RU2523820C2 - Усовершенствования электроприводных аппаратов искусственной вентиляции легких - Google Patents

Усовершенствования электроприводных аппаратов искусственной вентиляции легких Download PDF

Info

Publication number
RU2523820C2
RU2523820C2 RU2009148030/14A RU2009148030A RU2523820C2 RU 2523820 C2 RU2523820 C2 RU 2523820C2 RU 2009148030/14 A RU2009148030/14 A RU 2009148030/14A RU 2009148030 A RU2009148030 A RU 2009148030A RU 2523820 C2 RU2523820 C2 RU 2523820C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
gas
piston
patient
electric motor
valve
Prior art date
Application number
RU2009148030/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2009148030A (ru
Inventor
Джилберт Якобус КУЙПЕРС
Ричард Энтони МАККАЛОУ
Original Assignee
Джилберт Якобус КУЙПЕРС
Ричард Энтони МАККАЛОУ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=40075316&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=RU2523820(C2) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Джилберт Якобус КУЙПЕРС, Ричард Энтони МАККАЛОУ filed Critical Джилберт Якобус КУЙПЕРС
Publication of RU2009148030A publication Critical patent/RU2009148030A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2523820C2 publication Critical patent/RU2523820C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0066—Blowers or centrifugal pumps
    • A61M16/0069—Blowers or centrifugal pumps the speed thereof being controlled by respiratory parameters, e.g. by inhalation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0072—Tidal volume piston pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/04—Tracheal tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/06—Respiratory or anaesthetic masks
    • A61M16/0666—Nasal cannulas or tubing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/201—Controlled valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/201—Controlled valves
    • A61M16/202—Controlled valves electrically actuated
    • A61M16/203—Proportional
    • A61M16/205—Proportional used for exhalation control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/208—Non-controlled one-way valves, e.g. exhalation, check, pop-off non-rebreathing valves
    • A61M16/209—Relief valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0048—Mouth-to-mouth respiration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/06—Respiratory or anaesthetic masks
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/08—Bellows; Connecting tubes ; Water traps; Patient circuits
    • A61M16/0875—Connecting tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/12—Preparation of respiratory gases or vapours by mixing different gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/208—Non-controlled one-way valves, e.g. exhalation, check, pop-off non-rebreathing valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0027—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure pressure meter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0036—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the breathing tube and used in both inspiratory and expiratory phase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/02—Gases
    • A61M2202/0208—Oxygen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/07—General characteristics of the apparatus having air pumping means
    • A61M2205/071—General characteristics of the apparatus having air pumping means hand operated
    • A61M2205/073—Syringe, piston type
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/10—General characteristics of the apparatus with powered movement mechanisms
    • A61M2205/106—General characteristics of the apparatus with powered movement mechanisms reciprocating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331—Pressure; Flow
    • A61M2205/3341—Pressure; Flow stabilising pressure or flow to avoid excessive variation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3368—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A61M2205/502—User interfaces, e.g. screens or keyboards
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/04—Heartbeat characteristics, e.g. ECG, blood pressure modulation
    • A61M2230/06—Heartbeat rate only
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A61M2230/42—Rate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/40—Respiratory characteristics
    • A61M2230/43—Composition of exhalation
    • A61M2230/432—Composition of exhalation partial CO2 pressure (P-CO2)

