SE459214B - CONTROL SYSTEM TO REGULATE A BREATHING DEVICE WHICH GIVES BREATHING WITH POSITIVE PRESSURE - Google Patents
CONTROL SYSTEM TO REGULATE A BREATHING DEVICE WHICH GIVES BREATHING WITH POSITIVE PRESSUREInfo
- Publication number
- SE459214B SE459214B SE8703727A SE8703727A SE459214B SE 459214 B SE459214 B SE 459214B SE 8703727 A SE8703727 A SE 8703727A SE 8703727 A SE8703727 A SE 8703727A SE 459214 B SE459214 B SE 459214B
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- valve
- sensing
- positive pressure
- fan
- computer
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
- A61M16/022—Control means therefor
- A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
- A61M2230/04—Heartbeat characteristics, e.g. ECG, blood pressure modulation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Hematology (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Percussion Or Vibration Massage (AREA)
- Respiratory Apparatuses And Protective Means (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Description
459 214 10 15 20 25 30 35 2 intrathorakalt tryck mellan andningarna, eftersom luft från tedalvolymen ej tillátes slippa ut- Emellertid sjunker hjärteffekten betydligt vid ett PEEP-tryck av 10 cm vatten- pelare. Intravenösa fluider används för att öka den intra- vaskulära volymen i ett försök att minimera denna sänk- ning av hjärteffekten. 459 214 10 15 20 25 30 35 2 intrathoracic pressure between breaths, since air from the tedal volume is not allowed to escape- However, the heart effect drops significantly at a PEEP pressure of 10 cm water column. Intravenous fluids are used to increase intravascular volume in an attempt to minimize this decrease in cardiac output.
Patienten kan redan ha en äventyrad hjärtfunktion, vilket minimerar eller upphäver fördelarna med den intravaskulära volymökningen. Vidare saknar patien- ter, som behöver respiratorer, typiskt riktig njurfunktion och kan ej behandla de tillförda fluiderna. Om för mycket intravenös fluid används i förhållande till patientens förmåga (med eller utan hjälp) att behandla fluiden, kan fluiden intränga i patientens lungor- Positiva inotropiska medel användes för att öka hjärtats ihopdragning för att pumpa mera blod.The patient may already have impaired cardiac function, which minimizes or eliminates the benefits of intravascular volume increase. Furthermore, patients who need respirators typically lack proper renal function and cannot treat the fluids supplied. If too much intravenous fluid is used in relation to the patient's ability (with or without help) to treat the fluid, the fluid can enter the patient's lungs. Positive inotropic agents are used to increase the heart's contraction to pump more blood.
Uppen- bart arbetar hjärtat hårdare än normalt, vilket resulterar i möjliga hjärtattacker eller hjärtflimmer. Ofta före- skriver läkare en kombination av en ökning av intravenösa fluider och positiva inotropiska medel vid PEEP.Obviously, the heart works harder than normal, which results in possible heart attacks or heart fibrillation. Doctors often prescribe a combination of an increase in intravenous fluids and positive inotropic agents in PEEP.
Ett flertal forskare har utvärderat effekten med hjärtcykelspecifiserade ökningar av brösthålstrycket på hjärteffekten. De synkroniserade högfrekvent ström- ventilering med olika faser hos R-R intervallet. Carlson och Pinsky fann att den hjärtlugnande effekten genom ventilering med positivt tryck minimerades om de positiva tryckpulserna synkroniserades med diastole. Otto och Tyson fann emellertid inga betydande förändringar i hjärt- effekten då man synkroniserade positiva tryckpulser med olika delar av hjärtcykeln.Several researchers have evaluated the effect of cardiac cycle-specified increases in thoracic pressure on the cardiac effect. They synchronized high-frequency current ventilation with different phases of the R-R interval. Carlson and Pinsky found that the calming effect through positive pressure ventilation was minimized if the positive pressure pulses were synchronized with diastole. However, Otto and Tyson found no significant changes in cardiac output when positive pressure pulses were synchronized with different parts of the cardiac cycle.
