hand can be used to display breathing behavior.
  • the inhalation therapy device comprises a nebuliser 1, which houses a nebuliser nozzle 40 inside, which serves as the primary aerosol generator.
  • the nebulizer nozzle 40 is supplied with compressed air by a compressor 2 via a hose 3 when the compressor is switched on.
  • the nebulizer nozzle then sucks in the liquid to be atomized from a storage container 41 in which it is arranged.
  • the compressor can be switched on manually via a toggle switch 4.
  • a mouthpiece 5 is attached to the nebulizer, via which the patient inhales the aerosol generated in the nebulizer by the nebulizer nozzle.
  • an IR transmitter / receiver device is arranged on the mouthpiece 5, which has a transmitter part 7 and a receiver part 8.
  • the transmitter part 7 emits IR light into the interior of the mouthpiece 5.
  • the receiver part 8 receives the reflected IR light and emits an output signal which is fed to a control unit 9.
  • the control unit 9 comprises display devices 10, 11 and 12.
  • the display devices 10, 11 and 12 in the exemplary embodiment shown in FIG. 1 are light-emitting diodes (LED).
  • the light emitting diode 10 emits red light, the light emitting diode 11 yellow light and the light emitting diode 12 green light.
  • the control unit 9 is connected to the compressor 2 in order to switch the compressor on or off alternatively or in addition to the toggle switch 4.
  • the control unit 9 can be integrated in the housing of the compressor or, as shown in FIG. 1, be accommodated in a separate housing which can be adapted in shape to the shape of the compressor housing in order to obtain a unit which can be handled in a uniform manner.
  • Fig. 2 is a cross section through the mouthpiece 5 of the exemplary embodiment of an inventive
  • FIG. 2 shows how the IR transmitter / receiver device 6 is arranged in the wall of the mouthpiece 5, so that the transmitter part 7 emits IR light into the interior of the mouthpiece and the receiver part 8 reflects light via the surface 13 can receive.
  • the detection area of the sensor device is thus aligned in such a way that it falls into a calming aerosol area.
  • the nebulizer shown in FIG. 1 other positions of the sensor device are also possible, which also meet the requirement according to the invention, so that the detection area of the sensor device falls within an area of calmed aerosol.
  • the sensor device could be arranged in the (in Fig. 1) upper section of the nebulizer chamber, i.e. comparatively far from the primary aerosol generator (shown in FIG. 1), provided that the nebulizer chamber is sufficiently large to allow the aerosol to slow down before the aerosol reaches the detection area.
  • An IR reflex transmitter / receiver device has the advantage that no complex alignment between transmitter and receiver is required during assembly. Components of this type are prefabricated and available in a defined alignment, so that one can be done without further measures there is very good coordination between the transmitter part and the receiver part.
  • the transmitter part 7 consists of an IR light-emitting diode 14 and the receiver part 8 of a Darlington circuit 15.
  • the transmitter part 7 emits infrared light via the translucent surface 13, which the receiver part 8 receives at least partially as reflection light through the translucent surface 13.
  • the sensor signal is at a basic value C, which is established and can be measured when there is no aerosol in the mouthpiece 5.
  • the basic value C is primarily caused by the ambient light which penetrates into the mouthpiece and falls on the receiver part 8 and by the portions of the IR light emitted by the transmitter part 7 which are reflected by the inner wall of the mouthpiece and which fall on the receiver part 8.
  • the aerosol generator When the aerosol generator is switched on, the aerosol reaches the measuring range of the IR transmitter / receiver device 6 in the mouthpiece 5 of the inhalation therapy device according to the invention at time t1.
  • the aerosol now reflects a very large proportion of the IR light emitted by the transmitter part 7 onto the receiver part 8, so that the output signal of the receiver part 8 rises quickly and reaches a maximum value D. If the aerosol generator remains switched on and the patient does not exhale the aerosol, the output signal of the receiver part 8 remains essentially at this maximum value D.
  • the control sequence can be designed in such a way that the primary aerosol generator is switched off to avoid unnecessary use Avoid aerosol production.
  • the primary aerosol generator is automatically switched on when the aerosol disappears from the detection area or the patient begins to exhale the aerosol.
  • 4 shows, however, the case in which the patient inhales the aerosol generated in the nebulizer 1 immediately after reaching the maximum value D at the time t2 through the mouthpiece 5.
  • the inhalation phase is marked II in FIG. 4 and lasts until time t3. Inhalation leads to a rapid drop in the output signal of the receiver part 8 to an operating value which is reproducibly established with continuous aerosol production and a therapeutically effective breathing pattern.
  • the inhalation process lasts until time t3, at which the patient changes from inhalation to exhalation.
  • the aerosol Since the patient exhales into the mouthpiece of the inhalation therapy device, the aerosol is cleared from the measuring range of the IR transmitter / receiver device 6, so that the output signal of the receiver part 8 drops very quickly and assumes a very low value in the range of the basic value C.
  • the exhalation phase is marked III in FIG. 4.
  • the patient changes from exhaling to inhaling, which very quickly leads to a sufficiently large amount of aerosol reaching the measuring range of the IR transmitter / receiver device 6 and reflecting the IR light emitted by the transmitter part 7 to the receiver part 8.
  • the output signal of the receiver part 8 then rises rapidly immediately after the point in time t4 until the patient's inhalation at the point in time t5 leads to a drop in the output signal of the transmitter part 8 and the operating value is reached.
  • the patient changes again from inhalation to exhalation and the previously described breathing cycle, which has an immediate effect on the output signal of the receiver part 8, repeats itself in sections II ′ and III 1 .
  • a therapeutically effective breathing process is present when the output signal of the receiver part 8 is as long as possible in the range between an upper limit value and a lower one Limit value lies, both of which can preferably be set as a function of the maximum value D in relation to the device. 4 the therapeutically most favorable range is limited by the upper limit value D - h.2 and the lower limit value D - hl.
  • the patient is shown via the green light-emitting diode 12 when the output signal of the receiver part 8 is in the range between D-h1 and D-h2. Should the output signal of the receiver part 8 drop below the lower limit D - hl, this is indicated by the red LED 10, while an output signal of the receiver part 8 above the upper limit D - h2 is indicated by the yellow LED 11.
  • limit values can be set for control purposes, for example a limit value D-d via which it is determined whether the patient has started to inhale. Another limit value C + c serves to determine whether aerosol production is taking place. Another limit value, which can be determined from the basic value C, determines whether the patient has changed from the inhalation phase to the exhalation phase, as at the times t3 and t6 in FIG. 4. Finally, a limit value D-h4 determines whether there has been a change from the exhalation phase to the inhalation phase. The use of these limit values is described below using an exemplary control process.
  • step 100 shows an example of a control step sequence according to the invention in an overview.
  • a basic value C is determined in a first step 100.
  • a maximum value D is determined in a second step 200.
  • Steps 300, 400 and 500 are then run through in a loop.
  • An initial value is determined in step 300, the inhalation phase is evaluated in step 400 and the patient is given information about his breathing behavior.
  • step 500 the patient's exhalation phase is evaluated.
  • Inhalation therapy device is generated.
  • a first step 101 the red LED 10 of the inhalation therapy device is switched on. This signals to the patient that the inhalation therapy device is switched on and an initialization is being carried out. The patient may have been advised that as long as the red LED 10 is on, the primary aerosol generator must not be turned on, what a
  • Inhalation therapy device with nebulizer nozzle means that the compressor 2 must remain switched off. If the primary aerosol generator can be controlled directly by the control unit 9, according to FIG. 6 it can be provided that the primary aerosol generator, i.e. also e.g. the compressor 2 of a therapy device remains switched off after the device is switched on.
  • step 103 the control unit 9 switches the transmitter part 7 of the IR transmitter / receiver device 6 off, so that in the following step 104 a measured value A can be measured at the output of the receiver part 8 of the IR transmitter / receiver device 6 that corresponds to the ambient light equivalent.
  • step 105 the control unit 9 switches the transmitter part 7 of the IR transmitter / receiver device 6 in order to measure a measured value B at the output of the receiver part 8 of the IR transmitter / receiver device 6 in a subsequent step 106 ,
  • the measured value B is caused by the light emitted by the transmitter part 7, that of the surfaces of the Inhalation therapy device in particular of the mouthpiece 5 is reflected.
  • the basic value C is determined in step 107, for example using the following equation
  • the values A, B or C can be checked in a step 108 to determine whether they are plausible values. This is done, for example, by comparison with values that are stored as typical values for the inhalation therapy device in a data memory of the control unit 9.
  • step 109 it is checked whether a result was obtained in the comparison which indicates an error. If an error occurs, the system branches to an error handling routine E. If the check of the values in step 108 does not indicate an error, the determination of the basic value C is completed.
  • a maximum value D is subsequently determined in step 200. This value is achieved if the primary aerosol generator of the inhalation therapy device generates an aerosol for a certain period of time without the patient exhaling the aerosol. The following steps take place in detail, which are shown in FIG. 7.
  • step 201 the primary aerosol generator is switched on, for example by switching on the compressor 2 of an inhalation therapy device with a nebulizer nozzle. Switching on can take place automatically when the control unit 9 can control the aerosol generator, ie when the control unit 9 is connected to the compressor 2, as shown in FIG. 1. Otherwise, the patient must be given a signal that prompts them to turn on the primary aerosol generator.
  • An example of one Signals is a flashing operation of the yellow LED 11.
  • step 202 a first timer T1 is then set to zero and started. It is then checked in step 203 whether the first timer T1 has exceeded a value of, for example, 15 s.
  • step 205 the maximum value D measured in step 204 is checked, for example by comparison with maximum values that are typical of the inhalation therapy device and that are stored in a data memory of the control unit 9. If an error is found in the comparison, ie it is determined that the measured maximum value D is too small or too large, the process branches back to the point immediately after step 202, so that in step 203 it is checked again whether the first timer T1 a specified period of time (e.g.
