WO2020039341A1 - Verfahren zum betreiben eines aktuators in einem medizinischen gerät und eine vorrichtung dafür - Google Patents

Verfahren zum betreiben eines aktuators in einem medizinischen gerät und eine vorrichtung dafür Download PDF

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Definitions

  • the invention relates to a method for operating an actuator in a medical device according to claim 1 and a device therefor according to the preamble of claim 9.
  • Nasal flow therapy or high-flow oxygen therapy is respiratory therapy, especially for use in hospitals, in which oxygen is supplied to a patient together with compressed air and humidification.
  • the flow rates are higher than in conventional oxygen therapy.
  • High-flow oxygen therapy is usually used for patients who suffer from acute respiratory insufficiency in the clinical setting (e.g. hypoxemic, respiratory insufficiency). These patients are usually in the intensive care or monitoring unit and require respiratory assistance to stabilize them and to monitor the blood gases.
  • WO 201 5/155342 A1 shows a high-flow oxygen therapy system which has a gas supply, a humidifier, a nebuliser, an external nasal interface and an aerosol supply line and a gas supply line.
  • the aerosol supply line and the gas supply line are controlled by a valve, with a flow control device being present which regulates the aerosol flow and the gas flow in the system.
  • Such a medical device comprises an actuator and a hose system connection for connecting a hose system to the actuator.
  • the tubing system usually includes a nasal cannula.
  • US 2012/009061 0 A1 discloses a CPAP device and a method for determining air flow properties of a mask system for treating sleep disorders (SDB), which can be used to characterize different mask systems.
  • An air supply hose and a patient connection device or patient interface with a diffuser are shown as mask system s.
  • the CPAP device has a flow generator which is connected to the mask system and which has a controllable air blower, a flow sensor and a pressure sensor and a processor.
  • the processor is configured to determine airflow properties at the diffuser outlet.
  • Generic devices are disclosed in WO 201 1/054038 A1, US 2016/287824 A1, WO 2017/109634 A1 and US 2018/036499 A1.
  • a disadvantage of the aforementioned solutions is that the devices mentioned there have no pressure control which is suitable for controlling the nasal gas pressure of different mask systems, as a result of which a disproportionately high gas consumption occurs on the device.
  • the invention relates to a method for operating an actuator in a medical device, the actuator being connected to a hose system, and the medical device having a control device with a pressure regulator for regulating a gas pressure and having a computing system, the method having the following Steps include:
  • step a) Providing a nasal cannula on the tube system (step a));
  • step b Setting a nasal gas pressure at the pressure control (step b)); Regulating a nasal gas pressure at the actuator with the aid of the pressure control, in particular towards the nasal gas pressure (step c));
  • the method is carried out, in particular, before a nasal flow therapy application or a high-flow oxygen therapy is carried out on a patient, the patient having to do less of his own breathing work due to the pressure regulation during the subsequent nasal flow therapy application.
  • the pressure regulation regulates to a constant gas pressure, which is specified. In the application, the required peak flows of the gas or respiratory gas can be covered and a lower gas consumption can be achieved in the medical device, the applied oxygen concentration remaining unchanged.
  • the nasal gas pressure is the gas pressure after the tube system.
  • a conditioned gas has a gas pressure and gas flow predetermined by the actuator.
  • the tube system usually includes a tube and a nasal cannula.
  • the medical device is advantageously a respirator, with the aid of the pressure control on the actuator the lung pressure of the patient being better controllable or adjustable.
  • the patient experiences increased comfort due to an adaptive gas flow.
  • the pressure control is preferably carried out on the basis of at least one nasal measured pressure value or on the basis of at least one pressure approximation value.
  • the method described here can be carried out without an adjustment step.
  • the medical device adapts automatically to changes in the hose system. With pressure control based on at least one pressure approximation value, nasal pressure measurement can be omitted, which means that the hose system can be manufactured more cost-effectively and the medical device can be operated with different hose systems or hose system accessories and therefore more universally.
  • a change in the nasal gas flow in the tube system is particularly preferred. Dam it is at least a pressure approximation Determine different nasal gas flow, the nasal cannula is typically not connected to a patient. For example, the change in the nasal gas flow is linear, so that at least one pressure approximation is easily determinable.
  • the nasal gas flow is the gas flow in the hose system.
  • the change in the nasal gas flow is preferably between 0 liters per minute and 100 liters per minute.
  • the nasal gas flow can change from high gas flow values to low gas flow values or vice versa, from low gas flow values to high gas flow values. This enables a multitude of pressure approximation values to be determined, which can serve as the basis for particularly precise pressure control on the actuator.
  • the change in the nasal gas flow takes place in a predetermined time interval, for example within 10 seconds. This means that at least one pressure approximate value can be determined reproducibly.
  • the nasal gas flow in the tube system is preferably changed before the nasal gas pressure is established at the pressure control (step b)). This allows the medical device to be adjusted to the device / hose system configuration before use on the patient, thereby avoiding excessive gas pressures and ensuring increased patient safety afterwards.
  • the at least one pressure approximation value is calculated on the basis of at least one internal pressure measurement value and on the basis of at least one differential pressure approximation value in the hose system.
  • An internal pressure measurement can be determined with a pressure measurement sensor in the medical device, which is located in the area of the hose system connection. An external pressure measurement sensor on the hose system is therefore not necessary.
  • a differential pressure approximation value in the hose system is preferably calculated on the basis of the internal gas flow.
  • the internal gas flow is measured with the aid of a flow measurement sensor arranged in the medical device or indirectly via a suitable differential pressure-based one Flow measurement method determined mt. This means that, at the very least, an approximate pressure value can be determined with the aid of a simple measurement setup with exactly one pressure measurement sensor and with exactly one flow measurement sensor, which precisely determines the gas consumption in the medical device and subsequently prevents excessive gas consumption becomes.
  • the at least one differential pressure approximation value is calculated using a mathematical function, whereby the at least one pressure approximation value can be reliably determined in one adjustment step.
  • the mathematical function is a polynomial function or a quadratic function, which is solved using a least-square method, for example. Dam it is the at least one pressure approximate value particularly easily determined.
  • the at least one differential pressure approximation value is preferably called from a table in the computing system.
  • the at least one differential pressure approximation value can be provided or preconfigured by the manufacturer of the medical device or can be stored in the table of the computing system during the adjustment steps.
  • the differential pressure approximation values are assigned to the respective internal gas flow values, so that a conclusion can be drawn from a measured gas flow value about a differential pressure approximation value.
  • the at least one differential pressure approximation value is determined with the aid of at least one nasal pressure measurement value.
  • at least a differential pressure approximation can also be determined while the medical device is in use, which increases patient safety.
  • an internal pressure measurement value is supplemented with a nasal pressure measurement value, and from this the pressure approximation value is determined. Dam it, nasal pressure measurement is used to automatically detect a change in the tube system - for example after changing the nasal cannula on the tube system.
  • a minimum gas flow through the hose system is preferably determined. By applying a minimal gas flow, carbon dioxide leaching in the breathing gas can be ensured.
  • the minimum gas flow can be easily based on body size or the ideal body weight and / or the sex of a patient, entered into the medical device by the user or using established theories, for example based on OTIS et. al, determine.
  • the minimum gas flow in the computing system is preferred calculated, where V d is the dead space, k is a factor between 0.05 and 2 and T e is an expiration time.
  • V d is the dead space
  • k is a factor between 0.05 and 2
  • T e is an expiration time.
  • the dead space V d is calculated using an ideal body weight of the patient and a Radford constant, the Radford constant typically being 2.2 ml / kg. This makes it easy to determine the dead space V d for a large number of applications.
  • the factor k 0.33 is preferably used to calculate the minimum gas flow, as a result of which the minimum gas flow can be calculated easily and a particularly high level of patient safety is ensured.
  • T e is an expiration time calculated with the computing system. This allows the minimum gas flow to be matched to the patient's current breathing activity.
  • the minimum gas flow is determined using a flow approximation, which is determined on the basis of an internal gas flow and on the basis of a leakage flow in the hose system.
  • the leakage flow can typically be calculated using the nasal gas pressure.
  • the dead space V d is estimated based on estimated values derived from the flow approximation, for example on the basis of a minute volume M v , a breathing frequency f, an expiratory time constant RC-, so that the dead space V d is determined automatically in the computing system of the medical device. For example, the dead space V d with certainly.
  • the minimum gas flow can then be calculated with this dead space V d , as described above.
  • the user does not have to make any settings on the medical device.
  • the algorithm ensures that the carbon dioxide leaching is always in the optimal range.
  • the minimum gas flow is preferably set to a value between 0 and 100 liters per minute.
  • the minimum gas flow can thus be limited to a value suitable for a patient.
  • the previously calculated minimum gas flow is preferably limited, an effective, internal, maximum gas flow being used as the starting point.
  • the effective, internal, maximum gas flow of the gas in the hose system can be found in the medical device e.g. B. determine by measuring the gas flow with an internal flow measurement sensor in the medical device for a specified period of time. This time period is typically in a range between 10 seconds and 60 seconds, in particular in a range between 25 seconds and 45 seconds, in particular 36 seconds. By further limiting the internal gas flow, a situation-appropriate carbon dioxide leaching in the gas is guaranteed.
  • the calculated minimum gas flow is limited with an upper limit of 0.8 times the effective, internal, maximum gas flow and limited with a lower limit of 0.2 times the effective, internal, maximum gas flow. This further improves patient safety.
  • a maximum, average gas flow through the hose system is preferably provided. It is permissible for the gas flow to exceed a maximum in two cases, but to remain below the maximum average gas flow on average, the maximum being to be understood as a limitation. The limitation guarantees sufficient humidification of the gas that is provided in the hose system.
  • the average, maximum gas flow is preferably set to a value between 10 liters per minute and 200 liters per minute. This ensures that the patient can be supplied with sufficiently humidified gas.
  • the average, maximum gas flow is particularly preferably set to a value of 60 liters per minute. Dam it provides a sufficiently humidified gas for the majority of applications, so that the user does not have to explicitly take care of this parameter setting on the medical device.
  • the average, maximum gas flow is regulated on the basis of a gas moisture value.
  • the average, maximum gas flow is regulated with the flow control in the medical device based on the determined gas moisture value. Dam it can provide an optimally humidified gas in the hose system.
  • the medical device is connected to a humidifier or comprises a humidifier itself.
  • the average, maximum gas flow is determined on the basis of an oxygen concentration in the gas.
  • the oxygen concentration is typically measured or determined. This prevents a high average oxygen flow.
  • the nasal gas flow is preferably regulated in such a way that it is always within the range between the minimum gas flow and the medium maximum gas flow and thus ensures the carbon dioxide leaching out of the patient, the humidification of the gas and an excessively high oxygen consumption ,
  • the nasal gas flow is preferably regulated as an inner cascade of the nasal gas pressure, with which a cascaded control structure is used which ensures a nasal gas flow between the required minimum gas flow and the required average, maximum gas flow.
  • the nasal gas end pressure (step b)) is preferably determined automatically, so that the user of the medical device does not have to set this parameter setting by hand and there is therefore increased patient safety.
  • the control algorithm in the computing system of the medical device adopts the determination of the nasal gas pressure.
  • the control algorithm there is a complete comparison of a minimal internal gas flow measured in the medical device and the minimal gas flow and regulates the nasal gas pressure towards the nasal gas pressure.
  • the control algorithm increases the nasal gas pressure if the measured, minimum internal gas flow is smaller than the minimum gas flow to be achieved, which is determined by the medical device or by the operator of the medical device.
  • the control algorithm reduces the nasal gas pressure if the measured, minimum internal gas flow is higher than the minimum flow determined by the medical device or by the operator of the medical device, with the internal cascaded flow control reducing the minimum All gas flow is not limited. Dam it always regulates the medical device to an optimal nasal gas pressure.
