NO137984B

NO137984B - VOLUME CYCLING RESPIRATORY DEVICE.

Info

Publication number: NO137984B
Application number: NO1754/73A
Authority: NO
Inventors: Deane Hillsman; James Gordon Simes; Albert Moore Cook
Original assignee: Sutter Hosp Medical Res
Priority date: 1972-05-01
Filing date: 1973-04-27
Publication date: 1978-02-27
Also published as: NL178843B; DE2321574C3; CA996196A; GB1408242A; DK153632C; DK153632B; JPS529073B2; NO137984C; ZA732336B; NL7306054A; SE410084B; NL178843C; DE2321574B2; FR2183015B1; FR2183015A1; JPS4948188A; DE2321574A1

Description

Foreliggende oppfinnelse angår respiratorer, og nærmere bestemt The present invention relates to respirators, and more specifically

en volumcyklisk respiratoranordning for avgivelse av gass til pasienter under regulerte forhold, idet det tas i betraktning de særlige patologiske problem som foreligger i forbindelse med hver pasients åndedrettssystem. a volume cycling ventilator device for delivering gas to patients under regulated conditions, taking into account the particular pathological problems that exist in connection with each patient's respiratory system.

En respirator er- et apparat innrettet for å tvinge gass inn i lungene på en pasient som er ute av stand til å puste normalt ved egen hjelp. Vanligvis forhindres normale åndedrett enten på grunn av patologiske forhold i forbindelse med pasientens lunger, A respirator is a device designed to force gas into the lungs of a patient who is unable to breathe normally on their own. Usually, normal breathing is prevented either because of pathological conditions associated with the patient's lungs,

som f.eks. høy strømningsmotstand i luftveiene eller lungestivhet, eller på grunn av ekstra-pulmonariske fysiologiske problemer, like for example. high airway resistance or lung stiffness, or due to extra-pulmonary physiological problems,

som f.eks. lammelse forårsaket av poliomylitt, hodeskader eller liknende, hvilket hindrer pasienten fra å oppnå tilstrekkelig lungeventilasjon. like for example. paralysis caused by poliomyelitis, head injuries or the like, which prevents the patient from achieving adequate pulmonary ventilation.

Tidligere kjente volumcykliske respiratoranordninger omfatter innstilling både av antall ganger pr. minutt gass tvinges inn i pasientens lunger og volumet av den gass som avgis under hver åndedrettcyklus. Kjente respiratorer av denne art gir imidlertid ikke tilstrekkelig regulering av det avgitte gassvolum som funksjon av tiden under innåndingsperioden, for derved å frembringe den tidsavhengige volumstrømnings-profil som egner seg best for hver pasient med hensyn til vedkommendes spesielle pateologiske åndedrettsproblem. Tidligere kjente respiratorer har f.eks. liten eller ingen styringsnøyaktighet og tilpasning til optimalisert innånding for å oppnå størst mulig gass- Previously known volume-cycling ventilator devices include setting both the number of times per minute of gas forced into the patient's lungs and the volume of gas released during each respiratory cycle. However, known respirators of this type do not provide sufficient regulation of the emitted gas volume as a function of time during the inhalation period, thereby producing the time-dependent volume flow profile that is best suited for each patient with regard to the person's particular pathological respiratory problem. Previously known respirators have e.g. little or no steering accuracy and adaptation to optimized inhalation to achieve the greatest possible gas

spredning i lungene uten uønsket, for tidlig trykkøkning i luft- spread in the lungs without unwanted, premature pressure increase in the air

veiene. Det foreligger faktisk en mulighet for at meget høyt trykk kan bygges opp i-lungene til en pasient som lider av høy luftvei-motstand eller lungestivhet, hvilket kan medføre skade på pasientens lunger eller bevirke sterkt ubehag under anvendelse av respiratoren. For å løse dette problem anvendes det i henhold til tidligere kjent teknikk vanligvis ganske enkelt en utløsningsventil for umiddelbar utslipp av gass i respiratoren til den omgivende atmosfære, når usedvanlig høyt trykk avføles. Dette har imidlertid den ulempe at. gass beregnet for å avgis til pasienten bortkastes for å oppnå korrekt ventilasjon. the roads. There is actually a possibility that very high pressure can build up in the lungs of a patient suffering from high airway resistance or lung stiffness, which can cause damage to the patient's lungs or cause severe discomfort during use of the ventilator. In order to solve this problem, according to prior art, a release valve is usually simply used for the immediate release of gas in the respirator to the surrounding atmosphere, when exceptionally high pressure is sensed. However, this has the disadvantage that. gas intended to be delivered to the patient is wasted to achieve proper ventilation.

På denne bakgrunn av kjent teknikk er det et formål for foreliggende oppfinnelse å fremskaffe volumcyklisk respiratoranordning som regulerer gass-strømningen til en pasients lunger, på en slik måte at den gass som avgis i løpet av innåndingsperioden reguleres på optimal måte i overensstemmelse med pasientens spesielle pateologiske åndedretsproblem. On this background of known technology, it is an object of the present invention to provide a volume-cycling ventilator device that regulates the gas flow to a patient's lungs, in such a way that the gas emitted during the inhalation period is regulated in an optimal way in accordance with the patient's particular pathological condition respiratory problem.

Oppfinnelsen gjelder således en volumcyklisk respiratoranordning for avgivelse av regulert gassvolum til en pasient, idet anordningen omfatter en gassvolumgenerator innrettet for periodisk å tvinge et gassvolum under trykk inn i pasientens lunger under en innåndingsperiode av en respiratorsyklus, samt en drivinnretning forbundet med nevnte generator og innrettet for innstilling av gassvolumgeneratoren til regulert forskyvning av det gassvolum som skal avgis. The invention thus relates to a volume-cycled ventilator device for delivering a regulated volume of gas to a patient, the device comprising a gas volume generator arranged to periodically force a volume of gas under pressure into the patient's lungs during an inhalation period of a ventilator cycle, as well as a drive device connected to said generator and arranged for setting the gas volume generator to regulated displacement of the gas volume to be emitted.

Anordningens særtrekk i henhold til oppfinnelsen består her-under i at anordningen videre omfatter en generator for et referansesignal som angir den varierende innstilling av gassvolumgeneratorens stilling under innåndingsperioden som er nødvendig for å forskyve et ønsket gassvolum i samsvar med en forut bestemt funksjon for det tilførte gassvolum i avhengighet av tiden, samt en tilbakekoblingsanordning i lukket sløyfe for å tvinge gassvolumgeneratorens stillingsforskyvning under innåndingsperioden til å følge nevnte forut bestemte funksjon uavhengig av fysiologisk betingede, uforutsebart varierende trykkforhold i lungene, idet nevnte tilbakekoblingsanordning omfatter et avfølingsorgan for avføling av virklig foreliggende stilling av gassvolumgeneratoren, under innflydelse av nevnte varierende trykkforhold, og på dette grunnlag å frembringe et tilbakekoblingssignal som representerer det samlede gassvolum som til enhver tid faktisk er forskjøvet av gassvolumgeneratoren, samt en komparatorinnretning anordnet for å påvirkes av referansesignalet og tilbakekoblingssignalet samt innrettet for å registrere forskjellen mellom disse signaler som uttrykk for foreliggende avvik mellom den forut bestemte funksjon og det faktisk forskjøvede gassvolum, og på dette grunnlag å frembringe et stillingsavviksignal, som tilføres drivinnretningen for sådan styring av denne at gassvolumgeneratoren innstilles til opphevelse av nevnte avvik til enhver tid under innåndingsperioden, og -eventuelt en reguleringskrets anordnet for på grunnlag av avfølt trykkoppbygging i pasienten sammenlignet . The special feature of the device according to the invention consists below in that the device further comprises a generator for a reference signal which indicates the varying setting of the position of the gas volume generator during the inhalation period which is necessary to shift a desired gas volume in accordance with a predetermined function for the supplied gas volume depending on the time, as well as a feedback device in a closed loop to force the displacement of the position of the gas volume generator during the inhalation period to follow the aforementioned predetermined function regardless of physiologically conditioned, unpredictably varying pressure conditions in the lungs, said feedback device comprising a sensing means for sensing the actual position of the gas volume generator , under the influence of said varying pressure conditions, and on this basis to produce a feedback signal that represents the total gas volume that is actually displaced by the gas volume generator at any given time, as well as a comparative original device arranged to be influenced by the reference signal and the feedback signal as well as arranged to register the difference between these signals as an expression of the existing deviation between the predetermined function and the actual displaced gas volume, and on this basis to produce a position deviation signal, which is supplied to the drive device for such control of this that the gas volume generator is set to cancel said deviation at any time during the inhalation period, and - possibly a regulation circuit arranged for on the basis of sensed pressure build-up in the patient compared .

med en ønsket trykkoppbygging å korrigere stiilinasavvik-signalet tilsvarende forskjellen mellom nevnte avfølte og ønskede trykkoppbygging. with a desired pressure build-up to correct the stylinase deviation signal corresponding to the difference between said sensed and desired pressure build-up.

Foreliggende respiratoranordning omfatter kort sagt midler for periodisk å tvinge gass under trykk inni pasientens lunger. In short, the present respiratory device includes means for periodically forcing gas under pressure into the patient's lungs.

Et stempel som er bevegelig anordnet i en sylinder, avgir fortrinnsvis den nødvendige gass til pasienten, skjønt belger som kan utvides og sammentrykkes, eller andre liknende innretninger for frembringelse av gass-strømning med fordel kan anvendes. Respiratorens arbeidsfunksjon reguleres av en drivinnretning A piston which is movably arranged in a cylinder preferably emits the necessary gas to the patient, although bellows which can be expanded and compressed, or other similar devices for producing gas flow can be advantageously used. The respirator's working function is regulated by a drive device

som påvirkes av en kurveform som representerer det gassvolum som ønskes avgitt til pasienten som funksjon av tiden. Den ønskede volum-kurveform er en idealisert tidsavhengig gass-tilførsel for avgivelse under hver innåndingsperiode i avhengighet av de spesielle fysiologiske egenskaper for pasientens åndedrettssystem. Den ønskede volum-kurveform kan være en fast kurveform, men fortrinnsvis frembringes denne kurveform av en innstillbar kurveformgenerator og et tilpasningsorgan for frembringelse av en utvalgt volum-kurveform under gitte pateologiske forhold. which is influenced by a curve shape that represents the desired gas volume delivered to the patient as a function of time. The desired volume curve shape is an idealized time-dependent gas supply for release during each inhalation period depending on the particular physiological characteristics of the patient's respiratory system. The desired volume curve shape can be a fixed curve shape, but this curve shape is preferably produced by an adjustable curve shape generator and an adaptation device for producing a selected volume curve shape under given pathological conditions.

Den "eventuelt foreliggende reguleringskrets omfatter fortrinns- The "potentially present regulatory circle includes preferential

vis et organ forI.avfølirig ~ av det gasstrykk som bygges opp i pasienten under tilførselen av gass fra gassvolumgeneratoren og avgivelse av et tilsvarende utgangssignal, en referanseinnretning for frembringelse av et utgangssignal som angir en ønsket gasstrykk-oppbygning i pasienten, et sammenliknings- show an organ sensitive to the gas pressure that builds up in the patient during the supply of gas from the gas volume generator and outputting a corresponding output signal, a reference device for generating an output signal indicating a desired gas pressure build-up in the patient, a comparison

organ for frembringelse av et trykkavviksignal som representerer resultatet av en sammenlikning mellom det avfølte trykk og den ønskede trykkoppbygning, samt et reguleringsorgan som tilføres trykkawiksignalet og er'innrettet for tilsvarende korreksjon av det stillingsavviksignal som tilføres drivinnretningen for regulering av det tidsavhengige gassvolum som avgis til pasienten fra gassvolumgeneratoren i samsvar med trykkawiksignalet. device for generating a pressure deviation signal which represents the result of a comparison between the sensed pressure and the desired pressure build-up, as well as a control device which is supplied with the pressure deviation signal and is arranged for corresponding correction of the position deviation signal which is supplied to the drive device for regulating the time-dependent gas volume which is delivered to the patient from the gas volume generator in accordance with the pressure deviation signal.

Respiratoren i henhold til foreliggende oppfinnelse er således gjenstand for en kontinuerlig reguleringsprosess under inn- The respirator according to the present invention is thus subject to a continuous regulation process during

åndingen for å sikre tilførsel av et forut bestemt gassvolum til pasienten under hver innnåndingsperiode. Hvis det foreligger pateologiske forhold i forbindelse med pasientens lunger, eller hosteanfall eller viljemessig motstand fra pasientens side mot respiratorens virksomhet, vil nevnte reguleringskrets forhindre unormal trykkoppbygning i pasientens lunger under det innledende avsnitt av innåndningsperioden. Ingen del av det foreskrevne gass " volum som skal avgis, går tapt gjennom den foreliggende sikker- breathing to ensure delivery of a predetermined volume of gas to the patient during each inhalation period. If there are pathological conditions in connection with the patient's lungs, or coughing fits or voluntary resistance on the part of the patient to the operation of the ventilator, said control circuit will prevent abnormal pressure build-up in the patient's lungs during the initial section of the inhalation period. No part of the prescribed gas " volume to be emitted is lost through the present safe-

hets og utløsningsventil, men samles opp og avgis til pasienten under ideelle forhold under et senere avsnitt av innåndingsperioden. Systemet gir således optimale muligheter for at hele det forut bestemte gass-volum vil bli avgitt til pasienten før slutten av vedkommende innåndingsperiode. Detté løser det problem som oppstår ved tidligere kjente respiratorer, hvorved gass ofte må slippes ut i det omgivende rom, således at pasienten mister en del av det nødvendige luftvolum. and release valve, but is collected and delivered to the patient under ideal conditions during a later section of the inhalation period. The system thus provides optimal opportunities for the entire predetermined gas volume to be delivered to the patient before the end of the relevant inhalation period. This solves the problem that arises with previously known respirators, whereby gas often has to be released into the surrounding space, so that the patient loses part of the necessary air volume.