  • step 206 If it is determined in step 206 that the check of the maximum value D is positive and no error has occurred, the determination of the maximum value D is completed.
  • control flow enters into a loop consisting of steps 300, 400 and 500, as can be seen from FIG. 5.
  • an initial value is first monitored (step 300), which identifies the beginning of the inhalation phase, then the patient's inhalation phase is detected (step 400) and finally the patient's exhalation phase is recorded (step 500).
  • the control flow then returns to the determination of the initial value (step 300).
  • the determination of the initial value comprises the following steps.
  • step 301 a second timer T2 is set to zero and started.
  • step 302 it is checked whether the second timer T2 has been running for longer than a predetermined period of time (for example 30 s). This is not the case initially, so that the control sequence continues with step 303, in which an initial value G is measured.
  • step 304 it is checked whether the measured value G has fallen below a first limit value which is determined as a function of the maximum value D determined in step 200, for example by subtracting a first offset d from the maximum value D.
  • step 304 If it is determined in step 304 that the measured value G is greater than the first limit value D-d, the control process branches back immediately after step 301, so that the control process continues through step 302, in which the second timer T2 is checked. If the second timer T2 has been running for longer than the predetermined period of time, a branch is made to error routine E in step 302, since it must be assumed that the patient has not started the therapy session, that is to say does not inhale the aerosol presented on the mouthpiece.
  • step 304 If it is determined in step 304 that the measured value G falls below the first limit value D - d before the predetermined time period has elapsed, the control flow continues with step 305, in which it is checked whether the measured value G is below a second limit value, which is determined from the basic value C and a second offset c, for example by adding the second offset c to the basic value C.
  • step 400 If the measured value is not below the second limit value C + c, the determination of the initial value is completed and the control process continues with step 400 according to FIG. 5, since it can be assumed that the patient has started the therapy session. If, however, the initial value G, which was measured in step 303 according to FIG. 8, is below the second limit value C + c, it must be determined whether there is an error or the patient only starts the therapy session by exhaling into the mouthpiece , For this purpose, a branch is made from step 305 to step 306, in which a third timer T3 is set to zero and started. The control sequence then continues with step 307, in which it is checked whether the third timer T3 has been running for longer than a predetermined period of time (for example 10 s).
  • a predetermined period of time for example 10 s.
  • step 308 in which the initial value G is measured again. It is then checked in step 309 whether the value G now measured is below the second limit value C + c. If this is the case, the control process returns to a position immediately after step 303, so that it is checked again in step 307 whether the third timer T3 has already been running for more than 10 s, for example. If this is determined, the control flow branches to the error routine E. However, if it is determined in step 309 that the measured value G is above the second limit value C + c, the process branches back to a point which is immediately after step 302, so that the control sequence is continued with step 303. After measuring the initial value G again in step 303 and checking the value in steps 304 and 305, the control sequence can then be concluded with the determination of the initial value. This determined that the patient had started the therapy session and was breathing in the aerosol.
  • Fig. 9 shows the individual steps of the inhalation phase.
  • a fourth timer T4 is set to zero and started. Then the control process continued in step 402, in which it is checked whether the fourth timer T4 runs longer than a predetermined period of time (for example 30 s). This is not the case initially, so that the control sequence continues with step 403, in which an operating value H is measured.
  • step 404 it is checked whether the measured operating value H lies between a third and a fourth limit value, which is determined from the maximum value D, a third offset h1 and a fourth offset h2. If it is determined in step 404 that the measured value H is above the third limit value D-h1 and below the fourth limit value D-h.2, the control flow branches to step 405 in which the green LED 12 is switched on. This signals the patient that he is breathing in the optimal area.
  • step 405 the green LED 12 is switched on. This signals the patient that he is breathing in the optimal area.
  • step 407 branches by turning on the yellow LED 11. This indicates to the patient that he is breathing too shallowly.
  • step 408 it is checked whether the measured value H is smaller than the third limit value D - hl. If this is the case, the control flow branches to step 409, in which the red LED 10 is switched on, which indicates to the patient that he is breathing too quickly. Common to steps 405, 407 and 409 is that the other LEDs are switched off.
  • step 410 in which it is checked whether the measured value H is above a fifth limit value, which results from the basic value C and a fifth offset b.3.
  • the fifth limit value C + h3 is determined in such a way that it can be established that the patient has changed from the inhalation phase to the exhalation phase. During this transition, the measured value regularly drops considerably and quickly, so that falling below the fifth limit value C + h3 due to the measured operating value H leads to the conclusion of the inhalation phase.
  • step 410 If it is determined that the measured value H is above the fifth limit value C + h3, the control process branches to a point immediately after step 401, so that it is checked again in step 402 whether the fourth timer T4 runs longer than, for example, 30 s. Since an inhalation phase of more than 30 s, for example, is unrealistic, the control flow branches in step 402 to the error routine E when the fourth timer T4 has exceeded the predetermined time period.
  • Step 500 relates to the exhalation phase, which is shown in detail in FIG. 10.
  • a fifth timer T5 is set to zero and started.
  • step 502 it is checked whether the fifth timer T5 runs longer than a predetermined time period (e.g. 10 s). Initially, this is not the case, so that an operating value H is measured in step 503.
  • step 504 it is checked whether the measured value H is below a sixth limit value, which is determined from the maximum value D and a sixth offset h4. If the measured value H is below the sixth limit value D - h.4, the control sequence branches back immediately after step 501, so that in step 502 it is checked again whether the fifth timer T5 has been longer than e.g. 10 s is running. If this is the case, the control sequence branches to the error routine E, since such a long exhalation phase is unrealistic and an error situation must be assumed.
  • a predetermined time period e.g. 10 s
  • the measured value H again reaches a value within the predetermined period of time of the timer T5, which is above the sixth limit value D - h4, the patient changing from exhaling to inhaling again.
  • a large amount of aerosol is very quickly led to the measuring range of the IR transmitter / receiver device, which leads to an increase in the measured value H.
  • the exhalation phase is followed by the initial value determination according to step 300, as a result of which the beginning of a new breathing cycle is determined, starting with the inhalation.
  • the loop from steps 300, 400 and 500 is continued until the control sequence branches to error routine E in one of steps 302, 307, 402 or 502, or the patient ends the therapy session and switches off the device.
  • the red, the yellow and the green LEDs 10, 11 and 12 are switched on flashing. This signals to the patient that there is an error situation and that he has to terminate the therapy session.
  • the patient has been advised that in this case the primary aerosol generator should be switched off, e.g. by switching off the compressor 2 of an inhalation therapy device with a nebulizer nozzle.
  • the control unit 9 can switch off the primary aerosol generator, for example by switching off the compressor 2 of the inhalation therapy device with a nebulizer nozzle, as indicated in step 602 of the error routine according to FIG. 11.
  • FIGS. 5 to 11 are examples that can be modified. In this way, different periods of time or those deviating from the values mentioned can be provided for the timers T1 to T5, which are queried in steps 203, 302, 307, 402 and 502.
  • a separate error routine E1 to E5 can be provided for each of these steps, or it can some of these steps branch together to an error routine E 1 and others to another error routine E ''.
  • the six limit values can also be determined in a different way, for example also by equating the fourth limit value D - hl and the fifth limit value C + h3.
  • the limit values can also be determined depending on the reference value, for example D - 0.1 D or c + 0.05 C.
  • FIG. 12 shows a further exemplary embodiment of an inhalation therapy device according to the invention with a sensor device.
  • This embodiment is an inhalation therapy device with a membrane nebulizer.
  • the inhalation therapy device has a nebulizer chamber 1 which is connected to a mouthpiece 5 in order to allow the patient to inhale an aerosol generated into the nebulizer chamber 1.
  • the aerosol is generated by a primary aerosol generator, which in this exemplary embodiment is a membrane nebulizer 52.
  • the membrane nebulizer 52 has a membrane 53 which is attached to a piezo element 54 in the form of a ring. Through the opening of the piezoelectric element 54, the liquid 55 to be atomized is in contact with the membrane 53 and is atomized through the openings in the membrane 53 when the piezo element 54 causes the membrane 53 to vibrate.
  • the piezo element 54 is controlled with the aid of an excitation device 56.
  • a sensor device 6 is arranged in the mouthpiece 5, which consists of a transmitter part 7 and a receiver part 8.
  • the IR transmitter / receiver device 6 stands with a control unit 9 in connection, which controls the transmitter part 7 and receives and evaluates the output signal of the receiver part 8.
  • the control unit 9 controls the excitation device 56 so that the aerosol production is started or stopped depending on the output signal of the receiver part 8.
  • the aerosol particles and droplets immediately after their generation have a lower initial speed and a smaller droplet size than is achieved with other nebulizers, for example a nebulizer nozzle operated with compressed air according to FIG. 1. For this reason, the area in which a primarily generated aerosol is present is comparatively small, so that the nebulizer chamber also merges into the mouthpiece 5 very quickly.
  • a calming aerosol is present in the area of the mouthpiece 5 and thus in the detection area of the IR transmitter / receiver device 6, so that the output signal of the receiver part 8 of the IR transmitter / receiver device 6 can be evaluated according to the invention.
  • control unit 9 also comprises display elements 10, 11 and 12.
  • display elements 10, 11 and 12 With regard to the task and function of these display elements, reference is made to the description of the first exemplary embodiment. Likewise, the sequence of control steps described above can in principle also be used in the second exemplary embodiment.

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Abstract

In einer Inhalationstherapievorrichtung ist erfindungsgemäß eine IR-Sender/Empfänger-Einrichtung in einem Bereich beruhigten Aerosols angeordnet. Das Ausgangssignal des Empfängerteils wird zur Steuerung der Inhalationstherapievorrichtung verwendet.

Description

BESCHREIBUNG
Atemgesteuertes Inhalationstherapiegerät
Die Erfindung betrifft ein atemgesteuertes
Inhalationstherapiegerät sowie ein Inhalationstherapiegerät mit einer Sensoreinrichtung zur Erzeugung eines für Steuerungszwecke geeigneten Signals .
