CN105980014B - 双压力传感器患者通气设备 - Google Patents

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Abstract

公开了一种患者通气设备。所述设备包括进气端口,其可连接到具有加压的富氧气体的氧气源。出气端口可通过气体传输管道连接到患者接口,所述患者接口被构造为在患者呼吸道上的设备。阀门与进气端口和出气端口气动地联通。第一压力传感器测量患者接口压力,患者接口可通过压力传感器线与第一压力传感器连接。

Description

双压力传感器患者通气设备
技术领域
本公开一般地涉及患者通气系统,更具体地说,涉及无创性通气的方法和系统,其中利用位于源头和通气面罩处的双压力传感器来向患者提供可吸入气体的加压流。
背景技术
人体呼吸系统提供所需的氧气摄取、氧气/二氧化碳交换以及二氧化碳呼出功能,其中每一个功能都与肺的活动有关。就这一点而言,肺作为气体交换器官,其中吸入的氧气进入血液,并且收集的二氧化碳从血液传到空气。另外地,肺部作为呼吸泵,其传输富氧的空气进入肺部,并将富含二氧化碳的空气排出肺部。大脑中的呼吸中枢、中枢神经和外围神经、骨性胸廓和呼吸肌肉组织以及自由平稳的呼吸道对呼吸泵的正确运行是必需的。
患者承受某些疾病或其他严重的健康问题时,呼吸泵会经常超负载或疲惫不堪。典型的综合征是出现横隔膜保持平坦而没有能力收缩的肺气肿,以及呼吸道通常是极度松弛并趋于塌陷。必然地,患者在进行足够深的呼吸并将所需氧气提供给身体同时排出二氧化碳废气时感到困难。
机械呼吸设备包括帮助患者完成呼吸或补充呼吸的医疗装置。早期的呼吸设备,诸如“铁肺”,在患者胸部周围制造负压力来引起周围的空气流通过患者的鼻子和/或嘴进入到肺部。但是,大部分现代呼吸设备替代地使用了正压力来通过呼吸设备与患者之间的患者通路将气体传输到患者的肺部。患者通路一般地由一个或两个大腔管(例如,针对成人为22mm内径,针对儿童为15mm内径),其一端与呼吸设备接口并且另一端为患者面罩接口。
现在的呼吸设备被设计为支持“有通气口”或“渗漏式”通路或“无通气口”或“无渗漏式”通路。应用有通气口通路的呼吸设备是最典型地用于非急性的临床需求,诸如对阻塞性睡眠呼吸暂停或呼吸功能不全的治疗。另一方面,在患者接口中没有通气口开口的无通气口通路被典型地用于急救护理应用。
无通气口或无泄漏型呼吸设备可以利用单管或双管患者通路。正如它的术语建议,单管患者通路包括在单个管道上从呼吸设备到患者和患者面罩的气体流。单管患者通路典型地用于非急性的临床需求,诸如对阻塞性睡眠呼吸暂停或呼吸功能不全的治疗。双管通路包括用于运载从呼吸设备到患者接口的气流的一个管道以及用于运载从患者肺部返回到呼吸设备的呼出气体的另一个管道。
呼吸设备应用正压力打开患者的气管来阻止它坍塌。在基本实现中,吸气周期的速率和体积以及呼气周期的速率和体积可以不考虑患者自发呼吸周期而由呼吸设备来设置。但是,对于可以自发呼吸的程度的患者而言,通过呼吸设备向患者施加的任何相反的正压或负压都可能引发不适。尽管临床医生尽最大努力使处方的通气流速率减小这种外来压力增大,同时保证在吸气期间有适当的气管夹板,但患者还是可能在呼吸周期全程中承受比所需更高的压力。
因此,在现有技术中需要改良的呼吸设备的系统,其在源头和通气面罩处包括双压力传感器来控制呼气阀门。
发明内容
根据本公开的各种实施例,考虑一种通气设备。所述设备可以包括能够与具有加压富氧气体的氧气源连接的进气端口。另外,可以有一个能够通过气体传输管道与患者接口连接的出气端口。患者接口可以被构造为患者呼吸通道上的配件。所述设备可以进一步包括具有输入端和输出端的阀门,并且所述输入端可以与进气端口进行气体交换,输出端可以与出气端口进行气体交换。可以存在第一压力传感器,其测量患者接口的压力。患者接口可以通过压力传感器线与第一压力传感器连接。所述设备也可以包括第二压力传感器,其测量阀门输出压力。可以存在控制器,其与第一压力传感器、第二压力传感器以及流量传感器通信。可以通过控制器基于对第一压力传感器和第二压力传感器的测量的结合来检测患者吸气阶段和患者呼气阶段,以调节阀门来选择性地将加压富氧气体传输到患者接口。在连同附图阅读时,通过参考下述详细说明,将最好地理解本发明。