De ovenfor angitte og ytterligere trekk ved oppfinnelsen vil The above stated and further features of the invention will

bli bedre forstått ved følgende beskrivelse av utførelses- be better understood by the following description of the execution

eksempler under henvisning til de vedføyde tegninger, hvorpå: examples with reference to the attached drawings, whereupon:

Fig. 1 er et blokkskjerna som viser en respirator hvori et drivstempel utgjør en del av et tilbakekoblet reguleringssystem. Fig. 2 er en grafisk fremstilling som viser en kurve for det ideelle gasstrykk i normale lunger under en innåndingsperiode, sammenlignet med to kurver som angir lungegasstrykket for unormale lunger med ofte forekommende typer av unormal trykkoppbygning; Fig. 1 is a block core showing a respirator in which a drive piston forms part of a feedback control system. Fig. 2 is a graphical representation showing a curve for the ideal gas pressure in normal lungs during an inhalation period, compared with two curves indicating the lung gas pressure for abnormal lungs with commonly occurring types of abnormal pressure build-up;

Fig. 3 er en grafisk fremstilling som viser en kurve for Fig. 3 is a graphic representation showing a curve for

ideell gassavgivelse til en normal pasient under en innåndingsperiode, sammenlignet med en kurve som angir gass-avgivelsen til en pasient med unormale lunger; ideal gas delivery of a normal patient during an inhalation period, compared with a curve indicating the gas delivery of a patient with abnormal lungs;

Fig. 4 er en grafisk fremstilling som angir en kurve for den ideelle gass-strømningstakt til en normal pasient under en innåndingsperiode, sammenlignet med en kurve som angir gass-strømningen til en pasient med unormale lunger; Fig. 5 er et blokkskjerna som viser en foretrukket utførelse av et tilbakekoblet reguleringssystem for styring av stillingen for respiratorens drivstempel; Fig. 6 er et blokkskjema som angir et styresystem for gass-strømningen til en pasient fra en respirator med tilpasningsreservoar, samt et styresystem for regulering av gassvolumet i tilpasningsreservoaret, Fig. 6A er et blokkskjema som viser reguleringssystemet i fig. 6 med tillegg av overløpsanordninger for forlengelse av innåndingsperioden; Fig. 6B er en grafisk fremstilling som viser stempelforskyvningen under styring fra de overløpsinnretninger som er vist i fig. 6A, Fig. 7 er en grafisk fremstilling som viser trykkoppbygningen som funksjon av tiden for en pasient med unormale lunger ved bruk av respiratoranordningen i fig. 6, og hvorunder trykkoppbygningen tilpasses de foreliggende forhold ved hjelp av trykktilpasningsanordningen, idet den tilpassede trykkoppbygning sammenlignes med en ideell trykkoppbygning for en normal pasient; Fig. 8 er_en grafisk fremstilling somrangir en trykkoppbygning som funksjon av tiden for en pasient med normale lunger ved anvendelse av respiratoranordningen i fig. 6, og hvorved trykkoppbygningen ikke er tilpasset de foreliggende forhold ved hjelp av en trykktilpasningsanordning, idet trykkoppbygningen sammenlignes med ideell trykkoppbygning for en normal pasient; Fig. 9 er en grafisk fremstilling som angir volumforskyvningen for tilpasningsstemplet i tilpasningsanordningen i fig. 6, og hvorved både store og små volumforskyvninger som opptrer tidlig i åndedrettet føres tilbake til et programmert null-volum ved slutten av innåndingsperioden; Fig. 10 er en grafisk fremstilling som angir volumforskyvningen for tilpasningsstemplet i trykktilpasningsanordningen i fig. 6, og hvorved både store og små volumforskyvninger som opptrer sent i innåndingsperioden føres tilbake til et programmert null-volum ved slutten av nevnte periode. Fig. 11 er en grafisk fremstilling som sammenligner sammenstilte volumforskyvninger i trykktilpasningsanordningen i fig. 6 for to pasienter, idet den ene kurve angir tilstrekkelig trykktilpasning med gradvis tilbakevending av tilpasningsreservoarets gassvolum til null, mens den annen kurve angir utilstrekkelig trykktilpasning, men med en liknende gradvis tilbakevending av reservoarets gassvolum til null ved slutten av innåndingen; Fig. 12 ér en grafisk fremstilling som viser et volumforskyv-ningsforløp for trykktilpasningsanordningen i fig. 6, og hvorved tilstrekkelig trykkpasning foreligger tidlig under innåndingen, mens utilstrekkelig trykktilpasning opptrer senere i innåndingsperioden, men reservoarets gassvolum gradvis føres tilbake til null-verdien ved slutten av innåndingen; Fig. 13 viser skjematisk forholdene i respiratoranordningen i fig. 6 under et sent avsnitt av innåndingsperioden, hvorunder tilpasningsreservoaret utligner en for tidlig trykkoppbygning; Fig. 14 viser skjematisk respiratoranorndingen i fig. 6 under.utåndingsperioden med tilbakevending av tilpasningsreservoarets gassvolum til null-verdien; Fig. 15 er et blokkskjerna som viser en respirator med et alternativt tilpasningssystem, hvori et sammenstilt drivst§mpel og tilpasningsreservoar er programmert for å avgi et optimalt gassvolum til en pasient under innåndingsperioden; Fig. 16 er et blokkskjema som viser en alternativ elektrisk reguleringsmetode for å oppnå den ønskede tilpasning ved stempel/reservoar-systernet i fig. 15; Fig. 16A er et blokkskjema som viser en alternativ utførelse av den viste anordning i fig. 16; Fig. 16B er et blokkskjema som viser en fremgangsmåte for modifisering av anordningen i fig. 16 til å omfatte en overløps-innretning for forlengelse av innåndingen; Fig. 17 er en skjematisk skisse som viser en alternativ utførelse av tilpasningsreservoaret under et innledende avsnitt av innåndingsperioden. Fig. 18 er et skjema som viser tilpasningsreservoaret i fig. 17 under et sent avsnitt av innåndingsperioden, idet tømning av reservoaret har funnet sted; Fig. 19 er et blokkskjema som viser midler for å frembringe periodiske kunstige sukk under innåndingen; Fig. 20 er en grafisk fremstilling som angir gassvolumet som funksjon av tiden for normalt frembragte innåndingsperioder, og overlagret kunstige sukk frembragt i anordningen i fig. 19; Fig. 21 er et blokkskjema for en alternativ utførelse av anordningen i fig. 19 for frembringelse av kunstige sukk, og Fig. 22 er en grafisk fremstilling som viser gassvolumet som funksjon av tiden for innåndinger frembragt av anordningen i fig. 21 for kunstige sukk. Fig. 4 is a graph showing a curve of the ideal gas flow rate of a normal patient during an inhalation period compared to a curve showing the gas flow of a patient with abnormal lungs; Fig. 5 is a block diagram showing a preferred embodiment of a feedback control system for controlling the position of the ventilator's drive piston; Fig. 6 is a block diagram indicating a control system for the gas flow to a patient from a ventilator with adaptation reservoir, as well as a control system for regulating the gas volume in the adaptation reservoir, Fig. 6A is a block diagram showing the regulation system in fig. 6 with the addition of overflow devices for extending the inhalation period; Fig. 6B is a graphic representation showing the displacement of the piston under control from the overflow devices shown in fig. 6A, Fig. 7 is a graphical representation showing the pressure build-up as a function of time for a patient with abnormal lungs using the ventilator device of Fig. 6, and during which the pressure build-up is adapted to the present conditions by means of the pressure adaptation device, the adapted pressure build-up being compared with an ideal pressure build-up for a normal patient; Fig. 8 is a graphical representation which ranks a pressure build-up as a function of time for a patient with normal lungs when using the ventilator device in fig. 6, and whereby the pressure build-up is not adapted to the present conditions by means of a pressure adaptation device, the pressure build-up being compared with ideal pressure build-up for a normal patient; Fig. 9 is a graphical representation indicating the volume displacement for the adaptation piston in the adaptation device in fig. 6, and whereby both large and small volume shifts that occur early in the breath are brought back to a programmed zero volume at the end of the inhalation period; Fig. 10 is a graphical representation indicating the volume displacement for the matching piston in the pressure matching device in fig. 6, and whereby both large and small volume shifts that occur late in the inhalation period are brought back to a programmed zero volume at the end of said period. Fig. 11 is a graphical representation comparing compiled volume displacements in the pressure matching device in fig. 6 for two patients, one curve indicating adequate pressure adaptation with a gradual return of the adaptation reservoir gas volume to zero, while the other curve indicates insufficient pressure adaptation, but with a similar gradual return of the reservoir gas volume to zero at the end of inhalation; Fig. 12 is a graphic representation showing a volume displacement course for the pressure matching device in fig. 6, and whereby sufficient pressure matching is present early during the inhalation, while insufficient pressure matching occurs later in the inhalation period, but the gas volume of the reservoir is gradually brought back to the zero value at the end of the inhalation; Fig. 13 schematically shows the conditions in the respirator device in fig. 6 during a late section of the inhalation period, during which the adaptation reservoir compensates for a premature pressure build-up; Fig. 14 schematically shows the respirator device in fig. 6 during the exhalation period with the return of the adaptation reservoir gas volume to the zero value; Fig. 15 is a block diagram showing a ventilator with an alternative adaptation system, in which an assembled drive piston and adaptation reservoir are programmed to deliver an optimal volume of gas to a patient during the inhalation period; Fig. 16 is a block diagram showing an alternative electrical control method for achieving the desired fit in the piston/reservoir system in fig. 15; Fig. 16A is a block diagram showing an alternative embodiment of the device shown in fig. 16; Fig. 16B is a block diagram showing a method for modifying the device in fig. 16 to include an overflow device for prolonging the inhalation; Fig. 17 is a schematic sketch showing an alternative embodiment of the adaptation reservoir during an initial section of the inhalation period. Fig. 18 is a diagram showing the adaptation reservoir in fig. 17 during a late section of the inhalation period, as emptying of the reservoir has taken place; Fig. 19 is a block diagram showing means for producing periodic artificial sighs during inhalation; Fig. 20 is a graphical presentation which indicates the gas volume as a function of time for normally produced inhalation periods, and superimposed artificial sighs produced in the device in fig. 19; Fig. 21 is a block diagram for an alternative embodiment of the device in fig. 19 for producing artificial sighs, and Fig. 22 is a graphic representation showing the gas volume as a function of the time for inhalations produced by the device in fig. 21 for artificial sighs.

I fig. 1 er det vist en respirator 30 med et stempel 32 anordnet In fig. 1 shows a respirator 30 with a piston 32 arranged

i en sylinder 34. Stemplet drives frem og tilbake i sylinderen ved hjelp av passende drivinnretninger 36, fortrinnsvis en translasjonsmotor, som f.eks. en lineær hydraulisk motor eller induksjonsmotor, som er tilkoblet stemplet gjennom passende koblingsmidler (ikke vist).. Andre motortyper eller drivinnretninger for stemplet, som f.eks. mekanisk tannstang og tannhjul eller fluidforsterkere, kan imidlertid også anvendes. in a cylinder 34. The piston is driven back and forth in the cylinder by means of suitable drive devices 36, preferably a translation motor, which e.g. a linear hydraulic motor or induction motor, which is connected to the piston through suitable coupling means (not shown).. Other types of motor or drive devices for the piston, such as e.g. mechanical rack and pinion or fluid amplifiers, however, can also be used.

Likeledes kan en belganordning anvendes i stedet for stemplet Likewise, a bellows device can be used instead of the piston

for periodisk tilførsel av gass til pasientens lunger. for periodic supply of gas to the patient's lungs.

En gassledning avgir en gassmengde, vanligvis luft éller en passende blanding av luft og oksygen, til det innvendige av stempelsylinderen. Når stemplets drivinnretning 36 skyver stemplet forover i retning av pilen 40 i fig. 1, tvinges gass som er sluppet inn gjennom ledningen 38, ut av stempelsylinderen 34 ved hjelp av passende ventiler (ikke vist), for overføring A gas line delivers a quantity of gas, usually air or a suitable mixture of air and oxygen, to the interior of the piston cylinder. When the piston's drive device 36 pushes the piston forward in the direction of the arrow 40 in fig. 1, gas admitted through conduit 38 is forced out of piston cylinder 34 by means of suitable valves (not shown) for transfer

gjennom en ledning 42 til en pasient (skjematisk angitt ved through a line 42 to a patient (schematically indicated by

44) for på vanlig måte å tilføre gass til pasientens lunger. 44) to supply gas to the patient's lungs in the usual way.

Den resiproserende bevegelse av stemplet pumper periodisk gass The reciprocating motion of the piston periodically pumps gas

inn i pasientens lunger for å simulere innåndingsperioden ved normale åndedrett og tillate passende innstilt tid for ut- into the patient's lungs to simulate the inspiratory period of normal breathing and allow appropriately set time for exhalation

ånding. Utåndingsperioden opptrer hver gang stemplet trekkes tilbake, mens pasienten ånder ut passivt gjennom en separat krets (ikke vist),eller ved hjelp av hjelpeorganer for ut- breathing. The exhalation period occurs each time the piston is withdrawn, while the patient exhales passively through a separate circuit (not shown), or with the help of auxiliary devices for exhalation

åndingen eller tilbakeholdningsorganer (ikke vist) slik det er velkjent innenfor respiratorterapien. the breathing or restraining organs (not shown) as is well known in respiratory therapy.

Foreliggende oppfinnelse angir midler for styrt bevegelse av stemplet for å avgi et regulert gassvolum til pasienten i løpet av hver innåndingsperiode. En regneenhet og kurve-generator 46 mottar inngangsdata som bestemmer det tidsavhenige gassvolum som skal avgis under innåndingen. Sådanne data omfatter signaler' fra en innstillbar taktgiver 48 for åndedrettet, en styreinnretning 50 for innstilling av innåndings/utåndings-forholdet samt en styreinnretning 52 for innstilling av åndedrettsvolumet. The present invention provides means for controlled movement of the piston to deliver a regulated volume of gas to the patient during each inhalation period. A calculation unit and curve generator 46 receives input data which determines the time-dependent gas volume to be released during inhalation. Such data includes signals from an adjustable pacemaker 48 for the respiratory rate, a control device 50 for setting the inhalation/exhalation ratio and a control device 52 for setting the respiratory volume.

Regneenheten 46 utgjøres fortrinnsvis av en analog regnemaskin spesielt innrettet for formålet, samt en signalgenerator. The calculation unit 46 is preferably made up of an analogue calculator specially designed for the purpose, as well as a signal generator.