Pinchak beskrev den bästa frekvensen för högfrekvent strömventilering. Han observerade även rytmiska svängningar i lungartärtrycket (PAP) och även rytmiska förändringar i kroppsblodtrycket. En möjlig förklaring för dessa sväng- ningar är att strömpulserna kommer i och ur takt med hjärthastigheten. det att, Vid utvärdering av hans data förefaller då strömtryckstoppen för luftvägarna sker under tidig systole, det fanns ett högt lungartärtryck och 20 25 30 35 -3 459 214 ett lågt kroppsblodtryck. Fastän Pinchak ej kommenterar detta visar hans angivna data att lungartärtrycket tilltog och avtog precis motsatt blodtrycket. En trolig förklaring är att en ökning i lungartärtrycket helt enkelt är en återspegling av en ökning av lungvaskulärmotståndet, som orsakar en minskning i fyllningen av den vänstra ventrikeln och således en sänkning av kroppsblodtrycket, snarare än en sänkning av hjärteffekten. Om de små sväng- ningarna i kroppsblodtrycket återspeglar svängningarna i hjärteffekten skulle Pinchaks studium stödja Pinsky och Carlsons arbete som framkastar, att det positiva luftvägstrycket är minst skadlig under diastole.Pinchak described the best frequency for high-frequency current ventilation. He also observed rhythmic fluctuations in pulmonary artery pressure (PAP) and also rhythmic changes in body blood pressure. A possible explanation for these oscillations is that the current pulses come in and out of step with the heart rate. that, When evaluating his data, when the air pressure peak for the airways occurs during early systole, there appears to be a high pulmonary arterial pressure and a low body blood pressure. Although Pinchak does not comment on this, his data show that pulmonary arterial pressure increased and decreased just opposite the blood pressure. A plausible explanation is that an increase in pulmonary artery pressure is simply a reflection of an increase in pulmonary vascular resistance, which causes a decrease in the filling of the left ventricle and thus a decrease in body blood pressure, rather than a decrease in cardiac output. If the small fluctuations in body blood pressure reflect the fluctuations in the heart effect, Pinchak's study would support Pinsky and Carlson's work, which states that the positive airway pressure is least harmful during diastole.
Föreliggande uppfinning är inriktad på ett styrsystem * för att reglera en ventilatoranordning som ger andetag med positivt tryck. Det kännetecknande för systemet är en anordning för att avkänna en patients på varandra följande hjärtslag, en datoranordning som är ansluten till avkänningsanordningen för att beräkna en tidsperiod mellan de på varandra följande hjärtslagen, samt en ventil- anordning som är elektriskt ansluten till datoranordningen och som är pneumatiskt ansluten till ventilatoranordningen för att reglera ventilatoranordningen, varvid ventilan- " ordningen är anordnad att upphöra med andetag med positivt tryck som svar på den beräknade tidsperioden.The present invention is directed to a control system * for controlling a fan device which provides positive pressure breathing. The characteristic of the system is a device for sensing a patient's successive heartbeats, a computer device connected to the sensing device for calculating a time period between the successive heartbeats, and a valve device which is electrically connected to the computer device and which is pneumatically connected to the fan device for controlling the fan device, the valve device being arranged to cease breathing with positive pressure in response to the calculated time period.
Närmare bestämt är föreliggande uppfinning inriktad pá ett datorstyrt system för positivt utandningstryck som komplement till positiva slut-utandningstrycksystem (PEEP).More particularly, the present invention is directed to a computer controlled positive exhalation pressure system as a complement to positive final exhalation pressure (PEEP) systems.
En kardiogrammaskins utgàngssignal förstärks och utjämnas, eller en kardiogram-maskins LED övervakas optiskt, för att bestämma en R-våg, eller början av elektrisk systole.The output signal of a cardiogram machine is amplified and smoothed, or the LED of a cardiogram machine is optically monitored, to determine an R-wave, or the beginning of electrical systole.
