EP3479369A1 - Lungensimulator - Google Patents

Lungensimulator

Info

Publication number
EP3479369A1
EP3479369A1 EP17745972.4A EP17745972A EP3479369A1 EP 3479369 A1 EP3479369 A1 EP 3479369A1 EP 17745972 A EP17745972 A EP 17745972A EP 3479369 A1 EP3479369 A1 EP 3479369A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
compliance
resistance element
lung
pneumatic
lung simulator
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP17745972.4A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Peter Schaller
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Individual
Original Assignee
Individual
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Individual filed Critical Individual
Publication of EP3479369A1 publication Critical patent/EP3479369A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G09—EDUCATION; CRYPTOGRAPHY; DISPLAY; ADVERTISING; SEALS
    • G09B—EDUCATIONAL OR DEMONSTRATION APPLIANCES; APPLIANCES FOR TEACHING, OR COMMUNICATING WITH, THE BLIND, DEAF OR MUTE; MODELS; PLANETARIA; GLOBES; MAPS; DIAGRAMS
    • G09B23/00—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes
    • G09B23/28—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine
    • G09B23/288—Models for scientific, medical, or mathematical purposes, e.g. full-sized devices for demonstration purposes for medicine for artificial respiration or heart massage

Definitions

  • the invention relates to a device for simulating a z. B. human lung and is particularly applicable in the field of educational tools in medicine.
  • the lungs serve the gas exchange, ie the supply of oxygen to the blood and the removal of C02 produced by the metabolism.
  • the lung is divided symmetrically into two lung halves. Each lung has its own bronchial tree and alveolar area. The inhaled respiratory gas flows through the trachea across the two main bronchi into both halves of the lung.
  • the bronchi represent a flow resistance called resistance
  • the alveolar region in combination with the respiratory musculature has elastic properties described by the term compliance.
  • stretching forces are exerted on the alveoli by the respiratory muscles. This force is called the respiratory drive.
  • a model of respiratory mechanics in the simplest case assumes that both halves of the lung are grouped into a compartment characterized by a single resistance, a single compliance, and a single respiratory drive. Such a model is called a one-compartment lung model.
  • a two-compartment lung model applies this model to each lung.
  • the actual behavior of the respiratory mechanical properties of the lung is much better describable.
  • DE 10 2010 027 436 B3 describes a lung simulator that realizes a single-compartment lung model. Respiratory tube and airway resistance are realized as pneumatic resistances.
  • the compliance and the respiratory drive are generated by a piston-cylinder system in conjunction with a linear drive in that the linear drive on the piston exerts such a position-dependent counterforce that leads to the desired elastic behavior.
  • compliance breathing drive system consist of either a piston-cylinder system or a bellows system, wherein either the piston or the movable end plate of the bellows are moved by a linear drive.
  • the bellows solution has the advantage of absolute leak-free, but the disadvantage that as a result of the deflection of the folds, the compliance is not as well defined as in a piston-cylinder system.
  • intubation simulators that simulate a trachea in which the physician, endoscopically assisted, learns to insert a breathing tube into the trachea. This is especially important when it comes to the intubation of double-lumen tubes, the ends of which must be inserted into each main bronchus. Such intubation, which is difficult to perform, is needed for frequently used single-sided ventilation. Some of these intubation simulators have one quite simple lung simulation, but not about the comfortable analysis possibilities by a computer.
  • intubation simulator and lung simulator are usually designed as two different devices.
  • the prior art does not allow true two-compartment simulation, which is a requirement for double-lumen intubation and single-face ventilation.
  • the object of the invention is to provide a lung simulator which permits both intubation simulation with double-lumen tubes and lung simulation on the basis of a true physical two-compartment lung model and which offers complex analysis possibilities via an external or internal computer should.
  • the lung simulator should be light, easy to transport and, if possible, still approved as carry-on luggage in the aircraft.
  • Essential to the invention is that a two-compartment model of the lung is achieved by the lung model has a trachea tube, which branches at its output into two narrower bronchial tubes. From each bronchial tube there is a pneumatic connection to one resistance-compliance respiratory drive system each. The entrance of the tachometer tube is pneumatically connected to an intubation port (i.e., the intubation port) through which the ventilator tube is inserted.
  • an intubation port i.e., the intubation port
  • the trachea tube with the two bronchial tubes mechanically simulates a real physical trachea with the two main bronchi. This is easily possible via 3D printing of CAD data of a real trachea. This has the advantage that the intubation usually performed with endoscopic support can be practiced under largely real circumstances.
  • the trachea tube and the bronchial tubes may also be formed by simple tubes or tubes.
  • Resistance compliance breathing drive systems each consist of a pneumatic resistance element and a compliance breathing drive system. They are preferably structurally identical for both compartments, but may also be designed differently.
  • the resistance is formed by a pneumatic resistance element, which is variable in its value.
  • the resistance is formed by a variable pneumatic resistance element whose hydraulic diameter can be changed either manually or via a drive.
  • a solution consists in a pneumatic resistance element, which is constructed as follows:
  • a conical inner body is arranged axially aligned in a conical tube. Both parts have the same conicity and the inner body is axially displaceable relative to the tube. Both parts form an annular gap to each other, whose size, and thus also its hydraulic diameter, is dependent on the axial position of the inner cone to the tube.
  • the flow resistance is a function of annular gap width and annular gap length.
  • the axial displacement of the inner cone to the tube can be done manually, but preferably electric motor, z. B. by means of a small linear drive, which can be adjusted by a path control loop for the position of the inner cone to the pipe a defined distance, which results in a defined Resistance.
  • a variable in value pneumatic resistance element is that a system of gaps is formed by thin plates, each plate to the other at the lateral periphery by an elastic material is kept at a distance. As a result, the free gap surface can be flowed through. If one exerts a force on the outer plates, the plate spacing and, in turn, the hydraulic diameter of this gap system is reduced, which leads to a change in the flow resistance.
  • the change in the gap distance can be done either manually or by motor gear.
  • the first pneumatic resistance element is pneumatically connected to the outlet of the first bronchial tube and the second pneumatic resistance element is pneumatically connected to the outlet of the second bronchial tube.
  • the compliance-breathing drive system can be formed in a known manner either by a piston-cylinder system or a bellows system, on which a force is applied via a linear drive.
  • the linear drive acts on the piston and in the case of the bellows system on the movable end plate of the bellows.
  • the inlet of the first compliance breathing system is pneumatically connected to the outlet of the first pneumatic resistance element and the inlet of the second compliance breathing system is connected to the outlet of the second pneumatic resistance element.
  • the drive units of the compliance breathing drive systems and, if driven by an electric motor, the flow resistances require a power supply and one motor drive each.
  • the lung simulator comprises a central control, which coordinates the interaction of all units.
