DK153632B

DK153632B - RESPIRATORY

Info

Publication number: DK153632B
Application number: DK235073AA
Authority: DK
Inventors: Deane Hillsman; Albert Moore Cook; James Gordon Simes
Original assignee: Sutter Hosp Medical Res
Priority date: 1972-05-01
Filing date: 1973-05-01
Publication date: 1988-08-08
Also published as: NL178843B; DE2321574C3; CA996196A; GB1408242A; DK153632C; JPS529073B2; NO137984C; ZA732336B; NL7306054A; SE410084B; NL178843C; DE2321574B2; FR2183015B1; FR2183015A1; JPS4948188A; NO137984B; DE2321574A1

Description

i DK 153632Bin DK 153632B

Opfindelsen angår en respirator af den i krav l's indledning angivne art.The invention relates to a respirator of the kind specified in the preamble of claim 1.

En respirator fører luft til lungerne hos en patient, der er ude af stand til selv at ånde normalt. I almindelighed svækkes et normalt åndedræt enten på grund af patologiske problemer i forbindelse med patientens lunger, såsom stor modstand i luftvejene eller lungestivhed eller på grund af andre fysiologiske problemer uden for lungerne, såsom lammelser på grund af polio, beskadigelser af kraniet og lignende, som forhindrer patienten i at opnå tilstrækkelig luftfornyelse.A respirator carries air to the lungs of a patient who is unable to breathe normally himself. In general, a normal breath is weakened either because of pathological problems associated with the patient's lungs, such as high airway resistance or lung stiffness, or due to other physiological problems outside the lungs such as polio paralysis, skull damage and the like. prevents the patient from achieving adequate air regeneration.

Kendte respiratorer med volumenstyring indeholder sædvanligvis organer til regulering af både det antal gange pr. minut, der føres luft til patientens lunger, og den mængde luft, der tilføres i hver periode.Known respirators with volume control usually contain means for controlling both the number of times per volume. per minute, air is supplied to the patient's lungs, and the amount of air supplied during each period.

Imidlertid er disse kendte respiratorer ikke i stand til at styre den luftmængde, der tilføres som funktion af tiden under indåndingsperioden.tilstrækkeligt nøjagtigt til at tilvejebringe den volumenstrøm/tid-kurve, der passer bedst til hver enkelt patient under hensyntagen til hans særlige patologiske åndedrætsproblem. F.eks. er de kendte respiratorer utilstrækkeligt nøjagtige til styring og tilpasning med henblik på opnåelse af det gunstigst mulige åndedræt under indåndingen og optagelse af den størst mulige mængde luft i lungerne uden for tidlig trykopbygning i luftvejene. Der er således risiko for, at der kan opbygges et overtryk i lungerne hos en patient, der lider af for stor modstand i luftvejene eller har problemer med lungestivhed, hvilket kan beskadige patientens lunger eller forårsage stort ubehag, når han bruger respiratoren. Til løsning af dette problem er det kendt at anvende en sik- 2However, these known respirators are unable to control the amount of air supplied as a function of time during the inhalation period. Sufficiently accurate to provide the volume flow / time curve that best suits each patient, taking into account his particular pathological respiratory problem. Eg. For example, the known respirators are insufficiently precise for control and adjustment to obtain the most favorable breath during the inhalation and to absorb the greatest possible amount of air into the lungs without premature pressure build-up in the airways. Thus, there is a risk that excessive pressure can build up in the lungs of a patient who suffers from excessive airway resistance or has lung stiffness problems, which can damage the patient's lungs or cause great discomfort when using the respirator. To solve this problem, it is known to use a sec 2

DK 153632BDK 153632B

kerhedsventil til øjeblikkelig udledning af luften i respiratoren til den omgivende atmosfære, så snart der detekteres et opbygget overtryk.safety valve for immediate discharge of air into the respirator into the ambient atmosphere as soon as a built-up overpressure is detected.

Dette har den ulempe, at der går' luft til spilde, som skulle være tilført patienten for at opretholde en korrekt ventilation.This has the disadvantage that air is wasted, which should be applied to the patient to maintain proper ventilation.

Opfindelsen har til formål at angive en respirator af den omhandlede art, som kan regulere strømmen af luft til en patients lunger således, at lufttilførslen under hele indåndingsperioden passer bedst muligt til patientens særlige patologiske åndedrætsproblem.The invention has for its object to provide a respirator of the kind which can regulate the flow of air to a patient's lungs so that the air supply during the entire inhalation period is best suited to the particular pathological respiratory problem of the patient.

Dette formål opnås ved, at respiratoren er udformet som angivet i krav l's kendetegnende del, idet positionen af et langs en ret linje bevægeligt organ kan bestemmes med stor nøjagtighed ved enkle og billige midler.This object is achieved in that the respirator is designed as defined in the characterizing part of claim 1, the position of a member moving along a straight line can be determined with great accuracy by simple and inexpensive means.

Denne nøjagtighed reflekteres i en tilsvarende stor nøjagtighed i styringen af den som funktion af tiden varierende luftmængde, der skal tilføres patienten. Hensigtsmæssige enkeltheder ved respiratoren ifølge opfindelsen er angivet i krav 2-9.This accuracy is reflected in a correspondingly high accuracy in controlling the time-varying amount of air to be supplied to the patient. Suitable details of the inventive respirator are set forth in claims 2-9.

Opfindelsen skal forklares nærmere i det følgende under henvisning til tegningen, hvor fig. 1 er et blokdiagram, der viser en respirator, hvori et drivstempel udgør en delaf et reguleringssystem med tilbagekobling, fig. 2 en grafisk fremstilling, der viser kurveformen for det ideelle lufttryk hos en patient under hele indåndingsperioden sammenlignet med kurveformer for lufttrykket hos patienter med unormal opbygning af tryk, fig. 3 en grafisk fremstilling, der viser kurveformen 3The invention will be explained in greater detail below with reference to the drawing, in which 1 is a block diagram showing a respirator in which a drive piston forms part of a feedback control system; FIG. 2 is a graph showing the waveform of the ideal air pressure in a patient throughout the inhalation period compared to the waveform of the air pressure in patients with abnormal pressure build-up; FIG. 3 is a graph showing the waveform 3

DK 153632BDK 153632B

for det luftvolumen, der tilføres en normal patient under hele indåndingsperioden, sammenlignet med en kurveform for det luftvolumen, der kan tilføres en patient med unormalt åndedrætssystem, fig. 4 en grafisk fremstilling, der viser kurveformen for den ideelle hastighed, hvormed en luftstrøm tilføres en normal patient under hele indåndingsperioden, sammenlignet med en kurveform gældende for en patient med unormalt åndedrætssystem, fig. 5 et blokdiagram, der viser en foretrukken udførelsesform for et reguleringssystem med tilbagekobling til styring af et respiratordrivstempels position, fig. 6A et blokdiagram, der viser et system til styring af strømmen af luft til en patient fra en respirator, der har et tilpasningsreservoir, og et system til styring af mængden af luft i dette reservoir, fig. 6B et blokdiagram, der viser en til forlængelse af indåndingsperioden tjenende ændring ved det i fig. 6A viste system, fig. 6 C en grafisk fremstilling, der viser en bølgeform, som repræsenterer stemplets forskydning styret af det i fig. 6A viste system, fig. 7 en grafisk fremstilling, der viser trykopbygningen som funktion af tiden hos en unormal patient under anvendelse af det i fig. 6A viste respiratorsystem, hvori der foregår en tilpasning af trykopbygningen, som sammenlignes med en ideel trykopbygning hos en normal patient, fig. 8 en grafisk fremstilling, der viser trykopbygningen som funktion af tiden hos en unormal patient under anvendelse af det i fig. 6A viste respiratorsystem, hvori derfor the volume of air supplied to a normal patient during the entire inhalation period, compared to a waveform for the volume of air which may be supplied to a patient with abnormal respiratory system; 4 is a graph showing the waveform of the ideal velocity at which an airflow is supplied to a normal patient during the entire inhalation period, compared to a waveform applicable to a patient with abnormal respiratory system; FIG. 5 is a block diagram showing a preferred embodiment of a feedback control system for controlling the position of a respirator drive piston; FIG. 6A is a block diagram showing a system for controlling the flow of air to a patient from a respirator having a fitting reservoir and a system for controlling the amount of air in that reservoir; FIG. 6B is a block diagram showing a change in extension of the inhalation period in the case of FIG. 6A; FIG. 6C is a graph showing a waveform representing the displacement of the piston controlled by the one shown in FIG. 6A; FIG. 7 is a graph showing the pressure build-up as a function of time in an abnormal patient using the one shown in FIG. 6A illustrates a respiratory system adapting the pressure build-up which is compared to an ideal pressure build-up in a normal patient; FIG. 8 is a graph showing the build-up of pressure as a function of time in an abnormal patient using the one shown in FIG. 6A illustrates a respiratory system in which

4 DK 153632 B4 DK 153632 B

ikke foregår nogen tilpasning af trykopbygningen, som sammenlignes med en ideel trykopbygning hos en normal patient, fig. 9 en grafisk fremstilling, der viser volumenforskydningen af stemplet i det i fig.-6A viste tryktilpasningssystem, hvor både store og små volumenforskydninger, som sker på et tidligt tidspunkt under indånding, er reduceret til nulvolumen ved slutningen af indåndingsperioden, fig. 10 en grafisk fremstilling, der viser volumenforskydningen af stemplet i det i fig.< 6A viste tryktilpasnings system, hvor både små og store volumenforskydninger, der sker sent i indåndingsperioden, er reduceret til nulvolumen ved slutningen af indåndingsperioden, fig. 11 en grafisk fremstilling, der sammenligner sammensatte volumenforskydninger af det i fig. 6A viste tryktilpasningssystem hos to patienter, hvor den ene kurve beskriver en passende tryktilpasning med progressiv reduktion af tilpasningsreservoirets volumen til nul, og hvor den anden kurve beskriver en utilstrækkelig tryktilpasning, men med en lignende progressiv reduktion af reservoirvoluminet til 5no adjustment of the pressure build-up is made, which is compared with an ideal pressure build-up in a normal patient, fig. 9 is a graph showing the volume displacement of the plunger in the pressure adjustment system shown in FIGS. Fig. 10 is a graph showing the volume displacement of the piston in the pressure adjustment system shown in Fig. <6A, wherein both small and large volume shifts occurring late in the inhalation period are reduced to zero volume at the end of the inhalation period; 11 is a graphical representation comparing composite volume offsets of FIG. 6A illustrates a pressure adjustment system in two patients in which one curve describes a suitable pressure adjustment with progressive reduction of the volume of the reservoir to zero and the other curve describes an inadequate pressure adjustment but with a similar progressive reduction of the reservoir volume to 5.