  • the minimum internal gas flow of the gas in the medical device can be determined by measuring this gas flow with an internal flow measurement sensor in the medical device for a defined period of time.
  • This time period is typically in a range between 0.5 seconds and 50 seconds, in particular in a range between 2 seconds and 30 seconds.
  • the final nasal gas pressure is preferably regulated on the basis of a blood gas value.
  • the blood gas value is measured beforehand.
  • the final nasal gas pressure is increased or decreased.
  • the nasal gas pressure can be adjusted to each individual patient.
  • the blood gas value is a carbon dioxide value - for example a transcutaneous carbon dioxide value or an arterial carbon dioxide partial pressure value - or an oxygen saturation value - for example a blood oxygen saturation value.
  • a carbon dioxide value - for example a transcutaneous carbon dioxide value or an arterial carbon dioxide partial pressure value - or an oxygen saturation value - for example a blood oxygen saturation value.
  • the nasal gas pressure is preferably limited to a value between 0.1 mbar and 20 mbar, so that the gas consumption is kept low.
  • the control device preferably creates a suitable control command for the actuator on the basis of the previously determined nasal gas flow, so that the actuator releases the conditioned gas accordingly to the hose system. This will optimize gas consumption in the medical device.
  • the control command is not finally listed a voltage value, a speed value or a current value or is specified on the basis thereof.
  • the control device creates a suitable control command for the actuator based on the previously determined nasal gas pressure, so that the actuator releases the conditioned gas accordingly to the hose system. This not only optimizes gas consumption in the medical device, it also ensures increased patient comfort.
  • Another aspect of the invention relates to a device for executing a nasal flow therapy application, comprising an actuator, a hose system connection for connecting a hose system to the actuator, and at least a measuring transducer, which provides measurement signals from at least one pressure measuring sensor.
  • a control device with a pressure regulator for regulating a nasal gas pressure.
  • the pressure control in the device for example in a medical device, enables a patient to do less of his own breathing work during a nasal flow therapy application.
  • the pressure control is configured so that the gas pressure is constant.
  • the required peak flows of the gas or respiratory gas can be covered and a lower gas consumption can be achieved in the medical device, whereby the applied oxygen concentration can remain unchanged.
  • an actuator described here at least comprises a blower for conditioning the gas, as a result of which the medical device is used in a private household.
  • an actuator described here at least comprises a gas source with a valve for conditioning the gas.
  • a gas source with a valve for conditioning the gas.
  • the existing infrastructure in a hospital can be used.
  • the existing infrastructure in the hospital can have a supporting effect in the medical device.
  • different oxygen concentrations can be set directly on the medical device.
  • a computing system is preferably present, the actuator being connected to the computing system and the computing system being configured to at least provide a pressure approximation based on the internal pressure measurement value and to be calculated on the basis of an approximate differential pressure value in the hose system.
  • an internal pressure measurement value can be determined with a pressure measurement sensor in the medical device, which is arranged in the area of the hose system connection. Som it is not necessary to have an additional pressure measurement sensor on the hose system.
  • the computing system has a computing algorithm which is configured to carry out the method described here.
  • the method described here can therefore be carried out fully automatically.
  • the computing system preferably has a storage unit. This means that the values that can be used for pressure control, such as the internal pressure measured value or the pressure differential approximation value, can be stored in the memory unit so that they can be called up easily when required.
  • the pressure control is preferably configured to control the nasal gas pressure on the basis of the at least one pressure approximation value.
  • pressure control based on at least one pressure approximation value, a nasal pressure measurement can be omitted, as a result of which the nasal cannula can be manufactured more cost-effectively and the medical device can be operated with different hose systems or hose system accessories and therefore more universally.
  • a pressure measuring device for recording at least one nasal pressure measurement, the pressure control regulating the nasal gas pressure according to the hose system on the basis of the at least one nasal pressure measurement. Dam it, nasal pressure measurement is used to automatically detect a change in the tube system - for example, changing the nasal cannula on the tube system - which makes an adjustment step unnecessary.
  • a flow measurement sensor for measuring an internal gas flow is preferably present in the medical device.
  • the flow measurement sensor m preferably measures the internal gas flow emitted by the actuator, as a result of which the gas consumption can be optimized and the carbon dioxide leaching can be ensured.
  • a humidifier is preferably present, the humidifier preferably being arranged on the hose system. The humidified high-flow oxygen therapy is successfully used in patients with COPD, bronchiectasis, end-stage cancer and in non-intubated patients who need an optimally humidified gas.
  • the humidifier is designed to adjust the temperature of the gas. This means that humidification in the gas can be further optimized.
  • a temperature control system for temperature control of the conditioned gas is present, thereby preventing condensation of the humidified air and increasing the partial pressure of the water vapor reaching the patient.
  • the temperature control system for tempering the conditioned gas is preferably arranged in the hose system, as a result of which the temperature control is adapted to the hose system and an optimized gas is provided.
  • a humidifier and a temperature control system are available, providing an optimally conditioned gas.
  • the humidifier and the temperature control system are preferably combined in one system.
  • the humidifier and / or the temperature control system is arranged in the device.
  • a humidifier installed in the device is on the
  • Device parameters dimensioned so that the device can be manufactured inexpensively and the user does not need any additional devices.
  • a flow control for regulating a nasal gas flow is preferably present. In addition to regulating the pressure, it also regulates the flow, which ensures gas consumption, carbon dioxide leaching and humidification.
  • Flow control to regulate a nasal gas flow forms an inner cascade. This means that the minimum gas flow through the hose system described here cannot be fallen short of, or that which is present here The described maximum gas flow through the hose system is not exceeded, which subsequently ensures that the carbon dioxide content in the gas is washed out, that the gas is adequately humidified and that gas consumption is optimized.
  • An oxygen metering device is preferably provided, as a result of which an oxygen concentration can be set on the device.
  • An input device is preferably provided, so that the user of the device can manually set or enter settings such as, for example, the nasal gas pressure and / or the oxygen concentration.
  • the input device has a display unit.
  • the settings specified by the user are typically displayed, as a result of which the user can easily visually check the settings on the device.
  • the input device is preferably a touchscreen, with which the device is easy to operate and has a particularly compact input device.
  • the input device preferably has at least one switching device for selecting between automatic pressure control or constant pressure control.
  • automatic pressure control the user cannot set a nasal gas pressure, but the medical device independently calculates the optimal nasal gas pressure.
  • the switching device is integrated in the touchscreen. As a result, the input can easily be entered by the operator of the medical device.
  • the switching device is designed as a mechanical switch. This enables the operator to recognize the position of the mechanical switch from a distance, for example.
  • a measuring device for blood gas measurement is preferably present. Based on the blood gas measurements extracted from it, the nasal gas pressure can be automatically controlled.
  • a carbon dioxide measurement is preferably present.
  • the carbon dioxide measured values are taken into account in the pressure control, so that on the one hand a sufficiently high gas pressure and a sufficiently high gas flow are provided.
  • an oxygen measurement is available.
  • the oxygen measurement is connected to the device or integrated in the device. The measured oxygen values are taken into account so that sufficient oxygen levels are provided.
  • the method described here is preferably a computer-implemented method for operating an actuator.
  • the control device and the computing system in the medical device are configured such that the method described here is carried out automatically. This reduces the manufacturing costs.
  • the computer implemented method disclosed here is preferably stored in a storage medium.
  • the storage medium can, on the one hand, be integrated in the device or be a mobile storage medium.
  • a mobile storage medium can optionally be connected to different devices, so that the method disclosed here can be used at different locations.
  • control commands for the actuator are stored in the storage medium.
  • the storage medium is inserted into the medical device so that it can be called up immediately and the actuator is driven with these control commands.
  • FIG. 1 shows a system for executing a nasal flow therapy application
  • Fig. 2 shows a first embodiment of an inventive device for
  • Running a nasal flow therapy application 3 shows a further embodiment of a device according to the invention for carrying out a nasal flow therapy application
  • FIG. 4 shows a flowchart m for a first embodiment of the method according to the invention without a pressure measuring device
  • FIG. 5 shows a flow diagram m for a further embodiment of the method according to the invention with a pressure measuring device.
  • the system 15 comprises a hose system 17 and a medical device 20 with an actuator 22.
  • the hose system 17 comprises a hose 18 and a nasal cannula 16, and is connected to the actuator 22 of the medical device 20.
  • a humidifier 19 is arranged along the hose 18.
  • the actuator 22 provides the tube system 17 or the nasal cannula 16 with conditioned gas which is supplied by the tube system 17 or by the
  • Nasal cannula 16 is given to the environment or to a patient. Depending on the composition of the gas, it is z. B. a breath gas, which is administered to a patient to assist breathing.
  • FIG. 2 shows a first embodiment of the medical device 20 according to the invention from FIG. 1 and comprises a hose system connection 23 for connecting the hose system 17.
  • the actuator 22 in the medical device 20 has a digital-analog transducer 24 and is with the hose system connection 23 connected.
  • the actuator 22 consists, not exhaustively, of a blower and / or an oxygen connection and a valve and in particular a humidifier (not shown).
  • the medical device 20 has a control device 28 which contains a computing system 30, a storage unit 32 and a cascaded control structure 36.
  • the control system 28 connects the computing system 30, the storage unit 32 and the cascaded control structure 36 to one another for the exchange of data.
  • the storage unit 32 has a table 33 for storing gas pressure data and gas flow data.
  • the control device 28 has a pressure control 35 for regulating a nasal gas pressure P nasai , which is connected to the flow control 40 for exchanging data.
  • the pressure control 35 is configured so that the actuator 22 regulates the gas to a constant nasal gas pressure Pnasai.
  • the control device 28 has a flow control 40 for regulating the nasal gas flow F na sai, which is electrically connected to the digital-analog transducer 24 of the actuator 22.
  • Pressure control 35 and flow control 40 are connected to one another by means of a cascaded control structure 36, pressure control 35 forming an outer cascade and flow control 40 forming an inner cascade.
  • the medical device 20 has an internal pressure measuring sensor 38 for measuring internal gas pressures P in t, which are determined or generated by the actuator 22. These are made available to the control device 28 with the aid of an analog-digital transducer 39 as pressure measurement signals.
  • the medical device 20 has a flow measurement sensor 41 for measuring internal gas flows F int , which are determined or generated by the actuator 22. These are made available to the control device 28 with the aid of an analog-digital transducer 42 as flow measurement signals.
  • an input and output device 45 which is provided with a display unit 46 and with a touchscreen 47 for entering and displaying gas pressure values and / or gas flow values or gas pressure data and / or gas flow data.
  • the input and output device 45 further comprises a switching device 48 for selecting between an automatic pressure control and a constant pressure control.
  • the input and output device 45 is connected to the control device 28 for data exchange.
  • the medical device 20 has a connecting strip 49 for connecting measuring devices or metering devices.
  • the terminal block 49 is connected to the control device 28.
  • a list of measuring devices for blood gas measurement such as a carbon dioxide measurement and / or an oxygen measurement
  • an oxygen metering device with an oxygen connection and a valve can be connected (not shown).
  • the medical device 1 20 shown in FIG. 3 essentially corresponds to the medical device 20, as is described in connection with FIG. 2.
  • the medical device 120 differs in that there is a pressure measuring device 160 for recording nasal pressure measured values P me s and the medical device 120 is preferably a respirator.
  • the medical device 120 has a control device 128, which has the components described in FIG. 2 and their technical functions.
  • the medical device 120 has an input and output device 145, which has the components described in FIG. 2 and their technical functions.
  • the pressure measuring device 1 60 is connected to the connection bar 149.
  • the nasal pressure measured values P me s measured by the pressure measuring device 160 are transmitted to the control device 128 with the aid of the analog-digital measuring transducer 150.
