EP1343551A1 - Appareil d'assistance respiratoire - Google Patents

Appareil d'assistance respiratoire

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EP1343551A1
EP1343551A1 EP01272206A EP01272206A EP1343551A1 EP 1343551 A1 EP1343551 A1 EP 1343551A1 EP 01272206 A EP01272206 A EP 01272206A EP 01272206 A EP01272206 A EP 01272206A EP 1343551 A1 EP1343551 A1 EP 1343551A1
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EP
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membrane
air
enclosure
floating membrane
floating
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Withdrawn
Application number
EP01272206A
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German (de)
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Inventor
Jean-Denis Rochat
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Original Assignee
Individual
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0063—Compressors

Definitions

  • the present invention relates to a method for regulating the pressure in an open loop of a respiratory assistance device, as well as to a compression device for a compression device for carrying out this process.
  • the devices of the first type include a supply of pressurized respiratory gas, the flow and pressure of which are regulated by a regulating valve with variable throttling.
  • the devices of the second type do not include a pressurized gas supply, but a compressor with variable pressure and flow rates.
  • FR-2733688 has already proposed a respiratory assistance device the source of gas under pressure is a electromagnetic actuated diaphragm compressor.
  • This compressor comprises a casing which contains two enclosures with variable volumes comprising a guide shaft which passes through a soft iron core arranged coaxially in the center of an annular magnet and which carries at each of its ends a rigid circular plate provided with a membrane annular whose periphery is fixed to the internal wall of the casing, thus delimiting inside the casing two enclosures whose respective volumes vary according to the displacement of the plates and the membranes.
  • Each enclosure has at least one inlet valve and at least one outlet valve for controlling the entry and exit of air.
  • Such a compression device does not meet the requirements of a system operating in an open loop, since the guide shaft constitutes a significant source of friction.
  • the object of the present invention is to make it possible to provide a solution to the regulation of a respirator comprising a membrane compressor, so that its response time is reduced practically to that of the membrane of the compression device.
  • the present invention firstly relates to a method of open-loop regulation of a respiratory assistance device, according to claim 1. It also relates to a respiratory assistance device according to claim 3. .
  • FIG. 1 is an axial sectional view of the compression device object of the present invention
  • Figure 2 is a view along II-II of Figure 1
  • Figure 3 is a block diagram of the respirator control system.
  • this floating membrane 2 is subjected to a certain pre-tension when it is fixed to the wall of the enclosure 1.
  • the membrane is lengthened diametrically from 3 to 8%, preferably 4 to 5%.
  • the purpose of this pre-tension is to limit the dead beat of the membrane during the reversal of the pressure exerted on it.
  • Each compartment 3, 4 communicates with the outside via two openings 5, 6, respectively 7, 8.
  • each compartment comprises a plurality of inlet and outlet valves. Each of these openings 5-8 is controlled by a non-return valve, respectively 9 to 12.
  • the two valves 9, 10, respectively 11, 12 of each compartment 3, 4 operate in reverse manner with respect to the other, so that the valves 9 and 11 allow the air to enter the respective compartments 3, 4, but prevents it from escaping, while the valves 10 and 12 allow the air to exit from these same compartments 3, 4, but not to enter.
  • the inlet openings 5, 7 communicate with the atmosphere, while the openings 6 and 8 open into an outlet duct 13 for conducting air under pre 'ssion in the tracheal conduit to the patient.
  • the floating membrane 2, preferably of circular shape carries a driving coil 14 of cylindrical shape. This drive coil 14 is wound on a hollow plastic cylinder 15 ( Figures 1), the bottom 15a of which is integral with the floating membrane 2.
  • Two arched elastic arms 17, 18 made of Cu-Be alloy, connect two half copper discs respectively 16a, 16b, arranged between the bottom 15a of the hollow cylinder 15 and the floating membrane 2, with two half-rings 19, 20.
  • each of these arcuate arms 17, 18 could also be divided into several parallel arms.
  • These two elastic arms 17, 18 are symmetrical with respect to the center of the floating membrane 2.
