CN101217991A - 模块辅助气体调节器系统及采用其的呼吸治疗系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种产生输送至患者的加压可呼吸气流的输气系统(10)。该系统包括向患者气道输送加压气流的主输气系统(16，16′)和辅助输气系统(20，20′)。辅助输气系统呈模块气体调节器组件的形式，其调节从气源至主输气系统的辅助气流从而伴随着加压可呼吸气体流向患者输送辅助气体。该系统允许使用者选择性控制辅助气体例如氧气、氦气、氮气或者其任意组合的气体浓度水平，以及随之输送至患者的加压可呼吸气流。

Description

模块辅助气体调节器系统及采用其的呼吸治疗系统

优先权

本申请根据35U.S.C.§119(e)请求享有2005年7月8日提交的美国临时专利申请号60/697,744的优先权，其全部内容被组合参考在此。

技术领域

本发明涉及呼吸治疗装置，特别是涉及包括模块组件的系统，其允许引入辅助气体例如氧气、氦气、氮气或者其组合，同时主气流被输送至患者。

背景技术

呼吸机、压力支持系统等等(统称为“呼吸机”)通常用于向患者输送加压可呼吸气流以治疗各种医学状况，包括睡眠呼吸障碍等等。一些常规呼吸机能够通过组合辅助氧气和加压可呼吸气流控制输送至患者的气体的氧气浓度水平。但是，具有该功能的呼吸机通常是昂贵的。

在为了提供能够提高输送至患者的气体的氧浓度水平的廉价系统的努力中，已知通过呼吸机向输送至患者的气体引入辅助氧气流。因此，对于不能组合可呼吸气体与辅助氧气的呼吸机，其可以和在呼吸机下游位置例如在喷射口或者在患者界面被引入患者导管的辅助氧气源结合使用，该辅助氧气源为将患者导管连至患者气道的设备。虽然该用于向呼吸机下游的可呼吸气体提供辅助氧气的常规方法提高了可呼吸气体的氧浓度水平，但是其不能精确控制氧气浓度水平。

发明内容

因此，本发明的目标在于提供一种克服常规输气技术缺点的辅助气体调节组件。根据本发明的一个实施例，通过提供选择控制被输送至患者的气体浓度的模块气体调节组件而实现该目标。通过伴随模块气体调节器和输气系统所产生加压可呼吸气体流向患者输送辅助气流例如氧气或者氦气(即氦-氧混合物)，由模块调节器中的输送系统处理器控制输气系统。

在示例性实施例中，模块气体调节组件包括控制界面、气流调节器、和调节器处理器。控制界面可选择气体浓度水平设定点。气流调节器调节气源的辅助气体流速。调节器处理器控制气流调节器从而来自气源的辅助气体和输送至患者的加压可呼吸气流具有基本上等于气体混合浓度水平设定点的气体混合浓度水平。该调节器处理器独立于输送系统处理器。

本发明的另一方面涉及患者治疗系统，包括输气系统、输送系统处理器、模块气体调节器组件、和调节器处理器。输气系统产生向患者输送的加压可呼吸气流。输送系统处理器与输气系统相关，并在产生加压可呼吸气流时控制输气系统。模块气体调节器组件调节气源发出的辅助气流例如氧气或者氦气。伴随着加压可呼吸气流向患者输送辅助气体以选择性控制辅助气体的气体浓度水平和随之输送至患者的加压可呼吸气流。调节器处理器和模块气体调节器组件相关，并调节辅助气流。调节器处理器独立于输送系统处理器。

本发明的另一方面涉及一种患者治疗系统，包括第一罩、压力发生器、第一处理器、独立于第一罩的第二罩、气流调节器、和第二处理器。压力发生器容纳在第一罩中并产生输送至患者的加压可呼吸气流。第一处理器容纳在第一罩中并控制压力发生器。气流调节器容纳在第二罩中并调节从辅助气源伴随着加压可呼吸气流输送至患者的辅助气体例如氧气或者氦气的流速。第二处理器容纳在第二罩中并控制气流调节器。

