SE418456B - ventilator - Google Patents

ventilator

Info

Publication number
SE418456B
SE418456B SE7905509A SE7905509A SE418456B SE 418456 B SE418456 B SE 418456B SE 7905509 A SE7905509 A SE 7905509A SE 7905509 A SE7905509 A SE 7905509A SE 418456 B SE418456 B SE 418456B
Authority
SE
Sweden
Prior art keywords
pressure
chamber
patient
valve
signal
Prior art date
Application number
SE7905509A
Other languages
Swedish (sv)
Other versions
SE7905509L (en
Inventor
S Broddner
Original Assignee
Engstrom Medical Ab
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Engstrom Medical Ab filed Critical Engstrom Medical Ab
Priority to SE7905509A priority Critical patent/SE418456B/en
Priority to GB8020318A priority patent/GB2054387B/en
Priority to DE19803023095 priority patent/DE3023095A1/en
Priority to FR8013782A priority patent/FR2459053B1/en
Priority to JP8416180A priority patent/JPS565667A/en
Publication of SE7905509L publication Critical patent/SE7905509L/en
Publication of SE418456B publication Critical patent/SE418456B/en

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/20—Valves specially adapted to medical respiratory devices
    • A61M16/201—Controlled valves
    • A61M16/206—Capsule valves, e.g. mushroom, membrane 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
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • 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
    • A61M16/204—Proportional used for inhalation 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
    • A61M16/201—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
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/0015—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors
    • A61M2016/0018—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical
    • A61M2016/0021—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure inhalation detectors electrical with a proportional output signal, e.g. from a thermistor
    • 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
    • A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Percussion Or Vibration Massage (AREA)
  • Respiratory Apparatuses And Protective Means (AREA)

Description

7905509-1 Q; 10 15 20 25 30 35 r stämbar profil under varje påtryckt andetag. Dessutom önskar man naturligtvis full kontroll över den av patienten under spon- tanandningen erhållna gasvolymen. En annan typ av respirator- behandling är n.k. IDV (íntvvmírtnni demand vvntilarínn). vid vilken patienten pätryckes uti andetag med iörutheutflmd in- 'ställbar tidalvolym och förutbestämd inställbar tryck-flödes- profil varje gång patienten själv försöker ta ett andetag, dvs. det medelst respiratoranordningen påtryokta andetaget utlöses av patienten själv, som därigenom bestämmer andningsfrekvensen. Även vid denna typ av respiratorbehandling önskar man ofta, att andningen sker från en förutbestämd, inställbar trycknivå, dvs. med ett visst önskat CPAP. 7905509-1 Q; 10 15 20 25 30 35 r tunable profile during each applied breath. In addition, it is of course desired to have full control over the gas volume obtained by the patient during spontaneous breathing. Another type of respirator treatment is n.k. IDV (íntvvmírtnni demand vvntilarínn). in which the patient is pressed out of breath with a pre-set adjustable tidal volume and a predetermined adjustable pressure-flow profile each time the patient himself attempts to take a breath, ie. the breath exerted by the respirator device is triggered by the patient himself, who thereby determines the respiratory rate. Even with this type of respirator treatment, it is often desired that the breathing takes place from a predetermined, adjustable pressure level, ie. with a certain desired CPAP.

Det är önskvärt att alla dessa olika respiratorbehandlingar och även andra, här ej nämnda behandlingtyper med sina olika variabla parametrar kan genomföras med användning av en och samma respiratoranordning eller åtminstone med respiratoranord- ningar-som till sina väsentliga delar är uppbyggda på ett och samma sätt men som vid tillverkningen kompletteras eller modi- fieras med olíka tillsatskomponenter och styrfunktioner, så att de lämpar sig för olika typer av respiratorbehandling. Härigenom förenklas och förbilligas i hög grad tillverkningskostnaderna liksom sjukhusens anskaffningskostnader. Vidare underlättas handhavandet och underhållet av respiratorutrustningarna på ett sjukhus, eftersom de samtliga är av åtminstone samma grundut- förande.It is desirable that all these different respiratory treatments and also other, types of treatment not mentioned here with their different variable parameters can be carried out using one and the same respirator device or at least with respirator devices - which in their essential parts are built in one and the same way but which during manufacture are supplemented or modified with various additive components and control functions, so that they are suitable for different types of respirator treatment. This greatly simplifies and reduces the manufacturing costs as well as the hospitals' acquisition costs. Furthermore, the handling and maintenance of the respirator equipment in a hospital is facilitated, since they are all of at least the same basic design.

Det är vidare önskvärt, att en respiratoranordning har en så enkel mekanisk uppbyggnad som möjligt, eftersom detta i hög grad förenklar och därmed förbilligar tillverkningen och vidare ökar respiratoranordningens tillförlitlighet och driftsäkerhet.It is further desirable that a respirator device has as simple a mechanical construction as possible, since this greatly simplifies and thus cheapens the manufacture and further increases the reliability and operational reliability of the respirator device.

Det är vidare av stor fördel, om respiratoranordningen är så utformad, att de olika önskade driftformerna och Variations- möjligheterna för de olika parametrarna kan uppnås genom mot- svarande utformning eller programmering av en central elek- tronisk styrenhet, eftersom en sådan styrenhet med dagens tek- nik kan framställas förhållandevis billigt och med mycket hög tillförlitlighet. Den kan också förhållandevis lätt och till 'måttliga kostnader modifieras eller programmeras om för de 10 15 20 25 30 35 7905509-1 olika önskade driftformerna hos respiratoranordningen. En sådan elektronisk styrenhet tar vidare liten plats och har en ringa vikt, vilket är en fördel, då dagens respiratoranord- ningar bör vara så små och lätta som möjligt, då man ofta önskar kunna förflytta dem mellan olika användningsställen. Ändamålet med föreliggande uppfinning är sålunda att åstad- komma en förbättrad respiratoranordning av det inledningsvis- angivna slaget, som uppfyller dei.det föregående nämnda kraven och önskemålen.It is furthermore of great advantage if the respirator device is designed so that the different desired modes of operation and the possibilities of variation for the different parameters can be achieved by corresponding design or programming of a central electronic control unit, since such a control unit with today's technology - nik can be produced relatively cheaply and with very high reliability. It can also be relatively easily and at moderate cost modified or reprogrammed for the various desired operating modes of the respirator device. Such an electronic control unit also takes up little space and has a small weight, which is an advantage, as today's respirator devices should be as small and light as possible, as it is often desired to be able to move them between different places of use. The object of the present invention is thus to provide an improved respirator device of the type indicated in the introduction, which meets the aforementioned requirements and wishes.

Det i första hand utmärkande för respiratoranordningen enligt uppfinningen framgår av det bifogade patentkravets l kännetecknande del.The first characteristic of the respirator device according to the invention appears from the characterizing part of the appended claim 1.

Fördelaktiga vidareutvecklingar och utföringsformer av respiratoranordningen enligt uppfinningen har de i patent- kraven 2-13 angivna kännetecknen.Advantageous further developments and embodiments of the respirator device according to the invention have the features stated in claims 2-13.

Genom att vid en respiratoranordning enligt uppfinningen organen för inmatning av luft i drivgaskammaren innefattar ett elektriskt styrbart reglerorgan, som är i stånd att variera den effektiva luftinmatningen i drivgaskammaren i denna alstrade trycket i beroende av en tillförd elektrisk och därmed det styrsignal, erhålles en mycket stor möjlighet att alltefter önskan bestämma, variera, styra och/eller reglera det i driv- gaskammaren och därmed även i andningsgaskammaren rådande trycket under olika faser av respiratorbehandling, vilket ger en mycket stor flexibilitet vad beträffar respiratorbehandlingens typ och förlopp.In a respirator device according to the invention the means for supplying air to the propellant chamber comprise an electrically controllable control means which is capable of varying the effective air supply to the propellant chamber at this generated pressure depending on an applied electrical and thus the control signal, a very large ability to determine, vary, control and / or regulate the prevailing pressure in the propellant gas chamber and thus also in the breathing gas chamber during different phases of ventilator treatment, which gives a very large flexibility in terms of the type and course of ventilator treatment.

Det har visat sig, att en sådan styr- eller reglerbar luft- inmatning i drivgaskammaren kan erhållas på ett förhållande- vis enkelt sätt antingen medelst en anordning enligt kravet 2 eller en anordning enligt kravet 3. Den senare anordningen har därvid den väsentliga fördelen, att den ej kräver någon tryckluftskälla, varför en på detta sätt utformad respirator- anordning kan användas även på platser, där det ej finns något tryckluftsnät eller där kvaliten hos det förefintliga tryck- luftnätets luft ej är sådan med avseende på renhet och torrhet, att en respiratoranordning kan eller bör anslutas till nätet. j79Û55Û9-1 10 15 20 25 30 35 I det följande skall uppfinningen och några olika möjliga utföringsformer av densamma beskrivas närmare i anslutning till bifogad ritning, i vilken Pig. l schematiskt och såsom exempel illustrerar den prin- cipiella uppbyggnaden av en respíratoranordning utformad enligt uppfinningen; och Pig. 2 är en delvy av en respíratoranordning enligt upp- finningen försedd med ett annat arrangemang för inmatning av luft och styrning av trycket i drivgaskammaren.It has been found that such a controllable or controllable air supply in the propellant gas chamber can be obtained in a relatively simple manner either by means of a device according to claim 2 or a device according to claim 3. The latter device has the essential advantage that it does not require a source of compressed air, so a respirator device designed in this way can be used even in places where there is no compressed air network or where the quality of the air of the existing compressed air network is not such with respect to purity and dryness that a respirator device can or should be connected to the network. In the following, the invention and some different possible embodiments thereof will be described in more detail in connection with the accompanying drawing, in which Pig. 1 schematically and by way of example illustrates the basic construction of a respirator device designed according to the invention; and Pig. 2 is a partial view of a respirator device according to the invention provided with another arrangement for supplying air and controlling the pressure in the propellant gas chamber.