附图说明
参考以下说明和附图将更好地理解本文公开的各种实施例的这些和其他特征和优点,附图中相同数字表示相同的部件,并且其中:
图1为示出根据本文公开的各种实施例的呼吸设备的各种组件的框图,其中包括通气单元、患者通气接口、气体通过管道和氧气源;
图2为示出所述通气单元的电子组件的框图;
图3为以图形方式示出在包括吸气阶段和呼气阶段的典型呼吸序列上在氧气源阀门和患者通气接口处的压力周期的压力图;
图4为以图形方式示出在呼吸序列上在氧气源阀门和患者通气接口处的压力周期差(△P)的压力图;
图5为以图形方式示出在氧气源阀门和患者通气接口处展示了泄漏常数的压力差(△P)的压力图;
图6为控制回路的框图,用以描述压力传感器相对于氧气源阀门和患者通气接口作为对设备进行控制的输入而发生变化;
图7为用于描述患者通气接口压力控制的控制回路框图;
图8为控制回路框图,用以描述压力传感器相对于氧气源阀门和患者通气接口作为对设备进行控制的输入而发生变化;
图9为示出图6所示的控制回路的处理步骤的流程图;
图10为示出通气单元的相关组件的块流程图;
附图和具体实施方式中使用共同的参考数字来表示相同部件。
具体实施方式
以下结合附图给出的详细说明旨在描述用于持续患者通气的系统的几个目前预期的实施例。系统将呼吸气体传输给患者用于呼吸协助并且在整个呼吸周期执行各种方法来进行选择性的增大压力。本描述不旨在表示本发明可以开发或利用的唯一形式。本描述提出与所示实施例相关的功能和特征。但是需要理解的是,由不同实施例完成的相同或等价的功能也旨在包含于本公开的范围内。需要进一步理解的是相关术语诸如第一和第二等等的使用只用来区分一个实体和另一个实体,而不是必需要求或隐含这类实体之间任何实质的关系或次序。
参考框图1,本公开的一个实施例考虑通气系统10一般地包括患者通气接口12和通气单元14。患者通气接口12可以包括这样的装置,如全面罩或鼻罩,其可以被置于与患者的上呼吸道联通的直接气体流中,即,鼻腔和口腔。通气系统10的一个实施例可以利用鼻罩。需要理解的是在不背离本公开范围的情况下,患者呼吸系统与通气单元14的接口可以被其他设备替换,只要下面标注的某些特征包含其中即可。
一般地,通气单元14产生呼吸气体流,其通过患者通气接口12被传输到患者。呼吸气体可以是周围富氧空气的结合,或任何其他适合治疗患者的气体的适当混合。通气单元14包括第一进气端口16,氧气源18通过该进气端口16来提供富氧气体。第一类氧气源是容器18a,其存储压缩的富氧气体。可替换地,有第二类氧气源,包括氧浓缩器装置20,其吸入周围空气并且将低压富氧气体输出到氧气压缩器22。根据一个实施例,氧气压缩器22产生大约3到4ps i的输出压力。更加详细地,氧气压缩器22包括鼓风机装置24,其增加了从氧浓缩器20输出的气体流的压力以存储于累积器24中。从累积器24输出的气体被调节为具有相对较高的压力,大约为40到80ps i。通气单元14的第一进气端口16与进气过滤器18联通,进气过滤器18从最终传送给患者的呼吸气体中移除微粒和其他污染物。
来自氧气源18a或18b的高压通过阀门26调节。在气体流中有一个阀门进气端口26a与进气过滤器18联通,并且在气体流中的阀门出气端口26b与通气单元14的出气端口28联通。正如下面将要进一步详细描述的,阀门26的位置可以被选择性地调整到从氧气源18到患者13满足预期的气体体积/压力的端口。需要意识到,根据本公开可以利用任意适合的能够调节气体流量和压力来给患者通气的阀门26。阀门26可以被电驱动,充气地驱动、或以任何其他适合的发动方式来驱动。阀门26的致动由可编程控制器30管理,其执行由本公开提出的患者通气设备的各种方法,如下文将进一步详细地描述。
