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STAND DER
TECHNIK
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1. Gebiet
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein das Gebiet der Beatmungsgeräte und im
Besonderen eine Überdruck-Lungenvorrichtung
und eine Perkussionsbehandlungsvorrichtung mit konstantem Durchfluss.
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2. Beschreibung des Stands
der Technik
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Ein
grundlegender Aspekt der Beatmung eines Patienten ist die Fähigkeit,
die Beatmung von Patienten zu unterstützen, die einer Atemhilfe bedürfen. Die
unterstützende
Beatmung wird für
gewöhnlich durch
Kliniker unter Verwendung eines manuellen Beatmungsgeräts oder
eines automatischen Beatmungsgeräts
geleistet.
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Manuelle
Beatmungsgeräte
sind für
gewöhnlich
mit einem sich selbst füllenden
Beutel, einer Anordnung von Absperrventilen, welche die Richtung der
Inhalations- und Exhalationsgase regeln, und einer Patientenschnittstelle
ausgestattet, bei der es sich für
gewöhnlich
entweder um eine Gesichtsmaske oder einen Anschluss zur Verbindung
mit einem endotrachealen Schlauch bzw. Tubus handelt. Manuelle Beatmungsgeräte werden
für gewöhnlich mit
einem ununterbrochenen Gasfluss versorgt, der einen bekannten prozentualen
Anteil an Sauerstoff aufweist. Die Bedienungsperson eines manuellen
Beatmungsgerätes
füllt den
Patienten mit Sauerstoff angereicherter Luft, indem der sich selbst
füllende
Beutel gedrückt
wird, wodurch Druck ausgeübt
und ein Gasfluss in die Lungen des Patienten bewirkt wird. Die Inhalation
endet und die Exhalation beginnt, wenn die Bedienungsperson aufhört, den Beutel
zu drücken,
so dass das unter Druck stehende Gas in der Lunge des Patienten
in die Umgebung entweichen kann. Die meisten manuellen Beatmungsgeräte sind
mit einer Einrichtung versehen, um einen geringen positiven Mindestdruck
bzw. Mindestüberdruck der
Lunge des Patienten während
der Exhalation aufrechtzuerhalten, wobei dieser Druck für gewöhnlich als
PEEP (englisch für
Positiv End Expiratory Pressure) bzw. positiver Druck während der
Expiration der Lunge bezeichnet wird. Während der Exhalation füllt sich
der sich selbst füllende
Beutel wieder und der Vorgang kann wiederholt werden. Manuelle Beatmungsgeräte sind
einfach und kostengünstig.
Leider können
manuelle Beatmungsgeräte
leicht falsch verwendet werden. In letzter Zeit wurde eine große Anzahl
von Studien veröffentlicht,
die belegen, dass ganz gleich, ob es sich bei der Bedienungsperson
um einen Arzt, einen Atmungstherapeuten oder eine Krankenschwester
handelt, Patienten Gasvolumina je Atemzug (Atemzugvolumen) empfangen,
die zu klein sind, und mit gleichzeitig zu schnellen Atmungsraten.
Es hat sich gezeigt, dass dies erhebliche negative Auswirkungen
auf Patienten besitzt.
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Automatische
Beatmungsgeräte
(Ventilatoren) wurden ursprünglich
entwickelt, um einem Patienten innerhalb eines vorbestimmten Zeitraums
ein bestimmtes Volumen zuzuführen,
und zwar bei nur geringfügiger Überwachungsmöglichkeit
des Patienten. In den letzten 25 Jahren kamen verschiedene Modi
hinzu, wie etwa die Druckregelung sowie verbesserte Überwachungsfähigkeiten
hinzu. Dies alles führte
zu den heutigen modernen portablen Ventilatoren bzw. Beatmungsgeräten. Die
meisten Beatmungsgeräte
verwenden noch heute Volumen- und zeitlich gesteuerte Beatmungsmodi,
die arbeiten, indem dem Patienten voreingestellte Volumina oder ein
konstanter Fluss über
vorbestimmte Zeiträume zugeführt werden,
und zwar unabhängig
von der Dehnbarkeit der Lunge des Patienten. Die Lungendehnbarkeit
ist während
dem Transport anfällig
für plötzliche
Veränderungen,
die potenziell einen Anstieg des Drucks der Atemwege des Patienten
bis zu einem Punkt bewirken können,
der eine schwere Verletzung des Patienten verursacht. Die druckgeregelte Beatmung
und die Druckregelung sind neuere Beatmungsmodi, die eingesetzt
werden, um die Beatmung eines Patienten zu unterstützen, und
sie weisen eine Reihe von eindeutigen Vorteilen gegenüber den
Volumen- und zeitabhängigen
Beatmungsmodi auf. Die druckgeregelte Beatmung arbeitet, indem zwischen
der Exhalation und der Inhalation umgeschaltet wird, wenn ein bestimmter
Druck erreicht wird, und zwar unabhängig von dem zugeführten Volumen;
somit variieren die dem Patienten zugeführten Gasvolumina abhängig von
Veränderungen
der Lungendehnbarkeit, wodurch verhindert wird, dass der Patient
ein schädliches
Druckniveau empfängt, während gleichzeitig
eine ordnungsgemäße Beatmung
des Patienten gewährleistet
wird.
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Moderne
Beatmungsgeräte
für den
Transport werden batterie- oder
pneumatisch betrieben und sind mit mehreren Beatmungsmodi ausgestattet, darunter
druckgeregelte Beatmungsarten, verschiedene Durchflussregelungsfunktionen
sowie mehrere Alarmüberwachungsfunktionen,
und wobei sie ferner in der Lage sind, die Atmungsbemühungen des
Patienten zu detektieren und zu synchronisieren. Obgleich die aktuellen
Transportbeatmungsgeräte
eine konstante, sichere und zuverlässige Beatmung bereitstellen,
sind sie gleichzeitig sehr teuer. Darüber hinaus kann das Einwegzubehör, das zur
Verwendung in Verbindung mit diesen Beatmungsgeräten benötigt wird, teilweise mindestens
so teuer sein wie ein manuelles Beatmungsgerät. Zur Reduzierung der hohen Anschaffungskosten
für diese
Geräte
sind einige Hersteller dazu zurückgekehrt, vereinfachte
Volumenbeatmungsgeräte
mit zeitlicher Regelung anzubieten, die standardmäßig keine Überwachungs-, Kontroll- und Alarmfunktionen
kennzeichnender Beatmungsgeräte
aufweisen und auch nicht die Option für eine druckgeregelte Beatmung.
Diese Geräte werden
häufig
als automatische Beatmungsgeräte klassifiziert,
und sie sind auch nicht nur weniger sicher, sondern kosten Tausende
von Dollar und erfordern den Einsatz von zusätzlichem Einwegzubehör oder Teilen,
die vor der Wiederverwendung sterilisiert werden müssen. In
der heutigen Zeit der Kosteneinschränkungen im Bereich der Medizin
allgemein, beschweren sich Krankenhäusern und andere medizinische
Anbieter größtenteils über die
Kosten für
portable bzw. Transportbeatmungsgeräte sowie die in Verbindung
damit erforderlichen Schulungen für zusätzliches Personal.