  • the measured nasal pressure measurement values P mes are converted into control commands in the pressure control 135 of the control device 128 for regulating the actuator 122.
  • the control device 128 has a flow control 140 for regulating the nasal gas flow F na sai, which is electrically connected to the digital-analog transducer 124 of the actuator 122.
  • Pressure control 135 and flow control 140 are connected to one another by means of a cascaded control structure 136, pressure control 135 forming an outer cascade and flow control 140 forming an inner cascade.
  • the control commands are transferred to the actuator 122 by means of the digital-to-analog transducer 124.
  • FIG. 4 shows a first embodiment of the method according to the invention for operating the previously described actuator 22 in a medical device 20 according to FIGS. 1 and 2.
  • the hose system connection 23 is connected to the hose 18 of the hose system 17 and the nasal cannula 16 provided or arranged on the tube system 17 (step 70; step a)). It is then ensured that the nasal cannula 1 6 is not arranged on a patient (step 71).
  • This is followed by several steps for adjusting the medical device 20 together with the hose system 17, the internal gas flow F int of the gas being increased linearly from 0 liters per minute to 100 liters per minute within a period of 10 seconds (step 72).
  • the internal gas pressure values Pnt and the internal gas flow values Fmt with the internal pressure measurement sensor 38 and the internal flow measurement sensor 41 and transmitted to the control device 28.
  • the respective differential pressure approximation values dP SCh are then calculated on the basis of the measured internal gas pressure or the measured internal gas pressure value Pnt and on the basis of the pressure approximation value P n in the computing system 30, whereby
  • the several internal gas pressure measured values R nt thus correspond to the differential pressure approximation values dP SCh in the hose system 17. These are stored in table 33 of the storage unit 32 together with the associated measured internal gas flow values F in t (step 73), wom The medical device 20 is adjusted with the connected hose system.
  • the constants R 0 , Ri, ... are then determined using a least square method.
  • Further functions for determining the differential pressure approximation values dP SCh based on the internal gas flow F int are not exhaustively enumerated linear functions or quadratic functions.
  • step 74 the maximum, average gas flow F max through the hose system 17 is set at 100 liters per minute.
  • the respective pressure approximation value P n is then determined using the measured internal gas pressure measured values R nt and the differential pressure approximation values dP SCh stored in table 33 in the computing system 30, the differential pressure approximation value dP SCh being determined using the measured internal gas flow R nt ( Step 77).
  • a further consequence is that a minimum gas flow F m m is determined through the hose system (step 78).
  • the minimum gas flow F min in is 30 m in the computing system calculated, where V d is the previously determined dead space, k is 0.33 and T e is the previously calculated expiration time.
  • a query is made in the medical device 20 as to whether the nasal gas pressure P n se t should be set automatically on.
  • the query takes place on the basis of the position of the switching device 48 on the medical device 20 or via a setting defined in the control device 28.
  • a nasal gas end pressure P n s t that is set by the user by hand is read in by the input and output device 45 on the medical device 20 (step 80; step b)) ,
  • the final gas flow F n se t is then determined as a function of the difference between the specified nasal final gas pressure P n se t and the previously determined pressure approximation values P n , so that the difference just mentioned is converted to 0 (zero adjustment)
  • pressure control 35 is carried out first as an outer cascade of the cascaded control structure.
  • gas end flow F n se t determined in step 81 is limited upwards according to the previously determined maximum average gas flow F max and downwardly limited according to the previously determined minimum gas flow F min (step 82).
  • an automatic determination of the nasal gas pressure Pnse t a measurement of a measured, effective, internal, minimum gas flow F mt.min (step 83) and a query as to whether the calculated minimum gas flow F min is less than the determined measured effective internal minimum gas flow F int, min (step 84).
  • the control device 28 reduces the nasal gas pressure P n se t and defines it (step 85; step b)).
  • the control device 28 increases the nasal gas pressure P n se t and determines it (step 86; step b)).
  • the final nasal gas pressure P n t is limited to a value between 0 mbar and 10 mbar (step 87).
  • step 88 the pressure control is then carried out as an outer cascade of the cascaded control structure.
  • the final gas flow F n se t is limited in accordance with the previously determined maximum, average gas flow F max and is limited to the value zero (step 89).
  • the measured, internal gas flow Fm t is then regulated with the aid of the flow control 40 and subsequently with the aid of the actuator 22 to the calculated gas end flow F n se t . (Step 90).
  • FnSet Fint it is easy to do according to FnSet Fint 0, so that the nasal gas flow F na sai is regulated towards the calculated gas end flow F n set.
  • the flow control is thus executed as an inner cascade of the cascaded control structure.
  • the control device 28 then creates a suitable control command for the actuator 22 on the basis of step 90 and transmits it to the actuator 22, so that the actuator 22 releases the conditioned gas to the hose system (step 91; step d)).
  • steps 75 to 82 and step 89 to step 91 can be carried out several times.
  • steps 75 to 79 and steps 83 to 91 can be carried out several times.
  • FIG. 5 shows a further embodiment of the method according to the invention for operating the previously described actuator 122 in a medical device 20 according to FIG. 1 and in a medical device 120 according to FIG. 3, the medical device 120 comprising a pressure measuring device 160 or being connected to it which is designed to record pressure measurements P me s.
  • a maximum average gas flow F max through the hose system is set at 100 liters per minute.
  • An ideal body weight of a patient (IBW) (or the size and sex of the patient) and an oxygen concentration (F1O2) are then determined in the medical device 120, a measured, effective, internal, maximum gas flow P nt, max and an expiration time T e are calculated (Step 171).
  • a minimum gas flow F m m through the hose system is subsequently determined (step 173).
  • the minimum gas flow F m in is included in the computing system calculated, where V d is the previously determined dead space, k is 0.33 and T e is the previously calculated expiration time.
  • a nasal gas final pressure Pnse t that is set by the user by hand is read in by the input and output device 145 on the medical device 120 (step 174; b)).
  • the nasal pressure measurement value (P me s) is measured with the pressure measuring device 160 and transferred to the pressure control 135 of the control device 128 via the analog-digital measuring transducer 150 (step 175).
  • the final gas flow F n se t is then determined as a function of the difference between the specified first nasal final gas pressure P n s et and the previously measured nasal pressure measured value P me s, so that the difference just mentioned is converted to 0 (zero adjustment) according to
  • gas end flow F n se t determined in step 176 is limited upwards according to the previously determined maximum average gas flow F max and downwardly limited according to the previously determined minimum gas flow F min (step 177).
  • the measured internal gas flow Fm t is then regulated with the aid of the actuator 122 towards the calculated gas end flow F n se t . (Step 178). In other words, a zero adjustment takes place, according to so that the nasal gas flow F na sai is regulated towards the calculated gas flow F n set.
  • Dam flow control is implemented as an inner cascade of the cascaded control structure.
  • the control device 128 then creates a suitable control command for the actuator 122 on the basis of step 78 and transmits this to the actuator 122, so that the actuator 22 releases the conditioned gas to the hose system (step 179; step d)).
  • steps 170 to 179 can be carried out more than once.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Aktuators (22) in einem medizinischen Gerät (20), wobei der Aktuator (22) mit einem Schlauchsystem verbunden ist. Das medizinische Gerät (20) weist eine Steuerungseinrichtung (28) mit einer Druckregelung (35) zum Regeln eines Gasdrucks sowie ein Rechensystem (30) auf, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst: Bereitstellen einer Nasenkanüle am Schlauchsystem; Festlegen eines nasalen Gasenddrucks an der Druckregelung (35); Regeln eines nasalen Gasdrucks an dem Aktuator (22) mithilfe der Druckregelung (35), insbesondere hin zu dem nasalen Gasenddruck; Abgeben eines konditionierten Gases vom Aktuator (22) an das Schlauchsystem. Die Erfindung betrifft weiter eine Vorrichtung zum Betreiben des Aktuators (22).

Description

Verfah ren zum Betreiben eines Aktuators in einem m edizinischen Gerät und eine Vorrichtu ng dafü r
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Aktuators in einem medizinischen Gerät nach Anspruch 1 sowie eine Vorrichtung dafür nach dem Oberbegriff des Anspruchs 9.
Eine nasale Flusstherapie bzw. eine High- Flow-Sauerstofftherapie ( FIFOT) ist eine Atemtherapie insbesondere zum Einsatz in Krankenhäusern, bei der einem Patienten der Sauerstoff zusam men m it Druckluft und Atem luftbefeuchtung zugeführt wird. Die Durchflussraten sind dabei höher als in der herköm m lichen Sauerstofftherapie.
Die High- Flow-Sauerstofftherapie kom mt üblicherweise bei Patienten zum Einsatz, die im klinischen Umfeld unter akuter Atem insuffizienz leiden (z. B. hypoxäm ische, respiratorische I nsuffizienz) . Diese Patienten befinden sich normalerweise auf der I ntensiv- oder Überwachungsstation und benötigen Unterstützung bei der Atm ung, um diese zu stabilisieren und um die Blutgase zu überwachen.
Die WO 201 5/ 155342 A1 zeigt ein High- Flow-Sauerstofftherapie-System , welches eine Gasversorgung, einen Befeuchter, einen Vernebler, ein externes nasales I nterface sowie eine Aerosolversorgungslinie und eine Gasversorgungsline aufweist. Die Aerosolversorgungslinie und die Gasversorgungsline werden von einem Ventil gesteuert, wobei eine Flussregelungseinrichtung vorhanden ist, welche den Aerosolfluss und den Gasfluss im System regelt.
Derzeit existieren m edizinische Geräte am Markt, wie beispielsweise das Gerät HFT500 von der Firm a MEK- I CS CO. , LTD. (www.m ek-ics.com ) , welche das Anwenden der High- Flow-Sauerstofftherapie erm öglichen. Ein solches m edizinisches Gerät umfasst einen Aktuator sowie einen Schlauchsystem anschluss zum Verbinden eines Schlauchsystem s m it dem Aktuator. Das Schlauchsystem umfasst in der Regel eine Nasenkanüle.
Nachteilig an den bekannten Lösungen ist, dass solche m edizinischen Geräte hinsichtlich des Gasflusses eingestellt und geregelt werden. Durch den konstanten Gasfluss erhöht sich die Atemarbeit, was wiederum zu Erschöpfung oder Stress beim Patienten führt. Die US 2012/009061 0 A1 offenbart eine CPAP- Vorrichtung und ein Verfahren zum Bestim m en von Luftstromeigenschaften eines Maskensystem s zum Behandeln von Schlafstörungen (SDB) , wom it sich unterschiedliche Maskensysteme charakterisieren lassen. Als Maskensystem s wird ein Luftzuführungsschlauch und eine Patientenanschlusseinrichtung bzw. Patientenschnittstelle m it einem Diffuser gezeigt. Die CPAP- Vorrichtung weist einen Ström ungserzeuger auf, der m it dem Maskensystem verbunden ist und der ein steuerbares Luftgebläse, einen Ström ungssensor und einen Drucksensor sowie einen Prozessor aufweist. Der Prozessor ist dazu konfiguriert, Luftstrom eigenschaften am Austritt des Diffusers zu bestim m en . Gattungsähnliche Vorrichtungen sind in der WO 201 1 /054038 A1 , der US 2016/287824 A1 , der WO 2017/ 109634 A1 und der US 2018/036499 A1 offenbart.
Nachteilig an den zuvor genannten Lösungen ist, dass die dort genannten Vorrichtungen keine Druckregelung aufweisen, welche geeignet ist, den nasalen Gasdruck von unterschiedlichen Maskensystem en zu regeln, wodurch ein unverhältnism ässig hoher Gasverbrauch an der Vorrichtung auftritt.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung zum indest zu einem Teil einen oder mehrere Nachteile des Standes der Technik zu beheben. I nsbesondere soll ein Verfahren zum Betreiben eines Aktuators in einem m edizinischen Gerät und eine Vorrichtung dafür geschaffen werden, welche den Gasverbrauch im medizinischen Gerät verringert.