通过阀门26进入的呼吸气体流通过出气端口28传递到气体传输管道30,该管道30与之前提到的面罩或患者通气接口12耦接。气体传输管道30被理解为具有诸如22mm或更小的预设内径的塑料管,然而也可以使用任何其他适合材料和结构的管道。取决于患者13的呼吸状态,在患者通气接口12与阀门26的输出,即,阀门进气口26a之间有压力差产生。
为了确定这种压力差,本发明提出的通气系统10包括双压力传感器,其包括阀门压力传感器34和患者接口压力传感器36。阀门压力传感器34置于通气单元14中,并且监控阀门出气端口26b处的压力。患者接口压力传感器36也物理地置于通气单元14中,但是其通过连接到进气端口40的压力传感器线38来与患者通气接口12进行直接气体流联通。当通气单元14运行,压力传感器线38中的气压以及气体管道32可以连接来传送净化流以清除压力传感器线38。这可以通过连接到两边的净化电磁闸42来实现。净化可以根据阀门压力与患者接口压力之间的患者呼吸阶段或压力差来保持连续或间断。
随着气体传输管道30的直径减小,特别地关于在通过阀门26的气体流通道的较大直径部分,在患者通气接口12处存在较低压力下的增加的流动速率。如本领域技术人员将要认识到,显示出文丘里管效应。
除了测量患者通气接口12和阀门输出口26b之间的压力差,还使用实际从阀门12输出的呼吸气体的流量测量值。为此,通气单元14包括流量传感器43,其与阀门12和出气端口28串接。
图2的框图示出通气单元14的一种典型实施例的各种电子组件。从常见家庭供电的50Hz或60Hz的120V或220V交流电(AC)提供用于通气单元14的电力。框图示出这个供电为供电源44。电源46与供电源44相连,如本领域技术人员将要认识到,电源信号经各种整形、滤波并且降压为直流电压(DC)。根据本公开的一个实施例,直流电源为24V。通气单元14的一些组件可以使用比控制逻辑器件更高的DC电压,并且使得电源46与电源逻辑48相连。电源逻辑48的第一输出50与集成电路稳压器52相连,集成电路稳压器52将DC电压降压为逻辑器件5V电平。电源逻辑48的第二输出54是直接来自电源46的现有的高DC电压,并且与阀门控制电路56相连。
富氧呼吸气体的持续源由上述的氧气源18提供,并且到患者通气接口12以及最终到患者13的输出由阀门26调节。用来确定呼吸气体体积和压力的阀门26所需的具体位置由阀门控制电路56来设置,并且本领域的技术人员将要意识到适合于本申请所预想的阀门致动器的实施。呼吸气体从阀门26的开口流经与流量传感器43串接的内部管道57。内部管道57与上述的通气单元14的出气端口24相连,而通气单元14与气体管道32相连。如上所述,阀门压力传感器34和患者接口压力传感器36与阀门26和患者13之间的气动回路相连。
可以通过诸如微控制器或控制处理器58的可编程的集成电路装置来实施控制器30和它的功能。明显地,控制处理器58接收某些输入,并且基于这些输入来产生某些输出。对输入进行的具体操作可以被程序化为由控制处理器58来执行的指令。就这一点而言,控制处理器58可以包括算法/逻辑单元(ALU)、各种寄存器以及输入/输出端口。虽然可以将诸如EEPROM(电可擦/可编程只读存储器)的外部存储器60与控制处理器58相连来永久存储和取得程序指令,但也可以是内部随机存取存储器(RAM)。一个实施例考虑使用英特尔8081指令集/构架,尽管任何其他适合的指令集或处理器构架可以作为替换。如以上指出的那样,控制处理器58由稳压器52以低电压DC供电来提供电力。
为了设置通气单元14的操作参数,并且初始化或终止某一功能,提供图形用户界面。这种图形用户界面可以在输出装置62上产生,其可以是液晶型(LCD)64。在输出装置上可以显示任何图像,然而为了更具体的指示,可以使用简单的发光二极管(LED)装置66。需要认识到的是,警告状况、电源状态等可以用LED装置66示出。音频输出也可以通过同样与控制处理器58相连的音频转换器68产生。在预期的输出中,可以在音频转换器68上产生包括简单电子信号声、警报以及提供信息和指令的复杂的语音提示的输出。