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Das
U.S. Patent US-A-5,564,416 offenbart gasbetriebene Beatmungsgeräte und elektrisch
betriebene oder geregelte Beatmungsgeräte zum Induzieren oder Unterstützen der
Lungenfunktion menschlicher Patienten. In einem kennzeichnenden Ausführungsbeispiel
wird die Auslassleitung eines pneumatischen Oszillators durch eine
Membran geregelt, die durch eine Feder geschlossen gehalten wird,
die über
einen Auslöser
gespannt ist, wobei die Feder durch eine Auslösung des Auslösers entlastet wird
und es ermöglicht,
dass die Membran die Auslassleitung öffnet. Der Druck der Auslassleitung
wirkt danach auf die Membran, so dass die Auslassleitung so lange
offen gehalten wird, bis der Auslassdruck am Ende des Inhalationszyklus
sinkt, unabhängig
davon, ob der Auslöser
vor diesem Moment betätigt wird
oder nicht.
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Benötigt wird
somit eine Beatmungstechnologie, die so konstant, sicher und zuverlässig ist
wie aktuelle Transportbeatmungsgeräte, während sie gleichzeitig kostengünstig so
leicht anwendbar ist wie manuelle Beatmungsgeräte. Die vorliegende Erfindung
erfüllt
neben anderen auch all diese Anforderungen und überwindet die Unzulänglichkeiten
der dem Stand der Technik entsprechenden Technologie.
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KURZE ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung umfasst allgemein eine Druck-Lungenmodulatorvorrichtung,
die jede pneumatische Kapazität über einen
umfassenden Frequenzbereich füllt
und entlädt,
wenn sie mit einem konstanten Gasfluss versorgt wird. In einem Ausführungsbeispiel
wird eine Überdruck-Lungenvorrichtung
gemäß dem gegenständlichen
Anspruch 1 vorgesehen. In einem anderen Ausführungsbeispiel ist gemäß dem gegenständlichen
Anspruch 4 eine Perkussionsbehandlungsvorrichtung mit konstantem Durchfluss
vorgesehen. Weitere Ausführungsbeispiele
sind den Unteransprüchen
vorgesehen. In einem weiteren Ausführungsbeispiel dient die Lunge des
Patienten als pneumatische Kapazität bzw. als pneumatischer Kondensator,
der zyklisch gefüllt
und entleert (Inhalation, gefolgt von Exhalation) werden muss, wodurch
eine druckgeregelte Atmungsunterstützung mit konstantem Fluss
für Patienten
bereitgestellt wird, die eine Atemunterstützung benötigen. Ein derartiges Ausführungsbeispiel
der Erfindung ist so sicher, effektiv und zuverlässig wie Transportbeatmungsgeräte und so
leicht bedienbar und kostengünstig
wie ein manuelles Beatmungsgerät.
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In
einem weiteren Ausführungsbeispiel
befindet sich der pulmonare Druckmodulator in Fluidübertragungsverbindung
mit einem angebrachten pneumatischen Kondensator/Kapazität, wobei ein Zyklus
auf einer Vielzahl von Frequenzen bewirkt werden kann, so dass ein
unterschiedlicher Beatmungseffekt an dem Patienten bereitgestellt
werden kann, der sich in konstanter Fluidübertragungsverbindung mit dem
primären
Hohlraum des pulmonaren Druckmodulators befindet. Die pulmonare
Kapazität
kann so konfiguriert werden, dass sie mit Frequenzen von bis zu
25 Hz während
der Exhalation des Patienten oszilliert, wobei diesbezüglich festgestellt
werden konnte, dass fixierte bzw. mitgeführte endobronchiale Sekretionen
von unter Blockage leidenden Patienten mobilisiert werden.
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Die
Ausführungsbeispiele
können
in Verbindung mit einem Zerstäuber
verwendet werden, der eine therapeutische Erleichterung bzw. Zustandsverbesserung
zusätzlich
zu der verabreichten Beatmungshilfe vorsieht. In allen Ausführungsbeispielen wird
Druckluft oder Sauerstoff direkt der pneumatischen Kapazität bzw. dem
Kondensator zugeführt, wodurch
die pneumatische Kapazität
geladen wird. Während
der Entladung fließt
das gesamte Gas durch den pulmonaren Druckmodulator. Die Erfindung
führt einen
Durchlauf der pneumatischen Kapazität durch, indem geregelt wird,
wann die Druckladung endet und die Entladung beginnt und auf welchem
Druck die Entladung endet und das Laden beginnt. Die Ladedauer wird
durch die Strömungsrate der
eintretenden Luft bzw. des eintretenden Sauerstoffs geregelt und
wird durch die Dehnbarkeit bzw. die Nachgiebigkeit des pneumatischen
Kondensators bewirkt. Die Dauer der Entladung wird durch einen variablen
Restriktor bzw. eine variable Begrenzungseinrichtung in der Vorrichtung
geregelt, der bzw. die regelt, wie schnell das entladene Gas des pneumatischen
Kondensators in die Atmosphäre
abgegeben wird. Wenn der Druck des pneumatischen Kondensators bzw.
des Druckluftkondensators auf einen spezifizierten Wert fällt, schließt sich
das Ventil des pulmonaren Druckmodulators, und der pneumatische
Kondensator beginnt sich durch den ununterbrochenen Gasfluss zu
laden; der Zyklus wird somit unendlich wiederholt.
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In
dem Ausführungsbeispiel
aus 1 umfasst die pulmonare Druckmodulatorvorrichtung
im Wesentlichen einen Doppelflächenkolben
mit einem Oberflächenbereich,
der an dem inneren Ende eines primären Anschlusses ruht, wodurch
der primäre
Anschluss während
dem Laden des Druckluftkondensators dicht verschlossen wird. Der
Doppelflächenkolben
umfasst eine primäre
Fläche,
die als die Fläche definiert
ist, die dem Druckluftkondensator während dem Laden ausgesetzt
ist, wenn sich der Kolben an der geschlossenen Position befindet,
und eine deutlich größere Fläche, welche
die gesamte Fläche
des Kolbens umfasst, der sich in Fluidübertragungsverbindung mit dem
Druckluftkondensator nur während dem
Entladen befindet oder wenn sich der Kolben an der offenen Position
befindet. Wenn der Doppelflächenkolben
geschlossen ist, verhindert er es, dass komprimiertes Gas austritt,
und wobei eine Ladung des Druckluftkondensators durch das eintretende komprimierte
Gas bewirkt wird. Während
dem Laden nimmt der Druck in dem Druckluftkondensator zu, bis die
Kraft des Drucks auf die primäre
Fläche
des Doppelflächenkolbens
die Wiederherstellungskraft des Kolbens überwindet. Sobald der Doppelflächenkolben
beginnt, sich zu öffnen,
ist die ganz Fläche
des Kolbens dem Druck des Druckluftkolbens ausgesetzt, so dass bewirkt
wird, dass sich der Kolben nahezu unverzüglich von dem inneren Ende
des primären
Anschlusses an eine vollständige
geöffnete
Position weg bewegt. Wenn sich der Kolben vollständig öffnet, schließt er dicht
mit den Kolbenentlastungsöffnungen
ab. Der Druck des Druckluftkondensators, der bewirkt, dass sich
der Kolben an die vollständig geöffnete Position
bewegt, ist der Spitzendruck des Druckluftkondensators, der durch
Regelung der Wiederherstellungskraft an dem Kolben angepasst werden
kann. Sobald sich der Kolben öffnet,
bleibt er offen, bis der Druck des Druckluftkondensators auf einen
ausreichend niedrigen Wert fällt,
so dass die Kraft der Feder die Kraft des Drucks des Druckluftkondensators
auf die vollständige
Fläche
des Kolbens überwindet.