在考虑下面参考附图的描述和附加权利要求时，本发明的这些及其它目标、性质和特征，以及运行方法和相关结构元件的功能以及部分组合和制造成本将更为清楚，所有下面的描述和附加权利要求形成该说明书的一部分，其中相同的参考标记表示各附图中的相应部分。但是，可清楚地理解附图仅仅是解释和描述的目的并且不应理解为限制本发明的定义。如在说明书和权利要求书中所使用的，单数形式的“一个”包括复数指示物，除非上下文清楚地以别的方式表示。

附图说明

图1描述了根据本发明一个实施例的患者治疗系统；

图2描述了根据本发明一个实施例的输气系统；

图3描述了根据本发明一个实施例的输气系统的替换配置；以及

图4描述了根据本发明一个实施例的气体调节器组件；以及

图5描述了根据本发明一个实施例的气体调节器组件的替换实施例。

具体实施方式

图1描述了根据本发明一个实施例的患者治疗系统10，其向患者14输送可选择控制气体浓度水平的气流12。患者治疗系统10包括输气系统16，其产生也称作主气流的加压可呼吸气流18。输气系统16可包括根据常规呼吸模式产生加压可呼吸气流18的无创压力支持呼吸机(non-invasive pressure supportventilator，NPPV)或者压力支持系统，例如持续正压通气(Continuous PositiveAirway Pressure，CPAP)、双水平正压通气(bi-level positive airway pressure，bi-PAP)、自动滴定、比例辅助通气(proportional assist ventilation，PAV)、C-Flex、Bi-Flex、PPAP或者另一种常规的有创或者无创呼吸模式。

患者治疗系统10包括模块氧气调节器组件20，其用作标准独立设备，能够调节伴随着加压或者主可呼吸气流18从氧气源24输送至患者14的辅助气流，例如氧气22，从而对从输气系统16和辅助氧气22随之输送的加压气流18进行组合，形成氧化气体12。氧气源24可以是任何氧气源，例如罐中的压缩氧气、氧气浓缩器或者液氧库所提供的氧、或者以任何方式产生的氧。

图2示意性描述了根据本发明的输气系统16的示例性实施例。在本发明所示例性实施例中，输气系统16能够根据预定的呼吸模式向患者提供并自动控制可呼吸气体压力。输气系统16包括压力发生器26，该发生器从可呼吸气源28接收可呼吸气体并提高输送至患者气道的气体压力。压力发生器26可包括任何设备，例如能够提高从气源28接收输送至患者的可呼吸气体的压力的鼓风机、活塞、或者风箱。一个实施例中，气源28简单地为由压力发生器26抽入系统的大气。另一个实施例中，气源28组成和压力发生器26连在一起的加压气体罐。一个实施例中，该气体罐为空气罐。

本发明还认为不必采用分离的气源28，但是可替换地可由加压气体筒或者罐构成压力发生器26，而由压力调节器控制输送至患者的压力。此外，虽然图2的实施例描述了分离的气源28，但是本发明认为气源28可以是输气系统16的一部分。此外，在另一个实施例中，可在和输气系统16剩余部分相同的罩内设置气源28。而在另一个实施例中，不仅认为气源28是输气系统16的一部分，而且提供加压可呼吸气流以组成压力发生器，因此不需要分离的压力发生器26。

在本发明的一个实施例中，压力发生器26为在压力支持治疗过程中以恒定速度驱动，以在出口30产生恒定压力的鼓风机。

在所描述的实施例中，输气系统16包括控制阀32。可呼吸气体以提高的压力被输送至压力发生器26下游的控制阀32。控制阀32或者单独或者和压力发生器26联合地控制离开压力/流发生系统的最终压力或者气流34，该系统在该实施例中包括压力发生器26和控制阀32。合适控制阀32的实例包括至少一个从患者导管排放气体的阀例如套管或者提升阀，其作为控制患者导管压力的方法。美国专利号5,694,923的内容作为参考组合在此，其教导了一种双提升阀系统，该系统适合于用作向大气排放气体并限制从压力发生器26至患者的气流的控制阀32。相信其它合适的压力/流控制器对本领域技术人员是熟知的。例如，美国专利号6,615,831的内容组合参考在此，其教导了一种适合于用作本发明控制阀的套管阀。