Die Aufgabe wird durch das Verfahren und die Vorrichtung gelöst, wie sie in den unabhängigen Ansprüchen definiert sind. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den Figuren und in den abhängigen Patentansprüchen dargelegt.
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Aktuators in einem medizinischen Gerät, wobei der Aktuator m it einem Schlauchsystem verbunden ist, und das m edizinische Gerät eine Steuerungseinrichtung m it einer Druckregelung zum Regeln eines Gasdrucks aufweist sowie ein Rechensystem aufweist, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:
Bereitstellen einer Nasenkanüle am Schlauchsystem (Schritt a)) ;
Festlegen eines nasalen Gasenddrucks an der Druckregelung (Schritt b)) ; Regeln eines nasalen Gasdrucks an dem Aktuator m ithilfe der Druckregelung, insbesondere hin zu dem nasalen Gasenddruck (Schritt c)) ;
Abgeben eines konditionierten Gases vom Aktuator an das Schlauchsystem (Schritt d)) .
Das Verfahren wird insbesondere vor dem Durchführen einer nasalen Flusstherapieanwendung bzw. einer High- Flow-Sauerstofftherapie an einem Patienten ausgeführt, wobei der Patient aufgrund der Druckregelung während der anschliessenden nasalen Flusstherapieanwendung eine geringere eigene Atemarbeit verrichten m uss. Dabei regelt die Druckregulierung auf einen konstanten Gasenddruck, welcher vorgegeben wird. I m Anwendungsfall können die geforderten Spitzenflüsse des Gases bzw. des Atem gases gedeckt werden und ein geringerer Gasverbrauch im m edizinischen Gerät erzielt werden, wobei die applizierte Sauerstoffkonzentration unverändert bleibt. Der nasale Gasdruck ist der Gasdruck nach dem Schlauchsystem . Ein konditioniertes Gas weist einen vom Aktuator vorgegebenen Gasdruck und Gasfluss auf. Das Schlauchsystem umfasst in der Regel einen Schlauch und eine Nasenkanüle.
Vorteilhaft ist das m edizinische Gerät ein Beatm ungsgerät, wobei m ithilfe der Druckregelung an dem Aktuator der Lungendruck des Patienten besser kontrollierbar ist bzw. eingestellt werden kann. Mit dem erfindungsgemässen Verfahren erfährt der Patient dabei einen erhöhten Komfort aufgrund eines adaptiven Gasflusses.
Vorzugsweise erfolgt die Druckregelung auf Basis zum indest eines nasalen Druckm esswerts oder auf Basis zum indest eines Drucknäherungswerts. Bei einer Druckregelung m it zum indest einem nasalen Druckmesswert, kann das hier beschriebene Verfahren ohne Justierschritt erfolgen. Das m edizinische Gerät adaptiert sich dabei autom atisch an Veränderungen am Schlauchsystem . Bei einer Druckregelung auf Basis zum indest eines Drucknäherungswerts kann eine nasale Druckm essung entfallen, wodurch das Schlauchsystem kostengünstiger hergestellt werden kann und das m edizinische Gerät m it unterschiedlichem Schlauchsystem en bzw. Schlauchsystemzubehör und dam it universeller betrieben werden kann.
I nsbesondere bevorzugt erfolgt eine Änderung des nasalen Gasflusses im Schlauchsystem . Dam it lässt sich der zum indest eine Drucknäherungswert bei unterschiedlichem nasalen Gasfluss bestim men, wobei die Nasenkanüle typischerweise nicht an einem Patienten angeschlossen ist. Beispielsweise erfolgt die Änderung des nasalen Gasflusses linear, sodass der zum indest eine Drucknäherungswert einfach bestim m bar ist. Der nasale Gasfluss ist der Gasfluss im Schlauchsystem .
Bevorzugt erfolgt die Änderung des nasalen Gasflusses zwischen 0 Liter pro Minute und 100 Liter pro Minute. Dabei kann die Änderung des nasalen Gasflusses von hohen Gasflusswerten zu niedrigen Gasflusswerten erfolgen oder umgekehrt, von niedrigen Gasflusswerten zu hohen Gasflusswerten, erfolgen. Dam it lässt sich eine Vielzahl von Drucknäherungswerten erm itteln, welche als Grundlage für eine besonders genaue Druckregelung am Aktuator dienen können.
I nsbesondere erfolgt die Änderung des nasalen Gasflusses in einem vorab festgelegten Zeitintervall, beispielsweise innerhalb von 10 Sekunden. Dam it lässt sich der zum indest eine Drucknäherungswert reproduzierbar bestim m en.
Bevorzugt erfolgt die Änderung des nasalen Gasflusses im Schlauchsystem vor dem Festlegen des nasalen Gasenddrucks an der Druckregelung (Schritt b)) . Dam it kann das m edizinische Gerät vor der Anwendung am Patienten auf die Geräte- Schlauchsystem- Konfiguration j ustiert werden, wodurch überhöhte Gasdrücke verm ieden werden und im Nachhinein eine erhöhte Patientensicherheit gewährleistet werden.
Bevorzugterweise wird der zum indest eine Drucknäherungswert auf Basis zum indest eines internen Druckmesswerts und auf Basis zum indest eines Differenzdrucknäherungswerts im Schlauchsystem berechnet. Dabei kann der zum indest eine interne Druckm esswert m it einem Druckmesssensor im medizinischen Gerät bestim mt werden, welcher im Bereich des Schlauchsystem anschlusses angeordnet ist. Som it ist kein externer Druckm esssensor am Schlauchsystem notwendig.
Vorzugsweise wird der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert im Schlauchsystem auf Basis des internen Gasflusses berechnet. Der interne Gasfluss wird m ithilfe eines im medizinischem Gerät angeordneten Flussm esssensors gem essen oder indirekt über ein geeignetes differenzdruckbasierendes Flussmessverfahren bestim mt. Dam it lässt sich der zum indest eine Drucknäherungswert m ithilfe eines einfachen Messaufbaus m it genau einen Druckm esssensor und m it genau einen Flussmesssensor genau bestim men, wodurch der Gasverbrauch im m edizinischen Gerät exakt bestim mt wird und in weiterer Folge ein zu hoher Gasverbrauch verhindert wird.
I nsbesondere wird der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert m ithilfe einer mathematischen Funktion berechnet, wodurch der zum indest eine Drucknäherungswert in einem Justierschritt zuverlässig bestim mt werden kann. Beispielsweise ist die mathematische Funktion eine Polynomfunktion oder eine quadratische Funktion, welche beispielsweise m it einem Least-Square-Verfahren gelöst wird. Dam it wird der zum indest eine Drucknäherungswert besonders einfach bestim mt.
Bevorzugt wird der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert aus einer Tabelle im Rechensystem aufgerufen. Der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert kann dabei vom Hersteller des medizinischen Geräts bereitgestellt bzw. vorkonfiguriert werden oder während den Justierschritten in der Tabelle des Rechensystems hinterlegt werden. Die Differenzdrucknäherungswerte sind dabei den jeweiligen internen Gasflusswerten zugeordnet, sodass von einem gemessenen Gasflusswert auf ein Differenzdrucknäherungswert zurück geschlossen werden kann.
I nsbesondere wird der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert m ithilfe zum indest eines nasalen Druckm esswerts bestim mt. Dam it kann der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert auch während der Verwendung des m edizinischen Geräts bestim mt werden, wodurch die Patientensicherheit erhöht wird. Dabei wird der zum indest eine interne Druckm esswert m it zum indest einem nasalen Druckm esswert ergänzt und daraus der zum indest eine Drucknäherungswert bestim mt. Dam it wird die nasale Druckm essung dazu verwendet, um eine Veränderung im Schlauchsystem - beispielsweise nach einem Nasenkanülentausch am Schlauchsystem - autom atisch zu erkennen.
Bevorzugterweise wird ein m inim aler Gasfluss durch das Schlauchsystem bestim mt. Durch das Applizieren eines m inim alen Gasflusses kann eine Kohlendioxid- Auswaschung im Atem gas sichergestellt werden . Dabei lässt sich der m inim ale Gasfluss einfach auf Basis der Körpergrösse oder des idealen Körpergewichtes und/oder des Geschlechts eines Patienten, vom Benutzer in das medizinische Gerät eingeben oder mithilfe etablierter Theorien, beispielsweise auf Basis von OTIS et. al, bestimmen.
Bevorzugt wird der minimale Gasfluss im Rechensystem mit
Figure imgf000008_0001
berechnet, wobei Vd der Totraum ist, k ein Faktor zwischen 0.05 und 2 ist sowie Te eine Exspirationszeit ist. Der minimale Gasfluss ist somit ohne mithilfe eines Benutzers des medizinischen Geräts einstellbar, wodurch dieser entlastet wird.
Insbesondere wird der Totraum Vd mithilfe eines idealen Körpergewichts des Patienten und einer Radfordkonstante berechnet, wobei die Radfordkonstante typischerweise 2.2 ml/kg beträgt. Damit lässt sich der Totraum Vd für einen Grossteil der Anwendungsfälle einfach bestimmen.
Bevorzugt wird der Faktor k=0.33 zur Berechnung des minimalen Gasflusses verwendet, wodurch sich der minimale Gasfluss einfach berechnen lässt und eine besonders hohe Patientensicherheit gewährleistet ist.
Insbesondere ist Te eine mit dem Rechensystem berechnete Exspirationszeit. Damit kann der minimale Gasfluss auf die aktuelle Atemaktivität des Patienten abgestimmt werden.
Alternativ wird der minimale Gasfluss mithilfe eines Flussnäherungswerts bestimmt, welcher auf Basis eines internen Gasflusses und auf Basis eines Leckagenflusses im Schlauchsystem bestimmt wird. Dabei lässt sich der Leckagenflusses typischerweise mithilfe des nasalen Gasdrucks berechnen.
Dabei wird der Totraum Vd basierend auf von dem Flussnäherungswert abgeleitete Schätzwerte beispielsweise auf Basis eines Minutenvolumens Mv, einer Atemfrequenz f, einer exspiratorischen Zeitkonstante RC- abgeschätzt, sodass die Bestimmung des Totraums Vd automatisch im Rechensystem des medizinischen Geräts erfolgt. Beispielsweise wird der Totraum Vd mit
Figure imgf000009_0001
bestimmt. Anschliessend lässt sich der minimale Gasfluss, wie zuvor beschrieben, mit diesem Totraum Vd berechnen. Dabei muss der Benutzer keine Einstellungen am medizinischen Gerät vornehmen. Der Algorithmus stellt sicher, dass die Kohlendioxid-Auswaschung stets im optimalen Bereich liegt.
Bevorzugt wird der minimale Gasfluss auf einen Wert zwischen 0 und 100 Liter pro Minute eingestellt. Damit kann der minimale Gasfluss auf einen für einen Patienten geeigneten Wert limitiert werden.
Bevorzugt wird der zuvor berechnete minimale Gasfluss limitiert, wobei dafür als Ausgangspunkt ein effektiver, interner, maximaler Gasfluss verwendet wird. Der effektive, interne, maximale Gasfluss des Gases im Schlauchsystem lässt sich im medizinischen Gerät z. B. ermitteln, indem der Gasfluss mit einem internen Flussmesssensor im medizinischen Gerät während einer festgelegten Zeitdauer gemessen wird. Typischerweise liegt diese Zeitdauer in einem Bereich zwischen 10 Sekunden und 60 Sekunden, insbesondere in einem Bereich zwischen 25 Sekunden und 45 Sekunden, insbesondere bei 36 Sekunden. Durch die weitere Limitierung des internen Gasflusses wird eine situativ gerechte Kohlendioxid-Auswaschung im Gas gewährleistet.