Während
dem Entladen passieren die ausgeatmeten Gase den Kolben und verlassen das
System durch einen regelbaren Strömungsbegrenzer, der dazu eingesetzt
wird, die Rate zu regeln, mit der entladene bzw. abgegebene Gase
in die Atmosphäre
abgegeben werden, was zu der Regelung der Entladungs- bzw. Abgabedauer
führt.
Wenn der Druck des Druckluftkondensators auf einen ausreichend niedrigen
Druck fällt,
so dass die Kraft der Feder den Kolben an den geschlossenen Zustand
drücken
kann, wobei das Entladen endet und der Zyklus wiederholt wird.
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In
dem Ausführungsbeispiel
der Erfindung, bei dem der Patient als pneumatische Kapazität bzw. pneumatischer
Kondensator fungiert, kann der Patient spontan atmen, indem die
Inhalation vor dem Beginn der Exhalation ausgelöst wird. Ein Einrichtungsventil
kann optional bereitgestellt werden, um die Inhalation für den Patienten
zu erleichtern. Unter derartigen Bedingungen beginnt eine neue Inhalation, wenn
der Patient einatmet, wobei der Druck der Atemwege des Patienten
reduziert und ein Schließen des
Kolbens sowie der Beginn einer neuen Inhalationsperiode bewirkt
werden. Darüber
hinaus kann die Vorrichtung so angepasst werden, dass sie als eine Überdruck-Aerosolvorrichtung
fungiert, indem eine Zerstäubereinheit
an dem primären
Anschluss der Vorrichtung angebracht wird. Eine derartige Vorrichtung
eignet sich für
Personen, die therapeutische Effekte von Aerosol zusätzlich zur
Atemunterstützung benötigen.
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In
dem Ausführungsbeispiel,
in dem sich die pulmonare Druckmodulatorvorrichtung in Fluidübertragungsverbindung
mit einer mechanischen pneumatischen Kapazität befindet, kann die pulmonare Druckmodulatorvorrichtung
mit einem Zerstäuber
gekoppelt werden, um sowohl Aerosol als Arzneimittel sowie Hochfrequenzstöße von komprimiertem
Gas zu verabreichen. Wenn ein Patient bei einer derartigen Konfiguration
durch ein Mundstück
einatmet, führt
er oder sie Luft von einem Zerstäuber
mit, der mit einem Luftmitführungsanschluss
ausgestattet sein kann, und der Patient empfängt eine große Dosis
von in Aerosolform vernebeltem Wasser und Albuterolsulfat oder jedes
andere klinisch als angemessen geltende Arzneimittel. Während der
Exhalation löst
der Patient Hochfrequenzstöße von Gas
aus. Sofern dies gewünscht
wird, kann die Vorrichtung auch so konfiguriert werden, dass sie
Hochfrequenz-Gasstöße während anderen
Phasen des Atemzyklus verabreicht. Die Verabreichung bzw. die Zufuhr
von Aerosol und hochfrequenten Luftwegsoszillationen wird häufig auch
als intrapulmonare Behandlung bezeichnet, und es konnte festgestellt
werden, dass dies die Mobilisierung von Lungensekretionen und dergleichen
des Patienten unterstützt.
Hiermit wird festgestellt, dass das vorliegende Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung so konfiguriert werden kann, dass bei
Bedarf eine Beatmung mit hoher Frequenz verabreicht wird. Durch
das Erhöhen
des Volumens des Druckluftkondensators und das Platzieren eines festen
oder variablen Begrenzers zwischen der pulmonaren Druckmodulatorvorrichtung
und dem Druckluftkondensator kann das vorliegende Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung auch zur Verabreichung der Volumenventilation
bzw. der Volumenbeatmung auf niedrigeren Frequenzen eingesetzt werden.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine vereinfachte
Beatmungsvorrichtung zur Beatmungsunterstützung mit konstantem Fluss und
Druckregelung an Kinder und Erwachsene in einem Notfall bereitzustellen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
kostengünstige
und entsorgbare bzw. Einweg-Beatmungsvorrichtung
vorzusehen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die eine Regelung des Spitzendrucks,
des positiven und des expiratorischen Drucks, der Inspirationsdauer
und der Expirationsdauer ermöglicht.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die es dem Patienten ermöglichen
kann, erforderliche Atemzüge
auszulösen
oder spontan zu atmen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die eine Einleitung der Inhalation
durch die Bedienungsperson der Vorrichtung ermöglicht.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die mit einem Hochdruck-Auslöseventil bzw.
Sicherheitsventil ausgestattet oder integral als Sicherheitsfunktion
mit diesem versehen sein kann, um den unbeabsichtigten Aufbau von
Atemwegsdruck in dem Patienten als Folge einer Fehlfunktion oder
fehlerhaften Handhabung zu verhindern. Ein derartiges Hochdruck-Sicherheitsventil
kann mit einer Einrichtung versehen sein, die einen akustischen ton
erzeugt, der eine Bedienungsperson darüber alarmiert, dass in dem
Patient hohe Druckwerte in den Atemwegen vorliegen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die auf einfache Art und Weise
in Verbindung mit einem Zerstäuber
verwendet werden kann, um absatzweise unter positivem Druck Arzneimittel
in Aerosolform dem Patienten in hohen und niedrigen Atemraten zu
verabreichen.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, welche die Atmung von Patienten
unterstützen
kann, die innerhalb oder zwischen Krankenhäusern transportiert werden.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die zur Behandlung von Patienten
eingesetzt werden kann, die unter Schlafapnoe leiden.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die in Verbindung mit einem manuellen
Beatmungsgerät
eingesetzt werden kann, um sicherzustellen, dass dem Patienten eine
konstante Atemunterstützung
verabreicht werden kann.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die einem Patienten mit hoher Frequenz Gasstöße bereitstellen
kann.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine
Beatmungsvorrichtung vorzusehen, die so geregelt werden kann, dass
sie als eine intrapulmonare Perkussionsbehandlungsvorrichtung fungiert.
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Weitere
Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung sind in den folgenden
Abschnitten der Patentschrift ausgeführt, wobei die genaue Beschreibung
der vollständigen
Offenbarung bevorzugter Ausführungsbeispiele
der Erfindung dient, ohne diese einzuschränken.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die
bevorzugten Ausführungsbeispiele
der vorliegenden Erfindung werden in Bezug auf die folgenden Zeichnungen,
die ausschließlich
Zwecken der Veranschaulichung dienen, besser verständlich. In
den Zeichnungen zeigen:
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1 eine
Perspektivansicht der Druckmodulatorvorrichtung;
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die 2A und 2B eine
auseinander gezogene Perspektivansicht der Vorrichtung aus 1;
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3 eine
auseinander gezogene Perspektivansicht de Vorrichtung aus 1 und
eines T-Adapters eines Patienten, der als eine Beatmungsvorrichtung
fungieren kann, wobei eine Gesichtsmaske in gestrichelten Linien
dargestellt ist;
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4 eine
auseinander gezogene Perspektivansicht des T-Adapters des Patienten aus 3;
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5 eine
auseinander gezogene Perspektivansicht der Vorrichtung aus 1 und
eines Zerstäubers,
der als eine Aerosolvorrichtung mit positivem Druck fungieren kann;
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die 6A und 6B eine
auseinander gezogene Perspektivansicht einer Perkussionsbehandlungsvorrichtung
unter Verwendung des Zerstäubers
aus 5;
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7 eine
auseinander gezogene Perspektivansicht einer Einheit für eine Perkussionsbehandlung
unter Verwendung eines Ausführungsbeispiels der
Vorrichtung aus 1 mit zwei Anschlüssen, die mit
der in den Abbildungen der 6A und 6B dargestellten
Perkussionsbehandlungsvorrichtung gekoppelt ist; und
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8 eine
Seitenansicht einer Membran als ein alternatives Ausführungsbeispiel
des Kolbens aus den Abbildungen der 2A und 2B.