  • the two half-rings 19, 20 are fixed between two parts of the casing C and are connected to the two respective poles of a current source I d ' powering the drive coil 14.
  • These two arms 17, 18 also serve to center the moving element formed by the floating membrane 2 and the driving coil 14 and to guide this element during its movement.
  • This drive coil 14 is disposed in an air gap E formed between a soft iron core 21 and a soft iron cylinder head 22 which are respectively connected to the two poles of a permanent magnet 23 and forming an electrodynamic motor where the magnetic force is essentially independent position of the coil.
  • the compression device also includes a light-emitting diode 24 disposed opposite a reflecting surface carried by the floating membrane 2 and a photodiode 25 intended to capture the light reflected by the reflecting surface, as a function of the position of the membrane. floating 2, the displacement of which is induced by the driving coil 14 as a function of the intensity of the current I which it receives.
  • this device the movable element of which is constituted by the floating membrane 2 does not include any other movable part generating mechanical friction, the only friction being those which occur. in the material of the floating membrane 2 and of the elastic arms 17, 18, but these frictions enter into the constants of the device and are of very low value.
  • the compression device comprising only one floating membrane, the moving mass is reduced to a minimum as is the noise emission.
  • the floating membrane 2 requires a motor coil 14 of small height in the air gap E, so that the distribution of the force exerted on the floating membrane 2 is uniform whatever the position of this floating membrane 2. It is necessary that h at t r efer ⁇
  • the only variable, for a given set pressure of the pressurized air supplied to the outlet duct 13, is the requested flow rate which is a function of the instant suction, therefore of the depression generated by the patient, it becomes completely possible to regulate the respiratory assistance device by an open loop system, which makes it possible to reduce between 5 and 30 times the response time compared to a regulation system with feedback.
  • the flow measurement can advantageously be done by detecting the position of the floating membrane 2, the surface of which can be reflective or can be associated with a reflective element, using the light-emitting diode 24 which sends a light spot with a certain angle of incidence, for example 60 ° on the reflecting surface, the photodiode 25 receiving the light reflected by the floating membrane 2, depending on the position of this floating membrane 2.
  • the amplitude of the floating membrane 2 is fixed.
  • R, R 2 are constants depending on the cannula introduced into the patient's trachea. These constants are entered into the control system using a keyboard and are determined by preliminary calibration before ventilation of the patient. are calculated on the basis of
  • V (t) y (t) - S
  • y (t) is measured by photodiode 25.
  • P e is the desired endotracheal pressure setpoint entered into the regulation system using a keyboard by the doctor .
  • the instantaneous flow rate and the instantaneous frequency of the compression device described are variable according to the patient's request.

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Abstract

Selon ce procédé de régulation en boucle ouverte d'un appareil d'assistance respiratoire, on forme une enceinte de compression (1), en la divisant en deux compartiments (3, 4) reliés chacun ô une admission (5, 7) d'air ou de gaz respiratoire et ô une évacuation (6, 8) d'air comprimé, ô l'aide d'une membrane flottante élastique (2), on guide cette membrane flottante (2) en fixant sa périphérie ô la paroi de ladite enceinte (1), on fixe une bobine motrice (14) au centre de ladite membrane flottante (2), on place cette bobine motrice (14) dans un entrefer (E) que l'on oriente dans le sens de déformation de ladite membrane flottante (2), on mesure le débit instantané d'air sortant par ladite évacuation (6, 8) et on alimente ladite bobine motrice (14) en calculant en continu l'intensité instantanée et le sens du courant d'alimentation en fonction de la pression de consigne de l'air comprimé, dudit débit instantané et des constantes dudit appareil.

Description

APPAREIL D' ASSISTANCE RESPIRATOIRE
La présente invention se rapporte à un procédé de ré- gulation de pression en boucle ouverte d'un appareil d'assistance respiratoire, ainsi qu'à un dispositif de compression d'un appareil de compression pour la mise en oeuvre de ce procédé .
