SE467041B - MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR Mouth - Google Patents
MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR MouthInfo
- Publication number
- SE467041B SE467041B SE9101097A SE9101097A SE467041B SE 467041 B SE467041 B SE 467041B SE 9101097 A SE9101097 A SE 9101097A SE 9101097 A SE9101097 A SE 9101097A SE 467041 B SE467041 B SE 467041B
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- pressure
- air
- respirator
- valve
- phase
- Prior art date
Links
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 title description 9
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 title description 2
- 230000001012 protector Effects 0.000 title 1
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 12
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims description 6
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 claims description 4
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000004887 air purification Methods 0.000 claims 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 claims 1
- 101100269850 Caenorhabditis elegans mask-1 gene Proteins 0.000 description 14
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 description 4
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 239000000428 dust Substances 0.000 description 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 1
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 210000002784 stomach Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A62—LIFE-SAVING; FIRE-FIGHTING
- A62B—DEVICES, APPARATUS OR METHODS FOR LIFE-SAVING
- A62B18/00—Breathing masks or helmets, e.g. affording protection against chemical agents or for use at high altitudes or incorporating a pump or compressor for reducing the inhalation effort
- A62B18/006—Breathing masks or helmets, e.g. affording protection against chemical agents or for use at high altitudes or incorporating a pump or compressor for reducing the inhalation effort with pumps for forced ventilation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A62—LIFE-SAVING; FIRE-FIGHTING
- A62B—DEVICES, APPARATUS OR METHODS FOR LIFE-SAVING
- A62B7/00—Respiratory apparatus
- A62B7/02—Respiratory apparatus with compressed oxygen or air
- A62B7/04—Respiratory apparatus with compressed oxygen or air and lung-controlled oxygen or air valves
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Business, Economics & Management (AREA)
- Emergency Management (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Respiratory Apparatuses And Protective Means (AREA)
Description
467 041 2 Man har länge varit medveten om ovannämnda problem och har försökt att lösa dem på olika sätt, dock utan att finna en övergripande lösning. Exempelvis har man i en del konstruktioner försökt att i takt med andningen reglera luftflödet genom styrning av fläktvarvtalet. Detta funge- rar dock inte i praktiken, eftersom fläktarna man är hän- visad till har stora, snabbroterande fläkthjul, vars stora tröghetsmoment och t o m vid fullständig avstängning av fläktmotorns strömtillförsel endast medför begränsad minskning av fläktvarvtalet under den korta tid en utand- ning varar (l-3 sek) och därmed ett onödigt stort luft- flöde genom filtret. Dessutom leder även den uppnådda begränsade varvtalsreduktionen till energiförluster när varvtalet vid den påföljande inandningen åter skall ökas till utgångsvarvtalet. 467 041 2 People have long been aware of the above problems and have tried to solve them in different ways, but without finding a comprehensive solution. For example, in some constructions, attempts have been made to regulate the air flow in step with the breathing by controlling the fan speed. However, this does not work in practice, as the fans referred to have large, fast-rotating fan wheels, whose large moments of inertia and even when the fan motor's power supply is completely switched off only result in a limited reduction in the fan speed during the short time an exhalation lasts ( 1-3 sec) and thus an unnecessarily large air flow through the filter. In addition, the limited speed reduction achieved also leads to energy losses when the speed at the subsequent inhalation is to be increased again to the initial speed.
Lösningen förefaller således ligga i någon form av ventilarrangemang för styrning av luftflödet till and- ningsskyddet. De kända konstruktionerna med denna lösning lider dock fortfarande av en del brister, t ex stor bat- teriförbrukning på grund av oreglerad eller för grovt reg- lerad fläkt och stort utandningsmotstånd på grund av att en enkel backventil används i andningsskyddets luftinlopp, vilken backventil skall stängas av trycket i andningsskyd- det mot trycket fläkten i luftförsörjningen åstadkommer. Ändamålet med uppfinningen är således att åstadkomma en luftförsörjningsenhet som andningssynkroniserat stryper luftflödet till andningsskyddet vid utandning och därmed både spar filtret och reducerar utandningsmotståndet och som styr fläkten så att minimal energiåtgång uppstår.The solution thus appears to be in some form of valve arrangement for controlling the air flow to the respiratory protection. However, the known constructions with this solution still suffer from some shortcomings, such as high battery consumption due to unregulated or over-regulated fan and high exhalation resistance due to the use of a simple non-return valve in the respirator's air inlet, which non-return valve must be closed of the pressure in the respirator against the pressure the fan in the air supply produces. The object of the invention is thus to provide an air supply unit which, in a synchronized manner, restricts the air flow to the respiratory protection during exhalation and thus both saves the filter and reduces the exhalation resistance and which controls the fan so that minimal energy consumption occurs.