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GENAUE BESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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In
besonderem Bezug auf die Zeichnungen ist die vorliegende Erfindung
zu veranschaulichenden Zwecken in der Vorrichtung ausgeführt, die
allgemein in den Abbildungen der 1 bis 8 dargestellt
ist. Hiermit wird festgestellt, dass die Vorrichtung in Bezug auf
ihre Konfiguration und ihre Details der Bestandteile veränderlich
ist, ohne dabei von den hierin offenbarten Grundgedanken abzuweichen.
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In
erstem Bezug auf die Abbildungen der 1, 2A und 2B ist
allgemein eine Druckmodulatorvorrichtung 10 mit konstantem
Durchfluss gemäß dem bevorzugten
Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung dargestellt. Darin ist ersichtlich, dass
die Vorrichtung einen gefederten Kolben 12, einen primären Anschluss 14,
einen Strömungsbegrenzungsanschluss 16,
eine Druckscheibe 18, eine Ratenscheibe 20, ein
Gehäuse 22 und
eine Basis 24 umfasst. Die Vorrichtung aus dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
wird nahezu vollständig
aus Spritzgusskunststoff hergestellt.
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Der
Kolben 12 ist im Normalzustand an eine geschlossene Stellung
vorbelastet, an der die Kolbenfläche 26 an
dem inneren Ende 28 des primären Anschlusses 14 ruht.
Eine Feder 30 ist um einen Kolbenschaft 32 angeordnet,
der die Feder 30 in einer im Wesentlichen senkrechten Ausrichtung
im Verhältnis zu
der Kolbenfläche 26 hält. Außengewinde 34 an der
Druckscheibe 18 greifen mit Innengewinden 36 in dem
Druckscheibenvorsprung 38 ein, der oberhalb des Gehäuses 22 angeordnet
ist. Durch Drehen der Druckscheibe 18 bewegt sich die Druckscheibe 18 longitudinal
im Verhältnis
zu der Kolbenfläche 26,
wodurch die Druckkraft auf die Feder 30 erhöht wird,
je näher
die Druckscheibe 18 zu der Kolbenfläche 26 bewegt wird.
Die Druckscheibe 18 ermöglicht
somit die Regelung der Kompressionskraft der Feder 30 an dem
Kolben 12. Die Kolbenfläche 26 bewegt
sich longitudinal innerhalb einer zylindrischen Muffe 40,
die in dem Gehäuse 22 angeordnet
ist, und die eine Strömungsverbindung
mit einer Kammer 42 in dem Gehäuse 22 aufweist. Kolbenentlastungslöcher 43 in der
Oberseite der zylindrischen Muffe 40 verhindern es, dass
eingeschlossene Luft die Aufwärtsbewegung
des Kolbens 12 in der zylindrischen Muffe 40 verzögert, wenn
sich der Kolben an die vollständig geöffnete Position
bewegt.
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Ein
Ring 44 und eine vorzugsweise aus einem Polyethylen oder
einem ähnlichen
Werkstoff hergestellte Dichtung 46 schnappen an dem Kolben 12 ein
und dienen zur Abdichtung des Kolbens 12 innerhalb der
zylindrischen Muffe 40. Wenn sich der Kolben 12 an
der vollständigen
geöffneten
Position befindet ist die Kolbenfläche 26 von dem inneren Ende 28 des
primären
Anschlusses 14 räumlich
getrennt. Die Dichtung 46 erstreckt sich über den Durchmesser
des Kolbens 12, und der Ring 44 hält die Dichtung 46 an
der Verwendungsposition an dem Kolben 12. Die Dichtung 46 verhindert
es, dass Gas um die Kolbenfläche 26 tritt
und aus der Kammer 42 austritt. Der Kolbenschaft 32 verläuft in dem
innerhalb der Druckscheibe 18 angeordneten axialen Kanal 48.
Der Kolben weist eine Abschrägung 50 von 45° um dessen
Umfang auf, wodurch die Klappen bzw. Laschen 51 der Dichtung 46 ausgerichtet
werden, so dass die Klappen 51 den Umfang des Kolbens 12 überlappen,
wodurch unter Druck gesetzt eine gewisse selbständige Abdichtung bereitgestellt wird.
Der Einsatz des Rings 44 und der Dichtung 46 um
die Kolbenfläche 26 ermöglicht lockerere
Toleranzen zwischen dem äußeren Durchmesser
des Kolbens 12 und dem Innendurchmesser der zylindrischen
Muffe 40, wodurch die Vorrichtung leichter hergestellt
werden kann und konstanter und zuverlässiger ist. Das bevorzugte
Ausführungsbeispiel
offenbar zwar einen gefederten Kolben 12, um für das innere Dichtungsende 28 des
primären
Anschlusses 14 eine Wiederherstellungskraft bereitzustellen,
wobei der Fachmann auf dem Gebiet jedoch erkennt, dass zu diesem
Zwecke auch andere Mittel eingesetzt werden können. Beispiele dafür sind unter
anderem und ohne einzuschränken:
eine Druckluftfeder, eine dicht verschlossene Membran, ein Ballon,
eine dehnbare Kammer, eine starre Kammer mit Druckluft und Balgen.
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Der
Strömungsbegrenzungsanschluss 16 ist innerhalb
des Gehäuses 22 angeordnet
und befindet sich in Flussverbindung bzw. Strömungsverbindung mit der Kammer 42.
Die Ratenscheibe 20 ermöglicht die
Regelung der Rate des aus der Kammer 42 in die Atmosphäre austretenden
Gases, und eine Anpassung der Ratenscheibe 20 ermöglicht die
Regelung der Dauer der Exhalaration eines Patienten. Ein ringförmiger Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 befindet
sich in dem Strömungsbegrenzungsanschluss 16.
Der Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 arbeitet in
Verbindung mit dem konischen inneren Ende 55 der Ratenscheibe
bzw. der Mengenscheibe 20, um den Durchfluss von Gas durch
den Strömungsbegrenzungsanschluss 16 zu
beschränken.
Die Schlitze 54 in der Ratenscheibe 20 weisen
eine deutlich größere Querschnittsfläche auf
als der Strömungsbegrenzungsanschluss 16 in
dessen größter Einstellung,
und wobei nur eine geringe Strömungsbegrenzung
vorgesehen wird. Der Begrenzungsbereich zwischen dem Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 und dem
konischen inneren Ende 55 der Ratenscheibe 20 ist
durch die axiale Positionierung der Ratenscheibe 20 unter
Verwendung von Außengewinden 56 an der
Ratenscheibe 20, die mit den Innengewinden 58 innerhalb
des Ratenscheibenvorsprungs 60 eingreifen, einstellbar,
wobei eine Rotation der Ratenscheibe 20 bewirkt, dass sich
das konische innere Ende 55 im Verhältnis zu dem Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 longitudinal
bewegt. Der Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 und
das konische innere Ende 55 an dem inneren Ende der Ratenscheibe 20 weisen eine ähnliche
Funktionsweise wie ein Nadelventil auf, so dass ein beschränkter ringförmiger Bereich
erzeugt wird, der die Strömung
von Gas dort hindurch einschränkt.