在压力发生器26为一直以一个速度运行的鼓风机的实施例中，控制阀32单独控制从控制阀32输送至患者的可呼吸气体34输出的最终压力，这一点通常由柔性导管实现。但是，本发明还考虑联合控制阀32来控制压力发生器26的工作流速，从而控制输送至患者的可呼吸气体的最终压力和流速。例如，可通过联合控制阀32建立压力发生器26的合适运行速度而设置接近于期望压力或者流速的压力或者流速，从而两者一起确定可呼吸气体34的最终压力。

由压力传感器36测量加压可呼吸气流的压力。在图2的实施例中，压力传感器36为位于压力发生器26和控制阀32下游的单传感器单元。但是，在其它实施例中，压力传感器36可包括设置在别处例如控制阀32入口或者在输气系统16下游位置的单传感器单元。可选择地，压力传感器36可包括多个设置在输气系统16中不同位置的传感器单元。压力传感器36可包括任何能够测量输气系统16所产生的加压可呼吸气流压力的一种设备、传感器或者多种设备。

在图2的实施例中，输气系统16包括流速传感器38。从控制阀32输出的加压可呼吸气流34被输送至流速传感器38，其测量输送至患者的即时体积(V)和/或输送至患者的这种气体的即时流速(V′)、或者输送至两者。流速传感器38可包括任何适合于测量这些参数的设备，例如肺活量计、呼吸速度描记器、可变缝隙传感器、或者其它常规流速传感器。可理解的是，可通过监控压力发生器26的运行，例如提供给鼓风机的电压、电流、或者功率、其运行速度等等来确定流速，所有这些参数随着患者导管中的压力或者流速变化。本发明还考虑监控控制阀32的运行，例如阀的位置，将其作为确定患者导管中气流速度的方法，因为已知在反馈控制压力产生模块中，阀的位置对应患者导管中的气体流速。因此，可将流速传感器38组合进压力发生器26、控制阀32或者两者之中。

如图所示出的，输气系统16包括控制输气系统16各种运行状况的输送系统处理器40。例如，当需要时，将流速传感器38和压力传感器36的输出提供给输送系统处理器40进行处理，以确定可呼吸气体的压力、可呼吸气体的即时体积(V)和或可呼吸气体的即时流速(V′)。一些实例中，输送系统处理器40通过对流速传感器38所测量的流速积分确定即时流速。因为在一个实施例中，流速传感器38距离向患者输送可呼吸气体的位置较远，所以为确定输送至患者的实际气体流速(或者患者发出的气体刺激流速——认为为负流速)，输送系统处理器40从流速传感器38接收输出作为估计流速。如本领域技术人员所知，输送系统处理器40例如通过进行遗漏评估处理，该评估流速信息用以确定患者气道的实际流速。

输送系统控制界面42向输气系统16的输送系统处理器40提供数据和命令。输送系统控制界面42可包括任何适合于经导线或者无线连接向输送系统处理器40提供信息和/或命令的设备。输送系统控制界面42的典型实例可包括键区、键盘、触摸垫、鼠标、麦克风、开关、按键、拨号盘、或者任何其它允许用户向输气系统1 6输入信息的设备。界面42还可包括用于和处理器40通信信息和/或命令的导线或无线技术，例如串行接口、并行接口、USB、接口、RS-232接口、智能卡端子、调制解调器接口等等。

输送系统处理器40控制压力发生器26和控制阀32的启动，从而控制由输气系统16所产生的加压可呼吸气流的压力。一个实施例中，输送系统处理器40包括一种处理器，其适合于以必要的一种算法或多种算法编程以计算根据各种呼吸模式的其中一种施加至患者的压力。此外，处理器40能够基于来自压力传感器36和/或流速传感器38的数据控制压力发生器26和/或控制阀32，以将计算出来的压力施加至输气系统16内的可呼吸气体。在本发明的一个实施例中，输气系统16包括和输送系统处理器40相关的存储器44，其根据护理人员或者患者通过输送系统控制界面42选择的那种呼吸模式，来存储执行多种呼吸模式任一种模式所需要的程序。存储器44还能够存储关于输气系统16运行的数据、输入命令、警报阈值、以及任何其它与输气系统16运行相关的信息，例如气体流速、体积、压力、设备用途、工作温度、和电动机速度的测量值。

