CN117098576A - 为患者气道提供冲击性通气治疗的方法和设备 - Google Patents

Abstract

为患者气道提供冲击性通气治疗的方法和设备优选地包括被配置为提供加压非脉冲气体的至少一个驱动器单元。至少一个患者接口装置优选地具有以下方式构造的结构：(i)接收来自至少一个驱动器单元的加压非脉冲气体，并将其转化为脉冲加压气体；和(ii)通过患者连接孔口向患者供应至少一个潮下体积的脉冲加压气体。至少一个柔性管道优选地被配置为从至少一个驱动器单元向至少一个患者接口装置提供加压非脉冲气体。优选地，患者接口装置的至少一部分是一次性的，另一部分是可以重复使用的。优选地，本发明使用自适应动态潮下通气技术。

Description

为患者气道提供冲击性通气治疗的方法和设备

相关申请的交叉引用

本申请要求2021年3月25日提交的美国专利申请17/212,571的优先权，该美国专利申请的全部内容通过参考并入本文。

背景技术

呼吸道中的纤毛被称为运动纤毛，它们以协调的波浪式跳动，将肺部粘液引向咽喉后部，从而促进粘液的清除。慢性阻塞性肺病(COPD)等疾病表明呼吸道表面受损，导致炎症(影响纤毛调动分泌物的能力)、粘液分泌增加以及通道肿胀，从而限制气流，进一步降低人体清除粘液的能力。

随着人口老龄化的加剧，肺部疾病的发病率也在不断上升，尤其是在那些吸烟率较高的国家。

急性和慢性肺部疾病管理仍然是重要的健康问题，死亡率和发病率都很高。除了吸烟、感染和污染之外，人口密度和城市化、移民和全球旅行等其它因素也会导致肺部疾病发病率的上升。

越来越多的人认识到，提供小型高频空气脉冲爆发的呼吸机是一种有效的治疗方法，可促进肺泡募集(从而增加肺容量)并帮助清除肺部的粘液分泌物。空气脉冲为患者气道内的气柱提供动能，不会触发赫林-布鲁尔肺舒张反射，并提供平均气道正压(PAP)效果。平均气道正压和摆动气柱有助于清除粘液，尤其是在与药物气溶胶结合使用时，但具体的作用机制尚不清楚。

遗憾的是，目前能够提供冲击性通气治疗的有效装置很少，而那些被证明有效的装置则价格昂贵。

美国专利4,592,349公开了一种远侧(相对于患者)驱动器单元，该驱动器单元包括减压调节器和气动振荡空气断流阀，用于通过软管向近侧患者接口装置提供脉冲空气，该患者接口装置包括滑动文丘里机构，用于提供增强的冲击效果。然而，驱动器单元采用的气动空气断流阀需要很高的压力(高达40psi)才能可靠地提供高频冲击效果，导致驱动器单元体积大、噪音高、能效低，必须使用电源供电且制造成本高。

美国专利7,191,780公开了一种向患者输送高频空气脉冲的低成本设备。这包括远侧驱动器单元，该远侧驱动器单元包括用于稳定压缩空气源的减压调节器以及可配置的断流阀，该断流阀通过软管向近侧患者接口装置供应脉冲空气。

美国专利8,365,727公开了一种远侧基部装置，该远侧基部装置包括至少一个电子空气断流阀，该电子空气断流阀可由驱动器单元内的压缩空气源和减压调节器进行供应，也可由医院供气出口等的调节压力源进行供应。然后，驱动器单元出口通过软管向近侧患者接口装置供应脉冲空气。

然而，在在远侧驱动器单元中采用空气断流阀向近侧患者接口装置输送脉冲空气的任何产生冲击性通气的方法，都会因从远侧驱动器单元到患者接口装置的软管中所含空气的可压缩性和惯性，以及软管本身的弹性顺应性所产生的阻尼效应而导致冲击效果减弱。此外，空气断流阀在驱动器单元的使用寿命内必须经受数百万次的运行循环，容易磨损，更换时需要昂贵的维护费用。

