SE510976C2 - Heat and moisture exchange filters and breathing circuit containing this filter and method of making the filter - Google Patents
Heat and moisture exchange filters and breathing circuit containing this filter and method of making the filterInfo
- Publication number
- SE510976C2 SE510976C2 SE9301970A SE9301970A SE510976C2 SE 510976 C2 SE510976 C2 SE 510976C2 SE 9301970 A SE9301970 A SE 9301970A SE 9301970 A SE9301970 A SE 9301970A SE 510976 C2 SE510976 C2 SE 510976C2
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- filter
- sheet
- medium
- hydrophobic
- hydrophilic
- Prior art date
Links
Classifications
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D46/00—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours
- B01D46/52—Particle separators, e.g. dust precipitators, using filters embodying folded corrugated or wound sheet material
- B01D46/521—Particle separators, e.g. dust precipitators, using filters embodying folded corrugated or wound sheet material using folded, pleated material
-
- 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
- A61M16/1045—Devices for humidifying or heating the inspired gas by using recovered moisture or heat from the expired gas
-
- 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
- A61M16/105—Filters
- A61M16/1055—Filters bacterial
-
- 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
- A61M16/105—Filters
- A61M16/106—Filters in a path
- A61M16/1065—Filters in a path in the expiratory path
-
- 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
- A61M16/105—Filters
- A61M16/106—Filters in a path
- A61M16/107—Filters in a path in the inspiratory path
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D39/00—Filtering material for liquid or gaseous fluids
- B01D39/14—Other self-supporting filtering material ; Other filtering material
- B01D39/16—Other self-supporting filtering material ; Other filtering material of organic material, e.g. synthetic fibres
- B01D39/18—Other self-supporting filtering material ; Other filtering material of organic material, e.g. synthetic fibres the material being cellulose or derivatives thereof
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D39/00—Filtering material for liquid or gaseous fluids
- B01D39/14—Other self-supporting filtering material ; Other filtering material
- B01D39/20—Other self-supporting filtering material ; Other filtering material of inorganic material, e.g. asbestos paper, metallic filtering material of non-woven wires
- B01D39/2068—Other inorganic materials, e.g. ceramics
- B01D39/2082—Other inorganic materials, e.g. ceramics the material being filamentary or fibrous
- B01D39/2089—Other inorganic materials, e.g. ceramics the material being filamentary or fibrous otherwise bonded, e.g. by resins
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D46/00—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours
- B01D46/0027—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours with additional separating or treating functions
- B01D46/003—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours with additional separating or treating functions including coalescing means for the separation of liquid
- B01D46/0031—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours with additional separating or treating functions including coalescing means for the separation of liquid with collecting, draining means
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D46/00—Filters or filtering processes specially modified for separating dispersed particles from gases or vapours
- B01D46/10—Particle separators, e.g. dust precipitators, using filter plates, sheets or pads having plane surfaces
- B01D46/16—Particle separators, e.g. dust precipitators, using filter plates, sheets or pads having plane surfaces arranged on non-filtering conveyors or supports
-
- 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
- A61M16/0816—Joints or connectors
- A61M16/0833—T- or Y-type connectors, e.g. Y-piece
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D2273/00—Operation of filters specially adapted for separating dispersed particles from gases or vapours
- B01D2273/18—Testing of filters, filter elements, sealings
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D2275/00—Filter media structures for filters specially adapted for separating dispersed particles from gases or vapours
- B01D2275/10—Multiple layers
Abstract
Description
510 976 2 som vanligen är impregnerade med hygroskopiska kemikalier såsom litiumklorid eller kalciumklorid för att kemiskt absorbera molekyler av vattenånga som finns i andedräkten som man utandas. 510 976 2 which are usually impregnated with hygroscopic chemicals such as lithium chloride or calcium chloride to chemically absorb water vapor molecules contained in the exhaled breath.
Den andra kategorin kallas "hygroskopiska (den andra generationen)" -värme- och fuktväxlingsfilter. Dessa är desamma som den första generationen men med tillsats av elektretfiltfiltermaterial.The second category is called "hygroscopic (second generation)" heat and moisture exchange filters. These are the same as the first generation but with the addition of electret felt filter material.
Elektreter är material som upprätthåller en permanent elektrisk polaritet och som bildar ett elektriskt fält omkring sig utan att något yttre elektriskt fält finns. Sådana material avlägsnar mikroorganismer genom elektrostatisk växelverkan. Ett exempel på detta är visat i EP-Al-0011847.Electrets are materials that maintain a permanent electric polarity and that form an electric field around them without any external electric field. Such materials remove microorganisms by electrostatic interaction. An example of this is shown in EP-Al-0011847.
EP-A2-0265163 beskriver användning av ett skikt av hydrofobt filtermaterial och ett skikt av hydrofilt skum inom ett hölje.EP-A2-0265163 describes the use of a layer of hydrophobic filter material and a layer of hydrophilic foam within a casing.
Skikten är bildade av icke-sammanfogade plana ark eller skivor som står i. kontakt med varandra. Det hydrofoba skiktet består av polypropylenfibrer som är elektrostatiskt laddade för att utföra virus- och bakteriefiltrering och tjänstgör således såsom en elektret i den andra filterkategorin. som har beskrivits ovan.The layers are formed by non-joined flat sheets or discs that are in contact with each other. The hydrophobic layer consists of polypropylene fibers which are electrostatically charged to perform virus and bacterial filtration and thus serve as an electret in the second filter category. as described above.
Skumskiktet är behandlat så att det absorberar fukt. Det tjänstgör som ett material som är likartat arrangemanget enligt EP-Al-0011847 med åtföljande olägenheter.The foam layer is treated so that it absorbs moisture. It serves as a material similar to the arrangement according to EP-Al-0011847 with attendant disadvantages.
Den tredje kategorin inbegriper användning av ett hydrofobt membran som avlägsnar mikroorganismer genom ren filtrering och som kvarhåller fukt på ytan av membranet såsom resultat av hydrofobi- citeten.The third category involves the use of a hydrophobic membrane which removes microorganisms by pure filtration and which retains moisture on the surface of the membrane as a result of the hydrophobicity.
Alla dessa tre filterkategorier arbetar på ungefär samma sätt.All three filter categories work in much the same way.
Vid utandning kondenseras vattenånga sonlman utandas på filtret och vid inandning uppsamlar gaserna som man inandas vattenånga (och värme) från anordningen genom förångning. Mikroorganismer, såsom bakterier och virus, avlägsnas från luften som man inandas och utandas av filtren på deras respektive sätt.Upon exhalation, water vapor condenses which is exhaled on the filter and upon inhalation the gases inhaled collect water vapor (and heat) from the device by evaporation. Microorganisms, such as bacteria and viruses, are removed from the air that is inhaled and exhaled by the filters in their respective ways.
Den första filterkategorin används f n i ringa grad. Dessa filter har låg verkningsgrad för borttagning av luftburna bakterier även då de är impregnerade med bakteriedödande medel. Till följd av sitt arbetssätt uppnår de dessutom inte maximal värme- och fukt- växlingsverkningsgrad.ögonblickligen, utan de har en förhållandevis lång acklimatiseringsperiod innan fasttillståndsnivåer uppnås.The first filter category is currently used to a small extent. These filters have a low efficiency for removing airborne bacteria even when they are impregnated with bactericidal agents. In addition, due to their mode of operation, they do not achieve maximum heat and moisture exchange efficiency immediately, but have a relatively long acclimatization period before solid state levels are reached.
Förutom detta har de relativt stora porer, varjämte de är relativt 510 976 3 tjocka, varigenom vätskor kan sugas in i porerna och passera genom hela materialet, vilket leder till ett vattenfyllt tillstånd och en åtföljande ökning av motståndet.In addition, they have relatively large pores, and they are relatively thick, whereby liquids can be sucked into the pores and pass through the entire material, leading to a water-filled state and a concomitant increase in resistance.
Den andra filterkategorin erbjuder förbättrade nivåer av mikroorganismfiltrering i jämförelse med den första generationens hygroskopiska filter. Emellertid kvarstår fortfarande problemet med att förorenade vätskor passerar genom skikten till följd av de relativt stora porstorlekarna. Dessutom, och såsom är diskuterat i hänvisningen Lloyd och Roe, kan det hända att filterverknings- graderna inte når värdet 99,9977% som har föreslagits såsom minimiborttagningsförhållandet för att ett filter skall vara lämpligt för klinisk användning.The second filter category offers improved levels of microorganism filtration compared to the first generation hygroscopic filters. However, the problem remains that contaminated liquids pass through the layers due to the relatively large pore sizes. In addition, and as discussed in the Lloyd and Roe reference, the filter efficiencies may not reach the 99.9977% value that has been suggested as the minimum removal ratio for a filter to be suitable for clinical use.
Den tredje filterkategorin, där man använder sig av hydrofoba membraner, har' ytterst små. porer, vanligen lmed en alkoholvätt bubbelpunkt över 710 mm (28 tum) H20. Bubbelpunkten mäts enligt metoden som är angiven av American Society of Testing Materials.The third category of filters, which use hydrophobic membranes, is extremely small. pores, usually with an alcoholic bubble point above 710 mm (28 inches) H 2 O. The bubble point is measured according to the method specified by the American Society of Testing Materials.