下面参考图3讨论输气系统16的替换实施例。和图2的实施例不同，可呼吸气体的最终压力不是由控制阀单独或者联合压力发生器26控制。相反，输气系统16仅仅基于压力发生器26的输出控制可呼吸气体的压力。即，输送系统处理器40通过控制压力发生器26的电动机速度控制输送至患者的可呼吸气体压力。因此，省略了控制阀32。一个实施例中，压力发生器26为鼓风机。本发明考虑应用由压力传感器36以及鼓风机电动机的速度监控器所测量的可呼吸气体压力以向输送系统处理器40提供反馈数据以控制压力发生器26的运行。

本发明还考虑输气系统16或者16′和相关的部件可包括其它常规设备或者元件例如过滤、测量、监控和分析至患者或者患者发出的气流的加湿器、加热器、细菌过滤器、温度传感器、湿度传感器、和气体传感器(例如纳米盖(二氧化碳监测仪))。

图4更进一步示意性描述了模块氧气调节器组件20的其它细节。在可拆卸地连至输气系统16的连接器45上，氧气调节器组件20从输气系统16接收加压可呼吸气流18。在一些实例中，连接器45可在和输气系统16相关的罩内连至输气系统16。可选择地，连接器45可连至患者导管或者其它与输气系统16相关的导管。在示例性实施例中，氧气调节器组件被设置在患者导管配置为接收常规的患者界面组件，例如面罩的位置上。当然，一段短的患者导管或者导管可用于将输气系统出口连至氧气调节器组件的入口(连接器45)。

由和氧气调节器组件20相关的第一流速传感器46测量加压可呼吸气流的流速。第一流速传感器46可设置在交叉点48上游的任何位置，在这里加压可呼吸气流与氧气源24的辅助氧气混合。虽然第一流速传感器46在图4中描述为位于氧气调节器组件20的分离流速传感器，但是应当理解在另一个实施例中，可通过氧气调节器组件20从非位于氧气调节器组件20的流速传感器获得加压可呼吸气流的流速。例如，氧气调节器组件20可与输气系统16有效连接，并且可从输气系统16接收作为流速传感器38所测量的加压可呼吸气流的流速相关的数据。

如图4所示，由氧气控制阀50控制氧气源24的辅助氧气流。氧气控制阀50可包括将氧气调节器组件20连至氧气源24的连接器、过滤并调整辅助氧气供应压力的过滤器/调节器、和/或控制辅助氧气流的阀。

氧气控制阀50的阀门可包括一个或多个能够提供期望流量的螺线管驱动控制阀。例如，控制阀50可包括多个小型、现成的(off-the-shelf)、常闭、弹簧回复的提升阀(由螺线管驱动)，例如Pneutronics，Inc.制造的提升阀。例如，每个阀可在35psi驱动压力下提供大约35L/min的流速，并且在一个实施例中采用三个阀门。该三个阀门可配线为向每个阀同时施加阀的驱动控制。由Pneutronics制造的上述阀门在设计上为：在某一精确的电流水平下打开，从而在并非所有阀同时开启的情况下，规避了设置相关的非线性控制问题。

一个实施例中，氧气控制阀50的过滤器/调节器可配置和设置为预防氧气控制阀50中的颗粒积累，其可造成阀门一直打开并泄漏氧气。过滤器/调节器还可配置和设置为将辅助氧气的驱动压力降至期望的低水平，例如50psi，以减小疏忽设计偏差(例如制造缺陷)的可变性，该可变性可对供应压力或者阀门的可控性产生影响。例如，过滤器/调节器可包括由Parker-Hannifin制造的“碗”型过滤器/调节器。

在图4的实施例中，由和氧气调节器组件20相关的第二流速传感器52测量辅助氧气的流速。第二流速传感器52设置在氧气控制阀50的下游以监控引向交叉点48的辅助氧气流速，该辅助氧气与加压可呼吸气流混合。