Insbesondere wird der berechnete minimale Gasfluss mit einer oberen Schranke von dem 0.8-fachen des effektiven, internen, maximalen Gasflusses limitiert und mit einer unteren Schranke von dem 0.2-fachen des effektiven, internen, maximalem Gasflusses limitiert. Damit wird die Patientensicherheit weiter verbessert.
Vorzugsweise wird ein maximaler, mittlerer Gasfluss durch das Schlauchsystem bereitgestellt. Dabei ist es zulässig, dass der Gasfluss zweitweise ein Maximum überschreitet, jedoch im Mittel unter dem maximalen mittleren Gasfluss bleibt, wobei das Maximum als Limitierung zu verstehen ist. Die Limitierung garantiert eine hinreichende Befeuchtung des Gases, welches im Schlauchsystem bereitgestellt wird.
Bevorzugt wird der mittlere, maximale Gasfluss auf einen Wert zwischen 10 Liter pro Minute und 200 Liter pro Minute festgelegt. Damit ist sichergestellt, dass die Patienten mit hinreichend befeuchtetem Gas versorgt werden können. Besonders bevorzugt wird der m ittlere, m axim ale Gasfluss auf einen Wert von 60 Liter pro Minute festgelegt. Dam it ist ein hinreichend befeuchtetes Gas für den Grossteil der Anwendungsfälle bereitgestellt, sodass sich der Benutzer um diese Parametereinstellung am medizinischen Gerät nicht explizit küm mern m uss.
I nsbesondere wird der m ittlere, maxim ale Gasfluss auf Basis eines Gasfeuchtem esswertes geregelt. Dabei wird anhand des bestim mten Gasfeuchtem esswertes der m ittlere, m axim ale Gasfluss m it der Flussregelung im medizinischen Gerät geregelt. Dam it lässt sich ein optimal befeuchtetes Gas im Schlauchsystem bereitstellen. Beispielsweise ist das medizinische Gerät m it einem Befeuchter verbunden oder umfasst selbst einen Befeuchter.
Alternativ wird der m ittlere, m axim ale Gasfluss auf Basis einer Sauerstoffkonzentration im Gas bestim mt. Dabei wird die Sauerstoffkonzentration typischerweise gemessen oder bestim mt. Dam it lässt sich ein hoher m ittlerer Sauerstofffluss verhindern.
Bevorzugterweise wird der nasale Gasfluss so geregelt, dass sich dieser stets innerhalb des Bereichs zwischen dem m inim ale Gasfluss und dem m ittleren maxim alen Gasfluss befindet und som it die Kohlendioxid-Auswaschung beim Patienten, die Befeuchtung des Gases und ein übermässig hoher Sauerstoffverbrauch sichergestellt wird.
Bevorzugt wird der nasale Gasfluss als innere Kaskade des nasalen Gasdrucks geregelt, wom it eine kaskadierte Regelstruktur angewendet wird, welche einen nasalen Gasfluss zwischen den geforderten m inimale Gasfluss und den geforderten m ittlere, m aximale Gasfluss sicherstellt.
Vorzugsweise erfolgt das Festlegen des nasalen Gasenddrucks (Schritt b)) autom atisch, sodass der Benutzer des m edizinischen Geräts diese Parametereinstellung nicht per Hand einstellen m uss und som it eine erhöhte Patientensicherheit gegeben ist. Dabei übernim mt der Regelalgorithm us im Rechensystem des medizinischen Geräts die Festlegung des nasalen Gasenddrucks.
Bevorzugt erfolgt im Regelalgorithm us ein Nu llabg leich von einem im medizinischen Gerät gem essenen, m inimalen, internen Gasfluss und dem m inim ale Gasfluss und regelt den nasalen Gasdruck hin zu dem nasalen Gasenddruck. I n anderen Worten ausgedrückt, erhöht der Regelalgorithm us den nasalen Gasdruck, wenn der gem essene, m inimale, interne Gasfluss kleiner ist als der vom m edizinischen Gerät oder vom Bediener des m edizinischen Geräts festgelegte zu erreichende m inim ale Gasfluss. Respektive reduziert der Regelalgorithm us den nasalen Gasdruck, wenn der gem essene, m inim ale, interne Gasfluss höher ist als der vom medizinischen Gerät oder vom Bediener des m edizinischen Geräts festgelegte zu erreichende m inim ale Gasfluss, wobei die innere kaskadierte Flussregelung den m inim alen Gasfluss nicht lim itiert. Dam it regelt das medizinische Gerät stets auf einen optim alen nasalen Gasenddruck.
Der m inim ale, interne Gasfluss des Gases im m edizinische Gerät lässt sich erm itteln, indem dieser Gasfluss m it einem internen Flussmesssensor im m edizinischen Gerät während einer festgelegten Zeitdauer gem essen wird. Typischerweise liegt diese Zeitdauer in einem Bereich zwischen 0.5 Sekunden und 50 Sekunden, insbesondere in einem Bereich zwischen 2 Sekunden und 30 Sekunden.
Bevorzugt wird der nasale Gasenddruck auf Basis eines Blutgaswerts geregelt. Beispielsweise wird der Blutgaswert vorab gem essen. Abhängig von der Flöhe des gem essenen Blutgaswerts wird der nasale Gasenddruck erhöht oder verringert. Dam it lässt sich der nasale Gasenddruck auf jeden individuellen Patienten einstellen.
I nsbesondere ist der Blutgaswert ein Kohlendioxidwert - beispielsweise ein transkutaner Kohlendioxidwert bzw. ein arterieller Kohlendioxidpartialdruckwert - oder ein Sauerstoffsättigungswert - beispielsweise ein Blutsauerstoffsättigungswert. Dam it können gängige Blutgaswerte zum Regeln des nasalen Gasenddrucks verwendet werden.
Bevorzugt wird der nasale Gasenddruck auf einen Wert zwischen 0.1 mbar und 20 mbar lim itiert, sodass der Gasverbrauch niedrig gehalten wird.
Bevorzugt erstellt die Steuerungseinrichtung auf Basis des zuvor bestim mten nasalen Gasflusses einen geeigneten Steuerungsbefehl für den Aktuator, sodass der Aktuator das konditionierte Gas entsprechend an das Schlauchsystem abgibt. Dam it wird der Gasverbrauch im medizinischen Gerät optim iert. Der Steuerungsbefehl ist nicht abschliessend aufgezählt ein Spannungswert, ein Drehzahlwert oder ein Stromwert oder wird auf deren Basis vorgegeben. Alternativ oder ergänzend erstellt die Steuerungseinrichtung auf Basis des zuvor bestim mten nasalen Gasdrucks einen geeigneten Steuerungsbefehl für den Aktuator, sodass der Aktuator das konditionierte Gas entsprechend an das Schlauchsystem abgibt. Dam it wird nicht nur der Gasverbrauch im medizinischen Gerät optim iert, sondern auch ein erhöhter Patientenkomfort sichergestellt.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Ausführen einer nasalen Flusstherapieanwendung, umfassend einen Aktuator, einen Schlauchsystemanschluss zum Verbinden eines Schlauchsystem s m it dem Aktuator sowie zum indest einen Messwandler, welcher Messignale von zum indest einem Druckm esssensor zur Verfügung stellt. Weiters ist eine Steuerungseinrichtung m it einer Druckregelung zum Regeln eines nasalen Gasdrucks vorhanden.
Die Druckregelung in der Vorrichtung, beispielsweise in einem medizinischen Gerät, erm öglicht es, einem Patienten während einer nasalen Flusstherapieanwendung eine geringere eigene Atemarbeit zu verrichten. Dabei ist die Druckregelung so konfiguriert, dass auf einen konstanten Gasdruck geregelt wird. I m Anwendungsfall können die geforderten Spitzenflüsse des Gases bzw. des Atem gases gedeckt werden und ein geringerer Gasverbrauch im m edizinischen Gerät erzielt werden , wobei die applizierte Sauerstoffkonzentration unverändert bleiben kann.
Typischerweise umfasst ein hier beschriebener Aktuator zum indest ein Gebläse zum Konditionieren des Gases, wodurch das medizinische Gerät in einem privaten Haushalt eingesetzt werden.
Alternativ oder ergänzend umfasst ein hier beschriebener Aktuator zum indest eine Gasquelle m it einem Ventil zum Konditionieren des Gases. Dam it kann die vorhandene I nfrastruktur in einem Krankenhaus genutzt werden. Alternativ kann bei der Verwendung von einem Gebläse und einer Gasquelle m it einem Ventil, die vorhandene I nfrastruktur in dem Krankenhaus im m edizinischen Gerät unterstützend wirken. Weiters sind dadurch unterschiedliche Sauerstoffkonzentrationen direkt am m edizinischen Gerät einstellbar.
Vorzugsweise ist ein Rechensystem vorhanden, wobei der Aktuator m it dem Rechensystem verbunden ist und das Rechensystem konfiguriert ist, um zum indest einen Drucknäherungswert auf Basis zum indest eines internen Druckmesswerts und auf Basis zum indest eines Differenzdrucknäherungswerts im Schlauchsystem zu berechnen. Dabei kann der zum indest eine interne Druckmesswert m it einem Druckm esssensor im medizinischen Gerät bestim mt werden, welcher im Bereich des Schlauchsystemanschlusses angeordnet ist. Som it ist kein zusätzlicher Druckm esssensor am Schlauchsystem notwendig. Typischerweise befindet sich - bevorzugt zwischen dem Rechensystem und dem Aktuator - ein Digital-Analog- Messwandler in der Vorrichtung, wobei der Digital-Analog-Messwandler die im Rechensystem berechneten Werte in Steuerungsbefehle für den Aktuator umwandelt.
I nsbesondere weist das Rechensystem einen Rechenalgorithm us auf, welcher konfiguriert ist, das hier beschriebene Verfahren auszuführen. Dam it ist das hier beschriebenen Verfahren vollautom atisch ausführbar.
Bevorzugt weist das Rechensystem eine Speichereinheit auf. Dam it sind die für die Druckregelung verwendbare Werte, wie beispielsweise der zum indest eine interne Druckm esswert oder der zum indest eine Differenzdrucknäherungswert in der Speichereinheit hinterlegbar, sodass diese bei Bedarf einfach abrufbar sind.
Bevorzugt ist die Druckregelung konfiguriert, den nasalen Gasdruck auf Basis des zum indest einen Drucknäherungswert zu regeln. Bei der Druckregelung auf Basis zum indest eines Drucknäherungswerts kann eine nasale Druckmessung entfallen, wodurch die Nasenkanüle kostengünstiger hergestellt werden kann und das medizinische Gerät m it unterschiedlichem Schlauchsystem en bzw. Schlauchsystemzubehör und dam it universeller betrieben werden kann.
Bevorzugterweise ist eine Druckmesseinrichtung zum Erfassen von zum indest einem nasalen Druckm esswert vorhanden, wobei die Druckregelung den nasalen Gasdruck nach dem Schlauchsystem auf Basis des zum indest einen nasalen Druckm esswert regelt. Dam it wird die nasale Druckm essung verwendet, um eine Veränderung im Schlauchsystem - beispielsweise ein Nasenkanülentausch am Schlauchsystem - automatisch zu erkennen, wodurch ein Justierschritt entfallen kann.
Bevorzugt ist ein Flussm esssensor zum Messen eines internen Gasflusses im medizinischen Gerät vorhanden. Der Flussmesssensor m isst bevorzugt den vom Aktuator abgegebenen internen Gasfluss, wodurch der Gasverbrauch optim iert werden kann und die Kohlendioxid-Auswaschung sichergestellt werden kann. Vorzugsweise ist ein Befeuchter vorhanden, wobei der Befeuchter bevorzugt am Schlauchsystem angeordnet ist. Die befeuchtete High-Flow-Sauerstofftherapie kom mt erfolgreich bei Patienten m it COPD, Bronchiektasie, Krebs im Endstadium und bei nicht zu intubierenden Patienten zum Einsatz, welche eine optim al befeuchtetes Gas benötigen.