Dessa hindrar förorenade vätskor från ätt passera vid vanliga ventilationstryck. Dessa filter tjänstgör också som ett hinder för vattenburna.mikroorganismer och gör det möjligt för verkningsgrader större än 99,9977% att uppnås. I många fall har hydrofoba membran- filter visat sig ge värme- och fuktväxling som är jämförbara med normal andning genom näsan. Optimal verkningsgrad då det gäller tillförsel av fukt inträffar nästan ögonblickligen.These prevent contaminated liquids from passing at normal ventilation pressures. These filters also act as an obstacle to waterborne microorganisms and enable efficiencies greater than 99.9977% to be achieved. In many cases, hydrophobic membrane filters have been shown to provide heat and moisture exchange that are comparable to normal breathing through the nose. Optimal efficiency when it comes to supplying moisture occurs almost instantly.
Andedräkten som man andas ut innehåller vatten inte endast i form av små vattendroppar och globuler utan också vatten i form av vattenånga. Det är möjligt för sådan vattenånga att passera genom filtret och att därvid går förlorad för systemet. Detta innebär att vid inandning är inte allt vatten som vederbörande har andats ut disponibel för att göras fuktig. I regel utgör detta inte ett problem. Såsom emellertid är diskuterat i den tekniska rapporten med titeln "Use of the Pall Heat and Moisture Exchange Filter (HMEF) with Cold Humidification" av Belkowski och Brandwein hos Pall Corporation, publicerad år 1992 såsom Pall Technical Publi- cation PCCl92lOM, kan ett litet antal långtidsventilatorspatienter eventuellt kräva större tillförd mängd fukt än vad ett värme- och fuktväxlingsfilter av den tredje kategorin kan tillhandahålla. Den tekniska rapporten antyder att detta problem kan undanröjas genom att man inkluderar en befuktare i andningskretsen. Ett alternativt 510 976 4 försök att undanröja detta problem är att kombinera det hydrofoba materialet med ett hygroskopiskt material av typen som används i de första och andra kategorierna i syfte att absorbera vatten.The breath you exhale contains water not only in the form of small water droplets and globules but also water in the form of water vapor. It is possible for such water vapor to pass through the filter and thereby be lost to the system. This means that when inhaling, not all the water that the person in question has exhaled is available to be moistened. As a rule, this is not a problem. However, as discussed in the Technical Report entitled "Use of the Pall Heat and Moisture Exchange Filter (HMEF) with Cold Humidification" by Belkowski and Brandwein at Pall Corporation, published in 1992 as Pall Technical Publication PCCl92lOM, a small number of long-term ventilator patients may require a greater amount of moisture than a third category heat and moisture exchange filter can provide. The technical report suggests that this problem can be eliminated by including a humidifier in the respiratory circuit. An alternative attempt to eliminate this problem is to combine the hydrophobic material with a hygroscopic material of the type used in the first and second categories for the purpose of absorbing water.
GB-A-2167307 visar ett värme- och fuktväxlingsfilter som innefattar omväxlande hydrofoba och hydrofila brickor anordnade i ett hus, varvid de hydrofila brickorna är impregnerade med ett hygroskopiskt material. Det är sannolikt att dessa blir vatten- fyllda.GB-A-2167307 discloses a heat and moisture exchange filter comprising alternating hydrophobic and hydrophilic trays arranged in a housing, the hydrophilic trays being impregnated with a hygroscopic material. It is likely that these will be filled with water.
Enligt en första aspekt av uppfinningen åstadkommes ett värme- och fuktväxlingsfilter som innefattar ett hus med en första del för anslutning till ett förråd av gas som är avsedd att inandas och en utandningsledning samt en andra del för anslutning till en person som inandas och utandas gasen, varvid huset innehåller en skiva eller ett ark av hydrofilt medium och en skiva eller ett ark av hydrofobt filtermedium anordnat i serie i en strömningsbana mellan de första och andra delarna, varjämte det hydrofila mediet ligger närmast den första delen i nämnda strömningsbana och det hydrofoba mediet har en alkoholbubbelpunkt över 710 mm (28 tum) H20 för bort- tagning av mikroorganismer.According to a first aspect of the invention, there is provided a heat and moisture exchange filter comprising a housing having a first part for connection to a gas supply for inhalation and an exhalation line and a second part for connection to a person inhaling and exhaling the gas, the housing containing a sheet or sheet of hydrophilic medium and a sheet or sheet of hydrophobic filter medium arranged in series in a flow path between the first and second parts, the hydrophilic medium being closest to the first part of said flow path and the hydrophobic medium having an alcohol bubble point above 710 mm (28 inches) H20 to remove microorganisms.
I alla tre filterkategorierna är det väsentligt att filter- medierna inte ger upphov till ett så kraftigt tryckfall att det blir svårt att utföra inandning och utandning av luft. Detta är vanligen inte ett problem då det gäller filter i de första och andra kategorierna därför att porstorleken hos filtermedierna är tillräcklig för att inte ett tryckfall som är tillräckligt stort för att förorsaka ett problem skall uppstå. Filtren i den tredje kategorin kan emellertid vara utsatta för detta problem.In all three filter categories, it is essential that the filter media do not give rise to such a strong pressure drop that it becomes difficult to perform inhalation and exhalation of air. This is usually not a problem with filters in the first and second categories because the pore size of the filter media is sufficient so that a pressure drop large enough to cause a problem does not occur. However, the filters in the third category may be exposed to this problem.
Företrädesvis är skivorna eller arken av filtermedium veckade.Preferably, the sheets or sheets of filter medium are pleated.
Detta ger en större mediearea och minskar således tryckfallet.This gives a larger media area and thus reduces the pressure drop.
Enligt en andra aspekt av uppfinningen åstadkommes ett sätt att tillverka ett värme- och fuktväxlingsfilter innefattande att man tar ett ark eller en skiva av hydrofobt medium med en alkohol- bubbelpunkt över 710 m (28 tum) H20 och som har två mittför varandra belägna ytor, vidare tar ett ark eller en skiva av hydrofilt medium. med två mittför varandra belägna ytor samt förbinder den ena ytan på det hydrofoba mediet med den ena ytan på det hydrofila mediet.According to a second aspect of the invention there is provided a method of making a heat and moisture exchange filter comprising taking a sheet or sheet of hydrophobic medium having an alcohol bubble point above 710 m (28 inches) of H 2 O and having two opposite surfaces. further taking a sheet or sheet of hydrophilic medium. with two opposite surfaces and connects one surface of the hydrophobic medium to one surface of the hydrophilic medium.
Det följande är' en mera. detaljerad beskrivning av en del 510 976 5 utföringsformer av uppfinningen såsom exempel, varvid hänvisas till bifogade ritningar, på vilka figur 1 är en schematisk ändvy av ett värme- och fuktväxlingsfilter som är framställt av veckade filter- medier, figur 2 är en schematisk vy av en första konfiguration av ett hydrofilt medium i filtret i figur 1, figur 3 är en schematisk vy av en andra utföringsform av ett hydrofilt medium i filtret i figur 1, figur 4 är en schematisk vy av en konstgjord patient för användning vid undersökning av värme- och fuktväxlingsverknings- graden hos ett filter, figur 5 visar den konstgjorda patienten i figur 4 kopplad till en ventilator i en första konfiguration som upprättas före undersökningar, figur 6 visar den konstgjorda patienten i figur 4 ansluten till en ventilator i en andra konfiguration för undersökning av värme- och fuktväxlingsverknings- graden och figur 7 är ett schematiskt diagram över utrustning som används för att fastställa verkningsgraden hos ett filter genom aerosolbelastning. x Med hänvisning till figur 1 innefattar filtret ett ark eller en skiva 10 av hydrofobt medium veckat med ett ark eller en skiva 11 av hydrofilt material. De båda skikten kan vara separata eller sammankopplade genom att de är sammanlaminerade eller sammanfogade medelst en godtycklig bekväm metod. Medierna är inneslutna i ett hus 12 med två öppningar 13, 14 som leder till varsin motsatt sida av mediet. Såsom är visat i figurerna 1 och 6 fyller de veckade medierna huset 12, varvid vecken på den ena sidan av mediet ligger nära intill den ena öppningen 13 medan vecken på den andra sidan av mediet ligger nära intill den andra öppningen 14.The following is one more. detailed description of some embodiments of the invention by way of example, with reference to the accompanying drawings, in which Figure 1 is a schematic end view of a heat and moisture exchange filter made of pleated filter media, Figure 2 is a schematic view of a first configuration of a hydrophilic medium in the filter of Figure 1, Figure 3 is a schematic view of a second embodiment of a hydrophilic medium in the filter of Figure 1, Figure 4 is a schematic view of an artificial patient for use in examining heat. and the moisture exchange efficiency of a filter, Figure 5 shows the artificial patient in Figure 4 connected to a ventilator in a first configuration established prior to examinations, Figure 6 shows the artificial patient in Figure 4 connected to a ventilator in a second configuration for examination of the heat and humidity exchange efficiency and Figure 7 is a schematic diagram of equipment used to determine the efficiency of a filter by aerosol loading. Referring to Figure 1, the filter comprises a sheet or sheet 10 of hydrophobic medium pleated with a sheet or sheet 11 of hydrophilic material. The two layers can be separate or interconnected by being laminated together or joined together by any convenient method. The media are enclosed in a housing 12 with two openings 13, 14 leading to opposite sides of the media. As shown in Figures 1 and 6, the pleated media fill the housing 12, the folds on one side of the medium being close to one opening 13 while the folds on the other side of the medium are close to the other opening 14.