Den i fig. 1 visade respiratoranordningen innefattar på i och för sig känt sätt en stel behållare l, som medelst ett flexibelt och mellan behållarens båda motstående huvudväggar rörligt membran 2 är uppdelad i en andningsgaskammare 3 och en drivgaskammare 4. Andningsgaskammaren är via en matningsledning 5 förbunden med en endast schematiskt antydd andningsgaskälla 6, som kan vara av godtyckligt lämpligt utförande. Denna andninge- gaskälla 6 är utformad att kunna leverera andningsgas med önskad andra önskade egenskaper, såsom exempel- fuktighetshalt. avge ett konstant, på önskat värde förin- sammansättning och vis temperatur och Andningsgaskällan är lämp- ligen utformad att ställbart flöde av innehålla en avstängningsventil 7, som hålles öppen respektive Andnings- andningsgasen. Matningsledningen 5 kan stängd under styrning från en central styrenhet 8. gaskammaren 3 är vidare genom en inandningsledning 9 förbunden med en patientslang 10, som är anslutbar till patientens luft- vägar på lämpligt, i och för sig tidigare känt och därför ej närmare visat sätt. Inandningsledningen 9 innehåller pâ i och för sig konventionellt sätt en backventil ll, som medger gas- strömning endast i riktning mot patienten, och kan vidare en- ligt uppfinningen innefatta en flödesmätare 12, som avkänner det genom ledningen 9 till patienten passerande flödet av and- ningsgas och alstrar en motsvarande mätsignal till styrenheten 8. Denna flödesmätare 12 kan vara av vilket som helst lämpligt utförande och består med fördel av ett i ledningen 9 anordnat strypställe och en differenstryckgivare som avkänner tryckfal- let över detta strypställe, vilket tryckfall på väl känt sätt är proportionellt mot gasflödet. 10 D15 20 25 30 35 7905509-1 C31 Drivgaskammaren 4 är ansluten till en anordning för in- matning av luft i kammaren för ökning av dess volym och/eller alstring av ett önskat tryck i densamma, så att andningsgas- kammaren 3 pressas samman och den däri uppsamlade andningsga- sen drivas ut genom inandningsledningen 9 till patientslangen 10 och därmed till patientens luftvägar, respektive ett önskat, mot trycket i drivgaskammarvn U svarande rryvk erhålles i and- ningsgaskammaren 3. Vid den i lig. I illustrerade ulinríngu- formen av uppfinningen utgöres unordningen för ínmdrninp av luft i drivgaskammaren H av en ejektor 13, vars ejektorrör läa är anslutet till den omgivande atmosfären, medan drivmunstycket l3b är anslutet till en tryckluftkälla lb via en elektriskt styrbar flödesreglerventil 15, som har en i beroende av den tillförda elektriska styrsignalens storlek variabel strypning mellan helt stängttillstånd och helt öppet tillstånd, så att drivflödet genom ejektorns drivmunstycke l3b kan varieras.The respirator device shown in Fig. 1 comprises in a manner known per se a rigid container 1, which by means of a flexible membrane 2 movable and movable between the two opposite main walls of the container is divided into a breathing gas chamber 3 and a propellant gas chamber 4. The breathing gas chamber is via a supply line 5 connected to a breathing gas source 6 only schematically indicated, which may be of any suitable design. This breathing gas source 6 is designed to be able to supply breathing gas with the desired other desired properties, such as exemplary moisture content. emit a constant, at the desired value pre-composition and certain temperature and the breathing gas source is suitably designed to contain an adjustable flow of a shut-off valve 7, which is kept open and the breathing-breathing gas, respectively. The supply line 5 can be closed under control from a central control unit 8. The gas chamber 3 is further connected through an inhalation line 9 to a patient hose 10, which is connectable to the patient's airways in a suitable, per se previously known and therefore not shown in more detail. The inhalation line 9 contains in itself a conventional manner a non-return valve 11, which allows gas flow only in the direction of the patient, and may further according to the invention comprise a flow meter 12, which senses the flow of air passing through the line 9 to the patient. This flow meter 12 can be of any suitable design and advantageously consists of a throttle point arranged in the line 9 and a differential pressure sensor which senses the pressure drop across this throttle point, which pressure drop in a well-known manner is proportional to the gas flow. D15 20 25 30 35 7905509-1 C31 The propellant chamber 4 is connected to a device for supplying air into the chamber for increasing its volume and / or generating a desired pressure therein, so that the breathing gas chamber 3 is compressed and the breathing gas collected therein is expelled through the inhalation line 9 to the patient hose 10 and thus to the patient's airways, and a desired, respectively, to the pressure in the propellant gas chamber U is obtained in the breathing gas chamber 3. At the in lig. In the illustrated embodiment of the invention, the device for introducing air into the propellant chamber H is constituted by an ejector 13, the ejector tube 1a being connected to the ambient atmosphere, while the propulsion nozzle 13b is connected to a compressed air source 1b via an electrically controllable flow control valve 15. depending on the magnitude of the applied electrical control signal, variable throttling between fully closed state and fully open state, so that the drive flow through the ejector drive nozzle 13b can be varied.

Den endast schematiskt markerade tryckluftkällan 14 utgöres van- ligtvis av ett på respiratorns användningsplats förefintligt fast tryckluftsnät, som anslutes till reglerventilen 15 via erforderliga trwàzegknángs-och filteranordningar. Reglerven- tilen 15 är styrd från den centrala styrenheten 8. Det medelst ventilen 15 variabla tryckluftsflödet från ejektorns drivmun- stycke l3b drager med sig luft från den omgivande atmosfären genom ejektorröret l3a, varigenom en flödesförstärkning er- hålles och ett större luftflöde matas in i drivgaskammaren H, så att denna kan utvidgas och andningsgaskammaren 3 därmed sam- manpressas i motsvarande grad, varigenom andningsgas drives genom ledningen 9 till den anslutna patientens Luftvägar.The only schematically marked source of compressed air 14 usually consists of a fixed compressed air network present at the place of use of the ventilator, which is connected to the control valve 15 via the required threshing and filtering devices. The control valve 15 is controlled from the central control unit 8. The compressed air flow variable from the ejector drive nozzle 13b by means of the valve 15 draws air from the surrounding atmosphere through the ejector tube 13a, whereby a flow gain is obtained and a larger air flow is fed into the propellant gas chamber. H, so that it can be expanded and the breathing gas chamber 3 thereby compressed to a corresponding degree, whereby breathing gas is driven through the line 9 to the connected patient's Airways.

Det inses, att trycket i andningsgaskammaren 3 överensstämmer med det i drivgaskammaren H rådande trycket, eftersom det flexibla membranet 2 är väsentligen fritt rörligt utan någon kraftutveckling. Det resulterande flödet från ejektorn 13 in i drivgaskammaren U är beroende av två faktorer, nämligen dels flödet från drivmunstycket I3b, som bestämmes av regler- ventilens 15 inställning, och dels det rådande mottrycket i drivgaskammaren H. Ju högre trycket i drivgaskammaren U är, ju lägre blir det totala flödet från ejektorn 13 för ett visst _ 7905509-1 10 15 20 25 30 35 flöde från drivmunstycket l3b, dvs. en viss utstyrning av reg- lerventilen 15. Vid ett visst tryck i kammaren 4, det s.k. stagnationstrycket för ejektorn, erhålles inget resulterande flöde från ejektorn 13 in i kammaren 4, utan hela rörelseener- gin i tryckluftsflödet från ejektormunstycket l3b förbrukas till att alstra och upprätthålla detta stagnationstryck i kam- maren 4. Ju större tryckluftsflödet från ejektorns drivmun- stycke l3b är, dvs. ju mer utstyrd (öppen) reglerventilen 15 är, ju högre är nämnda stagnationstryck. Denna egenskap hos ejektoranordningen utnyttjas enligt uppfinningen för alstring av önskade tryck- och flödesprofiler för den patienten tillförda andningsgasen. Då reglerventilen 15 stänges helt och tryck- luftsflödet genom ejektorns drivmunstycke l3b därmed avbrytes, avluftas kammaren H till den omgivande atmosfären genom ejek- torröret l3a, så att atmosfärstryck erhålles i kammaren H.It will be appreciated that the pressure in the breathing gas chamber 3 corresponds to the pressure prevailing in the propellant gas chamber H, since the flexible diaphragm 2 is substantially freely movable without any force development. The resulting flow from the ejector 13 into the propellant chamber U depends on two factors, namely the flow from the propellant nozzle I3b, which is determined by the setting of the control valve 15, and the prevailing back pressure in the propellant chamber H. The higher the pressure in the propellant chamber U lower is the total flow from the ejector 13 for a certain flow from the drive nozzle 13b, i.e. a certain equipment of the control valve 15. At a certain pressure in the chamber 4, the so-called the stagnant pressure of the ejector, no resulting flow is obtained from the ejector 13 into the chamber 4, but the entire kinetic energy in the compressed air flow from the ejector nozzle 13b is consumed to generate and maintain this stagnation pressure in the chamber 4. The greater the compressed air flow from the ejector , i.e. the more equipped (open) the control valve 15 is, the higher is said stagnation pressure. This property of the ejector device is used according to the invention for generating desired pressure and flow profiles for the breathing gas supplied to the patient. When the control valve 15 is closed completely and the compressed air flow through the ejector drive nozzle 13b is thereby interrupted, the chamber H is vented to the surrounding atmosphere through the ejector tube 13a, so that atmospheric pressure is obtained in the chamber H.