Le problème rencontré avec les appareils d'assistance respiratoires qui sont appelés à fournir un débit d'air variable à pression constante est celui du temps de réponse. Il est en effet nécessaire d'arriver à produire une pression de consigne endotrachéale ajustable par le médecin, qui soit indépendante du débit d' inspiration instantané demandé par le patient, l'expiration passant par une valve expiratoire, la valve inspiratoire étant alors fermée.
Deux types d'appareils d'assistance respiratoire existent. Les appareils du premier type comportent une alimentation en gaz respiratoire sous pression dont le débit et la pression sont régulés par une valve de réglage à étranglement variable. Les appareils du second type ne comportent pas d' alimentation en gaz sous pression, mais un compresseur à pression et débits variables .
Les appareil existants fonctionnent avec un feed-back de pression, ce qui oblige à un compromis entre stabilité du système en boucle fermée et son temps de réponse. Le temps de réponse de tels systèmes est de l'ordre de 50 à 150 ms, avec le temps de réponse de la valve qui est de l'ordre de 4 à 10 ms.
Il ne serait pas possible de travailler en boucle ouverte avec un tel système, compte tenu des frottements qui ne constituent pas un paramètre fixe et dont la mesure serait trop complexe. Pour travailler en boucle ouverte, il est donc tout d'abord indispensable de trouver un dispositif de compression travaillant pratiquement sans frottement mécanique. On a déjà proposé dans le FR-2733688 un appareil d'assistance respiratoire dont la source de gaz sous pression est un compresseur à membrane à actionnement électromagnétique. Ce compresseur comporte un carter qui renferme deux enceintes à volumes variables comprenant un arbre de guidage qui traverse un noyau de fer doux disposé coaxialement au centre d' un aimant annulaire et qui porte à chacune de ses extrémités une plaque circulaire rigide munie d'une membrane annulaire dont la périphérie est fixée à la paroi interne du carter, délimitant ainsi à l'intérieur du carter deux enceintes dont les volumes respectifs varient en fonction des déplacement des plaques et des membranes. Chaque enceinte comporte au moins un clapet d' entrée et au moins un clapet de sortie pour contrôler l'entrée et la sortie de l'air.
Un tel dispositif de compression ne répond pas aux exigences d'un système fonctionnant en boucle ouverte, étant donné que l'arbre de guidage constitue une source importante de frottement.
Le but de la présente invention est de permettre d' apporter une solution à la régulation d'un respirateur comprenant un compresseur à membrane, de manière que son temps de réponse soit réduit pratiquement à celui de la membrane du dispositif de compression.
A cet effet, la présente invention a tout d'abord pour objet un procédé de régulation en boucle ouverte d'un appareil d'assistance respiratoire, selon la revendication 1. Elle a également pour objet un appareil d'assistance respiratoire selon la revendication 3.
L'avantage de ce procédé et de l'appareil pour sa mise en œuvre vient du fait qu'en l'absence de frottement mécanique, il suffit de mesurer le débit et de connaître la pression de consigne pour calculer le courant d'alimentation instantané de la bobine motrice, les autres paramètres étant constitués par des constantes de l'appareil d'assistance respiratoire.
Le dessin annexé illustre, schématiquement et à titre d'exemple, une forme d'exécution de l'appareil d'assistance respiratoire pour la mise en œuvre du procédé objet de la présente invention. La figure 1 est une vue en coupe axiale du dispositif de compression objet de la présente invention ; la figure 2 est une vue selon II-II de la figure 1 ; la figure 3 est un schéma-bloc du système de régulation du respirateur.
Pour permettre la mise en œuvre du procédé de régulation selon l'invention, on réalise un dispositif de compression tel qu' illustré par la igure 1 et qui comporte un carter C à l'intérieur duquel est ménagée une enceinte de compression 1 divisée en deux compartiments 3 et 4 par une membrane élastique flottante 2 en silicone dont la périphérie est fixée à la paroi de cette enceinte 1. Cette membrane flottante 2 assure l'étan- chéité entre les deux compartiments. Cette membrane 2 est dite flottante parce qu' elle est entièrement guidée par la fixation de sa périphérie à la paroi de l'enceinte 1 à l'exclusion de tout autre guidage engendrant des frottements mécaniques constituant un paramètre important et essentiellement variable qui ne permet pas la régulation en boucle ouverte.