Andre spesialkonstruerte hybrid-enheter eller signalgenerator-anordninger kan imidlertid også anvendes. Regneenheten programmeres for en bestemt databehandling og frembringelse av However, other specially designed hybrid units or signal generator devices can also be used. The computing unit is programmed for a specific data processing and generation of

et spenningssignal eller referansesignal 54 proporsjonalt med ,,det.gassvolum som ønskes avgitt til pasienten som en funksjon av tiden. Fortrinnsvis utgjør signalet 54 et stillingssignal som styrer stemplet til en sådan bevegelse at et gitt gassvoulum tvinges inn i pasientens lunger som en funksjon av tiden. I en foretrukket utførelsesform av oppfinnelsen kan utgangssignalet 54 innstilles manuelt av en operatør ved hjelp av et inngangssignal 56 i overensstemmelse med en ønsket kurveform, eller a voltage signal or reference signal 54 proportional to "the gas volume which is desired to be delivered to the patient as a function of time." Preferably, the signal 54 constitutes a position signal which controls the piston to such a movement that a given volume of gas is forced into the patient's lungs as a function of time. In a preferred embodiment of the invention, the output signal 54 can be set manually by an operator using an input signal 56 in accordance with a desired curve shape, or

utgangssignalet kan være gjenstand for automatisk innstilling ved hjelp av et inngangssignal 58, som representerer en ønsket kurveform som genereres i selve regneenheten. Operatøren kan f.eks. velge en spesiell kurveform som representerer det tidsavhengige gassvolum som best passer for den foreliggende pasients spesielle åndedrettsforhold. Det kan således velges forskjellige kurveformer, som henholdsvis representerer pasienter med normale lunger eller med mildere luftveihemninger, pasienter med alvorlige luftveishindringer eller nedsatt lungeelastisitet, eller liknende. Referansesignalet 54 angir fortrinnsvis det optimale gassvolum som funksjon av tiden, the output signal can be subject to automatic setting by means of an input signal 58, which represents a desired curve shape that is generated in the calculation unit itself. The operator can e.g. select a particular curve shape that represents the time-dependent gas volume that best suits the patient's particular respiratory conditions. Different curve shapes can thus be selected, which respectively represent patients with normal lungs or with milder airway obstruction, patients with severe airway obstruction or reduced lung elasticity, or similar. The reference signal 54 preferably indicates the optimal gas volume as a function of time,

for avgivelse i løpet av hver innåndingsperiode, idet pasientens spesielle pateologiske problemer med hensyn til sine åndedrettsorganer tas i betraktning. for delivery during each inhalation period, taking into account the patient's particular pathological problems with regard to his respiratory organs.

Den tids/volum-funksjon som genereres av regneenheten kan være beregnet for normale forhold, hvilket vil si for en pasient hvis lunger ikke er syke, men som likevel midlertidig er ute av stand til å puste normalt selv, eller for pasienter med unormale lungeforhold, som f.eks. høy luftveimotstand (astma eller emfysema) eller lav lungeelastisitet (lungestivhet som f.eks. pulmonær fibrose). The time/volume function generated by the calculator can be calculated for normal conditions, i.e. for a patient whose lungs are not diseased, but who is nevertheless temporarily unable to breathe normally on their own, or for patients with abnormal lung conditions, like for example. high airway resistance (asthma or emphysema) or low lung elasticity (lung stiffness such as pulmonary fibrosis).

Fig.2 til 4 viser kurver som angir den pulmonære dynamikk for normale pasienter sammenliknet med pasienter med unormale lunger. En kurve 60 i fig. 2 viser en typisk trykkoppbygningsprosess i lungene for en normal pasient under innånding. Et kurvepar 6 2 og 64 i fig. 2 representerer to vanlige typer av trykkoppbygning i lunger med motstands- eller elastisitets-problemer hvorved trykket bygges opp i raskere takt under innledende avsnitt av innåndingsperioden, sammenliknet med forholdene ved normale lunger. Når en respirator tvinger gass inn i lungene på en pasient, måvdet omsorgsfullt inngås oppbygning av for høyt trykk, fordi sådant trykk kan skade pasientens lunger f.eks ved bristning. Det er også ønskelig å avgi et forut bestemt fast gassvolum til hver gitt pasient under hver innåndingsperiode. Tidligere kjente respiratorer har ofte den ulempe at de tillater for kraftig trykkoppbygning for normale pasienter, når et forut bestemt gassvolum avgis til disse, hvilket utløser en sikkerhetsventil for utslipp av gassen i den omgivende atmosfære. Dette betyr imidlertid tap av gass som faktisk er nødvendig for lungenes gassutveksling. Fig.2 to 4 show curves indicating the pulmonary dynamics for normal patients compared to patients with abnormal lungs. A curve 60 in fig. 2 shows a typical pressure build-up process in the lungs for a normal patient during inhalation. A pair of curves 6 2 and 64 in fig. 2 represents two common types of pressure build-up in lungs with resistance or elasticity problems whereby the pressure builds up at a faster rate during the initial section of the inhalation period, compared to the conditions in normal lungs. When a respirator forces gas into the lungs of a patient, care must be taken to build up too high a pressure, because such pressure can damage the patient's lungs, for example in the event of a rupture. It is also desirable to deliver a predetermined fixed volume of gas to each given patient during each inhalation period. Previously known respirators often have the disadvantage that they allow too much pressure build-up for normal patients, when a predetermined volume of gas is delivered to them, which triggers a safety valve for releasing the gas into the surrounding atmosphere. However, this means a loss of gas that is actually necessary for the lungs' gas exchange.

Respiratoren i henhold til foreliggende oppfinnelse er innrettet for å drive stemplet 32 på en sådan måte at gass avgis under ideelle forhold, hvilket hindrer for kraftig trykkoppbygning for pasienter med unormale lunger, (slik det angitt ved kurvene 62 eller 64), samt gir størst mulig sjanse for at et forut bestemt, nødvendig gassvolum vil bli avgitt til pasienten under hver innåndingsperiode. Som det vil fremtre klart ved den følgende detaljerte beskrivelse, er respiratoren i henhold til foreliggende oppfinnelse konstruert for å frembringe optimal gasspredning i lungene, hvilket gir små muligheter for at gassutslipp til atmosfæren blir nødvendig. Som beskrevet ovenfor, frembringes de ideelle trykkoppbygnings-forhold under innåndingen fortrinnsvis ved styring av det gassvolum som avgis til pasienten under hver innåndingsperiode. En kurve 66 i fig. 3 viser hvorledes normale lunger fylles The respirator according to the present invention is arranged to drive the piston 32 in such a way that gas is released under ideal conditions, which prevents excessive pressure build-up for patients with abnormal lungs, (as indicated by the curves 62 or 64), and provides the greatest possible chance that a predetermined required gas volume will be delivered to the patient during each inhalation period. As will become clear from the following detailed description, the respirator according to the present invention is designed to produce optimal gas dispersion in the lungs, which gives little chance of gas emissions to the atmosphere becoming necessary. As described above, the ideal pressure build-up conditions during inhalation are preferably produced by controlling the volume of gas delivered to the patient during each inhalation period. A curve 66 in fig. 3 shows how normal lungs are filled

når et forut bestemt gassvolum tvinges inn i dem. En kurve 68 i fig. 3 representerer et volum/tidsforhold for en pasient med sådanne unormale lunger at den innledende fylling av pasientens lunger ligger lavere enn for normale lunger. when a predetermined volume of gas is forced into them. A curve 68 in fig. 3 represents a volume/time relationship for a patient with such abnormal lungs that the initial filling of the patient's lungs is lower than for normal lungs.

Fylningen skjer imidlertid raskere for pasienten med unormale lunger under de senere avsnitt av perioden, og i begge tilfeller vil det bli mottatt samme samlede gassvolum ved slutten av innåndingsperioden, så sant ikke det oppstår overtrykk i de unormale lunger, hvilket medfører utslipp av gass til atmosfæren. However, filling occurs more quickly for the patient with abnormal lungs during the later sections of the period, and in both cases the same total volume of gas will be received at the end of the inhalation period, unless overpressure occurs in the abnormal lungs, resulting in the release of gas into the atmosphere .

Følgende detaljerte beskrivelse vil nå vise at respiratoren er innrettet for å avgi gass under normale lungeforhold slik det - .er vist ved volumkurven 66. For pasienter med mer eller mindre unormale lunger kan imidlertid volum/tids-signalet 54 forandres, enten manuelt eller automatisk, henhv. over inn-gangene 56 eller 58, for derved å oppnå nærmere tilpasning til kurven 68, som innebærer optimal avgivelse av gass til pasienter med unormale dynamiske åndedrettsforhold. The following detailed description will now show that the ventilator is designed to release gas under normal lung conditions as shown by the volume curve 66. For patients with more or less abnormal lungs, however, the volume/time signal 54 can be changed, either manually or automatically, respectively over the entrances 56 or 58, in order to thereby achieve a closer adaptation to the curve 68, which involves optimal delivery of gas to patients with abnormal dynamic respiratory conditions.

Kurven 70 i fig. 4 viser strømningstakten for gassinntaket i lungene for en normal pasient. En kurve 72 i fig. 4 angir tilsvarende strømningstakt som funksjon av tiden for en pasient med unormale lunger, og hvorved den innledende fylningstakt ligger lavere enn for den normale pasient. Ved slutten av innåndingsperioden er imidlertid strømningstakten større for pasienten med unormale lunger, således at det samme gassvolum vil bli avgitt til begge pasienter under innåndingsperioden. The curve 70 in fig. 4 shows the flow rate for gas intake in the lungs for a normal patient. A curve 72 in fig. 4 indicates the corresponding flow rate as a function of time for a patient with abnormal lungs, whereby the initial filling rate is lower than for the normal patient. At the end of the inhalation period, however, the flow rate is greater for the patient with abnormal lungs, so that the same volume of gas will be delivered to both patients during the inhalation period.

Stillingen av stemplet 32 styres nøyaktig ved hjelp av The position of the piston 32 is precisely controlled by means of

et sluttet tilbakekoblingssystem, som kontinuerlig innstiller stempelstillingen for bibehold av den ønskede gass-strømning, slik den er representeret ved utgangssignalet 54 fra regneenheten. Det tilbakekoblede reguleringssystem omfatter en passende omformer eller et avfølingsorgan 74 for måling av systemets styrte variable, som er det gassvolum som faktisk er avgitt-til pasienten, som en funksjon av tiden. Alternativt kan omformeren 74 måle det gassvolum som er tilbake i sylinderen 34. Omformeren 74 er fortrinnsvis en stillings-omformer som a closed feedback system, which continuously adjusts the piston position to maintain the desired gas flow, as represented by the output signal 54 from the computing unit. The feedback control system includes a suitable transducer or sensing means 74 for measuring the controlled variable of the system, which is the volume of gas actually delivered to the patient, as a function of time. Alternatively, the converter 74 can measure the gas volume that is back in the cylinder 34. The converter 74 is preferably a position converter which

bestemmer den for øyeblikket foreliggende stilling, av stemplet 3 2 inne i sylinderen 34, samt frembringer et styresignal eller determines the currently present position of the piston 3 2 inside the cylinder 34, and generates a control signal or

tilbakekoblet stillingssignal 76 proporsjonalt med det virkelige gassvolum som er avgitt av stemplet 32. Det tilbakekoblede feedback position signal 76 proportional to the actual gas volume delivered by the piston 32. The feedback

reguleringssystem omfatter også et organ, representert ved et summeringspunkt 78, ..for sammenlikning av det ønskede stillingssignal 54 med tilbakekoblingssignalet 76 for frembringelse av et avviksignal 80, som gir uttrykk for avviket mellom det ønskede volum og det virkelige gassvolum som er avgitt av stemplet, som en funksjon av tiden. Stillingsavviket tilføres så stemplets drivinnretning 36 for styring av stempel-bevegelsene ved kontinuerlig innstilling av stemplets stilling for å bibeholde den ønskede volum/tids-strømninq av gass fra sylinderen 34 til pasienten. control system also includes an organ, represented by a summation point 78, ..for comparing the desired position signal 54 with the feedback signal 76 to produce a deviation signal 80, which expresses the deviation between the desired volume and the real gas volume emitted by the piston, as a function of time. The position deviation is then supplied to the piston's drive device 36 for controlling the piston movements by continuously adjusting the piston's position in order to maintain the desired volume/time flow of gas from the cylinder 34 to the patient.

Det tilbakekoblede reguleringssystem styrer således stemplet på nøyaktig måte for å frembringe det ønskede tidsavhengige gassvolum, slik det angis av regneenheten. Passende styre-signaler for både normale og unormale lunger kan videre beregnes og anvendes for riktig stempelstyring, enten i manuell eller automatisk arbeidsmodus. The feedback control system thus controls the piston in an accurate manner to produce the desired time-dependent gas volume, as indicated by the calculation unit. Appropriate control signals for both normal and abnormal lungs can further be calculated and used for correct piston control, either in manual or automatic working mode.

Fig. 5 viser en anordning for elektrisk påvirkning av stemplet 32. Denne anordning er bare angitt som et utførelseseksempel, Fig. 5 shows a device for electrically affecting the piston 32. This device is only shown as an exemplary embodiment,

da det også er mulig å styre stempelbevegels^ne ved hjelp av mekaniske eller fluidistiske styreinnretninger. En ønsket kurveform, slik den er representert ved signalet 54, frembringes av regneenheten 46 og tilføres en differensialforsterker 82. Denne differensialforsterker mottar også tilbakekoblingssignalet 76 som representerer den foreliggende stilling av stemplet 14 som en funksjon av tiden. Differanseforsterkeren frembringer avviksignalet 80, som er en spenning med en størrelse og polaritet som tilsvarer den algebraiske forskjell mellom størrelsene av stillingssignalene 54 og 76. as it is also possible to control the piston movements by means of mechanical or fluidistic control devices. A desired waveform, as represented by the signal 54, is produced by the calculation unit 46 and supplied to a differential amplifier 82. This differential amplifier also receives the feedback signal 76 which represents the current position of the piston 14 as a function of time. The difference amplifier produces the deviation signal 80, which is a voltage with a magnitude and polarity corresponding to the algebraic difference between the magnitudes of the position signals 54 and 76.