美国专利4,592,349另外公开了如何通过采用气动伺服辅助滑动文丘里梭来增强阻尼冲击脉冲，从而增强对患者施加的冲击压力脉冲波形。然而，与气动空气断流阀的情况一样，这也要求驱动器单元具有较高的工作压力(高达40psi，并伴有体积大、噪音大和效率低等问题)，而应用于文丘里入口的喷射压力通常低于10psi。此外，滑动文丘里梭只在一个方向上启用，而双作用滑动文丘里梭将提高施加到患者肺气道的压力波形的锐利度，从而改善冲击效果。

有鉴于此，需要一种低成本、低功耗、低噪音、高效的冲击治疗系统，其可与低成本的患者接口装置结合使用。

发明内容

本发明提供了一种有效的系统和方法，利用冲击性通气促进粘液的流动，同时降低了复杂性，从而降低了成本。其包括来自驱动器单元的加压气体源，以恒定的压力供应给患者接口装置。患者接口装置优选地包括一次性部分和可重复使用部分：可重复使用部分优选地采用空气断流阀，一次性部分优选地采用文丘里系统。

本发明还提供了一种利用自适应动态潮下通气(ADSV技术；见下文定义)保护受伤肺部的有效系统和方法。其优选地包括来自驱动器单元的加压气体源，以恒定的压力供应给患者接口装置。患者接口装置优选地包括一次性部分和可重复使用部分：可重复使用部分优选地采用气体断流阀，一次性部分优选地采用滑动文丘里系统。

本发明的目的是优选地提供一种不依赖昂贵消耗品的高效、连续、高频冲击性呼吸疗法。本发明的另一个目的是优选地减少驱动器单元的体积、噪音和复杂性，以降低制造成本。本发明的另一个目的是优选地降低系统的功耗，以便于运输和电池供电操作。本发明的另一个目的是优选地降低维护和服务成本。本发明的另一个目的是优选地提供一种简单、方便和易于使用的系统。

本发明的另一个目的是优选地提供一种高效、连续的自适应动态潮下通气疗法。本发明的另一个目的是优选地减少系统的体积和噪音，降低功耗，以便于运输和电池供电操作。本发明的另一个目的是优选地降低维护和服务成本。本发明的另一个目的是优选地提供一种简单、方便和易于使用的系统。

根据本发明的第一方面，用于向患者输送冲击性空气脉冲的设备优选地具有被配置为提供加压非脉冲气体的至少一个驱动器单元。至少一个患者接口装置优选地具有以下方式构造的结构：(i)接收来自驱动器单元的加压非脉冲气体，并将其转化为脉冲加压气体；和(ii)通过患者连接孔口向患者供应至少一个潮下体积的脉冲加压气体。至少一个柔性管道优选地被配置为从至少一个驱动器单元向至少一个患者接口装置提供加压非脉冲气体。优选地，所述至少一个柔性管道具有1-7英尺的长度。

根据本发明的第二方面，用于通过患者连接孔口向患者输送冲击性空气脉冲的患者接口装置优选地具有被配置为接收加压非脉冲气体的至少一个气体入口。至少一个气体断流阀优选地被配置为用于接收来自驱动器单元的加压非脉冲气体，并将其转换为脉冲加压气体。至少一个文丘里阀优选地被配置为：(i)接收来自至少一个气体断流阀的脉冲加压气流；(ii)将脉冲加压气体转化为至少一个潮下体积的脉冲加压气体；以及(iii)将所述至少一个潮下体积的脉冲加压气体输送到患者连接孔口。

根据本发明的第三方面，用于冲击性患者治疗的驱动器单元优选地具有被配置为向至少一个压力容器提供至少一种加压非脉冲气体的至少一个气体入口。所述至少一个压力容器优选地用于存储所述至少一种加压非脉冲气体。至少一个气体出口优选地被配置为从驱动器单元输出存储的至少一种加压非脉冲气体。至少一个电子控制器优选地被配置为：(i)接收来自至少一个患者接口装置的信号；和(ii)控制所述至少一个压力容器的操作。

根据本发明的第四方面，使用ADSV技术为患者通气的设备优选地具有被配置为提供加压非脉冲气体的至少一个驱动器单元。至少一个患者接口装置优选地具有以下方式构造的结构：(i)接收来自驱动器单元的加压非脉冲气体，并将其转化为脉冲加压气体；和(ii)通过患者连接孔口向患者供应至少一个潮下体积的脉冲加压气体。至少一个柔性管道优选地被配置为从至少一个驱动器单元向至少一个患者接口装置提供加压非脉冲气体。优选地，所述至少一个柔性管道具有1-7英尺的长度。