操作者可以通过诸如覆盖在LCD屏64上的触屏界面70之类的不同输入装置69与图像用户界面交互。需要认识到,各种图形元素可以在底层屏64上产生,对这些图形元素相应位置的触摸输入/交互被评估为对它们的选择或激活。各种触摸屏界面,其中一些可以直接与屏64形成为整体,在本领域是已知的。除了触摸屏输入,按钮72也可以与控制处理器58相连以同样地接收用户输入。需要理解的是,音频转换器68也可以接收语音指令形式的声音输入,其处理可以通过控制处理器58来进行。
也可以考虑与诸如通用计算机之类的其他数据处理装置连接并通信的几种形式。因此,控制处理器58可以与通用串行总线(USB)控制器74相连。对于更多基本通信,可以是串行RS-232收发机76。通过这些数据通信形式,可以设置通气单元14的配置选项,可以下载操作概况等。尽管具体参考了USB和RS-232通信形式,但包括无线系统的任何其他通信形式可以在不超出本公开的范围内被替换。
通气单元14的功能取决于良好的同步,并且控制处理器58与维持普通时钟周期的实时时钟78相连。尽管实时时钟78的主要特征是在处理器循环级维持同步,但其也维持长期时间数据。为了保持这种时间数据,实时时钟78可以由主电源46单独地供电,因此有一个电池备份80。在繁重的处理负荷或不期望的程序条件下,控制处理器58会变成不能实时执行关键程序步骤。因此,控制处理器58可以包括处理器监管器82,其一旦检测到这种情况就调用程序运行中断。典型地,这作为周期性地清除存储器变量的步骤来执行,并且当由于指令执行被冻结或另外被延迟导致那个步骤不能发生时,处理器监管器82可以发起执行预定程序。
如上所述,阀门26由阀门控制电路56驱动,其根据从控制处理器58接收到的信号来产生不同输出。驱动阀门26的信号在阀门位置指令线84上产生。为了确定阀门26的位置实际就是其被命令所处的位置,阀门控制电路56通过阀门位置反馈线86提供反馈。而且,如下详述,利用在患者13处的压力读数来影响控制决定,所以患者接口压力传感器36与控制处理器70相连。阀门控制电路56通过启动线88被激活和失效。
如本文所涉及的,术语患者通气接口12和患者面罩可交换地使用。需要认识到,患者面罩是一种具体种类的患者通气接口,并且正如上述简要解释的那样,可以使用其他类型的通气接口。按照这种思路,引用诸如面罩压力、阀门压力的术语,或使用术语面罩或阀门来修改任何其他术语以达到仅为了方便描述而非限制的目的。例如,面罩压力被理解为关于患者通气接口12中的压力,同时阀门压力被理解为关于阀门26的输出压力。
现在参考图3的压力图,其示出在呼吸周期的不同点处阀门26以及患者通气接口12的典型操作压力。更具体地说,第一曲线90示出通过阀门压力传感器34测量到的阀门26的压力周期,并且由吸气区域92和呼气区域94来表示特征。应该理解,阀门26的压力在吸气期间增加,在呼气期间下降。由此,第一曲线90及其所表示的测量值将被称为PValve,在任意特定时间t的压力值将被称为PValve(t)。以cmH2O为单位给出压力,这与本文讨论的其他压力测量一样。
第二曲线96示出由压力传感器36测量的患者通气接口12的操作压力周期。由此,第二曲线及其所表示的测量值被称为PMask,在任意特定时间t的压力值被称为PMask(t)。如第二曲线96所示,PMask在吸气区域92增加并且在呼气区域下降。而且,在阀门26处的压力PValve明显地高于在患者通气接口12处的压力PMask。
还考虑了用于本公开的通气系统10的患者泄漏指示。如图4中的曲线所示,第一曲线98代表在给定示例中在一段时间内PValve与PMask之间的差值,并且也被称为△P。第一曲线98也可以由吸气区域92和呼气区域94来表示特征。压力差△P的平均值由泄漏常数104来表示。需要意识到泄漏常数54的值越大,泄漏量越大。
现在参考图5中的曲线,将要进一步考虑患者触发器和循环状态的确定。需要理解的是,循环和触发状态都基于患者呼吸循环,并且本发明考虑一种可以确定吸气阶段和呼气阶段的形式。曲线192代表在一个时间段内面罩压力PMask与阀门压力PValve之间的压力差△P。可替换地,曲线192也可以代表由流量传感器43测量的流速Q。