DK 153632BDK 153632B

nul ved slutningen af indåndingen, fig. 12 en grafisk fremstilling, der viser en sammensat volumenforskydning af det i fig. 6 viste tryktilpasningssystem, hvor der sker en passende tryktilpasning tidligt under indåndingen og en utilstrækkelig tryktilpasning senere under indåndingen, men hvor reservoirvoluminet progressivt reduceres til nul ved slutningen af indåndingsperioden, fig. 13 et skematisk lodret billede, der viser respirator-systemet under en sen del af indåndingsperioden, hvor tilpasningsreservoiret tilpasser sig en for tidlig tryk-opbygning, og hvor der er opstået modstand mod tømning af reservoiret, fig. 14 et skematisk lodret billede, der viser respirator-systemet under udåndingsperioden med tilbagevenden af tilpasningsreservoirets volumen til nulværdi, fig. 15 et blokdiagram, der viser en respirator med et ændret tilpasningssystem, hvori et drivstempel og et tilpasnings-reservoir danner en enhed, der er således styret, at den fører et optimalt volumen af luft til en patient under indånding, fig. 16A et blokdiagram, der viser en ændret udførelse af de elektriske styrekredse til styring af en stempel-reservoirenhed som den i fig. 15 viste, fig. 16B et blokdiagram, der viser en ændret udførelse af det i fig..l6A viste system, fig. 16 C et blokdiagram, der viser hvorledes det i fig. 16 A viste system kan suppleres med organer til forlængelse af indåndingsperioden, 6zero at the end of the inhalation; 12 is a graph showing a composite volume shift of the embodiment shown in FIG. 6, where an appropriate pressure adjustment occurs early during the inhalation and an insufficient pressure adjustment later during the inhalation, but where the reservoir volume is progressively reduced to zero at the end of the inhalation period; Fig. 13 is a schematic vertical view showing the respirator system during a late part of the inhalation period, when the adaptation reservoir adapts to a premature pressure build-up and resistance to emptying of the reservoir has occurred; 14 is a schematic vertical view showing the respirator system during the exhalation period with the return of the adaptation reservoir volume to zero value; FIG. Figure 15 is a block diagram showing a respirator with a modified fitting system in which a drive piston and a fitting reservoir form a unit which is so controlled as to deliver an optimal volume of air to a patient during inhalation; 16A is a block diagram showing a modified embodiment of the electrical control circuits for controlling a piston reservoir unit such as that of FIG. 15; 16B is a block diagram showing a modified embodiment of the system shown in FIG. 16A; FIG. 16 C is a block diagram showing how the FIG. 16 A system may be supplemented by means for extending the inhalation period, 6

DK 1S3632BDK 1S3632B

fig. 17 skematisk viser en anden udførelsesform for tilpasningsreservoiret under en tidlig del af indåndingsperioden, hvor der har fundet reservoirtilpasning sted, fig. 18 skematisk viser samme tilpasningsreservoir under en sen del af indåndingsperioden, hvor der har fundet tømning af reservoiret sted, fig. 19 er et blokdiagram, der viser organer til frembringelse af et periodisk kunstigt suk under indåndingen, fig. 20 en grafisk fremstilling, der viser volumen-tid-kurven for normale indåndinger, hvoraf den ene er tilsidesat til fordel for en suk-indånding, fig. 21 et blokdiagram af en anden udførelsesform for det i fig. 19 viste system til frembringelse af kunstige suk, og fig. 22 er en grafisk fremstilling, der viser volumen-tid-kurven for indåndinger frembragt af det i fig. 21 viste system.FIG. Fig. 17 schematically shows another embodiment of the adaptation reservoir during an early part of the inhalation period where reservoir adaptation has taken place; Fig. 18 schematically shows the same fitting reservoir during a late part of the inhalation period when the reservoir has been emptied; 19 is a block diagram showing means for producing a periodic artificial sigh during inhalation; FIG. Fig. 20 is a graph showing the volume-time curve of normal inhalations, one of which is overridden in favor of a sigh inhalation; 21 is a block diagram of another embodiment of the embodiment shown in FIG. 19 shows artificial suction generation, and FIG. 22 is a graph showing the volume-time curve for inhalations produced by the in FIG. 21.

Den i fig. 1 viste respirator 30 har et stempel 32, som er anbragt i en cylinder 34. Stemplet drives frem og tilbage i cylinderen ved hjælp af et passende drivorgan 36, fortrinsvis en translatorisk motor (såsom en lineær aktivator eller en lineær induktionsmotor), der er koblet til stemplet ved hjælp af passende ikke viste organer. Der kan dog også anvendes andre motorer eller stempeldriv-organer, såsom tandstangsdrev eller fluidforstærkere.The FIG. 1, a piston 32 is mounted in a cylinder 34. The piston is driven back and forth in the cylinder by a suitable drive means 36, preferably a translational motor (such as a linear activator or linear induction motor) coupled to the plunger by means of appropriately not shown means. However, other motors or piston drive means, such as rack drives or fluid amplifiers, may also be used.

Ligeledes kunne en bælganordning erstatte stemplet til periodisk tilførsel af luft til en patients lunger.Likewise, a bellows device could replace the piston for periodically supplying air to a patient's lungs.

77

DK 153632BDK 153632B

En ledning 38 tilfører gas, sædvanligvis luft eller en passende blanding af luft og oxygen, til cylinderens indre. Når stempeldrevet 36 skubber stemplet fremad i pilen 40's retning i fig. 1, lukkes der luft, som er kommet ind gennem ledningen 38, ud af cylinderen 34 ved hjælp af passende ikke viste ventiler gennem en ledning 42, som er forbundet med en patient, der er repræsenteret skematisk ved 44, på traditionel måde, så at der tilføres luft til patientens lunger. Stemplets frem- og tilbagegående bevægelse pumper periodisk luften ind i patientens lunger for at simulere indåndingsperioden ved normalt åndedræt med passende reguleret tid til udånding. Udåndings-perioden indtræffer hver gang, stemplet trækkes tilbage, hvorved patienten udånder passivt gennem en særskilt ikke vist ledning eller ved hjælp af ikke viste udåndings-fremmende eller -hæmmende anordninger, som er velkendte inden for respiratorterapien.A conduit 38 supplies gas, usually air or a suitable mixture of air and oxygen, to the interior of the cylinder. As the piston drive 36 pushes the piston forward in the direction of arrow 40 in FIG. 1, air entering through conduit 38 is closed out of cylinder 34 by means of appropriately not shown valves through conduit 42 which is connected to a patient represented schematically at 44 in a conventional manner so that air is supplied to the patient's lungs. The reciprocating movement of the piston periodically pumps air into the patient's lungs to simulate the period of inhalation under normal breathing with appropriately regulated time for exhalation. The exhalation period occurs each time the plunger is retracted, whereby the patient exhales passively through a separately not shown conduit or by means of non-exhalation promoting or inhibiting devices well known in the respiratory therapy.

Ued opfindelsen tilvejebringes midler til bevægelse af stemplets styring til tilførsel af en reguleret luftmængde til patienten under hele indåndingsperioden. En datamat og signalgenerator 46 modtager inddata, som indvirker på den tidsafhængige gasmængde, der tilføres under indånding. Sådanne data indbefatter indstillelig åndedræts-hastighed, afledt fra en regulator 48, indstilleligt ind-indåndings-/udåndingsforhold afledt fra en regulator 50, og indstilleligt respirationsvolumen afledt fra en regulator 52.The invention provides means for moving the plunger control to supply a controlled airflow to the patient throughout the inhalation period. A computer and signal generator 46 receive inputs which affect the time-dependent amount of gas supplied during inhalation. Such data include adjustable breath rate, derived from a regulator 48, adjustable inhalation / exhalation ratio derived from a regulator 50, and adjustable respiration volume derived from a regulator 52.

Datamaten 46 er fortrinsvis en speciel analogdatamat og signalgenerator, selv om andre former for datamater kan anvendes. Datamaten er programmeret til at behandle data og til at frembringe et referencesignal 54, der er proportionalt med den ønskede luftmængde, der skal tilføres patienten som funktion af tiden. Signalet 54 er fortrinsvis et positionssignal, som instruerer stempletThe computer 46 is preferably a special analog computer and signal generator, although other types of computers may be used. The computer is programmed to process data and to produce a reference signal 54 which is proportional to the desired amount of air to be supplied to the patient as a function of time. The signal 54 is preferably a position signal which instructs the plunger

DK 153632BDK 153632B

8 om at bevæge sig på en sådan måde, at der trykkes en given luftmængde ind i patientens lunger som en funktion af indåndingstiden. I en foretrukken udførelsesform for opfindelsen, kan referencesignalet 54 reguleres manuelt via en regulator 56 til frembringelse af en ønsket bølgeform eller det kan reguleres automatisk af et indgangssignal fra en automatisk regulator 58 til ændring af bølgeformen. F.eks. kan operatøren vælge en speciel bølgeform, som repræsenterer den tidsafhængige luftmængde, der passer bedst til patientens særlige åndedrætsforhold. Der kan således vælges bølgeformer for normale patienter eller for patienter med lette luftvejs-besværligheder, alvorlige luftvejshindringer, nedsat lungefunktion eller lignende. Referencesignalet 54 bevirker, at den gunstigst mulige tidsafhængige luftmængde tilføres hele tiden under hver indåndingsperiode.8 to move in such a way that a given amount of air is pressed into the patient's lungs as a function of the inhalation time. In a preferred embodiment of the invention, the reference signal 54 can be manually controlled via a regulator 56 to produce a desired waveform or it can be controlled automatically by an input signal from an automatic regulator 58 to change the waveform. Eg. For example, the operator may select a special waveform that represents the time-dependent airflow that best suits the patient's particular respiratory conditions. Thus, waveforms can be selected for normal patients or for patients with mild respiratory difficulties, severe airway obstruction, impaired lung function or the like. The reference signal 54 causes the most favorable time-dependent airflow to be supplied continuously during each inhalation period.

Der kan imidlertid frembringes en tidsafhængig trykfunktion eller en tidsafhængig strømningshastighedsfunktion for at opnå det samme formål, som er at tilføre luft til patienten under de mest ideelle forhold under hensyn til de særlige patologiske problemer, der er forbundet med patientens åndedrætssystem.However, a time-dependent pressure function or a time-dependent flow rate function may be provided to achieve the same purpose, which is to supply air to the patient under the most ideal conditions, taking into account the particular pathological problems associated with the patient's respiratory system.

Den mest ideelle tid/volumen-funktion, der frembringes af datamaten, kan være bestemt for normale forhold, dvs. for en patient, hvis lunger ikke er sygelige, men som midlertidigt er ude af stand til selv at ånde normalt, eller for unormale patienter, som lider af stor modstand i luftvejene (såsom astma eller emfysem) eller ringe lungefunktion (lungestivhed, såsom lungefibrose).The most ideal time / volume function produced by the computer can be determined for normal conditions, ie. for a patient whose lungs are not morbid but temporarily unable to breathe normally themselves, or for abnormal patients suffering from high airway obstruction (such as asthma or emphysema) or poor lung function (pulmonary stiffness, such as pulmonary fibrosis) .

Fig. 2 til 4 viser kurver, der beskriver lungedynamikken hos en normal patient og en unormal patient.FIG. Figures 2 to 4 show curves describing the pulmonary dynamics of a normal patient and an abnormal patient.

En kurve 60 i fig. 2 viser en typisk trykopbygning i lungerne hos en normal patient under indånding. Kurverne 62 og 64 i fig. 2 viser to almindelige typer af trykopbyg- 9A curve 60 in FIG. 2 shows a typical pressure build-up in the lungs of a normal patient during inhalation. Curves 62 and 64 of FIG. 2 shows two common types of pressure build-up 9

DK 153632BDK 153632B

ning i lungerne hos patienter, hvis modstands- eller ef-tergivelighedsproblemer bevirker, at trykket opbygges hurtigere i den første del af indåndingsperioden, end det er tilfældet for den normale patient. Når en respirator trykker luft ind i en patients lunger, må det forhindres, at der dannes et overtryk, fordi et sådant tryk kan medføre beskadigelse af patientens lunger, f.eks. sprængning. Det er ligeledes ønskeligt, at der tilføres en i forvejen fastsat luftmængde til hver given patient under hver indåndingsperiode. De kendte respiratorer har ofte den ulempe, at de tillader dannelsen af et overtryk hos unormale patienter, når der tilføres dem en forudbestemt nødvendig luftmængde, hvilket udløser en sikkehedsventil, der slipper luften ud i atmosfæren, hvorved der spildes luft, som er nødvendig for korrekt lufttilførsel.in the lungs of patients whose resistance or hypersensitivity problems cause the pressure to build up faster in the first part of the inhalation period than is the case for the normal patient. When a respirator presses air into a patient's lungs, an overpressure must be prevented because such pressure can cause damage to the patient's lungs, e.g. disruption. It is also desirable that a predetermined amount of air be supplied to each given patient during each inhalation period. The known respirators often have the disadvantage that they allow the formation of an overpressure in abnormal patients when they are supplied with a predetermined required amount of air, which triggers a safety valve to release the air into the atmosphere, thereby wasting air needed for proper air supply.