Detta ändamål uppnås enligt uppfinningen med hjälp av ett sätt enligt inledningen, som kännetecknas av att ett mot lufttrycket i andningsskyddet proportionellt tryck avkännes, att ventilen stängs när trycket i andningsskyd- det i början på varje utandningsfas når ett övre inställt gränsvärde, att ventilen öppnas när trycket i andnings- skyddet i slutet pà varje utandningsfas når ett undre inställt gränsvärde, att elmotorns drivspänning inställes 10 15 20 25 30 35 467 041 3 så för varje inandningsfas, att fläkten ges ett tillräck- ligt högt varvtal för att hålla trycket i andningsskyddet pà en nivà, som säkerställer att bäraren har tillgång till ett överskott på filtrerad luft under inandningsfasen, varvid denna inställning utföres så, att elmotorns driv- »spänning ökas/minskas om det avkända lägsta trycket under närmast föregående inandningsfas eller under innevarande inandningsfas understiger/överstiger ett tredje tryckvärde mellan nämnda gränsvärden.This object is achieved according to the invention by means of a method according to the preamble, which is characterized by a pressure proportional to the air pressure in the respirator, that the valve closes when the pressure in the respirator at the beginning of each exhalation phase reaches an upper set limit, that the valve opens when the pressure in the respirator at the end of each exhalation phase reaches a lower set limit value, that the operating voltage of the electric motor is set so for each inhalation phase that the fan is given a sufficiently high speed to keep the pressure in the respirator at a level which ensures that the wearer has access to an excess of filtered air during the inhalation phase, this setting being performed so that the operating voltage of the electric motor is increased / decreased if the sensed lowest pressure during the immediately preceding inhalation phase or during the current inhalation phase is less than / exceeds one third pressure value between said limit values.
Genom att enligt uppfinningen vid utandning medelst en ventil strypa luftflödet till andningsskyddet uppnås optimal filterbesparing och minimeras dessutom utandnings- motståndet.By, according to the invention, when exhaling by means of a valve, the air flow to the respiratory protection is restricted, optimal filter saving is achieved and the exhalation resistance is also minimized.
Sättet enligt uppfinningen beskrivs närmare i det följande med hjälp av på ritningen visade utföringsexempel pá luftförsörjningsenheter, som arbetar enligt nämnda sätt.The method according to the invention is described in more detail in the following with the aid of exemplary embodiments of air supply units shown in the drawing, which operate according to said method.
Fig l är en schematisk vy och visar en luftförsörj- ning med tillhörande andningsskydd.Fig. 1 is a schematic view showing an air supply with associated respiratory protection.
Fig 2 är en schematisk vy och visar en alternativ ut- föringsform av luftförsörjningen i fig l.Fig. 2 is a schematic view showing an alternative embodiment of the air supply in Fig. 1.
Fig 3 är ett diagram och visar luftvolymflödet vid andning.Fig. 3 is a diagram showing the air volume flow on respiration.
Fig 4 är ett diagram och visar tryckvariationen vid andning.Fig. 4 is a diagram showing the pressure variation during respiration.
I fig 1 visas ett andningsskydd i form av en helmask 1, vilken har en utandningsventil 2 och ett luftinlopp 3, som via en bälgslang 4 är kopplat till ett filter 5. Filt- ret 5 utgör en del av en luftförsörjning, som förutom filtret innefattar en fläkt 6, en ventil 7, en elektronisk styrenhet 8, en tryckavkänningsledning 9 och ett ej visat batteri för drivning av fläkten 6, ventilen 7 och styren- heten 8.Fig. 1 shows a respirator in the form of a full face mask 1, which has an exhalation valve 2 and an air inlet 3, which is connected via a bellows hose 4 to a filter 5. The filter 5 forms part of an air supply, which in addition to the filter comprises a fan 6, a valve 7, an electronic control unit 8, a pressure sensing line 9 and a battery (not shown) for driving the fan 6, the valve 7 and the control unit 8.