根据一个实施例,触发限制102被设置或被计算为△P和/或Q的平均值。更具体地说,在时间(t)的触发限制102可以是同样在时间(t)的平均△P或流速加上预设的触发常数,该触发常数可以由临床医生或患者来设定。如果在时间(t)的压力差△P和/或流速Q大于在同样时间(t)的触发限制,则认为患者是在吸气阶段内。
周期限制104也被设置,并且被理解为△P和/或Q的峰值的函数。更具体地说,在时间(t)的周期限制是在时间(t)的最大△P和/或Q乘以周期常数。周期常数可以通过临床医生或患者来设置,或另外地作为△P(t)的函数来计算。如果所测量的△P小于设置的周期限制,则确定患者在呼气阶段内。
由阀门26调节的从氧气源18传输到患者13的具体压力通过可编程压力控制器56来设置,并且图6、图7和图8为示出不同变化的应用的控制回路框图。本公开的通气系统10的一些实施方式包括双水平(bi-level)气道正压疗法。在依据触发限制检测到是吸气阶段期间将第一气道正压传递到患者13,并且在依照上述周期限制检测到是呼气阶段期间对较低的第二气道正压进行传输。
具体地参照图6中的控制回路框图,将考虑与阀门26的控制功能有关的附加细节,具体考虑的是利用阀门26与患者通气接口12之间的压力差的闭合回路控制电路106。
一般地,闭合回路控制电路106包括第一PID控制器108和第二PID控制器110,这两者都对阀门26起作用来完成患者管路内的压力变化。第一或内部控制回路112由第一PID控制器108驱动来调节阀门压力114,还可具有第二或外部控制回路116。利用第一PID控制器108以及第二PID控制器110一起调节面罩压力118。内部控制回路112和外部控制回路116是内部相关的并且一起定义了闭合回路控制电路106。
闭合回路控制电路106的一个目标是将阀门26操作到所需的范围来达到预定的压力,使得足以满足患者吸气和呼气的压力需求以及在通气系统14内的压力损失。作为由临床医生输入的预设双水平气道正压的期望的压力由提供给第一求和点122的输入值120来表示。在患者面罩处的压力(即面罩压力117)是由上述的压力传感器36测量的,并且也被输入到第一求和点122。与输入值120的累加压力和面罩压力118相对应的输出信号124被传递到第二PID控制器110。由第二PID控制器110处理输出信号124,并且这个处理信号被输出到阀门控制电路56从而作为响应来部分地调节阀门26。
第二PID控制器110的输出是第二求和点126的输入,其还将阀门处的压力值(即,阀门压力114)相加。与这些总和压力相对应的另一输出信号128被传递到第一PID控制器108,其再一次被处理并输出到阀门控制电路56来调节阀门26。随后的阀门压力114测量再一次被反馈到第二求和点126,在这个点处内部回路继续。
第一PID控制器108是针对阀门压力传感器34的闭合回路控制的一部分,其输出为阀门26的电流设置点。而且,第二PID控制器110使面罩压力与双水平设置点120之间的误差最小。第二PID控制器110的输出是第一PID控制器108的设置压力。第一PID控制器108和第二PID控制器110各自的增益可以根据患者呼吸阶段和/或双水平设置点120来安排。在呼气期间,控制器30可以被重新构造为控制阀门26的位置、阀门压力、流速,可以有单独的或不同的设置目标。一旦检测到吸气阶段,双水平设置点120可以被设置为与呼气期间不同的值。
图7示出更普遍的闭合回路控制电路130,其利用PID控制器132来调节面罩压力118。将所测量的面罩压力118提供到求和点134并且与双水平设置点120求和。
图8的控制回路框图同样示出阀门26的控制功能,其在利用由流量传感器43测量的通过阀门26的流量测量值的闭合回路控制电路134中实现。与上述基于压力差的控制系统类似,存在第一PID控制器108和第二PID控制器110,其两者都对阀门26起作用来完成患者管路内的压力变化。第一或内部控制回路136由第一PID控制器108驱动来调制流量135,第二或外部控制回路138同样如此。利用第一PID控制器108和第二PID控制器110两者,面罩压力118也被调制。内部控制回路136和外部控制回路138是相互关联的并且一起定义了闭合回路控制电路134。