En signal matas till en multiplikator, där R-R-vågssignalen (perioden) multipliceras, vilket representerar varaktig- heten hos R-R-vågen med ett variabelt intervall som bestäms av en läkare. Den resulternade produkten (R-R-vågen gånger det variabla intervallet) används för att trigga en sole- noidmanövrerad 3-vägsventil. 3-vägsventilen är normalt _ stängd för att leda ett positivt tryck till en standard É PEEP-ventil, som fungerar på normalt sätt. Då 3-vägsventilen 459 214 10 15 20 25 30 35 4 är triggad öppnar den för att medge att ett relativt làgt tryck passerar till PEEP-ventilen på så sätt, att PEEP-ventilen alstrar ett lågt tryck hos patienten.A signal is fed to a multiplier, where the R-R wave signal (period) is multiplied, which represents the duration of the R-R wave with a variable interval determined by a doctor. The resulting product (R-R wave times the variable range) is used to trigger a solenoid-operated 3-way valve. The 3-way valve is normally closed to conduct a positive pressure to a standard É PEEP valve, which operates normally. When the 3-way valve 459 214 10 15 is triggered, it opens to allow a relatively low pressure to pass to the PEEP valve in such a way that the PEEP valve produces a low pressure in the patient.
Således avlägsnas PEEP under ett variabelt tidsför- hàllande, omedelbart före nästa hjärtslag. PEEP-ventilen regleras av en dator som styr en 3-vägsventil för att skapa trycksänkningar, vilket tillåter hjärtat att fyllas.Thus, PEEP is removed under a variable time ratio, immediately before the next heartbeat. The PEEP valve is controlled by a computer that controls a 3-way valve to create pressure drops, allowing the heart to fill.
Då hjärtat har fyllts återgår PEEP utan några skadliga effekter. Patientens andning koordineras med patientens hjärtslag för att maximera hjärteffekten. Ytterligare tryck kan ersättas omedelbart efter bortfall i ett försök att förbättra tömningen av hjärtat.When the heart is full, PEEP returns without any harmful effects. The patient's breathing is coordinated with the patient's heartbeat to maximize the heart effect. Additional pressure can be replaced immediately after failure in an attempt to improve the emptying of the heart.
Fig 1 är ett schema av föreliggande uppfinning i sin omgivning.Fig. 1 is a diagram of the present invention in its vicinity.
Fig 2 är ett blockdiagram av mikrodatorns enligt fig 1 innehåll, då den är ansluten till en 3-vägsventil.Fig. 2 is a block diagram of the contents of the microcomputer of Fig. 1, when connected to a 3-way valve.
Fig 3 avslöjar en andra utföringsform för att avkänna ett hjärtslagsíntervall.Fig. 3 reveals a second embodiment for sensing a heartbeat interval.
Det datorstyrda systemet för positiv utandning, som visas i fig 1 i sin omgivning, är anslutet till en tera- peutisk anordning, såsom ett PEEP-system. En patient 10 visas som använder en respirator eller en ventilator 12 med en standard utandningsventil (PEEP) 14. PEEP-ventilen 14 öppnar och stänger för att medge låga och höga tryck för patienten 10. I enlighet med föreliggande uppfinning är patienten 10 även ansluten till en kardiogrammaskin (EKG) 16.The computer-controlled positive exhalation system shown in Fig. 1 in its vicinity is connected to a therapeutic device, such as a PEEP system. A patient 10 is shown using a respirator or ventilator 12 with a standard exhalation valve (PEEP) 14. The PEEP valve 14 opens and closes to allow low and high pressures for the patient 10. In accordance with the present invention, the patient 10 is also connected to a cardiogram machine (ECG) 16.