  • volume flow V on the route from the exit of the first bronchial tube to the first compliance breathing drive system and the output of the second bronchial tube to the second compliance breathing drive system can be carried out in a known manner by measurement by means of volume flow sensor at the appropriate place in this track will be installed. Another possibility is the volume flow by evaluating the piston movement in the respective
  • Vz is the cylinder volume
  • pz the cylinder pressure in the respective piston-cylinder system
  • pO the atmospheric air pressure
  • the pressures within the lung simulator are determined by pressure sensors. In this case, at least two pressure sensors are needed, the
  • the outputs of the pressure sensors are electrically connected to the inputs of the central controller.
  • the entire intelligence of the device is programmatically in a computer, z. B. a PC / laptop, which allows communication with the operator via a graphical user interface (GUI).
  • GUI graphical user interface
  • the computer also takes over the control of the central controller and evaluates its output signals by means of complex algorithms and displays the results in numerical and graphic form.
  • the linear drive of the respective compliance breathing drive system is controlled by a drive control.
  • This drive control receives the control signals from the central controller. At the same time the drive control supplies signals, position, speed, power to the central control.
  • the housing of the lung simulator is divided according to the invention into a front part and a back part.
  • the front part can, for. B. by means of hinges, be connected at the lower end to the back so that it can be opened against the back, with preferably the Aufklappwinkel is limited to 90 °.
  • the facial model • a physical replica of the larynx and another tube; or • a physical replica of the larynx and a physical replica of the oral cavity, including the mouth, preferably as a three-dimensional replica of a human face with the mouth open (hereafter called the facial model).
  • the trachea tube and its different connection options lie horizontal to the intubation opening in the position in which the physician intubates.
  • the piston-cylinder system is arranged vertically, whereby a disturbing friction between the piston and cylinder is largely reduced.
  • the front part does not need to be unfolded.
  • the ventilator can be introduced into the front part of an opening to which a second input of the trachea tube is pneumatically connected. The doctor can use this opening to insert a breathing tube into the two bronchial tubes just before the branching.
  • a tubular linear motor is used as a linear drive, which exerts the force directly on the piston of the piston-cylinder system or the bellows, without further gearbox.
  • a telescopic tube may be provided, whose extension length is variable, and which can be pulled out during operation of the device and pushed together in the other case.
  • removable sleeves may be provided, which can be used prior to operation of the device on z. B. closable openings of the housing, from which the rotor bars emerge during operation, are plugged.
  • the lung simulator according to the invention represents a two-compartment lung model
  • two such telescopic tubes or sleeves are needed.
  • these can be connected to the, the linear motor remote end portion by a crossbar, which also serves as a carrying handle.
  • the telescopic tubes are z. B. locked in a known manner by laterally projecting bolts, which is possible both for the pulled out and the pushed-in state.
  • This solution has the advantage that the housing can be kept small for transport, but in operation by pulling out of the telescopic tubes or attaching the sleeves of the required space for the movement of the rotor bar is given.
  • the device has an extendable carrying handle.
  • the weight of the lung simulator is not insignificant. In order to transport it better, at the back of the housing z. B. be mounted two rollers. In conjunction with the pull-out handle, the device thus resembles a trolley from its transport capability. This is a very cheap, weight and cost saving solution.
  • vibration-sensitive parts of the lung simulator are preferably arranged vibration-damped within the housing.
  • a particularly favorable embodiment of the invention provides that the front part and the rear part of the housing are connected to each other via a zipper.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of the functional interaction of all components of the lung simulator
  • FIG. 2 shows a schematic representation of the most important pneumatic components of the lung model
  • FIG. 3 is a schematic representation of the compliance-breath drive system
  • FIG. 4 shows a schematic representation of the housing with facial model.
  • FIG. 1 shows that the ventilation tube 16 is introduced into the trachea tube 1 via the intubation opening 1 .1.
  • the input of the ventilation tube 16 is connected to the Y-piece 15 of the ventilator.
  • the trachea tube 1 branches into the bronchial tube 1 .2 and the bronchial tube 1.3.
  • a pneumatic connection to the pneumatic resistance element 2, which is variable in its value.
  • the output of the pneumatic resistance element 2 is connected to the input of the compliance breathing system 4.
  • This consists of a cylinder 4.1 and a piston 4.2, which is mechanically connected via a rotor bar 4.4 with the linear drive 4.3.
  • the control of the linear drive 4.3 is performed by the drive control 9, which in turn is connected to the central controller 8 via a CAN bus in combination.
  • the central controller 8 is connected to an external computer 1 1 via a data connection 12.
  • the power supply for the entire system is provided by a power supply 7.
  • the pneumatic resistance element 2 gives its information about its switching position via a data line to the central controller 8.
  • a pressure sensor 6.1 determines the pressure at the inlet of the compliance breathing drive system 4.
  • the second pressure sensor 6.2 determines the pressure at the input of the compliance breathing system 5.
  • the third pressure sensor 6.3 determines the pressure at the end of the trachea tube 1 and the fourth Pressure sensor 6.4 determines the pressure on the Y-piece 15.
  • the function of the other lung half represented by the pneumatic resistance element 3, the compliance breathing drive system 5 and the drive control 10, is identical to that of the first lung half and therefore will not be further described.
  • Figure 2 shows the pneumatic scheme for both lung halves, which are symmetrical. In the following, only one lung half will be described.
  • the output of the bronchial tube 1 .2 is connected to the input of the pneumatic resistance element 2.
  • a hose 2.5 establishes the pneumatic connection to the cylinder 4.1 of the compliance respiratory drive system 4.
  • FIG. 3 shows the compliance breathing drive system 4, which is identical to the compliance breathing drive system 5.
  • the linear drive 4.3 is mechanically connected to the piston 4.2 via its rotor rod 4.4. This moves inside the cylinder 4.1. It can be seen how the rotor bar 4.4 extends upwards out of the stator of the linear drive 4.3.
  • Figure 4 shows the housing 13, consisting of the front part 13.1 and the rear part 13.2, in which all components are structurally housed.
  • the face model 14 is arranged, the mouth opening with the
  • Tracheairohr 1 is pneumatically connected. From the rear part 13.2 protrude both telescopic tubes 17.1 and 17.2 out, which are connected at their end by a carrying handle 17.3. The transverse pins required for the locking of the telescopic tubes 17.1 and 17.2 are not shown.
  • the power supply 7, central control 8 and the drive controls 9 and 10 are arranged within the rear part 13.2.
  • the rear part 13.2 contains at its lower end on both sides each a roller 18th

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Computational Mathematics (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • Educational Administration (AREA)
  • Educational Technology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Instructional Devices (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

Die Erfindung beschreibt einen Lungensimulator, der sowohl als Intubations-Simulator als auch als Beatmungssimulator verwendet werden kann. Er bildet die Atemmechanik eines echten Zwei-Kompartiment-Systems ab, wobei er besonders geeignet ist für die Doppellumen-Intubation und die Einseiten-Beatmung.