Die Querschnittsfläche
der Schlitze 54 bleibt über
den Einstellbereich der Ratenscheibe 20 konstant. Der Einsatz
eines konischen inneren Endes 55 und eines ringförmigen Ventilsitzes 52 sorgt für eine empfindliche
Einstellung bzw. Anpassung des Gasströmungswiderstands. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
wird zwar der Einsatz eines konischen inneren Endes 55 der
Ratenscheibe 20 mit darin entlang des Strömungsbegrenzungs-Ventilsitzes 52 vorgesehenen
Schlitzen 54 offenbart, um den Gasfluss dort hindurch zu
beschränken,
wobei der Fachmann auf dem Gebiet jedoch erkennt, dass auch andere
Mittel bzw. Einrichtungen existieren, um einen regelbaren Gasdurchflusswiderstand
bereitzustellen.
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Während dem
Ladezeitraum des pneumatischen Kondensators ruht die Kolbenfläche 26 an dem
inneren Ende 28 des primären Anschlusses 14. Dies
bewirkt, dass sich der Kolben 12 an einer geschlossenen
Stellung befindet. Ein innerhalb einer Rille 64, welche
das innere Ende 28 des primären Anschlusses 14 umgibt,
angeordneter O-Ring 62 sorgt für einen luftdichten Verschluss,
wenn die Kolbenfläche 26 an
dem inneren Ende 28 des primären Anschlusses 14 sitzt.
Während
die Kolbenfläche 26 an
dem inneren Ende 28 des primären Anschlusses 14 ruht,
ist die Kraft des Drucks des pneumatischen Kondensators bzw. des
Druckluftkondensators an der Kolbenfläche 26 gleich dem
Produkt des Luftwegdrucks des pneumatischen Kondensators und der durch
den O-Ring 62 begrenzten Fläche. Wenn sich der pneumatische
Kondensator füllt,
nimmt der Druck des pneumatischen Kondensators zu, bis die Kraft des
Luftwegdrucks des Patienten auf die Kolbenfläche 26 die Kompressionskraft
der Feder 30 überwindet,
was bewirkt, dass sich der Kolben 12 öffnet (wenn sich die Kolbenfläche 26 von
dem inneren Ende 28 des primären Anschlusses 14 weg
bewegt). Sobald der Kolben 12 beginnt, sich zu öffnen, tritt
unter Druck stehendes Gas aus dem pneumatischen Kondensator in die
Kammer 42 ein und bewegt sich in Richtung des Strömungsbegrenzungsanschlusses 16,
wobei der Durchfluss von Gas durch den Strömungsbegrenzungsanschluss 16 durch
den ringförmigen
Strömungsbegrenzungs-Ventilsitz 52 und
das konische innere Ende der Ratenscheibe 20 beschränkt wird.
Diese Gasbegrenzung bewirkt einen schnellen Anstieg des Drucks in
der Kammer auf den Druck des pneumatischen Kondensators, wodurch Kraft
auf die gesamte Fläche
der Kolbenfläche 26 ausgeübt wird,
und wobei bewirkt wird, dass sich der Kolben 12 an eine
vollständig
geöffnete
Position bewegt (wenn sich der Kolben 12 am oberen Ende
der zylindrischen Muffe 40 befindet). Wenn sich der Kolben 12 vollständig öffnet, bewirkt
er, dass der Ring 44 dicht an den Kolbenentlastungslöchern 43 abschließt.
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Der
Druck des pneumatischen Kondensators, der bewirkt, dass sich der
Kolben 12 an die vollständig
geöffnete
Position bewegt, ist der Spitzendruck des pneumatischen Kondensators,
und wobei darauf unmittelbar die Entladung des pneumatischen Kondensators
folgt. Wenn sich der Kolben 12 öffnet, bleibt er so lange offen,
bis der Druck des pneumatischen Kondensators auf einen ausreichend
niedrigen Wert sinkt, so dass die Wiederherstellungskraft der Feder 30 an
dem Kolben 12 die Kraft des Drucks des pneumatischen Kondensators überwindet,
welche das Produkt des Drucks des pneumatischen Kondensators und
der vollständigen
Vorderfläche
der Kolbenfläche 26 ist.
Zu diesem Zeitpunkt schließt sich
der Kolben 12 und die Entladung endet. Danach wird der
Zyklus wiederholt. Hiermit wird festgestellt, dass die Entladungszeit
durch eine Veränderung
der Gasbegrenzung angepasst. Der Druck des pneumatischen Kondensators,
wenn sich der Kolben 12 schließt, ist der Grundentladungsdruck
des pneumatischen Kondensators. Bei einer Anwendung in der Konfiguration,
bei der der Patient als pneumatischer Kondensator fungiert, entspricht
der Druck, wenn sich der Kolben 12 schließt, dem
PEEP (Positive End Expiratory Pressure) bzw. dem positiven Druck
während
der Expiration der Lunge.
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Obwohl
dies weder erforderlich noch für
die Funktionsweise optimal ist, wird anerkannt, dass eine Einrichtung
bzw. ein Mittel zum Verhindern des Durchflusses von Gas während der
Entladung erreicht werden kann, indem der Schaft des Kolbens als
ein Betätigungselement
verwendet wird oder als eine Einrichtung, die eine bestimmte andere
Druckerfassungs- und Betätigungseinrichtung
hinzufügt,
um den Durchfluss von eintretendem Gas während der Entladung zu beenden,
wobei diese nicht von dem pneumatischen Kondensator verwendet wird.
Ein derartiges Merkmal würde
zwar die für
den Betrieb der Vorrichtung erforderliche Gasmenge reduzieren, allerdings
würde sie
gleichzeitig die Komplexität
der Vorrichtung erhöhen.
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In
weiterem Bezug auf die Abbildungen der 3 und 4 sind
die Druckmodulatorvorrichtung 10 und ein Patientenadapter 66 ferner
kombiniert dargestellt, so dass sie als ein automatisches Beatmungsgerät 78 fungieren.
In diesem Fall fungiert der Patient wirksam als pneumatischer Kondensator.
Der Patientenadapter 66 ist über einen Befestigungsanschluss 68 an
dem primären
Anschluss 14 der pulmonaren Druckmodulatorvorrichtung 10 angebracht. Der
Patientenadapter 66 ist mit einem Sicherheitsventil 70,
einem Patientenbedarfsventil 72, einem Gaseinlassanschluss 74 und
einem Patientenverbindungsanschluss 76 ausgestattet. Die
Kombination aus Druckmodulatorvorrichtung 10 und Patientenadapter 66 fungiert
als Beatmungsgerät 78.
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Der
Gaseinlassanschluss 74 ermöglicht eine Verbindung mit
einer Quelle für
unter Druck stehendes Gas (nicht abgebildet), wie etwa Druckluft
oder Sauerstoff. Die Quelle für
unter Druck stehendes Gas ist unter Verwendung eines DISS-Konnektors
(nicht abgebildet) an dem Gaseinlassanschluss 74 angebracht.
In dem Gaseinlass 74 befindet sich eine Öffnung,
die so bemessen ist, dass der Durchfluss für eine Quelle für unter
Druck stehendes Gas mit ungefähr
3515 cm H2O (50 psig) ungefähr 40 Liter/Minute nicht überschreitet.