Det hydrofoba mediet 10 består företrädesvis av medelst harts sammanfogade keramiska fibrer och avlägsnar mikroorganismer genom direkt mekanisk infångning och har därvid en alkoholvätt bubbel- punkt över 710 mm (28 tum) H20. Detta har uppmätts enligt American Society of Testing Materials metod för en sådan undersökning. Det hydrofila mediet utgörs företrädesvis av ett cellulosamaterial.The hydrophobic medium 10 preferably consists of resin-joined ceramic fibers and removes microorganisms by direct mechanical capture, thereby having an alcohol-wet bubble point above 710 mm (28 inches) of H 2 O. This has been measured according to the American Society of Testing Materials method for such a study. The hydrophilic medium is preferably a cellulosic material.
Materialet bör inte avge partiklar.The material should not emit particles.
Företrädesvis har filtret ett tryckfall som är högst 3,0 cm H20 vid en luftström av 60 l/min och en aerosolbakterieborttagnings- verkningsgrad mätt enligt det nedan beskrivna aerosolbelastnings- provet lika med > 99,999%.Preferably, the filter has a pressure drop of not more than 3.0 cm H 2 O at an air flow of 60 l / min and an aerosol bacterial removal efficiency measured according to the aerosol load test described below equal to> 99.999%.
Det hydrofila mediet kan, såsom är visat i figur 2, utgöras av 510 976 6 ett kontinuerligt ark eller en kontinuerlig skiva av material. Som man ser i figur 3 skulle det emellertid kunna vara diskontinuerligt med en serie rader parallella, på avstånd från varandra anordnade slitsar belägna i mediet. Då sådana slitsar finns säkerställer de att det maximala tryckfallet över anordningen regleras av det hydrofoba mediet. Slitsarna tillåter strömning genom det hydrofila mediet om det "genomblöts" (dvs blir mättat med vatten).The hydrophilic medium may, as shown in Figure 2, be a continuous sheet or a continuous sheet of material. As can be seen in Figure 3, however, it could be discontinuous with a series of rows of parallel, spaced apart slots located in the medium. When such slots are present, they ensure that the maximum pressure drop across the device is regulated by the hydrophobic medium. The slits allow flow through the hydrophilic medium if it is "soaked" (ie saturated with water).
Anordningen används vid "patientänden" i öppna andningssystem av det slag som huvudsakligen används vid intensivvård. Dessa system utnyttjas av patienter som undergår långtidsventilering och av patienter som till följd av sitt kliniska tillstånd kräver extra fukttillförsel samtidigt som de ventileras.The device is used at the "patient end" in open breathing systems of the type mainly used in intensive care. These systems are used by patients undergoing long-term ventilation and by patients who, due to their clinical condition, require extra moisture supply while being ventilated.
Ifrågavarande system innefattar en ventilator, ett rör som ansluter ventilatorn till en öppning hos anordningen på det hydrofila mediets 11 sida, och ett rör som förbinder den andra öppningen på det hydrofoba mediets sida med patienten som andas in resp andas ut gas från ventilatorn. Ett ventilsystem finns, vilket gör det möjligt för luft som patienten andas ut att ventileras via en utandningsledning sedan nämnda luft har passerat genom anord- ningen.The system comprises a ventilator, a tube which connects the ventilator to an opening of the device on the side of the hydrophilic medium 11, and a tube which connects the second opening on the side of the hydrophobic medium to the patient inhaling and exhaling gas from the ventilator. There is a valve system, which makes it possible for air that the patient exhales to be ventilated via an exhalation line after said air has passed through the device.
Vid användning genomblöts det hydrofoba mediet 10 inte med patientvätskor, varjämte det erbjuder lågt luftströmningsmotstånd samt hög verkningsgrad då det gäller borttagning av mikroorganismer genom mekanisk infångning.In use, the hydrophobic medium 10 is not soaked with patient fluids, nor does it offer low airflow resistance as well as high efficiency in removing microorganisms by mechanical entrapment.
Det hydrofila mediet ll arbetar på följande sätt. Vatten som passerar genom det hydrofoba mediet nästan helt och hållet i form av vattenånga infångas av det hydrofila mediet tack vare dettas hydrofila karaktär. Denna fukt sprider sig därefter över hela arean hos det hydrofila mediet 11. Härigenom passerar gaser som patienten andas in först genom det hydrofila mediet ll där de tar upp denna fukt innan de tar upp ytterligare fukt från det hydrofoba mediet på normalt sätt. Detta har således fördelen att befuktningsnivåerna ökas, varigenom behovet av användning av ytterligare en befuktare undviks.The hydrophilic medium II operates in the following manner. Water that passes through the hydrophobic medium almost entirely in the form of water vapor is trapped by the hydrophilic medium due to its hydrophilic character. This moisture then spreads over the entire area of the hydrophilic medium 11. As a result, gases which the patient inhales first pass through the hydrophilic medium II where they absorb this moisture before absorbing additional moisture from the hydrophobic medium in the normal way. This thus has the advantage that the humidification levels are increased, whereby the need for the use of an additional humidifier is avoided.
Dessutom undanröjer det ytterligare ett problem med det hydrofoba mediet. Detta problem är det förhållandet att eftersom vatten inte sprids jämnt över ett hydrofobt medium kan det finnas områden hos mediet som inte är täckta av vatten. Härigenom kan man 'i I 5'10 9176 erhålla en passageväg som gaser som patienten inandas föredrar att ta genom det hydrofoba mediet, under vilken passage ringa eller ingen befuktning sker. Eftersom fukt sprids jämnt genom det hydrofila mediet erhålls kompensation för detta problem.In addition, it eliminates another problem with the hydrophobic medium. This problem is the fact that since water does not spread evenly over a hydrophobic medium, there may be areas of the medium that are not covered by water. In this way, a passageway can be obtained which gases which the patient inhales prefer to take through the hydrophobic medium, during which passage little or no humidification takes place. Since moisture is evenly distributed through the hydrophilic medium, compensation for this problem is obtained.
Potentialen för blockering av filtret medelst genomblötning av det hydrofila mediet - dvs genom att det hydrofila mediet blir mättat med vatten - undviks genom att man väljer ett cellulosa- material med lämplig porstorlek och tjocklek så att det har ett tryck som vid bubbelpunkten är tillräckligt lågt för att tillåta att överskottsvattnet går fritt under gasströmning. Exempelvis kan ett cellulosamaterial erhållas från Pall Corporation med en alkoholbubbelpunkt lika med 64 mm till 114 mm (2,5 tum till 4,5 tum) H20. Denna mäts i enlighet med metoden som är angiven av American Institute of Testing Materials.The potential for blocking the filter by soaking the hydrophilic medium - ie by saturating the hydrophilic medium with water - is avoided by selecting a cellulosic material of suitable pore size and thickness so that it has a pressure which at the bubble point is sufficiently low for to allow the excess water to flow freely during gas flow. For example, a cellulosic material can be obtained from Pall Corporation having an alcohol bubble point equal to 64 mm to 114 mm (2.5 inches to 4.5 inches) of H 2 O. This is measured according to the method specified by the American Institute of Testing Materials.
Sammankoppling av skikten, där sådan förekommer, medför att det blir lättare att vecka skikten utan att det mellan skikten bildas gap för uppsamling av vatten. Dessutom är sammanfogningen för- delaktig på så sätt att den mildrar eller hindrar genomblötning av det hydrofila skiktet 11.Interconnection of the layers, where such occurs, means that it becomes easier to soak the layers without a gap being formed between the layers for collecting water. In addition, the joining is advantageous in that it softens or prevents soaking of the hydrophilic layer 11.
Det förhållandet att medierna 10, ll fyller huset 12 minimerar det skadliga rummet i huset 12. Detta är fördelaktigt därför att det minimerar volymen av återandad gas.The fact that the media 10, 11 fills the housing 12 minimizes the harmful space in the housing 12. This is advantageous because it minimizes the volume of breathable gas.
Det följande är en, beskrivning över undersökningar av en anordning av den ovan beskrivna typen med hänvisning till rit- ningarna i jämförelse med två kommersiellt tillgängliga filter i den andra kategorin som är beskriven inledningsvis i denna beskrivning (med de respektive beteckningarna 2A och 2B), två filter i den tredje kategorin som är omnämnd i inledningen till beskrivningen (betecknade 3A resp 3B) och två filter i den tredje kategorin med tillsats av ett hygroskopiskt material för att hålla kvar fukt med (benämnda M3A och M3B).The following is a description of examinations of a device of the type described above with reference to the drawings in comparison with two commercially available filters in the second category described initially in this description (with the respective designations 2A and 2B), two filters in the third category mentioned in the introduction to the description (designated 3A and 3B respectively) and two filters in the third category with the addition of a hygroscopic material to retain moisture with (designated M3A and M3B).
Det såsom exempel tjänande filtret enligt uppfinningen var utformat på det ovan beskrivna sättet med en area av ca 640 till 650 cmz.The exemplary filter of the invention was designed in the manner described above with an area of about 640 to 650 cm 2.
Det hydrofoba mediet i det i såsom exempel tjänande filtret enligt uppfinningen bestod av på förhand blandade keramiska fibrer bundna med ett lämpligt destabiliserat harts och med en alkoholvätt bubbelpunkt över 710 mm (28 tum) H20 mätt såsom är beskrivet ovan. 510 976 8 Mängden harts uppgick till 10% i förhållande till fibrerna (vikt/vikt)). De bundna fibrerna gjordes därefter hydrofoba medelst någon av de inom den aktuella tekniken kända metoderna.The hydrophobic medium in the exemplary filter of the invention consisted of premixed ceramic fibers bonded with a suitably destabilized resin and having an alcoholic boiling point above 710 mm (28 inches) of H 2 O measured as described above. 510 976 8 The amount of resin was 10% relative to the fibers (w / w). The bonded fibers were then made hydrophobic by any of the methods known in the art.