Description

Lungensimulator
Die Erfindung betrifft ein Gerät zur Simulation einer z. B. menschlichen Lunge und ist insbesondere anwendbar auf dem Gebiet der Lehrmittel in der Medizin.
Die Lunge dient dem Gasaustausch, also der Versorgung des Blutes mit Sauerstoff und der Entfernung des durch den Stoffwechsel produzierten C02.
Die Lunge ist symmetrisch unterteilt in zwei Lungenhälften. Jede Lungenhälfte hat ihren eigenen Bronchialbaum und Alveolarbereich. Das eingeatmete Atemgas strömt durch die Trachea über die zwei Hauptbronchien in beide Lungenhälften.
Die Bronchien stellen einen Strömungswiderstand dar, der als Resistance bezeichnet wird und der Alveolarbereich hat in Verbindung mit der Atemmuskulatur elastische Eigenschaften, die mit dem Begriff Compliance beschrieben werden. Zusätzlich werden durch die Atemmuskulatur dehnende Kräfte auf die Alveolen ausgeübt. Diese Krafteinwirkung wird als Atemantrieb bezeichnet.
Diese resistiven, elastischen und kräftemäßigen Eigenschaften der Lunge werden unter dem Begriff Atemmechanik zusammengefasst.
Eine modellmäßige Vorstellung der Atemmechanik geht im einfachsten Fall davon aus, dass beide Lungenhälften zu einem Kompartiment zusammengefasst werden, das durch eine einzige Resistance, eine einzige Compliance sowie einen einzigen Atemantrieb charakterisiert ist. Ein solches Modell wird als Ein-Kompartiment-Lun- genmodell bezeichnet.
Ein Zwei-Kompartiment-Lungenmodell wendet diese Modellvorstellung für jede einzelne Lungenhälfte an. Damit ist das tatsächliche Verhalten der atemmechanischen Eigenschaften der Lunge wesentlich besser beschreibbar.
Die maschinelle Beatmung ateminsuffizienter Patienten kann bei unsachgemäßer Einstellung der Beatmungsgeräte zu erheblichen Schäden am beatmeten Patienten führen. Aus diesem Grund ist es erforderlich, dass die Ärzte die Bedienung und richtige Einstellung der Beatmungsgeräte an einem Lungensimulator erlernen können, bevor sie einen Patienten beatmen. Ein solcher Lungensimulator ist die physikalische Realisierung eines Lungenmodells.
Es ist jedoch nicht nur die richtige Einstellung der Beatmungsgeräte, sondern auch die Intubation des Patienten, d. h. die Einführung des Beatmungstubus in die
Trachea, die praktische Erfahrung erfordert.
In DE 10 2010 027 436 B3 wird ein Lungensimulator beschrieben, der ein Ein-Kom- partiment-Lungenmodell realisiert. Beatmungstubus sowie Atemwegs-Resistance werden als pneumatische Widerstände realisiert. Die Compliance und der Atemantrieb werden durch ein Kolben-Zylinder-System in Verbindung mit einem Linearantrieb dadurch erzeugt, dass der Linearantrieb auf den Kolben eine solche positionsabhängige Gegenkraft ausübt, die zu dem gewünschten elastischen Verhalten führt.
In PL 183237 B1 wird ein System beschrieben, welches darauf beruht, dass bei einem Kolben-Zylinder-System durch Messung des Druckes im Zylinder sowie die Kenntnis des Volumenstromes am Ausgang über eine elektropneumatische Analogie Resistance und Compliance des Patienten nachgebildet werden. Eine solche Lösung benötigt keine physikalische Realisierung dieser Parameter.
Eine ähnliche Lösung zur Simulation von Mehrkompartiment-Systemen beschreibt auch die WO 97/12351 A1 . Hier wird ebenfalls ausgehend von einem Kolben-Zylinder-System beansprucht, dass lediglich durch mathematische Modellierung von Mehrkompartiment-Lungenmodellen das Verhalten von Resistances und Compli- ances simuliert werden kann.
Ein Modell, bei dem die Resistance und Compliance ebenfalls durch Simulation erzeugt werden, ist in WO 2012/155283 A1 gezeigt. Dieses verwendet im Gegensatz zu den anderen Simulatoren ein Faltenbalg-System, wobei zwei Faltenbälge von einem einzigen Linearantrieb bewegt werden. DE 30 49 583 C2 offenbart ein Zweikompartimenten-Lungenmodell mit zwei Beatmungsbälgen, die von einem Kolbenantrieb angetrieben werden.
Die drei letztgenannten Lösungen sind alle sehr voluminös, schwer und können keinesfalls als Handgepäck im Flugzeug transportiert werden.
Weitere Lungensimulatoren, bei denen die Lungenhälften getrennt körperlich nachgebildet werden, sind aus US 6 874 501 B1 , die ein Lehr- und Anschauungsmodell eines durchsichtigen Brustkorbes zeigt, und aus US 6 296 490 B1 , die eine Beat- mungsübungspuppe zur Messung des in die Lungen eingebrachten Atemgasstromes zeigt, bekannt.
Alle vorgenannten, den Stand der Technik repräsentierenden Systeme verfügen über einen zusätzlichen Rechner, entweder als Laptop oder als PC, der über seinen Bildschirm sehr komplexe Analysen und Auswertungen der intrapulmonalen Zusammenhänge ermöglicht. Sie alle benutzen einen einzigen Antrieb, der entweder einen Kolben innerhalb eines Zylinders oder einen Faltenbalg bewegt.
Aus dem Stand der Technik bekannte Compliance-Atemantriebs-System bestehen also entweder aus einem Kolben-Zylinder-System oder einem Faltenbalg-System, wobei entweder der Kolben oder die bewegliche Endplatte des Faltenbalges durch einen Linearantrieb bewegt werden.
Die Faltenbalg-Lösung hat den Vorteil absoluter Leckfreiheit, jedoch den Nachteil, dass in Folge der Ausbiegung der Falten die Compliance nicht so genau definiert ist wie bei einem Kolben-Zylinder-System.
Es gibt Intubations-Simulatoren, die eine Trachea nachbilden, an denen der Arzt, endoskopisch unterstützt, lernt, einen Beatmungstubus in die Trachea einzuführen. Dies ist besonders wichtig, wenn es sich um die Intubation doppellumiger Tuben handelt, deren Enden in jeden einzelnen Hauptbronchus eingeführt werden müssen. Eine solche, schwierig durchzuführende, Intubation wird für die häufig benutzte Ein- seiten-Beatmung benötigt. Einige dieser Intubations-Simulatoren verfügen über eine ganz einfache Lungen-Nachbildung, nicht aber über die komfortablen Analysemöglichkeiten durch einen Rechner.