Fläkten 6_är i det visade utföringsexemplet av ra- dialtyp, skulle dock även kunna vara t ex av axialtyp, och drivs av en ej visad likströmsmotor. Fläkten suger in luft från atmosfären och matar luften fram till ventilen 7, som är en elektriskt manövrerbar spjällventil avsedd att styra 10 15 20 25 30 35 467 041 4 luftflödet till filtret 5. Spjällventilen 7 manövreras med hjälp av en stegmotor, som energisnålt och med hög preci- sion öppnar och stänger spjällventilen 7, som både i sitt öppna och sitt stängda läge är manöverbar med ringa kraft- insats tack vare att de mot spjället verkande krafterna, även vid mycket stora luftflöden, väsentligen balanserar varandra. Efter ventilen 7 når luften från fläkten 6 filt- ret 5, som är av gas-, vätske- eller stoftavskiljande typ och som renar luften innan den via bälgslangen 4 och luft- inloppet 3 når masken 1. Här konsumeras en stor del av luften av användaren innan den utandas via utandningsven- tilen 2. Mängden luft som matas in i masken liksom den takt i vilken detta sker bestäms av den elektroniska styr- enheten 8, som både styr fläktvarvtalet och spjällventi- lens 7 öppning och stängning. Styrenheten 8 innefattar en tryckgivare, som via tryckavkänningsledningen 9 avkänner trycket vid inloppet 3 till masken 1, vilket tryck är pro- portionellt mot trycket i själva masken l.The fan 6_ is in the shown exemplary embodiment of radial type, however could also be, for example, of axial type, and is driven by a direct current motor (not shown). The fan sucks in air from the atmosphere and feeds the air to the valve 7, which is an electrically operable throttle valve intended to control the air flow to the filter 5. The throttle valve 7 is operated by means of a stepper motor, which is energy efficient and high precision opens and closes the damper valve 7, which in both its open and closed position is manoeuvrable with little force input due to the fact that the forces acting against the damper, even at very large air flows, substantially balance each other. After the valve 7, the air from the fan 6 reaches the filter 5, which is of the gas, liquid or dust separating type and which purifies the air before it via the bellows hose 4 and the air inlet 3 reaches the mask 1. Here a large part of the air is consumed by the user before it is exhaled via the exhalation valve 2. The amount of air that is fed into the mask as well as the rate at which this occurs is determined by the electronic control unit 8, which controls both the fan speed and the opening and closing of the damper valve 7. The control unit 8 comprises a pressure sensor which, via the pressure sensing line 9, senses the pressure at the inlet 3 of the mask 1, which pressure is proportional to the pressure in the mask 1 itself.
I fig 2 visas en alternativ utföringsform av luft- försörjningen i fig 1, dock har fläkten 6 och filtret 5 bytt plats, vilket emellertid inte har någon betydelse för luftförsörjningens funktion. Även tryckavkänningsledningen 9 till styrenhetens 8 tryckgivare har flyttats och är nu ansluten till utloppet från fläkten 6, känner dock fort- farande av ett tryck som är proportionellt mot det i mas- ken l föreliggande trycket. Kring luftförsörjningen i fig 2 har dragits en punktstreckad linje för att betona luft- försörjningens karaktär av en enhet, som i sig integrerar allt som behövs för dess drift och t ex kan vara utformad som en låda man bär på magen. Det enda krav som ställs på masken 1 är att den skall ha ett luftinlopp 3, där bälg- slangen 4 kan anslutas, och någon form av strypning för utluften, exempelvis ett luftutlopp 2, som kan vara för- sett med en backventil, som öppnar vid ett visst övertryck i masken 1 för att släppa ut förbrukad luft. 10 15 20 25 30 35 467 041 5 Fig 3 är ett diagram som illustrerar olika i masken l vid reglering i fasta steg förekommande luftvolymer res- pektive luftvolymflöden. Den kontinuerliga kurvan visar en användares andningscykel i form av en kurva för luftvolym- flödet exempelvis vid näsan. Vid inandning betraktas detta flöde som positivt, medan det vid utandning betraktas som negativt. Integralen Il för kurvans positiva del utgör alltså ett mått på den mängd filtrerad luft som måste tillföras masken l med hjälp av fläkten 6.Fig. 2 shows an alternative embodiment of the air supply in Fig. 1, however, the fan 6 and the filter 5 have changed location, which, however, has no significance for the function of the air supply. The pressure sensing line 9 to the pressure sensor of the control unit 8 has also been moved and is now connected to the outlet from the fan 6, but still feels a pressure which is proportional to the pressure present in the mask 1. A dotted line has been drawn around the air supply in Fig. 2 to emphasize the character of the air supply of a unit, which in itself integrates everything needed for its operation and can, for example, be designed as a box carried on the stomach. The only requirement placed on the mask 1 is that it must have an air inlet 3, where the bellows hose 4 can be connected, and some form of restriction of the exhaust air, for example an air outlet 2, which can be provided with a non-return valve, which opens at a certain overpressure in the mask 1 to release spent air. 10 15 20 25 30 35 467 041 5 Fig. 3 is a diagram illustrating different air volumes occurring in the mask 1 during regulation in fixed steps and air volume flows, respectively. The continuous curve shows a user's breathing cycle in the form of a curve for the air volume flow, for example at the nose. When inhaled, this flow is considered positive, while when exhaled it is considered negative. The integral II for the positive part of the curve thus constitutes a measure of the amount of filtered air that must be supplied to the mask 1 by means of the fan 6.