Respiratoren ifølge opfindelsen er indrettet til at drive stemplet 32 på en sådan måde, at luften tilføres under de mest ideelle forhold, hvilket i væsentlig grad forhindrer dannelsen af et overtryk hos unormale patienter (vist ved kurverne 62 og 64) og giver størst chance for, at der tilføres patienten den forudbestemte nødvendige luftmængde under hver periode. Som det klart vil fremgå af den følgende udførlige beskrivelse, er respiratoren ifølge opfindelsen i stand til at frembringe den bedst mulige fordeling af luften i lungerne med den mindst mulige risiko for udluftning af nødvendig luft til atmosfæren.The respirator according to the invention is arranged to drive the piston 32 in such a way that the air is supplied under the most ideal conditions, which substantially prevents the formation of an overpressure in abnormal patients (shown by curves 62 and 64) and gives the greatest chance of providing the patient with the predetermined required amount of air during each period. As will be clear from the following detailed description, the respirator according to the invention is capable of producing the best possible distribution of air in the lungs with the least possible risk of venting necessary air to the atmosphere.

Som ovenfor beskrevet tilvejebringes den mest ideelle trykopbygning under indåndingen fortrinsvis ved styring af den luftmængde, der tilføres patienten under hver indåndingsperiode. Kurven 66 i fig. 3 viser, hvorledes lungerne hos en normal patient fyldes, når en forudbestemt luftmængde trykkes ind. Kurven 68 i fig. 3 viser ίοAs described above, the most ideal pressure build-up during inhalation is preferably provided by controlling the amount of air supplied to the patient during each inhalation period. Curve 66 of FIG. 3 shows how the lungs of a normal patient fill when a predetermined amount of air is pressed. The curve 68 in FIG. 3 shows ίο

DK 153632BDK 153632B

den tidsafhængige forbindelse hos en unormal patient, hvor fyldningen af patientens lunger i begyndelsen er mindre end hos en normal patient. Imidlertid er fyldningshastigheden større hos den unormale patient i den sidste del af perioden, og begge patienter har modtaget den samme luftmængde ved afslutningen af indåndingsperioden , med mindre der udvikler sig et overtryk i lungerne hos den unormale patient, som forårsager udluftning til atmosfæren.the time-dependent compound in an abnormal patient, where the filling of the patient's lungs is initially less than in a normal patient. However, the filling rate is greater in the abnormal patient during the latter part of the period, and both patients have received the same airflow at the end of the inhalation period, unless an excess pressure develops in the lungs of the abnormal patient which causes ventilation to the atmosphere.

Den følgende detaljerede beskrivelse vil vise, at respiratoren er indrettet til at tilføre luft under de ideelle forhold, der er repræsenteret generelt ved kurven 66. Referencesignalet 54, der repræsenterer volumen som funktion af tiden, kan imidlertid ændres således for mere unormale patienter, enten manuelt eller automatisk ved hjælp af indgangssignalerne henholdsvis 56 og 58, at de stemmer bedre overens med bølgeformen 68 oq derved giver størst mulig tilførsel af luft til den patient, der har de mest ugunstige lungedynamiske forhold.The following detailed description will show that the respirator is adapted to supply air under the ideal conditions generally represented by curve 66. However, the reference signal 54 representing volume as a function of time can be changed for more abnormal patients, either manually or automatically by means of the input signals 56 and 58, respectively, to better match the waveform 68 and thereby provide the greatest possible supply of air to the patient having the most adverse pulmonary dynamic conditions.

Respiratoren ifølge opfindelsen kan alternativt indrettes til tilvejebringelse af en idealiseret tryk-opbygning ved styring af strømningshastigheden af den luft, der tilføres patienten under hver indåndingsperiode. Kurven 70 i fig. 4 viser strømningshastigheden af luft, der tilføres lungerne hos en normal patient, og kurven 72 i fig. 4 viser strømningshastigheden som funktion af tiden hos en unormal patient, hvor fyld-% ningshastigheden i begyndelsen er lavere end hos den normale patient. Imidlertid er strømningens sluthastig-hed så meget større hos den unormale patient, at der ialt tilføres samme luftmængde til begge patienter under hele indåndingsperioden.Alternatively, the respirator according to the invention may be arranged to provide an idealized pressure build-up by controlling the flow rate of the air supplied to the patient during each inhalation period. The curve 70 in FIG. 4 shows the flow rate of air supplied to the lungs of a normal patient and curve 72 of FIG. 4 shows the flow rate as a function of time in an abnormal patient, where the filling rate is initially lower than in the normal patient. However, the final velocity of flow is so much greater in the abnormal patient that the same amount of air is generally supplied to both patients during the entire inhalation period.

1111

DK 153632BDK 153632B

Stemplet 32's position styres nøjagtigt ved hjælp af en tilbagekoblingssløjfe, som kontinuerligt indstiller stemplets position således, at den ønskede strøm af luft repræsenteret ved datamaten 46's udgangssignal 54 op- j retholdes. I tilbagekoblingssløjfen indgår en passende transor 74 til måling af systemets styrede variable, som fortrinsvis er den luftmængde, der faktisk tilføres patienten, som funktion af tiden. Transoren 74 måler alternativt den luftmængde, der forbliver i cylinderen 34. Transoren 74 er fortrinsvis en positionstransor, som bestemmer stemplet 32's øjeblikkelige position i cylinderen 34 og frembringer et positionstilbagekoblingssignal 76, der er proportionalt med den luftmængde, der er afgivet af stemplet 32. I tilbagekoblingssløjfen indgår også en komparator 78 til at sammenligne referencesignalet 54 med tilbagekoblingssignalet 76 til frembringelse af et positionsfejlsignal 80, der repræsenterer forskellen mellem den ønskede luftmængde og den, der faktisk er tilført stemplet og dermed patienten som funktion af tiden. Differens-forstærkeren frembringer fejlsignalet 80, som er en spænding med en størrelse og polaritet, der repræsenterer den algebraiske difference mellem størrelserne af positionssignalerne 54 og 76.The position of the piston 32 is precisely controlled by a feedback loop which continuously adjusts the position of the piston such that the desired flow of air represented by the output signal 54 of the computer 46 is maintained. In the feedback loop, an appropriate transor 74 is included for measuring the controlled variables of the system, which is preferably the amount of air actually supplied to the patient as a function of time. Alternatively, transducer 74 measures the amount of air remaining in cylinder 34. Transistor 74 is preferably a position transducer which determines the instantaneous position of piston 32 in cylinder 34 and produces a position feedback signal 76 proportional to the amount of air delivered by piston 32. the feedback loop also includes a comparator 78 to compare the reference signal 54 with the feedback signal 76 to produce a position error signal 80 representing the difference between the desired airflow and that actually applied to the piston and thus the patient as a function of time. The difference amplifier produces the error signal 80 which is a voltage of a magnitude and polarity representing the algebraic difference between the magnitudes of the position signals 54 and 76.

Stemplet påvirkes fortrinsvis af en translatorisk motor, der er vist skematisk ved 84. Motoren er indrettet til at skubbe stempelaktiveringsarmen enten til højre eller til venstre i fig. 5 afhængig af, hvilken fasevikling i motoren der tilføres energi. Fejlsignalet 80 ledes til en kraftforstærker 86, der afgiver en variabel mængde energi til motoren til drift af stemplet. Den afgivne energimængde afhænger af størrelsen af fejlsignalet 80. Jo større fejlspændingen bliver, desto mere e-nergi leveres der til motoren, og desto længere og hurtigere kører motoren.The piston is preferably actuated by a translational motor shown schematically at 84. The motor is adapted to push the piston actuating arm either to the right or to the left in FIG. 5 depending on which phase winding in the motor is supplied with energy. The error signal 80 is fed to a power amplifier 86 which delivers a variable amount of energy to the motor to operate the piston. The amount of energy delivered depends on the magnitude of the error signal 80. The greater the fault voltage, the more e-energy is supplied to the motor and the longer and faster the motor runs.

1212

DK 153632BDK 153632B

Positive fejlspændinger bevirker, at den translatoriske motor bevæger sig i den ene retning, og negative spændinger bevirker, at den bevæger sig i den anden retning. Motoren kan være en vekselstrøms-, eller en jævnstrøms-motor med stor eller lille effekt. Ved lav effekt er kraftforstærkeren 86 en lineær forstærker, som leverer energi direkte til motoren. I tilfælde af stor effekt, som kræves af visse translatoriske motorer, består kraft-forstærkeren 86 af slusekredsløb 88 og 90 for tyristor-drivkredse, der er vist skematisk ved 92. Ved vekselstrøms-motorer er de anvendte tyristorer triac'er. Hver triac er en slusestyret silicium-dobbelt-ensretter, der er indrettet til at skifte fra afbrudt til ledende tilstand ved både den ene og den anden polaritet af den tilførte spænding. Hver triac fungerer som en kontakt og varierer effektiv-værdien af motorspændingen ved at variere længden af den tid, hvori vekselstrømsledningen er forbundet med en given fasevikling i motoren. Fejlspændingen 80 omsættes således til et tidsafhængigt signal af triac-drivkredsene 92, som afgiver strøm til den ene eller den anden af slusekredsene 88 og 90 afhængigt af, hvilken polaritet fejlsignalet 80 har. Den slusekreds, der åbnes, leverer energi til motoren til drift i den retning og med den kraft, der dikteres af fejlspændingen 80's polaritet og størrelse.Positive error voltages cause the translational motor to move in one direction, and negative voltages cause it to move in the other direction. The motor may be an AC or DC motor with large or small power. At low power, the power amplifier 86 is a linear amplifier that delivers energy directly to the motor. In the case of high power required by certain translational motors, the power amplifier 86 consists of lock circuits 88 and 90 for thyristor drive circuits shown schematically at 92. In AC motors, the thyristors used are triacs. Each triac is a sluice controlled silicon dual rectifier arranged to switch from disconnected to conductive state at both the one and the other polarity of the applied voltage. Each triac acts as a switch and varies the effective value of the motor voltage by varying the length of time the alternating current line is connected to a given phase winding in the motor. The error voltage 80 is thus converted to a time-dependent signal by the triac drive circuits 92, which supply current to one or the other of the lock circuits 88 and 90, depending on the polarity of the error signal 80. The lock circuit which opens provides energy to the motor for operation in that direction and with the force dictated by the polarity and magnitude of the fault voltage 80.

For jævnstrømsmotorers vedkommende er de anvendte tyristorer styrede silicium-ensrettere (SCR), hvis sluse-kredse aktiveres på lignende måde som i vekselstrøms-tilfældet. Hver siliciumensretter virker som en kontakt, der varierer den tid, hvori motoren får tilført en ensrettet vekselspænding.In the case of DC motors, the thyristors used are controlled silicon rectifiers (SCRs) whose lock circuits are activated in a similar way as in the case of AC. Each silicon rectifier acts as a switch varying the time during which the motor receives a unidirectional alternating voltage.

Positive eller negative spændinger omdannes til tidsafhængige signaler, som udløser enten slusekredsen 88 eller slusekredsen 90 og bevirker, at stemplet bevæger sig entenPositive or negative voltages are converted into time-dependent signals that trigger either the lock circuit 88 or the lock circuit 90 and cause the piston to move either

DK 153632BDK 153632B

til venstre eller til højre i fig. 1.left or right in FIG. First

Stemplets position, medens det bevæges af den trans-latoriske motor, detekteres af positionstransoren 74, som fortrinsvis er et præcisionspotentiometer eller en lineær, variabel differens-transformer. Tilbagekoblingssignalet 76 er proportionalt med stemplets forskydning.The position of the piston as it is moved by the translational motor is detected by the position transducer 74, which is preferably a precision potentiometer or a linear variable differential transformer. The feedback signal 76 is proportional to the displacement of the piston.

Ved tilførsel af dette signal til den ene side af differensforstærkeren 82 efterreguleres stemplets position kontinuerligt i overensstemmelse med den ønskede bølgeform, der repræsenteres af signalet 54.Upon supplying this signal to one side of the differential amplifier 82, the position of the piston is continuously re-regulated according to the desired waveform represented by signal 54.