De préférence, cette membrane flottante 2 est soumise à une certaine pré-tension lors de sa fixation à la paroi de l'enceinte 1. A cet effet, on allonge diamétralement la membrane de 3 à 8%, de préférence 4 à 5%. Cette pré-tension a pour but de limiter le battement mort de la membrane lors de l'inversion de la pression qui s'exerce sur elle. Chaque compartiment 3, 4 communique avec l'extérieur par deux ouvertures 5, 6, respectivement 7, 8. De préférence, chaque compartiment comporte une pluralité de clapets d'entrée et de sortie. Chacune de ces ouvertures 5-8 est contrôlée par un clapet anti-retour, respectivement 9 à 12. Les deux clapets 9, 10, respectivement 11, 12 de chaque compartiment 3, 4 fonctionnent de manière inversée l'un par rapport à l'autre, de sorte que les clapets 9 et 11 permettent à l'air d'entrer dans les compartiments respectifs 3, 4, mais l'empêche de ressortir, alors que les clapets 10 et 12 permettent à l'air de sortir de ces mêmes compartiments 3, 4, mais pas d'entrer. Les ouvertures d'admission 5, 7 communiquent avec l'atmosphère, tandis que les ouvertures 6 et 8 débouchent dans un conduit de sortie 13 destiné à conduire l'air sous pre'ssion dans le conduit trachéal du patient. La membrane flottante 2, de préférence de forme circulaire, porte une bobine motrice 14 de forme cylindrique. Cette bobine motrice 14 est enroulée sur un cylindre creux 15 en plastique, (figures 1) dont le fond 15a est solidaire de la membrane flottante 2. Deux bras élastiques arqués 17, 18 en alliage Cu-Be, relient respectivement deux demis disques en cuivre 16a, 16b, disposés entre le fond 15a du cylindre creux 15 et la membrane flottante 2, à deux demis anneaux 19, 20. En variante, chacun de ces bras arqués 17, 18 pourrait aussi être divisé en plusieurs bras parallèles. Ces deux bras élastiques 17, 18 sont symétriques par rapport au centre de la membrane flottante 2. Les deux demis anneaux 19, 20 sont fixés entre deux parties du carter C et sont connectés aux deux pôles respectifs d'une source de courant I d'alimentation de la bobine motrice 14. Ces deux bras 17, 18 servent également à centrer l'équipage mobile formé par la membrane flottante 2 et la bobine motrice 14 et à guider cet équipage au cours de son déplacement .
Cette bobine motrice 14 est disposée dans un entrefer E ménagé entre un noyau de fer doux 21 et une culasse en fer doux 22 qui sont reliés respectivement aux deux pôles d'un aimant permanent 23 et formant un moteur électrodynamique où la force magnétique est essentiellement indépendante de la position de la bobine. Le dispositif de compression comporte encore une diode électroluminescente 24 disposée vis-à-vis d'une surface réfléchissante portée par la membrane flottante 2 et une photodiode 25 destinée à capter la lumière réfléchie par la surface réfléchissante, en fonction de la position de la membrane flottante 2, dont le déplacement est induit par la bobine motrice 14 en fonction de l'intensité du courant I qu'elle reçoit. Comme on peut le constater de la description du dispositif de compression décrit ci-dessus, ce dispositif dont l'élément mobile est constitué par la membrane flottante 2 ne comporte aucune autre pièce mobile génératrice de frottement mécanique, les seuls frottements étant ceux qui se produisent dans la matière de la membrane flottante 2 et des bras élastiques 17, 18, mais ces frottements entrent dans les constantes du dispositif et sont de très faible valeur.