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Percussion Or Vibration Massage (AREA)
  • Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицине. Электроприводное устройство содержит насос, содержащий жесткий цилиндр, поршень и, по меньшей мере, один клапан; электродвигатель с точным позиционным управлением, имеющий рабочее соединение с упомянутым поршнем для перемещения упомянутого поршня в упомянутом цилиндре, и контроллер, выполненный с возможностью управления электродвигателем для управления положением поршня в цилиндре, для управления тем самым дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента; и давлением газа, подаваемого в пациента. Раскрыты аппарат искусственной вентиляции легких для подачи газа в пациента и устройство для искусственной вентиляции легких. Технический результат заключается в обеспечении точного позиционирования. 3 н. и 55 з.п. ф-лы, 11 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к усовершенствованиям аппаратов искусственной вентиляции легких.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Аппараты искусственной вентиляции легких, которые могут подавать сжатый воздух или кислород в пациента, широко известны. Примеры включают в себя аппараты искусственной вентиляции легких с мешком или мехами и аппараты искусственной вентиляции легких с насосом, и аппараты искусственной вентиляции легких с ограничением давления. Однако, некоторым аппаратам искусственной вентиляции легких свойственны ограничения. Например, существует риск излишнего накачивания легких пациента, при подаче большего, чем желательно, объема воздуха. Существует риск, что давление подаваемого воздуха или кислорода может быть выше, чем желательно. Упомянутые нежелательные характеристики воздуха, доставляемого в пациента, могут оказывать неблагоприятное влияние на дыхательные пути пациента. Если дыхательные пути пациента заблокированы или блокируются, и воздух подается известными устройствами, то давления могут достигать нежелательных уровней. Кроме того, подобное повышенное давление может вызвать внезапное смещение блокады и может привести к серьезным последствиям для пациента. Известные устройства, сами по себе, не допускают предварительного определения давлений в дыхательных путях и объемов, которые подаются в легкие пациента оператором устройства. Оператор может ощущать сопротивление, когда он прикладывает усилие к устройству для подачи воздуха или кислорода. Оператор может увеличивать усилие для преодоления блокады. Однако, когда блокаду устраняют, то существует риск превышения допустимого давления или переполнения легких и причинения, тем самым, баротравмы или объемной травмы или той и другой.
Ручное управление аппаратом искусственной вентиляции легких для подачи воздуха в пациента предпочтительно исключать. Исключение оператора снижает риск подачи слишком большого объема воздуха в пациента и излишнего накачивания легких, и, тем самым, причинения объемной травмы. Исключение оператора снижает риск подачи слишком высокого давления воздуха в пациента и, следовательно, превышения допустимого давления легких пациента, с причинением баротравмы. Во время искусственной вентиляции легких желательно начинать с процедуры, создающей минимальный риск для пациента. Процедура с минимальным риском представляет собой объемную искусственную вентиляцию легких, а не искусственную вентиляцию легких с ограничением давления или искусственную вентиляцию легких с ручным управлением.
В известных устройствах существует риск, что оператор может подать слишком большой объем воздуха в пациента и, следовательно, вызвать излишнее накачивание легких пациента. Существует также риск подачи давления, которое является слишком большим для легких пациента. Например, когда дыхательные пути блокируются, известные системы не сигнализируют, что оператор должен остановиться и устранить блокаду.
Следовательно, целесообразно обеспечить усовершенствование аппаратов искусственной вентиляции легких, которое исправляет или продвигается, по меньшей мере, каким-то образом к исправлению, по меньшей мере, некоторых из вышеупомянутых недостатков, или которое, по меньшей мере, предложит обществу или промышленности или обоим подходящий выбор.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В соответствии с первым аспектом настоящего изобретения предлагается электроприводное устройство для искусственной вентиляции легких, содержащее:
(a) насос, содержащий
жесткий цилиндр, содержащий, по меньшей мере, одно газовпускное отверстие и, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие,
поршень для движения в упомянутом цилиндре, и
по меньшей мере, один клапан, при этом упомянутый клапан или каждый клапан выполнен с возможностью обеспечения всасывания газа в упомянутый цилиндр через упомянутое, по меньшей мере, одно газовпускное отверстие во время, по меньшей мере, какого-то одного из хода в первом направлении и/или хода во втором направлении упомянутого поршня в упомянутом цилиндре, и обеспечения вытеснения газа через упомянутое, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие во время хода, противоположного, по меньшей мере, какому-то одному из хода в первом направлении и/или хода во втором направлении упомянутого поршня в упомянутом цилиндре,
(b) электродвигатель с точным позиционным управлением, предпочтительно выбранный из шагового электродвигателя и электродвигателя с обратной связью или шагового электродвигателя с обратной связью и линейного электродвигателя, имеющий рабочее соединение с упомянутым поршнем для перемещения упомянутого поршня в упомянутом цилиндре с точным управлением скоростью,
(c) интерфейс пациента, находящийся в туннельном пневмогидравлическом соединении с упомянутым насосом, чтобы принимать газ через упомянутое, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие и подавать упомянутый газ в упомянутого пациента.
В предпочтительном варианте, упомянутый интерфейс пациента является дыхательной маской или эндотрахеальной трубкой или назальной трубкой.
В предпочтительном варианте, упомянутый электродвигатель является линейным шаговым электродвигателем, который может быть также с обратной связью.
В предпочтительном варианте, упомянутый электродвигатель является серводвигателем, который также может быть с обратной связью.
В предпочтительном варианте, упомянутый электродвигатель является линейным шаговым электродвигателем и непосредственно соединен с упомянутым поршнем.
В предпочтительном варианте, упомянутый электродвигатель соединен с упомянутым поршнем не напрямую, а через рычажную передачу.
В предпочтительном варианте, упомянутый поршень содержит соединительный шток, с которым упомянутый электродвигатель имеет рабочее соединение.
В предпочтительном варианте, упомянутый поршень представляет собой или содержит одну часть (например, стальной стержень и магнитный узел из редкоземельных металлов) линейного электродвигателя, содержащего две подвижные части.
В предпочтительном варианте, электродвигатель и цилиндр соединены воедино (и, предпочтительно, сцеплены между собой).
В предпочтительном варианте между интерфейсом пациента и, по меньшей мере, одним выпускным отверстием цилиндра имеется контроллер расхода газа в соединении пневмогидравлическим каналом с интерфейсом и выпускным отверстием.
В предпочтительном варианте, контроллер расхода газа содержит однопутевой клапан, который допускает вытеснение газа из выпускного отверстия цилиндра к интерфейсу пациента и предотвращает протекание газа через однопутевой клапан в противоположном направлении.
В предпочтительном варианте, контроллер расхода газа содержит оборудованный клапаном выпускной канал, через который газ может выходить для сброса давления на интерфейсе пациента.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал приходит в закрытое состояние, когда поршень перемещается в направлении, чтобы вытеснять газ к интерфейсу пациента, и приходит в открытое состояние, когда поршень перемещается в противоположном направлении, чтобы газ от выдоха пациента мог проходить через выпускной канал.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал переходит в закрытое состояние, когда газ подлежит вытеснению в упомянутого пациента, и в открытое состояние, чтобы газ от выдоха пациента мог проходить через выпускной канал.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
В предпочтительном варианте, когда оборудованный клапаном выпускной канал находится в открытом состоянии, упомянутый электродвигатель останавливается или снижает скорость поршня.
В предпочтительном варианте, контроллер связан с упомянутым электродвигателем для управления, по меньшей мере, скоростью и положением электродвигателя.
В предпочтительном варианте, упомянутый контроллер связан с упомянутым исполнительным механизмом для перемещения упомянутого исполнительного механизма, предпочтительно, синхронно с управлением упомянутым электродвигателем.
В предпочтительном варианте, источник электричества подсоединен к упомянутому электродвигателю.
В предпочтительном варианте, упомянутый источник электричества подсоединен к упомянутому электродвигателю через упомянутый контроллер.
В предпочтительном варианте, контроллер может получать через интерфейс команды управления работой устройства подходящим способом.
В предпочтительном варианте, интерфейс позволяет вводить информацию о пациенте в контроллер, при этом информация содержит, по меньшей мере, что-то одно, выбранное из возраста и массы пациента.
В предпочтительном варианте, контроллер получает данные из других частей устройства, включая, по меньшей мере, что-то одно из давления газа в интерфейсе пациента и дыхательного объемного расхода в интерфейсе пациента.
В предпочтительном варианте обеспечен дисплей для отображения рабочего режима упомянутого устройства.
В предпочтительном варианте, отображаемые рабочие режимы могут включать давление газа на впускном отверстии, давление газа в интерфейсе пациента, дыхательный объем в интерфейсе пациента, частоту качаний поршня, длину хода поршня, напряжение батарейки, продолжительность работы.
В предпочтительном варианте, рабочий режим может также записываться для последующего обращения.
В предпочтительном варианте, пневмогидравлическое соединение между упомянутым выпускным отверстием упомянутого цилиндра и интерфейсом пациента образовано, частично, гибкой трубкой.
В предпочтительном варианте, пневмогидравлическое соединение между упомянутым выпускным отверстием упомянутого цилиндра и интерфейсом пациента образовано, частично, гибкой трубкой, и упомянутый контроллер расхода расположен ближе к упомянутому интерфейсу пациента, чем упомянутый цилиндр.
В предпочтительном варианте, канальное пневмогидравлическое соединение и/или интерфейс пациента содержит предохранительный клапан, чтобы допускать снижение давления газа в упомянутом интерфейсе пациента.
В предпочтительном варианте, предохранительный клапан срабатывает на сброс давления, когда давление в упомянутом интерфейсе пациента достигает некоторого порога.
В предпочтительном варианте, упомянутый насос содержит впускную улитку.
В предпочтительном варианте, впускная улитка содержит отверстие, чтобы допускать осуществление сброса давления в упомянутой впускной улитке.
В предпочтительном варианте, упомянутая впускная улитка содержит однопутевой клапан, чтобы допускать осуществление сброса давления в упомянутую впускную улитку.
В предпочтительном варианте, упомянутая впускная улитка содержит предохранительный клапан, чтобы допускать осуществление сброса давления из упомянутой впускной улитки.
В предпочтительном варианте, упомянутое впускное отверстие упомянутого цилиндра находится в пневмогидравлическом соединении с источником дополнительного газа, чтобы допускать проход газа из упомянутого источника дополнительного газа в упомянутый цилиндр для последующей подачи в пациента. В более предпочтительном варианте, газ является кислородом.
В предпочтительном варианте, упомянутый цилиндр разделяется на две зоны упомянутым поршнем, при этом первая зона находится с одной стороны упомянутого поршня, и вторая зона находится с другой стороны упомянутого поршня, причем упомянутое(ые) газовпускное(ые) отверстие(я) предусмотрены для пропуска газа в первую зону, а упомянутое(ые) газовыпускное(ые) отверстие(я) предусмотрены для выпуска газа из упомянутой второй зоны, причем, обеспечен однопутевой клапан насоса, чтобы допускать перекачку газа из упомянутой первой зоны в упомянутую вторую зону, который ограничивает поток в противоположном направлении.
В предпочтительном варианте, однопутевой клапан насоса опирается на поршень, чтобы работать на проходе сквозь поршень.
В предпочтительном варианте, газ в упомянутой первой зоне нагнетается или оказывается под давлением, достаточным, чтобы, при перемещении поршня в первом направлении его хода, допускать вытеснение некоторого количества газа через однопутевой клапан насоса во вторую зону.
В предпочтительном варианте, однопутевой клапан насоса является пассивным однопутевым клапаном, который перемещается между открытым и закрытым состояниями, в зависимости от перепада давлений на однопутевом клапане насоса.
В предпочтительном варианте, чтобы допускать всасывание газа в первую зону при перемещении поршня во втором направлении его хода, может быть обеспечен однопутевой клапан (впускной однопутевой клапан), который ограничивает поток газа в противоположном направлении через упомянутый впускной однопутевой клапан, при перемещении поршня в первом направлении его хода.
В предпочтительном варианте, впускной однопутевой клапан является пассивным однопутевым клапаном, который перемещается между открытым и закрытым состояниями, в зависимости от перепада давлений на впускном однопутевом клапане насоса.
В предпочтительном варианте, один или каждый из упомянутых однопутевых клапанов являются клапанами с активным управлением для приведения в открытое и закрытое состояния согласованно с направлением перемещения поршня.