Inhalationstherapiegeräte, mit denen Patienten ein medikamenthaltiges Aerosol zur Einatmung dargeboten wird, sind in unterschiedlichen Ausgestaltungen bekannt . Eine Gruppe von Aerosoltherapiegeräten umfasst einen primären Aerosolgenerator, der kontinuierlich ein Aerosol in einer Verneblerkammer erzeugt, das der Patient über ein Mundstück aus der Verneblerkammer entnimmt und einatmet. Bei dem primären Aerosolerzeuger kann es sich zum Beispiel um eine mit Druckluft betriebene Verneblerdüse oder einen piezoelektrischen Membranvernebler handeln. Aerosolerzeuger dieser Art sind bekannt und beschrieben z.B. in EP 0 170 715 A und EP 0 615 470 A. Der kontinuierlichen Aerosolerzeugung steht nicht entgegen, dass der primäre Aerosolerzeuger ein- und ausgeschaltet werden kann, um die kontinuierliche Produktion zu unterbrechen. So wird die Aerosolproduktion gestartet, indem der Verneblerdüse Druckluft zugeführt, d.h. der Kompressor des Inhalationsgeräts eingeschaltet wird oder indem die Piezoelemente des Membranverneblers angesteuert werden, wodurch dessen poröse Membran in Schwingungen versetzt wird. Bislang war der Patient für das Ein- und Ausschalten des primären Aerosolerzeugers zuständig, d.h. er musste entscheiden, wann er den Kompressor eines Düsenverneblers einschaltet, um mit der Therapiesitzung zu beginnen, und wann er ihn wieder ausschaltet, weil er die Therapiesitzung beendet hat .
Unterbricht der Patient die Therapiesitzung, sollte er die Aerosolproduktion auch unterbrechen, damit das Medikament nicht weitervernebelt und ungenutzt an die Umgebung abgegeben wird. Insbesondere wenn die Dosis des Medikaments erfasst werden soll, ist die Unterbrechung der Aerosolproduktion unverzichtbar, da ansonsten eine nicht erfassbare Medikamentmenge zwar vernebelt aber nicht eingeatmet wird.
Während der Therapiesitzung sollte der Patient einem idealen Atmungsmuster folgend ein- und ausatmen. Sowohl ein zu flaches als auch ein zu schnelles Einatmen wirken einer optimalen Deposition des in dem eingeatmeten Aerosol enthaltenen Medikaments entgegen. Um die Deposition des Medikaments in den gewünschten Abschnitten der Atemwege zu erreichen, sollte der Patient einem vorgegebenen Atmungsmuster entsprechen atmen, damit die
Strömungsgeschwindigkeiten für die Deposition des Medikaments nicht ungünstig sind. Das Einhalten der Vorgaben bereitet dem Patienten oft Schwierigkeiten, so dass eine nicht unerhebliche Menge des Medikaments sich in den oberen Atemwegen niederschlägt und somit nicht zur Dosis des tatsächlich verabreichten Medikaments beiträgt. Nur wenn das Einatmen im Rahmen eines für das Therapiegerät idealen Bereichs erfolgt, wird die beabsichtigte Deposition des Medikaments zuverlässig erreicht. Erst eine zuverlässige Deposition des Medikaments erlaubt eine verlässliche Aussage über die verabreichte Dosis. Vor diesem Hintergrund besteht das von der Erfindung zu lösende Problem darin, ein Inhalationstherapiegerät zu schaffen, dessen Handhabung für den Patienten vereinfacht ist, vorzugsweise durch eine Steuerung des primären Aerosolerzeugers und/oder durch eine Erfassung der unter vorgegebenen Atmungsbedingungen verabreichten Dosis .
Die Erfindung löst dieses Problem, in dem ein
Inhalationstherapiegerät der oben beschriebenen Art mit einer Sensoreinrichtung ausgestattet wird, die ein Signal abgibt, das für Steuerungszwecke herangezogen werden kann. Als Sensoreinrichtung ist erfindungsgemäß eine IR- Sender/Empfänger-Einrichtung vorgesehen, die vorzugsweise als IR-Reflex-Sender/Empfänger-Einrichtung ausgebildet ist. Entscheidenden Einfluss hat neben der Art der Sensoreinrichtung der Ort, an dem die Sensoreinrichtung in dem Inhalationstherapiegerät angeordnet wird. Denn nur eine Anordnung der Sensoreinrichtung derart, dass der Dektektionsbereich der Sensoreinrichtung in einem Bereich liegt, in dem das Aerosol in einem beruhigten Zustand vorliegt, ist geeignet, um mit einer Sensoreinrichtung, insbesondere einer IR-Sender/Empfänger-Einrichtung ein tatsächlich für Steuerungszwecke nutzbares Ausgangssignal bereitzustellen.
Unter dem Detektionsbereich der Sensoreinrichtung ist der Bereich zu verstehen, dessen Zustand mit Hilfe der Sensoreinrichtung erfasst wird. Bei einer IR-
Sender/Empfänger-Einrichtung ist dies der Bereich, in den das IR-Licht abgestrahlt und aus dem reflektiertes IR-Licht emfangen wird. Bei einer IR-Reflex-Sender/Empfänger- Einrichtung liegt der Detektionsbereich unmittalbr vor dem Sender- bzw. Empfängerteil; bei einer Sensoreinrichtung in Form einer IR-Lichtschranke wird der Detektionsbereich durchstrahlt und liegt zwischen dem Sender- und dem Empfängerteil . Ein beruhigtes Aerosol liegt in der Regel nicht in unmittelbarer Nähe des primären Aerosolerzeugers vor. Beispielsweise kann von einem beruhigten Aerosol bei einem Inhalationstherapiegerät mit Verneblerdüse erst im Mundstück gesprochen werden, also erst nachdem das Aerosol einen vergleichsweise weiten Weg zurückgelegt hat, so dass die Aerosolpartikel/-tröpfchen teilweise abgetrocknet (stabilisiert) sind und ihre Bewegung verlangsamt ist (beruhigtes Aerosol) .Bei einem Inhalationstherapiegerät mit Membranvernebler ist der Abstand des Bereichs beruhigten Aerosols zum Ort der primären Aerosolerzeugung deutlich geringer, da die primäre Aerosolerzeugung nicht mit Hilfe eines sehr schnell aus einer Düsenδffnung ausströmenden Druckgases erfolgt, sondern mit Hilfe einer in Schwingung versetzten Membran, die zu wesentlich niedrigeren Anfangsgeschwindigkeiten der Aeroslpartikel/-tröpfchen führt. Letztlich muss die Positionierung des erfindungsgemäßen Sensors in Abhängigkeit vom Typ und der konkreten Auslegung des Inhalationstherapiegeräts erfolgen; jedoch ist die Anordnung in der Regel unproblematisch, da nur in Bereichen mit beruhigtem Aerosol ein nutzbares Ausgangssignal gewonnen wird. Somit können die Bereiche, in denen eine dort angeordnete Sensoreinrichtung ein nutzbares Ausgangssignal abgibt, als Bereiche beruhigten Aerosols im Sinne der Erfindung angesehen werden.
Durch die erfindungsgemäße Sensoreinrichtung wird die Grundlage dafür geschaffen, ein Inhalationstherapiegerät mit einer automatischen Steuerung des primären Aerosolerzeugers auszustatten, die das Ein- bzw. Ausschalten des Aerosolerzeugers vornimmt, so dass es dem Patienten nur noch obliegt, das Inhalationsgerät als ganzes in Betrieb zu nehmen (Stand-By-Betrieb) . Vorzugsweise erfolgt die Steuerung erfindungsgemäß so, dass das Ein- bzw. Ausschalten des primären Aerosolerzeugers und damit das Starten und Stoppen der Aerosolproduktion in Abhängigkeit von der Atmung des Patienten während der Therapiesitzung erfolgt. Schließlich wird bei einem Inhalationstherapiegerät mit erfindungsgemäßer Sensoreinrichtung dem Patienten angezeigt, ob seine Atmung zu einer therapeutisch wirksamen Deposition des Medikaments in den Atemwegen führt.
Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die Zeichnungen genauer erläutert. In den Zeichnungen zeigt:
Fig. 1 den Aufbau eines ersten erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts in der Ausgestaltung mit Verneblerdüse, Kompressor und einer im Mundstück angeordneten Sensoreinrichtung;
Fig. 2 einen Querschnitt des Mundstücks aus Fig. 1 im Bereich der erfindungsgemäß angeordneten Sensoreinrichtung;
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer IR-Reflex- Sender/Empfänger-Einrichtung, die als erfindungsgemäße Sensoreinrichtung einsetzbar ist;
Fig. 4 ein Diagramm eines Ausgangssignals der erfindungsgemäßen IR-Sender/Empfänger-Einrichtung gem. Fig. 3;
Fig. 5 ein Flussdiagramm eines beispielhaften Steuerungsablaufs eines erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts ;
Fig. 6 ein Flussdiagramm eines ersten Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5;
Fig. 7 ein Flussdiagramm eines zweiten Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5;
Fig. 8 ein Flussdiagramm eines dritten Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5; Fig. 9 ein Flussdiagramm eines vierten Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5;
Fig. 10 ein Flussdiagramm eines fünften Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5;
Fig. 11 ein Flussdiagramm eines sechsten Teilschritts des Steuerungsablaufs gem. Fig. 5; und
Fig. 12 den Aufbau eines zweiten erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts in der Ausgestaltung mit Membranvernebler und einer im Mundstück angeordneten Sensoreinrichtung.