På varandra följande hjärtslag avkänns av EKG 16, och en signal som representerar varje slag utmatas till en mikro- dator 18, vars detaljer diskuteras med avseende på fig 2 och 3. Ett variabelt intervall alstras av generatorn 20 som en andra ingångssignal till mikrodatorn 18, varvid inter- vallets värde bestäms av den övervakande läkaren. Mikro- datorn 18 kombinerar den variabla intervallsignalen från 20 och ett värde som representerar perioden mellan tvâ på varandra följande hjärtslag från EKG 16, och alstrar en reglerutgångssignal till en solenoid 22 hos en 3-vägsventil 24. 3-vägsventilen 24 är med en första ände ansluten till en källa 26 med positivt tryck. En andra ventilände är pneumatiskt ansluten till ettgrelativt lågt tryck 28, 10 15 20 25 30 35 459 214 5 medan en tredje ände är ansluten till PEEP-ventilen 14, via vilken patienten mottager andetagen med positivt tryck.Successive heartbeats are sensed by ECG 16, and a signal representing each beat is output to a microcomputer 18, the details of which are discussed with respect to Figs. 2 and 3. A variable interval is generated by the generator 20 as a second input signal to the microcomputer 18. whereby the value of the interval is determined by the supervising physician. The microcomputer 18 combines the variable interval signal from 20 and a value representing the period between two consecutive heartbeats from the ECG 16, and generates a control output signal to a solenoid 22 of a 3-way valve 24. The 3-way valve 24 has a first end connected to a source 26 with positive pressure. A second valve end is pneumatically connected to a relatively low pressure 28, while a third end is connected to the PEEP valve 14, via which the patient receives the positive pressure breath.
Vid normal drift av ventilatorn 12 drives PEEP-venti- len 14 för att medge andetag med alternerande lågt och högt positivt tryck (approximativt 0,4 psi) från ventila- torn 12 att passera direkt till patienten 10. Som svar på mikrodatorns 18 utgångssignal aktiveras emellertid solenoiden 22 för att vid utgången 30 ge ett negativt tryck från tryckkällan 28 med relativt lågt tryck. Den negativa tryckutgången vid 30 öppnar PEEP-ventilen 14.During normal operation of the ventilator 12, the PEEP valve 14 is operated to allow respiration with alternating low and high positive pressures (approximately 0.4 psi) from the ventilator 12 to pass directly to the patient 10. In response to the output of the microcomputer 18, however, the solenoid 22 to provide a negative pressure from the relatively low pressure source 28 at the outlet 30. The negative pressure output at 30 opens the PEEP valve 14.
På grund av att PEEP-ventilen 14 är helt öppen mottager patienten 10 ett lågt tryck från ventilatorn 12. Det resulterande låga trycket sker, i enlighet med föreliggande uppfinning, strax före ett förutsett hjärtslag för att tillförsäkra att hjärtat, då det fylls, ej arbetar emot höga tryck. PEEP-system genererar i sig ofta för höga tryck då hjärtat slår, vilket hämmar hjärtats fyllning och sänker hjärteffekten.Because the PEEP valve 14 is fully open, the patient 10 receives a low pressure from the ventilator 12. The resulting low pressure occurs, in accordance with the present invention, just before a predicted heartbeat to ensure that the heart, when filled, does not work. against high pressures. PEEP systems themselves often generate too high pressures when the heart beats, which inhibits the filling of the heart and lowers the heart effect.
I fig 2 uppenbaras mikrodatorns 18 detaljer. EKG:s 16 signal löper genom en operationsförstärkare 32 till en timer 34, som utjämnar den förstärkta EKG-signalen för »- att utveckla en serie elektriska pulser som motsvarar pà varandra följande hjärtslag. Timerns 34 elektriska pulser mottages av minnet/räknaren 36 som bestämmer en period, som representerar intervallet mellan på varandra följande hjärtslag. Denna period används för att förutsäga nästa hjärtslag, så att ett lågt tryck avges till patienten strax innan och under nästa hjärtslag. Generatorn 20 för variabla intervall inställs av den övervakande läkaren till exempelvis mellan 15 och 400 mikrosekunder genom typisk analogireglering. Den variabla intervallsignalen fràn 20 och periodsignalen från räknaren 36 används för att generera en produkt i multiplikatorn 38. Den resul- terande produkten används som en signal för att aktivera solenoiden 32 för att reglera 3-vägsventilen 24.In Fig. 2, the details of the microcomputer 18 are revealed. The signal of the ECG 16 passes through an operational amplifier 32 to a timer 34, which attenuates the amplified ECG signal to develop a series of electrical pulses corresponding to successive heartbeats. The electrical pulses of the timer 34 are received by the memory / counter 36 which determines a period which represents the interval between successive heartbeats. This period is used to predict the next heartbeat, so that a low pressure is delivered to the patient just before and during the next heartbeat. The variable interval generator 20 is set by the supervising physician to, for example, between 15 and 400 microseconds by typical analog control. The variable interval signal from 20 and the period signal from the counter 36 are used to generate a product in the multiplier 38. The resulting product is used as a signal to activate the solenoid 32 to control the 3-way valve 24.