Det hydrofila filtermediet i det såsom exempel tjänande filtret enligt uppfinningen bestod av cellulosafibrer bundna medelst ett bindemedel och med följande komposition och egenskaper: Fibrer: 100% hampa Bindemedel: viskos Tryckfall: 74 mm vattenpelare (2,9 tum vattenpelare) Draghållfasthetz 92-115 kg/m (8-10 pounds per tum) Tjocklek: 0,081 mm (3,2 tum x 10'3) Draghållfasthet vätt med olja: 103 kg/mm (8,9 pounds/tum) Draghållfasthet vätt med vatten: 44 kg/mm (3,8 pounds/tum) Brottstyrka= 3520-4400 kg/mmz (mullertest) (12-15 pounds per kvadrattum) Alla filtren undersöktes med avseende på vattenförlust, verkningsgrad vid borttagning av bakterier och verkningsgrad vid borttagning av virus med användning av de test som nu kommer att beskrivas.The hydrophilic filter medium in the exemplary filter according to the invention consisted of cellulose fibers bound by means of a binder and having the following composition and properties: Fibers: 100% hemp Binder: viscose Pressure drop: 74 mm water column (2.9 inch water column) Tensile strength 92-115 kg / m (8-10 pounds per inch) Thickness: 0.081 mm (3.2 inches x 10'3) Tensile strength wet with oil: 103 kg / mm (8.9 pounds / inch) Tensile strength wet with water: 44 kg / mm (3.8 pounds / inch) Breaking strength = 3520-4400 kg / mmz (muller test) (12-15 pounds per square inch) All filters were tested for water loss, bacterial removal efficiency and virus removal efficiency using the test which will now be described.
VATTENFÖRLUSTTEST Detta test kommer att beskrivas med hänvisning till figurerna 4 till 6.WATER LOSS TEST This test will be described with reference to Figures 4 to 6.
Den i figur 4 visade konstgjorda patienten innefattar en befuktare 20 som kan tillföra luft som utandats med en förutbestämd fukthalt och temperatur. Ett första utlopp 21 från befuktaren är anslutet till en gumilunga 22 med kapaciteten 2 liter och till ett förbindningsrör 23 via en backventil 24 som hindrar strömning från utloppet 21 till förbindningsröret 23 men tillåter strömning i motsatt riktning.The artificial patient shown in Figure 4 comprises a humidifier 20 which can supply air exhaled with a predetermined moisture content and temperature. A first outlet 21 from the humidifier is connected to a rubber lung 22 with a capacity of 2 liters and to a connecting pipe 23 via a non-return valve 24 which prevents flow from the outlet 21 to the connecting pipe 23 but allows flow in the opposite direction.
Det andra utloppet 25 från befuktaren 20 är anslutet till en T-förbindning 26 via en backventil 27 och tillåter strömning från det andra utloppet 25 till T-förbindningen 26 men hindrar strömning i motsatt riktning. T-förbindningen är ansluten till förbindnings- rörets 23 andra ände via en tredje backventil 28 som tillåter strömning från T-förbindningen 26 till förbindningsröret 23 men hindrar strömning i motsatt riktning.The second outlet 25 from the humidifier 20 is connected to a T-connection 26 via a non-return valve 27 and allows flow from the second outlet 25 to the T-connection 26 but prevents flow in the opposite direction. The T-connection is connected to the other end of the connecting pipe 23 via a third non-return valve 28 which allows flow from the T-connection 26 to the connecting pipe 23 but prevents flow in the opposite direction.
Befuktaren 20 inkluderar en temperaturregulator 29 som reglerar temperaturen hos luft som matas ut av befuktaren 20. 510 976 9 Vid användning fylls befuktaren 20 med destillerat vatten.The humidifier 20 includes a temperature regulator 29 which regulates the temperature of air discharged by the humidifier 20. In use, the humidifier 20 is filled with distilled water.
Sedan ansluts, såsom är visat i figur 5, utloppet 30 till T- förbindningen 26 till skaftet 31 på en Y-förbindning 32. Den ena grenen 33 hos Y-förbindningen ansluts via ett rör 34 till ett inlopp till en ventilator 35 medan den andra grenen 36 hos Y- förbindningen 32 ansluts medelst röret 37 till ett utlopp från Ventilatorn 35.Then, as shown in Figure 5, the outlet 30 of the T-connector 26 is connected to the shaft 31 of a Y-connector 32. One branch 33 of the Y-connector is connected via a pipe 34 to an inlet of a fan 35 while the other the branch 36 of the Y-connection 32 is connected by means of the pipe 37 to an outlet from the Fan 35.
Ventilatorn tillför andningsbara gaser i pulser vilkas volym och frekvens kan regleras. Volymen som tillförs i en godtycklig puls kallas "tidvattenvolymen" och frekvensen mäts i "andetag/- minut".The fan supplies breathable gases in pulses whose volume and frequency can be regulated. The volume applied in an arbitrary pulse is called the "tidal volume" and the frequency is measured in "breaths / minute".
Vid undersökning av verkningsgraden hos värme- och fuktväxlaren inställs ventilatorns 35 tidvattenvolym till ett känt värde, exempelvis 660 ml, varjämte frekvensen sätts till ett känt värde, exempelvis 15 andetag per minut. Varje volym av luft som matas ut av Ventilatorn 35 passerar längs röret 37 till T-förbindningen 26.When examining the efficiency of the heat and moisture exchanger, the tidal volume of the fan 35 is set to a known value, for example 660 ml, and the frequency is set to a known value, for example 15 breaths per minute. Each volume of air discharged by the Fan 35 passes along the pipe 37 to the T-joint 26.
Till följd av backventilerna 24, 27, 28 passerar denna gas kring förbindningsröret 23 och in i gumilungan 22 som utvidgar sig och därvid mottar luften. När luftpulsen upphör, avger gummilungan 22 luft som, såsom följd av backventilen, passerar genom befuktaren 20 och utträder via det andra utloppet 25 och T-förbindningen 26 samt återförs till ventilatorns 35 inlopp via röret 34.As a result of the non-return valves 24, 27, 28, this gas passes around the connecting pipe 23 and into the rubber lung 22 which expands and thereby receives the air. When the air pulse ceases, the rubber lung 22 emits air which, as a result of the non-return valve, passes through the humidifier 20 and exits via the second outlet 25 and the T-connection 26 and is returned to the inlet of the fan 35 via the tube 34.
T-förbindningen 26 är isolerad för att kondensat skall hindras från att bildas.The T-joint 26 is insulated to prevent condensate from forming.
Systemet får löpa i 30 minuter så att det kan värmas upp med temperaturen hos den konstgjorda patienten satt till 30%! eller 34%2. Efter 30 ndnuter frånslås Ventilatorn 35 och temperatur- regulatorn 39 för den konstgjorda patienten.The system is allowed to run for 30 minutes so that it can be heated with the temperature of the artificial patient set to 30%! or 34% 2. After 30 minutes, the fan 35 and the temperature controller 39 for the artificial patient are turned off.
Därpå tas röret 34 bort från den första grenen 33 hos Y- förbindningen 32 och ersätts med ett rör som har en ledning i ett hus 38 som innehåller 100 g torkmedel. Huset 38 blir således förbundet med den första grenen 33 hos Y-förbindningen 32 och med inloppet till Ventilatorn 35.The tube 34 is then removed from the first branch 33 of the Y-joint 32 and replaced with a tube having a conduit in a housing 38 containing 100 g of desiccant. The housing 38 is thus connected to the first branch 33 of the Y-connection 32 and to the inlet of the Fan 35.
Dessutom införs värme- och fuktväxlingsfiltret 39 som skall undersökas i röret mellan utloppet 30 och skaftet 31 hos Y- förbindningen 32.In addition, the heat and moisture exchange filter 39 to be examined is inserted into the tube between the outlet 30 and the shaft 31 of the Y-connection 32.
Sedan vägs den konstgjorda patienten, varjämte komponenterna mellan T-förbindningen 26 och Ventilatorn vägs. Detta inkluderar 510 976, 10 huset 38 och dess innehåll samt filtret 39. Vikterna registreras på en decimal när.Then the artificial patient is weighed, and the components between the T-joint 26 and the Ventilator are weighed. This includes 510 976, the housing 38 and its contents as well as the filter 39. The weights are recorded to a decimal when.
Ventilatorerna 35 och den konstgjorda patienten tillslås därefter och körs i en timme. Om omgivningsluften inte är tempera- turreglerad under denna tid noteras temperaturen hos utandnings- ledningen (dvs temperaturen i slangen 37) med regelbundna inter- vall. Den bör uppgå till ca 20°C och bör inte överskrida 23°C. Om temperaturen stiger över 23¶2 bör is eller avkylt vatten packas omkring slangen för att sänka temperaturen.The fans 35 and the artificial patient are then turned on and run for one hour. If the ambient air is not temperature controlled during this time, the temperature of the exhalation line (ie the temperature in the hose 37) is noted at regular intervals. It should amount to about 20 ° C and should not exceed 23 ° C. If the temperature rises above 23¶2, ice or cooled water should be packed around the hose to lower the temperature.
Efter en timme frånslås ventilatorn 35 och temperaturregulatorn 29. De vägda posterna enligt ovan vägs på nytt, och deras vikter registreras på en decimal när.After one hour, the fan 35 and the temperature controller 29 are switched off and the weighted items as above are weighed again, and their weights are recorded to one decimal place.