在交叉点48上加压可呼吸气流18和辅助氧气24的混合形成经患者导管54输送至患者的氧化气流，该患者导管通常为向患者界面组件56输送呼吸气流的单根柔性导管。在所描述的实施例中，患者界面组件56和/或患者导管54包括用于从该部件向周围大气排出气体的合适排出口58。排出口58优选为连续开口形式的无源排出口，其对排出气体施加流速限制以允许控制患者界面组件56内的气体压力。但是，可理解的是排出口58可以是进行不同配置以控制排出速度的有源排出口。例如在美国专利5,685,296和5,937,855中教导了合适排出口的实例，其作为参考组合在此。

本发明考虑在一个实施例(未示出)中患者导管54可以为两分支导管，这一点在常规呼吸机中是常见的。在两分支导管中，第一个分支例如患者导管54向患者输送氧化气体，只是其没有排出口。相反，第二分支从患者向周围大气输送排出气体，通常，在控制器(例如调节器处理器模块60)控制下的第二分支中的有源排出口为患者提供期望水平的呼气末正压(positive end expiratorypressure，PEEP)。

如图所示出，氧气调节器组件20包括控制氧气调节器组件20各个运行方面的调节器处理器60。例如，在需要的情况下，向调节器处理器60提供第一流速传感器46和第二流速传感器52的输出以进行处理，以确定和/或调节加压可呼吸气流和辅助氧气的流速(V′)。

调节器控制界面62向氧气调节器组件20的调节器处理器60提供数据和命令。调节器控制界面62可包括任何适合于经导线或者无线连接向调节器处理器60提供信息和/或命令的设备。调节器控制界面62的典型实例可包括键区、键盘、触摸垫、鼠标、麦克风、开关、按键、拨号盘、或者任何其它允许用户向氧气调节器组件20输入信息的设备。调节器控制界面62还可包括用于和处理器60通信信息和/或命令的导线或无线技术，例如串行接口、并行接口、USB、接口、RS-232接口、智能卡端子、调制解调器接口等等。

在本发明的一个实施例中，患者或者另一个人通过调节器控制界面62输入氧气浓度水平设定点。基于在调节器控制界面62输入的氧气浓度水平设定点，调节器处理器60控制辅助氧气流速从而输送至患者的氧化气体的氧浓度水平基本上等于氧气浓度设定点。更特别是，调节器处理器60控制氧气控制阀50的激发，从而控制从氧气源24输送至交叉点48的辅助氧气的流速。

在本发明的一个实施例中，氧气调节器组件20包括和调节器处理器60相关的存储器64，用于存储执行这些及其它功能所需要的程序。存储器64还能够存储关于氧气调节器组件20运行的数据，例如输入命令、警报阈值、以及任何其它与氧气调节器组件20运行相关的信息，例如气体流速、体积、压力、设备用途、工作温度的测量值。

根据本发明的一个实施例，调节器处理器60包括一种处理器，其适合于以必要的一种算法或多种算法编程，以计算可呼吸气体和辅助氧气的流速、以及被输送至患者的氧化气体的氧浓度水平，该处理器能够基于从第一流速传感器46和/或第二流速传感器52接收的数据控制氧气控制阀50，以按照某流速供应辅助氧气，该流速将保证氧化气体的氧浓度水平维持为基本上等于氧浓度水平设定点。

例如，调节器处理器60可确定表示辅助氧气流速的氧气流速设定点，该流速将保证输送至患者的氧化气体的氧气浓度水平基本上等于根据下式的氧气浓度水平设定点：

$Q_{\mathrm{app}}=Q_{\mathrm{bg}}\left(\frac{{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}{1-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}}\right),---\left(1\right)$

这里Q_app是氧气流速设定点，Q_bg是由第一流速传感器46测量的测量可呼吸气体流速，Φ_bg是可呼吸气体的氧气浓度水平(例如对大气为0.79)，而Φ_set为在调节器控制界面62输入的氧气浓度水平设定点。调节器处理器60然后控制氧气控制阀50，从而在基本上等于所计算氧气浓度设定点的流速下提供氧气源24辅助氧气的流速。为提高辅助氧气和可呼吸气体混合的精度，调节器处理器60可在应用第二流速传感器52所测量流速的反馈循环中控制氧气控制阀50，以校正所计算氧气流速设定点和所测量流速之间的差别。