Vid normalt tillstånd ansluter 3-vägsventilen 24 det positiva trycket med utgången 30 och ställer PEEP-ven- 459 214 10 15 20 25 30 35 6 tilen 14 i ett delvis stängt läge. Ventilatorn 12 kan således ge ett andetag med ett högt positivt tryck till patienten 10. Antag emellertid att EKG 16 avkänner ett hjärtslag varje sekund. EKG-signalen förstärks vid 32, utjämnas av timern 34 och perioden på en sekund beräknas i minnet 36. Om generatorn för variabla intervall inställs av läkaren på 0,8 sekunder bildar multiplikatorn 38 en produkt av perioden och det variabla intervallet (1,0x0,8) som är lika med 0,8 sekunder. Således aktiveras solenoiden 22 0,2 sekunder före nästa förutsedda hjärtslag (0,8 sekun- der efter det senaste hjärtslaget). 3-vägsventilen 24 öppnar nu utgången 30 till vakuumkällan 28. Följaktligen öppnar ett resulterande negativt tryck PEEP-ventilen 14 och ett lågt tryck när patienten. Om hjärthastigheten skulle variera kommer skillnaden mellan förutsedda och faktiska hjärtslag att avkännas och pulstidsinställningen att korrigeras. Tidsfördröjningen av pulsen till sole- noiden regleras av en andra timer (ej visad).In the normal state, the 3-way valve 24 connects the positive pressure with the outlet 30 and sets the PEEP valve 14 in a partially closed position. Thus, the ventilator 12 can provide a breath with a high positive pressure to the patient 10. However, assume that the ECG 16 senses a heartbeat every second. The ECG signal is amplified at 32, smoothed by the timer 34 and the period of one second is calculated in the memory 36. If the variable interval generator is set by the doctor to 0.8 seconds, the multiplier 38 forms a product of the period and the variable interval (1.0x0, 8) which is equal to 0.8 seconds. Thus, the solenoid 22 is activated 0.2 seconds before the next predicted heartbeat (0.8 seconds after the last heartbeat). The 3-way valve 24 now opens the outlet 30 to the vacuum source 28. Consequently, a resulting negative pressure opens the PEEP valve 14 and a low pressure reaches the patient. If the heart rate were to vary, the difference between predicted and actual heartbeats would be sensed and the pulse time setting corrected. The time delay of the pulse to the solenoid is regulated by a second timer (not shown).
Fig 3 avslöjar en andra utföringsform för att bestämma eller avkänna hjärtslagen. En fotodetektor 40 används för att avkänna den blinkande LED 42, som är en typisk del av en kardiogrammaskin. Fotodetektorn 40, som til slages tillsammans med LED:s 42 blinkningar, nágon timer eller vâgutjämnare, l- och fràn- kräver ej och således leds ingångs-' signalen direkt till förstärkaren 32 för efterföljande behandling på samma sätt som för utföringsformen enligt fig 2.Fig. 3 reveals a second embodiment for determining or sensing the heartbeat. A photodetector 40 is used to sense the flashing LED 42, which is a typical part of a cardiogram machine. The photodetector 40, which is switched on together with the flashes of the LED 42, some timer or equalizer, does not require on and off and thus the input signal is routed directly to the amplifier 32 for subsequent processing in the same way as for the embodiment according to Fig. 2.
Andra förändringar är uppenbara för en fackman på området, vilka ej avviker från föreliggande uppfinnings tanke, varvid skyddsomfånget definieras av de bifogade patentkraven. Exempelvis kan, en mikrodator, istället för användningen av en mikroprocessor (exempelvis C 64 Commadore Computer) vara anordnad och mjukvara som utvecklats för att styra och bestämma taktperioden, med ett programmerbart variabelt intervall för att användas av läkaren.Other changes will be apparent to one skilled in the art which do not depart from the spirit of the present invention, the scope of which is defined by the appended claims. For example, instead of using a microprocessor (eg C 64 Commadore Computer), a microcomputer may be provided and software developed to control and determine the clock period, with a programmable variable interval for use by the physician.