Stemplet drives fortrinnsvis av en translasjonsmotor, som skjematisk er representeret ved 84. Motoren er konstruert for å skyve stempelarmen enten mot høyre eller mot venstre i fig. 5, i avhengighet av hvilken styrefase i motoren som energiseres. Awik^-siganlet 80 tilføres en kraftforsterker 86 som avgir varierende energimengder til translasjonsmotoren for drift av stemplet. Den tilførte energimengde er avhengig av størrelsen av awik-signalet 80. Desto større dette avvik er, desto mer energi vil bli tilført translasjonsmotoren, og desto lengere og hurtigere beveges motoren. Positive avviksspenninger bevirker bevegelse av traslasjonsmotoren i en bestemt retning, mens negative spenninger bevirker bevegelse i motsatt retning. Translasjonsmotoren kan drives ved hjelp av likestrøm eller vekselstrøm, og med effekt tilpasset formålet. Når det gjelder drift ved lav vekselstrøms- eller likestrøms-effekt, kan kraftforsterkeren 86 utgjøres av en lineær forsterker som The piston is preferably driven by a translation motor, which is schematically represented at 84. The motor is designed to push the piston arm either to the right or to the left in fig. 5, depending on which control phase in the motor is energized. The Awik^ signal 80 is supplied to a power amplifier 86 which emits varying amounts of energy to the translation motor for operation of the piston. The supplied amount of energy is dependent on the size of the awik signal 80. The greater this deviation is, the more energy will be supplied to the translation motor, and the longer and faster the motor is moved. Positive deviation voltages cause movement of the traslation motor in a certain direction, while negative voltages cause movement in the opposite direction. The translation motor can be operated using direct current or alternating current, and with power adapted to the purpose. When it comes to operation at low alternating current or direct current power, the power amplifier 86 can be constituted by a linear amplifier which

direkte avgir energi til translasjonsmotoren. Når det dreier '•"<■ seg om høyeffektdrift> hvilket bestemmes av kraftbehovet for vedkommende translasjonsmotor, utgjøres kraftforsterkeren 86 av portkretser 88 og 90 for tyristor-drivkretser, som generelt er vist ved 92. For vekselstrømsmotorer utgjøres vedkommende tyristorer -av "Triac"-elementer. Som det vil være vel kjent for fagforlk på området, utgjøres hvert Triac-element av en portstyrt, helperiodisk silisium-bryter, som er beregnet for omkobling fra en blokkert tilstand til en ledende tilstand for begge polariteter av påtrykt spenning, idet uttrykket "Triac" er handelsnavnet for sådanne omkoblere. Hvert Triac-element gjør således tjeneste som en bryter og varierer effektiv-verdien for motorspenningen, for derved å innstille det tidsavsnitt vekselsstrømsnettet er tilsluttet en gitt styrefase i motoren. Avvikspenningen 80 omformes således til et tidsavhengig signal av Triac-drivkretsene 92, som avgir strøm enten til porten 88 eller 90 i avhengighet av polariteten for avvik-signalet 80. Den port som åpnes, avgir energi til motoren for drift i den retning og med den kraft som bestemmes av polaritet og størrelse av avvik-signalet 80. directly delivers energy to the translation motor. When it is a matter of high-power operation, which is determined by the power requirement of the relevant translation motor, the power amplifier 86 is made up of gate circuits 88 and 90 for thyristor drive circuits, which are generally shown at 92. For alternating current motors, the relevant thyristors are made up of "Triac" -elements As will be well known to those skilled in the art, each Triac element consists of a gate controlled, helper periodic silicon switch, which is designed to switch from a blocked state to a conducting state for both polarities of applied voltage, the expression "Triac" is the trade name for such switches. Each Triac element thus serves as a switch and varies the effective value of the motor voltage, thereby setting the period of time the alternating current network is connected to a given control phase in the motor. The deviation voltage 80 is thus transformed into a time-dependent signal of the Triac driver circuits 92, which supply current either to the gate 88 or 90 depending on the polarity of the deviation signal let 80. The gate that is opened supplies energy to the motor for operation in the direction and with the force determined by the polarity and magnitude of the deviation signal 80.

For likestrømsmotorer utgjøres de anvendte tyistorer av styrte silisiumlikerettere (SCR). Som det vil være vel kjent av fagfolk på området, er sådanne SCR-likerettere portstyrte halv-periodcbrytere. Virkemåte for portkretsen i likestrømstilfellet er analog med virkemåte for vekselstrømstilfellet. Portkretsene er generelt betegnet med 88 og 90, og hver SCR virker som en bryter for innstilling av det tidsavsnitt hvorunder en like-rettet vekselspenning påtrykkes motoren. Positive eller negative awik-spenninger omformes til tidsavhengige signaler som åpner enten porten 88 eller 90, for å bevirke bevegelsen av- stemplet enten mot høyre-eller mot venstre i fig. 1.. For direct current motors, the thyristors used are controlled silicon rectifiers (SCR). As will be well known by those skilled in the art, such SCR rectifiers are gate-controlled half-period switches. Operation of the gate circuit in the direct current case is analogous to operation in the alternating current case. The gate circuits are generally denoted by 88 and 90, and each SCR acts as a switch for setting the time period during which a rectified alternating voltage is applied to the motor. Positive or negative awik voltages are transformed into time-dependent signals which open either gate 88 or 90, to effect the movement labeled either to the right or to the left in fig. 1..

Stillingen av stemplet når det beveges i avhengighet av translasjonsmotoren, avføles av stillinasomformeren 74 som fortrinnsvis utgjøres av et presisjonspotensiometer eller en lineært variabel differensialtransformator. Tilbakekoblings-spenningen 76 er proporsjonal med stemplets stilling. Ved tilførsel av denne spenning til den ene inngang for differanseforsterkeren 82, vil stempelstillingen kontinuerlig bli etter-innstilt i.overensstemmelse .med den pønskede kurveform, representeret ved signalet 54. Fig. 6 viser et separat tilpasningssystem 94 som kan anvendes sammen med den grunnleggende respiratorkonstruksjon i fig. 1 for å avgi gass til en pasient under forhold som er optimalt tilpasset de foreliggende spesielle pateologiske forhold for foreliggende pasients åndedrettssystem, eller i visse tilfeller å kompensere for uriktig innstilling av selve respiratoren. Tilpasningssystemet omfatter et tilpasningsreservoar 9 6 i gassforbindelse med sylinderen 34 for primærstemplet 32. Tilpasningsreservoaret mottar fra primærstemplet enhver gassmengde som ikke kan utnyttes enten på grunn av høy luftvei-motstand eller unormal lungeelastisitet. Sådanne problemer bevirker for tidlig eller uriktig trykkoppbygning i pasientens lunger, og gass som ikke kan utnyttes av pasienten på grunn av denne trykkoppbygning, lagres i tilpasningsreservoaret under de innledende avsnitt av innåndingsperioden. Under de senere avsnitt av denne periode tvinges den oppsamlede gass tilbake inn i pasientens lunger under regulerte og optimale forhold, ved hjelp av et stempel 98 i reservoaret. Tilpasningssystemet øker derved sjansen for at en pasient med unormale lunger vil være i stand til å trykk-tilpasse seg til et visst gassvolum som er nødvendig for skikkelig gass-utveksling i lungene, i stedet for utslipp av den gass som ikke kan utnyttes, til den omgivende atmosfære. Fig. 6 viser en foretrukket anordning for drift av primærstemplet og reservoarstemplet for avgivelse av gass til pasienten under forhold som er regulert i overensstemmelse med de særskilte pateologiske forhold som foreligger i forbindelse med pasientens åndedrettsorganer. En databehandler 100, fortrinnsvis en spesialkonstruert analog regneenhet, mottar inn-gangs informasjon tilsvarende det foreliggende gasstrykk i sylinderen 34 og den foreliggende stilling av reservoarstempelet 98. Gasstrykket i sylinderen 34 og i pasientens lunger måles The position of the piston as it is moved in dependence on the translation motor is sensed by the position transducer 74 which is preferably constituted by a precision potentiometer or a linearly variable differential transformer. The feedback voltage 76 is proportional to the position of the piston. By supplying this voltage to the one input of the differential amplifier 82, the piston position will be continuously readjusted in accordance with the desired curve shape, represented by the signal 54. Fig. 6 shows a separate adaptation system 94 which can be used together with the basic respirator construction in fig. 1 to deliver gas to a patient under conditions that are optimally adapted to the present special pathological conditions for the present patient's respiratory system, or in certain cases to compensate for incorrect setting of the ventilator itself. The adaptation system comprises an adaptation reservoir 96 in gas communication with the cylinder 34 for the primary piston 32. The adaptation reservoir receives from the primary piston any amount of gas that cannot be utilized either because of high airway resistance or abnormal lung elasticity. Such problems cause premature or incorrect pressure build-up in the patient's lungs, and gas that cannot be utilized by the patient due to this pressure build-up is stored in the adaptation reservoir during the initial sections of the inhalation period. During the later sections of this period, the collected gas is forced back into the patient's lungs under regulated and optimal conditions, by means of a piston 98 in the reservoir. The adaptation system thereby increases the chance that a patient with abnormal lungs will be able to pressure-adapt to a certain volume of gas necessary for proper gas exchange in the lungs, instead of releasing the unutilizable gas into the ambient atmosphere. Fig. 6 shows a preferred device for operating the primary piston and the reservoir piston for releasing gas to the patient under conditions that are regulated in accordance with the special pathological conditions that exist in connection with the patient's respiratory organs. A data processor 100, preferably a specially constructed analog computing unit, receives input information corresponding to the present gas pressure in the cylinder 34 and the present position of the reservoir piston 98. The gas pressure in the cylinder 34 and in the patient's lungs is measured

ved hjelp av en trykkomformer 102 som frembringer et inngangssignal 104 proporsjonalt med det målte trykk, for tilførsel til regneenheten. En stillingsomformer 106 frembringer et inngangssignal 108 proporsjonalt med. den avfølte stilling av stemplet 98, for tilførsel til regneenheten. by means of a pressure converter 102 which produces an input signal 104 proportional to the measured pressure, for supply to the calculation unit. A position transducer 106 produces an input signal 108 proportional to . the sensed position of the piston 98, for input to the calculation unit.

Regneenheten 100 omfatter en kurvegenerator 100 for innstilling The calculation unit 100 comprises a curve generator 100 for setting

av trykk/tids-forløpet, og som er programmert for å frembringe et utgangssignal 112 med en kurveform som angir et optimalisert tidsavhenig trykkoppbygningsforløp i lungene for en normal pasient under hver -innåndingsperiode. Regneenheten er programmert for i avhengighet av signalet 104 og annen programin-formasjon som vil bli nærmere beskrevet nedenfor, å frembringe et utgangssignal 114 som påvirker passende drivmidler 116 of the pressure/time course, and which is programmed to produce an output signal 112 with a curve shape indicating an optimized time-dependent pressure build-up course in the lungs of a normal patient during each inspiratory period. The computing unit is programmed to, in dependence on the signal 104 and other program information which will be described in more detail below, produce an output signal 114 which affects suitable drive means 116

for stemplet, fortrinnsvis en translasjonsmotor for å styre stillingen av reservoarstemplet 98. for the piston, preferably a translation motor to control the position of the reservoir piston 98.

Den forløpende tid under hver innåndingsperiode beregnes innvendig i regneenheten 100 ved hjelp av logiske programkretser 118 i avhengighet av et datasignal 119 fra regneenheten 46, The elapsed time during each inhalation period is calculated internally in the computing unit 100 by means of logic program circuits 118 in dependence on a data signal 119 from the computing unit 46,

og som representerer pasientens åndedrettstakt og forholdet mellom innåndings- og utåndings-tid. Fig. 6 viser at and which represents the patient's breathing rate and the ratio between inhalation and exhalation time. Fig. 6 shows that

signalet 119 frembringes av takt/forholds-data 120 i avhengighet av et signal 121 fra regneenheten 46. Signalet 119 frembringes i virkeligheten av regneenheten 46 i avhengighet av takt/forholds-data tilført denne enhet. Programkretsene 118 frembringer et utgangssignal 122 som representerer den forløpende tid, og dette signal føres videre til innvendige logiske programkretser 124 i regneenheten sammen med trykksignalet 104 for å frembringe et utgangssignal 126, som representerer kurveformen for det virkelige trykkforløp som en funksjon av tiden. Trykksignalet 126 for det virkelige forløp, sammenlignes med den tilsiktede optimale trykk/tid-kurveform the signal 119 is produced by rate/ratio data 120 in dependence on a signal 121 from the calculation unit 46. The signal 119 is actually produced by the calculation unit 46 in dependence on rate/ratio data supplied to this unit. The program circuits 118 produce an output signal 122 which represents the passing time, and this signal is passed on to internal logic program circuits 124 in the computing unit together with the pressure signal 104 to produce an output signal 126, which represents the curve shape of the real pressure progress as a function of time. The pressure signal 126 for the actual course is compared to the intended optimal pressure/time waveform

112 i et summeringspunkt 128 for å frembringe et trykkavviksignal 130. Trykkavvik-signalet tilføres til innvendige logiske programkretser 131 for overføring av trykksignalet til et tilsvarende stillingsavvik-signal 132 for stemplet, og som representerer den påkrevde forskyvning av stemplet 98 for å oppnå tilpasning til det trykk som representeres av trykkavvil-signalet. Stillingsawik-signalet 132 styrer delvis bevegelser, av reservoarstemplet 98 ved hjelp av utgangssignalet 114. 112 in a summation point 128 to produce a pressure deviation signal 130. The pressure deviation signal is supplied to internal logic program circuits 131 for transferring the pressure signal to a corresponding position deviation signal 132 for the piston, and which represents the required displacement of the piston 98 to achieve adaptation to the pressure represented by the pressure drop signal. The position signal 132 partially controls movements of the reservoir piston 98 by means of the output signal 114.

Hvis pasientens åndedrett '-er normalt, vil avvikssignalet 132 være null, og trykket i pasientens lunger vil tillates å øke under innåndingsperioden uten fylning av tilpasningsreservoaret. I dette tilfelle vil tilpasningsstemplet 98 forbli i fast stilling, slik det er vist stiplet i fig. 6, og blokkerer derved enhver strømning av gass inn i tilpasningsreservoaret. Dette vil si at utgangssignalet 114 fra regneenheten instruerer tilpasningsstemplets drivmidler 116 til å holde reservoarstemplet 98 i en stilling som blokkerer tilpasningsreservoaret så lenge trykkoppbygningen forløper normalt. All gass som avgis fra primærstemplet tilføres således pasienten så lenge trykkoppbygningen innenfor systemet forblir normalt under innåndingsperioden. If the patient's breathing is normal, the deviation signal 132 will be zero, and the pressure in the patient's lungs will be allowed to increase during the inhalation period without filling the adaptation reservoir. In this case, the adjustment piston 98 will remain in a fixed position, as shown dashed in fig. 6, thereby blocking any flow of gas into the fitting reservoir. This means that the output signal 114 from the computing unit instructs the adaptation piston's drive means 116 to hold the reservoir piston 98 in a position which blocks the adaptation reservoir as long as the pressure build-up proceeds normally. All gas emitted from the primary piston is thus supplied to the patient as long as the pressure build-up within the system remains normal during the inhalation period.