图5示意性描述了根据本发明一个实施例的氧气调节器组件20′的替换配置。在图5的实施例中，第一流速传感器46′设置在交叉点48的下游，并测量包括由输气系统16所产生加压可呼吸气流和氧气调节器组件20所提供的辅助氧的氧化气体的流速。尽管该重新布置第一流速传感器46可能不会大大改变氧气调节器组件20的基本运行模式，但是确定氧气流速设定点的方程成为：

$Q_{\mathrm{app}}=Q_{\mathrm{gas}}\left(\frac{{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}{1-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}\right),---\left(2\right)$

这里Q_gas是由第一流速传感器46′所测量的氧化气体的流速。

应当理解，图4和5所示出的流速传感器46和52的结构并不详尽，而且可采用其它结构。例如，一个实施例中，流速传感器设置为测量加压可呼吸气流18的流速以及氧化气体12的流速，处理器60基于该测量值控制控制阀50。另一个实施例中，流速传感器设置为测量加压可呼吸气流18、辅助氧气22、和氧化气体12每个的流速，处理器60基于该测量流速控制控制阀50。

因为输气系统16的输送系统处理器40基于压力以反馈方式控制生成加压可呼吸气流，并且氧气调节器组件20的调节器处理器60基于测量流速控制辅助氧气，所以输送系统处理器40和调节器处理器60可独立运行而在其间没有实质通信。换言之，因为对输气系统16产生加压可呼吸气流的控制是基于压力，所以氧气调节器组件20向系统10中加入辅助氧气将被压力传感器36测量为压力上升，并因此自动调整加压气体的流速从而即使在输送系统处理器40和调节器处理器60不能有效连接以进行控制或其它信号通信的实施例中，加入的辅助氧气也不会明显改变输送至患者的总气体(氧化气体)压力。相似地，将由调节器处理器60经第一流速传感器46检测将输送至患者的气压维持在期望水平的输气系统16所引起的加压可呼吸气流的流速变化，并且该变化可通过根据所检测的变化自动调整辅助氧气流以维持氧化气体的氧气浓度水平解决。

尽管根据本发明处理器40和60不需要相互通信以使患者治疗系统10合适运行，但是在处理器40和60不能有效连接的实施例中，输送系统处理器40(以及随后向用户的报告)对输送至患者的气体的流速和/或体积的估计可能不太精确，因为该估计将不考虑加入输气系统16下游的辅助氧气。在处理器40和60不能有效连接的实施例中，氧气调节器组件20包括和那里的罩相关的视觉指示，即以输气系统16施加氧气调节器组件20将大大影响对从输气系统16获得的流速和/或体积的估计。可视标记例如可包括图示、书面声明或其它可视标记。另一个实施例中，氧气调节器组件20包括相似的视觉标记并经调节器控制界面62提供对输送至患者的气体的流速和/或体积的精确估计。

当然，虽然在某些实施例中处理器模块40和60不需要有效连接以进行通信，但是输气系统16和氧气调节器组件20可相互通信，并且可通信关于加压可呼吸气流和/或辅助氧气流产生的各种信息。例如，氧气调节器组件20可向输气系统16传送辅助氧气的流速，从而输送系统处理器40可在进行泄漏估计时辅助氧气，和/或调整输送至患者的气体流速和/或体积的估计。

应当理解图4和5所描述的氧气调节器组件20的实施例并不是穷举，而且使模块组件被连至和输气系统16相似的系统下游的系统，以将该系统所产生的气流氧浓度水平提高至可选择配置水平的任何部件配置都落入本发明的范围。例如氧气调节器组件20可以是与其它输气系统相连的自备单元。氧气调节器组件20在一个实施例中包括具有氧气调节器阀50和调节器处理器60的自己的罩。在非限制性实例中，罩还可包括存储器64、界面62、流速传感器52、流速传感器46和/或连接器45。此外，一个示例性实施例中，输气系统16包括其中设置压力发生器26和输送系统处理器40的罩。输气系统罩还可包括流速传感器38、压力传感器36、和/或界面42。该罩还可包括存储器44和/或控制阀32。另外，尽管在上面将患者治疗系统10描述为包括调节输送至患者的氧气浓度水平的氧气调节器组件20，但是本发明考虑以其它的气体成分替换氧气。