Vattenförlusten beräknas därpå med användning av följande formel: G = TV~f~t 1000 där G gasströmningen i liter per minut, TV = tidvattenvolymen i milliliter,, f = frekvensen i andetag per minut, t = tiden för testet i minuter.The water loss is then calculated using the following formula: G = TV ~ f ~ t 1000 where G the gas flow in liters per minute, TV = the tidal volume in milliliters, f = the frequency in breaths per minute, t = the time of the test in minutes.
Dessutom beräknas den procentuella arean hos kretsen i formeln 100- (Wi - wf) E: Wl där E = verkningsgraden, Wi = testkretsens vikt i gram före testet, Wf = testkretsens vikt i gram efter testet, W1 = viktförlusten hos den konstgjorda patienten i gram.In addition, the percentage area of the circuit is calculated in the formula 100- (Wi - wf) E: W1 where E = efficiency, Wi = weight of the test circuit in grams before the test, Wf = weight of the test circuit in grams after the test, W1 = weight loss of the artificial patient in gram.
Detta värde bör inte överskrida 10%, och om det skulle överskrida 10% är experimentet ogiltigt och bör göras om.This value should not exceed 10%, and if it should exceed 10%, the experiment is invalid and should be repeated.
Slutligen beräknas patientens vattenförlust ur följande formel: W _ 1 PL - G där PL = patientens vattenförlust i milligram vatten per liter luft, och Wl och G har de innebörder som har angivits ovan.Finally, the patient's water loss is calculated from the following formula: W _ 1 PL - G where PL = the patient's water loss in milligrams of water per liter of air, and W1 and G have the meanings given above.
AEROSOLBELASTNINGSPROV Utrustningen innefattar en nebulisator 50 av typen som säljs av Devilbiss såsom Model 40. Inloppet till nebulisatorn är anslutet via filtret 51 och en reglerventil 52 till omgivningsluften.AEROSOL LOAD TEST The equipment includes a nebulizer 50 of the type sold by Devilbiss as Model 40. The inlet to the nebulizer is connected via the filter 51 and a control valve 52 to the ambient air.
Utloppet från nebulisatorn 50 är anslutet till inloppet till testfiltret 53 via en slang 54. Röret mottar också luft från ett andra inlopp via en luftströmningsmätare 55, en reglerventil 56 och n 51Û 976 ett skyddsfilter 57.The outlet of the nebulizer 50 is connected to the inlet of the test filter 53 via a hose 54. The pipe also receives air from a second inlet via an air flow meter 55, a control valve 56 and a protective filter 57.
Utloppet till testfiltret 53 är anslutet till en vakuumkälla (inte visad) via ett skyddsfilter 58 och en vakuumätare 59.The outlet of the test filter 53 is connected to a vacuum source (not shown) via a protective filter 58 and a vacuum meter 59.
Utloppet är också anslutet till en samplare 60 för vätskeanslag- ning, vilken samplare har ett ventilreglerat utlopp 61.The outlet is also connected to a sampler 60 for liquid application, which sampler has a valve-regulated outlet 61.
Vid användning är det första steget att framställa en bakterie- suspension. Detta uppnås genom att man sprutar in 100 ml trypton- sojabuljong i en enda koloni från en tryptonsojaagargradient. Denna kultur inkuberas över natten i ett vibrerande vattenbad vid 30t2°C för att säkerställa optimal tillväxt.In use, the first step is to prepare a bacterial suspension. This is achieved by injecting 100 ml of tryptone soy broth into a single colony from a tryptone soy agar gradient. This culture is incubated overnight in a vibrating water bath at 30 ° C to ensure optimal growth.
Sedan centrifugeras två 5 ml-alikvoter av den övernattståndna kulturen (vid ca 2300 g under 10 minuter). Det övre skiktet kasseras, och ifrågavarande cellpellets suspenderas på nytt i 3 ml sterilt vatten. De tvättade cellerna uppsamlas därefter genom omcentrifugering vid ca 2300 g under 10 ndnuter. De tvättade ifrågavarande cellpellets suspenderas därefter på nytt i till- räckligt sterilt vatten för att en cellsuspension av ca 1 x 108 bakterier per milliliter skall erhållas.Then centrifuge two 5 ml aliquots of the overnight culture (at about 2300 g for 10 minutes). The upper layer is discarded, and the cell pellets are resuspended in 3 ml of sterile water. The washed cells are then collected by centrifugation at about 2300 g for 10 minutes. The washed cell pellets are then resuspended in sufficient sterile water to obtain a cell suspension of about 1 x 108 bacteria per milliliter.
Ett gramprov iordningsställs därefter. Preparatet undersöks med ett kompoundmikroskop försett med en kalibrerad ockularmikrometer sann. ett oljenedsänkningsobjektiv U: 100). Flera ndkroskopfält iakttas med avseende~på organismstorlek och cellanordningssätt.A gram sample is then prepared. The specimen is examined with a compound microscope equipped with a calibrated ocular micrometer true. an oil immersion objective U: 100). Several ndroscope fields are observed with respect to organism size and cell arrangement.
Pseudomonas diminuta bör vara gramnegativa, små stångformade organismer med en storlek av ca 0,3 - 0,4 pm gånger 0,6 - 1,0 pm, vilka uppträder i första hand som enkelceller.Pseudomonas diminuta should be gram-negative, small rod-shaped organisms with a size of about 0.3 - 0.4 μm times 0.6 - 1.0 μm, which appear primarily as single cells.
Därefter validiseras utrustningen med avseende på strömnings- takt. I denna validisering avlägsnas testfiltret 53 och ersätts med en strömningsmätare (inte visad). Nebulisatorn 50 fylls med 5 nd sterilt vatten och anslagssamplaren 60 med 20 ml sterilt vatten.Thereafter, the equipment is validated with respect to flow rate. In this validation, the test filter 53 is removed and replaced with a flow meter (not shown). The nebulizer 50 is filled with 5 nd of sterile water and the impact sampler 60 with 20 ml of sterile water.
Reglerventilen 52 för nebulisatorn 50 stängs, och reglerventilen 56 för luftströmningsmätaren 55 öppnas, vakuum appliceras, och luft sugs in i utrustningen under 30 sekunder. Vid ett vakuum av 0,5 bar eller större bör luftströmningen vara 28 1/min, vilken regleras av den kritiska öppningen hos anslagssamplaren 60.The control valve 52 for the nebulizer 50 is closed, and the control valve 56 for the air flow meter 55 is opened, a vacuum is applied, and air is sucked into the equipment for 30 seconds. At a vacuum of 0.5 bar or greater, the air flow should be 28 l / min, which is regulated by the critical opening of the stop sampler 60.
Nebulisatorn 50 aktiveras därefter genom att den korrespon- derande reglerventilen 52 öppnas helt och hållet. Samtidigt stängs reglerventilen 56 för luftströmningsmätaren 55 partiellt så att man erhåller en luftström av 28 l/min genom apparaturen. Strömnings- 510 976 12 takten i luftströmningsmätaren 55 genom den korresponderande regleringen av ventilen 56 noteras. Apparaturen körs i 20 minuter för att säkerställa att luftströmningen 28 l/min upprätthålls.The nebulizer 50 is then activated by fully opening the corresponding control valve 52. At the same time, the control valve 56 of the air flow meter 55 is partially closed so as to obtain an air flow of 28 l / min through the apparatus. The flow rate of the air flow meter 55 through the corresponding control of the valve 56 is noted. The apparatus is run for 20 minutes to ensure that the air flow 28 l / min is maintained.
Utrustningen validiseras därefter med avseende på återvinning av pseudomonas diminuta. För att detta skall ske avlägsnas testfiltret 53 i figur 7 och ersätts med en sexstegs Anderson- samplare. Petri-skålen av glas som tillhör samplaren fylls med tryptonsojaagar i varje steg. Luften som skall samplas inträder i inloppet till samplaren och löper i kaskader genom de på varandra följande öppningsstegen med allt högre öppningshastigheter från steget l till steget 6. Successivt mindre partiklar slår från början an mot agaruppsamlingsytorna hos varje steg.The equipment is then validated for the recovery of pseudomonas diminuta. To do this, the test filter 53 in Figure 7 is removed and replaced with a six-stage Anderson sampler. The glass petri dish belonging to the sampler is filled with tryptone soy agar in each step. The air to be sampled enters the inlet to the sampler and cascades through the successive opening steps with increasing opening velocities from step 1 to step 6. Gradually smaller particles strike the agar collecting surfaces of each step from the beginning.
Därefter utsätts 1 ml av suspensionen av ca l x 108/ml pseudomonas diminuta för utspädning till 1 x 104/ml med användning av sterilt vatten. Nebulisatorn 50 fylls med 5 ml av denna suspen- sion. á Med reglerventilen 56 öppen och reglerventilen 52 stängd appliceras vakuum på utrustningen, varvid luft sugs in i ut- rustningen under 30 sekunder. Vid ett vakuum av 0,5 bar eller större blir luftströmningen 28 1/min reglerad av anslagnings- samplarens kritiska öppning.Thereafter, 1 ml of the suspension of about 1 x 108 / ml pseudomonas diminuta is diluted to 1 x 104 / ml using sterile water. The nebulizer 50 is filled with 5 ml of this suspension. á With the control valve 56 open and the control valve 52 closed, a vacuum is applied to the equipment, whereby air is sucked into the equipment for 30 seconds. At a vacuum of 0.5 bar or greater, the air flow 28 1 / min is regulated by the critical opening of the impact sampler.
Därefter aktiveras nebulisatorn 50 genom att den korrespon- derande reglerventilen öppnas helt och hållet. Samtidigt stängs reglerventilen 56 partiellt till den förutbestämda nivån, vilket konstateras genom validiseringstestet för strömningstakten.Thereafter, the nebulizer 50 is activated by fully opening the corresponding control valve. At the same time, the control valve 56 is partially closed to the predetermined level, as determined by the validation test for the flow rate.