Under vissa förhållanden kan avluftningskapaciteten genom ejek- torröret l3a dock vara för liten, varför en extra avluftnings- ventil 26 kan anordnas. Denna avluftningsventil hålles stängd av matningstrycket till ejektorns drivmunstycke l3b, varför den automatiskt öppnas, då reglerventilen 15 stänges och ejektorn stoppas.Under certain conditions, however, the venting capacity through the ejector tube 13a may be too small, so that an additional venting valve 26 can be provided. This vent valve is kept closed by the supply pressure to the ejector drive nozzle 13b, so it opens automatically when the control valve 15 is closed and the ejector is stopped.

Pig. 2 visar en annan möjlig och fördclaktig utformning av en anordning för styrd eller reglerad inmatning av luft i driv- gaskammaren 4. Pig. 2 visar endast den i detta sammanhang intressanta delen av en respiratoranordning, nämligen den stela behållaren 1, vilken medelst membranet 2 är uppdelad i andnings- gaskammaren 3 och drivgaskammaren U. Andningsgaskammaren 3 är på tidigare beskrivet sätt ansluten till matningsledningen 5 och inandningsledningen 9. Anordningen för inmatning av luft i drivgaskammaren H för ökning av dess volym och/eller alstring av ett önskat tryck i densamma innefattar vid denna utförings- form av uppfinningen en fläkt lß, som är avsedd att drivas kon- tinuerligt och är anordnad att blåsa in luft från den omgivande atmosfären till drivgaskammaren 4, vilken vidare är försedd med ett utlopp 17 till den omgivande atmosfären, vilket utlopp inne- håller en variabel strypning 18, som är styrd medelst en elek- trisk styrsignal från styrenheten 8. Denna variabla, styrbara 10 15 20 30 35 '7905509-1 strypanordning 18 är så utformad, att den i helt öppet tillstånd har en sådan genomströmningsarea, att inget övertryck uppstår i drivgaskammaren H gentemot den omgivande atmosfären. Ju mer strypanordningen 18 stänges under inverkan av en tillförd elek- trisk styrsignal, ju högre uppdämt tryck alstras inuti driv- gaskammaren H under inverkan av fläktens 16 inmatning av luft i kammaren. Denna anordning har gentemot den i fig. l visade anordningen den väsentliga fördelen, att den ej kräver något tryckluftsnät eller någon annan tryckluftskälla, vilket i många sammanhang är en väsentlig fördel.Pig. 2 shows another possible and advantageous design of a device for controlled or regulated supply of air into the propellant chamber 4. Figs. 2 shows only the part of a respirator device of interest in this connection, namely the rigid container 1, which by means of the membrane 2 is divided into the breathing gas chamber 3 and the propellant gas chamber U. The breathing gas chamber 3 is connected to the supply line 5 and the inhalation line 9 in the manner previously described. for supplying air into the propellant chamber H for increasing its volume and / or generating a desired pressure therein, in this embodiment of the invention comprises a fan lß, which is intended to be driven continuously and is arranged to blow in air from the ambient atmosphere to the propellant chamber 4, which is further provided with an outlet 17 to the ambient atmosphere, which outlet contains a variable throttle 18, which is controlled by means of an electrical control signal from the control unit 8. This variable, controllable 10 Throttling device 18 is designed so that in the fully open state it has such a flow area that no excess jerks occur in the propellant chamber H relative to the surrounding atmosphere. The more the throttling device 18 is closed under the influence of an applied electrical control signal, the higher the pent-up pressure is generated inside the propellant chamber H under the influence of the fan 16's supply of air into the chamber. This device has the essential advantage over the device shown in Fig. 1 that it does not require a compressed air network or any other source of compressed air, which in many contexts is a significant advantage.

Den i fig. l visade respiratoranordningen innefattar vidare ett tryckjämförande organ 19 av lämpligt utförande, som är an- slutet till drivgaskammaren 4 och andningsgaskammaren 3 till att jämföra de i dessa båda kamrar rådande trycken och avge en signal till styrenheten 8, då trycket i drivgaskammaren H ten- derar att växa över trycket i andningsgaskammaren 3. Detta inträffar då andningsgaskammaren 3 är helt tömd och ejektorn l3 fortsätter att mata in luft i drivgaskammaren H.The respirator device shown in Fig. 1 further comprises a pressure comparing means 19 of suitable design, which is connected to the propellant gas chamber 4 and the breathing gas chamber 3 for comparing the pressures prevailing in these two chambers and giving a signal to the control unit 8 when the pressure in the propellant chamber H tends to grow above the pressure in the breathing gas chamber 3. This occurs when the breathing gas chamber 3 is completely emptied and the ejector 13 continues to supply air into the propellant chamber H.

Vidare kan respiratoranordningen enligt uppfinningen inne- fatta en till inandningslednlngen 9 ansluten tryckgivare 20, som avkänner det i ledningen 9 och därmed i patientslangen 10 och patientens luftvägar rådande trycket och alstrar en motsva- rande mätsignal till styrenheten 8.Furthermore, the respirator device according to the invention may comprise a pressure sensor 20 connected to the inhalation line 9, which senses the pressure prevailing in the line 9 and thus in the patient hose 10 and the patient's airways and generates a corresponding measuring signal to the control unit 8.

Slutligen innefattar den visade respiratoranordningen en till patientslangen 10 ansluten utandningsledning 21, som inne- häller en utandníngsventil 22, som är utformad som on tryvkstyrd backventil, som tillåter gasströmning endast i riktning från patienten och som öppnas endast då trycket i utandningsledningen 21 och patientslangen 10 och därmed i patientens luftvägar över- skrider ett tillfört styrtryck, som erhålles genom en styr- trycksledning 23 från andningskammaren 3. Utandningsventilens 22 styrtryck överensstämmer således med det i andningsgaskamma- ren 3 för tillfället rådande trycket. Styrtrycksledningen 23 kan med fördel innehålla en avstängningsventil 24, som manövreras från styrenheten 8. Från utandningsventilen 22 passerar den utandade gasen vanligtvis en ej visad anordning 10 15 20 25 30 35 7905509-1 för mätning av den utandade gunvälymen.Finally, the respirator device shown comprises an exhalation line 21 connected to the patient hose 10, which contains an exhalation valve 22, which is designed as a pressure-controlled non-return valve, which allows gas flow only in the direction of the patient and which opens only when the pressure in the exhalation line 21 and the patient hose 10 and thus in the patient's airways an applied control pressure exceeds, which is obtained through a control pressure line 23 from the breathing chamber 3. The control pressure of the exhalation valve 22 thus corresponds to the pressure prevailing in the breathing gas chamber 3 at the moment. The control pressure line 23 may advantageously contain a shut-off valve 24, which is operated from the control unit 8. From the exhalation valve 22, the exhaled gas usually passes a device (not shown) for measuring the exhaled gun volume.

Om den i fig. 1 visade respíratoranordníngen skall användas för genomförande av en kontinuerlig tvångsmässig eller mekanisk ventilering, s.k. CMV, hålles ventilen 7 i matningsledningen 5 till andningsgaskammaren 3 ständigt öppen eller saknas.If the respirator device shown in Fig. 1 is to be used for carrying out a continuous forced or mechanical ventilation, so-called CMV, the valve 7 in the supply line 5 to the breathing gas chamber 3 is kept constantly open or missing.

Vidare kan flödesmätaren 12 i inandningsledningen 9 saknas lik- som i det enklaste utförandet tryckgivaren 20 och avstängnings- ventilen 24 i utandningsventilens 22 styrtrycksledning 23.Furthermore, the flow meter 12 in the inhalation line 9 may be missing, as in the simplest embodiment the pressure sensor 20 and the shut-off valve 24 in the control pressure line 23 of the exhalation valve 22.