I nsbesondere ist der Befeuchter ausgebildet, um die Temperatur des Gases einzustellen. Dam it ist die Befeuchtung im Gas weiter optim ierbar.
Bevorzugt ist ein Tem periersystem zum Tem perieren des konditionierten Gases vorhanden , wodurch eine Kondensation der befeuchteten Luft verhindert wird und der Partialdruck des Wasserdam pfes, welcher zu dem Patienten gelangt, dam it erhöht wird.
Bevorzugt ist das Temperiersystem zum Tem perieren des konditionierten Gases im Schlauchsystem angeordnet, wodurch das Temperieren auf das Schlauchsystem angepasst ist und eine optim al tem periertes Gas bereitgestellt wird.
Alternativ ist ein Befeuchter sowie auch ein Tem periersystem vorhanden, wodurch ein optimal konditioniertes Gas bereitgestellt wird. Bevorzugt ist der Befeuchter und das Tem periersystem in einem System kom biniert.
Alternativ ist der Befeuchter und/oder das Tem periersystem in der Vorrichtung angeordnet. Ein in der Vorrichtung verbauter Befeuchter ist auf die
Vorrichtungsparam eter dimensioniert, sodass die Vorrichtung günstig hergestellt werden kann und der Benutzer keine zusätzlichen Geräte braucht.
Bevorzugterweise ist eine Flussregelung zum Regeln eines nasalen Gasflusses vorhanden. Dam it erfolgt neben der Regelung des Drucks auch eine Regelung des Flusses, wom it der Gasverbrauch, die Kohlendioxid-Auswaschung und die Befeuchtung sichergestellt wird.
I nsbesondere ist eine kaskadierte Regelstruktur vorhanden, wobei die Druckregelung zum Regeln des nasalen Gasdrucks eine äussere Kaskade bildet und die
Flussregelung zum Regeln eines nasalen Gasflusses eine innere Kaskade bildet. Dam it kann der hier vorliegend beschriebene m inimale Gasfluss durch das Schlauchsystem nicht unterschritten werden, respektive, der hier vorliegend beschriebene m axim ale m ittlere Gasfluss durch das Schlauchsystem nicht überschritten werden, wodurch in weiterer Folge eine Auswaschung des Kohlendioxidgehalts im Gas, die hinreichende Befeuchtung des Gases sowie ein optim aler Gasverbrauch sichergestellt wird.
Vorzugsweise ist eine Sauerstoffdosiereinrichtung vorhanden, wodurch eine Sauerstoffkonzentration an der Vorrichtung einstellbar ist.
Bevorzugt ist eine Eingabeeinrichtung vorhanden, sodass der Benutzer der Vorrichtung Einstellungen, wie beispielsweise den nasalen Gasenddruck und/oder die Sauerstoffkonzentration, per Hand festlegen kann bzw. dort eingeben kann.
I nsbesondere weist die Eingabeeinrichtung eine Displayeinheit auf. Dabei werden typischerweise die vom Benutzer festgelegten Einstellungen angezeigt, wodurch der Benutzer die Einstellungen an der Vorrichtung einfach visuell überprüfen kann.
Bevorzugt ist die Eingabeeinrichtung ein Touchscreen, wom it die Vorrichtung einfach bedienbar ist und eine besonders kompakte Eingabeeinrichtung aufweist.
Bevorzugt weist die Eingabeeinrichtung zum indest eine Schalteinrichtung zum Wählen zwischen einer automatischen Druckregelung oder einer konstanten Druckregelung auf. Bei der autom atischen Druckregelung kann der Benutzer selbst keinen nasalen Gasenddruck einstellen, aber das m edizinische Gerät berechnet selbstständig den optim alen nasalen Gasenddruck. Die Schalteinrichtung ist im Touchscreen integriert. Dadurch lässt sich die Eingabe einfach vom Bediener des medizinischen Geräts eingeben. Alternativ ist die Schalteinrichtung als mechanischer Schalter ausgebildet. Dadurch kann der Bediener beispielsweise die Stellung des mechanischen Schalters bereits von der Ferne erkennen.
Bevorzugterweise ist eine Messeinrichtung zur Blutgasmessung vorhanden. Auf Basis der davon extrahierten Blutgasmesswerte lässt sich der nasale Gasenddruck automatisch regeln.
Bevorzugt ist eine Kohlendioxidmessung vorhanden. Dabei werden die Kohlendioxidmesswerte bei der Druckregelung berücksichtigt, sodass einerseits ein genügend hoher Gasdruck und ein genügend hoher Gasfluss bereitgestellt wird. Alternativ oder ergänzend ist eine Sauerstoffm essung vorhanden. Die Sauerstoffm essung ist m it der Vorrichtung verbunden oder in der Vorrichtung integriert. Dabei werden die Sauerstoffm esswerte berücksichtigt, sodass eine ausreichende Sauerstoffm enge bereitgestellt werden.
Bevorzugt ist das hier beschriebene Verfahren ein com puterimplem entiertes Verfahren zum Betreiben eines Aktuators. Die Steuerungseinrichtung und das Rechensystem im m edizinischen Gerät sind dabei so konfiguriert, dass das hier beschriebene Verfahren autom atisch ausgeführt wird. Dam it werden die Kosten für die Herstellung reduziert.
Bevorzugt ist das hier offenbarte com puterim plementierte Verfahren in einem Speicherm edium hinterlegt. Das Speicherm edium kann einerseits in der Vorrichtung integriert sein oder ein mobiles Speicherm edium sein. Ein m obiles Speichermedium kann wahlweise m it unterschiedlichen Vorrichtungen verbunden werden, sodass das hier offenbarte Verfahren an verschiedenen Standorten eingesetzt werden kann.
I nsbesondere sind Steuerungsbefehle für den Aktuator im Speichermedium hinterlegt. Das Speicherm edium wird in das m edizinische Gerät eingelegt, sodass diese unm ittelbar abgerufen werden können und der Aktuator m it diesen Steuerungsbefehlen angetrieben wird.
Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung, in der unter Bezugnahme auf die Zeichnungen Ausführungsbeispiele der Erfindung beschrieben sind.
Die Bezugszeichenliste ist wie auch der technische I nhalt der Patentansprüche und Figuren Bestandteil der Offenbarung. Die Figuren werden zusam menhängend und übergreifend beschrieben. Gleiche Bezugszeichen bedeuten gleiche Bauteile, Bezugszeichen m it unterschiedlichen I ndices geben funktionsgleiche oder ähnliche Bauteile an.
Es zeigen dabei:
Fig. 1 ein System zum Ausführen einer nasalen Flusstherapieanwendung,
Fig. 2 eine erste Ausführungsform einer erfindungsgem ässen Vorrichtung zum
Ausführen einer nasalen Flusstherapieanwendung, Fig. 3 eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemässen Vorrichtung zum Ausführen einer nasalen Flusstherapieanwendung,
Fig. 4 ein Flussdiagram m zu einer ersten Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens ohne einer Druckm esseinrichtung, und
Fig. 5 ein Flussdiagram m zu einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens m it einer Druckm esseinrichtung.
Fig. 1 zeigt ein System 15 zum Ausführen einer nasalen Flusstherapie an einem Patienten. Das System 15 umfasst ein Schlauchsystem 17 und ein m edizinisches Gerät 20 m it einem Aktuator 22. Das Schlauchsystem 17 umfasst einen Schlauch 18 und eine Nasenkanüle 16, und ist m it dem Aktuator 22 des medizinischen Geräts 20 verbunden. Entlang des Schlauches 18 ist ein Befeuchter 19 angeordnet. Der Aktuator 22 stellt dem Schlauchsystem 1 7 bzw. der Nasenkanüle 16 konditioniertes Gas zur Verfügung, welches durch das Schlauchsystem 17 bzw. durch die
Nasenkanüle 16 an die Um gebung oder an einem Patienten abgeben wird. Je nach Zusam mensetzung des Gases, handelt es sich dabei z. B. um ein Atem gas, welches einem Patienten zur Unterstützung beim Atm en verabreicht wird.
Fig. 2 zeigt eine erste erfindungsgem ässe Ausführungsform des medizinischen Geräts 20 aus Fig. 1 und umfasst einen Schlauchsystemanschluss 23 zum Anschliessen des Schlauchsystems 17. Der Aktuator 22 im medizinischen Gerät 20 weist einen Digital- Analog-Messwandler 24 auf und ist m it dem Schlauchsystemanschluss 23 verbunden. Der Aktuator 22 besteht, nicht abschliessend aufgezählt aus einem Gebläse und/oder einem Sauerstoffanschluss und einem Ventil und insbesondere einem Befeuchter (nicht gezeigt) .
Das m edizinische Gerät 20 weist eine Steuerungseinrichtung 28 auf, welche ein Rechensystem 30, eine Speichereinheit 32 und eine kaskadierte Regelstruktur 36 beinhaltet. I n der Steuerungseinrichtung 28 sind das Rechensystem 30, die Speichereinheit 32 und die kaskadierte Regelstruktur 36 zum Austausch von Daten m iteinander verbunden. Die Speichereinheit 32 weist eine Tabelle 33 zum Speichern von Gasdruckdaten und Gasflussdaten auf. Die Steuerungseinrichtung 28 weist eine Druckregelung 35 zum Regeln eines nasalen Gasdrucks Pnasai auf, welche m it der Flussregelung 40 zum Austausch von Daten verbunden ist. Die Druckregelung 35 ist so konfiguriert, dass der Aktuator 22 das Gas auf einen konstanten nasalen Gasdruck Pnasai regelt. Die Steuerungseinrichtung 28 weist eine Flussregelung 40 zum Regeln des nasalen Gasflusses Fnasai auf, welche m it dem Digital Analog-Messwandler 24 des Aktuators 22 elektrisch verbunden ist. Dabei sind Druckregelung 35 und die Flussregelung 40 m ittels einer kaskadierten Regelstruktur 36 m iteinander verbunden, wobei die Druckregelung 35 eine äussere Kaskade bildet und die Flussregelung 40 eine innere Kaskade bildet.
Das m edizinische Gerät 20 weist einen internen Druckm esssensor 38 zum Messen von internen Gasdrücken Pi nt auf, welche vom Aktuator 22 festgelegt bzw. erzeugt werden. Diese werden der Steuerungseinrichtung 28 m ithilfe eines Analog-Digital- Messwandlers 39 als Druckmesssignale zur Verfügung gestellt.
Das medizinische Gerät 20 weist einen Flussm esssensor 41 zum Messen von internen Gasflüssen Fint auf, welche vom Aktuator 22 festgelegt bzw. erzeugt werden. Diese werden der Steuerungseinrichtung 28 m ithilfe eines Analog- Digital-Messwandlers 42 als Flussm esssignale zur Verfügung gestellt.
Am medizinischen Gerät 20 ist eine Ein- und Ausgabeeinrichtung 45 angeordnet, welche m it einer Displayeinheit 46 und m it einem Touchscreen 47 zum Eingeben und Anzeigen von Gasdruckwerten und/oder Gasflusswerten bzw. Gasdruckdaten und/oder Gasflussdaten vorhanden. Die Ein- und Ausgabeeinrichtung 45 umfasst weiters eine Schalteinrichtung 48 zum Wählen zwischen einer automatischen Druckregelung und einer konstanten Druckregelung. Die Ein- und Ausgabeeinrichtung 45 ist zum Datenaustausch m it der Steuerungseinrichtung 28 verbunden.