另外,闭合回路控制电路134被理解为将阀门26操作到需要的范围来达到充足的预定压力来满足患者需要的吸气压力和呼气压力以及在通气系统14中的压力损失。作为由临床医生输入的预设双水平气道正压的期望压力是由提供给第一求和点122的输入值120来表示的。面罩压力118也输入到第一求和点122。与输入值120和面罩压力118的总压力相对应的输出信号124被传送到第二PID控制器110。处理的输出信号124被输出到阀门控制电路56从而作为回应来部分地调节阀门26。
第二PID控制器110的输出被输入到第二求和点126,其与流量135求和。与这些求和值相对应的另一个输出信号128被传送到第一PID控制器108,其再一次被处理并且输出到阀门控制电路56来控制阀门26。随后流量测量值被再一次反馈到第二求和点126,在这个点内部回路136继续。
第一PID控制器108是针对流量传感器43的闭合回路控制的一部分,其输出为阀门26的电流设置点。而且,第二PID控制器110减小面罩压力和双水平设置点120之间的误差。第二PID控制器110的输出是第一PID控制器108的设置压力。第一PID控制器108和第二PID控制器110各自的增益可以根据患者呼吸阶段和/或双水平设置点120来安排。在呼气期间,控制器30可以被重新构造为控制阀门26的位置、阀门压力、流速、单独的或不同的设置目标。基于检测到的吸气阶段,双水平设置点120可以被设置为与呼出期间不同的值。
参考图9的流程图,将描述包含于控制回路电路106和134中的步骤。在步骤200中,设置双水平设置点120。之后在步骤202中读取面罩压力118,并且在步骤204计算设置双水平设置点压力120和面罩压力118之间的误差,如上关于第二求和点122所述的那样。在步骤206中,计算的误差反馈到第二PID控制器110。在步骤208中,由第二PID控制器110调节阀门26来减小在双水平设置点120和面罩压力118之间的误差。在此时,产生阀门压力设置点。在步骤210内接收到每个内部控制回路112、阀门压力114,并且这些值与第二PID控制器110的设置阀门压力设置点之间的误差在步骤212中计算。根据步骤214,误差的量之后被反馈到第一PID控制器108中。在步骤216中通过进一步调节阀门26使得误差最小,从而产生电流设置点。
现在参考图10的图,将考虑通气系统10的操作顺序。如上文所指出,阀门26由阀门控制电路56致动。特别地,阀门26的位置电地或充气地移动到特定位置来接受需要的流量和压力。该操作的具体顺序和方式由闭合回路控制电路102、130和134来管理,其由控制器56实现。闭合回路控制电路156的输入中的一个是压力指令140,或由临床医生设置的治疗压力。
对阀门26的致动导致在阀门25处的压力变化,如在阀门压力传感器块142中感测到的那样。而且,压力读数也在患者通气接口12或面罩压力传感器块144上显示。可选地,还存在流量传感器块145。这些读数输入到闭合回路控制电路56。附加地,来自阀门压力传感器块142、面罩压力传感器块144和流量传感器块145的读数被用于呼吸周期状态检测器块146中。如上所述,可以利用压力差(P)来判断患者13是在呼气状态(呼出)还是吸气状态(吸入)。呼吸周期状态检测器146利用压力测量值并产生呼吸周期状态输出148。
部分地基于阀门压力传感器块42、面罩压力传感器块144,以及可选的流量传感器块145的测量值之间的压力差,来估算不同的报警条件。将这些值传送到可以引发警报152的报警检测逻辑块150。
本文所示出的详细情况仅仅作为示例而且仅仅为了说明性地讨论本发明的各实施例,并且被给出以用来提供认为是本发明的原理和概念方面最有用和容易理解的描述。在这点上,并不试图给出有关本发明细节的更多其他详情,参照附图的说明使本领域的技术人员清楚在实际中可以如何实施本发明的多个形式。