В предпочтительном варианте, длины цилиндра и хода поршня имеют такие значения, чтобы обеспечивать возможность вытеснения достаточного объема газа из упомянутого цилиндра через упомянутое(ые) газовыпускное(ые) отверстие(я), во время перемещения поршня в упомянутом втором направлении, для подачи объема и расхода газа, необходимых для одного вдыхания в новорожденного пациента с целью искусственной вентиляции легких.
В предпочтительном варианте, упомянутый цилиндр разделен на две зоны упомянутым поршнем, при этом первая зона находится с одной стороны упомянутого поршня, и вторая зона находится с другой стороны упомянутого поршня, и причем насос является насосом двухстороннего действия, который содержит:
(a) первый однопутевой клапан, чтобы
i) допускать поступление газа в первую зону через упомянутое газовпускное отверстие (далее по тексту «первое газовпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его втором направлении перемещения, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое первое газовпускное отверстие во время перемещении поршня в первом направлении перемещения,
(b) второй однопутевой клапан, чтобы
i) допускать отвод газа из первой зоны через упомянутое газовыпускное отверстие (далее по тексту «первое газовыпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его первом направлении перемещения, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое первое газовыпускное отверстие во время перемещения поршня во втором направлении перемещения,
(c) третий однопутевой клапан, чтобы
i) допускать поступление газа во вторую зону через упомянутое газовпускное отверстие (далее по тексту «второе газовпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его первом направлении перемещения, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое второе газовпускное отверстие во время перемещении поршня во втором направлении перемещения,
(d) четвертый однопутевой клапан, чтобы
i) допускать отвод газа из второй зоны через упомянутое газовыпускное отверстие (далее по тексту «второе газовыпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его втором направлении перемещения, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое второе газовыпускное отверстие во время перемещения поршня в первом направлении перемещения,
(e) коллектор или систему каналов для направления газа из упомянутых первого и второго газовыпускных отверстий в упомянутый интерфейс пациента.
В предпочтительном варианте, каждый из, по меньшей мере, одного из первого по четвертый однопутевых клапанов работают либо с активным управлением, либо пассивно при перемещении между их открытыми и закрытыми состояниями.
В предпочтительном варианте, длины цилиндра и хода поршня имеют такие значения, и электродвигатель может так двигаться и работать с таким управлением, чтобы обеспечивать возможность вытеснения достаточного объема газа из упомянутого цилиндра через упомянутое(ые) газовыпускное(ые) отверстие(я), во время нескольких качаний поршня, для подачи объема и расхода газа, потребных для одного вдыхания, в пациента с целью искусственной вентиляции легких или внешнего дыхания, или с той и другой целями.
В предпочтительном варианте, насос является насосом двухстороннего действия, и электродвигатель имеет достаточную скорость, чтобы за несколько ходов поршня, подавать один дыхательный объем газа для одного вдыхания в пациента с целью искусственной вентиляции легких и/или внешнего дыхания.
В предпочтительном варианте устройство является портативным.
В предпочтительном варианте, по меньшей мере, что-то одно из насоса и интерфейса пациента, и электродвигателя является портативным и, предпочтительно, автономным, и, предпочтительно, может удерживаться пользователем в одной руке.
В предпочтительном варианте, по меньшей мере, что-то одно из контроллера и источника питания, и дисплея также является портативным и, предпочтительно, автономным, и, предпочтительно, может удерживаться пользователем в одной руке.
В предпочтительном варианте, передача данных в контроллер и из контроллера может быть беспроводной.
В соответствии со вторым аспектом настоящего изобретения предлагается аппарат искусственной вентиляции легких для подачи газа в пациента, подлежащего искусственной вентиляции легких, содержащий объемный насос, который приводится в действие линейным электродвигателем.
В предпочтительном варианте, насос относится к типу, допускающему осуществление непрерывного вытеснения газа в пациента во время работы насоса, и скорость линейного электродвигателя регулируется для вытеснения газа в пациента таким образом, чтобы облегчать искусственную вентиляцию легких.
В предпочтительном варианте, управление линейным электродвигателем осуществляется таким образом, чтобы изменять его скорость для обеспечения изменений объема подаваемого газа.
В предпочтительном варианте, насос является объемным насосом (предпочтительно, поршневым и одноцилиндровым насосом).
В предпочтительном варианте, линейный электродвигатель приводит в движение поршень в продолжение нескольких качаний для подачи одного дыхательного объема газа в пациента.
В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается контроллер расхода газа для аппарата искусственной вентиляции легких, который содержит насос, чтобы нагнетать газ для подачи в пациента, и интерфейс пациента, при этом контроллер установлен между упомянутыми насосом и интерфейсом и содержит однопутевой клапан, который допускает вытеснение газа из насоса к интерфейсу пациента и предотвращает протекание газа через однопутевой клапан в противоположном направлении.
В предпочтительном варианте, контроллер расхода газа содержит оборудованный клапаном выпускной канал, через который газ может выходить для сброса давления на интерфейсе пациента.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал приходит в закрытое состояние, когда насос работает в режиме для вытеснения газа к интерфейсу пациента, и приходит в открытое состояние во время выдоха пациента, чтобы допускать проход выдыхаемого газа через выпускной канал.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал приходит в открытое состояние, когда устройство находится в бездействии или нерабочем режиме. В более предпочтительном варианте, оборудованный клапаном выпускной канал приходит в открытое состояние, когда насос находится в бездействии или нерабочем режиме.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал переводится в закрытое состояние, когда газ подлежит вытеснению в упомянутого пациента, и в открытое состояние, чтобы газ от выдоха пациента мог проходить через выпускной канал.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
В предпочтительном варианте, упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается устройство для искусственной вентиляции легких, которое работает так, чтобы задавать период вдыхания, в течение которого газ подается из устройства в пациента, и период выдоха, когда газ не вытесняется из устройства в пациента, и любой газ, получаемый из пациента, выпускается из устройства, при этом в устройстве применяется электродвигатель с точным позиционным управлением (например, линейный электродвигатель или поворотный шаговый электродвигатель), который управляет насосом, причем, электродвигатель управляется так, чтобы приводить в действие насос в течение периода вдыхания, и электродвигатель управляется так, чтобы останавливать насос в течение периода выдоха.
В предпочтительном варианте, насос выполняет множество качаний в течение любого периода вдыхания.
В предпочтительном варианте, насос выполняет не более одного качания в течение любого периода вдыхания.
В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается такой аппарат искусственной вентиляции легких, описание которого приведено выше и далее со ссылками на прилагаемые чертежи.
В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается такой аппарат искусственной вентиляции легких, описание которого приведено далее со ссылками на прилагаемые чертежи.
Настоящее может также относиться, в общем, к частям, элементам и признакам, упомянутым или указанным в описании заявки, по отдельности и совокупно, и к любой или всем комбинациям любых, по меньшей мере, двух упомянутых частей, элементов или признаков, и, в том случае, если в настоящем описании упомянуты конкретные целые числа, для которых имеются известные эквиваленты в данной области техники, к которой относится настоящее изобретение, данные известные эквиваленты считаются включенными в настоящее описание, как если бы были отдельно указаны.
В контексте настоящего описания, термин «и/или» означает «и» или «или» или то и другое вместе.
В контексте настоящего описания, суффикс множественного числа при существительном означает множественное и/или единственное числа существительного.
Термин «содержащий» в контексте настоящего описания означает «содержащий, по меньшей мере, в части». При толковании формулировок в настоящем описании, которые содержат данный термин, все признаки, которым предпослан данный термин в каждой формулировке, должны присутствовать, но возможно также присутствие других признаков. Родственные термины, например, «содержит» и «содержащийся», следует толковать таким же образом. Предполагается, что ссылка на числовой диапазон, приведенная в настоящем описании (например, 1-10), включает в себя также ссылку на все рациональные числа в пределах данного диапазона (например, 1, 1,1, 2, 3, 3,9, 4, 5, 6, 6,5, 7, 8, 9 и 10), а также на любой диапазон рациональных чисел в пределах данного диапазона (например, 2-8, 1,5-5,5 и 3,1-4,7).
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Ниже приведено описание предпочтительных вариантов осуществления настоящего изобретения со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых
Фиг.1 - схематический вид аппарата искусственной вентиляции легких, представленный для описания упомянутого аппарата в фазе вдыхания,
Фиг.2 - схематический вид аппарата искусственной вентиляции легких, представленный для описания упомянутого аппарата в фазе выдоха,
Фиг.3 - вид аппарата искусственной вентиляции легких в режиме C-pap (вентиляция с непрерывным положительным давлением в дыхательных путях), в котором дополнительный газ подается в аппарат искусственной вентиляции легких,
Фиг.4 - схематический вид варианта аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.1-3, также в режиме C-pap, и в котором между частями аппарата искусственной вентиляции легких продолжается гибкая трубка, чтобы обеспечить некоторую независимость перемещения дыхательной маски относительно некоторых других компонентов аппарата искусственной вентиляции легких,
Фиг.5 - схематический вид варианта аппарата искусственной вентиляции легких, показанного в фазе выдоха со ссылкой на Фиг.1-4,
Фиг.6 - схематический вид аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.5, изображенного в процессе работы, приходящим в фазу вдыхания,
Фиг.7 - схематический вид аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.5, изображенного в фазе вдыхания,
Фиг.8 - вид аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.5, в режиме вдыхания, и в котором обеспечивается подача кислорода, чтобы обеспечивать работу аппарата искусственной вентиляции легких в режиме C-pap,
Фиг.9 - вид аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.5, в котором обеспечена гибкая трубка между некоторыми частями аппарата искусственной вентиляции легких, чтобы обеспечить некоторую независимость перемещения дыхательной маски относительно некоторых других компонентов аппарата искусственной вентиляции легких,
Фиг.10 - сечение дыхательной маски, представленное для демонстрации датчика расхода и дыхательного объема, где газовый поток показан в направлении вдыхания, и
Фиг.11 - вариант дыхательной маски, показанной на Фиг.10, где дыхательная маска показана в состоянии выдоха.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ПРЕДПОЧТИТЕЛЬНЫХ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
На Фиг.1 показан аппарат 1 искусственной вентиляции легких. Аппарат 1 искусственной вентиляции легких состоит из корпуса 2 аппарата искусственной вентиляции легких. Упомянутый аппарат может также содержать соответствующие аппаратные средства, например, контроллер 3, дисплей 4 и источник 5 питания, соединенные между собой и/или с корпусом 2 аппарата искусственной вентиляции легких.
Корпус 2 аппарата искусственной вентиляции легких состоит из насосного блока 6, блока 7 управления расходом и интерфейса 8 пациента.
В общем, насосный блок 6 содержит насос, который будет подавать воздух в блок 7 управления расходом. Блок 7 управления расходом будет регулировать поток газа между интерфейсом пациента и блоком 7 управления расходом в сочетании с насосным блоком или без него, в зависимости от рабочего состояния аппарата искусственной вентиляции легких 1.
В наиболее предпочтительном варианте исполнения, насосный блок 6 и блок 7 управления расходом составляют часть одного и того же корпуса, как, например, показано на Фиг.1. Трубка 9, продолжающаяся блоком 7 управления расходом и интерфейсом 8 пациента, способствует потоку газа между интерфейсом и блоком 7 управления расходом.
В примерах, показанных на прилагаемых чертежах, интерфейс является, предпочтительно, дыхательной маской. Однако, в альтернативном варианте, интерфейс может быть эндотрахеальной трубкой или назальной трубкой, которая частично продолжается в дыхательные пути пациента.
Насосный блок 6 состоит из поршня 10, который находится в цилиндре 11, для вытеснения газа через выпускное отверстие 12 цилиндра и в блок 7 управления расходом. Поршень и цилиндр имеют сопряженную форму и обеспечивают наличие достаточно герметичного уплотнения между поршнем и цилиндром с целью принудительного вытеснения газа через выпускное отверстие 12.
Цилиндр 11 может быть цилиндрическим в сечении или может иметь другую форму в сечении.