还应当理解，虽然本发明在上文描述为伴随主气流向患者输送作为辅助气体的氧气，但是其它气体可用作辅助气体。例如，已知向患者输送氦、氦-氧混合物(heliox)、氮气、氮氧混合物(nitrox)、氦氧氮混合物(trimix)、或者任何其它气体或者气体的组合。这些气体或者气体的组合可被用作和主气流混合在一起的辅助气体22，上述设置辅助气体浓度水平的描述适用于其它种类的气体或者气体混合物，而硬件保持相同。主要差别在于气源24不是氧气源，而是其它被送入患者的气体或者气体混合物。

尽管已经基于现在认为是最实用和优选的实施例为描述目的详细描述了本发明，但是将理解这样的细节仅仅是为此目的，以及本发明不限于所公开的实施例而是相反期望包括属于附加权利要求实质和范围的更改和等效设置。例如，将理解本发明考虑在可能的程度任何实施例的一个或多个特征可以和任何其它实施例的一个或多个特征组合。

Claims (25)

1.一种模块气体调节器(20，20′)组件，其通过控制伴随由输气系统(16，16′)产生的加压可呼吸气流(18)输送至患者的辅助气流(22)选择性控制输送至患者的气体浓度，所述输气系统由输送系统处理器(40)控制，所述模块气体调节器组件包括：

控制界面(62)，能够选择辅助气体浓度水平设定点；

气流调节器(50)，调节气源的辅助气体流速；以及

调节器处理器(60)，控制气流调节器从而来自气源的辅助气体和输送至患者的加压可呼吸气流的气体浓度水平基本上等于气体浓度水平设定点，该调节器处理器独立于输送系统处理器。

2.如权利要求1所述的模块气体调节器组件，其中辅助气体和加压可呼吸气流经公共路径(12)输送至患者。

3.如权利要求1所述的模块气体调节器组件，其中调节器处理器通过部分地基于气体浓度水平设定点来确定辅助气体的气体流速设定点，并且控制气流调节器，来调节辅助气体流速，从而辅助气体的流速基本上等于辅助气体的气体流速设定点，由独立于输送系统处理器的调节器处理器确定辅助气体的气体流速设定点。

4.如权利要求3所述的模块气体调节器组件，还包括与调节器处理器有效连接的第一流速传感器(38，46，46′)，其中第一流速传感器测量加压可呼吸气流的流速，其中调节器处理器部分地基于气体浓度水平设定点和加压可呼吸气流的流速确定辅助气体的气体流速设定点。

5.如权利要求4所述的模块气体调节器组件，其中第一流速传感器为输气系统的元件，所述调节器处理器有效连接至输气系统以从第一流速传感器接收和加压可呼吸气流流速相关的信息。

6.如权利要求4所述的模块气体调节器组件，其中调节器处理器基于下面的方程确定辅助气体的气体流速设定点：

$Q_{\mathrm{app}}=Q_{\mathrm{bg}}\left(\frac{{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}{1-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}}\right),$

其中Q_app是气体流速设定点，Q_bg是可呼吸气体的测量流速，Φ_bg是可呼吸气体的气体浓度水平，而Φ_set为气体浓度水平设定点。

7.如权利要求4所述的模块气体调节器组件，还包括与测量气源的辅助气体流速的调节器处理器有效连接的第二流速传感器(52，46′)，并且其中调节器处理器以反馈方式基于辅助气体的气体流速设定点和由第二流速传感器测量的辅助气体流速控制气流调节器。

8.如权利要求3所述的模块气体调节器组件，其中辅助气体和加压可呼吸气流经公共路径输送至患者。

9.如权利要求8所述的模块气体调节器组件，还包括与测量公共路径中加压可呼吸气体以及辅助气体流速的调节器处理器有效连接的第一流速传感器(38，46，46′)，其中调节器处理器部分地基于气体浓度水平设定点和公共路径内加压可呼吸气流和辅助气体的流速确定辅助气体的气体流速设定点。