En plus, le dispositif de compression ne comportant qu'une seule membrane flottante, la masse en mouvement est réduite au minimum de même que l'émission de bruit. La membrane flottante 2 nécessite une bobine motrice 14 de faible hauteur dans l'entrefer E, pour que la répartition de la force exercée sur la membrane flottante 2 soit uniforme quelle que soit la position de cette membrane flottante 2. Il faut que hentrefer ≥
COUrSebobine + hbobine •
Une bobine 14 de faible hauteur a aussi l'avantage de di- minuer sa résistance, donc les pertes par effet Joule (RI ) , améliorant ainsi le rendement global du dispositif de compres- sion.
Grâce au fait qu'avec un tel dispositif de compression, la seule variable, pour une pression de consigne donnée de l'air sous pression fourni au conduit de sortie 13, est le débit demandé qui est fonction de l'aspiration instantanée, donc de la dépression engendrée par le patient, il devient tout à fait possible de réguler l'appareil d'assistance respiratoire par un système de boucle ouverte, ce qui permet de réduire entre 5 et 30 fois le temps de réponse par rapport à un système de régulation avec feed-back. La mesure de débit peut se faire avantageusement en détectant la position de la membrane flottante 2, dont la surface peut être réfléchissante ou peut être associée à un élément réfléchissant, à l'aide de la diode électroluminescente 24 qui envoie un spot lumineux avec un certain angle d'incidence, par exemple 60° sur la surface réfléchissante, la photodiode 25 recevant la lumière réfléchie par la membrane flottante 2, en fonction de la position de cette membrane flottante 2. De préférence, l'amplitude de la membrane flottante 2 est fixe.
La pression de l'air à la sortie du dispositif de compression doit être : Pme=APETT+Pe
= R-V{t)+R2-V2{t)+Pe où : R^ =pression de sortie d'air du dispositif de compression
Répression endotrachéale de consigne PETT =perte de charge dans la tubulure de l'appareil d'assistance respiratoire, principalement de la canule d'intubation
V(t) = y(t)-S S = surface efficace de la membrane d'où : V(t) = y(t)-S
La loi de Newton appliquée à l'équipage mobile, soit la bobine motrice 14, la membrane flottante 2, les bras élastiques 17, 18 est : F = m- a = m - y(t) Pm,(t)-S + Bll(t)+k-y(t)+η-y(t) = my(t) en introduisant Pm, = RV(t)+R2V2 +Pe où : η = frottement interne de la membrane flottante
&=constante de ressort du système on obtient : l(ή = -~[sRV(t)+SR2V2(t}+SPe+k-y(ή+η-y(t)-m-y(ή) Bl équation dans laquelle :
_V(t) yif)- s
_v y = 's
_v y = 's
Soit
A part : l{Pe)≈ S • P-, les autres termes de l'équation sont
des corrections fonctions du débit, permettant de garder Pe constant quel que soit t et V(t) . Le courant dans la bobine motrice 14 peut être calculé en continu soit par un calculateur analogique soit, avantageusement à l'aide d'un processeur de traitement de signal numérique (DSP) ou d'un micro-contrôleur par lequel :
B,l,S,η,k,m sont des constantes de construction connues du respirateur.
R,R2 sont des constantes dépendant de la canule introduite dans la trachée du patient. Ces constantes sont entrées dans le système de régulation à l'aide d'un clavier et sont déterminées par étalonnage préliminaire avant ventilation du patient. sont calculés sur la base de
V(t) = y(t)- S où y(t) est mesuré par la photodiode 25. Pe est la consigne de pression endotrachéale désirée et introduite dans le système de régulation à l'aide d'un clavier par le médecin. Le débit instantané et la fréquence instantanée du dispositif de compression décrit sont variables en fonction de la demande du patient.
Comme illustré par la figure 3, le système de régulation pour la mise en œuvre du procédé objet de l'invention comporte de préférence un processeur de traitement de signal numérique DSP dont les entrées sont connectées de manière à recevoir les différentes valeurs entrant dans le calcul de l'intensité du courant d'alimentation de la bobine motrice 14. Les valeurs introduites dans le DSP comportent d'une part des valeurs numériques, à savoir, les constantes k,η,m,S,B,l , les valeurs R, R2, Pe, d'autre part des valeurs analogiques, celles fournies par la photodiode 25, celle de la mesure du courant d'alimentation en fonction du temps Imes(t) et celle d'un capteur de pression de sécurité Ps, dont le rôle est de déclencher une alarme si la pression mesurée s'écartait de la valeur de consigne.