Andningsgaskällan 6 ställes in till att ge ett flöde motsva- rande den genomsnittliga volym andningsgas per tidsenhet som man önskar tillföra patienten. Detta flöde av andningsgas strömmar ständigt in i andningsgaskammaren 3. Styrenheten 8 är utformad och inställd att styra reglerventilen 15 periodiskt med en önskad frekvens överensstämmande med den önskade andnings- frekvensen. Under varje inandningsfas tillför styrenheten 8 reglerventilen 15 en styrsignal med ett förutbestämt, önskat för- lopp, så att ejektorn 13 matar in luft i drivgaskammaren U, vars volym därmed ökas, så att andningsgaskammaren 3 pressas samman och den däri under den föregående andningscykelns utand- ningsfas uppsamlade mängden andningsgas pressas genom ledningen 9 och patientslangen 10 till patientens luftvägar. Detta fortgår, tills andningsgaskammaren 3 är helt tömd, vilket tryck- jämföraren 19 avkänner på det tidigare nämnda sättet och rap- porterar medelst en motsvarande signal till styrenheten 8, som därvid i det enklaste fallet bryter styrsignalen till regler- ventilen 15, så att denna stänges. Härigenom stoppas ejektorn 13, så att drivgaskammarens 4 tryck snabbt reduceras till atmos- färstrycket. Härigenom erhålles även atmosfärstryck i and- ningsgaskammaren 3, som på nytt börjar att fyllas med andnings- gas från andningsgaskällan 6. Härigenom avbrytes även inand- ningsfasen och patienten kan andas ut genom utandningsledningen 21 och utandningsventilen 22, vars stängningstryck reduceras till atmosfärstryck som följd av trycksänkningen i andningsgas- kammaren 3.The respiratory gas source 6 is set to give a flow corresponding to the average volume of respiratory gas per unit of time that it is desired to supply to the patient. This flow of breathing gas constantly flows into the breathing gas chamber 3. The control unit 8 is designed and set to control the control valve 15 periodically at a desired frequency corresponding to the desired breathing frequency. During each inhalation phase, the control unit 8 supplies the control valve 15 with a control signal with a predetermined, desired course, so that the ejector 13 feeds air into the propellant gas chamber U, the volume of which is thereby increased, so that the respiration gas chamber 3 is compressed therein during the previous respiration cycle. phase collected the amount of respiratory gas is forced through the conduit 9 and the patient tubing 10 to the patient's airways. This continues until the breathing gas chamber 3 is completely emptied, which the pressure comparator 19 senses in the previously mentioned manner and reports by means of a corresponding signal to the control unit 8, which in the simplest case breaks the control signal to the control valve 15, so that this closed. This stops the ejector 13, so that the pressure of the greenhouse gas chamber 4 is quickly reduced to the atmospheric pressure. This also results in atmospheric pressure in the breathing gas chamber 3, which again begins to be filled with breathing gas from the breathing gas source 6. This also interrupts the inhalation phase and the patient can exhale through the exhalation line 21 and the exhalation valve 22, the closing pressure is reduced to atmospheric pressure. the pressure drop in the breathing gas chamber 3.

Tryck-flödes-profilen för tillförseln av andningsgas till patientens luftvägar under inandningsfasen kan bestämmas medelst förloppet och storleken av den styrsignal som styrenheten 8 10 15 20 25 30 35 7905509-1 alstrar och tillför reglerventilen l5 under ínandningsfasen.The pressure-flow profile for the supply of respiratory gas to the patient's airways during the inhalation phase can be determined by the course and magnitude of the control signal which the control unit generates and supplies to the control valve 15 during the inhalation phase.

Om denna styrsignal är sådan, att den ger ett relativt lågt flöde från ejektorn 13 till drivgaskammaren H och därmed ett lågt stagnationstryck i denna, kommer andningsgasflödet från andningsgaskammaren 3 till patientens luftvägar att sjunka, allt eftersom trycket i patientens luftvägar stiger. Om reglerventilen 15 däremot tillföres en styrsignal, som ger ett högt flöde över ejektorn 13 och därmed ett högt stagnationstryck i drivgaskammaren U, kommer andningsgasflödet från kammaren 3 till patientens luftvägar 10 att sjunka väsentligt mindre eller endast obetydligt, allt eftersom trycket i luftvägarna stiger.If this control signal is such that it provides a relatively low flow from the ejector 13 to the propellant chamber H and thus a low stagnation pressure therein, the respiration gas flow from the respiration gas chamber 3 to the patient's airways will decrease as the pressure in the patient's airways increases. On the other hand, if the control valve 15 is supplied with a control signal which gives a high flow over the ejector 13 and thus a high stagnation pressure in the propellant gas chamber U, the respiratory gas flow from the chamber 3 to the patient's airways 10 will decrease substantially less or only slightly as the airway pressure rises.

Reglerventilen 15 kan även matas med en styrsignal, som ökar linjärt och som ger ett kontinuerligt ökande flöde från ejektorn till drivgaskammaren 4. Andningsgasen strömmar därvid från andningsgaskammaren 3 till patientens luftvägar under ett lin- järt ökande tryck i patientens luftvägar. Takten för denna tryckökning, dvs. tryckrampens lutning, blir beroende av resi- stansen och eftergivligheten hos patientens lungor. Dess olika tryck-flödes-profiler för tillförseln av andningsgas till pa- tientens luftvägar under varje inandningsfas kan således erhål- las utan någon sluten reglerslinga enbart genom alstring och anslutning av en lämplig styrsignal med önskat förlopp till reglerventilen 15. Om man önskar erhålla ett noga förutbestämt förlopp för trycket i patientens luftvägar under inandnings- fasen oberoende av egenskaperna hos patientens lungor, är även detta möjligt, genom att respiratoranordningen förses med tryck- givaren 20, som avkänner det i patientens luftvägar rådande trycket och avger en däremot svarande mätsignal till styren- heten 8. Denna är i detta fall anordnad att under varje inand- ningsfas alstra en referenssignal, som representerar det önskade förloppet för trycket i patientens luftvägar, varjämte på kon- ventionellt sätt denna referenssignal jämföres med mätsigna- len från tryckgivaren 20 och en styrsignal till reglerventilen 15 alstras, som medför att skillnaden mellan de båda jämförda signalerna hålles väsentligen på noll.The control valve 15 can also be supplied with a control signal, which increases linearly and which gives a continuously increasing flow from the ejector to the propellant gas chamber 4. The breathing gas then flows from the breathing gas chamber 3 to the patient's airways under a linear increase in pressure in the patient's airways. The rate of this pressure increase, i.e. the inclination of the pressure ramp, becomes dependent on the resistance and resilience of the patient's lungs. Its different pressure-flow profiles for the supply of breathing gas to the patient's airways during each inhalation phase can thus be obtained without any closed control loop only by generating and connecting a suitable control signal with the desired course to the control valve 15. If one wishes to obtain a careful predetermined course of the pressure in the patient's airways during the inhalation phase regardless of the characteristics of the patient's lungs, this is also possible by providing the respirator device with the pressure sensor 20, which senses the pressure prevailing in the patient's airways and gives a corresponding measurement signal to the control This is in this case arranged to generate during each inhalation phase a reference signal, which represents the desired course of the pressure in the patient's airways, and in a conventional manner this reference signal is compared with the measurement signal from the pressure sensor 20 and a control signal to the control valve 15 is generated, which means that the difference between the two j the transmitted signals are kept essentially at zero.

Såsom nämnts i det föregående, önskar man i många fall genomföra respiratorbehandlingen med ett visst positivt utand- _ 7905509-1 10 15 20 25 30 35 10 ningssluttryck, s.k. PEEP. Detta kan vid respiratoranordning- en enligt uppfinningen lätt åstadkommas, genom att styranordning- en 8 utformas att även under utandningsfasen av varje andninge- cykel tillföra reglerventilen 15 en viss styrsignal, som ger upphov till ett förutbestämt tryck i drivgaskammaren H svaran- de mot det önskade PEEP-värdet. Trycket i andningsgaskammaren 3 kommer, såsom tidigare nämnts, att överensstämma med trycket i drivgaskammaren 4, varför utandningsventilen 22 under utand- ningsfasen tillföres ett styr- eller stängningstryck motsvaran- de nämnda önskade PEEP-värde. Patientens utandning kommer så- lunda att ske till detta önskade sluttryck, vars värde kan ändras genom ändring av styrsignalen från styrenheten 8 till reglerventilen 15. 2 Eftersom andningsgaskammaren 3 tömmes helt under varje inandningsfas, kommer patienten att i varje påtryckt andetag tillföras en förutbestämd, konstant volym andningsgas överens- stämmande med den volym andningsgas som gaskällan 6 avger till kammaren 3 under tiden av en hel andningscykel.As mentioned above, it is desired in many cases to carry out the respirator treatment with a certain positive exhalation end pressure, so-called PEEP. This can be easily achieved with the respirator device according to the invention, by the control device 8 being designed to supply the control valve 15 also during the exhalation phase of each breathing cycle a certain control signal, which gives rise to a predetermined pressure in the propellant chamber H corresponding to the desired The PEEP value. The pressure in the breathing gas chamber 3 will, as previously mentioned, correspond to the pressure in the propellant gas chamber 4, so that during the exhalation valve 22 a control or closing pressure corresponding to said desired PEEP value is applied. The patient's exhalation will thus take place at this desired final pressure, the value of which can be changed by changing the control signal from the control unit 8 to the control valve 15. 2 Since the breathing gas chamber 3 is completely emptied during each inhalation phase, the patient will be given a predetermined, constant volume of respiratory gas corresponding to the volume of respiratory gas that the gas source 6 emits to the chamber 3 during the entire cycle of respiration.