根据本发明的第五方面，使用ADSV技术通过患者连接孔口为患者通气的患者接口装置优选地具有被配置为接收加压非脉冲气体的至少一个气体入口。至少一个气体断流阀优选地被配置为用于接收来自驱动器单元的加压非脉冲气体，并将其转换为脉冲加压气体。至少一个滑动文丘里阀优选地被配置为：(i)接收来自至少一个气体断流阀的脉冲加压气流；(ii)将脉冲加压气体转化为至少一个潮下体积的脉冲加压气体；(iii)将所述至少一个潮下体积的脉冲加压气体输送到患者连接孔口；以及(iv)作为吸气和呼气阀一体工作，也就是，每输送一个潮下体积，就会呼出一个潮下体积。

根据本发明的第六方面，使用ADSV技术进行患者治疗的驱动器单元优选地具有被配置为向至少一个压力容器提供至少一种加压非脉冲气体的至少一个气体入口。所述至少一个压力容器优选地用于存储所述至少一种加压非脉冲气体。至少一个气体出口优选地被配置为从驱动器单元输出存储的至少一种加压非脉冲气体。至少一个电子控制器优选地被配置为：(i)接收来自至少一个患者接口装置的信号；和(ii)控制所述至少一个压力容器的操作。

附图说明

现在将参考附图描述本发明的目前优选特征的示例性实施例。

图1是根据本发明的家庭护理/治疗实施例的示意性方框图，该实施例的特征在于驱动器单元与患者接口装置之间的无线连接。

图2是根据本发明的家庭护理/治疗实施例的示意性方框图，该实施例的特征在于驱动器单元与患者接口装置之间的有线连接。

图3是根据本发明的医院连续通气实施例的示意性方框图，该实施例的特征在于驱动器单元与患者接口装置之间的无线连接。

图4是根据图1的实施例的驱动器单元的一个实施例的示意性方框图。

图5是根据图3的实施例的驱动器单元的一个实施例的示意性方框图。

图6是患者接口装置连接器的示意性透视图，该患者接口装置连接器用于附接到根据图1-3的实施例的患者接口装置。

图7a、7b、7c和7d是用于附接到根据图1-3的实施例的患者接口装置的患者接口装置连接器的示意性透视图；其中图7a是后透视图，图7b是前透视图，图7c是前平面图，图7d是侧平面图。

图8是根据图1-3的实施例的患者接口装置的一个实施例的示意性方框图。

图9a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性透视图；图9b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性透视图。

图10a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图10b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图11a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图11b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图12a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图12b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图13a是根据本发明的患者接口单元的一个实施例的示意性剖视图；图13b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图14a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图14b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图15a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图15b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图16a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图16b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图17a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图17b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图18a是根据本发明的患者接口装置的一个实施例的示意性剖视图；图18b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图19a是根据本发明的患者接口装置的另一个实施例的示意性剖视图；图19b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图20a是夹带气体的文丘里结构的示意图。图20b是文丘里结构的示意图。

图21a是根据本发明的患者接口装置的另一个实施例的示意性剖视图；图21b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图22a是根据本发明的患者接口装置的另一个实施例的示意性剖视图；图22b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图23a是根据本发明的患者接口装置的另一个实施例的示意性剖视图；图23b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图24a是根据本发明的患者接口装置的另一个实施例的示意性剖视图；图24b是根据本发明的患者接口单元的另一个实施例的示意性剖视图。

图25是通气系统的示意图，其包括本发明的患者接口装置。

图26a-26b是患者接口装置的示意性剖视图，分别示出了患者接口装置在吸气阶段和呼气阶段的配置。

具体实施方式

总体上，本实施例提供了一种家庭治疗和/或医院治疗设备和方法，可对至少一名患者的气道进行冲击性通气治疗。虽然本发明特别适用于人类患者，但优选的实施例同样也可用于任何动物患者。