Hvis imidlertid pasienten har høy luftveimotstand eller liten lungeelastisitet, eller hvis vedkommende pasient hoster eller viljemessig motsetter seg innføring av gass i lungene, vil trykket i systemet overskride det normale og det tilbakekoblede trykksignal 104 vil være større ved et gitt tidspunkt, representert ved signalet 119, enn det ideelle trykk representert ved signalet 112. I dette tilfelle blir trykkavvikssignalet 130 større enn null og instruerer stemplets drivinnretning 116, ved hjelp av utgangssignalet 114, til å trekke tilbake reservoarstemplet 98 fra den stilling som er vist stiplet i fig 6, for derved å øke volumet av reservoaret 96 og således senke det herskende trykk i pasientens lunger og i det primære stempel-system. Tilpasningsgraden, hvilket vil si forskyvningen av stemplet 98 bort fra reservoarets null-volum, er proporsjonalt med størrelsen av den uønskede trykkoppbygning, og således også med størrelsen av trykkavvik -signalet 83. Fig. 6 viser forskyvningen av tilpasningsstemplet under oppbygning av et overtrykk, hvorved stemplet vil forskyves i retning av pilene 130 for å tillate gass som ikke kan opptas av pasientens lunger å fylle tilpasningsreservoaret. If, however, the patient has high airway resistance or low lung elasticity, or if the patient in question coughs or willfully resists the introduction of gas into the lungs, the pressure in the system will exceed the normal and the feedback pressure signal 104 will be greater at a given time, represented by the signal 119, than the ideal pressure represented by the signal 112. In this case, the pressure deviation signal 130 becomes greater than zero and instructs the piston driver 116, by means of the output signal 114, to retract the reservoir piston 98 from the position shown dashed in Fig. 6, thereby increase the volume of the reservoir 96 and thus lower the prevailing pressure in the patient's lungs and in the primary piston system. The degree of adaptation, which means the displacement of the piston 98 away from the reservoir's zero volume, is proportional to the size of the unwanted pressure build-up, and thus also to the size of the pressure deviation signal 83. Fig. 6 shows the displacement of the adaptation piston during the build-up of an overpressure, whereby the piston will be displaced in the direction of arrows 130 to allow gas that cannot be absorbed by the patient's lungs to fill the fitting reservoir.

Regneenheten 100 er også programmert til å påvirke reservoarstemplet 98, således at dette blir forskjøvet tilbake med tilstrekkelig kraft til at hele det forut bestemte gassvolum, representert ved signalet 54, vil bli tvunget tilbake i pasientens lunger ved slutten av innåndingsperioden. For å oppnå.dette resultat måles reservoarstemplets stilling under innåndingen ved hjelp av stillingsomformeren 106, som overfører tilbake til, omformeren 100 signalet 108 som er proporsjonalt med forskyvningen av stemplet bort fra dets reservoar-blokkerende stilling. Regneenheten programmeres til å instruere trans-las jonsmotoren 116 til å meddele en forskyvningskraft bakover proporsjonalt med både gassvolumet i tilpasningsreservoaret og forløpen tid fra begynnelsen av innåndingsperioden. Hvis således overs.kuddstrykket i systemet er relativt lite, vil også gassvolumet i tilpasningsreservoaret være relativt lite, og tilpasningsstemplet vil bli instruert til å skyve tilbake med en liten kraft tilstekkelig til å bringe gassen i reservoaret tilbake i pasientens lunger ved utløpet av innåndingsperioden. Denne bevegelse av stemplet 98 er representert ved piler 134, slik som vist i fig. 13. The computing unit 100 is also programmed to influence the reservoir piston 98, so that this is moved back with sufficient force that the entire predetermined gas volume, represented by the signal 54, will be forced back into the patient's lungs at the end of the inhalation period. To achieve this result, the position of the reservoir piston during inhalation is measured by the position transducer 106, which transmits back to the transducer 100 the signal 108 proportional to the displacement of the piston away from its reservoir-blocking position. The computing unit is programmed to instruct the translation motor 116 to impart a rearward displacement force proportional to both the volume of gas in the adaptation reservoir and the elapsed time from the beginning of the inhalation period. Thus, if the overall cushion pressure in the system is relatively small, the gas volume in the adaptation reservoir will also be relatively small, and the adaptation piston will be instructed to push back with a small force sufficient to bring the gas in the reservoir back into the patient's lungs at the end of the inhalation period. This movement of the piston 98 is represented by arrows 134, as shown in fig. 13.

Hvis overtrykket i systemet er relativt høyt vil gassvolumet If the excess pressure in the system is relatively high, the gas volume will

i tilpasningsreservoaret være stort, og utgangssignalet in the adaptation reservoir be large, and the output signal

104 vil instruere drivinnretningen 116 til å skyve tilbake reservoarstemplet med stor kraft for å sikre at gassen i reservoaret vil bli avgitt til pasienten ved utløpet av innåndingsperioden . 104 will instruct the drive device 116 to push back the reservoir piston with great force to ensure that the gas in the reservoir will be released to the patient at the end of the inhalation period.

Den kraft som påføres reservoarstemplet er også avhengig av forløpen tid under innåndingsperioden. Dette vil si at tilpasningsstemplet under de innledende avsnitt av perioden instrueres til forskyvning bakover med relativt liten kraft. Etter som innåndingsperioden nærmer seg sin slutt og det er tilbake kortere tid for tømning av reservoaret, instruerer utgangssignalet 114 stempeldriveren 116 til stadig kraftigere forskyvning bakover for å,sikre at det forut innstilte,gass-volum vil bli avgitt til pasienten ved utløpet av perioden. Trykktilpasningsanordningen er således programmert til å motta enhver gass som innledningsvis ikke kan utnyttes av pasienten på grunn av et abnormalt åndedrettssystem. Den gass som lagres i tilpasningsreservoaret skyves tilbake i pasientens lunger under den gjenværende del av innåndingsperioden, under sådanne^ betingelser at det oppnås størst mulig sansynlighet for at hele det forut bestemte gassvolum kan mottas før utløpet av perioden. Når det oppstår overtrykk i systemet, vil således ikke gassen bli sluppet ut til atmosfæren, men lagret og tilført senere under forhold regulert på en slik måte at det blir mulig for pasienten å motta hele det ønskede gassvolum. The force applied to the reservoir piston is also dependent on the elapsed time during the inhalation period. This means that during the initial sections of the period, the adaptation piston is instructed to move backwards with relatively little force. As the inhalation period approaches its end and there is less time left for emptying the reservoir, the output signal 114 instructs the piston driver 116 to increasingly move backwards to ensure that the preset gas volume will be delivered to the patient at the end of the period. The pressure matching device is thus programmed to receive any gas that cannot initially be utilized by the patient due to an abnormal respiratory system. The gas stored in the adaptation reservoir is pushed back into the patient's lungs during the remaining part of the inhalation period, under such conditions that the greatest possible probability is achieved that the entire predetermined gas volume can be received before the end of the period. When overpressure occurs in the system, the gas will thus not be released into the atmosphere, but stored and supplied later under conditions regulated in such a way that it becomes possible for the patient to receive the entire desired gas volume.

Fig. 14 viser tilpasningsstemplet 98 i ønsket stilling ved slutten av innåndingsperioden. Under den utåndingsperiode som følger, vil primærstemplet 32 bli' trukket tilbake i retning av pilene 136 til beredskap for neste innåndingsperiode . Fig. 14 shows the adaptation piston 98 in the desired position at the end of the inhalation period. During the exhalation period that follows, the primary piston 32 will be withdrawn in the direction of the arrows 136 in readiness for the next inhalation period.

De ovenfor angitte forhold vil kunne forstås best ved henvisning til den grafiske opptegning og kurveformene i fig. 7-12. Fig. 7 viser en grafisk angivelse av det ideelle trykk-oppbygningssignal 112 sammenliknet med det virkelige trykkopp-bygningssignal 126. Under innåndingen øker avvik-signalet 130 innledningsvis til en relativt høy verdi som er angitt ved 130a, for å instruere reservoarstemplet 98 under til-pasningen. Senere under innåndingsforløpet, når det tillatelige trykk økes, vil avvik-signalet 130 anta en relativ liten verdi, slik som angitt ved 130b. I denne situasjon har tilpasningssystemet frembragt trykktilpasning, således at det virkelige trykk i systemet ved slutten av innåndingsperioden hovedsakelig er like stort som det ønskede trykk representert ved signalet 112. The conditions stated above will be best understood by referring to the graphic drawing and the curve shapes in fig. 7-12. Fig. 7 shows a graphical representation of the ideal pressure build-up signal 112 compared to the actual pressure build-up signal 126. During inhalation, the deviation signal 130 initially increases to a relatively high value indicated at 130a, to instruct the reservoir piston 98 during the the pass. Later during the inhalation process, when the permissible pressure is increased, the deviation signal 130 will assume a relatively small value, as indicated by 130b. In this situation, the adaptation system has produced pressure adaptation, so that the real pressure in the system at the end of the inhalation period is essentially the same as the desired pressure represented by the signal 112.

Fig. 8 viser en grafisk fremstilling av det virkelige trykksignal 126 i det tilfelle den ønskede trykktilpasning, slik den er angitt i fig. 7, ikke finner sted. I den tilstand som er representert ved fig.8, vil trykket i det system som utgjøres av stemplet og pasientens lunger forbli høyt, og et relativt høyt trykkavviksignal 130c tidlig i innåndingsperioden forblir Fig. 8 shows a graphical presentation of the real pressure signal 126 in the case of the desired pressure adaptation, as indicated in fig. 7, does not take place. In the condition represented by Fig. 8, the pressure in the system constituted by the piston and the patient's lungs will remain high, and a relatively high pressure deviation signal 130c early in the inhalation period remains

forholdsvis uforandret inntil slutten av innåndingen, slik det er angitt ved-avviket 130d. relatively unchanged until the end of inhalation, as indicated by the deviation 130d.

Som beskrevet ovenfor har awiksignalene • 130c og 130d til formål å instruere translasjonsmotoren 116 til å bevege tilpasningsstemplet 98 fra venstre mot høyre i fig. 6, i den hensikt å øke reservoarvolumet. Hvis imidlertid denne stempel-bevegelse tillates ..sent i innåndingsperioden, vil det oppstå As described above, the awik signals • 130c and 130d have the purpose of instructing the translation motor 116 to move the adjustment piston 98 from left to right in fig. 6, in order to increase the reservoir volume. If, however, this piston movement is allowed ..late in the inhalation period, it will occur

en uønsket situasjon hvori gass vil forbli i reservoaret 96, således -at pasienten fratas det nødvendige gassvolum for sikring av tilstrekkelig gassutveksling i lungene. For å overvinne denne uønskede situasjon er regneenheten 100 programmert til å bevirke overløp av trykktilpasningssystemet under de avsluttende avsnitt av innåndingsperioden, for å sikre at det foreliggende gassvolum, slik det er representert ved signalet 54, avgis til pasienten for hvert åndedrett. Reservoarstemplet programmeres til å vende tilbake på optimal måte under den foreliggende tilstand for reservoarvolumet og den forløpende tid av innåndingsperioden, for derved å sikre at pasienten mottar det forut bestemte gassvolum under betingelser som er sikre og gir muligheter for tilpasning. an undesirable situation in which gas will remain in the reservoir 96, so that the patient is deprived of the necessary gas volume to ensure sufficient gas exchange in the lungs. To overcome this undesirable situation, the computing unit 100 is programmed to effect overflow of the pressure matching system during the closing sections of the inhalation period, to ensure that the available gas volume, as represented by signal 54, is delivered to the patient for each breath. The reservoir piston is programmed to return optimally under the current condition of the reservoir volume and the running time of the inhalation period, thereby ensuring that the patient receives the predetermined gas volume under conditions that are safe and allow for adaptation.

Overløpssystemet forstås best under henvisning til fig. 6, sammen med de grafiske opp/tegninger i fig. 9 til 12. Stillingssignalet 108 og tidssignalet 122 tilføres begge til de logiske programkretser 138 i regneenheten 100 som frembringer et utgangssignal 140, som representerer den virkelige stilling av stemplet 98 ved ethvert gitt tidspunkt i løpet av innåndingsperioden. Stillingssignalet 140 tilføres de indre, logiske programkretser 142, som er innrettet for å frembringe et stempelstillingssignal The overflow system is best understood with reference to fig. 6, together with the graphic plans/drawings in fig. 9 to 12. The position signal 108 and the time signal 122 are both supplied to the logic program circuits 138 in the computing unit 100 which produces an output signal 140, which represents the actual position of the piston 98 at any given time during the inhalation period. The position signal 140 is supplied to the internal logic program circuits 142, which are arranged to produce a piston position signal

: 144 som alltid instruerer reservoarstemplet til å vende tilbake til nullstillingen ved slutten av innåndingsperioden. Programmet 142 instruerer stemplet til å vende tilbake til nullstillingen ved hovedsakelig asymtotisk bevegelse i avhengighet av verdien av det tilbakekoblede stillingssignal 108 og den gjenværende tid (tidssignalet 122) til slutten av innåndingsperioden. Stillingssignalet 144 og trykktilpasningssignalet 132 tilføres begge til : 144 which always instructs the reservoir piston to return to the zero position at the end of the inhalation period. The program 142 instructs the piston to return to the zero position by substantially asymptotic motion depending on the value of the feedback position signal 108 and the remaining time (time signal 122) until the end of the inhalation period. The position signal 144 and the pressure matching signal 132 are both supplied to

signalvurderings- og diskfimineringsorganer, som fortrinnsvis "utgjøres av en velgeinnrentirig 146, som alternativt tillater signalet 144 eller signalet 132 å overføres til motoren 116 som signalet 114, som således vil utgjøres av en kombinasjon av signalene 132 og 144. ~ signal evaluation and disk fining means, which are preferably constituted by a selector 146, which alternatively allows the signal 144 or the signal 132 to be transmitted to the motor 116 as the signal 114, which will thus be constituted by a combination of the signals 132 and 144.