Nachteilig am Stand der Technik ist, dass Intubations-Simulator und Lungensimulator meist als zwei unterschiedliche Geräte ausgeführt sind. Darüber hinaus gestattet der Stand der Technik keine echte Zwei-Kompartimenten-Simulation, die Voraussetzung für die Doppellumen-Intubation und die Einseiten-Beatmung ist.
Die Aufgabe der Erfindung besteht in der Schaffung eines Lungensimulators, der sowohl die Intubations-Simulation mit doppellumigen Tuben als auch die Lungensimulation auf der Basis eines echten physikalischen Zwei-Kompartimenten-Lungenmo- dells gestattet, und der komplexe Analysemöglichkeiten über einen externen oder internen Rechner bieten soll. Zusätzlich soll der Lungensimulator leicht, gut transportierbar und nach Möglichkeit noch als Handgepäck im Flugzeug zugelassen sein.
Diese Aufgabe der Erfindung wird gemäß Anspruch 1 gelöst.
Erfindungswesentlich ist, dass ein Zwei-Kompartimenten-Modell der Lunge dadurch erzielt wird, indem das Lungenmodell über ein Tracheairohr verfügt, welches sich an seinem Ausgang in zwei engere Bronchialrohre verzweigt. Von jedem Bronchialrohr geht eine pneumatische Verbindung zu je einem Resistance-Compliance-Ateman- triebs-System. Der Eingang des Tachealrohres ist pneumatisch an eine Intubationsöffnung (d. h. dem Intubations-Eingang) angeschlossen, über die der Beatmungstubus eingeführt wird.
Es ist besonders günstig, wenn das Tracheairohr mit den beiden Bronchialrohren mechanisch eine wirkliche physische Trachea mit den beiden Hauptbronchien nachbildet. Dies ist über 3D-Druck von CAD-Daten einer realen Trachea leicht möglich. Dies hat den Vorteil, dass die üblicherweise mit endoskopischer Unterstützung vorgenommene Intubation unter weitestgehend realen Umständen geübt werden kann. Ebenso können das Tracheairohr und die Bronchialrohre auch durch einfache Rohre oder Schläuche gebildet sein. Die Resistance-Compliance-Atemantriebs-Systeme bestehen jeweils aus einem pneumatischen Widerstandselement sowie einem Compliance-Atemantriebs-System. Sie sind für beide Kompartimente vorzugsweise konstruktiv identisch, können jedoch auch unterschiedlich gestaltet sein.
Die Resistance wird durch ein pneumatisches Widerstandselement gebildet, das in seinem Wert veränderbar ist.
Eine Möglichkeit hierfür ist die Bereitstellung mehrerer in ihrem Wert unterschiedlicher Strömungswiderstände, die durch einen pneumatischen Umschalter auswählbar sind. Dabei ist dem Fachmann bekannt, dass durch den Umschalter auch Kombinationen von Strömungswiderständen ähnlich einer binären Staffelung wählbar sein können.
Vorzugsweise wird die Resistance jedoch durch ein variables pneumatisches Widerstandselement gebildet, dessen hydraulischer Durchmesser entweder manuell oder über einen Antrieb verändert werden kann.
Eine Lösung besteht in einem pneumatischen Widerstandselement, das wie folgt aufgebaut ist:
Ein konischer Innenkörper ist in einem konischen Rohr axial fluchtend angeordnet. Beide Teile haben die gleiche Konizität und der Innenkörper ist gegenüber dem Rohr axial verschiebbar. Beide Teile bilden zueinander einen Ringspalt, dessen Größe, und damit auch dessen hydraulischer Durchmesser, abhängig von der axialen Stellung des Innenkonus zum Rohr ist. Der Strömungswiderstand ist eine Funktion von Ringspalt-Breite und Ringspalt-Länge.
Die axiale Verschiebung von Innenkonus zum Rohr kann manuell erfolgen, vorzugsweise jedoch elektromotorisch, z. B. mittels eines kleinen Linearantriebs, wobei durch einen Wegregelkreis für die Position des Innenkonus zum Rohr ein definierter Abstand eingestellt werden kann, der in einer definierten Resistance resultiert. Eine weitere Variante für ein in seinem Wert veränderbares pneumatisches Widerstandselement besteht darin, dass durch dünne Platten ein System von Spalten gebildet wird, wobei jede Platte zur anderen an der seitlichen Peripherie durch ein elastisches Material auf Abstand gehalten wird. Dadurch kann die freie Spaltfläche durchströmt werden. Übt man auf die äußeren Platten eine Kraft aus, wird der Plattenabstand und damit wiederum der hydraulische Durchmesser dieses Spaltsystems verringert, was zu einer Veränderung des Strömungswiderstandes führt. Die Veränderung des Spaltabstandes kann entweder manuell oder durch Motorgetriebe erfolgen.
Das erste pneumatische Widerstandselement ist mit dem Ausgang des ersten Bronchialrohres und das zweite pneumatische Widerstandselement mit dem Ausgang des zweiten Bronchialrohres pneumatisch verbunden.
Das Compliance-Atemantriebs-System kann in bekannter Weise entweder durch ein Kolben-Zylinder-System oder ein Faltenbalg-System gebildet werden, auf die über einen Linearantrieb eine Kraft ausgeübt wird. Im Falle des Kolben-Zylinders-Systems wirkt der Linearantrieb auf den Kolben und im Falle des Faltenbalg-Systems auf die bewegliche Endplatte des Faltenbalgs.
Hierbei wird unter Linearantrieb entweder
• ein elektrodynamischer Antrieb in Form eines voice coil motors, oder
• ein rotatorischer Antrieb, dessen Drehbewegung über eine Spindel in eine lineare Bewegung umgewandelt wird, oder
• ein Linearmotor
verstanden.
Der Eingang des ersten Compliance-Atemantriebs-Systems ist pneumatisch mit dem Ausgang des ersten pneumatischen Widerstandselementes und der Eingang des zweiten Compliance-Atemantriebs-Systems ist mit dem Ausgang des zweiten pneumatischen Widerstandselementes verbunden. Die Antriebseinheiten der Compliance-Atemantriebs-Systeme sowie, falls elektromotorisch angetrieben, der Strömungswiderstände benötigen eine Spannungsversorgung und je eine Motor-Ansteuerung. Weiterhin umfasst der Lungensimulator eine Zentrale Steuerung, die das Zusammenwirken aller Einheiten koordiniert.