Für gewöhnlich besteht
das unter Druck stehende Gas zu 100% aus unter Druck stehendem Sauerstoff,
wobei ein Kliniker aber auch jedes andere als geeignet erachtete
unter Druck stehende Gas verwenden kann. Die Druckluft bzw. der Sauerstoff
wird dem Patienten direkt zur Inhalation verabreicht bzw. zugeführt.
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Das
Patientenbedarfsventil 72 ist ein Einrichtungsventil, das
eine Klappe 80 umfasst, die zwischen dem Einrichtungsventilanschluss 82 und
einem Ventilkörper 84 platziert
ist, so dass Luft aus der Raumumgebung mitgeführt werden kann. Das Patientenbedarfsventil 72 ermöglicht es,
dass der Patient mehr Luft ansaugt, als die Luft, die fortlaufend
dem Patientenadapter 66 über den Gaseinlassanschluss 74 von
der Quelle für
unter Druck stehendes Gas zugeführt
wird, wodurch dem Patienten nicht nur die Möglichkeit gegeben wird, den
Beginn der Inhalation einzuleiten, sondern auch die Dauer zu bestimmen. In
dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
weist das Patientenbedarfsventil 72 einen sehr geringen
Strömungswiderstand
auf, der im Bereich von 3,5 cm H2O bei 50
Litern/Minute liegt.
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Der
Patientenverbindungsanschluss 76 ermöglicht den Anschluss an eine
Atemmaske 86 oder einen endotrachealen Schlauch bzw. Tubus
(nicht abgebildet), der von dem Patienten während dem einem Atemgerät 78 zugeordneten
Atemprozess getragen wird. Da der Kolben 12 während der
Inhalation geschlossen wird, wird das eintretende Gas vollständig über den
Patientenverbindungsanschluss 76 dem Patienten zugeführt. In
dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung weist der Patientenverbindungsanschluss 76 einen
Außendurchmesser
von 22 mm zur Verbindung mit PEEP-Masken (nicht abgebildet) auf
sowie einen Innendurchmesser von 15 mm zur Verbindung mit endotrachealen
Schläuchen.
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Das
Sicherheitsventil 70 sieht eine Sicherheitsfunktion vor,
die es verhindert, dass der Atemwegsdruck eines Patienten einen
bestimmten voreingestellten Wert überschreitet. Das Sicherheitsventil 709 wird
durch eine Feder 88 vorgespannt und ist mit einem abdichtenden
O-Ring 90 ausgestattet. Das Sicherheitsventil 70 öffnet sich
immer dann, wenn der Atemwegsdruck eines Patienten einen voreingestellten
Wert überschreitet.
Das Sicherheitsventil 70 weist einen Schaft 92 auf,
der sich innerhalb einer axialen Röhre 94 innerhalb der
Endkappe bzw. der Endabdeckung 96 bewegt. Das Sicherheitsventil 70 kann
ferner mit einer Einrichtung versehen sein, die einen akustischen
Ton und ein visuelles Signal erzeugt, wenn sich das Ventil 70 öffnet.
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Wenn
der Inhalationsdruck den auf der Druckscheibe 18 eingestellten
Druck erreicht, bewegt sich der Kolben 12 an die vollständig geöffnete Position,
wie dies bereits vorstehend im Text beschrieben worden ist. In dem
bevorzugten Ausführungsbeispiel
beträgt
das Verhältnis
des Spitzendrucks des pneumatischen Kondensators zu dem Basisdruck
des pneumatischen Kondensators 10:1, wobei dies im Einklang mit
dem Verhältnis
des vollständigen
Oberflächenbereichs
der Kolbenfläche 26 und
dem Oberflächenbereich
steht, der durch den O-Ring 62 begrenzt wird. Die Druckscheibe 18 und die
pulmonare Modulatorfeder 30 sind so gestaltet, dass das
Beatmungsgerät
einen maximalen Spitzendruck des pneumatischen Kondensators von
ungefähr
55 cm H2O und einen minimalen Druck des pneumatischen
Kondensators von ungefähr
20 cm H2O vorsieht, wobei diese Werte jedoch
nicht der physikalischen Grenze der Vorrichtung entsprechen. Das
Sicherheitsventil 70 ist so gestaltet, dass Druck freigegeben
bzw. entlastet wird, wenn der Atemwegsdruck des Patienten auf einen
Wert von oberhalb von ungefähr
60 cm H2O ansteigt.
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Hiermit
wird festgestellt, dass der Patientenadapter 66 ferner
auch ein Ablass- bzw. Entleerungsventil aufweisen kann, das sich
in Fluidübertragungsverbindung
mit den Atemwegen des Patienten befindet, so dass im geöffneten
Zustand eine schnelle Abgabe des exhalierten Gases ermöglicht wird
sowie eine schnelle Wiederaufnahme der Inhalation bei einem erneuten
Verschluss.
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In
weiterem Bezug auf die Abbildungen der 5 und 6A kann
die pulmonare Modulatorvorrichtung 10 so angepasst werden,
dass sie als eine Überdruck-Aerosol-Vorrichtung 98 fungiert,
wobei eine Zerstäubereinheit 100 an
dem primären
Anschluss 14 der pulmonaren Modulatorvorrichtung 10 angebracht
ist. Eine derartige Vorrichtung arbeitet auf genau die vorstehend
beschriebene Art und Weise in Verbindung mit einer Zerstäubereinheit 100, welche
den Patientenadapter 66 ersetzt, und sie eignet sich dazu,
Menschen den therapeutischen Effekt von Aerosol in Verbindung mit
einer Atemunterstützung
oder Behandlung bereitzustellen. Die Zerstäubereinheit 100 umfasst
allgemein eine obere Abdeckung 102 mit einem Mundstück 104,
einem Luftansauganschluss 106, eine Einrichtungs-Luftbedarfsventileinheit 108,
einen Speicher 110 mit einer darin angeordneten primären Öffnung 112 und
eine Sperre bzw. ein Baffle, mit einer sekundären Öffnung 116. Bei dieser
Konfiguration ist kein Sicherheitsventil vorgesehen, und der Patient
atmet durch ein Mundstück 104.
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Die
obere Abdeckung 102 weist eine darin darunter angeordnete
Zerstäuberkammer 118 auf, ein
Einrichtungsbedarfsventil 108, das in den oberen Abschnitt
der oberen Abdeckung 102 eingebaut ist, und einen Winkelbehälter 120,
der eine Anbringung der Zerstäubereinheit 100 an
dem primären
Anschluss 14 der pulmonaren Modulatorvorrichtung 100 über einen Ellenbogenverbinder
bzw. einen Winkelverbinder 122 ermöglicht. Die Einrichtungs-Bedarfsventileinheit 108 ermöglicht das
Ansaugen von Luft in die Überdruck-Aerosolvorrichtung 98 nach Wunsch
während
der Verwendung durch den Patienten, wobei jedoch kein Gasdruck nach
außen
austreten bzw. entweichen kann. Die Bedarfsventileinheit 108 weist
einen zylindrischen Ventilkörper 124 auf, der
in einen Luftansauganschluss 106 eingeführt ist, der angrenzend an
den oberen Abschnitt der oberen Abdeckung 102 angeordnet
ist. Eine Klappe 126 wird in den Luftansauganschluss 106 zwischen
der oberen Abdeckung 102 und dem Ventilkörper 124 eingeführt. Die
Bedarfsventileinheit 108, der Winkelbehälter 120 und das Mundstück 104 befinden
sich in Fluidübertragungsverbindung
mit der Zerstäuberkammer 118 und
dem Behälter 110.