本说明书中的"自适应动态潮下通气"(ADSV)技术可以包括但不限于以下一种或多种结构和/或功能或其任何组合，其中患者接口装置是：自适应的，因为输送的流量将永久地适应患者的生理参数；动态的，因为其具有的波形将为气道恢复带来能量，并将影响血液动力学(流量/压力/体积的永久性变化是动态的)；潮下的，因为其将输送称为潮下体积的小体积；通气，因为其将影响气体交换、吸氧和通气。

本说明书中的"控制器"可以包括但不限于运行一个或多个存储的"计算机程序"的处理装置和/或非临时性"计算机可读介质"中的一个或多个或者其任何组合，以促使装置和/或单元执行本文所述的功能。介质可以包括光盘、DVD、ROM、RAM、固态存储器或任何其它能够存储一个或多个计算机程序的存储装置。

本文使用的术语"处理器"是指处理装置、设备、程序、电路、部件、系统和子系统，无论它们是以硬件、有形嵌入式软件或两者实现的，也无论它们是否是可编程的。本文使用的术语"处理器"包括但不限于一个或多个计算机、硬连线电路、信号修改装置和系统、用于控制系统的装置和机器、中央处理单元、可编程装置和系统、现场可编程门阵列、专用集成电路、片上系统、由分立元件和/或电路组成的系统、状态机、虚拟机、数据处理器、处理设施以及上述任一项的组合。

本文使用的术语"存储"、"数据存储"和"存储器"是指一个或多个数据存储装置、设备、程序、电路、部件、系统、子系统、存储单元和存储介质，用于临时或永久保留数据，并提供这些保留数据。本文使用的术语"存储"、"数据存储"和"存储器"包括但不限于硬盘、固态驱动器、闪存、DRAM、RAM、ROM、磁带盒以及能够存储计算机可读数据的任何其它介质。

图1和图2使出了根据本发明的家庭护理/治疗实施例。在图1中，驱动器/源单元10优选地通过气体管道12和控制器14与患者接口装置16联接。优选地，气体管道12优选地包括约120cm(约48英寸或4英尺)的低顺应性单腔塑料管道。当然，管道12的长度可以是任何方便或期望的长度，例如2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12英尺，或上述任何英尺范围，例如1-7英尺、2-6英尺、3-5英尺或更大；管道12也可以是可拉伸的，如普通真空管。在本实施例中，驱动器单元10优选地具有低功耗无线接口101，该低功耗无线接口通过另一个低功耗无线接口141与控制器14联接。当然，这些接口的功率等级可以根据当地的电气环境进行调整。在图2中，驱动器单元具有有线接口102，该有线接口通过线路18联接到控制器14的接口142。

图3示出了根据本发明的医院连续通气实施例。在图3中，控制器14可以设置在驱动器10附近(甚至可以设置在驱动器10内)，并且优选地设置在医院外壳32内，而不是像图1和图2中那样设置在患者接口装置附近。

驱动器单元。

图4示出了根据图1(家庭治疗)的实施例的驱动器单元10的主要部件，这些部件优选地容纳在塑料或金属外壳400中。电源单元(PSU)/电池402在电子控制器404的控制下为各个部件供电。液晶显示器(LCD)/触摸屏单元406可以用来编程和操作控制器404，和/或监测来自患者接口装置16的反馈，这将在下文详细介绍。当可能需要输入和/或反馈时，蜂鸣器(或其它声音和/或可见的警告标记)405优选地向护理人员提供反馈。电子控制器404通过线路481控制一个或多个优选无刷DC马达408。DC马达408优选地驱动涡旋压缩机410，以向压力容器412的气体入口411提供非脉冲空气。环境空气通过空气过滤器414和进气管线416进入涡旋压缩机410。

压力容器412优选地包括压力罐和适当的连接器。压力容器412优选地具有超压安全阀418，以允许空气从超压的压力容器412中排出。安全阀418优选地还包括压力传感器419，该压力传感器通过线路420向控制器404发送超压信号。然后，控制器404可以命令DC马达408停止对压力容器412加压。压力容器412优选地还具有工作压力传感器422，该工作压力传感器用于检测压力容器412内的压力，并通过线路424向控制器提供压力信号。水阱426优选地联接到压力容器412，并通过流体管线428、流体连接428和患者接口连接器470向患者接口装置16提供流体，下文将对此进行更详细的描述。电气线路432优选地通过电气连接434和患者接口连接器470将电气控制器404连接到患者接口装置。当然，驱动器单元10和患者接口装置16之间的连接可以是有线的、无线的或两者的组合。