Die Erfindung basiert auf der experimentell abgesicherten Erkenntnis, dass eine vergleichsweise einfache IR- Sender/Empfänger-Einrichtung, die in einen mit Aerosol gefüllten bzw. von einem Aerosol durchströmten Raum gerichtet ist, ein Empfängerausgangssignal abgibt, das zur Beurteilung bzw. Messung des Atemverhaltens des Patienten und damit zur Ermittlung der vom Patienten über das Aerosol aufgenommenen Medikamentendosis herangezogen werden kann. Die IR- Sender/Empfänger-Einrichtung kann überraschenderweise einfach aufgebaut sein, ohne dass sich dies auf die Nutzbarkeit und Verlässlichkeit der AusgangsSignale negativ auswirkt. Dabei ist aber zu beachten, dass die IR-Sender/Empfänger- Einrichtung nicht unmittelbar im Bereich der primären Aerosolproduktion angeordnet ist, sondern erfindungsgemäß in einem Abschnitt des Inhalationstherapiegeräts platziert wird, in dem ein beruhigtes Aerosol auftritt, was im Bereich des Mundstücks regelmäßig der Fall ist .
Wie im folgenden noch genauer anhand von
Ausführungsbeispielen erläutert, kann das Ausgangssignal des Empfängerteils der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung einerseits zum Ein- und Ausschalten des primären Aerosolerzeugers und andererseits zur Anzeige des Atmungsverhaltens herangezogen werden.
In Fig. 1 ist ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts in einer Übersichtsdarstellung gezeigt . Bei diesem Ausführungsbeispiel umfasst das Inhalationstherapiegerät einen Vernebler 1, der in seinem Inneren eine Verneblerdüse 40 beherbergt, die als primärer Aerosolerzeuger dient. Die Verneblerdüse 40 wird von einem Kompressor 2 über einen Schlauch 3 mit Druckluft versorgt, wenn der Kompressor eingeschaltet ist. Die Verneblerdüse saugt dann aus einem Vorratsbehälter 41, in dem sie angeordnet ist, die zu zerstäubende Flüssigkeit an. Der Kompressor kann über einen Kippschalter 4 manuell eingeschaltet werden. An dem Vernebler ist ein Mundstück 5 angebracht, über das der Patient das in dem Vernebler von der Verneblerdüse erzeugte Aerosol einatmet. An dem Mundstück 5 ist erfindungsgemäß eine IR-Sender/Empfänger-Einrichtung angeordnet, die einen Senderteil 7 und einen Empfängerteil 8 aufweist. Der Senderteil 7 emittiert IR-Licht in den Innenraum des Mundstücks 5 hinein. Der Empfängerteil 8 empfängt das reflektierte IR-Licht und gibt ein Ausgangssignal ab, das einer Steuereinheit 9 zugeführt wird. Die Steuereinheit 9 umfasst Anzeigeeinrichtungen 10, 11 und 12. Bei den Anzeigeeinrichtungen 10, 11 und 12 handelt es sich bei dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel um Leuchtdioden (LED) . Die Leuchtdiode 10 strahlt rotes Licht ab, die Leuchtdiode 11 gelbes Licht und die Leuchtdiode 12 grünes Licht .
Wenn der Kompressor 2 eingeschaltet wird und über den Schlauch 3 Druckluft an die Verneblerdüse des Verneblers 1 liefert, wird das in dem Vernebler 1 bevorratete Medikament zerstäubt. Der Vernebler 1 füllt sich mit Aerosol, bis das Aerosol den Bereich des Mundstücks 5 erreicht und aus dem Mundstück ausströmt. Die Steuereinheit 9 ist mit dem Kompressor 2 verbunden, um alternativ oder zusätzlich zu dem Kippschalter 4 den Kompressor ein- bzw. auszuschalten. Die Steuereinheit 9 kann in das Gehäuse des Kompressors integriert sein oder, wie in Fig. 1 gezeigt, in einem separaten Gehäuse untergebracht sein, das von der Form her an die Form des Kompressorgehäuses angepasst werden kann, um ein einheitlich handhabbares Gerät zu erhalten.
In Fig. 2 ist ein Querschnitt durch das Mundstück 5 des AusführungsbeiSpiels eines erfindungsgemäßen
Inhalationstherapiegeräts gezeigt. Man erkennt in Fig. 2, wie die IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 in der Wand des Mundstücks 5 angeordnet ist, so dass über die Oberfläche 13 der Senderteil 7 IR-Licht in das Innere des Mundstücks abstrahlen und der Empfängerteil 8 reflektiertes Licht empfangen kann. Damit ist der Detektionsbereich der Sensoreinrichtung so ausgerichtet, dass er in einen Bereich beruhigten Aerosols fällt. Bei dem in Fig. 1 gezeigten Vernebler sind aber auch andere Positionierungen der Sensoreinrichtung möglich, die ebenfalls das erfindungsgemäße Erfordernis erfüllen, so dass der Detektionbereich der Sensoreinrichtung in einen Bereich beruhigten Aerosols fällt. Beispielsweise könnte die Sensoreinrichtung im (in der Fig. 1) oberen Abschnitt der Verneblerkammer angeordnet werden, d.h. vergleichsweise weit entfernt von dem (in der Fig. 1) unten angeordneten primären Aerosolerzeuger, sofern die Verneblerkammer ausreichend groß gestaltet ist, um eine Verlangsamung des Aerosols zuzulassen, bevor das Aerosol den Detektionsbereich erreicht.
Eine IR-Reflex-Sender/E pfänger-Einrichtung besitzt den Vorteil, dass keine aufwendige Ausrichtung zwischen Sender und Empfänger während der Montage erforderlich ist. Bauteile dieser Art sind vorgefertigt und definiert aufeinander ausgerichtet erhältlich, so dass ohne weitere Maßnahmen eine sehr gute Abstimmung zwischen Senderteil und Empfängerteil vorliegt .
In Fig. 3 ist ein elektrisches Schaltbild einer IR- Sender/Empfänger-Einrichtung gezeigt, die bei einem erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegerät eingesetzt werden kann. Der Senderteil 7 besteht aus einer IR- lichtemittierenden Diode 14 und der Empfängerteil 8 aus einer Darlington-Schaltung 15. Der Senderteil 7 sendet über die lichtdurchlässige Oberfläche 13 Infrarotlicht aus, das der Empfängerteil 8 durch die lichtdurchlässige Oberfläche 13 als Reflexionslicht zumindest teilweise empfängt .
In Fig. 4 ist das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 dargestellt, das sich während eines Atemzyklus des Patienten ergibt. Man erkennt wie im Abschnitt I das Sensorsignal bei einem Grundwert C liegt, der sich einstellt und messbar ist, wenn in dem Mundstück 5 kein Aerosol vorhanden ist . Der Grundwert C wird primär hervorgerufen durch das Umgebungslicht, das in das Mundstück eindringt und auf den Empfängerteil 8 fällt, und durch die von der Innenwand des Mundstücks reflektierten Anteile des von dem Senderteil 7 abgestrahlten IR-Lichts, das auf den Empfängerteil 8 fällt.
Bei eingeschaltetem Aerosolerzeuger erreicht das Aerosol zum Zeitpunkt tl den Messbereich der IR-Sender/Empfänger- Einrichtung 6 im Mundstück 5 des erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts. Durch das Aerosol wird nun ein sehr großer Anteil des vom Senderteil 7 abgestrahlten IR- Lichts auf den Empfängerteil 8 reflektiert, so dass das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 schnell ansteigt und einen Maximalwert D erreicht. Wenn der Aerosolerzeuger eingeschaltet bleibt und der Patient das Aerosol nicht abatmet, bleibt das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 im wesentlichen bei diesem Maximalwert D. In deisem Fall kann die Steuerabfolge so gestaltet sein, dass der primäre Aerosolerzeuger abgeschaltet wird, um eine unnötige Aerosolproduktion zu vermeiden. Automatisch eingeschaltet wird der primäre Aerosolerzeuger, wenn das Aerosol aus dem Detektionsbereich veschwindet oder der Patient beginnt, das Aerosol abzuatmen. In Fig. 4 ist jedoch der Fall gezeigt, bei dem der Patient unmittelbar nach Erreichen des Maximalwerts D zum Zeitpunkt t2 durch das Mundstück 5 das im Vernebler 1 erzeugte Aerosol einatmet. Die Einatemphase ist in Fig. 4 mit II gekennzeichnet und dauert bis zum Zeitpunkt t3. Das Einatmen führt zu einem schnellen Abfall des AusgangsSignals des Empfängerteils 8 bis auf einen Betriebswert, der sich bei kontinuierlicher Aerosolproduktion und therapeutisch wirksamem Atemmuster reproduzierbar einstellt. Der Einatemvorgang dauert bis zum Zeitpunkt t3 , bei dem der Patient vom Einatmen zum Ausatmen übergeht. Da der Patient in das Mundstück des Inhalationstherapiegeräts hinein ausatmet, wird das Aerosol aus dem Messbereich der IR-Sender/Empfänger- Einrichtung 6 ausgeräumt, so dass das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 sehr rasch abfällt und einen sehr niedrigen Wert im Bereich des Grundwerts C einnimmt. Die Ausatemphase ist in Fig. 4 mit III gekennzeichnet. Zum Zeitpunkt t4 wechselt der Patient vom Ausatmen zum Einatmen, was sehr schnell dazu führt, dass eine ausreichend große Aerosolmenge den Messbereich der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 erreicht und das von dem Senderteil 7 emittierte IR-Licht zum Empfängerteil 8 reflektiert. Das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 steigt daraufhin unmittelbar nach dem Zeitpunkt t4 rasch an, bis das Einatmen des Patienten zum Zeitpunkt t5 wieder zu einem Abfall des AusgangsSignals des Senderteils 8 führt und der Betriebswert erreicht wird. Zum Zeitpunkt t6 wechselt der Patient erneut vom Einatmen zum Ausatmen und der zuvor beschriebene Atemzyklus, der sich auf das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 unmittelbar auswirkt, wiederholt sich, in den Abschnitten II' und III1.