Sedan patientens luftvägar tillförts den önskade volymen andningsgas under ökande tryck i luftvägarna, önskar man ofta, att den tillförda gasmängden skall få tillfälle att fördela sig till alla delar av patientens lungor, så att alla lungblå- sor hinner att fyllas med andningsgas, innan utandningen påbör- jas. En sådan tryckutjämningsplatå mellan inandningen och ut- andningen kan vid respiratoranordningen enligt uppfinningen uppnås, genom att utandningsventilens 22 styrtrycksledning 23 innehåller avstängningsventilen 2%, som normalt hålles i helt 'öppet läge, men som under inverkan av styrenheten 8 stänges samtidigt som inandningen avbrytes, genom att styrsignalen till reglerventilen 15 brytes eller reduceras till det mot önskat PEEP svarande värdet, och sedan hålles stängd under tiden för den önskade tryckutjämningsplatån. Medan ventilen 24 på detta sätt hålles stängd, upprätthålles det vid inandningsfasens slut rådande trycket i ledningen 23 mellan ventilen 24 och utand- ningsventilen 22, som således fortfarande hålles stängd och förhindrar en utandning från patientens luftvägar, i vilken den Lillförda volymen andningsgas sålunda får tillfälle att 10 15 20 25 30 35 7905509-1 ll fördela sig. Efter det önskade platäintervallets slut öppnas ventilen 24 åter av styrenheten 8, så att styrtrycket till ut- andningsventilen 22 sänkes till det i andningsgaskammaren 3 nu rådande trycket (atmosfärstrycket eller önskat PEEP), var- efter patientens utandning kan äga rum på vanligt sätt.After the patient's airways have been supplied with the desired volume of respiratory gas under increasing pressure in the airways, it is often desired that the amount of gas supplied should be allowed to be distributed to all parts of the patient's lungs, so that all bladders have time to fill with respiratory gas. - jacket. Such a pressure equalization plateau between the inhalation and the exhalation can be achieved in the respirator device according to the invention, in that the control pressure line 23 of the exhalation valve 22 contains the shut-off valve 2%, which is normally kept in the fully open position, but which is closed at the same time. that the control signal to the control valve 15 is broken or reduced to the value corresponding to the desired PEEP, and then kept closed during the time of the desired pressure equalization plateau. While the valve 24 is kept closed in this way, the pressure prevailing at the end of the inhalation phase is maintained in the line 23 between the valve 24 and the exhalation valve 22, which is thus still kept closed and prevents an exhalation from the patient's airways, in which the reduced volume of breathing gas is thus allowed. to 10 15 20 25 30 35 7905509-1 ll be distributed. After the end of the desired plateau interval, the valve 24 is opened again by the control unit 8, so that the control pressure of the exhalation valve 22 is lowered to the current prevailing in the breathing gas chamber 3 (atmospheric pressure or desired PEEP), after which the patient's exhalation can take place normally.

Vid andra typer av respiratorbehandling, exempelvis vid spontanandning av patienten, vid IMV och IDV, är den volym and- ningsgas som patienten erhåller vid varje andetag ej tidigare känd, utan kommer att variera exempelvis i beroende av patien- förmåga att andas själv och även variera från andetag Härvid kommer andningsgaskammaren 3 ej att tömmas tens till andetag. helt vid varje andetag, varför rcspiratoranordningen i detta fall förses med flödesmätaren 12 som kontinuerligt mäter det genom ledningens 9 passerande och patientens luftvägar till- förda flödet av andningsgas och avger en motsvarande mätsignal till styrenheten 8, som innefattar lämpliga organ för integre- ring av denna flödessignal över önskade tidsperioder för fast- ställning av den patienten tillförda volymen andningsgas.In other types of respiratory therapy, for example in spontaneous breathing of the patient, in IMV and IDV, the volume of breathing gas that the patient receives with each breath is not previously known, but will vary for example depending on the patient's ability to breathe himself and also vary from breath In this case, the breathing gas chamber 3 will not be emptied until the breath. completely at each breath, so that in this case the respirator device is provided with the flow meter 12 which continuously measures the flow of breathing gas supplied through the line 9 and the patient's airways and emits a corresponding measurement signal to the control unit 8, which comprises suitable means for integrating it. flow signal over desired time periods for determining the volume of respiratory gas supplied to the patient.

Andningsgaskällan 6 ställes vid dessa typer av respiratorbe- handling in på ett flöde som är så högt att det med säkerhet svarar mot maximalt förekommande behov. För att spara andnings- gas styres avstängningsventilen 7 i matningsledningen 5 till kammaren 3 så av styrenheten 8 i beroende av flödessignalen från flödesmätaren 12, att det alltid finns en minsta, erforderlig mängd andningsgas i andningsgaskammaren 3. Andningsgaskammaren 3 kan härvid komma att fyllas till sin maximala volym och även överfyllas från andningsgaskällan. För att detta ej skall ge upphov till en okontrollerbar tryckstegring i kammaren 3 är membranet 2 vid den visade utföringsformen av uppfinningen för- sedd med en läckventil 25, som automatiskt öppnar, då andnings- gaskammare 3 når sin maximala volym och membranet 2 därvid pres- sas mot behållarens l övre vägg. Då ventilen 25 öppnar, med- ger den en utläckning av andningsgas från kammaren 3 till kam- maren H. Funktionen och en lämplig utformning för ventilen 25 finns närmare beskriven i den svenska patentansökningen 79.U336H-3.During these types of respiratory treatment, the respiratory gas source 6 is set to a flow that is so high that it certainly corresponds to the maximum need. In order to save breathing gas, the shut-off valve 7 in the supply line 5 to the chamber 3 is controlled by the control unit 8 depending on the flow signal from the flow meter 12, that there is always a minimum required amount of breathing gas in the breathing gas chamber 3. The breathing gas chamber 3 can be filled maximum volume and also overfilled from the breathing gas source. In order for this not to give rise to an uncontrollable pressure rise in the chamber 3, the membrane 2 in the embodiment shown of the invention is provided with a leak valve 25, which opens automatically when the breathing gas chamber 3 reaches its maximum volume and the membrane 2 is thereby pressed. sas against the upper wall of the container. When the valve 25 opens, it allows a leakage of breathing gas from the chamber 3 to the chamber H. The function and a suitable design for the valve 25 are described in more detail in the Swedish patent application 79.U336H-3.

V:1(i :5}1f)I1 L:it1t1I1«11x,iJ1§; !\«1I1 ln-111 rnf-Y'n|||(;r'fl|| i||;1«-|| _ 7905509-1 10 15 20 25 30 35 12 enligt uppfinningen erhålla ett önskat kontinuerligt positivt övertryck i patientens luftvägar, s.k. CPAP, genom att styren- heten 8 utformas till att under spontanandningen alstra en mot önskat CPAP svarande referenssígnal, som jämföres med tryck- signalen från tryvkgivuren ?U, varjÜmtv~nlyrsignnlvn tíll reg- lerventilen l5 avpassas sä, att skillnaden mellan de båda jäm- förda signalerna hållas väsentligen på noll. Patientens spon- tanandning kommer därvid att ske relativt detta av styrenhe- ten* s bestämda cPAP.V: 1 (i: 5} 1f) I1 L: it1t1I1 «11x, iJ1§; ! \ «1I1 ln-111 rnf-Y'n ||| (; r'fl || i ||; 1« - || _ 7905509-1 10 15 20 25 30 35 12 12 according to the invention obtain a desired continuous positive overpressure in the patient's airways, so-called CPAP, in that the control unit 8 is designed to produce a spontaneous reference signal corresponding to the desired CPAP during spontaneous breathing, which is compared with the pressure signal from the pressure sensor? U, where the signal to the control valve 15 is adjusted so that the difference between the two compared signals is kept essentially at zero, and the patient's spontaneous breathing will take place relative to this by the control unit *'s determined cPAP.

För att ytterligare förbättra patientens spontanandning och uppnå en mycket liten avvikelse från den önskade CPAP-nivån och samtidigt obetydlig benägenhet för självsvängning av reglersystemet kan med fördel förutom trycksignalen från tryck- givaren 20 även signalen från flödesgivaren 12 återkopplas till att jämföras med den referenssignal som svarar mot önskat CPAP- värde. givaren 12 förstärkes därvid olika mycket i återkopplingen, Signalen från tryckgivaren 20 och signalen från flödes- innan de summeras och Summasignalen jämföres med referens- signalen. 7 Vid genomförande av intermittent tvångsmässig ventilering, s.k. IMV, startas de påtryckta andetagen med en av styrenheten 8 bestämd, inställbar frekvens, genom att styrenheten 8 alstrar och tillför reglerventilen 15 en motsvarande styrsignal på något av de i det föregående beskrivna sätten, dvs. antingen helt enkelt genom anslutning av en styrsignal med önskat förlopp till reglerventilen 15 eller genom alstring av en referenssig- nal svarande mot det önskade förloppet för trycket i patientens luftvägar under andetaget och jämförelse av denna referens- signal med mätsignalen från tryckgivaren 20, varvid styrsigna- len till reglerventilen 15 avpassas till att hålla skillnaden mellan de jämförda signalerna väsentligen på noll. Det påtryck- ta andetagets längd bestämmes härvid med hjälp av flödessigna- len från flödesgivaren 12, som i styrenheten 8 integreras under andetaget, vilket avbrytes genom påverkning av styrsignalen -till reglerventilen l5, då den under andetaget till patienten tillförda volymen andningsgas överensstämmer med en förutbestämd önskad, i styrenheten 8 inställd tidalvolym. Även efter ett l0 15 20 7905509-1 13 sådant påtryckt andetag kan naturligtvis en tryckutjämnings- platå erhållas på tidigare beskrivet sätt, genom att ventilen 24 temporärt stänges.In order to further improve the patient's spontaneous breathing and achieve a very small deviation from the desired CPAP level and at the same time insignificant tendency for self-oscillation of the control system, in addition to the pressure signal from the pressure sensor 20, the signal from the flow sensor 12 can be fed back to the corresponding reference signal. against the desired CPAP value. the sensor 12 is then amplified to varying degrees in the feedback, the signal from the pressure sensor 20 and the signal from the flow before they are summed and the sum signal is compared with the reference signal. 7 When performing intermittent forced ventilation, so-called IMV, the applied breaths are started with a frequency set by the control unit 8, by the control unit 8 generating and supplying the control valve 15 with a corresponding control signal in one of the ways described above, i.e. either simply by connecting a control signal with the desired course to the control valve 15 or by generating a reference signal corresponding to the desired course of the pressure in the patient's airways during respiration and comparing this reference signal with the measurement signal from the pressure sensor 20, the control signal the control valve 15 is adapted to keep the difference between the compared signals substantially at zero. The length of the applied breath is determined by means of the flow signal from the flow sensor 12, which is integrated in the control unit 8 during the breath, which is interrupted by influencing the control signal - to the control valve 15, as the volume of breathing gas supplied to the patient corresponds to a predetermined desired tidal volume set in the control unit 8. Even after such an applied breath, a pressure equalization plateau can of course be obtained in the manner previously described, by the valve 24 being temporarily closed.