Die Bestimmung des Volumenstromes V auf der Strecke vom Ausgang des ersten Bronchialrohres zum ersten Compliance-Atemantriebs-System sowie vom Ausgang des zweiten Bronchialrohres zum zweiten Compliance-Atemantriebs-System kann in bekannter weise durch Messung mittels Volumenstrom-Sensor erfolgen, die an entsprechender Stelle in diese Strecke eingebaut werden. Eine weitere Möglichkeit besteht darin, den Volumenstrom durch Auswertung der Kolbenbewegung im jeweiligen
Compliance-Atemantriebs-System gem. der Gleichung vy = ^- zu bestimmen.
dt
Bei dieser bekannten Lösung wird jedoch der Einfluss des kompressiblen Volumens, der insbesondere bei großen Zylinder- bzw. Faltenbalg-Volumina nicht mehr vernachlässigbar ist, nicht berücksichtigt.
Aus diesem Grund wird erfindungsgemäß die obige Gleichung modifiziert gemäß v , = dVz | Vz ^ dpz
dt pO dt
Dabei bedeuten Vz das Zylindervolumen, pz den Zylinderdruck im jeweiligen Kolben- Zylinder-System und pO den atmosphärischen Luftdruck.
Die Drücke innerhalb des Lungensimulators werden mittels Drucksensoren bestimmt. Dabei werden mindestens zwei Drucksensoren benötigt, die
• stellvertretend für den Alveolardruck 1 den Druck am Eingang oder innerhalb des ersten Zylinders bzw. Faltenbalgs und
• stellvertretend für den Alveolardruck 2 den Druck am Eingang oder innerhalb des zweiten Zylinders bzw. Faltenbalgs
bestimmen.
Vorteilhafterweise werden zwei weitere Drucksensoren vorgesehen, die
• den Druck am Y-Stück des Beatmungsgerätes sowie • den Druck am Ende des Tracheairohres unmittelbar vor der Verzweigung in die zwei Bronchialrohre
bestimmen.
Die Ausgänge der Drucksensoren sind elektrisch mit den Eingängen der Zentralen Steuerung verbunden.
Die gesamte Intelligenz des Gerätes ist programmmäßig in einem Rechner, z. B. einem PC/Laptop enthalten, der die Kommunikation mit dem Bediener über ein Grafisches User Interface (GUI) gestattet. Der Rechner übernimmt ebenfalls die Ansteue- rung der Zentralen Steuerung und bewertet deren Ausgangssignale mittels komplexer Algorithmen und stellt die Ergebnisse in numerischer und grafischer Form dar.
Der Linearantrieb des jeweiligen Compliance-Atemantriebs-Systems wird durch eine Antriebssteuerung angesteuert. Diese Antriebssteuerung erhält die Steuersignale von der Zentralen Steuerung. Gleichzeitig liefert die Antriebssteuerung Signale, Position, Geschwindigkeit, Strom an die Zentrale Steuerung.
Das Gehäuse des Lungensimulators ist erfindungsgemäß zweigeteilt in ein Frontteil und ein Rückteil.
Das Frontteil kann, z. B. mittels Scharnieren, am unteren Ende so mit dem Rückteil verbunden sein, dass es gegenüber dem Rückteil aufgeklappt werden kann, wobei bevorzugt der Aufklappwinkel auf 90° beschränkt ist.
In dem Frontteil ist das Trachealrohr mit den beiden Bronchialrohren angeordnet. Die pneumatische Verbindung zwischen dem Eingang des Tracheairohres und der Intubationsöffnung kann auf unterschiedliche Weise erfolgen:
• als vorzugsweise gekrümmtes Rohrstück;
• über eine physische Nachbildung des Kehlkopfes und ein weiteres Rohrstück; oder • über eine physische Nachbildung des Kehlkopfes und eine physische Nachbildung des Mundraumes inklusive der Mundöffnung, bevorzugt als dreidimensionale Nachbildung eines menschlichen Gesichts mit geöffnetem Mund (nachfolgend Gesichtsmodell genannt).
Durch die Möglichkeit des Aufklappens liegen das Tracheairohr und seine unterschiedlichen Verbindungsmöglichkeiten bis zur Intubationsöffnung horizontal in der Position, in der der Arzt die Intubation vornimmt. Das Kolben-Zylinder-System hingegen ist vertikal angeordnet, wodurch eine störende Reibung zwischen Kolben und Zylinder weitestgehend reduziert wird.
Geht es weniger um die Intubation, sondern um die Simulation der Atemmechanik, braucht das Frontteil nicht aufgeklappt zu werden. Um trotzdem eine Verbindung zum Beatmungsgerät über einen Tubus vornehmen zu können, kann in das Frontteil eine Öffnung eingebracht sein, an die ein zweiter Eingang des Tracheairohrs pneumatisch angeschlossen ist. Über diese Öffnung kann der Arzt einen Beatmungstubus unmittelbar bis kurz vor die Verzweigung in die zwei Bronchialrohre einführen.
Erfindungsgemäß wird als Linearantrieb ein tubulärer Linearmotor eingesetzt, der unmittelbar, ohne weitere Getriebe, die Kraft auf den Kolben des Kolben-Zylinder-Systems oder den Faltenbalg ausübt.
Bei diesem tubulären Linearmotor bewegt sich eine Läuferstange innerhalb eines Stators. Wenn die Läuferstange den Kolben zum Beispiel mit ihrem ersten Ende nach außen zieht, bewegt sich das zweite Ende der Läuferstange vom Stator weg. Das führt dazu, dass man bei dieser Art des tubulären Linearmotors einen großen Bauraum benötigt, der das Gehäuse unnötig vergrößert.
Aus diesem Grund kann bei dem Gehäuse in dem Bereich, wo die Läuferstange austritt, ein Teleskoprohr vorgesehen sein, dessen Auszugslänge veränderbar ist, und welches bei Betrieb des Gerätes herausgezogen und im anderen Fall zusammengeschoben werden kann. Alternativ können abnehmbare Hülsen vorgesehen sein, die vor dem Betrieb des Gerätes auf z. B. verschließbare Durchbrüche des Gehäuses, aus denen die Läuferstangen während des Betriebs heraustreten, aufgesteckt werden.
Da der erfindungsgemäße Lungensimulator ein Zwei Kompartiment-Lungenmodell darstellt, werden zwei solcher Teleskoprohre bzw. Hülsen benötigt. Im Falle der Teleskoprohre können diese an dem, dem Linearmotor abgewandten Endbereich durch eine Querstange verbunden werden, die gleichzeitig als Tragegriff dient. Die Teleskoprohre werden z. B. in bekannter Weise durch seitlich herausragende Bolzen arretiert, wobei dies sowohl für den herausgezogenen als auch den hineingeschobenen Zustand möglich ist.
Diese Lösung hat den Vorteil, dass das Gehäuse für den Transport klein gehalten werden kann, aber beim Betrieb durch Herausziehen der Teleskoprohre bzw. Aufstecken der Hülsen der erforderliche Raum für die Bewegung der Läuferstange gegeben ist. Gleichzeitig verfügt das Gerät dadurch über einen ausziehbaren Tragegriff.