Virkemåten for velgeinnretningen 146 vil best forstås ved henvisning til fig. 9-12. Fig. 9 viser to utviklingsforløp for stillingssignalet 108 under innledende avsnitt av innåndingen. Hvis reservoarvolumet er relativt lite, oppstår et lavt stillingssignal 108a på et tidlig tidspunkt under innåndingen. Ved et passende tidspunkt 90a fastlagt av tidssignalet 122, vil et tilbakestillingssignal 144a utsendt fra logiske kretser 142 instruere reservoarstemplet 98 til gradvis å vende tilbake til nullvolum-stillingen ved slutten av innåndingsperioden. Hvis på den annen side reservoarvolumet er relativt stort, vil et kraftig stillingssignal 108b opptre under de innledende avsnitt av innåndingsperioden. Ved et passende tidspunkt 90b fastlagt av tidssignalet 122, vil et stillingssignal 144b gi stemplet 98 ordre til å vende tilbake til null-volumet i raskere takt enn ved stillingssignalet 144a. The operation of the selection device 146 will be best understood by reference to fig. 9-12. Fig. 9 shows two development courses for the position signal 108 during the initial section of the inhalation. If the reservoir volume is relatively small, a low position signal 108a occurs early during inhalation. At an appropriate time 90a determined by the timing signal 122, a reset signal 144a issued from logic circuits 142 will instruct the reservoir piston 98 to gradually return to the zero volume position at the end of the inhalation period. If, on the other hand, the reservoir volume is relatively large, a strong position signal 108b will occur during the initial sections of the inhalation period. At an appropriate time 90b determined by the time signal 122, a position signal 144b will command the piston 98 to return to the zero volume at a faster rate than at the position signal 144a.

Fig. 10 viser arbeidsfunksjonen for de logiske programkretser 142 i en situasjon hvori en liknende forskyvning av reservoarstempelet opptrer under et sent avsnitt av innådningsperioden. Ved passende tidspunkter angitt ved 90c, 90d, frembringer programkretsene 142 stillingsordre, henhv. 144c og 144d, for tilbakeføring av tilpasningsstemplet til null.-stilling i raskere takt enn instruert av stillingsordrene 144a og 144b, Fig. 10 shows the working function of the logic program circuits 142 in a situation in which a similar displacement of the reservoir piston occurs during a late section of the grace period. At appropriate times indicated at 90c, 90d, the program circuits produce 142 position orders, respectively. 144c and 144d, for returning the adjustment piston to the zero position at a faster rate than instructed by the position orders 144a and 144b,

med den begrunnelse at det i foreliggende tilfelle er mindre tid til disposisjon for innskrenkning av samme volum til null-verdien. on the grounds that in the present case there is less time available for reducing the same volume to the zero value.

Fig. 11 og 12 viser* hvorledes velgerinnretningen 146 nedsetter trykktilpasningssignalet 132 ved hjelp av stillingssignaler 144, for derved å tilbakestille reservoarvolumet til null-verdien ved slutten av innåndingsperioden. Fig. 11 viser hvorledes et svakt tilpasningssignal nedsettes av periodiske tilbakevendings-signaler 144e (vist ved stiplede linjer) således at reservoarstemplet 98 gradvis vender tilbake til null-volumet før slutten av innåndingsperioden. Dette gassvolum som tilbakeføres til pasient/stempel-systemet oppnås uten vanskeligheter og ytterligere trykkøkninger, slik som angitt ved signalet 132e vist ved hel- Figs. 11 and 12 show* how the selector device 146 reduces the pressure adjustment signal 132 by means of position signals 144, thereby resetting the reservoir volume to the zero value at the end of the inhalation period. Fig. 11 shows how a weak adaptation signal is reduced by periodic return signals 144e (shown by dashed lines) so that the reservoir piston 98 gradually returns to the zero volume before the end of the inhalation period. This volume of gas which is returned to the patient/piston system is achieved without difficulty and further pressure increases, as indicated by the signal 132e shown at full-

trukne linjer. Et typis"k trykk/tids-forløp av denne type er angitt ved kurve 126 i fig. 7. drawn lines. A typical pressure/time course of this type is indicated by curve 126 in Fig. 7.

På den annen side angir den sammensatte kurve 144f, 132f i fig. On the other hand, the composite curve 144f, 132f in FIG.

11 en situasjon hvori gass avgitt fra hovedstemplet 32 ikke mottas på gunstig måte av pasienten, således at det oppstår et høyt trykkawiksignal ved slutten av innåndingen. I dette tilfelle instruerer trykktilpasningsordren 132f stemplet 98 11 a situation in which gas emitted from the main piston 32 is not received favorably by the patient, so that a high pressure deviation signal occurs at the end of inhalation. In this case, the pressure adjustment command 132f instructs the piston 98

til å medgi større og større reservoarvolum. Som et resultat av dette, frembringer programkretsene 142 stillingsordre 144f, to allow for larger and larger reservoir volumes. As a result of this, the program circuits 142 generate position orders 144f,

som periodisk nedsetter signalet 132f i stadig høyere takt, for å sikre at reservoarstemplet 98 tilbakestilles til null ved slutten av innåndingen. which periodically decreases the signal 132f at an increasingly higher rate, to ensure that the reservoir piston 98 is reset to zero at the end of the inhalation.

Skjønt reservoarvolumets tilbakestilling er optimalisert, vil Although the reservoir volume reset is optimized, will

det likevel foreligge kliniske situasjoner hvori trykk- there are nevertheless clinical situations in which pressure

oppbygningen frembragt ved det sammenstilte signal 114 vil bli for høyt for en gitt pasient. Dette overtrykk utløses til atmosfæren ved hjelp av en innstillbar sikkerhetsventil 148 tilbakekoblet ledningen 42. Trykkutløsningsventilen kan være en enkel vektbelastet eller fjørbelastet innretning, eller kan i en annen utførelse utgjøres av et elektronisk eller fluidistisk organ som tilføres trykkinngangssignalet 112 for å tillate trykkutløsning ved ønsket tidspunkt under innåndingen. the buildup produced by the composite signal 114 will be too loud for a given patient. This excess pressure is released to the atmosphere by means of an adjustable safety valve 148 connected back to the line 42. The pressure release valve can be a simple weight-loaded or spring-loaded device, or in another embodiment can be constituted by an electronic or fluidistic device which is fed to the pressure input signal 112 to allow pressure release at the desired time during inhalation.

Fig. 12 viser hvorledes regneenhetens logiske programkrets 142 er i stand til å korrigere prosessen ved plutselige trykk-forandringer under innåndingsperioden. En kurve for en sådan innåndingsperiode omfatter et avsnitt 150 tidlig i perioden, Fig. 12 shows how the logic program circuit 142 of the computing unit is able to correct the process in the event of sudden pressure changes during the inhalation period. A curve for such an inhalation period includes a section 150 early in the period,

og som er av liknende art som kurven 132e, 144e i fig. 11. Dette vil si at den innledende forskyvning av stemplet 98 er forholds- and which is of a similar nature to the curve 132e, 144e in fig. 11. This means that the initial displacement of the piston 98 is relative

vis liten og at gass lagret i reservoaret på gunstig måte tilbakeføres til pasient/stempel-systemet ved hjelp av stemplet 98. Ved et tidspunkt 90e kan imidlertid et høytrykksproblem oppstå show small and that gas stored in the reservoir is advantageously returned to the patient/piston system by means of the piston 98. At a time 90e, however, a high pressure problem may arise

f.eks. ved en hostning. Reaksjonen av programkretsen 142 på høy-trykkstilstanden er vist av et avsnitt 151 av kurven i fig. 12, - som angir en -liknende reaksjon som kurvene 132f, 144f i fig.' 11. Den trykktilpasning som er angitt ved kurven 132f er mindre enn tilstrekkelig etter den oppståtte høytrykkstilstand, men stempelforskyvning-korreksjonen er kraftigere, slik det er angitt ved kurvene 144f for å sikre at reservoarstemplet vender tilbake til null-stilling ved enden av innåndingsperioden. e.g. by a cough. The response of the program circuit 142 to the high pressure condition is shown by a section 151 of the curve in FIG. 12, - which indicates a similar reaction as the curves 132f, 144f in fig.' 11. The pressure adjustment indicated by the curve 132f is less than adequate after the high pressure condition encountered, but the piston displacement correction is more powerful, as indicated by the curves 144f to ensure that the reservoir piston returns to the zero position at the end of the inhalation period.

Det vil i blant foreligge ekstreme tilpasningssituasjoner som de beskrevne tilpasningssystemer i fig. 7-12 vil være ute av stand til å behandle innenfor den tilgjengelige innåndingstid. Dette opptrer vanligvis under en enkelt eller en rekke hostninger, eller når pasienten stritter i mot og puster ut samtidig som respiratoren forsøker å tvinge luft inn i lungene. Under disse forhold vil det være farlig om respiratoren tvinger store mengder luft inn i pasientens lunger ved slutten av innåndingsperioden, da det kan foreligge utilstrekkelig tid til utførelse av en sådan prosess uten skade på pasientens lunger. There will sometimes be extreme adaptation situations such as the adaptation systems described in fig. 7-12 will be unable to process within the available inhalation time. This usually occurs during a single or a series of coughs, or when the patient stifles and exhales at the same time as the ventilator tries to force air into the lungs. Under these conditions, it will be dangerous if the ventilator forces large amounts of air into the patient's lungs at the end of the inhalation period, as there may be insufficient time to carry out such a process without damaging the patient's lungs.

For ekstreme tilpasningssituasjoner vil følgelig innåndingstiden under det foreliggende åndedrett kunne forlenges ved modifisering av anordningen i fig. 6 til å omfatte en regneenhet 152, vist i fig. 6a og innrettet for å styre en forlengelse av innåndingsperioden. Denne regneenhet omfatter logiske programkretser 153a for bestemmelse av forlengelsen, og som mottar et stillingssignal 108 fra stillingsomformeren 106 for å meddele 'programkretsene at tilpasningsstemplet har forskjøvet seg fra sin ideelle stilling ved null-volumet. Programkretsene, 153 mottar også utgangssignalet 54 fra kurvegeneratoren 46, som angir den ønskede stempelstilling eller volumverdi for vedkommende tidsintervall under innåndingsperioden. Programkretsene 153a kvantifiserer den mottatte inngangsinformasjon og når et stempel-stillingsavvik større enn en forut bestemt verdi overskrides under vedkommende avsnitt av innåndingsperioden, aktiveres et logisk forlengelsesprogram 153b for forlengelse av innåndingstiden. Et styresignal 153c innstiller størrelsen av det stillingsavvik hvorved tidsforlengelsen utløses. Consequently, for extreme adaptation situations, the inhalation time during the current breath can be extended by modifying the device in fig. 6 to include a computing unit 152, shown in fig. 6a and arranged to control an extension of the inhalation period. This computing unit comprises logic program circuits 153a for determining the extension, and which receives a position signal 108 from the position converter 106 to notify the program circuits that the adjustment piston has shifted from its ideal position at zero volume. The program circuits, 153 also receive the output signal 54 from the curve generator 46, which indicates the desired piston position or volume value for the relevant time interval during the inhalation period. The program circuits 153a quantify the received input information and when a piston position deviation greater than a predetermined value is exceeded during the relevant section of the inhalation period, a logical extension program 153b is activated to extend the inhalation time. A control signal 153c sets the size of the position deviation by which the time extension is triggered.

Et stillingsavviksignal 153e frembringes av programkretsen 153a for aktivering av forlengelsesprogrammet 153b, idet styrken av signalet 153e er proporsjonalt med stemplets avvik fra den forut bestemte, tillatelige avvikelse. Den logiske programkrets 153b styrer tidsforlengelsen i. avhengighet av størrelsen av stemplets stillingsavvik, slik det detekteres av programkretsen 153a. Når f.eks. stemplets stillingsavvik fra den ideelle stilling, representeret ved signalet 153e, øker, vil programkretsen 153b sørge for øket tidsforlengelse. Programkretsen ..153b.frembringer, et utgangssignal 154 som overlagrer det grunnleggende signal for innåndingstiden fra kurvegeneratoren 46, for derved å øke innåndingstiden for vedkommende åndedrett. A position deviation signal 153e is produced by the program circuit 153a for activation of the extension program 153b, the strength of the signal 153e being proportional to the piston's deviation from the previously determined permissible deviation. The logic program circuit 153b controls the time extension in dependence on the size of the position deviation of the piston, as detected by the program circuit 153a. When e.g. the piston's position deviation from the ideal position, represented by the signal 153e, increases, the program circuit 153b will ensure increased time extension. The program circuit ..153b.produces an output signal 154 which superimposes the basic signal for the inhalation time from the curve generator 46, thereby increasing the inhalation time for the breath in question.

Den kurve som er angitt i 6b viser arbeidsfunksjonen for den overlagrede innåndingsforlengelse. Stempelforskyvningen følger til å begynne med en kurve 108a frem til et tidspunkt tc^, hvorved en kraftig første hoste utløser overlagringssystemet for forlengelse av innåndingstiden fra den opprinnelig fastlagte tid t til tiden t^. Stempelforskyvningen følger så kurve-avsnittet 108b etter som stemplet gjenvinner prosess-styringen og atter presser luft inn i pasientens lunger. Ved tidspunktet t 2 utløser en annen kraftig hoste overlagringssystemet for forlengelse av innådingsperiodens lengde fra t^ til t^. Stempelforskyvningen følger då kurven 108c etter som stemplet gjenvinner sin normale funksjon og presser luft inn i pasientens lunger inntil tidspunktet t2» hvorved utåndingsperioden begynner. The curve shown in 6b shows the work function for the superimposed inspiratory extension. The piston displacement initially follows a curve 108a until a time tc^, whereby a strong first cough triggers the overlay system to extend the inhalation time from the originally determined time t to time t^. The piston displacement then follows curve section 108b after which the piston regains process control and again pushes air into the patient's lungs. At time t 2 , another strong cough triggers the superimposition system to extend the length of the inhaling period from t^ to t^. The piston displacement then follows the curve 108c after which the piston regains its normal function and pushes air into the patient's lungs until the time t2", at which the exhalation period begins.