Поршень приводится в действие электродвигателем 13 через соединительный шток 14 поршня. В наиболее предпочтительном варианте осуществления, электродвигатель является исполнительным механизмом, предпочтительно, линейным электродвигателем. В альтернативном варианте осуществления, исполнительный механизм может быть серводвигателем, шаговым электродвигателем или аналогичным устройством. Соединительный шток 14 может быть реактивным элементом для работы в сочетании с электродвигателем 13 с целью качательного перемещения поршня 10 в цилиндре 11. В альтернативном варианте, соединительный шток 14 может нести реактивную пластину или поверхность в сочетании с электродвигателем 13. На фигурах показано, что соединительный шток 14 испытывает непосредственное воздействие электродвигателя 13. Реактивная пластина может также входить в состав поршня в качестве его нераздельной части. Тогда никакого соединительного стержня можно не обеспечивать. Возможно применение альтернативных механизмов, в которых упомянутое воздействие оказывается не напрямую, а посредством рычажного механизма. Данная рычажная передача может содержать ротор и коленчатый рычаг и соединительный стержень.
В наиболее предпочтительном варианте осуществления, электродвигатель 13 является линейным электродвигателем или любым другим электродвигателем, который обладает возможностью точного и быстрого позиционного управления. Контроллер 3, через подключение 15 с электродвигателем 13, будет управлять электродвигателем так, чтобы через выпускное отверстие 12 подводились требуемый расход, объем и давления.
Блок 7 управления расходом состоит из впускного отверстия, которое может совпадать с выпускным отверстием 12 насосного блока или образовывать упомянутое выпускное отверстие. Блок управления расходом содержит выпускное отверстие 20 и проход, продолжающийся между впускным отверстием и выпускным отверстием. Проход допускает пропускание газа, вытесняемого из насосного блока 6, к выпускному отверстию 20. Выпускное отверстие 20, предпочтительно по трубке 9, позволяет подавать упомянутый газ в интерфейс 8 пациента.
Между впускным отверстием и выпускным отверстием блока управления расходом находится однопутевой клапан 21. Однопутевой клапан позволяет газу проходить от впускного отверстия к выпускному отверстию по проходу, но блокирует поток газа от выпускного отверстия к впускному отверстию.
Клапан 21 может быть неподвижно смонтирован на корпусе 22 блока 7 управления расходом или, в альтернативном варианте и как показано на Фиг.1, может быть смонтирован на подвижной опоре 23 для перемещения опоры клапана.
В предпочтительном варианте осуществления, подвижная опора 23 формирует часть исполнительного механизма 24 с линейной обмоткой, который может перемещать подвижную опору 23 между двумя положениями. Первое положение является положением, показанным на Фиг.1, и второе положение является положением, показанным на Фиг.2. Описанная конструкция формирует клапан, именуемый в настоящей заявке выдыхательным или выпускным клапаном. На Фиг.1 подвижная опора 23 находится в таком положении, что, по меньшей мере, на стороне выпускного отверстия 20 клапана 21, не образуется ни одного другого отверстия в проход блока 7 управления расходом. Весь газ, который вытесняется насосным блоком 6, собирается для течения к интерфейсу 8 пациента.
Во втором положении опоры, как показано на Фиг.2, отверстие 27 формируется между частью корпуса 22 блока 7 управления расходом и подвижной опорой 23. В данном положении, газ может уходить из данной части прохода блока 7 управления расходом между клапаном 21 и выпускным отверстием 20 блока управления расходом. В данном положении подвижной опоры 23, газ, который может выдыхаться из пациента, может проходить через отверстие 27, например, в окружающую атмосферу через отверстие 29. Отверстие 27 может быть кольцевым отверстием, которое сформировано между, по меньшей мере, дисковидным опорным участком и цилиндрическим седлом 30 корпуса 22 блока 7 управления расходом.
В результате перепада давлений между стороной пациента и стороной насоса однопутевого клапана 21, однопутевой клапан 21 будет приходить в закрытое положение, как показано на Фиг.2, во время рабочей фазы выдоха аппарата искусственной вентиляции легких. Данный отрицательный перепад давлений может создаваться, по меньшей мере, чем-то одним или некоторой комбинацией из выдоха пациента, отведения поршня в его цилиндре от выпускного отверстия 12 и перемещением исполнительного механизма 24 с линейной обмоткой в направлении образования отверстия 27. В наиболее предпочтительном варианте осуществления, в первую очередь, именно исполнительный механизм 24 с линейной обмоткой устанавливает открытое и закрытое состояние между отверстием 27 и данной частью прохода в блоке 7 управления расходом между выпускным отверстием 20 блока 7 управления расходом и однопутевым клапаном 21. Однако, если пациент дышит сам по себе и способен развивать достаточное давление, то перемещение подвижной опоры 23 клапана 21 для формирования отверстия 27 может осуществляться без поддержки исполнительного механизма с линейной обмоткой. Следует понимать, что возможно применение других исполнительных механизмов. Возможно применение исполнительных механизмов, которые перемещают другие компоненты, а не клапан 21, для создания упомянутого отверстия для сброса выдыхаемого газа.
В рабочей фазе выдоха аппарата искусственной вентиляции легких, поршень отводится электродвигателем 13, предпочтительно, назад в предварительно заданное начальное положение. Поршень отводится после того, как он прошел свой полный требуемый ход в течение рабочей фазы вдыхания и подал требуемый дыхательный объем или полностью отработал период времени поддержки максимального давления в дыхательных путях в течение периода вдыхания. Управление положением или перемещением исполнительного механизма 24 с линейной обмоткой может осуществляться контроллером 3 и, предпочтительно, синхронно с перемещением поршня.
В режиме «PEEP» (с положительным давлением в конце выдоха), параметры можно предварительно устанавливать с помощью контроллера или индикаторной панели PEEP таким образом, чтобы давление регулировалось исполнительным механизмом с линейной обмоткой. Исполнительный механизм 24 с линейной обмоткой будет прилагать к выдыхательному клапану замыкающее усилие, равное предварительно заданному давлению PEEP. Давление PEEP измеряется датчиком 31 давления в дыхательных путях. Контроллер 3 будет приводить в действие исполнительный механизм 24 с линейной обмоткой, когда давление в дыхательных путях при выдохе достигает предварительно заданного уровня.
Во время работы аппарата искусственной вентиляции легких, показанного на Фиг.1 и 2, дыхательный объем, подаваемый в пациента, может предварительно устанавливаться контроллером 3 или индикаторной панелью 4. Дыхательный объем регулируется длиной хода поршня 10. Дыхательный объем подается в пациента во время хода сжатия поршня 10, и выдох пациента облегчается во время хода отведения поршня 10. Соответственно, один вдох и выдох пациента происходят во время движения поршня 10 из одной начальной точки в противоположную ей точку конца перемещения и обратно в начальную точку. При заданном размере цилиндра, чем длиннее ход поршня, тем больше дыхательный объем.
Контроллер 3 дает команду электродвигателю 13 перемещать поршень 10 на предварительно заданное расстояние с предварительно заданной скоростью.
Сигналы обратной связи из датчика 31 давления в дыхательных путях и датчика 36 расхода и дыхательного объема могут обеспечивать дополнительное управление. Упомянутые датчики могут отклонять нормальную работу поршня 10 и/или исполнительного механизма 24 с линейной обмоткой от рабочего режима, предварительно заданного оператором и назначенного устройству посредством индикаторной панели 4 и/или контроллера 3. Кроме того, длина хода и положение поршня 10 могут контролироваться датчиком (датчиком положения поршня), входящим в состав электродвигателя 13 и/или поршня 10 или связанным с ними. Работа аппарата искусственной вентиляции легких будет управлять частотой дыхания и отношением вдох/выдох. Данные значения можно предварительно устанавливать с использованием контроллера и/или индикаторной панели и можно регулировать, по меньшей мере, частично посредством таймера контроллера. Параметры, зависящие от пациента, также могут управлять работой. Например, информация, вводимая в контроллер 3, может содержать вес и возраст пациента.
В ситуации, в которой датчик 31 давления в дыхательных путях определяет, что максимальное предварительно заданное давление в дыхательных путях достигнуто, контроллер 3 может послать команду электродвигателю 13 замедлить движение или остановиться. В результате, максимальное предварительно заданное давление в дыхательных путях может поддерживаться в течение периода времени вдыхания. В случае превышения допустимого давления или сбоя системы, предохранительный клапан 37 может включаться на открывание и сброс давления в дыхательных путях пациента. Предохранительный клапан 37 может быть пассивным клапаном, который имеет предварительно заданный рабочий режим. В альтернативном варианте, данный клапан может быть предохранительным клапаном, соединенным с контроллером 3 и работающим под управлением контроллера. В качестве альтернативы предохранительному клапану 37, датчик 31 давления в дыхательных путях и/или датчик 36 расхода и дыхательного объема могут сообщаться с контроллером для непосредственного перемещения исполнительного механизма с линейной обмоткой в тех случаях, когда датчики определяют нежелательный режим, чтобы, тем самым, сбрасывать давление и/или уменьшать расход посредством выпуска газа через отверстие 29.
Вышеописанный первый вариант исполнения аппарата искусственной вентиляции легких, а также вариант исполнения, описанный ниже, позволяют использовать данные из датчика 31 давления в дыхательных путях, датчика положения поршня, датчика 36 расхода и дыхательного объема и таймера для записи оперативной информации и рабочих характеристик. Возможен также вывод графического изображения на индикаторной панели 4. Графическое изображение может служить оператору для контроля рабочих характеристик и определения, нуждается ли аппарат искусственной вентиляции легких в утечке, блокировании или дополнительных регулировках. График и/или сопутствующие данные можно сохранять, чтобы помогать настройке других систем жизнеобеспечения и для клинического анализа. Данная статистическая информация может обеспечивать важные преимущества в дальнейшем.
Электрическое соединение 15 будет обеспечивать, чтобы контроллер 3 мог правильно управлять линейным электродвигателем, чтобы, тем самым, управлять положением и перемещением поршня. Цилиндр 11 содержит впускную улитку 16, которая содержит первичное впускное отверстие 17. Внешний воздух может всасываться через первичное впускное отверстие во впускную улитку, когда поршень смещается внутри цилиндра к выпускному отверстию 12. Данное направление хода показано на Фиг.1. Поршень 10 поддерживает однопутевой клапан 18, который работает так, чтобы находиться в закрытом положении, когда поршень движется к выпускному отверстию 12. Это будет иметь следствием всасывание внешнего воздуха во впускную улитку 16. Когда поршень 10 двигается в противоположном направлении, которое является направлением выдоха аппарата искусственной вентиляции легких, однопутевой клапан 18 может открываться, чтобы допускать вытеснение воздуха из впускной улитки 16 в область между поршнем 10 и выпускным отверстием 12, как, например, показано на Фиг.2. Первичное впускное отверстие 17 может содержать однопутевой клапан, чтобы поддерживать упомянутое вытеснение через отверстие, образованное однопутевым клапаном сквозь поршень, посредством предотвращения вытеснения воздуха из впускной улитки 16 обратно через первичное впускное отверстие 17. Затем, газ, который был вытеснен в пространство между поршнем 10 и выпускным отверстием 12, может, во время обратного хода в течение фазы вдыхания рабочего режима, вытесняться, по меньшей мере, частично, через выпускное отверстие 12 и в блок 7 управления расходом.
Аппарат искусственной вентиляции легких (например, показанный на Фиг.3) может работать в режиме с дополнительным кислородом и C-pap (вентиляции с непрерывным положительным давлением в дыхательных путях). Емкость 40 дополнительного кислорода (которая может соединяться или не иметь соединения с дополнительным источником через впускное отверстие 41) можно состыковывать с первичным впускным отверстием 17 насосного блока 6. Вместо того, чтобы всасывать в насосный блок внешний воздух, через аппарат искусственной вентиляции легких в пациента можно подавать кислород или другой газ, или газовую смесь. Это позволит оператору регулировать подачу «воздушно/кислородной смеси с помощью, например, внешнего смесителя. Дополнительный газ, например, кислород, можно подавать через первичное впускное отверстие 17 в насосный блок под давлением. В случае неисправности или превышения источником газа мощности аппарата искусственной вентиляции легких, предохранительный клапан 42 может открываться для выпускного отверстия газа из, по меньшей мере, части насосного блока 6. С данной целью, в соответствующем месте может находиться датчик давления. Если в источнике дополнительного газа возникает неисправность, или первичное впускное отверстие 17 оказывается заблокированным, то предохранительный клапан 43 может открываться, чтобы обеспечить возможность всасывания внешнего воздуха в насосный блок 6, что допускает продолжение работы аппарата искусственной вентиляции легких, независимо от проблем с источником дополнительного газа.
В режиме C-pap, рабочий режим можно задать и предварительно установить с помощью контроллера и/или индикаторной панели. Когда интенсивность и давление подачи в емкость 40 дополнительного газа установлены на подходящем уровне расхода, то аппарат искусственного дыхания может работать в режиме C-pap. Электродвигатель 13 прекратит работу, и поток из емкости 40 дополнительного кислорода будет проходить через однопутевой клапан 18 и через однопутевой клапан 21 в интерфейс 8 пациента. Датчик 31 давления в дыхательных путях будет определять давление в дыхательных путях пациента. После того, как предварительно заданное давление в режиме C-pap достигается, исполнительный механизм 24 с линейной обмоткой будет прикладывать к выдыхательному клапану замыкающее усилие, равное предварительно заданному давлению режима C-pap.