Det av fläkten 6 tillförda luftvolymflödet illustre- ras av den diskontinuerliga kurvan i figuren. Som synes är det av fläkten 6 tillförda luftvolymflödet till stor del « konstant och växlar mycket snabbt vid öppning och stäng- ning av ventilen 7 mellan noll (eller nästan noll, efter- som ett visst läckage inte går att undvika) och ett flöde som med en viss marginal överstiger även det maximala luftvolymflöde användaren orsakar vid inandning. Denna marginal är avsedd att utgöra en buffert mot plötsliga förändringar i andningscykeln och är även nödvändig för att man alltid i masken 1 skall kunna upprätthålla ett visst övertryck, som är fastlagt i olika normer och avsett att hindra läckage av ofiltrerad luft in i masken 1, exem- pelvis vid maskens kanter. Marginalens storlek är beroende av fläktvarvtalet och detta i sin tur av fläktmotorns drivspänning, som vid öppning av ventilen inställes pà ett värde som bygger pà det under åtminstone en föregående in- andningsfas uppmätta trycket och bibehålls under hela in- andningsfasen. Vid stängning av ventilen reduceras driv- spänningen tillfälligt i ett fast steg, exempelvis med 50%, för att hälla ett jämnt fläktvarvtal och således begränsa fläktmotorns energiupptagning. Den pà så sätt av fläkten 6 àstadkomna luftvolymen täcker, såsom framgår av integralen I2, med bred marginal det nödvändiga luft- behovet Il. Éilterbesparingen, som àstadkommes tack vare luftförsörjningen enligt uppfinningen, uttrycks i dia- grammet med hjälp av det snedstreckade fältet I3, som pávisar den luftvolym som skulle àtgá om inte luftströmmen 10 15 20 25 30 35 467 041 6 frán fläkten 6 in i masken 1 styrdes med hjälp av ventilen 7.The air volume flow supplied by the fan 6 is illustrated by the discontinuous curve in the figure. As can be seen, the air volume flow supplied by the fan 6 is largely «constant and alternates very quickly when opening and closing the valve 7 between zero (or almost zero, since a certain leakage cannot be avoided) and a flow which with a certain margin also exceeds the maximum air volume flow the user causes when inhaling. This margin is intended to provide a buffer against sudden changes in the respiratory cycle and is also necessary in order to always be able to maintain a certain overpressure in the mask 1, which is laid down in various standards and is intended to prevent leakage of unfiltered air into the mask 1. for example at the edges of the mask. The size of the margin depends on the fan speed and this in turn on the drive voltage of the fan motor, which when opening the valve is set to a value based on the pressure measured during at least one previous inhalation phase and is maintained throughout the inhalation phase. When closing the valve, the drive voltage is temporarily reduced in a fixed step, for example by 50%, in order to maintain an even fan speed and thus limit the energy consumption of the fan motor. The air volume thus obtained by the fan 6 covers, as can be seen from the integral I2, by a wide margin the necessary air demand I1. The electricity savings achieved by the air supply according to the invention are expressed in the diagram by means of the oblique field I3, which indicates the volume of air which would be consumed if the air flow from the fan 6 into the mask 1 were not controlled. using the valve 7.
Pig 4 är ett diagram, vars tidsaxel sammanfaller med den för diagrammet i fig 3, och visar schematiskt tryck- förändringarna i masken 1 vid ovannämnda reglering i fasta steg. I diagrammet anges två trycknivåer som ligger till grund för ventilens 7 styrning, nämligen Phi, som är det gränsvärde för trycket vid vilket ventilen i luftförsörj- ningen stängs när utandningen har börjat, och P10, som ligger nàgot över atmotsfärstrycket och är det gränsvärde för trycket vid vilket ventilen i luftförsörjningen öpp- nas när utandningen närmar sig sitt slut. Pin, min, som också anges i diagrammet, är ett börvärde något över- stigande nämnda normvärden, mot vilket styrenheten 8 styr in fläktvarvtalet genom beräknad spänningsvariation.Fig. 4 is a diagram, the time axis of which coincides with that of the diagram in Fig. 3, and schematically shows the pressure changes in the mask 1 during the above-mentioned control in fixed steps. The diagram indicates two pressure levels which form the basis of the control of the valve 7, namely Phi, which is the limit value for the pressure at which the valve in the air supply closes when the exhalation has started, and P10, which is slightly above the atmospheric pressure and is the limit value for the pressure at which the valve in the air supply opens when the exhalation is nearing its end. Pin, min, which is also stated in the diagram, is a setpoint slightly in excess of the said standard values, against which the control unit 8 controls the fan speed by calculated voltage variation.