Fig. 6A viser et særskilt tilpasningssystem 94, som kan anvendes i forbindelse med den i fig. 1 viste respirator til tilførsel af luft til en patient under forhold, der er afpasset til at kompensere for patientens åndedrætssystems særlige patologiske tilstand, eller i nogle tilfælde til at kompensere for utilstrækkelighed i respiratorens regulering. Tilpasningssystemet indbefatter et tilpasningsreservoir 96, som har luftforbindelse med det primære stempel 32's cylinder 34. Tilpasningsbeholderen modtager al luft fra det primære stempel, som ikke kan modtages af patienten, enten på grund af for stor modstand i luftvejene eller problemer med lungernes efter-givelighed. Sådanne problemer bevirker for tidlig eller forkert trykopbygning i patientens lunger, og luft, som ikke kan optages af patienten på grund af trykopbygningen, opmagasineres i tilpasningsbeholderen under den tidlige del af indåndingsperioden. Under den senere del af indåndingsperioden tvinges den opmagasinerede luft tilbage i patientens lunger under kontrollerede og optimerede forhold ved hjælp'af et stempel 98 i reservoiret.FIG. 6A shows a separate fitting system 94 which can be used in conjunction with the one shown in FIG. 1, to provide air to a patient in conditions adapted to compensate for the particular pathological condition of the patient's respiratory system, or in some cases to compensate for insufficiency in the ventilator's regulation. The fitting system includes an adaptation reservoir 96 which has air connection to the primary piston 32 cylinder 34. The adaptation receptacle receives all air from the primary piston which cannot be received by the patient either due to excessive airway resistance or pulmonary resilience. Such problems cause premature or incorrect pressure buildup in the patient's lungs, and air which cannot be absorbed by the patient due to the pressure buildup is stored in the fitting container during the early part of the inhalation period. During the later part of the inhalation period, the stored air is forced back into the patient's lungs under controlled and optimized conditions by means of a plunger 98 in the reservoir.

Tilpasningssystemet forbedrer derved chancerne for, at en unormal patient vil være i stand til at optage en vis luftmængde, som er nødvendig for korrekt luftfornyelse, i stedet for, at al luft, som ikke straks kan modtages, 14The adaptation system thereby improves the chances that an abnormal patient will be able to absorb a certain amount of air needed for proper air renewal, rather than all air that cannot be received immediately.

DK 153632BDK 153632B

ledes ud i atmosfæren.headed out into the atmosphere.

Fig. 6 A viser et foretrukket system til aktivering af primærstemplet og reservoirstemplet til tilførsel af luft til patienten under forhold, som styres i afhængighed af de særlige tekniske patologiske problemer, der er forbundet med patientens åndedrætssystem. En regneenhed 100, fortrinsvis en analog datamat, modtager sådanne inddata om det øjeblikkelige lufttryk i cylinderen 34 og reservoirstemplet 98's øjeblikkelige position. Lufttrykket i cylinderen 34 og i patientens lunger måles af en tryktransor 102, som frembringer et indgangssignal 104, som er proportionalt med det øjeblikkelige tryk. En positionstransor 106 frembringer et computer indgangssignal 108, som er proportionalt med stemplet 98's øjeblikkelige position.FIG. Figure 6 A shows a preferred system for activating the primary piston and reservoir piston for supplying air to the patient under conditions controlled in response to the particular technical pathological problems associated with the patient's respiratory system. A calculator 100, preferably an analog computer, receives such inputs about the instantaneous air pressure in the cylinder 34 and the instantaneous position of the reservoir piston 98. The air pressure in the cylinder 34 and in the patient's lungs is measured by a pressure transducer 102 which produces an input signal 104 which is proportional to the instantaneous pressure. A position transducer 106 produces a computer input signal 108 which is proportional to the current position of the plunger 98.

Regneenheden 100 indeholder en instillelig generator 110 til frembringelse af en bølgeform, der repræsenterer trykket som funktion af tiden, hvilken generator er programmeret til at frembringe et udgangssignal 112 med en bølge form, der svarer til en idealiseret tidsafhængig trykopbygning i lungerne hos en normal patient for hver indåndingsperiode. Regneenheden er programmeret til ved modtagelse af signalet 104 og anden programmeret in formation, som vil blive beskrevet udførligere i det følgende, at frembringe et udgangssignal 114, som aktiverer et passende stempeldrev 116, fortrinsvis en translatorisk motor, til styring af reservoirstemplet 98's position.The calculator 100 contains an adjustable generator 110 for producing a waveform representing the pressure versus time, which is programmed to produce an output signal 112 having a waveform corresponding to an idealized time-dependent pressure build-up in the lungs of a normal patient. each inhalation period. The calculator is programmed to receive at signal 104 and other programmed information, which will be described in greater detail below, to produce an output signal 114 which activates a suitable piston drive 116, preferably a translational motor, for controlling the position of reservoir piston 98.

Den forløbne tid for hver indåndingsperiode beregnes internt i regneenheden 100 ved hjælp af en programlogik-enhed 118 ved modtagelse af et datasignal 119 fra datamaten 46, hvilket signal repræsenterer patientens åndedrætshastighed og indåndings/udåndingsforhold. (For tyde-ligheds skyld viser fig. 6A, at signalet 119 er frembragt 15The elapsed time for each inhalation period is calculated internally in the calculator 100 by a program logic unit 118 upon receiving a data signal 119 from the computer 46, which signal represents the patient's respiratory rate and inhalation / exhalation ratio. (For clarity, Fig. 6A shows that signal 119 is generated 15

DK 153632BDK 153632B

af en hastighedsforholdsdataenhed 120 ved modtagelse af et signal 121 fra datamaten 46. Signalet 119 er i virkeligheden frembragt af datamaten 46, når denne modtager hastigheds/forholdsdata). Programlogikenheden 118 frembringer et udgangssignal 122, der repræsenterer den til enhver tid forløbne tid, og dette signal afgives til en intern logikprogramenhed 124 i regneenheden sammen med tryksignalet 104 til frembringelse af et udgangssignal 126, som repræsenterer kurveformen af den faktiske trykopbygning som funktion af tiden. Tryksignalet 126 sammenlignes med den ideelle tryk/tid-kurveform 112 i en komparator 128 til frembringelse af et trykfejlsignal 130. Trykfejlsignalet føres til en intern programlogikenhed til omdannelse af tryksignalet til et tilsvarende stempelpositionsfejlsignal 132, der repræsenterer den krævede forskydning af stemplet 98 til optagelse af det tryk, der repræsenteres af trykfejlsignalet. Positionsfejlsignalet 132 styrer delvis reservoirstemplet 98’s bevægelse via udgangssignalet 114.of a speed ratio data unit 120 upon receiving a signal 121 from the computer 46. The signal 119 is in fact generated by the computer 46 when it receives speed / ratio data). The program logic unit 118 produces an output signal 122 representing the elapsed time, and this signal is output to an internal logic program unit 124 in the calculator together with the pressure signal 104 to produce an output signal 126 which represents the waveform of the actual pressure build-up as a function of time. The pressure signal 126 is compared with the ideal pressure / time waveform 112 in a comparator 128 to produce a pressure error signal 130. The pressure error signal is applied to an internal program logic unit for converting the pressure signal to a corresponding piston position error signal 132 representing the required displacement of the piston 98 for recording. the pressure represented by the pressure error signal. The position error signal 132 partially controls the movement of the reservoir piston 98 via the output signal 114.

Hvis patientens åndedræt således er normalt, vil fejlsignalet 132 være 0, og trykket i patientens lunger vil få lov til at vokse under hele indåndingsperioden, uden at reservoiret fyldes. I dette tilfælde vil reservoir-stemplet 98 forblive i fast position, som er vist med punkterede linjer i fig. 6A, og blokere strømmen af luft ind i reservoiret, dvs. at udgangssignalet 114 fra regneenheden instruerer stempeldrevet 116 om at fastholde stemplet 98 i den position, hvori det blokerer reservoiret, så længe opbygningen er normal. Al den luft, der frem-trykkes af primærstemplet, tilføres således patienten, så længe trykopbygningen forbliver normal i systemet under hele indåndingsperioden.Thus, if the patient's breath is normal, the error signal 132 will be 0 and the pressure in the patient's lungs will be allowed to grow throughout the inhalation period without filling the reservoir. In this case, the reservoir piston 98 will remain in the fixed position shown by dashed lines in FIG. 6A, and blocking the flow of air into the reservoir, i.e. that the output signal 114 from the calculator instructs the piston drive 116 to hold the piston 98 in the position in which it blocks the reservoir as long as the structure is normal. Thus, all the air produced by the primary piston is supplied to the patient as long as the pressure build-up remains normal in the system during the entire inhalation period.

Hvis imidlertid patienten har stor modstand i luftvejene eller problemer med lungernes eftergivelighed, eller hvis patienten hoster eller forsætligt gør modtand imod, atHowever, if the patient has a great resistance in the airways or problems with the resilience of the lungs, or if the patient is coughing or deliberately receiving objection,

16 DK 153632B16 DK 153632B

der tilføres luft til hans lunger, overskrider trykket i systemet det normale, og tryktilbagekoblingssignalet 104 vil så blive større på et givet tidspunkt repræsenteret ved signalet 119 end det ideelle tryk, der er repræsenteret ved signalet 112. I dette tilfælde bliver tryk-fejlsignalet 130 større end 0 og instruerer via uddatasignalet 114 stempeldrevet 116 om at trække stemplet 98 tilbage fra den position, der er vist med punkterede linjer i fig. 6A for at forøge rumindholdet i reservoiret 96, hvorved det samlede tryk i patientens lunger og i det primære stempelsystem nedsættes. Tilpasningens størrelse, dvs. stemplet 98's vandring bort fra reservoirvolumen nul, er proportionel med størrelsen af den forkerte trykopbygning og derfor med størrelsen af tryksignalet 130. Fig. 6A viser reservoirstemplet 98's bevægelse under opbygning af for stort tryk, hvor stemplet stræber mod at bevæge sig i retning af pilene 133 for at tillade luft, som patienten ikke kan modtage, at fylde reservoiret.air is supplied to his lungs, the pressure in the system exceeds normal and the pressure feedback signal 104 will then be greater at a given time represented by signal 119 than the ideal pressure represented by signal 112. In this case, the pressure error signal 130 will be greater. than 0 and instructing via the output signal 114 the piston drive 116 to retract the piston 98 from the position shown by dashed lines in FIG. 6A to increase the volume content of the reservoir 96, thereby reducing the overall pressure in the patient's lungs and in the primary piston system. The size of the adjustment, ie. The travel of the piston 98 away from the reservoir volume zero is proportional to the size of the incorrect pressure build-up and therefore to the size of the pressure signal 130. FIG. 6A shows the movement of the reservoir piston 98 under excessive pressure, the piston striving to move in the direction of arrows 133 to allow air which the patient cannot receive to fill the reservoir.

Regneenheden 100 er også programmeret til at påvirke reservoirstemplet 98 således, at det vil blive skubbet tilbage med tilstrækkelig kraft til, at hele den forudbestemte luftmængde, der er repræsenteret ved signalet 54, bliver tvunget ind i patienten ved slutningen af indåndingsperioden. Til opnåelse heraf måles reservoirstemplets position under hele indåndingen af positionstransoren 106, som kobler signalet 108, der er proportionalt med stemplets forskydning fra dets reservoirblokerende position tilbage til regneenheden 100. Regneenheden er programmeret til at instruere stempel-drevet 116 om at skubbe stemplet 98 tilbage med en kraft, der er proportional både med luftmængden i reservoiret og den tid, der er forløbet siden indåndingsperiodens begyndelse.The calculator 100 is also programmed to actuate the reservoir piston 98 so that it will be pushed back with sufficient force that the entire predetermined amount of air represented by signal 54 is forced into the patient at the end of the inhalation period. To achieve this, the position of the reservoir plunger is measured throughout the inhalation of the position transducer 106, which couples the signal 108 proportional to the displacement of the plunger from its reservoir blocking position back to the calculator 100. The calculator is programmed to instruct the plunger drive 116 to push the plunger 98 back by a force proportional to both the amount of air in the reservoir and the time elapsed since the beginning of the inhalation period.