Vid genomförande av s.k. IDV startas (triggas) varje pâ- tryckt andetag under inverkan av patientens inandningsförsök, genom att styrenheten 8 avkänner flödesmätsignalen från flö- desgivaren l2 och detekterar den ökning av flödet som uppstår, då patienten börjar att suga in andningsgas från kammaren 3 ge- nom inandningsledningen 9, varvid styrenheten 8 är anordnad att under inverkan av denna ökning av flödet utlösa ett påtryckt andetag på något av dezidet föregående beskrivna sätten.In carrying out the so-called IDV is started (triggered) every pressed breath under the influence of the patient's inhalation attempts, by the control unit 8 sensing the flow measurement signal from the flow sensor 12 and detecting the increase in flow that occurs when the patient begins to suck in breathing gas from the chamber 3 through the inhalation line. 9, wherein the control unit 8 is arranged to, under the influence of this increase in the flow, trigger an applied breath in any of the ways previously described by the decide.

Det inses, att den i fig. 2 visade anordningen kan arbeta på motsvarande sätt som den i fig. l visade och i det före- gående beskrivna, varvid den variabla strypanordningen 18 vid utföringsformen enligt fig. 2 styres från styrenheten 8 på mot- svarande sätt som styrningen av reglerventilen l5 i utförings- formen enligt fig. l. Det skall härvid observeras, att en stängning av den variabla strypanordningen 18 i fig. 2 resul- tatmässigt motsvarar ett öppnande av reglerventilen 15 i fig. 1.It will be appreciated that the device shown in Fig. 2 can operate in a manner similar to that shown in Fig. 1 and described above, the variable throttling device 18 in the embodiment according to Fig. 2 being controlled from the control unit 8 in a corresponding manner. The control of the control valve 15 in the embodiment according to Fig. 1. It should be noted here that a closing of the variable throttling device 18 in Fig. 2 results in a result corresponding to an opening of the control valve 15 in Fig. 1.

Det inses även, att utöver de i det föregående beskrivna utföringsformerna av uppfinningen är även många andra utförings- former och modifikationer av en respiratoranordning enligt upp- finningen möjliga inom uppfinningens ram.It is also understood that in addition to the embodiments of the invention described above, many other embodiments and modifications of a respirator device according to the invention are also possible within the scope of the invention.

Claims (13)