На Фиг.4 показано изменение, внесенное в аппарат искусственной вентиляции легких, описанный со ссылкой на Фиг.1-3, при этом обеспечена гибкая трубка 56, продолжающаяся между насосным блоком 6 и блоком 7 управления расходом. Гибкая трубка 56 можно устанавливать между насосным блоком и блоком управления расходом, чтобы обеспечить возможность подачи газа, вытесняемого поршнем 10, к интерфейсу 8 пациента. Наличие блока 7 управления расходом и датчиков давления в дыхательных путях и датчиком дыхательного объема, а также предохранительного клапана 37 вблизи дыхательных путей пациента обеспечивает более точную подачу дыхательного объема и давления. Кроме того, контроллер может вносить поправки на согласование в маске пациента. Кроме того, можно, но менее выгодно, обеспечить трубку 9, которая имеет требуемую длину, допускающую более дистальное положение интерфейса 8 пациента относительно насосного блока 6. Однако, данное решение страдает недостатком наличия мертвого пространства между элементами блоком 7 управления расходом и интерфейсом 8 пациента.
Аппарат искусственной вентиляции легких, показанный на Фиг.1-4, в котором применен поршень одностороннего действия, пригоден, в частности, для искусственной вентиляции легких и искусственного дыхания новорожденных пациентов. Можно обеспечить насосный блок управляемого размера, в котором, за один ход поршня, в новорожденного пациента можно подать дыхательный объем, достаточный для вдыхания. Желательно, чтобы блок был относительно портативным, и, поэтому, размер может быть проектным ограничением. Однако, когда размер не является проблематичным, насосный блок 6 можно увеличить в размере настолько, чтобы один ход сжатия поршня мог подавать достаточный дыхательный объем газа в более крупных пациентов. Тем не менее, это увеличит, по меньшей мере, размер насосного блока 6, что делает его менее удобным с точки зрения портативности.
Можно применить альтернативную конфигурацию аппарата искусственной вентиляции легких, размер которого может быть меньше. Данный аппарат искусственной вентиляции легких показан, например, на Фиг.5. Аппарат 101 искусственной вентиляции легких содержит интерфейс 108 пациента, блок 107 управления расходом и сопутствующие компоненты, которые, предпочтительно, являются такими же, как компоненты, описанные со ссылкой на аппарат искусственной вентиляции легких, показанный на Фиг.1-4.
Данный альтернативный вариант осуществления аппарата искусственной вентиляции легких содержит также насосный блок 106. Насосный блок 106 отличается от насосного блока 6, описанного со ссылкой на Фиг.1-4. В отличающемся блоке обеспечен электродвигатель 113, например, линейный электродвигатель или серводвигатель, управляемый контроллером 103, который может быть сопряжен с индикаторной панелью 104. Линейный электродвигатель приводит в действие поршень 110 через посредство соединительной детали, например, соединительного штока 114, который работает в цилиндре 111. Насосный блок 106 содержит впускную улитку 116. Впускная улитка через первичное впускное отверстие 117 может всасывать воздух или дополнительный газ, подаваемый через него, в результате действия поршня, и во впускную улитку 116.
Цилиндр содержит два отверстия, которые могут сообщаться с впускной улиткой 116. Первое отверстие 160 обеспечено на стороне выдвижения поршня 110. Второе отверстие 161 обеспечено на стороне отведения поршня 110. Отверстие 160 может закрываться однопутевым клапаном 162. Отверстие 161 может закрываться однопутевым клапаном 163. Однопутевой клапан 162 может приходить в открытое положение во время хода отведения поршня и находится в закрытом положении во время хода выдвижения поршня. Однопутевой клапан 163 может приходить в открытое положение во время хода выдвижения поршня и находится в закрытом положении, когда поршень выдвигается. На стороне выдвижения поршня 110 находится выпускное отверстие 164 цилиндра 111. Выпускное отверстие может закрываться однопутевым клапаном 165. Однопутевой клапан 165 находится в закрытом положении во время хода отведения поршня, и может приходить в открытое положение во время хода выдвижения поршня. Следовательно, однопутевой клапан 165, по существу, работает в режиме, противоположном однопутевому клапану 162 в цилиндр. Выпускное отверстие 164 способно создавать пневмогидравлическое соединение между частью цилиндра на стороне сжатия поршня и выпускной улиткой 166. Выпускная улитка 166 содержит выпускное отверстие 112, через которое газ, вытесняемый поршнем, может проходить в блок 7 управления расходом. Выпускная улитка 166 отделена от впускной улитки 116. Корпус насосного блока 106 может содержать как впускную улитку 116, так и выпускную улитку 166, и перегородки 167 и цилиндр 111 могут разделять улитки. На стороне отведения поршня 110 цилиндр содержит отверстие 168 в выпускную улитку 166. Отверстие 168 содержит однопутевой клапан 169. Однопутевой клапан расположен так, что во время хода отведения поршня, газ может вытесняться на стороне отведения цилиндра через однопутевой клапан 169 в выпускную улитку 166. Однопутевой клапан 169 будет приходить в закрытое положение во время хода выдвижения поршня 110.
В процессе работы во время хода выдвижения поршня, как показано на Фиг.6, однопутевой клапан 163 открывается и, тем самым, допускает всасывание воздуха на стороне отведения цилиндра. Во время хода выдвижения, воздух на стороне выдвижения поршня может вытесняться через однопутевой клапан 165 для подачи в выпускную улитку. Однопутевой клапан 169 будет закрыт, и, следовательно, будет обеспечиваться только одно выпускное отверстие из выпускной улитки 166, а именно выпускное отверстие 112. Во время хода выдвижения поршня, сторона отведения цилиндра заполняется газом, всасываемым через однопутевой клапан 163. Когда поршень выполняет ход отведения, как показано на Фиг.7, газ, который втянут на стороне отведения цилиндра, может вытесняться через однопутевой клапан 169 в выпускную улитку 166. Однопутевой клапан 163 будет закрыт во время хода отведения, и, следовательно, будет создаваться только одно выпускное отверстие из цилиндра во время его хода отведения, а именно отверстие для выпускного отверстия газа в выпускную улитку 166. Во время хода отведения, однопутевой клапан 165 закрыт, и, следовательно, будет обеспечиваться только одно выпускное отверстие для газа, подаваемого в выпускную улитку, а именно выпускное отверстие 112. Во время хода отведения, сторона выдвижения цилиндра заполняется газом из впускной улитки 116 через однопутевой клапан 162, который в данном состоянии открыт. Как можно видеть, насосный блок 106 действует, при этом двухсторонним способом. Во время обоих ходов выдвижения и отведения поршня, газ вытесняется к отверстию 112 для подачи к пациенту. При использовании линейного электродвигателя или серводвигателя с высокочастотными характеристиками и точно и быстро отрабатываемыми пуском и остановом, поршень, работающий с высокой частотой, может подавать газ в пациента способен эффективно и непрерывно во время обоих ходов отведения и выдвижения. Каждый дыхательный объем, подаваемый в пациента, может вовлекать большое число ходов поршня. В таком случае можно обеспечить компактный и, предпочтительно, портативный блок. При выдохе пациента, блок 107 управления расходом может отрабатывать на открывание выпускного клапана, чтобы допускать осуществление выдоха с совпадением по времени с операцией останова линейного электродвигателя. В альтернативном варианте, линейный электродвигатель может продолжать приводить поршень в качательное движение, но при этом вентиляционный клапан может быть открыт для выпуска вытесняемого поршнем воздуха из поршня до достижения клапана-регулятора расхода. В альтернативном варианте, такой сброс может осуществляться через выпускной клапан блока управления расходом.
Как показано на Фиг.8, аппарат искусственной вентиляции легких, описанный со ссылкой на Фиг.5-7, способен также работать в режиме с подачей дополнительного газа и/или C-pap. Такая работа изображена, например, на Фиг.8. Кроме того, удлинительную трубку 156 можно применять, как показано на Фиг.9.
Число качаний, которые может выполнять поршень, можно задавать заранее. Качания определяют дыхательный объем, который подается в пользователя. Оператор может взаимодействовать с блоком управления и/или дисплеем для настройки параметров работы аппарата искусственной вентиляции легких. Подобно аппарату искусственной вентиляции легких, описанному со ссылкой на Фиг.1-4, можно производить и записывать и отображать измерения длины хода и положения поршня, а также давлений в дыхательных путях и дыхательного объемного потока и объема.
Давление в дыхательных путях можно контролировать датчиком давления. Когда датчик давления определяет, что максимальное предварительно заданное давление в дыхательных путях достигнуто, то контроллер дает команду линейному электродвигателю остановиться или замедлить движение, чтобы поддерживать максимальное предварительно заданное давление в дыхательных путях в течение периода вдыхания. В альтернативном варианте, контроллер может отдавать команду линейному электродвигателю останавливаться, чтобы снижать давление. В случае какого-либо превышения допустимого давления или отказа системы, предохранительный клапан, подобный клапану, описанному со ссылкой на Фиг.1-4, может открываться.
Исполнительный механизм с линейной обмоткой может быть предварительно нагружен так, что выпускной канал стремится в принудительно открытое состояние, допускающее поступление внешнего воздуха в дыхательные пути пациента.
Аппарат искусственной вентиляции легких, показанный на Фиг.5-9, также может работать в вышеописанном режиме PEEP (с положительным давлением в конце выдоха). В рабочем режиме C-pap открыты все однопутевые клапаны в цилиндр. Тем самым, газ из впускной улитки 116 имеет возможность прямо проходить в выпускную улитку 166 и в пациента. Для защиты от неисправностей можно включить в состав датчики давления и выпускные клапаны.
Части аппарата искусственной вентиляции легких, как в аппаратах искусственной вентиляции легких, показанных на Фиг.1-9, могут быть одноразового использования. В частности, одноразовыми могут быть такие части аппарата искусственной вентиляции легких, которые контактировали с выдыхаемым воздухом или воздухом из пациента. Упомянутые части можно изготавливать и собирать таким способом, чтобы способствовать одноразовому использованию. Например, интерфейс 8 пациента, блок 7 управления расходом и однопутевой клапан 21, и/или исполнительный механизм 24 с линейной обмоткой, подвижная опора 23 и корпус 22 можно отсоединять от насосного блока 6 и удалять после использования. Цепи, допускающие быстрое подсоединение контроллера 3 к сменному узлу из упомянутых частей, можно обеспечить с помощью простых штепсельных схем соединения. Можно обеспечить простой штепсельный разъем. Данный разъем создает связь автоматически, после стыковки компонентов одноразового использования с насосным блоком 6.
На Фиг.10 и 11 более подробно показан датчик дыхательного объема и расхода. На Фиг.10 показан интерфейс 208 пациента, в котором показан датчик 236 расхода и дыхательного объема в рабочей фазе вдыхания. Упомянутый датчик подсоединен к контроллеру 203 соединением 283. На Фиг.11, датчик 236 показан в фазе выдоха. Датчик 236 относится к типу, который смешается в зависимости от потока воздуха, проходящего через него. Данное решение может оказаться неидеальным для точного измерения из-за инерциальной массы датчика.
Альтернативный вариант датчика представляет собой датчик, который не имеет массово-инерциальных характеристик запаздывания. Альтернативный вариант осуществления датчика, которым можно воспользоваться, может представлять собой газовый расходомер, который измеряет расход термическим методом. Примером данного расходомера является расходомер, выпускаемый компанией Sensirion.com, например цифровой датчик расхода газа типа ASF1400/ASF/1430 данной компании. Датчик данного типа может быть изготовлен в соответствии с датчиком, описанном в патенте США 6813944. Датчик расхода подобного типа характеризуется высоким быстродействием, при условии, что он, в отличие от датчика, показанного на Фиг.10, не имеет массы, которая должна смещаться под действием потока. Быстрое срабатывание может быть полезной характеристикой. Упомянутые датчики можно, в общем, именовать термическими датчиками расхода или термическими массовыми расходомерами. Датчик или альтернативный датчик может также измерять температуру выдыхаемого воздуха. При использовании подходящего датчика, который имеет очень высокое быстродействие (например, порядка одной десятой секунды), во время выдоха пациента можно измерять внутреннюю температуру пациента. Данная информация также может собираться и/или отображаться, или иначе использоваться аппаратом искусственной вентиляции легких.
Изобретение может обеспечить преимущества портативности, ручной переноски (включая возможность удерживания одной рукой для удерживания интерфейса пациента в соответствующем состоянии) и автономности благодаря наличию в составе собственного источника питания (например, 12-В источник питания).
Устройство может обладать программируемыми параметрами эксплуатации, фиксированными и/или настраиваемыми в соответствии с требованиями пациентов, врачей и операторов.
В устройство может быть также встроена возможность контроля частоты сердцебиений, при этом частота сердцебиений может учитываться при контроле устройства и отображаться устройством.
Дисплей может помогать оператору при оценке искусственной вентиляции легких пациента. Возможна запись эффективности, рабочих параметров и состояния элементов устройства. Данная возможность может помогать при статистическом анализе и сборе информации для настройки других устройств.
Пациентом, согласно определению в настоящей заявке, может быть млекопитающее, т.е. человек или животное.