1717

DK 153632BDK 153632B

Hvis overtrykket i systemet er relativt lille, er luftmængden i reservoiret således også relativt lille, og reservoirstempeldrevet 116 vil blive instrueret om at skubbe stemplet tilbage med en lille kraft, der er tilstrækkelig til at trykke luften i reservoiret ind i patientens lunger ved slutningen af indåndingsperioden. Denne bevægelse af stemplet 98 er angivet ved pile 134 i fig. 13.Thus, if the overpressure in the system is relatively small, the amount of air in the reservoir is also relatively small, and the reservoir piston drive 116 will be instructed to push back the piston with a small force sufficient to press the air into the reservoir into the patient's lungs at the end of the inhalation period. . This movement of piston 98 is indicated by arrows 134 in FIG. 13th

Hvis der dannes et relativt stort overtryk i systemet, er luftmængden i reservoiret også stor, og uddatasignalet 114 instruerer så stempeldrevet 116 om at skubbe reservoirstemplet tilbage med stor kraft for at sikre, at luften i reservoiret tilføres patienten ved slutningen af perioden.If a relatively large overpressure is formed in the system, the amount of air in the reservoir is also large, and the output signal 114 then instructs the piston drive 116 to push the reservoir piston back with great force to ensure that the air in the reservoir is supplied to the patient at the end of the period.

Den kraft, der påtrykkes af reservoirstemplet, afhænger også af den under indåndingsperioden forløbne tid. Under den første del af perioden instrueres reservoirstemplet om at skubbe tilbage med forholdsvis ringe kraft. Når indåndingsperiodens slutning nærmer sig, og der er mindre tid tilbage til at tømme reservoiret, instruerer uddatasignalet 114 stempeldrevet 116 om at skubbe stærkere og stærkere tilbage for at sikre, at den forudbestemte mængde luft er tilført patienten ved periodens slutning.The force applied by the reservoir piston also depends on the time elapsed during the inhalation period. During the first part of the period, the reservoir piston is instructed to push back with relatively little force. As the end of the inhalation period approaches and there is less time left to empty the reservoir, the output signal 114 instructs the piston drive 116 to push back stronger and stronger to ensure that the predetermined amount of air is supplied to the patient at the end of the period.

Tryktilpasningssystemet er således programmeret til at modtage enhver luftmængde, der til at begynde med ikke kan modtages af patienten på grund af unormaliteter ved hans lungesystem. Den i reservoiret opmagasinerede luft skubbes tilbage i patientens lunger under den resterende del af indåndingsperioden, under forhold der giver størst mulig chance for, at hele den forudbestemte luftmængde bliver modtaget inden periodens slutning.Thus, the pressure adjustment system is programmed to receive any amount of air that initially cannot be received by the patient due to abnormalities of his lung system. The air stored in the reservoir is pushed back into the patient's lungs during the remainder of the inhalation period, under conditions that give the greatest possible chance that the entire predetermined amount of air is received before the end of the period.

Når der'opbygges et overtryk i systemet, slippes luften således ikke ud i atmosfæren, men opmagasineres og føres 18Thus, when an overpressure is built up in the system, the air is not released into the atmosphere, but stored and fed 18

DK 153632BDK 153632B

tilbage igen under kontrollerede forhold, der har til formål at sætte patienten i stand til at optage den ønskede luftmængde.back again under controlled conditions designed to enable the patient to absorb the desired airflow.

Fig. 14 viser reservoirstemplet 98 i dets ønskede position ved slutningen af indåndingsperioden. Under den påfølgende udåndingsperiode trækkes primærstemplet 32 tilbage i pilene 136’s retning klar til næste indåndings-periode.FIG. 14 shows the reservoir piston 98 in its desired position at the end of the inhalation period. During the subsequent exhalation period, the primary plunger 32 is retracted in the direction of arrows 136 ready for the next inhalation period.

De ovenfor beskrevne foreteelser kan bedst forstås ved betragtning af de grafiske fremstillinger og bølgeformer, der er vist i fig. 7 til 12. Fig. 7 viser en grafisk fremstilling af signalet 112 til dannelse af det ideelle tryk sammenlignet med det faktiske trykdannelsessignal 126. I begyndelsen af indåndingen opbygges fejlsignalet 130 til en relativt stor størrelse angivet ved 130a og instruerer reservoirstemplet 98 om at optage luft. Senere under indåndingen, efterhånden som det tilladelige tryk vokser, får fejlsignalet 130 en relativt lille størrelse angivet ved 130b. I denne situation har tilpasningssysternet tilvejebragt en sådan tryktilpasning, at det faktiske tryk i systemet ved slutningen af indåndingsperioden i det væsentlige er lig med det ønskede tryk repræsenteret ved signalet 112.The above-described phenomena can best be understood by considering the graphical representations and waveforms shown in FIG. 7 to 12. FIG. 7 shows a graphical representation of the signal 112 to form the ideal pressure compared to the actual pressure generation signal 126. At the beginning of the inhalation, the error signal 130 is built up to a relatively large size indicated by 130a and instructs the reservoir piston 98 to receive air. Later during the inhalation as the permissible pressure increases, the error signal 130 is given a relatively small size indicated at 130b. In this situation, the adjustment system has provided such a pressure adjustment that the actual pressure in the system at the end of the inhalation period is substantially equal to the desired pressure represented by the signal 112.

Den i fig. 8 viste graf repræsenterer trykopbygningssignalet 126 i et tilfælde, hvor den i forbindelse med fig. 7 beskrevne ideelle tryktilpasningssituation ikke indtræffer. Under de forhold, der er repræsenteret ved fig. 8, forbliver trykket i stempel/patient-systemet højt, og et relativt højt trykfejlsignal 130c under den første del af indåndingen opretholdes til slutningen af indåndings-perioden som angivet ved fejlen ved 130d.The FIG. 8 represents the pressure build-up signal 126 in a case where, in connection with FIG. 7 ideal pressure adjustment situation does not occur. Under the conditions represented by FIG. 8, the pressure in the piston / patient system remains high and a relatively high pressure error signal 130c during the first portion of the inhalation is maintained until the end of the inhalation period as indicated by the error at 130d.

Som ovenfor beskrevet er fejlsignalerne 130c og 130d af- 19As described above, the error signals 130c and 130d are off

DK 153632BDK 153632B

passet til at instruere stempeldrevet 116 om at bevæge reservoirstemplet 98 fra venstre mod højre i fig. 6 A for at forøge reservoirets volumen. Hvis denne stempelbevægelse imidlertid tillades på et sent tidspunkt under indåndingsperioden, skabes den uønskede situation, hvor luften forbliver i reservoiret 96, og patienten unddrages en luftmængde, der er nødvendig for at sikre tilstrækkelig ventilation. For at undgå denne uønskede situation, er regneenheden 100 programmeret til at undertrykke tryktilpasningssystemet under den sidste del af indåndingsperioden for at sikre, at den forudbestemte luftmængde, som er repræsenteret ved signalet 54, tilføres patienten med hvert åndedrag. Reservoirstemplet er programmeret til at returnere på gunstigst mulige måde under hensyntagen til reservoirvolumen og forløben tid af indåndings-perioden til sikring af, at patienten modtager den forudbestemte mængde under sikre og behagelige forhold.fit to instruct the piston drive 116 to move the reservoir piston 98 from left to right in FIG. 6 A to increase the volume of the reservoir. However, if this piston movement is allowed at a late time during the inhalation period, the undesirable situation arises where the air remains in the reservoir 96 and the patient is evacuated to an amount of air necessary to ensure adequate ventilation. To avoid this undesirable situation, the calculator 100 is programmed to suppress the pressure adjustment system during the latter part of the inhalation period to ensure that the predetermined amount of air represented by signal 54 is supplied to the patient with each breath. The reservoir piston is programmed to return in the most favorable way, taking into account the reservoir volume and elapsed time of the inhalation period to ensure that the patient receives the predetermined amount in safe and comfortable conditions.

Undertrykkelsessystemet forstås bedst ved betragtning af fig. 6A sammen med de grafiske fremstillinger i fig. 9 til 12. Positionssignalet 108 og tidssignalet 122 afgives begge til en i regneenheden 100 indeholdt programlogik-enhed 138, der frembringer et udgangssignal 140, som repræsenterer reservoirstemplet 98's position til enhver given tid under indåndingsperioden. Positionssignalet 140 tilføres en intern programlogikenhed 142, der er indrettet til at frembringe et stempelpositionssignal 144, som altid instruerer reservoirstemplet om at vende tilbage til udgangsstillingen ved slutningen af indåndingsperioden. Enheden 142 instruerer fortrinsvis stemplet om at vende tilbage til udgangsstillingen på en i det væsentlige asymptotisk måde, som afhænger af størrelsen af positionstilbagekoblingssignalet 108 og den resterende tid (tidssignalet 122) til slutningen af indåndingen. Positionssignalet 144 og tryktilpasningssignalet 132 føres begge til signalvægtnings- og diskrimineringsorganer, fortrinsvis et exempleringsapparat 146, som skiftevis tillader 20The suppression system is best understood by considering FIG. 6A together with the graphs of FIG. 9 to 12. The position signal 108 and time signal 122 are both output to a program logic unit 138 contained in the calculator 100 which produces an output signal 140 which represents the position of the reservoir piston 98 at any given time during the inhalation period. The position signal 140 is applied to an internal program logic unit 142 which is adapted to produce a piston position signal 144 which always instructs the reservoir piston to return to its initial position at the end of the inhalation period. The unit 142 preferably instructs the plunger to return to the initial position in a substantially asymptotic manner, which depends on the magnitude of the position feedback signal 108 and the remaining time (time signal 122) to the end of the inhalation. The position signal 144 and the pressure matching signal 132 are both passed to signal weighting and discrimination means, preferably an exemplary apparatus 146 which alternately allows 20

DK 153632BDK 153632B

signalet 144 og signalet 132 at passere videre til stempeldrevet 116 som signalet 114, der er en sammensætning af signalerne 132 og 144.signal 144 and signal 132 to pass on to piston drive 116 as signal 114 which is a composite of signals 132 and 144.

Funktionen af signaleksempleringsapparatet 146 forstås bedst ved betragtning af fig. 9 til 12. Fig. 9 viser to forhold under hvilke positionssignalet 108 frembringes under en tidlig del af indåndingsperioden. Hvis luftmængden i reservoiret er relativt lille, frembringes der et svagt positionssignal 108a tidligt under indåndingen. På et passende tidspunkt 90a fastlagt ved tidssignalet 122 instruerer en positionsreturordre 144a fra logikenheden 142 reservoirstemplet 98 om gradvis at vende tilbage til nulvolumenstilling ved slutningen af indåndingsperioden. Hvis på den anden side reservoirets volumen er relativt stort, frembringes et kraftigt positionssignal 108b under en tidlig del af indåndingsperioden. På et passende tidspunkt 90b fastlagt af tidssignalet 122 instruerer et positionssignal 144b stemplet 98 om at returnere til nulvolumenstilling med større hastighed, i end positionssignalet 144a gør.The operation of the signal sampling apparatus 146 is best understood by considering FIG. 9 to 12. FIG. 9 shows two conditions under which the position signal 108 is generated during an early part of the inhalation period. If the amount of air in the reservoir is relatively small, a weak position signal 108a is produced early during the inhalation. At a convenient time 90a determined by time signal 122, a position return order 144a from logic unit 142 instructs reservoir piston 98 to gradually return to zero volume position at the end of the inhalation period. On the other hand, if the reservoir volume is relatively large, a strong position signal 108b is generated during an early part of the inhalation period. At a convenient time 90b determined by the time signal 122, a position signal 144b instructs the plunger 98 to return to the zero volume position at a greater rate than the position signal 144a does.

Fig. 10 viser funktionen af programlogikenheden 142 i en situation, hvori en lignende forskydning af reservoir-stemplet sker på et sent tidspunkt af indåndingsperioden.FIG. 10 shows the operation of the program logic unit 142 in a situation in which a similar displacement of the reservoir piston occurs at a late time of the inhalation period.

På passende tidspunkter fastlagt af henholdsvis 90c og 90d frembringer programenheden 142 positionsordrer henholdsvis 144c og 144d om at returnere tilpasningsstemplet til nulvolumenstilling med større hastighed, end positionsordrene 144a og 144b gjorde, fordi der er mindre tid til rådighed for det samme volumen til at returnere til nul.At appropriate times determined by 90c and 90d respectively, the program unit 142 generates position orders 144c and 144d, respectively, to return the adjustment piston to zero-volume position at a greater rate than position orders 144a and 144b did, because there is less time available for the same volume to return to zero. .