Tack vare ovannämnda sätt enligt uppfinningen att i fasta steg styra fläktvarvtalet och att manövrera ventilen säkerställs minimal energiåtgàng, eftersom fläktvarvtalet i stort sett hålls konstant under andningscykeln, och minimal filterförbrukning, eftersom flödet av luft genom filtret stryps under större delen av utandningsfasen.Thanks to the above-mentioned method according to the invention to control the fan speed in fixed steps and to operate the valve, minimal energy consumption is ensured, since the fan speed is kept substantially constant during the breathing cycle, and minimal filter consumption, since the flow of air through the filter is restricted during most of the exhalation phase.
Vid ett alternativt sätt enligt uppfinningen att styra fläktvarvtalet och ventilen utnyttjas i stället för styrningen av fläktvarvtalet i fasta steg så kallad PID- reglering.In an alternative way according to the invention to control the fan speed and the valve is used instead of the control of the fan speed in fixed steps so-called PID control.
Därvid kan elmotorns drivspänning i början pá in- andningsfasen beräknas med ledning av trycket i masken 1 och av derivatan för detta tryck, i syfte att fà en snabb respons vid tryckfall och därmed ökad säkerhet mot läckage p g a för lågt tryck, och kan i övrigt, dvs både i slutet på inandningsfasen och under utandningsfasen, beräknas med ledning av nämnda tryck och dess integral, i syfte att uppnå långsamma varvtalsförändringar och därmed både jäm- nare gång och lägre energiförbrukning. Även PID-regle- ringens proportionella del kan dock utnyttjas, antingen för att ensamt eller i kombination med nämnda derivata och/eller integral styra elmotorns drivspänning under in- och utandningsfasen.The driving voltage of the electric motor at the beginning of the inhalation phase can be calculated on the basis of the pressure in the mask 1 and the derivative of this pressure, in order to obtain a rapid response in the event of a pressure drop and thus increased safety against leakage due to low pressure. ie both at the end of the inhalation phase and during the exhalation phase, is calculated on the basis of said pressure and its integral, in order to achieve slow speed changes and thus both smoother running and lower energy consumption. However, the proportional part of the PID control can also be used, either to control the driving voltage of the electric motor alone or in combination with the said derivative and / or integral during the inhalation and exhalation phase.
W: 10 15 20 25 30 35 467 041 7 Sättet enligt uppfinningen är givetvis inte begränsat till de båda i fig 1 och 2 visade luftförsörjningsenheter- na, då dessa endast är tänkta att exemplifiera det omrâde inom vilket uppfinningen kan komma till användning. Sá- ledes skulle uppfinningen också kunna komma till använd- ning i en konstruktion, där luftförsörjningen helt eller delvis är integrerad i själva andningsskyddet. Även and- ningsskyddet, som i figurerna visas i form av en helmask, kan vara av helt annan typ och t ex vara en huva eller hjälm.W: 10 15 20 25 30 35 467 041 7 The method according to the invention is of course not limited to the two air supply units shown in Figs. 1 and 2, as these are only intended to exemplify the area in which the invention can be used. Thus, the invention could also be used in a construction where the air supply is wholly or partly integrated in the respiratory protection itself. The respiratory protection, which is shown in the figures in the form of a full face mask, can also be of a completely different type and, for example, be a hood or helmet.