Claims (14)

1.一种通气设备,包括:
进气端口,其可连接到具有加压的富氧气体的氧气源;
出气端口,其可通过气体传输管道连接到患者接口,所述患者接口被构造为在患者呼吸道上的设备;
阀门,其具有气动地与所述进气端口联通的输入端和气动地与所述出气端口联通的输出端;
第一压力传感器,其测量患者接口压力,所述患者接口可通过压力传感器线连接到所述第一压力传感器;
第二压力传感器,其测量阀门输出压力;和
控制器,其与所述第一压力传感器和所述第二压力传感器通信,所述控制器通过将所述第一压力传感器的测量值与所述第二压力传感器的测量值之间的压力差与触发限制和周期限制进行比较来检测患者吸气阶段和患者呼气阶段,所述触发限制被定义为所述压力差的平均值加上触发常数,所述周期限制被定义为所述压力差的最大值乘以周期常数,其中所述加压的富氧气体在检测到的患者吸气阶段被传递到所述患者接口并且在检测到的患者呼气阶段被排出。
2.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述阀门的全开位置的直径大于所述气体传输管道的直径。
3.根据权利要求1所述的通气设备,进一步包括:
流量传感器,其测量气体流速并且与所述阀门的输出端以及所述出气端口串接;
其中所述控制器基于所述第一压力传感器、所述第二压力传感器和所述流量传感器的测量值的结合,来检测患者吸气阶段和患者呼气阶段。
4.根据权利要求3所述的通气设备,其中在一个或多个患者呼吸周期上的平均气体流速定义了泄漏常数。
5.根据权利要求3所述的通气设备,其中所述控制器打开所述阀门来引起加压的富氧气体流到所述患者接口并且关闭所述阀门来减少流量。
6.根据权利要求3所述的通气设备,其中所述控制器包括第一比例-积分-微分控制器以及第二比例-积分-微分控制器,所述第一比例-积分-微分控制器为针对气体流速的第一控制回路的一部分,并且所述第二比例-积分-微分控制器与所述第一控制回路一起为用于使所述患者接口压力与设定压力之间的误差最小的第二控制回路的一部分。
7.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述控制器打开所述阀门来引起在所述患者通气接口处的压力差并且关闭所述阀门来减小该压力差。
8.根据权利要求1所述的通气设备,其中在一个或多个患者呼吸周期上的所述压力差的平均值定义了泄漏常数。
9.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述控制器包括第一比例-积分-微分控制器以及第二比例-积分-微分控制器,所述第一比例-积分-微分控制器为针对所述阀门输出压力的第一控制回路的一部分,并且所述第二比例-积分-微分控制器与所述第一控制回路一起为用于使所述患者接口压力与设定压力之间的误差最小的第二控制回路的一部分。
10.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述气体传输管道和所述压力传感器线整体地形成。
11.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述气体传输管道和所述压力传感器线是分离的。
12.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述氧气源是包含加压的富氧气体的容器。
13.根据权利要求1所述的通气设备,其中所述氧气源是与压缩器气动联通的氧浓缩器。
14.根据权利要求13所述的通气设备,其中:
所述氧浓缩器以第一压力级向所述压缩器输出富氧气体;并且
所述压缩器包括泵,所述泵具有气动地耦接到所述氧浓缩器的输入端和气动地耦接到累积器上的输出端,所述累积器以与所述第一压力级不同的第二压力级输出所述加压的富氧气体。
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