Claims (58)

1. Электроприводное устройство для искусственной вентиляции легких, содержащее:
а) насос, содержащий
i) жесткий цилиндр, содержащий, по меньшей мере, одно газовпускное отверстие и, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие,
ii) поршень, выполненный с возможностью перемещения, для движения в упомянутом цилиндре в первом направлении хода и противоположном втором направлении хода, и
iii) по меньшей мере, один клапан, при этом упомянутый клапан или каждый клапан выполнен с возможностью обеспечения подачи газа в упомянутый цилиндр через упомянутое, по меньшей мере, одно газовпускное отверстие во время, по меньшей мере, какого-то одного из хода в первом направлении и/или хода во втором направлении упомянутого поршня в упомянутом цилиндре, и обеспечения вытеснения газа через упомянутое, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие во время хода, противоположного упомянутому, по меньшей мере, какому-то одному из хода в первом направлении и/или хода во втором направлении упомянутого поршня в упомянутом цилиндре,
iv) причем насос находится в пневмогидравлическом соединении или выполнен с возможностью пневмогидравлического соединения с интерфейсом пациента для приема газа через упомянутое, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие и подачи упомянутого газа в упомянутого пациента;
b) электродвигатель с точным позиционным управлением, имеющий рабочее соединение с упомянутым поршнем для перемещения упомянутого поршня в упомянутом цилиндре, и
c) контроллер, выполненный с возможностью управления электродвигателем для управления положением поршня в цилиндре, для управления тем самым
i) дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента; и
ii) давлением газа, подаваемого в пациента.
2. Устройство по п.1, в котором интерфейс пациента выполнен с возможностью канального пневмогидравлического сообщения с упомянутым насосом для приема газа через упомянутое, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие и подачи упомянутого газа в упомянутого пациента.
3. Устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью управления положением поршня в цилиндре путем управления положением электродвигателя для управления тем самым частотой дыхания газом, подаваемым в пациента.
4. Устройство по п.1, в котором контроллер выполнен с возможностью управления электродвигателем для управления положением поршня в цилиндре для управления тем самым дыхательным объемом газа, подаваемым в пациента; и давлением газа, для каждого вдоха, подаваемого в пациента изменяемым образом.
5. Устройство по п.1, в котором упомянутый по меньшей мере один или более клапанов выполнены с возможностью обеспечения вытеснения газа в упомянутый цилиндр через газовпускное отверстие и из цилиндра через газовыпускное отверстие во время перемещения поршня в каждом из первого направления хода и второго направления хода.
6. Устройство по п.1, в котором интерфейс пациента является дыхательной маской, или эндотрахеальной трубкой, или назальной трубкой.
7. Устройство по п.1, в котором упомянутый контроллер содержит систему с обратной связью.
8. Устройство по п.1, в котором электродвигатель с точным позиционным управлением представляет собой по меньшей мере один выбранный из шагового электродвигателя и серводвигателя.
9. Устройство по п.1, в котором упомянутый электродвигатель является линейным электродвигателем.
10. Устройство по п.9, в котором система с обратной связью линейного электродвигателя используется для управления переключением и позиционированием электродвигателя.
11. Устройство по п.1, в котором по меньшей мере часть упомянутого электродвигателя непосредственно соединена с упомянутым поршнем.
12. Устройство по п.1, в котором упомянутый электродвигатель является линейным шаговым электродвигателем и сформирован, частично, как одно целое с упомянутым поршнем.
13. Устройство по п.1, в котором упомянутый электродвигатель работает с управлением от контроллера для обеспечения точного управления скоростью электродвигателя.
14. Устройство по п.1, в котором электродвигатель соединен с упомянутым поршнем не напрямую, а через рычажную передачу.
15. Устройство по п.1, в котором упомянутый поршень содержит соединительный шток, с которым упомянутый электродвигатель имеет рабочее соединение.
16. Устройство по п.14, в котором упомянутый поршень представляет собой или содержит одну часть линейного электродвигателя, содержащего две подвижные части.
17. Устройство по п.1, в котором электродвигатель и цилиндр соединены воедино.
18. Устройство по п.1, в котором, между интерфейсом пациента и, по меньшей мере, одним выпускным отверстием цилиндра и в упомянутом туннельном пневмогидравлическом соединении с упомянутыми интерфейсом и выпускным отверстием, находится контроллер расхода газа.
19. Устройство по п.17, в котором контроллер расхода газа содержит однопутевой клапан, выполненный с возможностью обеспечения вытеснения газа из выпускного отверстия цилиндра к интерфейсу пациента и предотвращения протекания газа через однопутевой клапан в противоположном направлении.
20. Устройство по п.17, в котором контроллер расхода газа содержит оборудованный клапаном выпускной канал, через который газ может выходить для сброса давления на интерфейсе пациента.
21. Устройство по п.18, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал приходит в закрытое состояние, когда поршень перемещается в направлении, чтобы вытеснять газ к интерфейсу пациента, и приходит в открытое состояние, когда поршень перемещается в противоположном направлении, чтобы газ от выдоха пациента мог проходить через выпускной канал.
22. Устройство по п.20, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
23. Устройство по п.20, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
24. Устройство по п.18, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал переводится в закрытое состояние, когда газ подлежит вытеснению в упомянутого пациента, и в открытое состояние, чтобы газ от выдоха пациента мог проходить через выпускной канал.
25. Устройство по п.23, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен на или в, или в рабочей связи с исполнительным механизмом для активного управления перемещением клапана относительно отверстия.
26. Устройство по п.23, в котором упомянутый оборудованный клапаном выпускной канал содержит, по меньшей мере, одно отверстие, закрываемое клапаном, при этом упомянутый клапан установлен для пассивного перемещения относительно отверстия под влиянием перепада давлений в газе из контроллера и/или между контроллером расхода газа и внешним давлением газа.
27. Устройство по п.23, в котором, когда оборудованный клапаном выпускной канал находится в открытом состоянии, упомянутый электродвигатель останавливается или снижает скорость поршня.
28. Устройство по п.24, в котором, когда оборудованный клапаном выпускной канал находится в открытом состоянии, упомянутый электродвигатель останавливается или снижает скорость поршня.
29. Устройство по п.25, в котором, когда оборудованный клапаном выпускной канал находится в открытом состоянии, упомянутый электродвигатель останавливается или снижает скорость поршня.
30. Устройство по п.11, в котором контроллер связан с упомянутым электродвигателем для управления, по меньшей мере, скоростью и положением электродвигателя.
31. Устройство по п.21, в котором контроллер связан с упомянутым электродвигателем для управления, по меньшей мере, скоростью и положением электродвигателя и в котором упомянутый контроллер связан с упомянутым исполнительным механизмом для перемещения упомянутого исполнительного механизма, предпочтительно, синхронно с управлением упомянутым электродвигателем.
32. Устройство по п.24, в котором контроллер связан с упомянутым электродвигателем для управления, по меньшей мере, скоростью и положением электродвигателя и в котором упомянутый контроллер связан с упомянутым исполнительным механизмом для перемещения упомянутого исполнительного механизма, предпочтительно, синхронно с управлением упомянутым электродвигателем.
33. Устройство по п.1, в котором датчик расположен в интерфейсе пациента или вблизи него, на пути потока в и из пациента, для измерения, по меньшей мере, чего-то одного из:
a) дыхательного объема,
b) расхода газа,
c) частоты дыхания,
d) давления в дыхательных путях, и
e) температуры выдыхаемого воздуха.
34. Устройство по п.1, в котором обеспечен дисплей для отображения режимов работы упомянутого устройства.
35. Устройство по п.33, в котором отображаемые режимы работы включают давление газа на впускном отверстии, давление газа в интерфейсе пациента, дыхательный объем в интерфейсе пациента, частоту качаний поршня, длину хода поршня, напряжение батарейки, продолжительность работы, при этом каждое из значений измеряется соответствующими датчиками устройства.
36. Устройство по п.34, в котором режимы работы записываются и сохраняются для последующего применения.
37. Устройство по п.1, в котором канальное пневмогидравлическое соединение и/или интерфейс пациента содержит предохранительный клапан, чтобы допускать снижение давления газа в упомянутом интерфейсе пациента.
38. Устройство по п.1, в котором упомянутый насос содержит впускную улитку.
39. Устройство по п.38, в котором впускная улитка содержит отверстие, чтобы допускать осуществление сброса давления в упомянутой впускной улитке.
40. Устройство по п.38, в котором упомянутая впускная улитка содержит однопутевой клапан, чтобы допускать осуществление сброса давления в упомянутую впускную улитку.
41. Устройство по п.1, в котором упомянутый цилиндр разделяется на две зоны упомянутым поршнем, при этом первая зона находится с одной стороны упомянутого поршня, и вторая зона находится с другой стороны упомянутого поршня, и причем упомянутое(ые) газовпускное(ые) отверстие(я) обеспечены для пропуска газа в первую зону, и упомянутое(ые) газовыпускное(ые) отверстие(я) обеспечены для выпуска газа из упомянутой второй зоны, причем обеспечен однопутевой клапан насоса, чтобы допускать перекачку газа из упомянутой первой зоны в упомянутую вторую зону, и который ограничивает поток в противоположном направлении.
42. Устройство по п.40, в котором однопутевой клапан насоса опирается на поршень, чтобы работать на проходе сквозь поршень.
43. Устройство по п.1, в котором упомянутый цилиндр разделен на две зоны упомянутым поршнем, при этом первая зона находится с одной стороны упомянутого поршня, и вторая зона находится с другой стороны упомянутого поршня, и причем насос является насосом двухстороннего действия, который содержит:
а) первый однопутевой клапан, чтобы
i) допускать поступление газа в первую зону через упомянутое газовпускное отверстие (далее по тексту «первое газовпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня во втором направлении хода, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое первое газовпускное отверстие во время перемещения поршня в первом направлении хода,
b) второй однопутевой клапан, чтобы
i) допускать отвод газа из первой зоны через упомянутое газовыпускное отверстие (далее по тексту «первое газовыпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его первом направлении хода, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое первое газовыпускное отверстие во время перемещения поршня во втором направлении хода,
c) третий однопутевой клапан, чтобы
i) допускать поступление газа во вторую зону через упомянутое газовпускное отверстие (далее по тексту «второе газовпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его первом направлении хода, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое второе газовпускное отверстие во время перемещения поршня во втором направлении хода,
d) четвертый однопутевой клапан, чтобы
i) допускать отвод газа из второй зоны через упомянутое газовыпускное отверстие (далее по тексту «второе газовыпускное отверстие») упомянутого цилиндра во время перемещения поршня в его втором направлении хода, и
ii) ограничивать поток газа в противоположном направлении через упомянутое второе газовыпускное отверстие во время перемещения поршня в первом направлении хода,
е) коллектор или систему каналов для направления газа из упомянутых первого и второго газовыпускных отверстий в упомянутый интерфейс пациента.
44. Устройство по п.1, в котором насос является насосом двухстороннего действия, и электродвигатель имеет достаточную скорость, чтобы за несколько ходов поршня подавать один дыхательный объем газа для одного вдыхания в пациента с целью искусственной вентиляции легких.
45. Устройство по п.1, в котором устройство является портативным.
46. Устройство по п.1, в котором, по меньшей мере, что-то одно из насоса и интерфейса пациента, и электродвигателя является портативным и, предпочтительно, автономным, и, предпочтительно, может удерживаться пользователем в одной руке.
47. Устройство по п.45, в котором, по меньшей мере, что-то одно из контроллера и источника питания, и дисплея также является портативным и, предпочтительно, автономным, и, предпочтительно, может удерживаться пользователем в одной руке.
48. Устройство по п.11, в котором передача данных в контроллер и из контроллера является беспроводной.
49. Аппарат искусственной вентиляции легких для подачи газа в пациента, подлежащего искусственной вентиляции легких, содержащий
a) объемный насос, выполненный с возможностью нагнетания газа;
b) электродвигатель, выполненный с возможностью управления объемным насосом для нагнетания газа;
c) интерфейс пациента, выполненный с возможностью подачи газа в пациента; и
d) контроллер, выполненный с возможностью управления положением поршня в цилиндре путем управления положением электродвигателя для управления тем самым
i) дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента; и
ii) давлением газа, подаваемого в пациента.
50. Аппарат искусственной вентиляции легких по п.49, в котором контроллер выполнен с возможностью управления положением поршня в цилиндре для управления положением электродвигателя для управления тем самым частотой дыхания газом, подаваемым в пациента.
51. Аппарат искусственной вентиляции легких по п.49, в котором контроллер выполнен с возможностью управления электродвигателем для управления положением поршня в цилиндре для управления тем самым дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента, и давлением газа, для каждого вдоха, подаваемого в пациента изменяемым образом.
52. Устройство для искусственной вентиляции легких, выполненное с возможностью задавать период вдыхания, в течение которого газ вытесняется из устройства в пациента, и период выдыхания, когда газ не вытесняется из устройства в пациента, и любой газ, получаемый из пациента, выпускается из устройства, при этом устройство искусственной вентиляции легких содержит:
a) насос, содержащий
i) жесткий цилиндр, содержащий, по меньшей мере, одно газовпускное отверстие и, по меньшей мере, одно газовыпускное отверстие,
ii) поршень, выполненный с возможностью перемещения в упомянутом цилиндре в первом направлении хода и втором направлении хода, и
iii) по меньшей мере, один клапан, выполненный с возможностью обеспечения вытеснения газа в пациента во время перемещения поршня в первом направлении хода и предотвращения перемещения в пациента или из него во время перемещения поршня во втором направлении хода,
b) электродвигатель с точным позиционным управлением, выполненный с возможностью приведения в действие насоса, и
c) контроллер, выполненный с возможностью управления положением поршня в цилиндре путем управления положением электродвигателя, для управления тем самым
i) дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента; и
ii) давлением газа, подаваемого в пациента.
53. Устройство по п.52, в котором контроллер выполнен с возможностью управления положением поршня в цилиндре для управления положением электродвигателя для управления тем самым частотой дыхания газом, подаваемым в пациента.
54. Устройство по п.52, в котором контроллер выполнен с возможностью управления электродвигателем для управления положением поршня в цилиндре для управления тем самым дыхательным объемом газа, подаваемого в пациента, и давлением газа, для каждого вдоха, подаваемого в пациента изменяемым образом.
55. Устройство по п.52, в котором насос выполняет множество качаний в течение любого периода вдыхания.
56. Устройство по п.52, в котором насос выполняет не более одного качания в течение любого одного периода вдыхания.
57. Устройство по п.52, в котором упомянутый электродвигатель является одним, выбранным из шагового электродвигателя, серводвигателя и линейного электродвигателя.
58. Устройство по п.52, в котором управлением упомянутым электродвигателем осуществляется посредством обратной связи.
RU2009148030/14A 2007-05-30 2008-05-30 Усовершенствования электроприводных аппаратов искусственной вентиляции легких RU2523820C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
NZ555581 2007-05-30
NZ55558107 2007-05-30
PCT/NZ2008/000128 WO2008147229A1 (en) 2007-05-30 2008-05-30 Improvements to electrically operable resuscitators