10.如权利要求9所述的模块气体调节器组件，其中调节器处理器基于下面的方程确定辅助气体的气体流速设定点：

$Q_{\mathrm{app}}=Q_{\mathrm{gas}}\left(\frac{{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{set}}-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}{1-{\mathrm{\Φ}}_{\mathrm{bg}}}\right),$

其中Q_app是气体流速设定点，Q_gas是公共路径内加压可呼吸气流和辅助气体的测量流速，Φ_bg是可呼吸气体的气体浓度水平，而Φ_set为气体浓度水平设定点。

11.如权利要求10所述的模块气体调节器组件，还包括与测量气源辅助气体实际流速的调节器处理器有效连接的第二流速传感器(52，46′)，其中调节器处理器以反馈方式基于辅助气体流速设定点和第二流速传感器测量的辅助气体试剂流速控制气流调节器。

12.如权利要求1所述的模块气体调节器组件，其中调节器处理器向输送系统处理器输送信息，所述信息与加压气流和气源气体的混合相关。

13.如权利要求1所述的模块气体调节器组件，其中气流调节器包括可由调节器处理器控制的阀门(50)。

14.如权利要求1所述的模块气体调节器组件，其中辅助气体为氧气、氦气、氮气、或者其任意组合。

15.一种患者治疗系统(10)，包括：

输气系统(16，16′)，产生向患者输送的加压可呼吸气流；

输送系统处理器(40)，与输气系统相关，并在产生加压可呼吸气流时控制输气系统；

模块气体调节器组件(20，20′)，用于调节气源发出的辅助气流，所述辅助气体伴随着加压可呼吸气流向患者输送，以选择性控制辅助气体的气体浓度水平和随之输送至患者的加压可呼吸气流；以及

调节器处理器(60)，和模块气体调节器组件相关，并调节辅助气流，所述调节器处理器独立于输送系统处理器。

16.如权利要求15所述的患者治疗系统，其中输送系统处理器控制输气系统以产生加压可呼吸气流从而加压可呼吸气流具有(1)基本上恒定的压力，或者(2)其中压力在吸气和呼气之间变化的双-级压力水平。

17.如权利要求15所述的患者治疗系统，其中所述模块气体调节器组件包括可由调节器处理器控制以调节气源辅助气体流速的阀(50)。

18.如权利要求15所述的患者治疗系统，其中辅助气体和加压可呼吸气流经公共路径(12)输送至患者。

19.如权利要求15所述的患者治疗系统，还包括与模块气体调节器组件相关、能够选择气体浓度水平设定点的控制界面(62)，其中调节器处理器控制调节辅助气体的流速，从而加压可呼吸气流和随之输送至患者的辅助气体的气体浓度水平基本上等于气体浓度水平设定点。

20.如权利要求15所述的患者治疗系统，其中所述调节器组件向输送系统处理器输送信息，所述信息与辅助气体的流速相关。

21.如权利要求15所述的患者治疗系统，其中所述辅助气体为氧气、氦气、氮气或者其任意组合。

22.一种患者治疗系统(10)，包括：

第一罩(16，16′)；

压力发生器(26)，容纳在第一罩中并产生输送至患者的加压可呼吸气流；

第一处理器(40)，容纳在第一罩中并控制压力发生器；

第二罩(20，20′)，独立于第一罩；

气流调节器(50)，容纳在第二罩中，并调节随着加压可呼吸气流从气源输送至患者的辅助气体的流速；以及

第二处理器(60)，容纳在第二罩中并控制气流调节器。

23.如权利要求22所述的患者治疗系统，其中所述第二罩还包括第一流速传感器(52)、第二流速传感器(46，46′)、和调节器控制界面(62)。

24.如权利要求22所述的患者治疗系统，其中所述第一罩还包括控制阀(32)、流速传感器(38)、和输送系统控制界面(42)。

25.如权利要求22所述的患者治疗系统，其中辅助气体为氧气、氦气、氮气或者其任意组合。

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