Claims (11)
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US84594286A | 1986-03-31 | 1986-03-31 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SE8703727D0 SE8703727D0 (en) | 1987-09-28 |
SE8703727L SE8703727L (en) | 1987-10-01 |
SE459214B true SE459214B (en) | 1989-06-12 |
Family
ID=25296488
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SE8703727A SE459214B (en) | 1986-03-31 | 1987-09-28 | CONTROL SYSTEM TO REGULATE A BREATHING DEVICE WHICH GIVES BREATHING WITH POSITIVE PRESSURE |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
EP (1) | EP0273041A4 (en) |
JP (2) | JPS63503207A (en) |
AU (1) | AU598255B2 (en) |
CA (1) | CA1302505C (en) |
CH (1) | CH672991A5 (en) |
DE (1) | DE3790137T1 (en) |
DK (1) | DK162257C (en) |
GB (1) | GB2194892B (en) |
NL (1) | NL8720165A (en) |
SE (1) | SE459214B (en) |
WO (1) | WO1987006040A1 (en) |
Families Citing this family (34)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE69421375T2 (en) * | 1994-02-07 | 2000-07-06 | Azriel Perel | Procedure for determining cardiovascular function |
DE9406407U1 (en) * | 1994-04-18 | 1995-08-17 | Schneider Peter | Oxygen therapy device |
US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6949816B2 (en) | 2003-04-21 | 2005-09-27 | Motorola, Inc. | Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same |
US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US7041468B2 (en) | 2001-04-02 | 2006-05-09 | Therasense, Inc. | Blood glucose tracking apparatus and methods |
US8771183B2 (en) | 2004-02-17 | 2014-07-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system |
US7811231B2 (en) | 2002-12-31 | 2010-10-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
US8066639B2 (en) | 2003-06-10 | 2011-11-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device for use in personal area network |
US8112240B2 (en) | 2005-04-29 | 2012-02-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems |
US7766829B2 (en) | 2005-11-04 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems |
US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
US8732188B2 (en) | 2007-02-18 | 2014-05-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing contextual based medication dosage determination |
US8930203B2 (en) | 2007-02-18 | 2015-01-06 | Abbott Diabetes Care Inc. | Multi-function analyte test device and methods therefor |
US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
US8665091B2 (en) | 2007-05-08 | 2014-03-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for determining elapsed sensor life |
US8461985B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US7928850B2 (en) | 2007-05-08 | 2011-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US8456301B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US8103456B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements |
WO2010127050A1 (en) | 2009-04-28 | 2010-11-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system |
US9184490B2 (en) | 2009-05-29 | 2015-11-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device antenna systems having external antenna configurations |
EP2473098A4 (en) | 2009-08-31 | 2014-04-09 | Abbott Diabetes Care Inc | Analyte signal processing device and methods |
US8993331B2 (en) | 2009-08-31 | 2015-03-31 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods for managing power and noise |
EP2482720A4 (en) | 2009-09-29 | 2014-04-23 | Abbott Diabetes Care Inc | Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems |
US9980669B2 (en) | 2011-11-07 | 2018-05-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods |
US9968306B2 (en) | 2012-09-17 | 2018-05-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CH571868A5 (en) * | 1973-11-21 | 1976-01-30 | Hoffmann La Roche | |
US4182366A (en) * | 1976-01-08 | 1980-01-08 | Boehringer John R | Positive end expiratory pressure device |