Das Gewicht des Lungensimulators ist nicht unerheblich. Um ihn besser transportieren zu können, können an dem Rückteil des Gehäuses z. B. zwei Laufrollen angebracht sein. In Verbindung mit dem ausziehbaren Tragegriff gleicht das Gerät von seiner Transportmöglichkeit somit einem Trolley. Dies ist eine sehr günstige, Gewicht und Kosten sparende Lösung.
Damit beim Fahren auf unebenem Untergrund keine unzulässigen Erschütterungen auf erschütterungssensible Teile des Lungensimulators ausgeübt werden, sind diese Teile vorzugsweise schwingungsgedämpft innerhalb des Gehäuses angeordnet.
Eine besonders günstige Ausgestaltung der Erfindungen sieht vor, dass das Frontteil und das Rückteil des Gehäuses über einen Reißverschluss miteinander verbunden sind.
Die Erfindung soll nachfolgend an Beispielen erläutert werden.
Dabei zeigen die • Figur 1 eine schematische Darstellung des funktionalen Zusammenwirkens aller Komponenten des Lungensimulators,
• Figur 2 eine schematische Darstellung der wichtigsten pneumatischen Komponenten des Lungenmodells,
• Figur 3 eine schematische Darstellung des Compliance-Atem Antriebs-Systems und
• Figur 4 eine schematische Darstellung des Gehäuses mit Gesichtsmodell.
Die Erläuterung des Ausführungsbeispiels soll anhand der einzelnen Figuren vorgenommen werden.
Figur 1 zeigt, dass der Beatmungstubus 16 über die Intubationsöffnung 1 .1 in das Tracheairohr 1 eingeführt wird. Der Eingang des Beatmungstubus 16 ist mit dem Y- Stück 15 des Beatmungsgerätes verbunden. Das Tracheairohr 1 verzweigt sich in das Bronchialrohr 1 .2 und das Bronchialrohr 1.3.
Vom Bronchialrohr 1 .2 geht eine pneumatische Verbindung zu dem pneumatischen Widerstandselement 2, welches in seinem Wert veränderbar ist. Der Ausgang des pneumatischen Widerstandselementes 2 ist mit dem Eingang des Compliance- Atemantriebs-Systems 4 verbunden. Dieses besteht aus einem Zylinder 4.1 sowie einem Kolben 4.2, der über eine Läuferstange 4.4 mit dem Linearantrieb 4.3 mechanisch verbunden ist.
Die Ansteuerung des Linearantriebs 4.3 erfolgt durch die Antriebssteuerung 9, die ihrerseits mit der Zentralen Steuerung 8 über einen CAN-Bus in Verbindung steht. Die Zentrale Steuerung 8 ist mit einem externen Rechner 1 1 über eine Datenverbindung 12 verbunden. Die Stromversorgung für das gesamte System erfolgt durch eine Stromversorgung 7.
Das pneumatische Widerstandselement 2 gibt seine Information über seine Schaltstellung über eine Datenleitung an die Zentrale Steuerung 8. Ein Drucksensor 6.1 bestimmt den Druck am Eingang des Compliance-Atemantriebs- Systems 4. Der zweite Drucksensor 6.2 bestimmt den Druck am Eingang des Com- pliance-Atemantriebs-Systems 5. Der dritte Drucksensor 6.3 bestimmt den Druck am Ende des Tracheairohres 1 und der vierte Drucksensor 6.4 bestimmt den Druck am Y-Stück 15.
Die Funktion der anderen Lungenhälfte, repräsentiert durch das pneumatische Widerstandselement 3, das Compliance-Atemantriebs-System 5 und die Antriebssteuerung 10, ist identisch zu der der ersten Lungenhälfte und soll deshalb nicht weiter beschrieben werden.
Figur 2 zeigt das pneumatische Schema für beide Lungenhälften, die symmetrisch aufgebaut sind. Nachfolgend soll lediglich eine Lungenhälfte beschrieben werden. Der Ausgang des Bronchialrohres 1 .2 ist mit dem Eingang des pneumatischen Widerstandselementes 2 verbunden. Dieses umfasst den Resistance-Umschalter 2.1 , der manuell über den Drehknopf 2.4 veränderbar ist. Vier, in ihrem Wert unterschiedliche pneumatische Widerstände 2.2 münden in den Sammelklotz 2.3. Ein Schlauch 2.5 stellt die pneumatische Verbindung zum Zylinder 4.1 des Compliance-Ateman- triebs-Systems 4 her.
Figur 3 zeigt das Compliance-Atemantriebs-System 4, welches identisch zu dem Compliance-Atemantriebs-System 5 ist. Der Linearantrieb 4.3 ist über seine Läuferstange 4.4 mechanisch mit dem Kolben 4.2 verbunden. Dieser bewegt sich innerhalb des Zylinders 4.1. Es ist zu sehen, wie sich die Läuferstange 4.4 nach oben aus dem Stator des Linearantriebs 4.3 erstreckt.
Figur 4 zeigt das Gehäuse 13, bestehend aus Frontteil 13.1 sowie Rückteil 13.2, in dem alle Komponenten konstruktiv untergebracht sind. Auf dem aufgeklappten Frontteil 13.1 ist das Gesichtsmodell 14 angeordnet, dessen Mundöffnung mit dem
Tracheairohr 1 pneumatisch verbunden ist. Aus dem Rückteil 13.2 ragen beide Teleskoprohre 17.1 und 17.2 heraus, die an ihrem Ende durch einen Tragegriff 17.3 miteinander verbunden sind. Die für die Arretierung der Teleskoprohre 17.1 und 17.2 benötigten Querbolzen sind nicht dargestellt. Die Stromversorgung 7, Zentrale Steuerung 8 sowie die Antriebsansteuerungen 9 und 10 sind innerhalb des Rückteiles 13.2 angeordnet.
Das Rückteil 13.2 enthält an seinem unteren Ende beidseitig je eine Laufrolle 18.
Liste der Bezugszeichen
1 Trachea I röhr
1 .1 Intubationsöffnung
1 .2 erstes Bronchialrohr
1 .3 zweites Bronchialrohr
2 erstes pneumatisches Widerstandselement
2.1 Resistance-Umschalter
2.2 pneumatische Widerstände
2.3 Sammelklotz
2.4 Drehknopf
2.5 Verbindungsschlauch
3 zweites pneumatisches Widerstandselement
4 erstes Compliance-Atemantriebs-System
4.1 Zylinder
4.2 Kolben
4.3 Linearantrieb
4.4 Kolbenstange
5 zweites Compliance-Atemantriebs-System
5.1 Zylinder
5.2 Kolben
5.3 Linearantrieb
6 Drucksensoren
6.1 Drucksensor für Alveolardruck 1
6.1 Drucksensor für Alveolardruck 2
6.1 Drucksensor für Druck in Trachea
6.1 Drucksensor für Druck am Y-Stück
7 Stromversorgung
8 Zentrale Steuerung
9 erste Antriebssteuerung
10 zweite Antriebssteuerung
1 1 Rechner
12 Daten Verbindung
13 Gehäuse Frontteil
Rückteil
Gesichtsmodell Y-Stück
Beatmungstubus Tragsystem erstes Teleskoprohr zweites Teleskoprohr Traggriff
Laufrollen