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2009148030A RU2009148030A (ru) 2011-07-10
RU2523820C2 true RU2523820C2 (ru) 2014-07-27

Family

ID=40075316

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2009148030/14A RU2523820C2 (ru) 2007-05-30 2008-05-30 Усовершенствования электроприводных аппаратов искусственной вентиляции легких

Country Status (10)

Country Link
US (3) US20100170512A1 (ru)
EP (1) EP2164442B1 (ru)
JP (1) JP2010527737A (ru)
CN (1) CN101720215B (ru)
AU (1) AU2008257723A1 (ru)
BR (1) BRPI0812285B8 (ru)
CA (1) CA2688555C (ru)
MX (1) MX2009013001A (ru)
RU (1) RU2523820C2 (ru)
WO (1) WO2008147229A1 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2804504C1 (ru) * 2020-09-10 2023-10-02 Вайнманн Эмёрдженси Медикал Текнолоджи Гмбх + Ко. Кг Способ и устройство для измерения содержания по меньшей мере одного газа в выдыхаемом воздухе

Families Citing this family (82)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3064242A1 (en) 2003-04-28 2016-09-07 Advanced Circulatory Systems Inc. Ventilator and methods for treating head trauma and low blood circulation
US7588033B2 (en) 2003-06-18 2009-09-15 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices for improving ventilation in a lung area
FR2858236B1 (fr) 2003-07-29 2006-04-28 Airox Dispositif et procede de fourniture de gaz respiratoire en pression ou en volume
US7406966B2 (en) 2003-08-18 2008-08-05 Menlo Lifesciences, Llc Method and device for non-invasive ventilation with nasal interface
CN101454041B (zh) 2005-09-20 2012-12-12 呼吸科技公司 对患者进行呼吸支持的系统、方法和装置
US7631642B2 (en) 2006-05-18 2009-12-15 Breathe Technologies, Inc. Tracheostoma spacer, tracheotomy method, and device for inserting a tracheostoma spacer
WO2008019102A2 (en) 2006-08-03 2008-02-14 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for minimally invasive respiratory support
US8151790B2 (en) 2007-04-19 2012-04-10 Advanced Circulatory Systems, Inc. Volume exchanger valve system and method to increase circulation during CPR
US9352111B2 (en) 2007-04-19 2016-05-31 Advanced Circulatory Systems, Inc. Systems and methods to increase survival with favorable neurological function after cardiac arrest
WO2008144589A1 (en) 2007-05-18 2008-11-27 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for sensing respiration and providing ventilation therapy
US8567399B2 (en) 2007-09-26 2013-10-29 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for providing inspiratory and expiratory flow relief during ventilation therapy
CA2700869C (en) 2007-09-26 2018-10-30 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for treating sleep apnea
WO2009129506A1 (en) 2008-04-18 2009-10-22 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for sensing respiration and controlling ventilator functions
JP5758799B2 (ja) 2008-04-18 2015-08-05 ブリーズ・テクノロジーズ・インコーポレーテッド 呼吸作用を感知し、人工呼吸器の機能を制御するための方法およびデバイス
WO2010022363A1 (en) 2008-08-22 2010-02-25 Breathe Technologies, Inc. Methods and devices for providing mechanical ventilation with an open airway interface
US8302602B2 (en) 2008-09-30 2012-11-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance system with multiple pressure sensors
WO2010039989A1 (en) 2008-10-01 2010-04-08 Breathe Technologies, Inc. Ventilator with biofeedback monitoring and control for improving patient activity and health
US9132250B2 (en) 2009-09-03 2015-09-15 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices for non-invasive ventilation including a non-sealing ventilation interface with an entrainment port and/or pressure feature
US8434479B2 (en) 2009-02-27 2013-05-07 Covidien Lp Flow rate compensation for transient thermal response of hot-wire anemometers
US9962512B2 (en) 2009-04-02 2018-05-08 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices for non-invasive ventilation including a non-sealing ventilation interface with a free space nozzle feature
EP2414019B1 (en) 2009-04-02 2017-12-06 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices for non-invasive open ventilation with gas delivery nozzles in free space
CN102762250B (zh) 2009-09-03 2017-09-26 呼吸科技公司 用于包括具有夹带端口和/或压力特征的非密封通气界面的无创通气的方法、系统和装置
US20140144447A1 (en) * 2009-10-29 2014-05-29 Gilbert Jacobus Kuypers Conduit
US8439036B2 (en) 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integral flow sensor
US8469030B2 (en) * 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with selectable contagious/non-contagious latch
US8469031B2 (en) 2009-12-01 2013-06-25 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter
US8439037B2 (en) 2009-12-01 2013-05-14 Covidien Lp Exhalation valve assembly with integrated filter and flow sensor
EP2525856A1 (en) * 2010-01-20 2012-11-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Flow sensor and aerosol delivery device
US9724266B2 (en) 2010-02-12 2017-08-08 Zoll Medical Corporation Enhanced guided active compression decompression cardiopulmonary resuscitation systems and methods
CN101905055A (zh) * 2010-08-06 2010-12-08 于海侠 一种用于抢救病人的新型呼吸装置
CA2807416C (en) 2010-08-16 2019-02-19 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices using lox to provide ventilatory support
AU2011308548B2 (en) 2010-09-30 2014-10-23 Breathe Technologies, Inc. Methods, systems and devices for humidifying a respiratory tract
CN103338806A (zh) * 2010-10-29 2013-10-02 伊尔贝特·雅各布斯·库珀斯 导管
US9629971B2 (en) 2011-04-29 2017-04-25 Covidien Lp Methods and systems for exhalation control and trajectory optimization
US9364624B2 (en) 2011-12-07 2016-06-14 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow
CA2859814A1 (en) 2011-12-19 2013-06-27 ResQSystems, Inc. Systems and methods for therapeutic intrathoracic pressure regulation
US9498589B2 (en) 2011-12-31 2016-11-22 Covidien Lp Methods and systems for adaptive base flow and leak compensation
US9993604B2 (en) 2012-04-27 2018-06-12 Covidien Lp Methods and systems for an optimized proportional assist ventilation
US9144658B2 (en) 2012-04-30 2015-09-29 Covidien Lp Minimizing imposed expiratory resistance of mechanical ventilator by optimizing exhalation valve control
EP2692384A3 (en) 2012-07-31 2014-04-09 Linde Aktiengesellschaft Gas administration device, especially resuscitation device
US9375542B2 (en) 2012-11-08 2016-06-28 Covidien Lp Systems and methods for monitoring, managing, and/or preventing fatigue during ventilation
US9289573B2 (en) 2012-12-28 2016-03-22 Covidien Lp Ventilator pressure oscillation filter
USD731049S1 (en) 2013-03-05 2015-06-02 Covidien Lp EVQ housing of an exhalation module
USD731065S1 (en) 2013-03-08 2015-06-02 Covidien Lp EVQ pressure sensor filter of an exhalation module
USD693001S1 (en) 2013-03-08 2013-11-05 Covidien Lp Neonate expiratory filter assembly of an exhalation module
USD736905S1 (en) 2013-03-08 2015-08-18 Covidien Lp Exhalation module EVQ housing
USD731048S1 (en) 2013-03-08 2015-06-02 Covidien Lp EVQ diaphragm of an exhalation module
USD744095S1 (en) 2013-03-08 2015-11-24 Covidien Lp Exhalation module EVQ internal flow sensor
USD692556S1 (en) 2013-03-08 2013-10-29 Covidien Lp Expiratory filter body of an exhalation module
USD701601S1 (en) 2013-03-08 2014-03-25 Covidien Lp Condensate vial of an exhalation module
US9358355B2 (en) 2013-03-11 2016-06-07 Covidien Lp Methods and systems for managing a patient move
US9950135B2 (en) 2013-03-15 2018-04-24 Covidien Lp Maintaining an exhalation valve sensor assembly
US9811634B2 (en) 2013-04-25 2017-11-07 Zoll Medical Corporation Systems and methods to predict the chances of neurologically intact survival while performing CPR
US20140358047A1 (en) 2013-05-30 2014-12-04 ResQSystems, Inc. End-tidal carbon dioxide and amplitude spectral area as non-invasive markers of coronary perfusion pressure and arterial pressure
US10265495B2 (en) 2013-11-22 2019-04-23 Zoll Medical Corporation Pressure actuated valve systems and methods
GB201400188D0 (en) * 2014-01-07 2014-02-26 Smiths Medical Int Ltd Respiratory therapy apparatus
WO2015165479A1 (en) 2014-04-30 2015-11-05 Linde Aktiengesellschaft Gas administration, especially resuscitation device
WO2015198000A1 (en) * 2014-06-24 2015-12-30 Smiths Medical International Limited Ventilators
EP3002026A1 (en) * 2014-09-30 2016-04-06 Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. System and method for stabilizing a voice coil motor
USD775345S1 (en) 2015-04-10 2016-12-27 Covidien Lp Ventilator console
FR3036944B1 (fr) * 2015-06-08 2021-01-22 Polycaptil Dispositif de diagnostic de l'efficacite de la ventilation d'un patient et procede de ventilation d'un patient
WO2017029629A1 (en) * 2015-08-18 2017-02-23 Gilbert Jacobus Kuypers Improvements to electrically operable resuscitators
US20170095631A1 (en) * 2015-10-01 2017-04-06 Atsuo F. Fukunaga Resuscitator with distal oxygen inlet, breathing circuits having reusable and disposable components, systems and methods for resuscitation and providing assisted ventilation and anesthesia, and kits and components therefore
EP3442644A1 (en) * 2016-04-15 2019-02-20 Ink Machines Sweden AB Disposable tattoo needle cartridge
CN106237467A (zh) * 2016-08-26 2016-12-21 深圳市安保科技有限公司 一种呼吸设备的通气方法及装置
BR112019027580A2 (pt) * 2017-06-27 2020-07-07 Air Liquide Sante (International) saco de reanimação com válvula pep de escape compatível com compressões torácicas
CN107376072A (zh) * 2017-08-24 2017-11-24 山东省立医院 一种吸入式麻醉装置
US10792449B2 (en) 2017-10-03 2020-10-06 Breathe Technologies, Inc. Patient interface with integrated jet pump
CA3046571C (en) 2017-11-14 2021-01-19 Covidien Lp Methods and systems for drive pressure spontaneous ventilation
JP7268029B2 (ja) * 2017-12-22 2023-05-02 フレセニウス・メディカル・ケア・ドイチュラント・ゲーエムベーハー 逆流防止デバイスおよび逆流防止デバイスを有する透析装置
GB201800394D0 (en) * 2018-01-10 2018-02-21 Intersurgical Ag A gas flow controller and a valve pin for a gas flow controller
CN108498883A (zh) * 2018-04-24 2018-09-07 中国人民解放军第二军医大学第二附属医院 一种用于气道阻塞的负压急救装置
KR102140161B1 (ko) * 2018-08-08 2020-07-31 사회복지법인 삼성생명공익재단 자동 산소 공급 장치, 방법 및 컴퓨터 프로그램
US11517691B2 (en) 2018-09-07 2022-12-06 Covidien Lp Methods and systems for high pressure controlled ventilation
KR102200003B1 (ko) * 2019-04-12 2021-01-11 건양대학교산학협력단 휴대용 산소호흡기
US20210283354A1 (en) * 2020-03-10 2021-09-16 Jonathon D. Rowe Manual resuscitator, ventilation control assembly, and method of use
US11896767B2 (en) 2020-03-20 2024-02-13 Covidien Lp Model-driven system integration in medical ventilators
AU2021252521A1 (en) * 2020-04-05 2022-11-03 Respirana, Inc. Piston resuscitator and/or ventilator systems, devices, and methods for using same
US11975144B2 (en) * 2020-04-09 2024-05-07 Ator Labs, Inc. Emergency ventilator system
KR102441704B1 (ko) * 2020-10-14 2022-09-08 사회복지법인 삼성생명공익재단 호흡 멈춤 장치
WO2022079477A1 (en) * 2020-10-16 2022-04-21 Arcelormittal Mechanical ventilator
CN117205419B (zh) * 2023-10-26 2024-04-19 广州蓝仕威克医疗科技有限公司 一种可控通气量的通气方法和人工复苏器装置