Härigenom erhålls ersättningsluft, varvid luftströmmen upprätthålls vid 28 l/min genom apparaturen. Efter en testtid av 15 minuter stängs ventilen 52 och öppnas ventilen 56 helt och hållet. Efter ytterligare 30 sekunder för att all aerosol skall föras ut ur systemet frånslås vakuumkällan.In this way, replacement air is obtained, whereby the air flow is maintained at 28 l / min through the apparatus. After a test time of 15 minutes, the valve 52 is closed and the valve 56 is opened completely. After a further 30 seconds for all aerosol to be taken out of the system, the vacuum source is switched off.
Agaruppsamlingsplattorna tas därefter bort från Anderson- samplaren och inkuberas vid 30t2°C. Kolonibildningsenheterna (cfu) räknas efter 24 timmar och 48 timar.The agar collection plates are then removed from the Anderson sampler and incubated at 30 ° C. The colony formation units (cfu) are counted after 24 hours and 48 hours.
Utrustningen validiseras om pseudomonas diminuta återvinns hos Anderson-samplaren i stegen 6 eller 5. Detta bekräftar att utrustningen håller på att framställa enkelspridningsorganismer.The equipment is validated if pseudomonas diminuta is recovered from the Anderson sampler in steps 6 or 5. This confirms that the equipment is producing single-spreading organisms.
Efter dessa validiseringstester används utrustningen för att undersöka verkningsgraden hos filtret på följande sätt. 13 510 976 Ett testfilter 53 införs i utrustningen såsom är visat i figur 7. 20 ml sterilt vatten placeras i vätskesamplaren 60 och nebulisa- torn fylls med 5 ml av suspensionen på ca 1 x 108 ml pgggdgmgggg diminuta.After these validation tests, the equipment is used to examine the efficiency of the filter in the following way. 13 510 976 A test filter 53 is inserted into the equipment as shown in Figure 7. 20 ml of sterile water is placed in the liquid sampler 60 and the nebulizer is filled with 5 ml of the suspension of about 1 x 108 ml pgggdgmgggg diminuta.
Därnäst öppnas reglerventilen 56 och stängs reglerventilen 52.Next, the control valve 56 is opened and the control valve 52 is closed.
Vakuum appliceras på utrustningen och luft sugs in i apparaturen under 30 sekunder. Vid ett vakuum av 0,5 bar eller större kommer luftströmmen att uppgå till 28 l/min reglerat av den kritiska öppningen hos vätskesamplaren 60. Sedan aktiveras nebulisatorn 50 genom att den korresponderande reglerventilen 52 öppnas helt och hållet och reglerventilen 56 stängs delvis till nivån som bestäms av validiseringstestet så att man erhåller en luftström av 28 l/min.Vacuum is applied to the equipment and air is sucked into the apparatus for 30 seconds. At a vacuum of 0.5 bar or greater, the air flow will amount to 28 l / min controlled by the critical opening of the liquid sampler 60. Then the nebulizer 50 is activated by fully opening the corresponding control valve 52 and closing the control valve 56 partially to the level determined by the validation test so that an air flow of 28 l / min is obtained.
Efter en testtid av 15 minuter stängs ventilen 52 och öppnas ventilen 56 helt och hållet. Efter ytterligare 30 sekunder för att avlägsna all aerosol ur systemet kopplas vakuumet bort.After a test time of 15 minutes, the valve 52 is closed and the valve 56 is opened completely. After a further 30 seconds to remove all aerosol from the system, the vacuum is switched off.
Vätskan som finns kvar i nebulisatorn 50 sugs därpå ut under användning av en spruta på 5 ml och nål. Volymen som återstår mäts med användning av en glasmätcylinder på 10 ml, och volymen späds ut i serie tiofaldigt med vatten sju gånger. Utspädningar som innehåller ca 102 bakterier per ml filtreras därefter genom en 0,2 pm analysmembran med _användning av sterila filter. Analys- membranerna placeras därefter på tryptonsojaagarplattor som inkuberas vid 30t2°C. Cfu räknas efter 24 och 48 timmar, och antalet kolonier registreras på membraner som visar 20 till 200 kolonier. Nebulisatorbelastningstitern beräknas därefter.The liquid remaining in the nebulizer 50 is then aspirated using a 5 ml syringe and needle. The remaining volume is measured using a 10 ml glass measuring cylinder, and the volume is diluted in series tenfold with water seven times. Dilutions containing about 102 bacteria per ml are then filtered through a 0.2 μm assay membrane using sterile filters. The assay membranes are then placed on tryptone soy agar plates incubated at 30 ° C. Cfu are counted after 24 and 48 hours, and the number of colonies is recorded on membranes showing 20 to 200 colonies. The nebulizer load titer is then calculated.
Vätskan i anslagningssamplaren tas därefter också bort. Vätskan mäts med användning av en glasmätcylinder på 20 ml, och denna volym utspäds tiofaldigt i serie i sterilt 'vatten tre gånger. Den återstående lösningen och de resulterande utspädningarna filtreras genom en 0,2 pm analysmembran med användning av ett sterilt filter.The liquid in the impact sampler is then also removed. The liquid is measured using a 20 ml glass measuring cylinder, and this volume is diluted tenfold in series in sterile water three times. The remaining solution and the resulting dilutions are filtered through a 0.2 μm assay membrane using a sterile filter.
Analysmembranerna placeras på tryptonsojaagarplattor, och öppningen hos anslagningssampeln kontrolleras för att säkerställa att den inte är tilltäppt.The assay membranes are placed on tryptone soy agar plates, and the opening of the impact sample is checked to ensure that it is not clogged.
Agarplattorna inkuberas därefter vid 30t2°C. Cfu räknas efter 24 och 48 timmar, och antalet kolonier på membraner som visar 20 till 200 kolonier registreras, varjämte antalet bakterier som återvinns nedströms från filtret beräknas. Utrustningens verknings- 510 976 14 grad beräknas ur formeln: B x 100 R = t e Tf°Vn där Re = riggverkningsgraden i procent, Bt = det totala antalet återvunna bakterier, Tf = den slutgiltiga nebuliserade titern i cfu/ml, Vn = den nebuliserade volymen.The agar plates are then incubated at 30 ° C. Cfu are counted after 24 and 48 hours, and the number of colonies on membranes showing 20 to 200 colonies is recorded, and the number of bacteria recovered downstream of the filter is calculated. The efficiency of the equipment is calculated from the formula: B x 100 R = te Tf ° Vn where Re = rig efficiency in percent, Bt = the total number of recovered bacteria, Tf = the final nebulized titer in cfu / ml, Vn = the nebulized volumes.
Filtrets bakteriebelastning beräknas därefter ur formeln: C = Vn°Re°nt där C = den totala belastningen, Vn och R har de ovan angivna innebörderna, och Nt är nebulisatorbelastningstitern i cfu/ml.The bacterial load of the filter is then calculated from the formula: C = Vn ° Re ° nt where C = the total load, Vn and R have the meanings given above, and Nt is the nebulizer load titer in cfu / ml.
Således beräknas reduktionen i den filtrerade titern ur formeln: där TR = reduktionen i filtrets titer och C och Bt har de ovan angivna innebörderna.Thus, the reduction in the filtered titer is calculated from the formula: where TR = the reduction in the titer of the filter and C and Bt have the meanings given above.
Härur kan filterverkningsgraden i procent beräknas med hjälp av formeln: Filterverkningsgrad = 1 - x 100 1 TR Vattenförlusten mättes på sätt som beskrivits ovan. Tidvatten- volymen var 660 ml, andningstakten 15 andetag per minut, och den konstgjorda patientens utandningstemperatur 32°C.From this, the filter efficiency in percent can be calculated using the formula: Filter efficiency = 1 - x 100 1 TR The water loss was measured in the manner described above. The tidal volume was 660 ml, the respiration rate 15 breaths per minute, and the artificial patient's exhalation temperature 32 ° C.
Verkningsgraden vid borttagning av bakterier undersöktes medelst aerosolbelastningsprovet som har beskrivits ovan, med pseudomonas diminuta. Verkningsgraden för borttagning av virus undersöktes medelst ett aerosolbelastningsprov av det ovan beskrivna slaget med M52-bakteriofag.The efficiency of bacterial removal was examined by the aerosol loading test described above, with pseudomonas diminuta. The efficiency of virus removal was examined by means of an aerosol loading test of the type described above with M52 bacteriophage.