Fig. 11 og 12 viser, hvorledes signaleksempleringsapparatet 146 afsvækker tryktilpasningssignalet 132 således med positionssignaler 144, at reservoirvoluminet vender tilbage til nul ved slutningen af indåndingsperioden. Fig. 11 viser,FIG. 11 and 12 show how the signal sampling apparatus 146 attenuates the pressure matching signal 132 with position signals 144 such that the reservoir volume returns to zero at the end of the inhalation period. FIG. 11 shows,

. DK 153632B. DK 153632B

21 hvorledes et lille tryktilpasningssignal dæmpes af periodiske positionsretursignaler 144e (vist med punkterede linjer) således, at reservoirstemplet 98 gradvis vender tilbage til nulvolumenstilling ved slutningen af indåndingen .21 how a small pressure adjustment signal is attenuated by periodic position return signals 144e (shown in dashed lines) such that the reservoir piston 98 gradually returns to zero volume position at the end of the inhalation.

Denne luftmængde, der returneres til patient/stempel-systemet, modtages godt uden yderligere trykdannelse som vist ved signalet 132e. En typisk tryk-tidskurve af denne art er vist ved 126 i fig. 7.This amount of air returned to the patient / piston system is well received without further pressure formation as shown by signal 132e. A typical pressure-time curve of this kind is shown at 126 in FIG. 7th

Den sammensatte kurve 114f, 132f i fig. 11 viser en situation, hvor den af hoveddrivstemplet 32 tilførte luft ikke accepteres godt af patienten, hvorved der frembringes et kraftigt trykfejlsignal ved slutningen af indåndingen. I et sådant tilfælde instruerer tryktilpasningsordren 132f stemplet 98 om at modtage større og større reservoirmængder. Som følge heraf frembringer programenheden 142 positionsordrer 144f, som periodisk dæmper signalet 132f i progressivt voksende grad for at sikre, at reservoirstemplet 98 returnerer til nulvolumenstilling ved slutningen af indåndingen.The composite curve 114f, 132f of FIG. 11 shows a situation where the air supplied by the main drive piston 32 is not well accepted by the patient, thereby producing a strong pressure error signal at the end of the inhalation. In such a case, the pressure adjustment order 132f instructs the plunger 98 to receive larger and larger reservoir volumes. As a result, the program unit 142 generates position orders 144f, which periodically attenuates signal 132f to progressively grow to ensure that reservoir piston 98 returns to zero volume position at the end of the inhalation.

Selv om reservoirvoluminets tilbagevenden til nul optimeres, vil der forekomme kliniske situationer, hvori den af det sammensatte signal 114 frembragte trykopbygning vil være for stor for en given patient. Dette overtryk udluftes til atmosfæren af en indstillelig sikkerhedsventil 148, der er koblet til ledningen 42. Tryksikkerhedsventilen kan være en almindelig vægt- eller en fjederbelastet ventil, eller den kan være et elektronisk eller fluidstyret apparat, som får tilført tryk-tidind-gangssignalet 112 for at tillade trykudligning på det pågældende tidspunkt af indåndingen.Although the return of the reservoir volume to zero is optimized, clinical situations will occur in which the pressure build-up produced by the composite signal 114 will be too large for a given patient. This overpressure is vented to the atmosphere by an adjustable safety valve 148 coupled to the conduit 42. The pressure safety valve may be a plain weight or spring loaded valve or it may be an electronic or fluid controlled device which receives the pressure time input signal 112 for to allow pressure equalization at that particular moment of inhalation.

Fig. 12 viser, hvorledes intern programlogikenheden 142FIG. 12 shows how the internal program logic unit 142

22 DK 153632B22 DK 153632B

er i stand til at korrigere for pludselige forandringer i trykket under indåndingsperioden. En kurve for en sådan indåndingsperiode indbefatter en tidlig del 150, som ligner kurverne 132e, 144e i fig. 11, dvs. at stemplet 98's forskydning er forholdsvis lille i begyndelsen, og den i reservoiret opmagasinerede luftmængde returneres på gunstig måde til patient/stempel-systemet af stemplet 98. På et tidspunkt 90e opstår der imidlertid et højtryksproblem, f.eks. ved hoste.is able to correct for sudden changes in pressure during the inhalation period. A curve for such an inhalation period includes an early portion 150 similar to the curves 132e, 144e of FIG. 11, i.e. that the displacement of the piston 98 is relatively small at the beginning and the amount of air stored in the reservoir is favorably returned to the patient / piston system by the piston 98. However, at a time 90e a high pressure problem occurs, e.g. by coughing.

Programlogikenheden 142's reaktion på det høje tryk er vist ved en del 151 af kurven i fig. 12, hvilken reaktion ligner den, der er repræsenteret ved kurven 132f, 144f i fig. 11. Tryktilpasningen repræsenteret ved kurven 132f er utilstrækkelig efter højtrykstilstanden, men korrektionen af stemplets forskydning er kraftigere som vist ved kurverne 144f til sikring af, at reservoirstemplet returnerer til nulvolumenstil-lingen ved slutningen af indåndingsperioden.The response of the program logic unit 142 to the high pressure is shown by a portion 151 of the curve of FIG. 12, which is similar to that represented by curve 132f, 144f of FIG. 11. The pressure adjustment represented by curve 132f is insufficient after the high pressure state, but the correction of piston displacement is more powerful as shown by curves 144f to ensure that the reservoir piston returns to the zero volume position at the end of the inhalation period.

Der kan sommetider forekomme situationer med så store tilpasningskrav, at det i forbindelse med fig. 7 til 12 beskrevne tilpasningssystem ikke kan imødekomme dem inden for den disponible indåndingstid. Dette sker sædvanligvis under et hosteanfald eller en række hosteanfald, eller når patienten kæmper imod og ånder ud medens respiratoren forsøger at tvinge luft ind i hans lunger. I sådanne tilfælde kan det være farligt, at respiratoren tvinger store mængder luft ind i patientens lunger tæt ved slutningen af indåndingsperioden, da der kan være utilstrækkelig tid til fuldførelse af denne proces uden beskadigelse af patientens lunger.Sometimes situations with such adaptation requirements may occur that in connection with FIG. 7 to 12 described adaptation system cannot accommodate them within the available inhalation time. This usually happens during a cough attack or a series of cough attacks, or when the patient is fighting and exhaling as the respirator tries to force air into his lungs. In such cases, it may be dangerous for the respirator to force large amounts of air into the patient's lungs near the end of the inhalation period as there may be insufficient time to complete this process without damaging the patient's lungs.

Af denne grund forlænges indåndingstiden for den pågældende periode i situationer med for store tilpasnings-krav ved, at der til det i fig. 6A viste anlæg tilføjes et indåndingsforlængelseskredsløb 152, som er vist i 23For this reason, the inhalation time of the period in question is extended in situations with excessive adaptation requirements by 6A, an inhalation extension circuit 152 is shown which is shown in 23

DK 153632BDK 153632B

fig. 6B. Dette kredsløb indbefatter en enhed 153a til start af forlængelsen, hvilken enhed modtager et positionssignal 108 fra positionstransoren 106, der instruerer kredsløbet om, at tilpasningsstemplet har bevæget sig bort fra sin ideelle nulvolumenstilling.FIG. 6B. This circuit includes a unit 153a for starting the extension, which receives a position signal 108 from the position transducer 106 which instructs the circuit that the fitting piston has moved away from its ideal zero volume position.

Forlængelsesstartkredsen 153a modtager også fra reference-signalgeneratoren 46 et udgangssignal 54, der angiver den ønskede position (eller volumen) for stemplet i det pågældende tidsinterval under indåndingsperioden. Kredsen 153a kvantiserer den modtagne indgangsinformation, og når en afvigelse i stemplets position overskrider en forudbestemt værdi i det pågældende interval af indåndingsperioden, aktiveres forlængelsestidskredsen 153b til forlængelse af indåndingstiden. Et styresignal 153c regulerer størrelsen af den positionsafvigelse, hvor forlængelsen udløses.The extension start circuit 153a also receives from the reference signal generator 46 an output signal 54 indicating the desired position (or volume) of the piston during that time interval during the inhalation period. Circuit 153a quantizes the input information received, and when a deviation in the plunger position exceeds a predetermined value in that particular interval of the inhalation period, the extension time circuit 153b is activated to extend the inhalation time. A control signal 153c controls the magnitude of the position deviation at which the extension is triggered.

Startkredsen 153a frembringer et positionsafvigelsessignal 153e til aktivering af forlængelsestidskredsen 153b, og størrelsen af signalet 153e er proportional med stemplets afvigelse fra den forudbestemte tilladelige afvigelse. Kredsen 153b styrer forlængelsestiden i overensstemmelse med den af startkredsen 153a konstaterede størrelse af stempelafvigelsen. Når f.eks. afvigelsen i stempelpositionen fra den ideelle position repræsenteret ved signalet 153e vokser, forøger kredsen 153b forlængelsestiden. Tidsenheden 153b frembringer et udgangssignal 154, som tilsidesætter indåndingsbasis-tidssignal 54 fra referen-cesignalgeneratoren 46 og forlænger indåndingstiden for den pågældende periode.The start circuit 153a generates a position deviation signal 153e for activating the extension time circuit 153b, and the magnitude of the signal 153e is proportional to the piston's deviation from the predetermined allowable deviation. Circuit 153b controls the elongation time according to the magnitude of piston deviation detected by starting circuit 153a. For example, when the deviation in the piston position from the ideal position represented by the signal 153e increases, the circuit 153b increases the elongation time. The time unit 153b generates an output signal 154 which overrides the inhalation base time signal 54 from the reference signal generator 46 and extends the inhalation time for that period.

Den i fig. 6C viste graf illustrerer tilsidesættelsesfunktionen af indåndingsperioden. Forskydningen af stemplet følger i begyndelsen en kurve 108a til tiden t hvor et første host udløser tilsidesættelsessystemet til for-The FIG. Figure 6C illustrates the override function of the inhalation period. Initially, the displacement of the piston follows a curve 108a at time t where a first host triggers the offset system to

« DK 153632B«DK 153632B

længelse af indåndingstiden fra den oprindelige indåndingstid tQ til tiden t^. Stemplets forskydning følger nu kurven 108b og fører igen luft til patientens lunger. Ved tiden t £ udløser et andet host tilsidesættelsessystemet og forlænger indåndingsperioden fra tiden t^ til tiden t^. Stemplets forskydning følger så kurven 108c, og stemplet fører luft til patientens lunger indtil tiden t^, på hvilket tidspunkt udåndingsperioden begynder.lengthening the inhalation time from the original inhalation time tQ to the time t ^. The displacement of the piston now follows curve 108b and in turn conducts air to the patient's lungs. At time t £, another host triggers the override system and extends the period of inhalation from time t ^ to time t ^. The piston displacement then follows curve 108c, and the piston carries air to the patient's lungs until time t ^, at which point the exhalation period begins.

Fig. 15 viser en anden udførelse af et elektrisk tilpasningssystem, som kan føjes til det i fig. 1 viste primær-stempeldrivsystem uden behov for et tilpasningsreservoir.FIG. 15 shows another embodiment of an electrical fitting system which can be added to that of FIG. 1, without the need for a fitting reservoir.