Claims (7)
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9101097A SE467041B (en) | 1991-04-12 | 1991-04-12 | MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR Mouth |
| PCT/SE1992/000235 WO1992018201A1 (en) | 1991-04-12 | 1992-04-10 | Method for controlling an air supply unit for respirators |
| GB9320606A GB2271286B (en) | 1991-04-12 | 1992-04-10 | Method for controlling an air supply unit for respirators |
| DE4291092T DE4291092T1 (en) | 1991-04-12 | 1992-04-10 | Method for controlling an air supply unit for the respiratory tract |
| AU15527/92A AU650740B2 (en) | 1991-04-12 | 1992-04-10 | Method for controlling an air supply unit for respirators |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9101097A SE467041B (en) | 1991-04-12 | 1991-04-12 | MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR Mouth |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| SE9101097D0 SE9101097D0 (en) | 1991-04-12 |
| SE9101097L SE9101097L (en) | 1992-05-18 |
| SE467041B true SE467041B (en) | 1992-05-18 |
Family
ID=20382441
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SE9101097A SE467041B (en) | 1991-04-12 | 1991-04-12 | MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR Mouth |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| AU (1) | AU650740B2 (en) |
| DE (1) | DE4291092T1 (en) |
| GB (1) | GB2271286B (en) |
| SE (1) | SE467041B (en) |
| WO (1) | WO1992018201A1 (en) |
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1997010868A1 (en) * | 1995-09-18 | 1997-03-27 | Resmed Limited | Pressure control in cpap treatment or assisted respiration |
| US6006748A (en) | 1996-10-16 | 1999-12-28 | Resmed Limited | Vent valve apparatus |
| AU716135B2 (en) * | 1995-09-18 | 2000-02-17 | Resmed Limited | Pressure control in CPAP treatment or assisted respiration |
| US6029665A (en) | 1993-11-05 | 2000-02-29 | Resmed Limited | Determination of patency of airway |
| USD421298S (en) | 1998-04-23 | 2000-02-29 | Resmed Limited | Flow generator |
| US6091973A (en) | 1995-04-11 | 2000-07-18 | Resmed Limited | Monitoring the occurrence of apneic and hypopneic arousals |
| US6119723A (en) | 1997-02-14 | 2000-09-19 | Resmed Limited, | Apparatus for varying the flow area of a conduit |
| US6152129A (en) | 1996-08-14 | 2000-11-28 | Resmed Limited | Determination of leak and respiratory airflow |
| US6213119B1 (en) | 1995-10-23 | 2001-04-10 | Resmed Limited | Inspiratory duration in CPAP or assisted respiration treatment |
| US6237593B1 (en) | 1993-12-03 | 2001-05-29 | Resmed Limited | Estimation of flow and detection of breathing CPAP treatment |
| US6237592B1 (en) | 1995-07-03 | 2001-05-29 | Resmed Limited | Auto-calibration of pressure transducer offset |
| US6240921B1 (en) | 1993-12-01 | 2001-06-05 | Resmed, Ltd. | Automated stop/start control in the administration of CPAP treatment |
| US6253764B1 (en) | 1996-05-08 | 2001-07-03 | Resmed, Ltd. | Control of delivery pressure in CPAP treatment or assisted respiration |
| US6336454B1 (en) | 1997-05-16 | 2002-01-08 | Resmed Limited | Nasal ventilation as a treatment for stroke |
| US6397841B1 (en) | 1997-06-18 | 2002-06-04 | Resmed Limited | Apparatus for supplying breathable gas |
| US6532957B2 (en) | 1996-09-23 | 2003-03-18 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| US7302950B2 (en) | 1991-12-20 | 2007-12-04 | Resmed Limited | Patient interface for respiratory apparatus |
| US7320320B2 (en) | 1993-11-05 | 2008-01-22 | Resmed Limited | Determination of patency of the airway |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4080591B2 (en) | 1998-04-24 | 2008-04-23 | 株式会社群馬コイケ | Respiratory oxygen supply device |
| AU2002300021B2 (en) * | 2000-04-03 | 2004-08-12 | Safety Equipment Sweden Ab | Ventilation system for a protective suit |
| AUPQ664400A0 (en) * | 2000-04-03 | 2000-05-04 | Safety Equipment Australia Pty Ltd | Ventilation system for protective suit |
| US6796304B2 (en) | 2002-04-12 | 2004-09-28 | 3M Innovative Properties Company | Personal containment system with sealed passthrough |
| US6948191B2 (en) | 2002-04-12 | 2005-09-27 | 3M Innovative Properties Company | Personal protective suit with partial flow restriction |
| CN106955401B (en) | 2010-03-25 | 2020-11-06 | 瑞思迈巴黎股份有限公司 | Breathable gas inlet control apparatus for respiratory therapy device |