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3812878A (en) * 1971-09-27 1974-05-28 Bird Corp Fail-safe breathing circuit and valve assembly for use therewith
US4215681A (en) * 1975-08-07 1980-08-05 Assistance Technique Medicale Serdahl, S.A. Respirator for the treatment of persons suffering from respiratory insufficiencies
US4527557A (en) * 1984-11-01 1985-07-09 Bear Medical Systems, Inc. Medical ventilator system
US4719910A (en) * 1985-04-29 1988-01-19 Jensen Robert L Oscillating ventilator and method
US5331995A (en) * 1992-07-17 1994-07-26 Bear Medical Systems, Inc. Flow control system for medical ventilator
RU2141855C1 (ru) * 1993-08-05 1999-11-27 Ти Инер Монголиа Ксин Ю Джиа Энтерпрайз Джойнт Корпорейшн Магнитотерапия и физиотерапевтическое устройство со сканирующим магнитным полем
US20020020414A1 (en) * 2000-07-20 2002-02-21 Fukunaga Atsuo F. Multifunctional, multilumen valve assembly, assisted ventilation devices incorporating same, and new methods of resuscitation and ventilation
RU2210064C2 (ru) * 2001-05-15 2003-08-10 Общество с ограниченной ответственностью "Научно-производственная фирма "ВИНАР" Композиция для температурно-временного индикатора воздушной стерилизации

Family Cites Families (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2972345A (en) * 1955-10-26 1961-02-21 Spigel Robert Respirator
US3590815A (en) * 1969-01-07 1971-07-06 Peter Shiff Portable mechanical ventricular assistance device
US3530873A (en) * 1969-03-26 1970-09-29 Leon J Arp Fluid delivery device
GB1243765A (en) * 1970-03-18 1971-08-25 Pye Ltd Improvements in or relating to medical respirators
US4036221A (en) * 1972-05-01 1977-07-19 Sutter Hospitals Medical Research Foundation Respirator
US3905362A (en) * 1973-10-02 1975-09-16 Chemetron Corp Volume-rate respirator system and method
DE2507981B2 (de) * 1975-02-25 1977-03-31 Drägerwerk AG, 2400 Lübeck Vorrichtung zur steuerung der atmung in beatmungsgeraeten
US4297999A (en) * 1979-07-19 1981-11-03 Kitrell John V Portable resuscitation apparatus
US4448192A (en) * 1982-03-05 1984-05-15 Hewlett Packard Company Medical ventilator device parametrically controlled for patient ventilation
IT1185906B (it) * 1985-09-13 1987-11-18 Luciano Gattinoni Sistema ed apparecchio biomedicale per la misurazione con precisione dei valori di variazione di pressione e volume nei polmoni di un paziente
FR2600723B3 (fr) * 1986-06-26 1988-08-26 Berthoud Sa Pompe a piston a membrane a deroulement.
EP0282675A3 (en) * 1986-11-04 1990-01-03 Bird Products Corporation Flow control valve for a medical ventilator
GB8704104D0 (en) * 1987-02-21 1987-03-25 Manitoba University Of Respiratory system load apparatus
US5092326A (en) * 1987-11-19 1992-03-03 Winn Bryan D Apparatus and method for a ventilator system
DE3900276A1 (de) * 1989-01-07 1990-07-12 Draegerwerk Ag Beatmungsgeraet mit atemkreislauf und gesteuerter frischgaszufuhr
GB9410935D0 (en) * 1994-06-01 1994-07-20 Dranez Anstalt Ventilator apparatus
US5531221A (en) * 1994-09-12 1996-07-02 Puritan Bennett Corporation Double and single acting piston ventilators
DE69622017T2 (de) * 1995-02-09 2002-12-05 Puritan Bennett Corp Beatmungsgerät der kolbenbauart
CN1135327A (zh) * 1995-05-08 1996-11-13 中国人民解放军海军医学高等专科学校教务部 液压式多功能电脑人体心肺复苏机
GB2306623B (en) * 1995-10-31 1998-08-05 Zamir Hayek Fluid control valves
AUPO418696A0 (en) * 1996-12-12 1997-01-16 Resmed Limited A substance delivery apparatus
JP3044396U (ja) * 1997-06-13 1997-12-22 正幸 山本 人工呼吸装置
US6152131A (en) * 1998-08-26 2000-11-28 Instrumentarium Corp. Method and apparatus for detecting an empty breathing gas compartment in a patient ventilator
US6264432B1 (en) * 1999-09-01 2001-07-24 Liquid Metronics Incorporated Method and apparatus for controlling a pump
WO2001076476A2 (en) * 2000-04-07 2001-10-18 New York Medical College Method and apparatus for measurement of in vivo air volumes
RU2219964C2 (ru) 2001-10-25 2003-12-27 Открытое акционерное общество "Уральский приборостроительный завод" Аппарат ингаляционного наркоза минимального потока
SE528487C2 (sv) * 2004-11-11 2006-11-28 Transunit Ab Exspiratorisk tryckregulator
US8561611B2 (en) 2005-06-21 2013-10-22 Ric Investments, Llc Respiratory device measurement system
JP2006006984A (ja) 2005-09-22 2006-01-12 Kawasaki Safety Service Industries Ltd 人工呼吸装置および人工呼吸装置用空気ポンプ
US9427540B2 (en) * 2005-11-08 2016-08-30 Carefusion 207, Inc. High frequency oscillator ventilator
CN1883433A (zh) * 2006-06-02 2006-12-27 钟敬泉 主动性心肺复苏自动仪

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3812878A (en) * 1971-09-27 1974-05-28 Bird Corp Fail-safe breathing circuit and valve assembly for use therewith
US4215681A (en) * 1975-08-07 1980-08-05 Assistance Technique Medicale Serdahl, S.A. Respirator for the treatment of persons suffering from respiratory insufficiencies
US4527557A (en) * 1984-11-01 1985-07-09 Bear Medical Systems, Inc. Medical ventilator system
US4719910A (en) * 1985-04-29 1988-01-19 Jensen Robert L Oscillating ventilator and method
US5331995A (en) * 1992-07-17 1994-07-26 Bear Medical Systems, Inc. Flow control system for medical ventilator
RU2141855C1 (ru) * 1993-08-05 1999-11-27 Ти Инер Монголиа Ксин Ю Джиа Энтерпрайз Джойнт Корпорейшн Магнитотерапия и физиотерапевтическое устройство со сканирующим магнитным полем
US20020020414A1 (en) * 2000-07-20 2002-02-21 Fukunaga Atsuo F. Multifunctional, multilumen valve assembly, assisted ventilation devices incorporating same, and new methods of resuscitation and ventilation
RU2210064C2 (ru) * 2001-05-15 2003-08-10 Общество с ограниченной ответственностью "Научно-производственная фирма "ВИНАР" Композиция для температурно-временного индикатора воздушной стерилизации

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2804504C1 (ru) * 2020-09-10 2023-10-02 Вайнманн Эмёрдженси Медикал Текнолоджи Гмбх + Ко. Кг Способ и устройство для измерения содержания по меньшей мере одного газа в выдыхаемом воздухе

Also Published As

Publication number Publication date
MX2009013001A (es) 2010-02-18
WO2008147229A1 (en) 2008-12-04
CN101720215A (zh) 2010-06-02
US11285281B2 (en) 2022-03-29
EP2164442A1 (en) 2010-03-24
CN101720215B (zh) 2014-03-26
US20190060592A1 (en) 2019-02-28
US20100170512A1 (en) 2010-07-08
BRPI0812285A2 (pt) 2014-11-25
BRPI0812285B1 (pt) 2019-06-18
CA2688555A1 (en) 2008-12-04
CA2688555C (en) 2021-11-23
EP2164442A4 (en) 2014-09-10
EP2164442B1 (en) 2019-12-25
RU2009148030A (ru) 2011-07-10
JP2010527737A (ja) 2010-08-19
BRPI0812285B8 (pt) 2021-06-22
US20150352302A1 (en) 2015-12-10
AU2008257723A1 (en) 2008-12-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2523820C2 (ru) Усовершенствования электроприводных аппаратов искусственной вентиляции легких
EP0283141B1 (en) Lung ventilator device
US6131571A (en) Ventilation apparatus and anesthesia delivery system
EP0800412B1 (en) Portable drag compressor powered mechanical ventilator
KR101524100B1 (ko) 호흡 가스 전달과 공유 시스템 및 방법
JPH11137690A (ja) 吸入チューブ
JP2001525717A (ja) 呼吸装置のための気管通気供給システム
JP2002528187A (ja) 人工呼吸器システム
JP2002509005A (ja) ピストン換気装置酸素混合
WO2017029629A1 (en) Improvements to electrically operable resuscitators
KR20240055807A (ko) 개선된 밸브를 포함하는 인공 호흡기 시스템
US5443062A (en) Load activated oxygen delivery system
EP1409054B1 (en) Device for isolating bias flow
US20140144447A1 (en) Conduit
CA2201698C (en) Portable drag compressor powered mechanical ventilator
US20210205567A1 (en) Method and apparatus for providing percussive ventilation therapy to a patient airway
CN117098576A (zh) 为患者气道提供冲击性通气治疗的方法和设备
WO2023242748A1 (en) Lung ventilator and its method of operation
WO2023249906A1 (en) Clamping valve assembly for a ventilator