1. y 7905509-1 Patentkrav l. Respiratoranordning innefattande en andningsgaskammare (3) och en drívgaskammare (4), vilka har åtminstone en gemensam, flexibelt rörlig vägg (22), så att ändringar-i den ena kammarens volym åtföljes av lika stora men motsatta ändringar i den andra kammarens volym, varvid andnïngqpskammaren är genom en matningsledning (5) förbunden med en andníngsgaskälla (6) för att mottaga och uppsamla andningsgas under ökning av sin volym samt förbindbar med en patients Juftvägar genom en in- andningsledning (9) innehållande en backvcntíl (ll) medgivande gasströmning endast i riktning mot patienten, medan drivgas- kammaren (H) är förbunden med en anordning (l3~l5; 16-18) för variering av drivgaskammarens volym genom inmatning och utsläppning av luft till respektive från densamma, varjämte det finns en till patientens luftvägar anslutbar utandnings- ledning (21), vilken innehåller en endast under utandnings- fasen av patientens andningscykel öppningsbar utandningsven- til (22) medgivande gasströmning endast i riktning från pat- tienten, k ä n n e t e c k n a d av att nämnda anordning för inmatning och utsläppning av luft till respektive från drivgaskammaren (H) innefattar ett elektriskt styrbart reg1er~ organ (l5; 18) anordnat att kunna kontinuerligt variera den effektiva nettoskillnaden mellan inmatning och utsläppning av luft och därmed även det alstrade trycket i drivgaskammaren (H) i beroende av en tillförd styrsignals storlek, varjämte en styrenhet (8) är anordnad att under inandningsfasen av varje patienten pâtryckt andetag alstra en styrsignal för nämnda reglerorgan med ett förutbestämt, en ökning av driv- gaskammarens volym och inre tryck medförande förlopp och att under inverkan av en från förhållandet mellan trycken i drivgaskammaren (H) och andningsgaskammaren (3) eller från andningsgasflödet genom inandningsledningen (9) härledd signal avbryta inandningsfasen genom ändring av nämnda styr- signal till ett värde svarande mot ett lägre tryck i drivgas- kammaren under den efterföljande utandingsfasen av det på- tryckta andetaget. 790550-9-1A respirator device comprising a breathing gas chamber (3) and a propellant gas chamber (4), which have at least one common, flexible movable wall (22), so that changes in the volume of one chamber are accompanied by equal but opposite changes in the volume of the second chamber, the breathing chamber being connected by a supply line (5) to a breathing gas source (6) for receiving and collecting breathing gas while increasing its volume, and connectable to a patient's Juftvägar through an inhalation line (9) containing a backflow valve (II) allowing gas flow only in the direction of the patient, while the propellant chamber (H) is connected to a device (13-35; 16-18) for varying the volume of the propellant chamber by supplying and discharging air to and from the same, respectively, and there is an exhalation line (21) connectable to the patient's airways, which contains an exhalation valve which can only be opened during the exhalation phase of the patient's respiratory cycle. (22) allowing gas flow only in the direction from the patient, characterized in that said device for supplying and discharging air to and from the propellant chamber (H), respectively, comprises an electrically controllable control means (15); 18) arranged to be able to continuously vary the effective net difference between supply and discharge of air and thus also the generated pressure in the propellant gas chamber (H) depending on the size of a supplied control signal, and a control unit (8) is arranged during the inhalation phase of each patient breathing generates a control signal for said control means with a predetermined, an increase in the volume and internal pressure of the propellant chamber and that under the influence of one from the ratio of the pressures in the propellant chamber (H) to the respiration gas chamber (3) or from the respiration gas flow derived signal interrupt the inhalation phase by changing said control signal to a value corresponding to a lower pressure in the propellant chamber during the subsequent exhalation phase of the applied breath. 790550-9-1 2. Respiratoranordning enligt krav 1, k ä n n e t e c k - n a d av att nämnda anordning för inmatning och utsläppníng av luft till respektive från drivgaskammaren (U) innefattar en ejektor (13), som är inkopplad mellan drivgaskammaren och den omgivande atmosfären och vars drivmunstycke (l3b) är anslutet till en tryckluftskälla (lä) via en elektriskt styrbar flödesreglerventil (15), som bildar nämnda relgerorgan.Respirator device according to claim 1, characterized in that said device for supplying and discharging air to and from the propellant chamber (U), respectively, comprises an ejector (13), which is connected between the propellant chamber and the surrounding atmosphere and whose propulsion nozzle (13b ) is connected to a source of compressed air (lä) via an electrically controllable flow control valve (15), which forms said control means. 3. Respiratoranordning enligt krav 1, k ä n n e t e c k - n a d av att nämnda anordning för ínmatning och utsläppning av luft till respektive från drivgaskammaren (H) innefattar en mellan den omgivande atmosfären och kammaren anordnad, kontinuerligt driven fläkt (16) och ett utlopp (17) från kammaren till den omgivande atmosfären, vilket utlopp inne- håller en elektriskt styrbar, variabel strypanordning (18), som bildar nämnda reglerorgan. H.Respirator device according to claim 1, characterized in that said device for supplying and discharging air to and from the propellant chamber (H), respectively, comprises a continuously driven fan (16) arranged between the surrounding atmosphere and the chamber and an outlet (17). ) from the chamber to the surrounding atmosphere, which outlet contains an electrically controllable, variable throttling device (18), which forms said control means. HRS. 4. Respiratoranordning enligt krav 2, k ä n n e t e c k - n a d av att drivgaskammaren (H) dessutom är förbindbar med den omgivande atmosfären via en tryckbelastad ventil (26), som hâlles stängd av ett från matningstrycket till ejektorns drivmunstycke (l3b) härlett tryck.Respirator device according to claim 2, characterized in that the propellant chamber (H) is further connectable to the ambient atmosphere via a pressure-loaded valve (26), which is kept closed by a pressure derived from the supply pressure to the drive nozzle (13b). 5. Respiratoranordning enligt något av kraven l - U, k ä n n e t e c k n a d av att utandningsventilen (22) är utformad som en tryckbelastad backventil, vilken hålles stängd av ett styrtryck härlett från trycket i.andningsgaskamma- ren (3), och att styrenheten (8) är utformad att under ut- andningsfasen av ett andetag alstra och till nämnda regler- organ (155 18) ansluta en konstant styrsignal med en förutbe- stämd storlek svarande mot ett förutbestämt, väsentligen konstant övertryck i drivgaskammaren, som är lägre än det i drivgaskammaren under inandningsfasen av ett andetag alstrade övertrycket.Respirator device according to one of Claims 1 to U, characterized in that the exhalation valve (22) is designed as a pressure-loaded non-return valve, which is kept closed by a control pressure derived from the pressure in the breathing gas chamber (3), and that the control unit (8 ) is designed to generate during the exhalation phase of a breath and connect to said control means (155 18) a constant control signal with a predetermined magnitude corresponding to a predetermined, substantially constant overpressure in the propellant chamber, which is lower than that in the propellant chamber during the inhalation phase of a breath generated the overpressure. 6. Respiratoranordning enligt krav 1, k ä n n e t e c k - n a d av att den innefattar organ (19) för avkänníng och jämförelse av trycken i drivgaskammaren (N) och andningsgas- kammaren (3) och alstring av en av jämförelsen beroende signal till styrenheten (8), vilen är anordnad att under in- verkan av denna signal avbryta en pågående inandningsfas för 7905509-1 lg ett patienten påtryckt andetag genom nämnda ändring av styr- signalen till reglerorganet (l5; l8), då trycket i drivgas- kammaren (4) tenderar att överstiga trycket i andningskamma- ren (3).Respirator device according to claim 1, characterized in that it comprises means (19) for sensing and comparing the pressures in the propellant gas chamber (N) and the breathing gas chamber (3) and generating a signal dependent on the control unit (8) ), the rest is arranged to interrupt under the influence of this signal an ongoing inhalation phase for 7905509-1 lg a patient pressed breath by said change of the control signal to the control means (l5; l8), when the pressure in the propellant chamber (4) tends to exceed the pressure in the respiratory chamber (3). 7. Respiratoranordning enligt krav l, k ä n n e t e c k - n a d av att den innefattar organ (12) för mätning av and- ningsgasflödet genom inandningsledningen (9) Qch för alstring av en motsvarande flödessignal till styrenheten (8), vilken är utformad att under inverkan av denna flödessignal avbryta en pågående inandningsfas för ett patienten pátrycket ande- tag genom nämnda ändring av styrsignalen till reglerorganet (l5; 18), då den under ifrågavarande inandningsfas genom inandingsledningen passerade volymen andningsgas uppnått ett förutbestämt värde.Respirator device according to claim 1, characterized in that it comprises means (12) for measuring the respiratory gas flow through the inhalation line (9) and for generating a corresponding flow signal to the control unit (8), which is designed to of this flow signal interrupt an ongoing inhalation phase for a patient under pressure by said change of the control signal to the control means (15; 18), when the volume of respiratory gas passed during the inhalation phase through the inhalation line has reached a predetermined value. 8. Respiratoranordning enligt krav 1, k ä n n e t e c k - n a d av att den innefattar en till inandningsledningen (9) ansluten tryckgivare (20) för avkänning av det i patientens luftvägar rådande trycket och alstring av en motsvarande trycksignal till styrenheten (8), vilken är anordnad att kunna alstra en referenssignal representerande det för till- fället önskade trycket i patientens luftvägar och jämföra denna referenssignal med nämnda trycksignal och fortlöpande hålla styrsignalen till reglerorganet (l5; 18) på ett sådant värde, att skillnaden mellan de båda jämförda signalerna hålles väsentligen på noll.Respirator device according to claim 1, characterized in that it comprises a pressure sensor (20) connected to the inhalation line (9) for sensing the pressure prevailing in the patient's airways and generating a corresponding pressure signal to the control unit (8), which is arranged to be able to generate a reference signal representing the currently desired pressure in the patient's airways and compare this reference signal with said pressure signal and continuously keep the control signal to the control means (15; 18) at such a value that the difference between the two compared signals is substantially maintained. zero. 9. Respiratoranordning enligt krav 1, k ä n n e t e c k - n a d av att den innefattar en till inandningsledníngen (9) ansluten tryckgivare (20) för avkänning av det i patientens luftvägar rådande trycket och alstring av en motsvarande tryck- signal till styrenheten (8) samt organ (12) för mätning av andningsgasflödet genom inandningsledningen (9) och alstring av en motsvarande flödessignal till styrenheten (8), vilken är utformad att under patientens spontanandning kunna alstra en referenssignal representerande den önskade trycknivån i patientens luftvägar och att jämföra denna referenssignal med en viktad summa av nämnda tryck- och flödessignaler och i beroende av denna jämförelse hälla styrsignalen till reg- lerorganet (l5; 18) på ett sådant värde, att skillnaden vid nämnda jämförelse förskjutes mot noll. 1.7 7905509-1Respirator device according to claim 1, characterized in that it comprises a pressure sensor (20) connected to the inhalation line (9) for sensing the pressure prevailing in the patient's airways and generating a corresponding pressure signal to the control unit (8) and means (12) for measuring the respiratory gas flow through the inhalation line (9) and generating a corresponding flow signal to the control unit (8), which is designed to be able to generate a reference signal representing the desired pressure level in the patient's airways during the patient's spontaneous breathing and to compare this reference signal with a weighted sum of said pressure and flow signals and, depending on this comparison, pour the control signal to the control means (15; 18) at such a value that the difference in said comparison is shifted towards zero. 1.7 7905509-1 10. Respiratoranordning enligt krav 7, k ä n n e t e c k - n a d av att styrenheten (8) är anordnad att under inverkan av nämnda flödessignal starta inandningsfasen för ett patien- ten pâtryckt andetag genom motsvarande ändring av styrsigna- len till reglerorganet (l5; 18), då en temporär ökning av flödet i inandningsledníngen (9) indikerar ett inandningsför- sök av patienten.Respirator device according to claim 7, characterized in that the control unit (8) is arranged to, under the influence of said flow signal, start the inhalation phase of a patient on applied breath by correspondingly changing the control signal to the control means (15; 18), when a temporary increase in the flow in the inhalation line (9) indicates an inhalation attempt by the patient. 11. ll. Respiratoranordning enligt krav 7, k ä n n e t e c k - n a d av att matníngsledningen (5) till andningsgaskanmaren (3) innehåller en medelst styrenheten (B) manövrerbar avstäng- ningsventil (7) och att styrenheten är anordnad att under in- verkan av nämnda flödessignal hålla denna ventil öppen res- pektive stängd under sådana tidsintervall, att andningsgas- kammaren (3) alltid innehåller en förutbestämd minsta volym andningsgas.11. ll. Respirator device according to claim 7, characterized in that the supply line (5) to the breathing gas chamber (3) contains a shut-off valve (7) manoeuvrable by the control unit (B) and that the control unit is arranged to hold it under the influence of said flow signal. valve open or closed during such time intervals that the breathing gas chamber (3) always contains a predetermined minimum volume of breathing gas. 12. Respiratoranordning enligt något av kraven 1 r ll, k ä n n e t e c k n a d av att den rörliga väggen (2) mellan andningsgaskammaren (3) och drivgaskammaren är försedd med en normalt stängd ventil (25), vilken är anordnad att automatiskt öppnas för att medge en utläckning av andnings- gas från andningsgaskammaren till drivgaskammaren, då nämnda vägg intager ett läge svarande mot den maximala tillåtna volymen hos andningsgaskammaren, varigenom en överfyllning av denna förhindras.Respirator device according to any one of claims 1, 11, characterized in that the movable wall (2) between the breathing gas chamber (3) and the propellant gas chamber is provided with a normally closed valve (25), which is arranged to open automatically to allow a leakage of breathing gas from the breathing gas chamber to the propellant gas chamber, when said wall assumes a position corresponding to the maximum permissible volume of the breathing gas chamber, whereby an overfilling thereof is prevented. 13. Respiratoranordning enligt krav l, k ä n n e t e c k - n a d av att utandningsventilen (22) är utformad som en tryckbelastad backventil, vilken hålles stängd av ett styr- tryck tillfört genom en till andningsgaskammaren (3) ansluten styrtrycksledning (23), vilken innehåller en normalt öppen avstängningsventil (ZH) styrd av styrenheten (8), vilken är anordnad att vid slutet av ett patienten påtryckt andetag stänga denna ventil, samtidigt som styrsignalen till nämnda reglerorgan (l5; 18) ändras för reducering av trycket i driv- gaskammaren (4), och hålla ventilen (24) stängd under en förutbestämd tidsperiod, under vilken den patientens luft- vägar just tillförda andningsgasvolymen får tillfälle att fördela sig i luftvägarna, innan utandningsfasen påbörjas, genom att ventilen (ZU) åter öppnas, varigenom utandnings- _ 7205509-1 1.9, ventilens (22) styrtryck sänkes och utandnnfngsventílèn kan öppnas av det i patientens luftvägar rådande övertryckef.Respirator device according to claim 1, characterized in that the exhalation valve (22) is designed as a pressure-loaded non-return valve, which is kept closed by a control pressure supplied through a control pressure line (23) connected to the breathing gas chamber (3), which contains a normally open shut-off valve (ZH) controlled by the control unit (8), which is arranged to close this valve at the end of a patient pressed breath, at the same time as the control signal to said control means (15; 18) is changed to reduce the pressure in the propellant chamber (4). ), and keep the valve (24) closed for a predetermined period of time, during which the patient's airway just supplied the respiratory gas volume is allowed to distribute in the airway, before the exhalation phase begins, by reopening the valve (ZU), whereby exhalation. -1 1.9, the control pressure of the valve (22) is lowered and the exhalation valve can be opened by the overpressure prevailing in the patient's airways.
SE7905509A 1979-06-21 1979-06-21 ventilator SE418456B (en)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE7905509A SE418456B (en) 1979-06-21 1979-06-21 ventilator
GB8020318A GB2054387B (en) 1979-06-21 1980-06-20 Lung ventilator
DE19803023095 DE3023095A1 (en) 1979-06-21 1980-06-20 LUNG FAN
FR8013782A FR2459053B1 (en) 1979-06-21 1980-06-20 RESPIRATOR
JP8416180A JPS565667A (en) 1979-06-21 1980-06-20 Lung ventilator