| US11364395B2 (en) * | 2016-08-24 | 2022-06-21 | Koninklijke Philips N.V. | Breathing mask with increased user comfort |
| CN111278512B (en) * | 2017-07-28 | 2022-04-01 | 皇家飞利浦有限公司 | Mask and control method |
| EP3446756A1 (en) * | 2017-08-24 | 2019-02-27 | Koninklijke Philips N.V. | A mask and control method |
| EP3661607B1 (en) * | 2017-08-04 | 2021-12-15 | Koninklijke Philips N.V. | A breathing cycle monitoring device and control method |
| CN109045502B (en) * | 2018-09-14 | 2021-04-27 | 湖南科技大学 | Dust breathing apparatus |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA1188193A (en) * | 1982-04-06 | 1985-06-04 | Hubert G. Dukowski | Portable air filtration device |
| EP0130707B1 (en) * | 1983-06-07 | 1988-05-11 | Racal Safety Limited | Improvements in and relating to breathing apparatus |
| US4640277A (en) * | 1984-05-17 | 1987-02-03 | Texas College Of Osteopathic Medicine | Self-contained breathing apparatus |
-
1991
- 1991-04-12 SE SE9101097A patent/SE467041B/en unknown
-
1992
- 1992-04-10 WO PCT/SE1992/000235 patent/WO1992018201A1/en not_active Ceased
- 1992-04-10 GB GB9320606A patent/GB2271286B/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-04-10 DE DE4291092T patent/DE4291092T1/en not_active Withdrawn
- 1992-04-10 AU AU15527/92A patent/AU650740B2/en not_active Expired
Cited By (39)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7931023B2 (en) | 1991-12-20 | 2011-04-26 | Resmed Limited | Patient interface assembly for CPAP respiratory apparatus |
| US7302950B2 (en) | 1991-12-20 | 2007-12-04 | Resmed Limited | Patient interface for respiratory apparatus |
| US6029665A (en) | 1993-11-05 | 2000-02-29 | Resmed Limited | Determination of patency of airway |
| US8360060B2 (en) | 1993-11-05 | 2013-01-29 | Resmed Limited | Distinguishing between closed and open airway apneas and treating patients accordingly |
| US8381722B2 (en) | 1993-11-05 | 2013-02-26 | Resmed Limited | Distinguishing between closed and open airway apneas and treating patients accordingly |
| US6138675A (en) | 1993-11-05 | 2000-10-31 | Resmed Ltd. | Determination of the occurrence of an apnea |
| US7730886B2 (en) | 1993-11-05 | 2010-06-08 | Resmed Limited | Determination of patency of the airway |
| US7320320B2 (en) | 1993-11-05 | 2008-01-22 | Resmed Limited | Determination of patency of the airway |
| US8752547B2 (en) | 1993-11-05 | 2014-06-17 | Resmed Limited | Distinguishing between closed and open airway apneas and treating patients accordingly |
| US6240921B1 (en) | 1993-12-01 | 2001-06-05 | Resmed, Ltd. | Automated stop/start control in the administration of CPAP treatment |
| US6237593B1 (en) | 1993-12-03 | 2001-05-29 | Resmed Limited | Estimation of flow and detection of breathing CPAP treatment |
| US6363270B1 (en) | 1995-04-11 | 2002-03-26 | Resmed Limited | Monitoring the occurrence of apneic and hypopneic arousals |
| US6091973A (en) | 1995-04-11 | 2000-07-18 | Resmed Limited | Monitoring the occurrence of apneic and hypopneic arousals |
| US6237592B1 (en) | 1995-07-03 | 2001-05-29 | Resmed Limited | Auto-calibration of pressure transducer offset |
| US6182657B1 (en) | 1995-09-18 | 2001-02-06 | Resmed Limited | Pressure control in CPAP treatment or assisted respiration |
| AU716135B2 (en) * | 1995-09-18 | 2000-02-17 | Resmed Limited | Pressure control in CPAP treatment or assisted respiration |
| WO1997010868A1 (en) * | 1995-09-18 | 1997-03-27 | Resmed Limited | Pressure control in cpap treatment or assisted respiration |
| US6526974B1 (en) | 1995-09-18 | 2003-03-04 | John William Ernest Brydon | Pressure control in CPAP treatment or assisted respiration |
| US6213119B1 (en) | 1995-10-23 | 2001-04-10 | Resmed Limited | Inspiratory duration in CPAP or assisted respiration treatment |
| US6253764B1 (en) | 1996-05-08 | 2001-07-03 | Resmed, Ltd. | Control of delivery pressure in CPAP treatment or assisted respiration |
| US6152129A (en) | 1996-08-14 | 2000-11-28 | Resmed Limited | Determination of leak and respiratory airflow |
| US6532957B2 (en) | 1996-09-23 | 2003-03-18 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| US6688307B2 (en) | 1996-09-23 | 2004-02-10 | Resmed Limited | Methods and apparatus for determining instantaneous elastic recoil and assistance pressure during ventilatory support |
| US9974911B2 (en) | 1996-09-23 | 2018-05-22 | Resmed Limited | Method and apparatus for providing ventilatory assistance |