Ein therapeutisch wirksamer Atmungsvorgang liegt dann vor, wenn das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 möglichst lange im Bereich zwischen einem oberen Grenzwert und einem unteren Grenzwert liegt, die beide vorzugsweise in Abhängigkeit vom Maximalwert D gerätebezogen festlegbar sind. In Fig. 4 ist der therapeutisch günstigste Bereich durch den oberen Grenzwert D - h.2 und den unteren Grenzwert D - hl begrenzt . Wie weiter unten noch im einzelnen beschrieben ist, wird dem Patienten über die grüne Leuchtdiode 12 angezeigt, wenn das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 im Bereich zwischen D - hl und D - h2 liegt. Sollte das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 unter die untere Grenze D - hl sinken, wird dies über die rote Leuchtdiode 10 angezeigt, während ein Ausgangssignal des Empfängerteils 8 oberhalb der oberen Grenze D - h2 über die gelbe Leuchtdiode 11 angezeigt wird.
Zu Steuerungszwecken können weitere Grenzwerte festgelegt werden, beispielsweise ein Grenzwert D - d über den festgestellt wird, ob der Patient mit dem Einatmen begonnen hat. Ein weiterer Grenzwert C + c dient dazu festzustellen, ob eine Aerosolproduktion stattfindet. Ein weiterer Grenzwert, der vom Grundwert C aus festgelegt werden kann, bestimmt, ob der Patient, wie zu dem Zeitpunkt t3 und t6 in Fig. 4 von der Einatemphase zur Ausatemphase gewechselt hat. Schließlich bestimmt ein Grenzwert D - h4, ob ein Wechsel von der Ausatemphase zur Einatemphase stattgefunden hat . Die Nutzung dieser Grenzwerte wird im folgenden anhand eines exemplarischen Steuerungsablaufs beschrieben.
In Fig. 5 ist ein Beispiel einer erfindungsgemäßen Steuerungsschrittfolge in einer Übersichtsdarstellung gezeigt. Nach dem Einschalten des Inhalationstherapiegeräts wird in einem ersten Schritt 100 ein Grundwert C ermittelt. In einem zweiten Schritt 200 wird ein Maximalwert D ermittelt. In einer Schleife werden dann die Schritte 300, 400 und 500 durchlaufen. Im Schritt 300 wird ein Anfangswert ermittelt, im Schritt 400 die Einatemphase ausgewertet und dem Patienten Hinweise über sein Atemverhalten gegeben. In Schritt 500 wird die Ausatemphase des Patienten ausgewertet. Diese fünf Schritte werden im folgenden genauer erläutert . Wie sich aus Fig. 6 ergibt, umfasst der Schritt 100 gemäß Fig. 5 mehrere Einzelschritte, mit denen der Grundwert C ermittelt wird. Der Grundwert C stellt einen Wert dar, der einem Empfängerausgangssignal zu Beginn der
Inhalationstherapiesitzung entspricht, ohne dass ein Aerosol von dem primären Aerosolerzeuger des
Inhalationstherapiegeräts erzeugt wird. Im einzelnen ergibt sich folgender prinzipieller Ablauf zur Ermittlung des Grundwertes C.
In einem ersten Schritt 101 wird die rote LED 10 des Inhalationstherpiegeräts eingeschaltet. Dies signalisiert dem Patienten, dass das Inhalationstherapiegerät eingeschaltet ist und eine Initialisierung durchgeführt wird. Der Patient kann darauf hingewiesen worden sein, dass, solange die rote LED 10 eingeschaltet ist, der primäre Aerosolerzeuger nicht eingeschaltet werden darf, was für ein
Inhalationstherapiegerät mit Verneblerdüse bedeutet, dass der Kompressor 2 ausgeschaltet bleiben muss . Sofern der primäre Aerosolerzeuger von der Steuereinheit 9 direkt ansteuerbar ist, kann in einem Schritt 102 gem. Fig. 6 vorgesehen sein, dass der primäre Aerosolerzeuger, also auch z.B. der Kompressor 2 eines Therapiegeräts nach dem Einschalten des Geräts ausgeschaltet bleibt.
Im Schritt 103 schaltet die Steuereinheit 9 den Senderteil 7 der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 aus, damit im folgenden Schritt 104 ein Messwert A am Ausgang des Empfängerteils 8 der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 gemessen werden kann, der dem Umgebungslicht entspricht. In dem darauf folgenden Schritt 105 schaltet die Steuereinheit 9 den Senderteil 7 der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 ein, um in einem darauf folgenden Schritt 106 am Ausgang des Empfängerteils 8 der IR- Sender/Empfänger-Einrichtung 6 einen Messwert B zu messen. Der Messwert B wird durch das vom Senderteil 7 abgegebene Licht hervorgerufen, dass von den Oberflächen des Inhalationstherapiegeräts insbesondere des Mundstücks 5 reflektiert wird. Im Schritt 107 wird der Grundwert C ermittelt, beispielsweise durch folgende Gleichung
C = B - A
Danach ist die Ermittlung des Grundwertes C abgeschlossen.
In einer alternativen Ausgestaltung kann auf den Schritt 107 folgend in einem Schritt 108 eine Überprüfung der Werte A, B oder C stattfinden, um festzustellen, ob es sich um plausible Werte handelt. Dies erfolgt beispielsweise durch Vergleich mit Werten, die für das Inhalationstherapiegerät als typische Werte in einem Datenspeicher der Steuereinheit 9 abgespeichert sind. Im Schritt 109 wird überprüft, ob bei dem Vergleich ein Ergebnis erzielt wurde, das auf einen Fehler hindeutet. Falls ein Fehler auftritt, wird zu einer Fehlerbehandlungsroutine E verzweigt. Falls die Überprüfung der Werte im Schritt 108 auf keinen Fehler hindeutet, wird die Ermittlung des Grundwertes C abgeschlossen.
Wie in Fig. 5 gezeigt, wird anschließend in Schritt 200 ein Maximalwert D ermittelt. Dieser Wert wird erzielt, wenn der primäre Aerosolgenerator des Inhalationstherapiegeräts ein Aerosol über einen gewissen Zeitraum erzeugt, ohne dass der Patient das Aerosol abatmet . Im einzelnen laufen dabei folgende Schritte ab, die in Fig. 7 dargestellt sind.
Im Schritt 201 wird der primäre Aerosolerzeuger eingeschaltet, z.B. indem der Kompressor 2 eines Inhalationstherapiegeräts mit Verneblerdüse eingeschaltet wird. Das Einschalten kann automatisch geschehen, wenn die Steuereinheit 9 den Aerosolerzeuger ansteuern kann, d.h. wenn die Steuereinheit 9 mit dem Kompressor 2, wie in Fig. 1 gezeigt, verbunden ist. Andernfalls muss dem Patienten ein Signal gegeben werden, das ihn veranlasst, den primären Aerosolerzeuger einzuschalten. Ein Beispiel eines solchen Signals ist ein blinkender Betrieb der gelben LED 11. Im Schritt 202 wird dann ein erster Zeitgeber Tl auf Null gesetzt und gestartet. Danach wird in Schritt 203 überprüft, ob der erste Zeitgeber Tl einen Wert von z.B. 15 s überschritten hat. Da dies zunächst nicht der Fall ist, wird der Steuerungsablauf von der Steuerungseinheit fortgesetzt mit Schritt 204 und der Maximalwert D gemessen. Im Schritt 205 wird der im Schritt 204 gemessene Maximalwert D überprüft, z.B. durch Vergleich mit Maximalwerten, die für das Inhalationstherapiegerät typisch sind und die in einem Datenspeicher der Steuereinheit 9 abgelegt sind. Wird bei dem Vergleich ein Fehler festgestellt, d.h. wird festgestellt, dass der gemessene Maximalwert D zu klein oder zu groß ist, verzweigt der Ablauf zurück zu der Stelle unmittelbar nach Schritt 202, so dass im Schritt 203 erneut überprüft wird, ob der erste Zeitgeber Tl bereits eine vorgegebene Zeitspanne (z.B. 15 s) läuft. Ist dies der Fall, verzweigt der Steuerungsablauf zur Fehlerroutine E, da über einen zu langen Zeitraum der gemessene Maximalwert D keinem für das Inhalationstherapiegerät typischen Wert entspricht . Sofern im Schritt 206 festgestellt wird, dass die Überprüfung des Maximalwerts D positiv verlaufen und kein Fehler aufgetreten ist, wird die Ermittlung des Maximalwerts D abgeschlossen.
Im folgenden tritt der Steuerungsablauf in eine Schleife ein, die aus den Schritten 300, 400 und 500 besteht, wie sich aus Fig. 5 ergibt. In diesen drei Schritten wird zunächst ein Anfangswert überwacht (Schritt 300) , der den Beginn der Einatemphase kennzeichnet, dann die Einatemphase des Patienten detektiert (Schritt 400) und schließlich die Ausatemphase des Patienten erfasst (Schritt 500) . Danach kehrt der Steuerungsablauf zurück zur Ermittlung des Anfangswertes (Schritt 300) .
Wie sich aus Fig. 8 ergibt, umfasst die Ermittlung des Anfangswertes die folgenden Schritte . Im Schritt 301 wird ein zweiter Zeitgeber T2 auf Null gesetzt und gestartet. Danach wird der Steuerungsablauf fortgesetzt mit Schritt 302, in dem überprüft wird, ob der zweite Zeitgeber T2 bereits länger als eine vorgegebene Zeitspanne (z.B. 30 s) läuft. Dies ist zunächst nicht der Fall, so dass der Steuerungsablauf fortgesetzt wird mit Schritt 303, in dem ein Anfangswert G gemessen wird. In Schritt 304 wird überprüft, ob der gemessene Wert G einen ersten Grenzwert unterschritten hat, der in Abhängigkeit von dem in Schritt 200 ermittelten Maximalwert D bestimmt wird, beispielsweise indem ein erster Offset d vom Maximalwert D subtrahiert wird.