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Der
Speicher 110 ist durch eine luftdichte Dichtungseinrichtung
wie etwa einen Dichtungsklebstoff oder dergleichen an der Basis 128 der
oberen Abdeckung 102 angebracht. Die Sperre 114 und
die sekundäre Öffnung 116 sind
zwischen der Zerstäuberkammer 118 und
dem Speicher 110 angeordnet. Die primären 112 und sekundären 116 Öffnungen
befinden sich in Fluidübertragungsverbindung
mit der Zerstäuberkammer 118,
und sie sind in Reihe zueinander angeordnet, wobei sich die sekundäre Öffnung 116 über der
primären Öffnung 112 befindet.
Der Speicher 110 speichert Fluid, das zerstäubt wird, wenn
der Patient über
das Mundstück 104 einatmet, und
bei dieser Konfiguration weist der Speicher auf der Unterseite des
Speichers 110 ferner einen Haken bzw. Widerhaken (nicht
abgebildet) auf. Der Haken ermöglicht
die Verbindung eines mit Nippeln versehenen Sauerstoffschlauchs,
der in Krankenhäusern üblicherweise
für die
Zufuhr von unter Druck stehendem Gas verwendet wird. Der Fachmann
erkennt, dass zahlreiche unterschiedliche Zerstäuber und pneumatische Anordnungen
für die
Ausführung
der gleichen Funktion eingesetzt werden können.
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In
weiterem Bezug auf die Abbildungen der 6B und 7 kann
die Druckmodulatorvorrichtung 10 so angepasst werden, dass
sie als eine Perkussionsbehandlungsvorrichtung (PTD als englische Abkürzung von
Percussive Therapy Device) 130 fungiert. In diesem Fall
ist die Druckmodulatorvorrichtung 10 über den primären Anschluss 14 an
der Druckmodulatorvorrichtung 10 an dem Auslass 156 der
pneumatischen Kondensatoreinheit 132 angebracht. Der Winkelbehälter 120 der
Zerstäubereinheit 100 ist
bei dieser Konfiguration über
einen Winkelverbinder 122, der an einem sekundären Anschluss 134 an
der Druckmodulatorvorrichtung 10 angebracht ist, mit der
Druckmodulatorvorrichtung 10 verbunden.
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Die
Perkussionsbehandlungsvorrichtung 130 führt sowohl Arzneimittel in
Aerosolform als auch Hochfrequenzstöße von unter Druck stehendem
Gas zu. Wenn ein Patient über
das Mundstück 104 einatmet,
saugt der Patient Luft durch einen Luftansauganschluss 106 an
und empfängt
eine große
Dosis von Wasser in Aerosolform und Albuterolsulfat (oder jedes
andere als klinisch geeignet erachtete Arzneimittel). Während dem
Exhalieren löst
der Patient Luftstöße mit hoher
Frequenz aus, die mit einer Frequenz von bis zu ungefähr 25 Hz
schwingen und mit einem Spitzendruck von bis zu ungefähr 120 cm
H2O. Die Zufuhr von Aerosol und die Luftwegoszillationen mit
hoher Frequenz unterstützen
die Mobilisierung von Lungensekretionen und Fluids in dem Patienten.
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Die
PTD 130 arbeitet, indem sie unter Druck stehendes Gas,
für gewöhnlich mit
einem Druck von über
ungefähr
15 psig, über
den Einlass 136 für
unter Druck stehendes Gas empfängt.
Der Einlass 136 für unter
Druck stehendes Gas ist in die Oberseite 138 des Druckluftkondensators
eingebaut und liefert unter Druck stehendes Gas über einen Kanal 142 in
der Oberseite 138 des pneumatischen Kondensators an die
pneumatische Kondensatoreinheit 132 sowie die primäre Öffnung 112 in
dem Zerstäuberspeicher 110. Ein
Mengenregler bzw. eine Drossel 140 ist innerhalb einer
Drosselrohrleitung 144 angeordnet. Die Fluidübertragungsverbindung
zwischen dem Mengenregler 140 und der primären Öffnung 112 wird
durch einen Gaseinlass (nicht abgebildet) unterhalb des Zerstäuberspeichers 110 erreicht,
der in die Drosselrohrleitung 144 der Oberseite 138 des
pneumatischen Kondensators, die mit einem Anschluss 146 ausgestattet ist,
gedrückt
und geklebt ist. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der PTD 130 weist
der Mengenregler 140 vorzugsweise die dreifache Querschnittsfläche wie
die primäre Öffnung 112 auf.
Dies gewährleistet,
dass ungefähr
75% des eintretenden Gasflusses zu der pneumatischen Kondensatoreinheit 132 verläuft, und
wobei ungefähr
25% zu der Zerstäubereinheit 100 verlaufen.
Die pneumatische Kondensatoreinheit 132 ist eine pneumatische
Energiespeichervorrichtung, bei der ein bestimmter Druck eine Volumenverschiebung
erzeugt, so dass Fluidenergie gespeichert wird.
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Die
pneumatische Kondensatoreinheit 132 umfasst eine Oberseite 138 des
pneumatischen Kondensators, eine Unterseite 148 des pneumatischen Kondensators,
eine Feder 150 des pneumatischen Kondensators und einen
Kolben 152 des pneumatischen Kondensators. Der Kolben 152 des
pneumatischen Kondensators befindet sich in der Unterseite 148 des
pneumatischen Kondensators und bildet eine Kammer 154 mit
variabler Verschiebung, wenn die Oberseite 138 des pneumatischen Kondensators angebracht
ist. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
weist der Kolben 152 des pneumatischen Kondensators die
gleiche Bauweise auf wie der Kolben 12 des Druckmodulators.
Das Volumen oberhalb des Kolbens 152 des pneumatischen
Kondensators und unterhalb der Oberseite 138 des pneumatischen Kondensators
stellt das Volumen dar, in dem die pneumatische Energie gespeichert
ist. Mit einer Zunahme des Drucks in dem Volumen tritt eine Volumenverschiebung
durch den auf die Oberseite des Kolbens 152 des pneumatischen
Kondensators ausgeübten
Druck aus, wobei der Kolben wiederum auf die Feder 150 des
pneumatischen Kondensators drückt.
Der Kolben 152 weist eine maximale Länge der ungehinderten Bewegung
auf, welche in Bezug auf das verdrängte Volumen eine Höchstgrenze
von ungefähr
75 ml auferlegt. Das pneumatische Volumen befindet sich in Fluidübertragungsverbindung mit
dem Mengenregler 140 des pneumatischen Kondensators und
dem Auslass 156 des pneumatischen Kondensators, der sich
wiederum in Fluidübertragungsverbindung
mit dem primären
Anschluss 14 der Druckmodulatorvorrichtung 10 befindet.