| US6810876B2 (en) | 1996-09-23 | 2004-11-02 | Resmed Ltd. | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| US8733351B2 (en) | 1996-09-23 | 2014-05-27 | Resmed Limited | Method and apparatus for providing ventilatory assistance |
| US8051853B2 (en) | 1996-09-23 | 2011-11-08 | Resmed Limited | Method and apparatus for providing ventilatory assistance |
| US7137389B2 (en) | 1996-09-23 | 2006-11-21 | Resmed Limited | Method and apparatus for determining instantaneous inspired volume of a subject during ventilatory assistance |
| US7644713B2 (en) | 1996-09-23 | 2010-01-12 | Resmed Limited | Method and apparatus for determining instantaneous leak during ventilatory assistance |
| US6889692B2 (en) | 1996-10-16 | 2005-05-10 | Resmed Limited | Vent valve assembly |
| US7059325B2 (en) | 1996-10-16 | 2006-06-13 | Resmed Limited | Vent assembly |
| US6006748A (en) | 1996-10-16 | 1999-12-28 | Resmed Limited | Vent valve apparatus |
| US8997739B2 (en) | 1996-10-16 | 2015-04-07 | Resmed Limited | Vent valve apparatus |
| US9770571B2 (en) | 1996-10-16 | 2017-09-26 | Resmed Limited | Vent valve assembly |
| US6119723A (en) | 1997-02-14 | 2000-09-19 | Resmed Limited, | Apparatus for varying the flow area of a conduit |
| US6336454B1 (en) | 1997-05-16 | 2002-01-08 | Resmed Limited | Nasal ventilation as a treatment for stroke |
| US6776155B2 (en) | 1997-05-16 | 2004-08-17 | Resmed Limited | Nasal ventilation as a treatment for stroke |
| US6397841B1 (en) | 1997-06-18 | 2002-06-04 | Resmed Limited | Apparatus for supplying breathable gas |
| USD421298S (en) | 1998-04-23 | 2000-02-29 | Resmed Limited | Flow generator |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4291092T1 (en) | 1994-02-17 |
| AU650740B2 (en) | 1994-06-30 |
| AU1552792A (en) | 1992-11-17 |
| SE9101097L (en) | 1992-05-18 |
| GB9320606D0 (en) | 1994-01-05 |
| GB2271286B (en) | 1995-06-07 |
| WO1992018201A1 (en) | 1992-10-29 |
| SE9101097D0 (en) | 1991-04-12 |
| GB2271286A (en) | 1994-04-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| SE467041B (en) | MOVE TO CONTROL AN AIR SUPPLY UNIT RESPIRATORY SYNCHRONIZED FOR A RESPIRATORY PROTECTOR WHICH AATMINSTONE TAKES THE NURSE AND / OR Mouth | |
| US8584676B2 (en) | Breath responsive filter blower respirator system | |
| FI73134C (en) | FOERBAETTRINGAR I OCH GAELLANDE ANDNINGSAPPARATER. | |
| US6722359B2 (en) | Apparatus for assistance for venting a patient | |
| JP2023040259A (en) | Breathable gas inlet controller for respiratory therapy equipment | |
| BR112018000287B1 (en) | EXHAUST DEVICE FOR CONNECTION TO A RESPIRATORY PROTECTION DEVICE FOR PERSONAL USE AND METHOD FOR CONTROLLING SAID EXHAUST DEVICE | |
| US11383055B2 (en) | Patient ventilator system and method | |
| CN109069778A (en) | Portable, lightweight respirator system | |
| US20080196723A1 (en) | Breath responsive powered air-purifying respirator | |
| SE501729C2 (en) | Respiratory gas system with a pressure transmitting selector between the breathing circuit and the propellant apparatus | |
| CN110464951A (en) | A kind of high frequency respirator system and control method of ventilating | |
| GB2615984A (en) | Respiratory system and method | |
| US10905902B2 (en) | Blower filter device, respirator system and method | |
| CN212880656U (en) | Air supply breathing device in automatic control breathing protective cover | |
| EP0026971A1 (en) | Lung ventilator | |
| CA2196166A1 (en) | Breathing apparatus | |
| CN205759169U (en) | A kind of portable intelligent air purifier of band Respiration assistance | |
| GB2164568A (en) | Self-contained portable single patient ventilator/resuscitator | |
| US10773037B2 (en) | Ventilator and method | |
| KR100422256B1 (en) | Artificial respirating apparatus having the type of pressure control | |
| US20100089397A1 (en) | Breath responsive powered air purifying respirator apparatus | |
| JPWO2022130306A5 (en) | ||
| SE539787C2 (en) | Method of active mixing in an air treatment unit | |
| CN110464940A (en) | Breathing Suppotion equipment and its control method | |
| CN117899318B (en) | Single-level positive pressure ventilation therapeutic machine and intelligent control system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| NAL | Patent in force |
Ref document number: 9101097-5 Format of ref document f/p: F |