Wird in Schritt 304 festgestellt, dass der gemessene Wert G größer ist als der erste Grenzwert D-d, verzweigt der Steuerungsablauf zurück unmittelbar hinter den Schritt 301, so dass der Steuerungsablauf fortgesetzt wird durch den Schritt 302, in dem der zweite Zeitgeber T2 überprüft wird. Wenn der zweite Zeitgeber T2 schon länger als die vorgegebene Zeitspanne läuft, wird in Schritt 302 zur Fehlerroutine E verzweigt, da angenommen werden muss, dass der Patient nicht mit der Therapiesitzung begonnen hat, also das am Mundstück dargebotene Aerosol nicht einatmet .
Wenn in Schritt 304 vor Ablauf der vorgegebenen Zeitspanne festgestellt wird, dass der gemessene Wert G unter den ersten Grenzwert D - d sinkt, wird der Steuerungsablauf fortgesetzt mit Schritt 305, in dem überprüft wird, ob der gemessene Wert G unter einem zweiten Grenzwert liegt, der aus dem Grundwert C und einem zweiten Offset c bestimmt wird, beispielsweise in dem der zweite Offset c zu dem Grundwert C addiert wird.
Sofern der gemessene Wert nicht unter dem zweiten Grenzwert C + c liegt, wird die Ermittlung des Anfangswertes abgeschlossen, und der Steuerungsablauf mit dem Schritt 400 gemäß Fig. 5 fortgesetzt, da davon ausgegangen werden kann, dass der Patient mit der Therapiesitzung begonnen hat. Wenn aber der Anfangswert G, der in Schritt 303 gemäß Fig. 8 gemessen wurde, unter dem zweiten Grenzwert C + c liegt, muss festgestellt werden, ob ein Fehler vorliegt oder der Patient nur die Therapiesitzung dadurch beginnt, dass er in das Mundstück hinein ausatmet. Dazu wird vom Schritt 305 zum Schritt 306 verzweigt, in dem ein dritter Zeitgeber T3 auf Null gesetzt und gestartet wird. Danach wird der Steuerungsablauf fortgesetzt mit Schritt 307, in dem überprüft wird, ob der dritte Zeitgeber T3 bereits länger als eine vorgegebene Zeitspanne (z.B. 10 s) läuft. Dies ist zunächst nicht der Fall, so dass der Steuerungsablauf fortgesetzt wird mit Schritt 308, in dem der Anfangswert G erneut gemessen wird. Danach wird im Schritt 309 überprüft, ob der nun gemessene Wert G unter dem zweiten Grenzwert C + c liegt. Ist dies der Fall, kehrt der Steuerungsablauf zurück zu einer Stelle unmittelbar hinter dem Schritt 303, so dass im Schritt 307 erneut überprüft wird, ob der dritte Zeitgeber T3 bereits mehr als z.B. 10 s läuft. Wenn dies festgestellt wird, verzweigt der Steuerungsablauf zur Fehlerroutine E. Wenn aber in Schritt 309 festgestellt wird, dass der gemessene Wert G über dem zweiten Grenzwert C + c liegt, wird zu einem Punkt zurückverzweigt, der unmittelbar hinter dem Schritt 302 liegt, so dass der Steuerungsablauf fortgesetzt wird mit Schritt 303. Nach erneuter Messung des Anfangswerts G in Schritt 303 und Überprüfung des Wertes in den Schritten 304 und 305 kann der Steuerungsablauf dann mit der Ermittlung des Anfangswerts abgeschlossen werden. Damit wurde festgestellt, dass der Patient die Therapiesitzung begonnen hat und das Aerosol einatmet .
Danach wird der Steuerungsablauf fortgesetzt mit der
Überwachung der Einatemphase gemäß Schritt 400 aus Fig. 5. In
Fig. 9 sind die einzelnen Schritte der Einatemphase dargestellt .
Zunächst wird im Schritt 401 ein vierter Zeitgeber T4 auf Null gesetzt und gestartet. Danach wird der Steuerungsablauf fortgesetzt im Schritt 402, in dem überprüft wird, ob der vierte Zeitgeber T4 länger als eine vorgegebene Zeitspanne (z.B. 30 s) läuft. Dies ist zunächst nicht der Fall, so dass der Steuerungsablauf fortgesetzt wird mit Schritt 403, in dem ein Betriebswert H gemessen wird.
Im Schritt 404 wird überprüft, ob der gemessene Betriebswert H zwischen einem dritten und einem vierten Grenzwert liegt, der aus dem Maximalwert D, einem dritten Offset hl und einem vierten Offset h2 bestimmt wird. Wenn in Schritt 404 festgestellt wird, dass der gemessene Wert H über dem dritten Grenzwert D - hl und unter dem vierten Grenzwert D - h.2 liegt, verzweigt der Steuerungsablauf zum Schritt 405, in dem die grüne LED 12 eingeschaltet wird. Dies signalisiert dem Patienten, dass er im optimalen Bereich einatmet. Im Schritt
406 wird überprüft, ob der gemessene Wert H über dem vierten Grenzwert D - h2 liegt. Ist dies der Fall, wird zum Schritt
407 verzweigt, indem die gelbe LED 11 eingeschaltet wird. Dadurch wird dem Patienten angezeigt, dass er zu flach einatmet. Im Schritt 408 wird überprüft, ob der gemessene Wert H kleiner ist als der dritte Grenzwert D - hl. Ist dies der Fall, verzweigt der Steuerungsablauf zum Schritt 409, in dem die rote LED 10 eingeschaltet wird, mit der den Patienten angezeigt wird, dass er zu schnell einatmet. Den Schritten 405, 407 und 409 ist gemeinsam, dass die jeweils anderen LED ausgeschaltet werden.
Der Steuerungsablauf wird fortgesetzt mit Schritt 410, in dem überprüft wird, ob der gemessene Wert H über einem fünften Grenzwert liegt, der sich aus dem Grundwert C und einem fünften Offset b.3 ergibt. Der fünfte Grenzwert C + h3 ist so bestimmt, dass festgestellt werden kann, dass der Patient von der Einatemphase in die Ausatemphase übergewechselt hat . Bei diesem Übergang geht der Messwert regelmäßig erheblich und schnell zurück, so dass ein Unterschreiten des fünften Grenzwertes C + h3 durch den gemessenen Betriebswert H zum Abschluss der Einatemphase führt. Sofern aber in Schritt 410 festgestellt wird, dass der gemessene Wert H über dem fünften Grenzwert C + h3 liegt, verzweigt der Steuerungsablauf zu einer Stelle unmittelbar hinter Schritt 401, so dass in Schritt 402 erneut überprüft wird, ob der vierte Zeitgeber T4 länger als z.B. 30 s läuft. Da eine Einatemphase von mehr als z.B. 30 s unrealistisch ist, verzweigt der Steuerungsablauf in Schritt 402 zur Fehlerroutine E, wenn der vierte Zeitgeber T4 die vorgegebene Zeitspanne überschritten hat.
Sofern kein Fehler in der Einatemphase aufgetreten ist, geht der Steuerungsablauf von Schritt 400 gemäß Fig. 5 zum Schritt 500 über. Der Schritt 500 betrifft die Ausatemphase, die in Fig. 10 im einzelnen wiedergegeben ist.
Im Schritt 501 wird ein fünfter Zeitgeber T5 auf Null gesetzt und gestartet. Im Schritt 502 wird überprüft, ob der fünfte Zeitgeber T5 länger als eine vorgegebene Zeitspanne (z.B. 10 s) läuft. Dies ist zunächst nicht der Fall, so dass im Schritt 503 ein Betriebswert H gemessen wird. Im Schritt 504 wird überprüft, ob der gemessene Wert H unter einem sechsten Grenzwert liegt, der aus dem Maximalwert D und einem sechsten Offset h4 bestimmt wird. Liegt der Messwert H unter dem sechsten Grenzwert D - h.4, verzweigt der Steuerungsablauf zurück unmittelbar hinter den Schritt 501, so dass in Schritt 502 erneut überprüft wird, ob der fünfte Zeitgeber T5 schon länger als z.B. 10 s läuft. Ist dies der Fall, verzweigt der Steuerungsablauf zur Fehlerroutine E, da eine derart lange Ausatemphase unrealistisch ist und eine Fehlersituation angenommen werden muss .
Ansonsten erreicht der Messwert H innerhalb der vorgegebenen Zeitspanne des Zeitgebers T5 wieder einen Wert, der über dem sechsten Grenzwert D - h4 liegt, wobei der Patient wieder vom Ausatmen zum Einatmen wechselt . Durch den Wechsel zum Einatmen wird sehr schnell eine große Aerosolmenge zum Messbereich der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung geführt, die zu einem Anstieg des Messwertes H führt. Aus diesem Grund wird im Schritt 504 dann festgestellt, dass der Messwert H über dem sechsten Grenzwert D - h4 liegt, woraufhin die Ausatemphase abgeschlossen wird.
Wie aus Fig. 5 ersichtlich, schließt sich an die Ausatemphase die Anfangswertermittlung gemäß Schritt 300 an, wodurch der Anfang eines neuen Atemzyklus beginnend mit dem Einatmen, festgestellt wird. Die Schleife aus den Schritten 300, 400 und 500 wird solange durchlaufen, bis der Steuerungsablauf in einem der Schritte 302, 307, 402 oder 502 zur Fehlerroutine E verzweigt, oder der Patient die Therapiesitzung beendet und das Gerät abschaltet .
In der Fehlerroutine E, die in Fig. 11 gezeigt ist, werden in einem ersten Schritt 601 die rote, die gelbe und die grüne LED 10, 11 und 12 blinkend eingeschaltet. Dadurch wird dem Patienten signalisiert, dass eine Fehlersituation vorliegt und er die Therapiesitzung abbrechen muss. Der Patient ist darauf hingewiesen worden, dass in diesem Fall der primäre Aerosolerzeuger abgeschaltet werden sollte, z.B. indem der Kompressor 2 eines Inhalationstherapiegeräts mit Verneblerdüse abgeschaltet wird. In einer automatisierten Variante des Inhalationstherapiegeräts kann die Steuereinheit 9 den primären Aerosolerzeuger ausschalten, indem beispielsweise der Kompressor 2 des Inhalationstherapiegeräts mit Verneblerdüse abgeschaltet wird, wie in Schritt 602 der Fehlerroutine gemäß Fig. 11 angegeben ist.