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Die
in Verbindung mit der PTD 130 verwendete Druckmodulatorvorrichtung 10 weist
die gleiche Bauweise auf wie sie für das Beatmungsgerät 78 und die Überdruck-Aerosol-Vorrichtung 98 verwendet wird,
mit Ausnahme von zwei geringfügigen
Abweichungen: (1) die Druckfeder 30 weist für gewöhnlich eine
deutlich höhere
Federkonstante auf und öffnet sich
somit bei höheren
Druckwerten; und (2) die Druckmodulatorvorrichtung 10 ist
mit einem sekundären
Verbindungsanschluss 134 ausgestattet. Hiermit wird festgestellt,
dass jede beliebige Anzahl unterschiedlicher Federn verwendet werden
kann, um unterschiedliche pulmonare Effekte zu erreichen. Wenn der
Druckmodulatorkolben 12 geschlossen ist, führt der
Mengenregler 140 des pneumatischen Kondensators dem pneumatischen
Kondensator Gas zu, was einen Anstieg des Drucks und eine Verschiebung
bzw. Verdrängung
des Volumens bewirkt. Wenn der Druck innerhalb der PTD 130 ausreichend
hoch wird, sind die Kräfte
auf den Druckmodulatorkolben 12 ausreichend hoch, so dass
die Wiederherstellungskraft der Druckmodulatorfeder 30 überwunden wird,
wobei sich der Druckmodulatorkolben 12 an dieser Stelle
an die vollständig
geöffnete
Position bewegt und dort verbleibt, bis der Druck in der Modulatorkammer 42 auf
einen ausreichend niedrigen Wert fällt, so dass dieser durch die
Wiederherstellungskraft der Feder 30 überwunden wird. Gas tritt durch den
primären
Anschluss 14 des Modulators aus, der eine derartige Beschränkung aufweist,
so dass der pneumatischen Kondensatoreinheit 132 ausreichend Zeit
eingeräumt
wird, um nahezu das gesamte Volumen schnell zu entleeren. Während der
Exhalation tritt der Zyklus des Kolbens 150 des pneumatischen Kondensators
und des Druckmodulatorkolbens 300 auf einer Frequenz von
bis zu ungefähr
25 Hz auf, abhängig
von der Rate der eintretenden Strömung zu der pneumatischen Kondensatoreinheit 132,
der Wiederherstellungskraft der Druckfeder 30 und der Einstellung
der Ratenscheibe 20, welche die Widerstandsfähigkeit
in Bezug auf austretende Strömung und
den Exhalationsfluss des Patienten regelt. Diese Einstellungen regeln
auch den von dem Patienten während
jedem Zyklus erfahrenen Spitzendruck. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der PTD 130 werden die Wiederherstellungskraft der Druckfeder 30 und
die Ratenscheibe 20 konstant gehalten, und der Patient
oder der Kliniker passen die Frequenz und die Amplitude einfach
durch Regelung bzw. Anpassung der eintretenden Strömung an.
Die Strömung
liegt insgesamt zwischen ungefähr
35 Litern/Minute und 60 Litern/Minute, bei einem Spitzendruck von
bis zu ungefähr
120 cm H2O und einer entsprechenden Frequenz
von bis zu ungefähr 25
Hz. Ungefähr
25% der Gesamtströmung
verlaufen ununterbrochen zu der Zerstäubereinheit 100.
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Während der
Inhalation saugt der Patient durch den Zerstäuber-Luftansauganschluss 106 Luft an,
wobei der Anschluss eintretende Luft durch die Zerstäubereinheit 98 leitet,
wobei die von dem Patienten inhalierte Aerosolmenge drastisch erhöht wird. Kennzeichnenderweise
weist der Modulator während der
Inhalation keinen Zyklus auf, da der Druck der Inhalation des Patienten
auf die vollständige
Fläche des
Kolbens in Kombination mit der Wiederherstellungskraft größer ist
als die Druckkraft der pneumatischen Kapazität. Es ist ein eindeutiger Vorteil
der PTD 130, dass sie primär während der Exhalation zyklisch
verläuft,
da sie sicherstellt, dass während
der Zeit, in der Schleim mobilisiert wird, die durchschnittliche
Geschwindigkeit von Gas in der Lunge aus der Lunge und nicht in
die Lunge geleitet wird. Für
den Fall, dass ein zyklischer Verlauf in anderen Phasen des Atemzyklus
vorteilhaft wäre,
könnte
die PTD 130 auch auf diese Art und Weise konfiguriert werden. Ferner
ist es wichtig, hiermit festzustellen, dass die PTD 130 ein
vielseitiges Beatmungsgerät
mit hoher Frequenz darstellt, und dass eine Art von Volumenbeatmungsgerät einfach
erzeugt werden kann, indem die unmittelbar vorstehend beschriebene
PTD 130 verwendet und das Volumen des pneumatischen Kondensators
erheblich erhöht
wird. Eine derartige Vorrichtung wäre zwar deutlich sperriger
und würde nicht
unbedingt einen Zerstäuber
benötigen,
wobei jedoch nicht bekannt ist, wie gut eine derartige Modifikation
bei Patienten mit spontaner Atmung funktionieren würde.
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Die
Abbildung aus 8 veranschaulicht eine dicht
verschlossene Membran- und Ventileinheit 156 als eine alternative
Einrichtung, um einen dichten Verschluss des inneren Endes 160 des
primären
Anschlusses 162 ebenso vorzusehen wie die erforderliche
Wiederherstellungskraft für
das Ventil zur Überwindung
des Drucks des pneumatischen Kondensators während der Exhalation, wodurch
das innere Ende 160 des primären Anschlusses 162 dicht
verschlossen wird. Eine Scheibe 166 ist oben auf der dicht
verschlossenen Membran 168 angeordnet. Die Scheibe 166 weist
Außengewinde 170 auf,
die mit den Innengewinden 172 an dem Gehäuse 174 verschraubt
werden, so dass eine Rotation der Scheibe 166 deren longitudinale
Bewegung im Verhältnis
zu dem Gehäuse 174 bewirkt.
Die Scheibe 166 greift mit dem Gehäuse 174 in dem Ausmaß ein, dass
sie an die Oberseite 176 der dicht verschlossenen Membran 168 stößt, wodurch
eine Rotation der Scheibe 166 in eine Richtung eine Komprimierung
der Membran 168 bewirkt, und wobei eine Rotation in eine
andere Richtung eine Dekomprimierung der Membran 168 bewirkt.
Somit ermöglicht
die Scheibe 166 die Regelung des Innendrucks der dicht
verschlossenen Membran 168. Diese Konfiguration veranschaulicht zwar,
dass das innere Ende 160 des primären Anschlusses 162 einen
konischen Sitz 178 aufweist, der mit dem Ventil 164 zusammenpasst,
um das innere Ende 160 des primären Anschlusses 162 dicht
zu verschließen,
wobei auch jede andere Einrichtung bzw. jedes andere Mittel verwendet
werden kann, die bzw. das das innere Ende 160 des Einlassanschlusses 162 dicht
verschließt.
Das Ventil 164 ist von einer Rille 180 umgeben,
in der ein O-Ring 182 sitzt. Wenn sich die Membran 168 an
der abgebildeten geschlossenen Stellung befindet, ruht der O-Ring 182 an
dem konischen Sitz.
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Die
vorstehende Beschreibung enthält
zwar zahlreiche Besonderheiten, allerdings schränken diese den Umfang der Erfindung
nicht ein, sondern veranschaulichen lediglich bestimmte zurzeit
bevorzugte Ausführungsbeispiele
der vorliegenden Erfindung. Der Umfang der vorliegenden Erfindung
kann somit nur durch die Definitionen der anhängigen Ansprüche definiert
werden, gemäß Artikel
69 EPÜ und
dem Protokoll zur Auslegung von Artikel 69 EPÜ.