DE2746924C2 (en) * | 1977-10-19 | 1982-09-16 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Ventilator |
SE425595B (en) * | 1978-11-29 | 1982-10-18 | Siemens Elema Ab | DEVICE OF A RESPIRATORY DEVICE |
FR2483785A1 (en) * | 1980-06-10 | 1981-12-11 | Air Liquide | AUTOMATIC VENTILATION CORRECTION RESPIRATOR |
JPS5822221A (en) * | 1981-08-04 | 1983-02-09 | Sumitomo Heavy Ind Ltd | Retractor for counterweight supporting frame for continuous unloader |
DE3242814A1 (en) * | 1982-11-19 | 1984-05-24 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | METHOD AND RESPIRATOR FOR BREATHING A PATIENT IN THE HEART RHYMUS AND FOR SUPPORTING THE BLOOD CIRCULATION |
FR2557253B1 (en) * | 1983-12-22 | 1986-04-11 | Cit Alcatel | VALVE WITH OPENING OPERATING AT DEPRESSION |
DE3401841A1 (en) * | 1984-01-20 | 1985-07-25 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | VENTILATION SYSTEM AND OPERATING METHOD THEREFOR |
DE3422066A1 (en) * | 1984-06-14 | 1985-12-19 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | VENTILATION SYSTEM AND CONTROLLABLE VALVE UNIT TO |
-
1987
- 1987-03-27 NL NL8720165A patent/NL8720165A/en not_active Application Discontinuation
- 1987-03-27 GB GB8722069A patent/GB2194892B/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-03-27 WO PCT/US1987/000644 patent/WO1987006040A1/en not_active Application Discontinuation
- 1987-03-27 DE DE19873790137 patent/DE3790137T1/de not_active Ceased
- 1987-03-27 AU AU72316/87A patent/AU598255B2/en not_active Ceased
- 1987-03-27 CH CH4700/87A patent/CH672991A5/fr not_active IP Right Cessation
- 1987-03-27 JP JP62502279A patent/JPS63503207A/en active Pending
- 1987-03-27 EP EP19870902943 patent/EP0273041A4/en not_active Withdrawn
- 1987-03-31 CA CA000533497A patent/CA1302505C/en not_active Expired - Fee Related
- 1987-09-25 DK DK504687A patent/DK162257C/en not_active IP Right Cessation
- 1987-09-28 SE SE8703727A patent/SE459214B/en not_active IP Right Cessation
-
1991
- 1991-07-26 JP JP1991066000U patent/JPH06125Y2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
AU598255B2 (en) | 1990-06-21 |
DK162257B (en) | 1991-10-07 |
EP0273041A1 (en) | 1988-07-06 |
AU7231687A (en) | 1987-10-20 |
SE8703727L (en) | 1987-10-01 |
NL8720165A (en) | 1988-01-04 |
CA1302505C (en) | 1992-06-02 |
JPH0488952U (en) | 1992-08-03 |
DK504687D0 (en) | 1987-09-25 |
DE3790137T1 (en) | 1988-03-31 |
GB2194892A (en) | 1988-03-23 |
CH672991A5 (en) | 1990-01-31 |
DK504687A (en) | 1987-09-25 |
JPH06125Y2 (en) | 1994-01-05 |
SE8703727D0 (en) | 1987-09-28 |
EP0273041A4 (en) | 1990-01-11 |
WO1987006040A1 (en) | 1987-10-08 |
GB8722069D0 (en) | 1987-10-28 |
JPS63503207A (en) | 1988-11-24 |
GB2194892B (en) | 1990-05-09 |
DK162257C (en) | 1992-03-02 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SE459214B (en) | CONTROL SYSTEM TO REGULATE A BREATHING DEVICE WHICH GIVES BREATHING WITH POSITIVE PRESSURE | |
US5413110A (en) | Computer gated positive expiratory pressure method | |
US5183038A (en) | Gated programmable ventilator | |
US5188098A (en) | Method and apparatus for ECG gated ventilation | |
US20230048736A1 (en) | Ventricular assist device | |
DK173598B1 (en) | Apparatus for supporting a patient's respiratory and cardiac function | |
US7296573B2 (en) | Method and apparatus for providing positive airway pressure to a patient | |
CA2983713C (en) | Artificial ventilation apparatus able to deliver ventilation and monitoring which are specific to the patients receiving cardiac massage | |
US11769579B2 (en) | Facilitating pulmonary and systemic hemodynamics | |
Amacher | Optimization of cardiac-cycle synchronized control for ventricular assist devices |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
NUG | Patent has lapsed |
Ref document number: 8703727-1 Effective date: 19941010 Format of ref document f/p: F |