Das medizinische Gerät 20 weist eine Anschlussleiste 49 zum Anschliessen von Messeinrichtungen oder Dosiereinrichtungen auf. Die Anschlussleiste 49 ist m it der Steuerungseinrichtung 28 verbunden. Dabei sind beispielsweise, nicht abschliessend aufgezählt, eine Messeinrichtung zur Blutgasmessung, wie beispielsweise eine Kohlendioxidm essung und/oder einer Sauerstoffmessung, eine Sauerstoffdosiereinrichtung m it einem Sauerstoffanschluss und einem Ventil anschliessbar (nicht gezeigt) . Das in Fig. 3 gezeigte medizinische Gerät 1 20 entspricht im Wesentlichen dem medizinischen Gerät 20, wie es im Zusam m enhang m it der Fig. 2 beschrieben ist. Das medizinische Gerät 120 unterscheidet sich dahingehend, dass eine Druckm esseinrichtung 160 zum Erfassen von nasalen Druckmesswerten Pm es vorhanden ist und das m edizinische Gerät 120 bevorzugt ein Beatm ungsgerät ist. Dabei weist das m edizinische Gerät 120 eine Steuerungseinrichtung 128 auf, welche die in Fig. 2 beschriebenen Bauteile und deren technischen Funktionen aufweist. Weiters weist das m edizinische Gerät 120 eine Ein- und Ausgabeeinrichtung 145 auf, welche die in Fig. 2 beschriebenen Bauteile und deren technischen Funktionen aufweist.
Die Druckmesseinrichtung 1 60 ist m it der Anschlussleiste 149 verbunden. Die von der Druckm esseinrichtung 160 gem essenen nasalen Druckmesswerte Pm es werden m ithilfe des Analog- Digital-Messwandlers 150 an die Steuereinrichtung 128 überm ittelt. Die gemessenen nasalen Druckm esswerte Pmes werden in der Druckregelung 135 der Steuereinrichtung 128 zum Regeln des Aktuators 122 in Steuerbefehle um gewandelt. Die Steuerungseinrichtung 128 weist eine Flussregelung 140 zum Regeln des nasalen Gasflusses Fnasai auf, welche m it dem Digital Analog-Messwandler 124 des Aktuators 122 elektrisch verbunden ist. Dabei sind Druckregelung 135 und die Flussregelung 140 m ittels einer kaskadierten Regelstruktur 136 m iteinander verbunden, wobei die Druckregelung 135 eine äussere Kaskade bildet und die Flussregelung 140 eine innere Kaskade bildet. Die Steuerbefehle werden m ittels dem Digital-Analog- Messwandler 124 an den Aktuator 122 übergeben.
Fig. 4 zeigt eine erste Ausführungsform des erfindungsgem ässen Verfahrens zum Betreiben des zuvor beschriebenen Aktuators 22 in einem m edizinischen Gerät 20 gem äss Fig. 1 und Fig. 2. Vorab wird der Schlauchsystem anschluss 23 m it dem Schlauch 18 des Schlauchsystem s 17 verbunden und die Nasenkanüle 16 am Schlauchsystem 17 bereitgestellt bzw. angeordnet (Schritt 70; Schritt a)) . Anschliessend wird sichergestellt, dass die Nasenkanüle 1 6 nicht an einem Patienten angeordnet ist (Schritt 71 ) . Daraufhin folgen m ehrere Schritte zum Justieren des medizinischen Geräts 20 samt Schlauchsystem 1 7, wobei der interne Gasfluss Fint des Gases von 0 Liter pro Minute bis 100 Liter pro Minute innerhalb einer Zeitdauer von 10 Sekunden linear erhöht wird (Schritt 72) . Während dieser Zeitdauer werden die internen Gasdruckwerte Pnt und die internen Gasflusswerte Fmt m it dem internen Druckm esssensor 38 und der internen Flussm esssensor 41 gem essen und an die Steuerungseinrichtung 28 übergeben. Die jeweiligen Differenzdrucknäherungswerte dPSCh werden anschliessend auf Basis des gemessenen internen Gasdrucks bzw. des gem essenen, internen Gasdruckwerts Pnt und auf Basis des Drucknäherungswertes Pn im Rechensystem 30 berechnet, wobei
D — p _ r] p
Gh ‘ int u-rsch und m it Pn= 0, gleich dPSCh = Pnt gilt.
Die m ehreren internen Gasdruckm esswerte Rnt entsprechen som it den Differenzdrucknäherungswerten dPSCh im Schlauchsystem 17. Diese werden in der Tabelle 33 der Speichereinheit 32 zusam m en m it den dazugehörigen, gem essenen internen Gasflusswerte Fi nt gespeichert (Schritt 73) , wom it das medizinische Gerät 20 m it dem angeschlossenen Schlauchsystem j ustiert ist.
Alternativ können zur Justierung die jeweiligen Differenzdrucknäherungswerte dPSCh m it mathem atischen Funktionen, beispielsweise Polynomfunktionen, wie etwa dPsch = R0 + R * Fint + R * Ffnt + berechnet werden. Die Konstanten R0, Ri , ...werden anschliessend m ithilfe eines Least Square Verfahren bestim mt. Weitere Funktionen zum Bestim men der Differenzdrucknäherungswerte dPSCh auf Basis des interne Gasfluss Fint sind nicht abschliessend aufgezählt lineare Funktionen oder quadratische Funktionen .
I n einem weiteren Schritt (Schritt 74) wird der maximale, m ittlere Gasfluss Fmax durch das Schlauchsystem 17 auf 100 Liter pro Minute festgelegt.
Anschliessend wird ein ideales Körpergewicht eines Patienten ( I BW) (oder die Körpergösse und das Geschlecht des Patienten) und eine Sauerstoffkonzentration HO2 im medizinischen Gerät 20 an der Ein- und Ausgabeeinrichtung 45 45 festgelegt und ein gem essener, effektiver, interner, m axim aler Gasfluss Fi nt,max und eine Exspirationszeit Te im Rechensystem 30 berechnet (Schritt 75) . Weiters wird der Totraum Vd m ithilfe des idealen Körpergewichts ( I BW) und einer Radfordkonstante berechnet, wobei die Radfordkonstante typischerweise 2.2 m l/kg beträgt (Vd= 2.2 m l/kg* I BW) (Schritt 76) .
Anschliessend wird der jeweilige Drucknäherungswert Pn m ithilfe der gemessenen internen Gasdruckm esswerte Rnt und der in der Tabelle 33 gespeicherte Differenzdrucknäherungswerten dPSCh im Rechensystem 30 bestim mt, wobei der Differenzdrucknäherungswert dPSCh m ithilfe des gem essenen internen Gasflusses Rnt bestim mt wird (Schritt 77) .
I n weiterer Folge wird ein m inim aler Gasfluss Fmm durch das Schlauchsystem bestim mt (Schritt 78) .
Der m inim ale Gasfluss Fm in wird dabei im Rechensystem 30 m it
Figure imgf000021_0001
berechnet, wobei Vd der zuvor bestim mte Totraum ist, k gleich 0.33 ist und Te die zuvor berechnete Exspirationszeit ist.
I n einem weiteren Schritt (Schritt 79) erfolgt im medizinischen Gerät 20 eine Abfrage, ob die der nasale Gasenddruck Pnset automatisch am festgelegt werden soll. Die Abfrage erfolgt dabei anhand der Stellung der Schalteinrichtung 48 am m edizinischen Gerät 20 oder über eine in der Steuereinrichtung 28 festgelegte Einstellung.
Bei einer nicht-autom atischen Festlegung des nasalen Gasenddruckes Pnset wird ein, vom Benutzer per Hand, festgelegter nasaler Gasenddruck Pnset von der Ein- und Ausgabeeinrichtung 45 am m edizinischen Gerät 20 eingelesen (Schritt 80 ; Schritt b)) .
Anschliessend wird der Gasendfluss Fnset, in Abhängigkeit der Differenz zwischen dem festgelegten nasalen Gasenddruckes Pnset und dem zuvor bestim mten Drucknäherungswerte Pn, bestim mt, dam it die eben erwähnt Differenz gegen 0 konvertiert (Nullabgleich) , gemäss
Berechne FnSet damit: PnSet - Pn -> 0, wodurch der nasale Gasdruck Pnasai hin zu dem nasalen Gasenddruck Pnset geregelt wird (Schritt 81; Schritt c)). Somit wird die Druckregelung 35 als äussere Kaskade der kaskadierten Regelstruktur zuerst ausgeführt.
Weiters wird der im Schritt 81 bestimmte Gasendfluss Fnset gemäss des zuvor bestimmten maximalen mittleren Gasflusses Fmax nach oben limitiert und gemäss des zuvor bestimmten minimalen Gasflusses Fmin nach unten limitiert (Schritt 82).
Als Alternative zu den direkt zuvor genannten Schritten (Schritten 80 bis 82) erfolgt bei einer automatischen Bestimmung des nasalen Gasenddruckes Pnset, eine Bestimmung eines gemessenen, effektiven, internen, minimalen Gasflusses Fmt.min (Schritt 83) sowie eine Abfrage, ob der berechnete minimale Gasfluss Fmin kleiner als der bestimmte gemessene, effektive, interne, minimale Gasfluss Fint,min ist (Schritt 84).
Sofern der berechnete minimale Gasfluss Fmin kleiner als der bestimmte gemessene, effektive, interne, minimale Gasfluss Fmt.min ist, reduziert die Steuerungseinrichtung 28 den nasalen Gasenddruck Pnset und legt diesen fest (Schritt 85; Schritt b)).
Sofern der berechnete minimale Gasfluss Fmin grösser als der bestimmte gemessene, effektive, interne, minimale Gasfluss Fmt.min ist, erhöht die Steuerungseinrichtung 28 den nasalen Gasenddruck Pnset und legt diesen fest (Schritt 86; Schritt b)).
In beiden Fällen wird der nasale Gasenddruck Pnset auf einen Wert zwischen 0 mbar und 10 mbar limitiert (Schritt 87).
Im Anschluss wird im Schritt 88, die Druckregelung als äussere Kaskade der kaskadierten Regelstruktur durchgeführt.
Der Gasendfluss Fnset wird gemäss des zuvor bestimmten maximalen, mittleren Gasflusses Fmax nach oben limitiert und auf den Wert Null nach unten limitiert wird (Schritt 89).
Anschliessend wird der gemessene, interne Gasfluss Fmt mithilfe der Flussregelung 40 und in weiterer Folge mithilfe des Aktuator 22 hin zu dem berechneten Gasendfluss Fnset geregelt. (Schritt 90). In anderen Worten erfolgt ein Nu llabg leich , gemäss FnSet Fint 0, sodass der nasale Gasfluss Fnasai hin zu dem berechneten Gasendfluss Fnset geregelt wird. Damit wird die Flussregelung als innere Kaskade der kaskadierten Regelstruktur ausgeführt.
Anschliessend erstellt die Steuerungseinrichtung 28 auf Basis des Schrittes 90 einen geeigneten Steuerungsbefehl für den Aktuator 22 und übergibt diesen an den Aktuator 22, sodass der Aktuator 22 das konditionierte Gas an das Schlauchsystem abgibt (Schritt 91; Schritt d)).
In weiterer Folge können die Schritte 75 bis 82 und Schritt 89 bis Schritt 91 mehrmals durchgeführt werden.
Alternativ dazu können die Schritte 75 bis 79 und die Schritte 83 bis 91 mehrmals durchgeführt werden.
Fig.5 zeigt eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens zum Betreiben des zuvor beschriebenen Aktuators 122 in einem medizinischen Gerät 20 gemäss Fig. 1 und in einem medizinischen Gerät 120 gemäss Fig. 3, wobei das medizinische Gerät 120 einen Druckmesseinrichtung 160 umfasst oder mit diesem verbunden ist, welche zum Erfassen von Druckmesswerten Pmes ausgebildet ist.