Ces valeurs analogiques sont introduites dans un convertisseur analogique digital A/D du processeur DSP et le courant d'alimentation de la bobine motrice 14 est généré par un amplificateur bi-directionnel de puissance Amp alimenté par une tension de 12 ou de 24 V, dont les entrées sont reliées à la sortie d'un convertisseur digital analogique D/A du processeur DSP, pour moduler l'intensité du courant d'alimentation en fonction de la valeur calculée par le processeur DSP. Celui-ci présente encore deux sorties Sm, Sd qui déterminent le sens de passage du courant dans la bobine motrice 14 et donc le sens de déplacement de cette bobine 14 dans l'entrefer entre le noyau de fer doux 21 et la culasse de fer doux 22 en fonction de sa position, déterminant ainsi l'amplitude de son déplacement dans cet entrefer et jouant en quelque sorte le rôle de « butées électronique » entre lesquelles la membrane flottante 2 se déplace .

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de régulation de pression en boucle ouverte d'un appareil d'assistance respiratoire, caractérisé en ce que l'on forme une enceinte de compression (1), en la divisant en deux compartiments (3, 4) reliés chacun à une admission (5, 7) d'air ou de gaz respiratoire et à une évacuation (6, 8) d'air comprimé, à l'aide d'une membrane flottante élastique (2), on guide cette membrane flottante (2) en fixant sa périphérie à la paroi de ladite enceinte (1), on fixe une bobine motrice (14) au centre de ladite membrane flottante (2), on place cette bobine motrice (14) dans un entrefer (E) que l'on oriente dans le sens de déformation de ladite membrane flottante (2), on mesure le débit instantané d'air sortant par ladite évacuation (6, 8) et on alimente ladite bobine motrice (14) en calculant en continu l'intensité instantanée et le sens du courant d'alimentation en fonction de la pression de consigne de l'air insufflé, dudit débit instantané et des constantes dudit appareil.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'on mesure ledit débit instantané en détectant en continu la variation de position axiale de ladite membrane flottante (2) en fonction du temps.
3. Appareil d'assistance respiratoire, caractérisé en ce qu'il comporte une enceinte de compression (1), une membrane flottante élastique (2), divisant cette enceinte de compression (1) en deux compartiments (3, 4) reliés chacun à une admission (5, 7) d'air ou de gaz respiratoire et à une évacuation (6, 8) de gaz comprimé, guidée par sa périphérie fixée à la paroi de ladite enceinte (1), une bobine motrice (14) fixée au centre de ladite membrane (2), un entrefer (E) dans lequel ladite bobine motrice (14) est positionnée, cet entrefer (E) étant orienté dans le sens de déformation de ladite membrane flottante (2) , des moyens (24, 25) pour mesurer le débit de ladite enceinte de compression (1) et un processeur de traitement de signal numé- rique (DSP) pour le calcul de l'intensité instantanée du courant d'alimentation de ladite bobine motrice (14).
4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que ladite membrane (2) est associée à au moins deux éléments de guidage élastiques (17, 18) électriquement conducteurs pour connecter ladite bobine motrice (14) à une source d' alimenta- tion commandée par ledit module de traitement de signal numérique (DSP) .
5. Appareil selon la revendication 4, caractérisé en ce que lesdits moyens de guidage et de connexion comportent au moins deux bras (17, 18), en alliage Cu-Be, disposés symétri- quement par rapport au centre de ladite membrane (2) .
6. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 5, carac- térisé en ce que ladite bobine motrice (14) et ledit entrefer
(E) forment un moteur électrodynamique.
7. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 5, carac- térisé en ce que ladite membrane flottante élastique (2) est fixée à la paroi de ladite enceinte (1) avec une pré-tension diamétrale de 3 à 8% d'allongement.
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