Resultaten av detta test är givna i tabell 1. 510 976 15 TABELL 1 FILTERTYP VATTENFÖRLUST BORTTAGNINGSVERKNINGSGRAD mg/1 BAKTERIER ( %) vIRUs ( %) 2A 10,1 99,9976 99,999 2B 5,3 99,91 ingen uppgift 3A 8,9 99,9992 (lcrav) 99,999 3B 10,4 99,999 99,999 M3A 4,2 99,95 99,1 M3B 7,0 99,981 ingen qpgift Uppfinningen 8,4i0,4(n=18) 99.999 99.999 Man ser att den andra kategorin filter hade antingen hög vattenförlust med en förhållandevis hög borttagningsverkningsgrad (2A) eller en mycket mindre vattenförlust men en motsvarande minskning i borttagningsverkningsgrad (283 (jämför den av Lloyd och Roe föreslagna verkningsgraden 99,9977% såsom minimivärdet för klinisk användning) . Den tredje kategorin filter hade mycket högre borttagningsverkningsgrader men förhållandevis höga vatten- förluster. De modifierade filtren i den tredje kategorin hade mycket lägre vattenförluster tack vare närvaro av det hygroskopiska materialet men hade jämförelsevis lägre borttagningsverknings- grader. I motsats till detta hade filtret som har beskrivits ovan i anslutning till ritningarna en hög borttagningsverkningsgrad och förhållandevis små vattenförluster (mindre än 8,5mg/l) .The results of this test are given in Table 1. 510 976 TABLE 1 FILTER TYPE WATER LOSS REMOVAL EFFICIENCY mg / 1 BACTERIA (%) VIRUSES (%) 2A 10.1 99.9976 99.999 2B 5.3 99.91 no information 3A 8.9 99.9992 (lcrav) 99.999 3B 10.4 99.999 99.999 M3A 4.2 99.95 99.1 M3B 7.0 99.981 no information The invention 8.4i0.4 (n = 18) 99.999 99.999 It can be seen that the second category of filters had either high water loss with a relatively high removal efficiency (2A) or a much smaller water loss but a corresponding reduction in removal efficiency (283 (compare the efficiency proposed by Lloyd and Roe 99.9977% as the minimum value for clinical use). much higher removal efficiencies but relatively high water losses.The modified filters in the third category had much lower water losses due to the presence of the hygroscopic material but had comparatively lower removal efficiencies.In contrast to this a, the filter described above in connection with the drawings had a high removal efficiency and relatively small water losses (less than 8.5 mg / l).
Filtret som är beskrivet ovan med hänvisning till figur 1 och som har testresultaten som är givna i tabell l ingick också i en ventilator i en klinisk undersökning och jämfördes med det kommersiellt tillgängliga filtret 3A i tabell 2. Filtren under- söktes under två betingelser (A och B), och vattenförlusten baserad på användningstiden 24 timmar är given i tabell 2. Under be- tingelsen A uppgick tidvattenvolymen till 480 ml vid 15 andetag per minut och utandningstemperaturen 32.4 i' l,0°C. Under betingelsen B uppgick tidvattenvolymen till 780 ml vid 15 andetag per minut och utandningstemperaturen till 33,2 i l,0°C. 510 976 16 TABELL 2 FILTERTYP vATTENFöRLUsT (mgmZm/lluft) BETINGELSE A B 3A 7,2:1,1(n=12) 12,1:1,2(n=12) UPPFINNINGEN 5,3:1,0(n=12) 8,8:1,2(r,=12) Man ser att under båda driftbetingelserna har filtret som har beskrivits ovan med hänvisning till ritningarna mycket reducerad vattenförlust.The filter described above with reference to Figure 1 and having the test results given in Table 1 was also included in a ventilator in a clinical study and was compared with the commercially available filter 3A in Table 2. The filters were tested under two conditions (A and B), and the water loss based on the 24 hour use time is given in Table 2. Under condition A, the tidal volume was 480 ml at 15 breaths per minute and the exhalation temperature was 32.4 at 1.0 ° C. Under condition B, the tidal volume was 780 ml at 15 breaths per minute and the exhalation temperature was 33.2 at 1.0 ° C. 510 976 16 TABLE 2 FILTER TYPE WATER LOOSE (mgmZm / air) CONDITION AB 3A 7.2: 1.1 (n = 12) 12.1: 1.2 (n = 12) INVENTION 5.3: 1.0 (n = 12) 8.8: 1.2 (r, = 12) It can be seen that under both operating conditions the filter described above with reference to the drawings has greatly reduced water loss.
Denna .reducerade 'vattenförlust upprätthålls inon1 ett stort intervall av driftbetingelser. Tabell 3 nedan visar vattenförlusten som uppträder vid de specificerade olika driftbetingelserna hos ventilatorn. Man ser att inom ett stort~intervall av ytterst små volymer (tidvattenvolym x frekvens) från?7,2 l/min till 12 l/min varierar vattenförlusten inte särskilt mycket (7 mg/l till 10 mg/l) vid en konstant temperatur (32°C).This "reduced" water loss is maintained within a wide range of operating conditions. Table 3 below shows the water loss that occurs at the specified different operating conditions of the fan. It can be seen that within a large range of extremely small volumes (tidal volume x frequency) from? 7.2 l / min to 12 l / min, the water loss does not vary very much (7 mg / l to 10 mg / l) at a constant temperature. (32 ° C).
De ovannämnda utgör exempel med användning av specifika medier.The above are examples using specific media.
Det torde emellertid inses att andra lämpliga hydrofoba och hydrofila medier kan användas i filter av den ovan beskrivna typen.However, it will be appreciated that other suitable hydrophobic and hydrophilic media may be used in filters of the type described above.
Ehuru de ovan givna exemplen avser medicinsk användning kan kombinationen av hydrofila och hydrofoba medier utnyttjas i andra system där luft som man andas in resp andas ut filtrerats och att ett problem uppstår, vilket kräver användning av ett filter som håller kvar värme och fukt. Exempelvis tillförs luften i en flygplanskabin genom ett filter, och denna luft kanske inte har lämplig temperatur och fuktighet. Genom att man använder ett filer av den ovan beskrivna typen kan man till en flygplanskabin tillhandahålla luft som har den erforderliga temperaturen och fukthalten. 510 976 17 Qui âní .qui .muí S75 .TE m°.oH m_°»m_> m.°»«_m æ.°»@_æ «_°»«_@ ~.°»H.@ .»«=H~^o~=.@ev »m=HHmw=w»»m> m.m m_@ o.°H Q_~H ,@_m ~_> =fls\~ a>Ho>fis«a«z wm om Nm Nm Nm Nm o.. Hsvmuwmämß mfi m." om mfi md mH Éåøv mcwkfxwum oww oww ooofi ooæ oøw oww AHEV s>Ho>=wppw>ufia .H m .HQWQGBAlthough the examples given above relate to medical use, the combination of hydrophilic and hydrophobic media can be used in other systems where air that is inhaled or exhaled is filtered and a problem arises, which requires the use of a filter that retains heat and moisture. For example, the air in an aircraft cabin is supplied through a filter, and this air may not have the appropriate temperature and humidity. By using a file of the type described above, it is possible to provide an aircraft cabin with air which has the required temperature and moisture content. 510 976 17 Qui âní .qui .muí S75 .TE m ° .oH m_ ° »m_> m. °» «_ m æ. °» @_ æ «_ °» «_ @ ~. °» H. @. »« = H ~ ^ o ~ =. @ Ev »m = HHmw = w» »m> mm m_ @ o. ° H Q_ ~ H, @ _ m ~ _> = fl s \ ~ a> Ho> fi s« a «z wm om Nm Nm Nm Nm o .. Hsvmuwmämß m fi m. "om m fi md mH Éåøv mcwkfxwum oww oww ooo oo ooæ oøw oww AHEV s> Ho> = wppw> u fi a .H m .HQWQGB
Claims (19)
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB929212399A GB9212399D0 (en) | 1992-06-11 | 1992-06-11 | Heat and moisture exchanging filters |
Publications (4)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| SE9301970D0 SE9301970D0 (en) | 1993-06-09 |
| SE9301970L SE9301970L (en) | 1993-12-12 |
| SE510976C2 true SE510976C2 (en) | 1999-07-19 |
| SE510976C3 SE510976C3 (en) | 1999-08-30 |
Family
ID=10716927
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SE9301970A SE510976C3 (en) | 1992-06-11 | 1993-06-09 | Heat and moisture exchange filters as well as breathing circuit containing this filter as well as made to manufacture the filter |
Country Status (16)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0663141A (en) |
| AT (1) | AT403657B (en) |
| AU (1) | AU667538B2 (en) |
| CA (1) | CA2098132C (en) |
| CH (1) | CH687297A5 (en) |
| DE (1) | DE4319458B4 (en) |
| DK (1) | DK174117B1 (en) |
| ES (1) | ES2074002B1 (en) |
| FI (1) | FI110236B (en) |
| FR (2) | FR2692153A1 (en) |
| GB (2) | GB9212399D0 (en) |
| GR (1) | GR930100236A (en) |
| IT (1) | IT1260845B (en) |
| NL (1) | NL194750C (en) |
| NO (1) | NO302861B1 (en) |
| SE (1) | SE510976C3 (en) |
Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| BE1009575A3 (en) * | 1995-08-28 | 1997-05-06 | Anthony Jean M | UNIT TO HEAT AND MOISTURE LOSS TO BEAR IN A DEVICE THAT AIR TO PATIENTS administers or refund. |
| US5575279A (en) * | 1996-01-02 | 1996-11-19 | Emergency Filtration Products, Inc. | Dual-filtered rotary isolation valve for resusciation |
| GB9704241D0 (en) * | 1997-02-28 | 1997-04-16 | Smiths Industries Plc | Gas-treatment devices |
| WO1999003525A1 (en) | 1997-07-16 | 1999-01-28 | Pall Corporation | Breathing filter |
| FR2770137B1 (en) * | 1997-10-27 | 2000-01-28 | Georges Boussignac | RESPIRATORY ASSISTANCE DEVICE |
| NL1007699C2 (en) * | 1997-12-04 | 1999-06-09 | Medisize Bv | Ventilation system. |
| DE19903732B4 (en) * | 1999-01-30 | 2007-12-13 | Gottlieb Weinmann - Geräte für Medizin und Arbeitsschutz - GmbH + Co KG | Apparatus for ventilation and method for processing a respiratory gas |