Fig. 15 viser en alternativ elektrisk tilpasningsanordning, Fig. 15 shows an alternative electrical adaptation device,

som kan anvendes i tillegg til det primære stemplets drivinnretning i fig. 1, uten at det behøves et tilpasningsreservoar. which can be used in addition to the primary piston drive device in fig. 1, without the need for an adaptation reservoir.

Som beskrevet ovenfor representerer utgangssignalet 54 en ønsket volum/tid-kurveform som kan innstilles i overensstemmelse med den spesielle fysiologiske tilstand av hver pasients åndedrettssystem. Signalet 54 sammen med stillingssignalet 76 fra omformeren 74 tilføres en spesialkonstruert analog regneenhet 155, hvori signalene sammenlignes i et summeringspunkt 156 for frembringelse av et stillingsavviksignal 158. Den analoge regneenhet 155 utfører hovedsakelig samme funksjon som regneenheten 100, hvilket vi- si-at den frembringer logiske tilpasningssignaler i'avhéngighet av trykktilpashingsinstruksjoner og stillingstil-pasningsinstruksjoner. Trykktilpasningen utført av regneenheten 155 er i det vesentlige den samme som beskrevet tidligere i forbindelse med regneenheten 100. En trykkomformer 160 frembringer et utgangssignal 162 som representerer det foreliggende trykk på hovedstemplet 32. Signalet 162 tilføres et summeringspunkt 164 i regneenheten 155, hvori det sammenliknes med en ønsket trykk/tid-kurve 166 som frembringes av kurvegeneratoren 168. As described above, the output signal 54 represents a desired volume/time curve shape which can be set in accordance with the particular physiological state of each patient's respiratory system. The signal 54, together with the position signal 76 from the converter 74, is supplied to a specially constructed analog calculation unit 155, in which the signals are compared in a summation point 156 to generate a position deviation signal 158. The analog calculation unit 155 mainly performs the same function as the calculation unit 100, which means that it produces logical adaptation signals depending on pressure adaptation instructions and position adaptation instructions. The pressure adjustment performed by the calculation unit 155 is essentially the same as described earlier in connection with the calculation unit 100. A pressure converter 160 produces an output signal 162 that represents the present pressure on the main piston 32. The signal 162 is supplied to a summation point 164 in the calculation unit 155, in which it is compared with a desired pressure/time curve 166 which is produced by the curve generator 168.

Trykksignalet 162 omformes fortrinnsvis til en trykk/tid- The pressure signal 162 is preferably transformed into a pressure/time

kurve på samme måte som tidligere beskrevet for signalet 126. Denne angitte prosess er imidlertid forkortet i den anordning curve in the same way as previously described for the signal 126. However, this stated process is abbreviated in the device

som er vist i fig. 15. which is shown in fig. 15.

Trykksignalet 166 og signalet 162 sammenliknes for å frembringe et" trykkavviksignal 170 som avgis til den indre logiske program krets 172 for omforming av trykk-avviksignalet til et tilsvarende stempelstillingssignal 174, som angir den forskyvning av stemplet 32 som er påkrevet for å korrigere for trykkavviket. The pressure signal 166 and the signal 162 are compared to produce a pressure deviation signal 170 which is output to the internal logic program circuit 172 for converting the pressure deviation signal into a corresponding piston position signal 174, which indicates the displacement of the piston 32 which is required to correct for the pressure deviation.

Trykktilpasningssignalet 174 sammenliknes med volumforskyvnings-avviket 158 i et summeringspunkt 176 for frembringelse av et sammensatt avviksignal 178 for stempelstillingen og som er av samme art som stillingsavviksignalet 114, som tidligere er beskrevet i forbindelse med anordningen i fig. 6. Stillingsavviksignalet 178 avveies enten ved sin trykkomponent eller volumforskyvningskomponent, på liknende måte, men ikke nødvendig-vis identisk med den tidsvurdering som frembringes av den ovenfor beskrevne velgerinnretning 146. Velgerinnretningen for signalene 158 og 174 er imidlertid, for oversiktens skyld, ikke vist i fig. 15. Det sammensatte stempelavviksignal 178 tilføres et summeringspunkt 180, hvori det sammenliknes med det grunnleggende stillingsavviksignal 80 for stemplet, for frembringelse av et tilpasningsavviksignal 182 for forskyvning av stemplet 32. The pressure adjustment signal 174 is compared with the volume displacement deviation 158 in a summation point 176 to produce a composite deviation signal 178 for the piston position and which is of the same nature as the position deviation signal 114, which was previously described in connection with the device in fig. 6. The position deviation signal 178 is weighted either by its pressure component or volume displacement component, in a similar way, but not necessarily identical to the time assessment produced by the above-described selector device 146. The selector device for the signals 158 and 174 is, however, for the sake of overview, not shown in fig. 15. The composite piston deviation signal 178 is supplied to a summation point 180, in which it is compared with the basic position deviation signal 80 for the piston, to produce an adaptation deviation signal 182 for displacement of the piston 32.

Hvis intet overtrykk bygges opp i forbindelse med stemplet 32, If no excess pressure builds up in connection with the piston 32,

vil således den kurveform som representeres av signalet 182 will thus the curve shape represented by the signal 182

være hovedsakelig identisk med kurveformen for hovedavviksignalet 80 for stempelstillingen, og stemplet vil fungere som beskrevet i be substantially identical to the waveform of the main deviation signal 80 for the piston position, and the piston will operate as described in

forbindelse med anordningen i fig. 1. Hvis imidlertid et overtrykk påvises i stempel/pasient-systemet, instruerer stillingssignalet 178 stemplets drivinnretning 36 til å dempe sin relative forskyvnxrig fremover av stemplet 32, hvorved det gis tid for trykktilpasning. Hvis det frembragte overtrykk er forholdsvis høyt, vil det samme signal enten stoppe/retardere den fremad-skridende bevegelse av stemplet 32 for derved å oppnå trykktilpasning. Den ønskede volum/tid-kurve som er angitt ved stillingssignalet 54, sammenliknes kontinuerlig med stillingssignalet 76 connection with the device in fig. 1. If, however, an overpressure is detected in the piston/patient system, the position signal 178 instructs the piston drive device 36 to dampen its relative forward displacement of the piston 32, thereby allowing time for pressure adjustment. If the generated overpressure is relatively high, the same signal will either stop/retard the forward movement of the piston 32 in order to thereby achieve pressure adaptation. The desired volume/time curve indicated by the position signal 54 is continuously compared with the position signal 76

for deri virkelige.stempelstilling,. i.den hensikt å styre stemplets for therein real.stamp position,. in. the purpose of controlling the pistons

- drivinnretning 36 til å presse hovedsakelig hele det påkrevde - drive device 36 to press essentially all of the required

gassvolum inn i pasientens lunger før utløpet av innåndingsperioden. Tilpasning frembringes således ved trykk og volum-forskyvning i det sammenstilte stempel/reservoar-system i fig. 15 på liknende måte som oppnådd ved det separate tilpasningsreservoar beskrevet i forbindelse med fig. 6. volume of gas into the patient's lungs before the expiration of the inhalation period. Adaptation is thus produced by pressure and volume displacement in the combined piston/reservoir system in fig. 15 in a similar way as achieved by the separate adaptation reservoir described in connection with fig. 6.

Fig. 16 viser en alternativ utførelse av den tilpasningsanordning som er angitt i fig. 15. Trykket i sylinderen for stemplet 32 måles av trykkomformeren 160 som i sin tur frembringer et trykksignal 162 for angivelse av det foreliggende trykk i- stempelsylinderen. En kurvegenerator 184, som er av samme art som kurvegeneratoren 168 frembringer et utgangssignal 186 som representerer en ønsket tidsavhengig trykkoppbygning i pasientens lunger. En komparator 188 sammenlikner signalene 162 og 186. Hvis det virkelig foreliggende trykk, representert ved signalet 16 2, er lik eller større enn det ønskede trykk, representert ved Fig. 16 shows an alternative embodiment of the adaptation device indicated in fig. 15. The pressure in the cylinder for the piston 32 is measured by the pressure transducer 160 which in turn produces a pressure signal 162 to indicate the current pressure in the piston cylinder. A curve generator 184, which is of the same type as the curve generator 168, produces an output signal 186 which represents a desired time-dependent pressure build-up in the patient's lungs. A comparator 188 compares signals 162 and 186. If the actual pressure, represented by signal 16 2 , is equal to or greater than the desired pressure, represented by

signalet 186, vil et elektrisk tilpasningssignal 190 som frembringes av komparatoren bli tilført til drivforsterkeren 86 for overlagring av den stillingsinformasjon som avgis fra differanseforsterkeren 82. Overlagringen begrenser den kraft som påtrykkes stemplet fra drivinnretningen 36, således at stemplet midlertidig ligger etter eller sakner av i forhold til den ønskede volumkurve som representeres av signalet 54, og ettersom det ønskede maksimaltrykk øker senere i perioden, vil det virkelige volum "nå igjen" det ønskede volum. signal 186, an electrical adaptation signal 190 produced by the comparator will be supplied to the drive amplifier 86 for superposition of the position information emitted from the differential amplifier 82. The superposition limits the force applied to the piston from the drive device 36, so that the piston temporarily lags behind or falls behind in relation to to the desired volume curve represented by signal 54, and as the desired maximum pressure increases later in the period, the actual volume will "re-reach" the desired volume.

Hvis alternativt det virkelige trykk er mindre enn det ønskede trykk, vil tilpasningssignalet 190 overlagre stillingssignalet 82 og gi ordre om at stempelkråfteri midlertidig-økes for å gjøre det mulig-for det volum som avgis til pasienten å nå igjen det ønskede volum. Alternatively, if the actual pressure is less than the desired pressure, the adaptation signal 190 will superimpose the position signal 82 and command the piston force to be temporarily increased to enable the volume delivered to the patient to reach it again desired volume.

Etter som det maksimale trykk bygges opp i løpet av innåndingsperioden, vil således det totale gassvolum som er forut innstilt av signalet 54, bli presset inn i pasientens lunger før utløpet av perioden. Tilpasningssignalet forhindrer at det oppstår overtrykk, hvilket øker mulighetene for at pasienten vil være i stand til å motta hele' det"forut bestemte gassvolum. As the maximum pressure builds up during the inhalation period, the total volume of gas that is preset by the signal 54 will thus be forced into the patient's lungs before the end of the period. The adaptation signal prevents overpressure from occurring, increasing the chances that the patient will be able to receive the entire "predetermined" volume of gas.

Fig. 16A viser et alternativt arrangement av anordningen i fig. Fig. 16A shows an alternative arrangement of the device in fig.

16, idet signalet 162 for det virkelige "trykk her tilføres direkte til kurvegeneratoren og regneenheten. I denne utførelses-form av tilpasningssystemet er generatoren for den ønskede trykk/tid -kurve og komparatoren i fig. 16 anbragt innvendig i regneenheten 46 for å frembringe et signal ekvivalent med signalet 190 i fig. 16, for dempning av den ønskede kurveform og frembringelse av et nedsatt utgangssignal 54a for tilførsel til differanseforsterkeren 82. Fig. 16B viser en fremgangsmåte for modifisering av den anordning som er vist i fig. 16, til å frembringe forlengelse av innåndingstiden ved vanskelige tilpasningsproblemer. Den anordning som er vist i fig. 16B og dens arbeidsmodus er hovedsakelig identisk med det overlagringssystem som er vist i fig. 6A. Fig. 17 og 18 viser et alternativt tilpasningssystem som omfatter et mekanisk eller fluidistisk styrt tilpasningsreservoar 192 med variablet omfang. Tilpasningsreservoaret utgjøres fortrinnsvis, 16, as the signal 162 for the real pressure is here supplied directly to the curve generator and the calculation unit. In this embodiment of the adaptation system, the generator for the desired pressure/time curve and the comparator in FIG. 16 are placed inside the calculation unit 46 to produce a signal equivalent to the signal 190 in Fig. 16, for damping the desired waveform and producing a reduced output signal 54a for supply to the differential amplifier 82. Fig. 16B shows a method for modifying the device shown in Fig. 16, to produce extension of inhalation time in case of difficult fitting problems. The device shown in Fig. 16B and its mode of operation is substantially identical to the overlay system shown in Fig. 6A. Figs. 17 and 18 show an alternative fitting system comprising a mechanically or fluidistically controlled adaptation reservoir 192 with variable extent. The adaptation reservoir preferably comprises,

av en belg 194 eller en annen passende innretning som kan utvides og sammentrekkes i avhengighet av det indre gasstrykk. of a bellows 194 or other suitable device which can expand and contract depending on the internal gas pressure.

En fjær eller en rekke fjærer 196 påtrykker en passende variabel A spring or array of springs 196 biases an appropriate variable

og innstillbar forspenningskraft utenpå det utvidbare tilpasningsreservoar, hvorved forspenningen vil søke å holde reservoaret sammenpresset når trykkoppbygningen i systemet ligger under forut bestemte verdier. Hvis trykkøkningen under den innledende del av innåndingsperioden blir for stor, vil gass som ikke and adjustable biasing force outside the expandable adaptation reservoir, whereby the biasing will seek to keep the reservoir compressed when the pressure build-up in the system is below predetermined values. If the pressure increase during the initial part of the inhalation period becomes too great, gas that does not

kan mottas av pasienten bli presset inn i tilpasningsreservoaret og bringe fjærene 196 til sammenpresning (som vist i fig. 17), hvilket gjør det mulig for reservoaret å utvides og motta overskuddsgassen. Som vist i fig. 18, vil forspenningskraften fra fjærene 196 søke å skyve den gass som oppsamles i reservoaret tilbake til pasienten under det siste avsnitt av innåndingsperioden. For å sikre fullstendig tømning av reservoaret ved slutten av innåndingen, aktiveres en mekanisk innretning (ikke vist) med tilstrekkelig kraft til å overvinne enhver motstand fra pasientens side automatisk under de senere avsnitt av innåndingsfasen. Hvis nødvendig kan fjærkraften 96 gis et ekstra tilskudd for å sikre tømning av reservoaret. Dette kan oppnås ved hjelp av tannstang og tannhjul (ikke vist) i mekaniske synkronisering med innåndingen, men også andre innretninger kan anvendes for samme formål. can be received by the patient to be pressed into the fitting reservoir and bring the springs 196 into compression (as shown in Fig. 17), allowing the reservoir to expand and receive the excess gas. As shown in fig. 18, the biasing force from the springs 196 will seek to push the gas collected in the reservoir back to the patient during the last section of the inhalation period. To ensure complete emptying of the reservoir at the end of inhalation, a mechanical device (not shown) is activated with sufficient force to automatically overcome any resistance from the patient during the later stages of the inhalation phase. If necessary, the spring force 96 can be given an extra boost to ensure emptying of the reservoir. This can be achieved by means of a rack and pinion (not shown) in mechanical synchronization with the inhalation, but other devices can also be used for the same purpose.