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE7905509A SE418456B (en) 1979-06-21 1979-06-21 ventilator

Publications (2)

Publication Number Publication Date
SE7905509L SE7905509L (en) 1980-12-22
SE418456B true SE418456B (en) 1981-06-09

Family

ID=20338358

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
SE7905509A SE418456B (en) 1979-06-21 1979-06-21 ventilator

Country Status (5)

Country Link
JP (1) JPS565667A (en)
DE (1) DE3023095A1 (en)
FR (1) FR2459053B1 (en)
GB (1) GB2054387B (en)
SE (1) SE418456B (en)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1986004822A1 (en) * 1985-02-20 1986-08-28 Lars Jonsson A device in artificial respiration- and/or anaesthetic systems
US5490499A (en) * 1992-02-21 1996-02-13 Instrumentarium Corp. Regulation of a propellant gas flow

Families Citing this family (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE434799B (en) * 1980-06-18 1984-08-20 Gambro Engstrom Ab SET AND DEVICE FOR CONTROL OF A LUNG FAN
US4448192A (en) * 1982-03-05 1984-05-15 Hewlett Packard Company Medical ventilator device parametrically controlled for patient ventilation
DE3240897A1 (en) * 1982-11-05 1984-05-10 Anton Dipl.-Ing. 7954 Bad Wurzach Obermayer BREATHING AIDS
US4527557A (en) * 1984-11-01 1985-07-09 Bear Medical Systems, Inc. Medical ventilator system
FR2573311B1 (en) * 1984-11-20 1988-06-24 Boc Sa Ohmeda ARTIFICIAL VENTILATION APPARATUS HAVING A VOLUMETRIC INSPIRATORY ASSISTANCE DEVICE
FR2596279A1 (en) * 1986-03-27 1987-10-02 Boc Sa Artificial ventilation apparatus for assisting the volume inhaled by a patient
GB8704104D0 (en) * 1987-02-21 1987-03-25 Manitoba University Of Respiratory system load apparatus
DE3706559C3 (en) * 1987-02-28 1994-07-28 Buettner Wolfgang Dr Method and device for measuring and monitoring the parameters to be observed during anesthesia
DE3817985A1 (en) * 1988-05-27 1989-12-07 Salvia Werk Gmbh DEVICE FOR SUPPORTING THE SPONTANEOUS BREATHING OF A PATIENT
JPH0390164A (en) * 1989-06-16 1991-04-16 Manabu Akashi Artificial respiration device for controlling flow rate and pressure in circuit matched with respiration flow rate of patient
US5632269A (en) * 1989-09-22 1997-05-27 Respironics Inc. Breathing gas delivery method and apparatus
US5148802B1 (en) * 1989-09-22 1997-08-12 Respironics Inc Method and apparatus for maintaining airway patency to treat sleep apnea and other disorders
IT1238488B (en) * 1990-02-07 1993-08-18 Flow Meter Spa VESSEL OF THE PERFECT TYPE FOR THE ASPIRATION AND COLLECTION OF LIQUIDS, IN PARTICULAR ORGANIC LIQUIDS
CA2038971C (en) * 1990-03-30 1996-06-18 Magdy Younes Lung ventilator device
EP1103279A3 (en) * 1990-03-30 2001-06-27 The University Of Manitoba Lung ventilator device
GB9103419D0 (en) * 1991-02-19 1991-04-03 Univ Manitoba Piston-based ventilator design and operation
FR2692152B1 (en) 1992-06-15 1997-06-27 Pierre Medical Sa BREATHING AID, PARTICULARLY FOR TREATING SLEEP APNEA.
US6866040B1 (en) 1994-09-12 2005-03-15 Nellcor Puritan Bennett France Developpement Pressure-controlled breathing aid
FR2727022B1 (en) * 1994-11-21 1997-05-23 Taema BREATHING ASSISTANCE CONTROL DEVICE
DE69622017T2 (en) * 1995-02-09 2002-12-05 Puritan-Bennett Corp., Pleasanton VENTILATOR OF THE PISTON DESIGN
EP0862474A4 (en) * 1995-09-18 2000-05-03 Resmed Ltd Pressure control in cpap treatment or assisted respiration
US6041777A (en) * 1995-12-01 2000-03-28 Alliance Pharmaceutical Corp. Methods and apparatus for closed-circuit ventilation therapy
US5735267A (en) * 1996-03-29 1998-04-07 Ohmeda Inc. Adaptive control system for a medical ventilator
AUPO247496A0 (en) 1996-09-23 1996-10-17 Resmed Limited Assisted ventilation to match patient respiratory need
AUPO511397A0 (en) 1997-02-14 1997-04-11 Resmed Limited An apparatus for varying the flow area of a conduit
SE9704300D0 (en) * 1997-11-20 1997-11-20 Siemens Elema Ab Gas pressure generator
US6152131A (en) * 1998-08-26 2000-11-28 Instrumentarium Corp. Method and apparatus for detecting an empty breathing gas compartment in a patient ventilator
US8302602B2 (en) 2008-09-30 2012-11-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Breathing assistance system with multiple pressure sensors
US10251790B2 (en) 2013-06-28 2019-04-09 Nocira, Llc Method for external ear canal pressure regulation to alleviate disorder symptoms
US9039639B2 (en) 2013-06-28 2015-05-26 Gbs Ventures Llc External ear canal pressure regulation system
US10760566B2 (en) 2016-07-22 2020-09-01 Nocira, Llc Magnetically driven pressure generator
WO2018157143A1 (en) 2017-02-27 2018-08-30 Nocira, Llc Ear pumps
DE102017011582A1 (en) * 2017-12-14 2019-06-19 Dräger Safety AG & Co. KGaA Breathing bag for a circuit breathing apparatus and circuit breathing apparatus

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3033195A (en) * 1957-09-16 1962-05-08 Air Reduction Respirator apparatus and method
US3621842A (en) * 1969-07-03 1971-11-23 Blease Medical Equipment Ltd Ventilating machine

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1986004822A1 (en) * 1985-02-20 1986-08-28 Lars Jonsson A device in artificial respiration- and/or anaesthetic systems
US5490499A (en) * 1992-02-21 1996-02-13 Instrumentarium Corp. Regulation of a propellant gas flow

Also Published As

Publication number Publication date
DE3023095A1 (en) 1981-01-08
JPS565667A (en) 1981-01-21
FR2459053A1 (en) 1981-01-09
SE7905509L (en) 1980-12-22
GB2054387A (en) 1981-02-18
GB2054387B (en) 1983-08-17
FR2459053B1 (en) 1986-02-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
SE418456B (en) ventilator
US11865255B2 (en) Ventilator
US20220265943A1 (en) Portable light-weight ventilator system
US5957130A (en) Device for compensating for flow resistance in a ventilator/respirator
US8161970B2 (en) Gas flow control in a ventilator
SE434799B (en) SET AND DEVICE FOR CONTROL OF A LUNG FAN
US5918597A (en) Peep control in a piston ventilator
DE69028109T2 (en) MEDICAL VENTILATORS
US5540220A (en) Pressure-limited, time-cycled pulmonary ventilation with volume-cycle override
EP0776672A1 (en) Method for controlling a breathing apparatus and a breathing apparatus
US6571796B2 (en) Tracheal pressure ventilation respiratory system
US4535766A (en) Method and apparatus for monitoring a respirator usable with an endotracheal tube
US6412483B1 (en) Oxygen blending in a piston ventilator
US4527557A (en) Medical ventilator system
US5490499A (en) Regulation of a propellant gas flow
SE517842C2 (en) Breathing apparatus for volume controlled breathing where the volume is indirectly regulated by the pressure
EP1562655B1 (en) Method for compensating a pressure drop in a ventilator tube, ventilator and memory medium
EP0050125A1 (en) Volume ventilator.
JPH10505765A (en) Pressure controlled breathing assist device
SE508440C2 (en) inspiration Hose
WO2007142642A1 (en) System and method for adaptive high frequency flow interrupter control in a patient respiratory ventilator
CN103893865A (en) Method for controlling ventilation by turbine capacity of respirator
SE425595B (en) DEVICE OF A RESPIRATORY DEVICE
CN109152899A (en) Method and apparatus for giving patient ventilating
DE102017009606A1 (en) Method and device for high-frequency ventilation of a patient

Legal Events

Date Code Title Description
NUG Patent has lapsed

Ref document number: 7905509-1

Effective date: 19880318

Format of ref document f/p: F