Som ovenfor beskrevet repræsenterer datamatudgangssignalet 54 en ønsket volumen-tid-bølgeform, som kan reguleres i overensstemmelse med de særlige fysiologiske forhold i hver patients åndedrætssystem. Signalet 54 føres sammen med positionssignalet 76 fra transoren 74 til en analogdatamat 155, hvor de sammenlignes af en komparator 156 til frembringelse af et positionsfejlsignal 158. Analogdatamaten 155 udfører i det væsentlige samme funktion som datamaten 100, dvs. at den fremkalder tilpasningslogiksignaler ved modtagelse af tryktilpasningsinstruktioner og positionstilpasningsinstruktioner. Den tryktilpasning, der foretages af datamaten 155, er i det væsentlige den samme som tidligere beskrevet for datamaten 100's vedkommende. En tryktransor 160 frembringer et udgangssignal 162, der repræsenterer det øjeblikkelige tryk inden for hoveddrivstemplet 32. Siqnalet 162 tilføres en komparator 164 i datamaten 155, hvor det sammenlignes med en ønsket tryk-tid -bølgef orm 166, der frembringes af bølgegeneratoren 168. (Tryksignalet 162 omdannes fortrinsvis til en tryk-tid-bølgeform på samme måde som tidligere beskrevet for signalet 126). Tryksignalerne 166 og 162 sammenlignes til frembringelse af et trykfejlsignal 170, som føres til en intern programlogikenhed 172 til konvertering af trykfejlsignalet til et tilsvarende stempelpositionssignal 174, som repræsenterer den forskydning af stemplet 32, der kræves tilAs described above, the computer output signal 54 represents a desired volume-time waveform which can be adjusted according to the particular physiological conditions of each patient's respiratory system. The signal 54 is coupled with the position signal 76 from the transistor 74 to an analog computer 155, where they are compared by a comparator 156 to produce a position error signal 158. The analog computer 155 performs essentially the same function as the computer 100, i.e. that it elicits alignment logic signals upon receipt of pressure adjustment instructions and position adjustment instructions. The pressure adjustment made by computer 155 is essentially the same as previously described for computer 100. A pressure transducer 160 produces an output signal 162 representing the instantaneous pressure within the main drive piston 32. The signal 162 is applied to a comparator 164 in the computer 155, where it is compared to a desired pressure-time-wave worm 166 produced by the wave generator 168. (The pressure signal 162 is preferably converted to a pressure-time waveform in the same manner as previously described for signal 126). The pressure signals 166 and 162 are compared to produce a pressure error signal 170 which is fed to an internal program logic unit 172 for converting the pressure error signal to a corresponding piston position signal 174 representing the displacement of the piston 32 required for

25 DK 153632BDK 153632B

korrektion af trykfejlen.correction of the printing error.

Tryktilpasningssignalet 174 sammenlignes med volumenforskydningsfejlsignalet 158 af en komparator 176 til frembringelse af et sammensat stempelpositionsfejlsignal 178, som kan sammenlignes med det positionsfejlsignal 114, der er beskrevet ovenfor for det i fig. 6A viste system. Enten trykkomposanten eller volumenforskydningskomposanten af positionsfejlsignalet 178 vægtes på en lignende men ikke nødvendigvis samme måde som den, der foretages af det ovenfor beskrevne eksempleringsapparat 146. (Eksemplerings-apparatet for signalerne 158 og 174 er for kortheds skyld ikke vist i fig. 15). Det sammensatte stempelforskydningsfejlsignal 178 føres til en komparator 180, hvor det sammenlignes med det grundlæggende stempelpositionsfejlsignal 80 til frembringelse af et tilpasningsfejlsignal 182 til drivstemplet 32.The pressure adjustment signal 174 is compared with the volume offset error signal 158 by a comparator 176 to produce a composite piston position error signal 178 which is comparable to the position error signal 114 described above for that of FIG. 6A. Either the pressure component or the volume displacement component of the position error signal 178 is weighted in a similar but not necessarily the same manner as that of the above described sampling apparatus 146. (The exemplary apparatus for signals 158 and 174 is not shown briefly in Figure 15). The composite piston displacement error signal 178 is fed to a comparator 180 where it is compared to the basic piston position error signal 80 to produce an adaptation error signal 182 to the drive piston 32.

Hvis der således ikke opbygges noget overtryk inden for stemplet 32, vil bølgeformen repræsenteret ved siqnalet 182 i det væsentlige være den samme som bølgeformen af hovedpositionsfejlsignalet 80, og stemplet vil så arbejde, som beskrevet i forbindelse med det i fig. 1 viste system. Hvis der imidlertid detekteres opbygning af et overtryk i stem-pel/patient-systemet, vil positionssignalet 178 instruere stempeldrevet 36 om at retardere fremadbevægelsen af stemplet 32 og således give tid til tryktilpasning. Skulle trykopbygningen blive relativt stor, vil stemplet 32 blive standset, eller om nødvendigt, ført tilbage til tilvejebringelse af tryktilpasning. Den ønskede volumen-tid-bølgeform repræsenteret ved positionssignalet 54 sammenlignes kontinuerligt med det faktiske stempelpositionssignal 76 for at få stempeldrevet 36 til at tilføre i det væsentlige hele det krævede luftvolumen til patienten ved slutningen af indåndingsperioden. Tilpasning tilvejebringes således ved tryk- og volumenforskydning af det i fig. 15 μ DK 153632Β viste stempel-beholdersystem på en lignende måde som den, der tilvejebringes af det særskilte tilpasningsreservoir, der findes i det i fig. £/\ viste sytem.Thus, if no overpressure is built up within the plunger 32, the waveform represented by signal 182 will be substantially the same as the waveform of the main position error signal 80, and the plunger will then operate as described in connection with the one shown in FIG. 1. However, if a build-up of pressure in the piston / patient system is detected, the position signal 178 will instruct the piston drive 36 to retard the forward movement of the piston 32 and thus allow time for pressure adjustment. Should the pressure build-up become relatively large, the piston 32 will be stopped or, if necessary, returned to provide pressure adjustment. The desired volume-time waveform represented by the position signal 54 is continuously compared with the actual piston position signal 76 to cause piston drive 36 to supply substantially all of the required air volume to the patient at the end of the inhalation period. Thus, adaptation is provided by pressure and volume displacement of the device shown in FIG. 15 μ DK 153632Β piston container system shown in a manner similar to that provided by the separate fitting reservoir found in the embodiment shown in FIG. £ / \ system showed.

Fig.l6A viser en ændret udførelse af det i fig. 15 viste tilpasningssystem. Trykket inden for stemplet 32 måles af tryktransoren 160, som frembringer trykudgangssignalet 162, der repræsenterer det øjeblikkelige tryk i reservoiret.Fig. 16A shows a modified embodiment of the one shown in Figs. 15. The pressure within the piston 32 is measured by the pressure transducer 160 which produces the pressure output signal 162 which represents the instantaneous pressure in the reservoir.

En bølgeformsgenerator 184, som svarer til bølgeformsgeneratoren 168, frembringer et udgangssignal 186, der repræsenterer en ønsket tidsafhængig trykopbygning i stem-pel/patient-systemet. En komparator 188 sammenligner signalerne 162 og 186. Hvis det faktiske tryk repræsenteret ved signalet 162 er lig med eller større end det ønskede tryk repræsenteret ved signalet 186, afgives et af kom-paratoren frembragt elektrisk tilpasningssignal 190 til stempeldrevforstærkeren 86 til tilsidesættelse af positionsinformationen fra differensforstærkeren 82. Derved begrænses den kraft, hvormed stempeldrevet 36 påvirker stemplet således, at stemplet midlertidigt sakker bagud i forhold til bølgeformen for det ønskede volumen repræsenteret ved signalet 54, og efterhånden som det ønskede maksimumstryk stiger senere i perioden, når størrelsen af det faktiske volumen op på størrelsen af det ønskede volumen.A waveform generator 184 corresponding to the waveform generator 168 produces an output signal 186 representing a desired time-dependent pressure build-up in the piston / patient system. A comparator 188 compares the signals 162 and 186. If the actual pressure represented by the signal 162 is equal to or greater than the desired pressure represented by the signal 186, an electrical matching signal generated by the comparator 190 is output to the piston drive amplifier 86 to override the position information of the differential amplifier. 82. Thereby, the force by which piston drive 36 impacts the piston is such that the piston is temporarily lagged relative to the waveform of the desired volume represented by the signal 54, and as the desired maximum pressure increases later in the period when the size of the actual volume increases. on the size of the desired volume.

Hvis det faktiske tryk er mindre end det ønskede tryk, tilsidesætter tilpasningssignalet 190 positionssignalet 82 og giver ordrer til midlertidig forøgelse af stempelkraften, for at det volumen, der tilføres patienten, skal kunne nå op på det ønskede volumen.If the actual pressure is less than the desired pressure, the adaptation signal 190 overrides the position signal 82 and orders for temporarily increasing the piston force so that the volume applied to the patient can reach the desired volume.

Tilpasningssignalet forhindrer, at der frembringes et overtryk, hvilket forøger chancen for, at patienten vil være i stand til at modtage hele det forudbestemte volumen luft.The fit signal prevents overpressure being generated, increasing the chance that the patient will be able to receive the entire predetermined volume of air.

En ændret udførelse af det i fig. 16A viste tilpasninqssystemA modified embodiment of the embodiment shown in FIG. 16A

27 DK 153632 B27 DK 153632 B

er vist i fig. 16B, hvor signalet 162 for det faktiske tryk afgives direkte til bølgeformsgeneratoren og datamaten 46.is shown in FIG. 16B, where the actual pressure signal 162 is delivered directly to the waveform generator and the computer 46.

Ved denne form for tilpasningssystem er generatoren for den ønskede tryk-tidbølgeform og komparatoren i fig. 16A internt programmeret i datamaten 46 til frembringelse af et signal svarende til signalet 190 i fig. 16A til dæmpning af den ønskede bølgeform og frembringelse af et dæmpet udgangssignal 54a, der tilføres differensforstærkeren 82.In this type of matching system, the generator of the desired pressure-time waveform and the comparator of FIG. 16A is internally programmed in the computer 46 to produce a signal corresponding to the signal 190 of FIG. 16A to attenuate the desired waveform and produce a attenuated output signal 54a applied to the differential amplifier 82.

Fig. 16C viser, hvorledes det i fig. 16A viste system kan ændres til tilvejebringelse af en forlængelse af indåndingstiden ved for store tilpasningsproblemer. Det i fig. 16C viste system er i det væsentlige indrettet og arbejder på samme måde som det i fig·. 68 viste tilsidesættelsessystem.FIG. 16C shows how in FIG. 16A can be changed to provide an extension of the inhalation time in case of excessive adjustment problems. The FIG. The system shown in Fig. 16C is substantially arranged and operates in the same manner as the one shown in Fig. 68 override system.

Fig. 17 og 18 viser et andet tilpasningssystem, som indbefatter en mekanisk, hydraulisk eller pneumatisk styret tilpasningsbeholder 192 af variabel størrelse. Tilpasningsbeholderen er fortrinsvis en bælg 194 eller et andet passende organ, som udvider sig og trækker sig sammen alt efter lufttrykket deri.FIG. 17 and 18 show another fitting system which includes a variable size mechanical, hydraulically or pneumatically controlled fitting container 192. The fitting container is preferably a bellows 194 or other suitable means which expands and contracts according to the air pressure therein.

En fjeder eller en række fjedre påvirker den udvidelige tilpasningsbeholder med en passende variabel og indstillelig kraft, som søger at holde reservoiret lukket, når trykket i systemet er under den forudbestemte størrelse. Hvis trykket i begyndelsen af indåndingsperioden bliver for stort, tvinges luft, som patienten ikke kan modtage, tilbage i tilpasningsreservoiret og bevirker, at fjederen 196 trykkes sammen (som vist i fig. 17), hvilket tillader reservoiret at udvide sig og modtage den overskydende luftmængde. Som vist i fig. 18 søger den af fjederen 196 påtrykte kraft at skubbe den i reservoiret oplagrede luft tilbage til patienten under den sidste del af indåndings- 28A spring or series of springs actuates the expandable fitting vessel with a suitably variable and adjustable force which seeks to keep the reservoir closed when the pressure in the system is below the predetermined size. If the pressure at the beginning of the inhalation period becomes too great, air that the patient cannot receive is forced back into the fitting reservoir and causes the spring 196 to compress (as shown in Figure 17), allowing the reservoir to expand and receive the excess air volume . As shown in FIG. 18, the force applied by the spring 196 seeks to push the air stored in the reservoir back to the patient during the latter part of the inhalation 28

DK 153632BDK 153632B

perioden. For at sikre fuldstændig tømning af reservoiret ved slutningen af indåndingen, aktiveres et ikke vist mekanisk apparat, der udøver tilstrækkelig kraft til at overvinde enhver patientmodstand automatisk under den sidste del af indåndingsfasen.period. In order to ensure complete emptying of the reservoir at the end of the inhalation, a mechanical apparatus not shown which exerts sufficient force to automatically overcome any patient resistance during the latter part of the inhalation phase is activated.