Fig. 19 viser en foretrukket utførelse av en innretning 198 for frembringelse av "kunstige sukk". Som det vil være vel kjent for fagfolk på området, vil normal gassutveksling kreve innføring av.et ekstra gassvolum, hvilket tilsvarer et sukk, Fig. 19 shows a preferred embodiment of a device 198 for producing "artificial sighs". As will be well known to those skilled in the art, normal gas exchange will require the introduction of an additional volume of gas, which is equivalent to a sigh,

med jevne tidsmellomrom i tillegg til det normale innåndings-volum, for å forhindre tiltagende sammenpresning av lungene. Innretningen 198 for kunstige sukk stimulerer periodiske sukk at regular intervals in addition to the normal inspiratory volume, to prevent increasing compression of the lungs. The device 198 for artificial sighs stimulates periodic sighs

ved frembringelse av en overlagring på det normale gassvolum som avgis av primærstemplet 32. Nevnte innretning frembringer et spenningssignal 200 som representerer et sukk-volum av gass for avgivelse til pasienten med spesielle mellomrom, styrt av en tidsinnretning 202. Ved visse forut innstilte tidspunkter, vil tids.innretningen 202 frembringe et tidssignal 203 som åpner en port 204 for overføring av spenningen 200 til kurvegeneratoren og regneenheten 46. Under normale forhold vil regneenheten 46 frembringe stempeldrivsignalet 54 som representerer det normale tidsavhengige gassvolum som skal avgis til pasienten. Ved de spesielle tidspunkter sukk-volumsignalet 200 skal frembringes, avgir imidlertid regneenheten 46 et signal 205 som aktiverer signalstyreorganet 208, fortrinnsvis en port av eksklusiv ELLER-type, for avbrytelse av signalet 54 og erstatning av dette med et ekstra sukk-forskyvningssignal 206 som sørger for overføring av ekstra kraft til stemplet og derved avgivelse av et ekstra sukk-volum av gass til pasienten. by producing an overlay on the normal volume of gas delivered by the primary piston 32. Said device produces a voltage signal 200 which represents a sigh volume of gas to be delivered to the patient at special intervals, controlled by a timing device 202. At certain preset times, the timing device 202 produces a time signal 203 which opens a gate 204 for transferring the voltage 200 to the curve generator and the calculation unit 46. Under normal conditions, the calculation unit 46 will produce the piston drive signal 54 which represents the normal time-dependent gas volume to be delivered to the patient. At the particular times when the sigh-volume signal 200 is to be produced, however, the computing unit 46 emits a signal 205 which activates the signal controller 208, preferably a gate of exclusive OR type, to interrupt the signal 54 and replace it with an additional sigh-displacement signal 206 which ensures for transferring extra force to the piston and thereby delivering an extra sigh volume of gas to the patient.

Volum-og tidsreférånse~for overlagring av det kunstige sukk kan varieres i forhold til tidsforløp og volum for den normale Volume and time reference~ for superimposition of the artificial sigh can be varied in relation to the time course and volume of the normal

kurve representert ved signalet 54. Et åndedrett med større volum og langsommere forløp kan genereres -for simulere et periodisk sukk. Et sådant åndedrett er vist ved volum/tids- curve represented by the signal 54. A breath of greater volume and slower course can be generated - to simulate a periodic sigh. Such breathing is shown by volume/time-

kurven i fig. 20, hvori en rekke normale volum/tids-signaler 54 er fulgt av et sukk-signal 208 med både større gassvolum og lengre varighet, men med den samme hovedsakelig form som det normale volum/tidsignal. Fig. 21 viser videre utviklet ut føreIse av innretningenvfor kunstige sukk i fig. 19. Den anordning som er vist i fig. 21 omfatter en separat sukk-regneenhet og kurvegenerator 210. En tidsenhet 212 som bestemmer antallet sukk-perioder er innrettet for alternativ aktivering av enten regneenheten 46 eller regneenheten 210 for enten å overføre et vanlig kurveform-signal 54 eller et sukk-signal 214, til signalstyringsorganet 216. Som tidligere beskrevet for anordningen i fig. 19, er signalstyringsorganet en port av eksklusiv ELLER-type som enten slipper igjennom signalet 54 eller signalet 214 the curve in fig. 20, in which a series of normal volume/time signals 54 is followed by a sigh signal 208 of both greater gas volume and longer duration, but of the same substantially form as the normal volume/time signal. Fig. 21 further shows a further development of the device for artificial sighs in fig. 19. The device shown in fig. 21 comprises a separate sigh calculation unit and waveform generator 210. A timing unit 212 which determines the number of sigh periods is arranged for alternative activation of either the calculation unit 46 or the calculation unit 210 to transmit either a normal waveform signal 54 or a sigh signal 214, to the signal control device 216. As previously described for the device in fig. 19, the signal control means is an exclusive-OR type gate that either passes the signal 54 or the signal 214

frem til stemplets drivinnretning. up to the piston's drive device.

Tidsenheten 212 er en del av styreutrustningen 218 for kunstige sukk, og som også omfatter de følgende styreorganer: et styre- The timing unit 212 is part of the control equipment 218 for artificial sighs, and which also includes the following control bodies: a control

organ 220 for innstilling av gassvolumet for sukk-åndedrettet, device 220 for setting the gas volume for sigh breathing,

et styreorgan 222 for innstilling av antallet sukk som skal avgis under hver sukk-cyklus bestemt av tidsorganet 212, et styreorgan 224 som muliggjør innstilling av varigheten av innåndingstiden for sukkåndedrettet, og som f.eks. kan være to til tre ganger varigheten av den vanlige innåndingsperiode, a control device 222 for setting the number of sighs to be emitted during each sigh cycle determined by the time device 212, a control device 224 which enables setting the duration of the inhalation time for the sigh breath, and which e.g. may be two to three times the duration of the normal inhalation period,

et manuelt innstillbart styreorgan 226 for forandring av kurveformen for sukk-åndedrettet, hvilket er en viktig parameter, idet volum/tids-kurven for sukk-volumet kan stille tekniske krav som avviker fra kravene til volum/tids-kurven for normale åndedrett, et automatisk styreorgan 228 for innstilling av volum/tids-kurven for sukket, og som anvendes alternativt til det manuelle innstil-lingsorgan 226, samt et styreorgan 230 for frembringelse av signalet 232, som innstiller trykkgrensene for utlipsventilen 148. De sikkerhetsgrenser som festlegges av utslipp-ventilen 148, adskiller seg fra og er høyere enn de påkrevde utslipsgrenser ved normale åndedretts volum. Trykkgrensen kan være et fastlagt a manually adjustable control device 226 for changing the shape of the curve for the sigh-respiration, which is an important parameter, as the volume/time curve for the sigh-volume can make technical demands that deviate from the requirements for the volume/time curve for normal respiration, an automatic control device 228 for setting the volume/time curve for the sigh, and which is used as an alternative to the manual setting device 226, as well as a control device 230 for generating the signal 232, which sets the pressure limits for the discharge valve 148. The safety limits set by the discharge valve 148, differs from and is higher than the required emission limits at normal respiratory volume. The pressure limit can be a fixed one

utslipstrykk som er bestemt av utslipsventilen 148 samt styres ved hjelp av mekanisk fluidistiske eller elektriske midler. Alternativt kan trykkutslippet være variabelt og følge en tidsavhengig trykkøkning under innåndingen, slik som f.eks. discharge pressure which is determined by the discharge valve 148 and is controlled by mechanical fluidistic or electrical means. Alternatively, the pressure release can be variable and follow a time-dependent pressure increase during inhalation, such as e.g.

angitt ved kurve 60 i fig. 2, idet utslipsventilen imidlertid er innstilt for gassutslipp ved et høyere variabelt trykknivå indicated by curve 60 in fig. 2, the discharge valve being however set for gas discharge at a higher variable pressure level

enn den normale trykkgrense som anvendes ved vanlige åndedretts-volum. than the normal pressure limit used for normal respiratory volumes.

Fig. 22 viser en typisk volum/tids-kurve som representerer det signal som tilføres stemplets drivinnretning av signalstyringsorganet 216. Normale åndedrettsvolumer 54 avbrytes av et sukkvolum 214a samt et forskjellig par av sukkvolumer 214b. Sukk-åndedrettene 214a og 214b avviker innbyrdes med hensyn til volum, kurveform, innåndingens varighet, samt antallet ånde- Fig. 22 shows a typical volume/time curve that represents the signal supplied to the piston's drive device by the signal controller 216. Normal respiratory volumes 54 are interrupted by a sigh volume 214a and a different pair of sigh volumes 214b. Sigh breaths 214a and 214b differ from each other with regard to volume, curve shape, duration of inhalation, as well as the number of breaths

drett pr. cyklus i overensstemmelse med parameterinnstillingene right per cycle in accordance with the parameter settings

på styrepanelet 218. on the control panel 218.

Claims

1. Volume-cycled respirator device for delivering a regulated volume of gas to a patient, the device comprising a gas volume generator (32, 34) arranged to periodically force a volume of gas under pressure into the patient's lungs during an inhalation period of a respirator cycle, as well as a drive device (36) connected with said generator and arranged for setting the gas volume generator to regulated displacement of the gas volume to be emitted, characterized in that the device further comprises a generator (46) for a reference signal (54) which indicates the varying setting of the position of the gas volume generator during the inhalation period which is necessary to shift a desired gas volume in accordance with a predetermined function for the supplied gas volume depending on time, as well as a feedback device in a closed loop to force the displacement of the gas volume generator during the inhalation period to follow the aforementioned predetermined function regardless of physiologically conditioned, unpredictably varying pressure conditions in the lungs, as said feedback device comprises a sensing device (74) for sensing the actual position of the gas volume generator, under the influence of said varying pressure conditions, and on this basis to produce a feedback signal (76) which represents the total gas volume that is actually displaced by the gas volume generator at any given time, as well as a comparator device (78) arranged to be influenced by the reference signal and the feedback signal as well as arranged to register the difference between these signals as an expression of the existing deviation between the predetermined function and the actually shifted^. gas volume, and on this basis to produce a position deviation signal (80), which is supplied to the drive device for controlling it in such a way that the gas volume generator is set to cancel said deviation at any time during the inhalation period, and possibly a regulation circuit (160, 162, 184, 186, 188 , 190 , 86) designed to correct on the basis of sensed pressure build-up in the patient compared to a desired pressure build-up position angle (80) corresponding to the difference between said sensed and desired pressure build-up.

2. Device as stated in claim 1, characterized in that the volume generator (3 2, 34) consists of a piston/cylinder unit with a piston (32) arranged for sliding displacement inside a hollow cylinder (34) while the sensing element (74) is arranged and arranged to sense the position of the piston in the cylinder at all times for generating said feedback signal (76), and said reference signal (54) is designed to indicate the desired position of the piston (32) in the cylinder (34) during the inhalation period.

3. Device as specified in claim 1 or 2, characterized in that said feedback device in a closed loop comprises a control device (86) for transmitting said position deviation signal (80) to the drive device (36, 84) for the purpose of setting the position of the gas volume generator in accordance with said deviation signal at any time during the inhalation period, for releasing gas to the patient in accordance with said predetermined function for the supplied gas volume in dependence on time (fig. 5).

4. Device as stated in claim 3, characterized in that the comparator device (78) is arranged for continuous comparison of the feedback signal (76) and the reference signal (54) as well as generating said position deviation signal (80) on the basis of said comparison, while the drive device consists of a translation motor (84) arranged to generate said displacement of the piston (32) in the cylinder (34) under control from said acid device (86) mounted to receive said position deviation signal (fig. 5).

5. Device as stated in claim 4, characterized in that the comparator device (78) is arranged to produce a position deviation signal (80) whose strength and polarity are proportional to the respective size and direction of the force that must be applied to the piston (32) by the translation motor (84) in order to be able to follow the predetermined volume/time function.

6. Device as stated in claim 1, characterized in that the possibly present control circuit comprises a device (160) for sensing the gas pressure that builds up in the patient during the supply of gas from the gas volume generator and issuing a corresponding output signal (162), a reference device (184) for producing an output signal ( 186) which indicates a desired gas pressure build-up in the patient, a comparison device (188) for producing a pressure deviation signal (190) which represents the result of a comparison between the sensed pressure and the desired pressure build-up, as well as a control device (86) which is supplied the pressure deviation signal and is arranged for corresponding correction of the position deviation signal (80) which is supplied to the drive device (36) for regulating the time-dependent gas volume which is delivered to the patient from the gas volume generator in accordance with the pressure deviation signal (fig. 16).

7. Device as specified in claim 6, characterized in that the regulating body is included in the reference signal generator (46) for influencing the -issued-reference signal-(54a) from the generator in accordance- with the pressure deviation signal present at all times, in order to effect said regulation of the time-dependent gas volume by changing said volume /time function depending on the magnitude of the pressure deviation signal (190) (Fig. 16A).

8. Device as specified in claim 6, characterized in that the regulating body (86) is arranged to effect said regulation of the time-dependent gas volume by changing the position deviation signal (80) in dependence on pressure deviation signals (190).

9. Device as stated in claim 6, characterized in that the reference device (184) is designed to produce a maximum permissible pressure/time function that represents said desired pressure build-up while the comparison device (188) is designed to produce a pressure deviation signal (190) that represents the value by which the sensed pressure build-up (162) possibly exceeds said maximum permissible pressure build-up.

10. Device as stated in claims 1 - 9, characterized in that it comprises a further reference signal generator (210) arranged to produce a reference signal (214) which represents the time-varying setting of the gas volume generator's position which is necessary to shift an extraordinary sigh volume , which deviates from the normally displaced gas volume, during an inhalation period, as well as a reversing device (216) designed to disconnect at predetermined intervals the reference signal generator (46) for the position of the gas volume generator and the further reference signal generator (210) to the comparator device (78) (fig. 21).