Claims

Patentansprüche
1 . Lungensimulator, aufweisend
• ein Tracheairohr (1 ) mit mindestens einem, an eine Intubationsöffnung (1.1 ) angeschlossenen pneumatischen Eingang und einer Verzweigung in zwei seitlich austretende Bronchialrohre (1.2, 1 .3) als pneumatische Ausgänge,
• ein erstes pneumatisches Widerstandselement (2) und ein zweites pneumatisches Widerstandselement (3),
o wobei das erste Bronchialrohr (1.2) mit dem Eingang des ersten pneumatischen Widerstandselementes (2) und
o das zweite Bronchialrohr (1 .3) mit dem Eingang des zweiten pneumatischen Widerstandselementes (3) verbunden sind,
• ein erstes und ein zweites Compliance-Atemantriebs-System (4, 5), das durch je einen Linearantrieb (4.3, 5.3) bewegt wird, wobei
o der Ausgang des ersten pneumatischen Widerstandselementes (2) mit dem Eingang des ersten Compliance-Atemantriebs-Systems (4) und o der Ausgang des zweiten pneumatischen Widerstandselementes (3) mit dem Eingang des zweiten Compliance-Atemantriebs-Systems (5) verbunden sind,
• Mittel zur Bestimmung des Volumenstromes durch das erste pneumatische Widerstandselement (2) und das zweite pneumatische Widerstandselement
(3),
• mindestens zwei Drucksensoren (6.1 , 6.2, 6.3, 6.4), wobei
o ein erster Drucksensor (6.1 ) über einen Schlauch mit dem Eingang o- der dem Innenraum des ersten Compliance-Atemantriebs-Systems (4), und
o ein zweiter Drucksensor (6.2) über einen Schlauch mit dem Eingang o- der dem Innenraum des zweiten Compliance-Atemantriebs-Systems (5) verbunden sind,
• mindestens eine Stromversorgung (7) sowie eine Zentrale Steuerung (8) zum Datenaustausch mit den Antriebssteuerungen (9, 10) der Linearantriebe (4.3, 5.3) sowie zur Kommunikation mit den Drucksensoren (6.1 , 6.2, 6.3, 6.4) und den Mitteln zur Bestimmung des Volumenstromes, • einen im Gerät integrierten oder einen externen Rechner (1 1 ), der mit der Zentralen Steuerung (8) über eine Datenverbindung (12) gekoppelt ist, wobei der Rechner (1 1 ) eingerichtet ist, die Kommunikation eines Nutzers mit dem Lungensimulator herzustellen und die Atemmechanik eines Patienten zu simulieren, und
• ein ein Frontteil (13.1 ) und ein Rückteil (13.2) umfassendes, den Lungensimulator weitestgehend umschließendes Gehäuse (13) zum Transport desselben.
2. Lungensimulator nach Anspruch 1 , gekennzeichnet dadurch, dass das
Tracheairohr (1 ) sowie die Bronchialrohre (1.2, 1 .3) in Form und Größe entsprechend einer menschlichen Trachea mit den zwei Hauptbronchien nachgebildet sind.
3. Lungensimulator nach den vorangegangenen Ansprüchen, gekennzeichnet dadurch, dass die beiden pneumatischen Widerstandselemente (2, 3) in ihrem Wert jeweils veränderbar sind.
4. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Compliance-Atemantriebs-System (4, 5) aus je einem Kolben-Zylinder-System besteht, wobei der jeweils innerhalb eines Zylinders (4.1 , 5.1 ) beweglich angeordnete Kolben (4.2, 5.2) durch je einen Linearantrieb (4.3, 5.3) bewegt wird.
5. Lungensimulator nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Compliance-Atemantriebs-System (4, 5) aus je einem Faltenbalg- System besteht, bei dem die bewegliche Endplatte jedes Faltenbalgs durch je einen Linearantrieb (4.3, 5.3) bewegt wird.
6. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass das Mittel zur Bestimmung des Volumenstromes durch das jeweilige pneumatische Widerstandselement (2, 3) dadurch bestimmt ist,
• dass in beiden Strecken jeweils ein Volumenstrom-Sensor angeordnet ist, und/ oder • dass die Bestimmung des Volumenstroms in der jeweiligen Strecke berechnet wird nach der Gleichung V ' = ^- +— * ,
dt pO dt
mit dem Zylinder-oder Faltenbalg-Volumen Vz, dem Zylinder- oder Faltenbalg-Druck pz in dem jeweiligen Kolben-Zylinder-oder Faltenbalg-System, sowie dem atmosphärischen Druck pO .
7. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass das Gehäuse (13) ein Frontteil (13.1 ) und ein Rückteil (13.2) umfasst, wobei das Frontteil (13.1 ) am unteren Ende mit dem Rückteil (13.2) verbunden ist, und das Frontteil (13.1 ) gegenüber dem Rückteil (13.2) um 90° aufklappbar ist, wobei auf der Innenseite des Frontteils (13.1 ) das Tracheairohr (1 ) angeordnet ist.
8. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Tracheairohr (1 ) zwei pneumatische Eingänge aufweist, wobei der zweite Eingang (1 .4) an eine auf der Vorderseite des Frontteils (13.1 ) angeordnete Öffnung angeschlossen ist.
9. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass die Linearantriebe (4.3, 5.3) tubuläre Linearmotoren mit Läuferstange sind, wobei an dem Rückteil (13.2) des Gehäuses (13) an den Positionen, an denen die Läuferstangen aus den Statoren der Linearmotoren (4.3, 5.3) austreten, ausziehbare Teleskoprohre (17.1 , 17.2) angeordnet sind, die an ihren Enden durch eine Griffstange (17.3) miteinander verbunden sind, wodurch ein Tragsystem (17) gebildet ist.
10. Lungensimulator nach einem der vorangegangenen Ansprüche, gekennzeichnet dadurch, dass das Rückteil (13.2) des Gehäuses an seiner Unterseite mit zwei Laufrollen versehen ist.
- Hierzu vier Blatt Zeichnung -
EP17745972.4A 2016-07-01 2017-06-21 Lungensimulator Withdrawn EP3479369A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102016112073.1A DE102016112073A1 (de) 2016-07-01 2016-07-01 Lungensimulator
PCT/DE2017/100525 WO2018001413A1 (de) 2016-07-01 2017-06-21 Lungensimulator