Zu dem geschilderten Steuerungsablauf in einem erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegerät ist anzumerken, dass es sich bei dem in den Fig. 5 bis 11 gezeigten Abläufen um Beispiele handelt, die modifiziert werden können. So können unterschiedliche oder von den erwähnten Werten abweichende Zeitspannen für die Zeitgeber Tl bis T5 vorgesehen werden, die in den Schritten 203, 302, 307, 402 und 502 abgefragt werden. Für jeden dieser Schritte kann eine eigene Fehlerroutine El bis E5 vorgesehen sein oder es können einige dieser Schritte gemeinsam zu einer Fehlerroutine E1 und andere zu einer anderen Fehlerroutine E' ' verzweigen. Auch die Ermittlung der sechs Grenzwerte kann auf andere Weise erfolgen, beispielsweise auch indem der vierte Grenzwert D - hl und der fünfte Grenzwert C + h3 gleichgesetzt werden. Die Grenzwerte können auch in Abhängigkeit vom Bezugswert bestimmt werden, z.B. D - 0,1 D oder c + 0, 05 C.
In Fig. 12 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Inhalationstherapiegeräts mit Sensoreinrichtung gezeigt. Bei diesem Ausführungsbeispiel handelt es sich um ein Inhalationstherapiegerät mit einem Membranvernebler .
Wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel besitzt das Inhalationstherapiegerät eine Verneblerkammer 1, die mit einem Mundstück 5 verbunden ist, um den Patienten das Einatmen eines in die Verneblerkammer 1 hinein erzeugten Aerosols zu ermöglichen.
Das Aerosol wird erzeugt von einem primären Aerosolerzeuger, der bei diesem Ausführungsbeispiel ein Membranvernebler 52 ist. Der Membranvernebler 52 weist eine Membran 53 auf, die an einem Piezoelement 54 in Ringform angebracht ist. Durch die Öffnung des Piezoele entringes 54 steht die zu vernebelnde Flüssigkeit 55 an der Membran 53 an und wird durch die Öffnungen der Membran 53 hindurch vernebelt, wenn das Piezoelement 54 die Membran 53 in Schwingungen versetzt. Dazu wird das Piezoelement 54 angesteuert mit Hilfe einer Erregereinrichtung 56.
Wie beim ersten Ausführungsbeispiel ist erfindungsgemäß im Mundstück 5 eine Sensoreinrichtung 6 angeordnet, die aus einem Senderteil 7 und einem Empfängerteil 8 besteht. Die IR- Sender/Empfänger-Einrichtung 6 steht mit einer Steuereinheit 9 in Verbindung, die den Senderteil 7 ansteuert und das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 empfängt und auswertet. Auf der Basis des Ausgangssignals des Empfängerteils 8 steuert die Steuereinheit 9 die Erregereinrichtung 56 an, so dass in Abhängigkeit von dem Ausgangssignal des Empfängerteils 8 die Aerosolproduktion gestartet bzw. gestoppt wird.
Aufgrund der Eigenschaften des Membranverneblers 52 besitzen die Aerosolpartikel und -tröpfchen unmittelbar nach ihrer Erzeugung eine geringere Anfangsgeschwindigkeit und eine geringere Tropfchengröße als dies mit anderen Verneblern, beispielsweise einer mit Druckluft betriebenen Verneblerdüse gemäß Fig. 1 erzielt wird. Aus diesem Grund ist der Bereich, in dem ein primär erzeugtes Aerosol vorliegt, vergleichsweise klein, so dass auch die Verneblerkammer sehr rasch in das Mundstück 5 übergeht. Im Bereich des Mundstücks 5 und damit im Detektionsbereich der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 liegt ein beruhigtes Aerosol vor, so dass das Ausgangssignal des Empfängerteils 8 der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung 6 erfindungsgemäß ausgewertet werden kann.
Auch bei dem zweiten Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 12 umfasst die Steuereinheit 9 Anzeigeelemente 10, 11 und 12. Bezüglich der Aufgabe und Funktion dieser Anzeigeelemente wird auf die Beschreibung des ersten Ausführungsbeispiels verwiesen. Ebenso kann die oben geschilderte Abfolge von Steuerungsschritten grundsätzlich auch bei dem zweiten Ausführungsbeispiel eingesetzt werden.

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1. Inhalationstherapiegerät
- mit einem Verneblerraum (1), in den hinein ein Aerosolerzeuger (40, 52) ein Aerosol erzeugt,
- mit einem Mundstück (5), das mit dem Verneblerraum (1) in Verbindung steht und durch das ein Patient das in dem Verneblerraum erzeugte Aerosol einatmet,
- mit einer Sensoreinrichtung (6, 7, 8), die an dem Mundstück (5) angebracht ist und die aus einer IR- Sender/Empfängereinrichtung (7, 8) besteht, von denen der Senderteil (7) IR-Licht in das Mundstück (5) hinein abstrahlt, von denen der Empfängerteil (8) einen Teil des von dem Senderteil (7) abgegebenen IR-Lichts empfängt und von denen der Empfängerteil (8) ein dem empfangenen Teil des IR-Lichts entsprechendes Ausgangssignal abgibt
einer Steuereinheit (9), der das Ausgangssignal des Empfängerteils (8) zugeführt wird, die das zugeführte Ausgangssignal des Empfängerteils (8) auswertet und die Signale zur Steuerung des Inhalationstherapiegeräts abgibt .
2. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Aerosolerzeuger eine Verneblerdüse (40) ist, der von einem Kompressor (2) Druckluft zugeführt wird und dass die Steuereinheit (9) mit dem Kompressor derart verbunden ist, dass eines der Signale der Steuereinheit (9) den Kompressor (2) ein- bzw. ausschaltet.
3. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Aerosolerzeuger ein Membranvernebler (52) mit einer Membran (53) und einem Piezoelement (54) ist und dass die Steuereinheit (9) mit dem Piezoelement derart verbunden ist, dass eines der Signale der Steuereinheit (9) das Piezoelement (54) in Schwingungen versetzt.
4. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis
3, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoreinrichtung (6) eine IR-Reflex-Sender/Empfänger-Einrichtung ist, so dass das von dem Empfängerteil (8) empfangene IR-Licht reflektiertes IR-Licht ist.
5. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis
4, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (9) Anzeigeelemente (10, 11, 12) aufweist, die von jeweils einem Steuersignal der Steuereinheit (9) angesteuert werden .
6. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch β, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzeigeelemente (10, 11, 12) der Steuereinheit (9) Leuchtdioden sind.
7. Inhalationstherapiegerät nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit in das Inhalationstherapiegerät integriert ist .
8. Verfahren zur Steuerung eines Inhalationstherapiegeräts mit den folgenden Schritten: - Erzeugen eines optischen Signals und Abstrahlen des optischen Signals in einen Bereich beruhigten Aerosols in dem Inhalationstherapiegerät;
- Empfangen eines Teils des optischen Signals;
- Auswerten des empfangenen Teils des optischen Signals;
- Erzeugen eines Steuersignals auf der Basis der Auswertung des empfangenen Teils des optischen Signals zur Steuerung des Inhalationstherapiegeräts.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass das optische Signal IR-Licht ist, das von einem Senderteil (7) einer IR-Sender/Empfänger-Einrichtung (6) abgestrahlt wird und das zumindest teilweise von einem Empfängerteil (8) der IR-Sender/Empfänger-Einrichtung
(6) empfangen wird, die ein dem empfangenen Teil des IR- Lichtes entsprechendes Ausgangssignal abgibt.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein Steuersignal zum Starten bzw. Stoppen der Aerosolproduktion erzeugt wird.
11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass zum Starten und Stoppen der Aerosolproduktion ein Kompressor (2) ein- bzw. ausgeschaltet wird, der zur Zuführung von Druckluft einer Verneblerdüse (41) in dem Inhalationstherapiegerät vorgesehen ist.
12. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass zum Starten und Stoppen der Aerosolproduktion eine Erregereinrichtung (56) angesteuert wird, die eine Membran (56) mit Hilfe eines Piezoelements (54) eines Membranverneblers (52) in Schwingungen versetzt.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass das Ausgangssignal der IR- Sender/Empfängereinrichtung (6) ausgewertet wird, indem in einem ersten Steuerungsschritt (100) ein Grundwert C ermittelt wird und in einem zweiten Steuerungsschritt (200) ein Maximalwert D, und dass in einer Schleife in einem dritten Schritt (300) ein Anfangswert ermittelt, in einem vierten Steuerungsschritt eine Einatemphase und in einem fünften Steuerungsschritt (500) eine Ausatemphase ausgewertet wird.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Steuerungsschritt (100) die folgenden Teilschritte umfasst:
a) Stoppen der Aerosolproduktion (102);
b) Unterbrechen des Erzeugens des optischen Signals
(103);
c) Messung eines ersten Messwertes A, der dem empfangenen Teil des optischen Signals entspricht (104);
d) Erzeugen des optischen Signals (105) ;
e) Messung eines zweiten Messwertes B, der dem empfangenen Teil des optischen Signals entspricht (106);
f) Bestimmen eines Grundwertes C auf der Basis der Messwerte A und B, vorzugsweise
C = B - A;
g) Beenden des ersten Steuerungsschrittes (100) .