Om nødvendigt suppleres fjederkraften 196 for at sikre tømning af reservoiret. Dette kan gøres ved hjælp af en tandstangsanordning (ikke vist), som er synkroniseret mekanisk med indåndingen, men der kan også anvendes andre anordninger.If necessary, the spring force 196 is supplemented to ensure emptying of the reservoir. This can be done by means of a racking device (not shown) which is mechanically synchronized with the inhalation, but other devices can also be used.

Fig. 19 viser et apparat til frembringelse af "kunstige suk". Som det er almindelig kendt, kræver normal luftfornyelse indånding af en ekstra portion luft, dvs. et suk med regelmæssige mellemrum til supplement af den normale indåndingsluft og for at forhindre lungerne i at få en stigende tendens til at klappe sammen. Apparatet 198 simulerer et periodisk suk ved frembringelse af et signal, der sætter den normale styring af den luftmængde, der tilføres af det primære stempel 32 ud af spillet. Apparatet frembringer et spændingssignal 200, der repræsenterer en sukluftmængde, som skal tilføres patienten med bestemte mellemrum, styret af en timer 202. Med forudbestemte mellemrum frembringer timeren 202 et tidssignal 203, som åbner en slusekreds 204, der så lader spændingssignalet 200 passere til bølgeformsgeneratoren og datamaten 46.FIG. 19 shows an apparatus for producing "artificial sighs". As is generally known, normal air renewal requires inhalation of an extra portion of air, ie. a sigh at regular intervals to supplement the normal inhalation air and to prevent the lungs from having an increasing tendency to collapse. The apparatus 198 simulates a periodic sigh by generating a signal that puts out the normal control of the amount of air supplied by the primary piston 32 out of play. The apparatus generates a voltage signal 200 representing a quantity of suction air to be supplied to the patient at specified intervals, controlled by a timer 202. At predetermined intervals, the timer 202 generates a timing signal 203 which opens a lock circuit 204 which then allows the voltage signal 200 to pass to the waveform generator the computer 46.

Under normale forhold frembringer datamaten 46 det stem-peldrivsignal 54, der repræsenterer den normale luftbølge, der skal tilføres patienten. I de særlige tidsrum, hvor sukbølgesignalet 200 frembringes, frembringer datamaten 46 et signal 205, som får en slusekreds 206, der fortrinsvis er af EKSKLUSIV -ELLER typen, til at afskære signalet 54 og erstatte det med et sukvolumenforskydningssignal 208, som bevirker, at stemplet påtrykkes en ekstra kraft og derved fører et ekstra sukvolumen luft til patienten.Under normal conditions, the computer 46 produces the piston drive signal 54 representing the normal air wave to be supplied to the patient. During the particular times when the suction wave signal 200 is generated, the computer 46 generates a signal 205 which causes a lock circuit 206, preferably of the EXCLUSIVE-OR type, to intercept signal 54 and replace it with a suction volume offset signal 208 which causes the plunger an extra force is applied, thereby providing an extra suction volume of air to the patient.

2929

DK 153632BDK 153632B

Volumen-tidskurven for det kunstige suk kan varieres i forhold til den tilsvarende kurve for den normale indåndingsfase repræsenteret ved signalet 54.The volume-time curve of the artificial sigh may be varied relative to the corresponding curve of the normal inhalation phase represented by signal 54.

For eksempel kan der til simulering af et suk anvendes et større luftvolumen og en længere åndedrætsperiode. Et sådant åndedræt er illustreret ved den i fig. 20 viste volumen-tidskurve, hvor en række normale volumentidssignaler 54 efterfølges af et sukvolumentidsignal 208, der har både større volumen og længere varighed, men i hovedsagen samme form som det normale volumen-tidsignal.For example, to simulate a sigh, a larger volume of air and a longer breathing period can be used. Such a breath is illustrated by the embodiment of FIG. 20, a series of normal volume time signals 54 is followed by a suvolume time signal 208 having both greater volume and longer duration but substantially the same form as the normal volume time signal.

Fig. 21 viser en mere avanceret udførelsesform for et apparat til frembringelse af kunstige suk end det i fig. 19 viste. Denne udførelsesform har en særskilt sukkedatamat og bølgeformsgenerator.210. En timer 212, som bestemmer antallet af sukperioder, er indrettet til at aktivere enten datamaten 46 eller datamaten 210 og få den til at afgive henholdsvis et normalt bølgeformssignal 54 eller et sukbølgeformssignal 214 til en slusekreds 216. Denne er af EKSKLUSIV -ELLER typen og videregiver enten signalet 54 eller signalet 214 til stempeldrevet.FIG. 21 shows a more advanced embodiment of an apparatus for producing artificial sugars than that of FIG. 19. This embodiment has a separate suction computer and waveform generator.210. A timer 212 which determines the number of sigh periods is arranged to activate either the computer 46 or the computer 210 and cause it to output a normal waveform signal 54 or a suction waveform signal 214, respectively, to a lock circuit 216. This is of the EXCLUSIVE-OR type. either the signal 54 or the signal 214 to the piston drive.

Timeren 212 er en del af et suksimulator-kontrolbord 218, som også indeholder følgende styreorganer: en sukbølge-styrekreds 220 til styring af både det normale åndedrætsvolumen og det ekstra volumen, der tilføjes ved sukåndedrag; et organ 222 til regulering af det antal suk, der vil finde sted under hver sukperiode bestemt af timeren 212; et kredsløb 224 til indstilling af længden af sukindåndingstiden, som f.eks. kan være to eller tre gange så lang som den normale indåndingstid; et manuelt indstilleligt styreorgan 226 til ændring af sukvolumen-tidsbølgeformen, hvilket er vigtigt, da denne bølgeform undertiden skal imødekomme andre tekniske krav end den normale volumentidsbølgeform ; et automatisk styreorgan 228, der tjener til regulering af 'sukvolumen-tidsbølgeformen, og som kan 30The timer 212 is part of a suction simulator control board 218 which also includes the following control means: a suction wave control circuit 220 for controlling both the normal breath volume and the extra volume added by suction breath; a means 222 for controlling the number of sighs that will occur during each sigh period determined by the timer 212; a circuit 224 for adjusting the length of the suction inhalation time, e.g. may be two or three times as long as the normal inhalation time; a manually adjustable control means 226 for changing the vacuum volume time waveform, which is important as this waveform sometimes has to meet technical requirements other than the normal volume time waveform; an automatic control means 228 which serves to control the suvolume time waveform and which can

DK 153632BDK 153632B

benyttes i stedet for det manuelt indstillelige styre-organ 226; og et styreorgan 230 til frembringelse af et signal 232, som regulerer sikkerhedsventilen 148's tryk-sikkerhedsgrænser. De af sikkerhedsventilen 148 fastlagte sikkerhedsgrænser er i almindelighed forskellige fra og højere end de grænser, der kræves ved åndedræt med normalt respirationsvolumen. Den øvre trykgrænse kan være en fast værdi, som sikkerhedsventilen 148 er indstillet til styret af mekaniske, pneumatiske, hydrauliske eller elektriske organer. Grænsetrykket kan også være variabelt og følge en bestemt kurve under indåndingen, f.eks. en sådan som vist ved 60 i fig. 2, men hvor sikkerhedsventilen er indstillet til at udlufte ved et variabelt højere trykniveau end det tryk, der frembringes ved åndedræt med normalt respirationsvolumen.used instead of the manually adjustable control means 226; and a control means 230 for generating a signal 232 which controls the pressure safety limits of the safety valve 148. The safety limits set by the safety valve 148 are generally different from and higher than the limits required for breathing with normal respiratory volume. The upper pressure limit may be a fixed value to which the safety valve 148 is set to be controlled by mechanical, pneumatic, hydraulic or electrical means. The boundary pressure can also be variable and follow a certain curve during the inhalation, e.g. one as shown at 60 in FIG. 2, but where the safety valve is set to vent at a variable higher pressure level than the pressure produced by breathing with normal respiratory volume.

Fig. 22 viser en typisk volumen-tidsbølgeform repræsenteret ved det signal, der afgives til stempeldrevet af sluse-kredsen 216. Åndedræt 54 med normalt respirationsvolumen afbrydes af et sukvolumen-åndedræt 214a og et par anderledes forløbende sukvolumen-åndedræt 214b. Åndedrættene 214a og 214b adskiller sig fra hinanden ved deres volumen, bølgeform, indåndingslængde og antal åndedrag pr. periode i overensstemmelse med parameterindstillingen på kontrol-bordet 218.FIG. 22 shows a typical volume-time waveform represented by the signal delivered to the plunger driven by the lock circuit 216. Respiratory 54 of normal respiratory volume is interrupted by a vacuum volume breath 214a and a pair of otherwise extending vacuum volume breath 214b. The breaths 214a and 214b differ in their volume, waveform, inhalation length and number of breaths per minute. period according to the parameter setting on the control table 218.

Claims

3i DK 153632 B

A respirator for delivering a controlled volume of gas to a patient and containing a gas delivery apparatus (32, 34) having a movable means (32) for periodically compressing a volume of gas into a patient's lungs during the inhalation period of a respiratory cycle. and a drive means (36) connected to the movable means and arranged to control this for displacement of the gas volume to be emitted, characterized in that the respirator further comprises a generator (46) for producing a a reference signal (54) indicating the varying position of the movable member (32) of the gas dispenser (32, 34) required during the inhalation period to produce a desired displacement of a gas volume in accordance with a predetermined volume-time curve, a feedback circuit for during the inhalation period, forcing the position shift of the movable member (32) of the gas delivery apparatus to follow the predetermined curve, which feedback circuit contains a sensing means (74) for sensing the actual position of the moving member and generating a position feedback signal representing the total actual displaced gas volume, and a comparator (78) adapted to compare the reference signal and the feedback signal and produce one of the the difference dependent error signal applied to the drive means (36) for controlling this in such a way that the movable means of the gas dispenser is set to cancel the difference at any point during the inhalation period.

Respirator according to claim 1, characterized in that the sensing means (74) is arranged to produce the position feedback signal (76) depending on the position of a piston (32) movable in a cylinder (34) and that of the comparator (78). generated error error signal (80) is applied to a linear motor (84) which moves the piston and cylinder relative to each other.

32 DK 153632 B

Respirator according to claim 2, characterized in that the magnitude of the reference signal indicates the desired position of the piston (32) in the cylinder (34) during the inhalation period and that the sensing means (74) is arranged to continuously sense the position of the piston in the cylinder, and that the comparator (78) is arranged to continuously compare the position feedback signal and the reference signal and produce the position error signal (80) thereon.

Respirator according to claim 2 or 3, characterized in that the comparator is arranged to produce a position error signal, the size and polarity of which are respectively proportional to the size and depending on the direction of the force by which the piston must be influenced by the linear motor to follow. the predetermined volume-time curve.

Respirator according to claim 1, characterized in that it comprises a means (160) for sensing the gas pressure in the patient, an apparatus (184) for producing an output signal indicating a desired gas pressure build-up in the patient, a comparator (188) for generating a pressure error signal (190) representing the result of a comparison of the sensed pressure and the desired pressure, and a control means (86) which is supplied with the pressure error signal and adapted to control the time-varying volume of gas which delivered to the patient, as a dependent (Fig. 16A).

Respirator according to claim 5, characterized in that the generator (46) compares that of sensed pressure with the desired pressure build-up in the patient and is arranged to carry out the said control of the volume of gas which varies over time by changing the volume. -t id curve depending on the magnitude of the pressure error signal (Fig. 16b).

Respirator according to claim 5, characterized in that the control means (86) is arranged to carry out said control of the time-dependent volume of gas by changing the position error signal (80) in relation to the size of the pressure error signal (190, Fig. 16A).

33 DK 153632 B

Respirator according to claim 5, characterized in that it contains a function generator (184) adapted to produce a maximum permissible pressure pressure curve as a function of time, which represents the desired pressure build-up and the comparator is adapted to produce a pressure error signal (190) representing the magnitude by which the sensed pressure exceeds the maximum permissible pressure.

Respirator according to claim 1, characterized in that it contains a function generator adapted to intermittently produce an output signal (214) representing the varying setting of the moving means in the gas delivery apparatus necessary to produce a artificial suction by displacing an extraordinary volume of gas that deviates from the normally displaced gas volume over an inhalation period, in accordance with a desired volume-time curve, and a switching means (216) for intermittently replacing said output signal (214) for the reference signal (54).