In einem ersten Schritt (Schritt 170) wird ein maximaler mittlerer Gasfluss Fmax durch das Schlauchsystem auf 100 Liter pro Minute festgelegt.
Anschliessend wird ein ideales Körpergewicht eines Patienten (IBW) (oder die Grösse und Geschlecht des Patienten) und eine Sauerstoffkonzentration (F1O2) im medizinischen Gerät 120 festgelegt, ein gemessener, effektiver, interner, maximaler Gasfluss Pnt,max und eine Exspirationszeit Te berechnet (Schritt 171).
Weiters wird der Totraum Vd mithilfe des idealen Körpergewichts (IBW) und einer Radfordkonstante berechnet, wobei die Radfordkonstante typischerweise 2.2 ml/kg beträgt (Vd=2.2 ml/kg* IBW) (Schritt 172).
In weiterer Folge wird ein minimaler Gasfluss Fmm durch das Schlauchsystem bestimmt (Schritt 173). Der minimale Gasfluss Fm in wird dabei im Rechensystem mit
Figure imgf000024_0001
berechnet, wobei Vd der zuvor bestimmte Totraum ist, k gleich 0.33 ist und Te die zuvor berechnete Exspirationszeit ist.
Anschliessend wird ein, vom Benutzer per Hand, festgelegter, nasaler Gasenddruck Pnset von der Ein- und Ausgabeeinrichtung 145 am medizinischen Gerät 120 eingelesen (Schritt 174; b)).
In weiterer Folge wird der nasale Druckmesswert (Pmes) mit der Druckmesseinrichtung 160 gemessen und über den Analog-Digital-Messwandlers 150 an die Druckregelung 135 der Steuerungseinrichtung 128 übergeben (Schritt 175).
Anschliessend wird der Gasendfluss Fnset in Abhängigkeit der Differenz zwischen dem festgelegten ersten nasalen Gasenddruckes Pnset und dem zuvor gemessenen nasalen Druckmesswerts Pmes bestimmt, damit die eben erwähnt Differenz gegen 0 konvertiert (Nullabgleich) , gemäss
Berechne FnSet damit: PnSet - Pmes -> 0, wodurch der nasale Gasdruck Pmes hin zu dem ersten nasalen Gasenddruck Pnset geregelt wird (Schritt 176; Schritt c)). Somit wird die Druckregelung als äussere Kaskade der kaskadierten Regelstruktur zuerst ausgeführt.
Weiters wird der im Schritt 176 bestimmte Gasendfluss Fnset gemäss des zuvor bestimmten maximalen mittleren Gasflusses Fmax nach oben limitiert und gemäss des zuvor bestimmten minimalen Gasflusses Fmin nach unten limitiert (Schritt 177).
Anschliessend wird der gemessene, interne Gasfluss Fmt mithilfe des Aktuator 122 hin zu dem berechneten Gasendfluss Fnset geregelt. (Schritt 178). In anderen Worten erfolgt ein Nullabgleich, gemäss
Figure imgf000024_0002
sodass der nasale Gasfluss Fnasai hin zu dem berechneten Gasendfluss Fnset geregelt wird. Dam it wird die Flussregelung als innere Kaskade der kaskadierten Regelstruktur ausgeführt.
Anschliessend erstellt die Steuerungseinrichtung 128 auf Basis des Schrittes 1 78 einen geeigneten Steuerungsbefehl für den Aktuator 122 und übergibt diesen an den Aktuator 122, sodass der Aktuator 22 das konditionierte Gas an das Schlauchsystem abgibt (Schritt 179; Schritt d)) .
I n weiterer Folge können die Schritte 170 bis 179 mehrm als durchgeführt werden.
Bezugszeichen liste
System
Nasenkanüle
Schlauchsystem
Schlauch
Befeuchter
m edizinisches Gerät
Aktuator
Schlauch System an Schluss
Digital-Analog-Messwandler von 22
Steuerungseinrichtung
Rechensystem
Speichereinheit
Tabelle
Druckregelung
kaskadierten Regelstruktur interner Druckm esssensor
Analog- Digital- Messwandlers
Flussregelung
interner Flussm esssensor
Analog- Digital-Messwandlers von 41
Ein- und Ausgabeeinrichtung
Displayeinheit
Touchscreen
Schalteinrichtung
Anschlussleiste m edizinisches Gerät
Aktuator
Digital-Analog-Messwandler von 122 Steuerungseinrichtung
Druckregelung
kaskadierte Regelstruktur 145 Ein- und Ausgabeeinrichtung
140 Flussregelung
149 Anschlussleiste
150 Analog- Digital- Messwandler
160 Druckmesseinrichtung
70-91 Verfahrensschritte
170-179 Verfahrensschritte
P nSet erster nasaler Gasenddruck
P nasal nasaler Gasdruck
Pmes Druckmesswert
Pn Drucknäherungswert
dPsch erster Differenzdrucknäherungswert
Pint erster interner Druckmesswert
Fm in minimaler Gasfluss
F nasal nasaler Gasfluss
Fmax maximaler mittlerer Gasfluss
Fint.max effektiver, interner, maximaler Gasfluss Fint interner Gasfluss
Fnt.min minimaler, interner Gasfluss
F nSet nasale Gasendfluss

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Betreiben eines Aktuators (22; 122) in einem medizinischen Gerät (20; 120), wobei der Aktuator (22; 122) mit einem Schlauchsystem (17) verbunden ist, und das medizinische Gerät eine Steuerungseinrichtung (28; 128) mit einer Druckregelung (35; 135) zum Regeln eines Gasdrucks aufweist sowie ein Rechensystem (30) aufweist, wobei das Verfahren folgende Schritte umfasst:
a) Bereitstellen einer Nasenkanüle (16) am Schlauchsystem (17);
b) Festlegen eines nasalen Gasenddrucks (Pnset) an der Druckregelung (35;
135);
c) Regeln eines nasalen Gasdrucks (Pnasai) an dem Aktuator (22; 122) mithilfe der Druckregelung (35; 135), insbesondere hin zu dem nasalen Gasenddruck
( P nSet) ;
d) Abgeben eines konditionierten Gases vom Aktuator (22; 122) an das Schlauchsystem (17).
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Druckregelung (35; 135) auf Basis zumindest eines nasalen Druckmesswerts (Pmes) oder auf Basis zumindest eines Drucknäherungswerts (Pn) erfolgt, wobei insbesondere eine Änderung eines nasalen Gasflusses (Fnasai) im Schlauchsystem (17) erfolgt, welche bevorzugt vor dem Festlegen des nasalen Gasenddrucks (Pnset) an der Druckregelung (35; 135) (Schritt b)) erfolgt.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Drucknäherungswert (Pn) auf Basis zumindest eines internen Druckmesswerts (Pint) und auf Basis zumindest eines Differenzdrucknäherungswerts (dPsch) im Schlauchsystem (17) berechnet wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Differenzdrucknäherungswert (dPsch) im Schlauchsystem (17) auf Basis eines internen Gasflusses (Fmt) berechnet wird, wobei der zumindest eine Differenzdrucknäherungswert (dPsch) insbesondere mithilfe einer mathematischen Funktion berechnet wird oder bevorzugt aus einer Tabelle (33) im Rechensystem (30) aufgerufen wird oder weiter insbesondere mithilfe zumindest eines nasalen Druckmesswerts (Pmes) berechnet wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass ein minimaler Gasfluss (Fmin) durch das Schlauchsystem (17) bestimmt oder geregelt wird, wobei der minimale Gasfluss (Fmin) im Rechensystem (30) bevorzugt mit
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berechnet wird, wobei Vd der Totraum ist, welcher insbesondere mithilfe eines idealen Körpergewichts eines Patienten und einer Radfordkonstante berechnet wird, und k ein Faktor zwischen 0.05 und 2 ist, bevorzugt 0.33 ist, sowie Te eine Exspirationszeit ist.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass ein maximaler mittlerer Gasfluss (Fmax) durch das Schlauchsystem (17) bereitgestellt wird, wobei der mittlere maximale Gasfluss (Fmax) bevorzugt auf einen Wert zwischen 10 und 200 Liter pro Minute festgelegt wird, bevorzugt auf einen Wert von 100 Liter pro Minute festgelegt wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der nasale Gasfluss (Fnasai) geregelt wird, wobei der nasale Gasfluss (Fnasai) bevorzugt als innere Kaskade des nasalen Gasdrucks (Pnasai) geregelt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Festlegen des nasalen Gasenddrucks (Pnset) (Schritt b)) automatisch erfolgt, wobei dies insbesondere auf Basis eines Blutgasmesswerts, bevorzugt eines Kohlendioxidwerts oder eines Sauerstoffsättigungswerts oder eines minimalen Gasflusses (Fmin), geregelt wird.
9. Vorrichtung zum Ausführen einer nasalen Flusstherapieanwendung, umfassend einen Aktuator (22; 122), einen Schlauchsystemanschluss (23) zum Verbinden eines Schlauchsystems (17) mit dem Aktuator (22; 122) sowie zumindest einen Messwandler (39), welcher Messignale von zumindest einem Druckmesssensor (38) zur Verfügung stellt, dadurch gekennzeichnet, dass eine Steuerungseinrichtung (28; 128) mit einer Druckregelung (35; 135) zum Regeln eines nasalen Gasdrucks (Pnasai) vorhanden ist.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein Rechensystem (30) vorhanden ist, wobei der Aktuator (22; 122) mit dem Rechensystem (30) verbunden ist und das Rechensystem (30) bevorzugt eine Speichereinheit (32) aufweist, und das Rechensystem (30) konfiguriert ist, um zumindest einen Drucknäherungswert (Pn) auf Basis zumindest eines internen Druckmesswerts (Pnt) und auf Basis zumindest eines Differenzdrucknäherungswerts (dPsCh) im Schlauchsystem (17) zu berechnen, und bevorzugt die Druckregelung (35; 135) konfiguriert ist, den nasalen Gasdruck (Pnasai) nach dem Schlauchsystem (17) auf Basis des zumindest einen Drucknäherungswert (Pn) zu regeln.
11. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine Druckmesseinrichtung (160) zum Erfassen von zumindest einem nasalen Druckmesswert (Pmes) vorhanden ist, wobei die Druckregelung (35; 135) den nasalen Gasdruck (Pnasai) nach dem Schlauchsystem (17) auf Basis des zumindest einen nasalen Druckmesswert (Pmes) regelt, und bevorzugt ein Flussmesssensor (41) zum Messen eines internen Gasflusses (Fmt) im medizinischen Gerät (20; 120) vorhanden ist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass ein Befeuchter (19) vorhanden ist, wobei der Befeuchter (19) insbesondere am Schlauchsystem (17) angeordnet ist, und/oder ein Temperiersystem zum Temperieren des konditionierten Gases vorhanden ist.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass eine Flussregelung (40; 140) zum Regeln eines nasalen Gasflusses (Fnasai) vorhanden ist, und insbesondere eine kaskadierte Regelstruktur (36; 136) vorhanden ist, wobei die Druckregelung (35; 135) zum Regeln des nasalen Gasdrucks (Pnasai) eine äussere Kaskade bildet und eine Flussregelung (40; 140) zum Regeln des nasalen Gasflusses (Fnasai) eine innere Kaskade bildet.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadu rch gekennzeichnet, dass eine Sauerstoffdosiereinrichtung vorhanden ist, und bevorzugt eine Ein- und Ausgabeeinrichtung (45; 145) vorhanden ist, wobei die Ein- und
Ausgabeeinrichtung (45; 145) insbesondere eine Displayeinheit (46) aufweist und bevorzugt ein Touchscreen (47) ist.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 14, dadu rch gekennzeichnet, dass eine Messeinrichtung zur Blutgasm essung vorhanden ist, bevorzugt zu einer Kohlendioxidmessung und/oder zu einer Sauerstoffmessung, vorhanden ist.
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