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass einer der Messwerte A oder B oder der Grundwert C mit vorgegebenen Werten verglichen wird und, wenn der Vergleich negativ ausfällt, eine Fehlerbehandlung (E) ausgeführt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Steuerungsschritt (200) die folgenden Teilschritte umfasst (Fig. 7):
a) Starten der Aerosolproduktion (201) ;
b) Rücksetzen und Starten eines ersten Zeitgebers (Tl)
(202);
c) Prüfen des ersten Zeitgebers (Tl) (203) ;
Wenn der erste Zeitgeber (Tl) eine vorgegebene Zeitspanne überschritten hat:
d) Ausführen einer Fehlerbehandlung (E) ;
Ansonsten:
e) Messen eines Maximalwertes D (204);
f) Vergleichen des Maximalwertes D mit vorgegebenen Werten;
Wenn der Vergleich negativ ausfällt:
g) Fortsetzen des zweiten Steuerungsschrittes (200) mit Teilschritt c) ;
Ansonsten:
h) Beenden des zweiten Steuerungsschrittes (200) .
7. Verfahren nach Anspruch 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass der dritte Steuerungsschritt (300) die folgenden Teilschritte umfasst (Fig. 8):
a) Rücksetzen und Starten eines zweiten Zeitgebers
(T2) (301);
b) Prüfen des zweiten Zeitgebers (T2) (302);
Wenn der zweite Zeitgeber (T2) eine vorgegebene Zeitspanne überschritten hat:
c) Ausführen einer Fehlerbehandlung (E) ;
Ansonsten:
d) Messen eines Anfangswertes G (303) ;
e) Vergleichen des Anfangswertes G mit einem von dem Maximalwert D abgeleiteten Wert, vorzugsweise G > D - d mit d = 0,01 D bis 0,25 D (304);
Wenn der Vergleich e) positiv ausfällt:
f) Fortsetzen des dritten Steuerungsschrittes (300) mit Teilschritt b) ;
Ansonsten:
g) Vergleichen des Anfangswertes G mit einem von dem Grundwert C abgeleiteten Wert, vorzugsweise G < C + c mit c = 0,01 C bis 0,25 C (305);
Wenn der Vergleich g) positiv ausfällt: h) Rücksetzen und Starten eines dritten Zeitgebers (T3) (306);
i) Prüfen des dritten Zeitgebers (T3) (307);
Wenn der dritte Zeitgeber (T3) eine vorgegebene Zeitspanne überschritten hat:
j) Ausführen einer Fehlerbehandlung (E) ;
Ansonsten :
k) Messen eines Anfangswertes G (308);
1) Vergleichen des Anfangswertes G mit einem von dem
Grundwert C abgeleiteten Wert, vorzugsweise G < C - c mit c = 0,01 C bis 0,25 C (309);
Wenn der Vergleich 1) positiv ausfällt:
m) Fortsetzen des dritten Steuerungsschrittes (300) mit Teilschritt i) ;
Ansonsten:
n) Fortsetzen des dritten Steuerungsschrittes (300) mit Teilschritt k) .
18. Verfahren nach Anspruch 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass der vierte Steuerungsschritt (400) die folgenden Teilschritte umfasst (Fig. 9) :
a) Rücksetzen und Starten eines vierten Zeitgebers
(T4) (401);
b) Prüfen des vierten Zeitgebers (T4) (402); Wenn der vierte Zeitgeber (T4) eine vorgegebene Zeitspanne überschritten hat:
c) Ausführen einer Fehlerbehandlung (E) ;
Ansonsten:
d) Messen eines Betriebswertes H (403) ;
e) Vergleichen des Betriebswertes H mit einem von dem Maximalwert D abgeleiteten Wertebereich, vorzugsweise
D - hl < H < D - h2 mit vorzugsweise hl = 0,5 D bis 0,75 D und h2 = 0,05 D bis 0,25 D (404);
Wenn der Vergleich e) positiv ausfällt:
f) Aktivieren einer ersten Anzeigeeinrichtung (12)
(405);
Ansonsten:
g) Vergleichen des Betriebswertes H mit einem von dem Maximalwert D abgeleiteten Wert, vorzugsweise H >= D - h2 mit vorzugsweise h2 = 0,05 D bis 0,25 D (406);
Wenn der Vergleich g) positiv ausfällt:
h) Aktivieren einer zweiten Anzeigeeinrichtung (11) (407);
Ansonsten: i) Vergleichen des Betriebswertes H mit einem von dem Maximalwert D abgeleiteten Wert, vorzugsweise H <= D - hl mit vorzugsweise hl = 0,5 D bis 0,75 D (408) ;
Wenn der Vergleich i) positiv ausfällt:
j) Aktivieren einer dritten Anzeigeeinrichtung (10) (409);
Ansonsten:
k) Vergleichen des Betriebswertes H mit einem von dem Grundwert C abgeleiteten Wert, vorzugsweise H > C + h3 mit vorzugsweise h3 = 0,05 D bis 0,25 D (410);
Wenn der Vergleich k) positiv ausfällt:
1) Fortsetzen des dritten Steuerungsschrittes (400) mit Teilschritt b) ;
Ansonsten :
m) Beenden des vierten Steuerungsschrittes (400).
19. Verfahren nach Anspruch 13 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass der fünfte Steuerungsschritt (500; die folgenden Teilschritte umfasst (Fig. 10):
a) Rücksetzen und Starten eines fünften Zeitgebers
(T5) (501);
b) Prüfen des fünften Zeitgebers (T5) (502); Wenn der fünfte Zeitgeber (T5) eine vorgegebene Zeitspanne überschritten hat:
c) Ausführen einer Fehlerbehandlung (E) ;
Ansonsten:
d) Messen eines Betriebswertes H (503) ;
e) Vergleichen des Betriebswertes H mit einem von dem Maximalwert D abgeleiteten Wert, vorzugsweise H < D - h4 mit d = 0,01 D bis 0,25 D (304);
Wenn der Vergleich e) positiv ausfällt:
f) Fortsetzen des fünften Steuerungsschrittes (500) mit Teilschritt b) ;
Ansonsten:
g) Beenden des fünften Steuerungsschrittes (500) .
20. Atmungsgesteuertes Inhalationstherapiegerät
mit einem Verneblerraum (1), in den hinein ein Aerosolerzeuger (40, 52) ein Aerosol erzeugt,
mit einem Mundstück (5), das mit dem Verneblerraum (1) in Verbindung steht und durch das ein Patient das in dem Verneblerraum erzeugte Aerosol einatmet,
mit einer Sensoreinrichtung (6, 7, 8), die an dem Mundstück (5) angebracht ist und die aus einer IR- Sender/Empfängereinrichtung (7, 8) besteht, von denen der Senderteil (7) IR-Licht in das Mundstück (5) hinein abstrahlt, von denen der Empfängerteil (8) einen Teil des von dem Senderteil (7) abgegebenen IR-Lichts empfängt und von denen der Empfängerteil (8) ein dem empfangenen Teil des IR-Lichts entsprechendes Ausgangssignal abgibt, und
einer Steuereinheit (9), der das Ausgangssignal des Empfängerteils (8) zugeführt wird, die das zugeführte Ausgangssignal des Empfängerteils (8) auswertet und die das Inhalationstherapiegerät auf der Basis des Ausgangssignals in Abhängigkeit von der Atmung eines Benutzers steuert.
21. Atmungsgesteuertes Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (9) die Aerosolproduktion in Abhängigkeit von der Atmung eines Benutzer startet bzw. stoppt.22.
Atmungsgesteuertes Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 20 oder 21, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (9) zumindest eine Anzeigeeinrichtung (10, 11, 12) in Abhängigkeit von der Atmung eines Benutzer ansteuert, um dem Benutzer eine Information über sein Atemmuster bereit zu stellen.
22. Inhalationstherapiegerät mit einem Verneblerraum (1), in den hinein ein Aerosolerzeuger (40, 52) ein Aerosol erzeugt, einer Sensoreinrichtung (6), die an dem Inhalationstherapiegerät derart angebracht ist, dass ein Detektionsbereich der Sensoreinrichtung (6) in einem Bereich beruhigten Aerosols in dem Inhalationstherapiegerät liegt, und die aus einem Senderteil (7) und einem Empfängerteil (8) besteht, von denen der Senderteil (7) ein Signal in den Bereich beruhigten Aerosols hinein abgibt, von denen der Empfängerteil (8) einen Teil des von dem Senderteil (7) abgegebenen Signals empfängt, von denen der Empfängerteil (8) ein dem empfangenen Teil des Signals entsprechendes Ausgangssignal abgibt und einer Steuereinheit (9) der das Ausgangssignal des Empfängerteils (8) zugeführt wird, die das zugeführte Ausgangssignal des Empfängerteils (8) auswertet und die Signale zur Steuerung des Inhalationstherapiegeräts abgibt .
23. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Bereich beruhigten Aerosols in einer Mischkammer liegt.
24. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Bereich beruhigten Aerosols in dem Verneblerraum (1) liegt.
25. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Bereich beruhigten Aerosols in einem Mundstück (5) liegt.
26. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Aerosolerzeuger eine Verneblerdüse (40) ist, der von einem Kompressor (2) Druckluft zugeführt wird und dass die Steuereinheit (9) mit dem Kompressor derart verbunden ist, dass eines der Signale der Steuereinheit (9) den Kompressor (2) ein- bzw. ausschaltet.
27. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Aerosolerzeuger ein Membranvernebler (52) mit einer Membran (53) und einem Piezoelement (54) ist und dass die Steuereinheit (9) mit dem Piezoelement derart verbunden ist, dass eines der Signale der Steuereinheit (9) das Piezoelement (54) in Schwingungen versetzt.
28. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 22 bis
27, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoreinrichtung (6) eine IR-Reflex-Sender/Empfänger-Einrichtung ist, so dass das von dem Empfängerteil (8) empfangene IR-Licht reflektiertes IR-Licht ist.
29. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 22 bis
28, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (9) Anzeigeelemente (10, 11, 12) aufweist, die von jeweils einem Steuersignal der Steuereinheit (9) angesteuert werden .
30. Inhalationstherapiegerät nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Anzeigeelemente (10, 11, 12) der Steuereinheit (9) Leuchtdioden sind.
31. Inhalationstherapiegerät nach einem der Ansprüche 22 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit in das Inhalationstherapiegerät integriert ist.
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