| EP1068889A1 (en) | 1999-07-16 | 2001-01-17 | 3M Innovative Properties Company | High efficiency medical breathing system filter based on a filtration medium of a nonwoven web of thermoplastic resin fibers |
| DE19950717B4 (en) * | 1999-10-21 | 2004-06-24 | DRäGER AEROSPACE GMBH | oxygen mask |
| AU2002230698A1 (en) | 2000-12-01 | 2002-06-11 | Millipore Corporation | Chemical process system with multi-functional barrier filter |
| KR100436438B1 (en) * | 2001-11-06 | 2004-06-16 | 김유복 | A manufacturing method of embossing mulching vinyl containg charcoal |
| DE10238683A1 (en) | 2002-08-19 | 2004-03-11 | Rist, Max, Dr. | Device for influencing gas flows |
| US8567391B2 (en) | 2006-10-10 | 2013-10-29 | Furrex Co., Ltd. | Heat and moisture exchanger, heat and moisture exchanging device, and mask |
| JP5124570B2 (en) * | 2006-10-10 | 2013-01-23 | 株式会社ファーレックス | Patient breathing heat exchanger |
| US8079574B2 (en) | 2007-05-16 | 2011-12-20 | ZenPure Corp. | Membrane based contactor module for mass and heat transfer |
| US8236081B2 (en) | 2007-07-17 | 2012-08-07 | Teleflex Medical Incorporated | Permeable membrane water dissipation device |
| US8252081B2 (en) | 2007-07-17 | 2012-08-28 | Teleflex Medical Incorporated | Water dissipation device and method |
| US8105410B2 (en) * | 2007-07-17 | 2012-01-31 | Teleflex Medical Incorporated | Water dissipation device with capillary action |
| DE102008049177B3 (en) * | 2008-09-26 | 2010-02-04 | Dräger Medical AG & Co. KG | Device for controlling respiratory gas flow of patient, has breathing gas block with breathing gas supply duct channel and breathing gas outlet channel, cover and insert element |
| GB0919903D0 (en) * | 2009-11-13 | 2009-12-30 | Cambridge Design Res Llp | Ventilator gas humidification device |
| EP2647401A1 (en) * | 2012-04-04 | 2013-10-09 | Covidien AG | A filter of absorbing, retaining and releasing heat and/or moisture of exhaled and inhaled gas and method of forming such a filter |
| JP6388574B2 (en) | 2012-04-27 | 2018-09-12 | フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド | Usability characteristics of respiratory humidification system |
| GB2514477A (en) | 2013-04-04 | 2014-11-26 | Forderung Von Medizin Bio Und Umwelttechnologien E V Fachsektion Dresden Ges | A particle filtering material |
| BR122017019835B1 (en) | 2013-09-13 | 2023-01-24 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | HUMIDIFICATION SYSTEM AND ASSEMBLY METHOD OF A HUMIDIFICATION SYSTEM |
| WO2015119515A1 (en) | 2014-02-07 | 2015-08-13 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Respiratory humidification system |
| CN106535971B (en) | 2014-06-03 | 2020-12-04 | 费雪派克医疗保健有限公司 | Flow mixer for respiratory therapy system |
| US20170189727A1 (en) * | 2014-06-04 | 2017-07-06 | Free Air, Inc. | Systems and methods for removing ultra-fine particles from air |
| AU2017371480B2 (en) | 2016-12-07 | 2022-11-03 | Fisher And Paykel Healthcare Limited | Sensing arrangements for medical devices |
| WO2021176291A1 (en) * | 2020-03-06 | 2021-09-10 | 3M Innovative Properties Company | Counterflow energy recovery ventilator core comprising seamless pleated support media |
| US10870076B1 (en) | 2020-06-05 | 2020-12-22 | Celios Corporation | Air filtration system, air filtration device, and air filtration module for use therewith |
| US10926209B1 (en) | 2020-06-05 | 2021-02-23 | Celios Corporation | Air filtration system, air filtration device, and air filtration module for use therewith |
| US20230228665A1 (en) * | 2020-07-02 | 2023-07-20 | Philip Morris Products S.A. | Test chamber apparatus for assessing filter media |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR1261247A (en) * | 1960-03-25 | 1961-05-19 | Saint Gobain | Non-combustible filter material, especially for gas filtration |
| GB933852A (en) * | 1961-07-10 | 1963-08-14 | Fram Corp | Separator for immiscible fluids |
| JPS4936904A (en) * | 1972-08-15 | 1974-04-05 | ||
| GB1485128A (en) * | 1974-12-17 | 1977-09-08 | Marshall D | Bonded two-stage high efficiency filter |
| JPS523911Y2 (en) * | 1975-03-20 | 1977-01-27 | ||
| DE2851564A1 (en) * | 1978-11-29 | 1980-06-04 | Siemens Ag | DEVICE FOR HEATING AND HUMIDIFYING A VENTILATION GAS |
| US4360018A (en) * | 1979-12-20 | 1982-11-23 | American Hospital Supply Corporation | Anesthesia system and method of filtering respiratory gas |
| US4344999A (en) * | 1980-04-22 | 1982-08-17 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Breathable laminate |
| US4459139A (en) * | 1981-09-14 | 1984-07-10 | Gelman Sciences Inc. | Disposable filter device and liquid aspirating system incorporating same |
| JPS6068093A (en) * | 1983-09-21 | 1985-04-18 | Mitsubishi Rayon Co Ltd | Water treating system |
| SU1342514A1 (en) * | 1984-11-26 | 1987-10-07 | Всесоюзный научно-исследовательский институт горноспасательного дела | Moisture-heat-exchanger of respiratory system based on chemically bound oxygen |
| EP0246917B1 (en) * | 1986-05-23 | 1992-07-22 | W.L. Gore & Associates, Inc. | High performance gas filter |
| AU7943387A (en) * | 1986-10-16 | 1988-04-21 | Intertech Resources Inc. | Heat and moisture exchanger for respiratory gases |
| US5022394A (en) * | 1988-10-11 | 1991-06-11 | Homecare Of Dearborn | Heat and moisture exchanger device for tracheostomy patients |
| DD278501A1 (en) * | 1988-12-27 | 1990-05-09 | Medizin Labortechnik Veb K | DEVICE FOR ATTACHING AND HUMIDIFYING VENTILATION GASES |
| GB8916361D0 (en) * | 1989-07-18 | 1989-09-06 | Smiths Industries Plc | Filters |
| DE3942813A1 (en) * | 1989-12-23 | 1991-06-27 | Akzo Gmbh | LAMINATE |
-
1992
- 1992-06-11 GB GB929212399A patent/GB9212399D0/en active Pending
-
1993
- 1993-06-08 GR GR930100236A patent/GR930100236A/en unknown
- 1993-06-09 AT AT0112593A patent/AT403657B/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-09 GB GB9311889A patent/GB2267661B/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-06-09 SE SE9301970A patent/SE510976C3/en unknown
- 1993-06-10 IT ITTO930424A patent/IT1260845B/en active IP Right Grant
- 1993-06-10 FI FI932661A patent/FI110236B/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-10 NO NO932126A patent/NO302861B1/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-10 ES ES09301272A patent/ES2074002B1/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-06-10 CA CA002098132A patent/CA2098132C/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-06-11 CH CH01755/93A patent/CH687297A5/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-11 JP JP5140876A patent/JPH0663141A/en active Pending
- 1993-06-11 AU AU40184/93A patent/AU667538B2/en not_active Expired
- 1993-06-11 NL NL9301022A patent/NL194750C/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-11 DK DK199300701A patent/DK174117B1/en not_active IP Right Cessation
- 1993-06-11 FR FR9307091A patent/FR2692153A1/en active Pending
- 1993-06-11 DE DE4319458A patent/DE4319458B4/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-06-18 FR FR9707568A patent/FR2749173B1/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| SE510976C2 (en) | Heat and moisture exchange filters and breathing circuit containing this filter and method of making the filter | |
| US5603314A (en) | Aerosol filtration device and inhalation apparatus containing same | |
| US4798676A (en) | Low pressure drop bacterial filter and method | |
| US5443743A (en) | Gas plasma treated porous medium and method of separation using same | |
| US20100242961A1 (en) | Systems and methods for preventing water damage in a breathing assistance system | |
| EP0391725B1 (en) | Method for making an electrostatically charged face mask | |
| CA2130549A1 (en) | Filtering device for connection to the respiratory tract of a person and the use thereof | |
| Hedley et al. | A comparison of the filtration properties of heat and moisture exchangers | |
| US6723132B2 (en) | Artificial lung device | |
| US20030042211A1 (en) | Combined hydrophobic-hydrophilic filter for fluids | |
| CN105833403A (en) | Breathing machine capable of regulating breathing frequency automatically | |
| US20010000067A1 (en) | Combined hydrophobic-hydrophilic filter for fluids | |
| CN204619069U (en) | A kind of respirator system that can prevent mechanical ventilationassociatepneumonia pneumonia | |
| CN112423662A (en) | Method and device for acquiring breath sample of tested person | |
| GB2306346A (en) | Filtering apparatus for use in respirators | |
| JP7260307B2 (en) | Respirators and artificial respiration systems | |
| JPS638204A (en) | Oxygen enriching apparatus | |
| EP4194041A1 (en) | Medical airway device | |
| US1221246A (en) | Respirator. | |
| JPH0419163B2 (en) | ||
| JPS61101405A (en) | Oxygen enricher | |
| EP1820530B1 (en) | Humidifier and use of the humidifier | |
| Sounderraj et al. | Development and characterization of triclosan coated heat and moisture exchange filter for ventilation therapy | |
| Wilkes | Breathing filters, humidifiers and nebulizers | |
| TW202300192A (en) | Fluid mixing apparatus such as a ventilator |