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP3479369A1 true EP3479369A1 (de) 2019-05-08

Family

ID=59501123

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP17745972.4A Withdrawn EP3479369A1 (de) 2016-07-01 2017-06-21 Lungensimulator

Country Status (4)

Country Link
EP (1) EP3479369A1 (de)
CN (1) CN109478380A (de)
DE (1) DE102016112073A1 (de)
WO (1) WO2018001413A1 (de)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2022264045A1 (en) * 2021-06-15 2022-12-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Patient simulation training system for a breathing assistance or respiratory apparatus
CN113643601B (zh) * 2021-08-04 2023-04-18 康莉娜 一种支气管体位引流方法
CN113920838B (zh) * 2021-10-26 2023-10-03 北京航空航天大学 一种电子式主动模拟肺

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3049583C2 (de) * 1980-12-31 1984-08-16 Obermayer, Anton, Dipl.-Ing., 7954 Bad Wurzach Atmungsgerät für die technische Ausbildung von Ärzten, Schwestern und Pflegepersonal
US5312259A (en) * 1993-04-19 1994-05-17 Stephen Flynn CPR mannequin
AU7382196A (en) 1995-09-29 1997-04-17 Ihc Health Services, Inc. Servo lung simulator and related control method
DE19714684A1 (de) * 1997-04-09 1998-10-15 Medecontrol Electronics Gmbh Vorrichtung zur Prüfung von Beatmungs- und Narkosegeräten
PL183237B1 (pl) 1997-11-28 2002-06-28 Inst Biocybernetyki I Inzynier Symulator tłokowy własności mechanicznych płuc
US6296490B1 (en) * 2000-08-04 2001-10-02 O-Two Systems International Inc. Ventilation training analyzer manikin
US6874501B1 (en) * 2002-12-06 2005-04-05 Robert H. Estetter Lung simulator
US20110250578A1 (en) * 2010-04-13 2011-10-13 Northern Alberta Institute Of Technology Ventilator test lung and trigger assembly
DE102010027436B3 (de) 2010-07-09 2011-07-21 Schaller, Peter, Dr., 01326 Lungensimulator
US8517740B2 (en) * 2011-02-18 2013-08-27 Gaumard Scientific Company, Inc. Lung compliance simulation system and associated methods
US9805622B2 (en) 2011-05-16 2017-10-31 Organis Gmbh Physical lung model to simulate organ function in health and disease
WO2013143933A1 (en) * 2012-03-28 2013-10-03 Laerdal Global Health As Lung simulator
CN203351111U (zh) * 2013-05-27 2013-12-18 周元桃 肺模拟器
CN203351112U (zh) * 2013-05-27 2013-12-18 周元桃 多功能肺模拟器
CN204759879U (zh) * 2015-06-15 2015-11-11 天津市圣宁生物科技有限公司 一种新型模拟呼吸装置
CN104998328B (zh) * 2015-07-08 2017-05-10 湖南明康中锦医疗科技发展有限公司 模拟肺装置及模拟肺装置运行系统
CN205140346U (zh) * 2015-11-23 2016-04-06 梅思安(中国)安全设备有限公司 肺呼吸模拟器
CN206040050U (zh) * 2016-08-08 2017-03-22 颜帅 尘肺模拟演示仪

Also Published As

Publication number Publication date
WO2018001413A1 (de) 2018-01-04
CN109478380A (zh) 2019-03-15
DE102016112073A1 (de) 2018-01-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3482386B1 (de) Patientensimulator
DE69911698T2 (de) Gerät zur Unterstützung der Atmung
EP0396799B1 (de) Modell zum Üben der künstlichen Beatmung sowie Nachbildung eines Beatmungstraktes hierfür
EP1377347B1 (de) Trainingsgerät für die Atmungsfunktion und Verfahren zur Überwachung der Frischluftzufuhr
EP3479369A1 (de) Lungensimulator
DE4111085A1 (de) Wiederbelebungsgeraet
DE2314356A1 (de) Beatmungsgeraet
EP3962612A1 (de) Atemtrainingsgerät
DE3049583C2 (de) Atmungsgerät für die technische Ausbildung von Ärzten, Schwestern und Pflegepersonal
DE102017008791A1 (de) Verfahren zum Betrieb eines Beatmungsgeräts und nach dem Verfahren arbeitendes Beatmungsgerät
DE4038871A1 (de) Steuerung fuer ein beatmungsgeraet
DE69921868T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Inhalationsuntersuchung
DE2124446A1 (de) Pneumatisches Beatmungsdruckgerät
DE2035982B2 (de) Atmungsdiagnosegerät, dem die Atemgase in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit des Ausatemstromes zugeführt werden
DE19714684A1 (de) Vorrichtung zur Prüfung von Beatmungs- und Narkosegeräten
DE102019000584A1 (de) Beatmungsvorrichtung und Beatmungsverfahren
DE102010027436B3 (de) Lungensimulator
DE102015203455A1 (de) Beatmungsvorrichtung
DE102016001139A1 (de) Beatmungssystem mit einer Anzeigeeinrichtung
DE102004061258A1 (de) Vakuum-Blasform-Verfahren zur Herstellung dreidimensionaler extrudierter rohrförmiger Körper, Vakuum-Blasform-Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens und Vakuum-Blasform-Maschine, die mit der Einrichtung ausgestattet wird
DE10050774C1 (de) Beatmungsgerät und Verfahren zu dessen Betrieb
WO2004102507A1 (de) Vorrichtung zur darstellung der lunge, des lungenvolumens und der atmungscharakteristika sowie deren verwendung
DE202014102156U1 (de) Wiederbelebungssimulator mit Beatmungsmessung
DE3236546C2 (de)
Wolf III. 4.1 Ästhetische Illusion

Legal Events

Date Code Title Description
STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: UNKNOWN

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE INTERNATIONAL PUBLICATION HAS BEEN MADE

PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: REQUEST FOR EXAMINATION WAS MADE

17P Request for examination filed

Effective date: 20190128

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: BA ME

DAV Request for validation of the european patent (deleted)
DAX Request for extension of the european patent (deleted)
GRAP Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR1

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: GRANT OF PATENT IS INTENDED

INTG Intention to grant announced

Effective date: 20200306

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION IS DEEMED TO BE WITHDRAWN

18D Application deemed to be withdrawn

Effective date: 20200717