在使用中，驱动器单元10优选地提供至少一个非脉冲压缩气体源，并使用可编程电子控制器404和触摸屏显示器406来配置冲击性疗程(session)。例如，护理人员可以使用控制器404和触摸屏显示器406来设定供应到患者接口装置16的一个或多个疗程冲击频率(例如100-200或100-400循环/分钟)和工作压力(例如20-30或20-40psi)。控制器404还可以监测所输送的治疗(来自患者接口装置16)，以便向护理人员提供反馈，例如治疗持续时间(例如15-30分钟或15-60分钟)、患者近侧压力(例如5-10或5-20cm H₂O)等。控制器404还可以向维修人员提供信息，例如使用时间、故障情况等。触摸屏显示器406可以方便快捷地访问系统参数、监测数据和任何故障情况，还集成了内置协议，指导护理人员设定系统，以达到最佳治疗效果。

使用时，驱动器单元10优选地向患者接口装置16提供非脉冲压缩空气源。患者接口装置的气压(例如10psi)优选地由电子控制器404调节，该电子控制器为压缩机410供电。电子控制器404优选地与带集成触摸屏406的4.3英寸图形LCD显示器接口连接，以允许护理人员配置治疗参数。电子控制器404优选地还处理来自嵌入到患者接口装置中的传感器(将在下文介绍)的信号，并在显示器406上示出这些反馈信号。电子控制器404优选地还监测整个系统健康状况以及护理人员和/或服务人员的使用情况，优选地还存储记录的疗程信息，以便医生监测治疗进展。例如，控制器404可以设置、调整、控制、存储压力、频率、时间、吸气/呼气比、肺活量、警报等。

在优选使用中，驱动器单元10采用小型、低压(典型值为24V@1/4HP)无刷马达408来驱动由电子控制器404供电的无油涡旋压缩机410。可更换的过滤器414优选地清洁用于供应到空气压缩机410的环境空气。压缩机410优选地为小型、轻质的压力容器412(可以是复合结构或轻质合金，适合较低的工作压力，例如20psi)提供流体，然后该压力容器通过单向阀429、水阱426和连接软管428供应患者接口装置16。压力容器412内的压力优选地由半导体压力传感器422监测，该压力传感器向电子控制器404提供压力参考信号。电子控制器404不断改变DC压缩机410的能量，为患者接口装置16提供足够的气压和气流，同时将能耗降至最低，从而减少噪音。为了安全起见，压力容器(贮存器)412优选地还包括超压溢流阀418，该阀优选地带有连接到控制器404的适当的电接触反馈系统419，该电接触反馈系统优选地向用户指示任何故障情况。

使用时，电子控制器404优选地包括存储器405，其中保存有协议设定库。这样允许护理人员更轻松地进行设定。例如，在控制器404中预设了针对神经肌肉患者的预编程设定方案，例如提供2分钟的雾化，然后以8Hz的频率进行10分钟的冲击，再以1Hz的频率进行5分钟的冲击，最后以1分钟的雾化完成治疗。

此外，在使用中，驱动器单元10优选地包括由电子控制器404提供并存储在电子控制器中的各种警报和警告特征功能。近侧患者高压警报优选地预设为60cm H₂O，但也可以提供其它和/或额外的级别。如果患者近侧压力传感器(将在下文中描述)检测到的近侧压力超过一个或多个预设压力限值，则电子控制器404优选地被编程为操作警报，例如蜂鸣器405：警报将发出声音，然后将停止冲击治疗，并在图形LCD显示器406上显示错误信息。近侧患者低压警告也可预设为例如5cm H₂O等，但也可使用其它和/或额外的级别。如果患者压力传感器检测到的压力低于预设压力，则控制器404优选地被编程为操作声音警告405并显示信息。优选地，显示器406会指示护理人员检查文丘里流量阀和患者接口呼吸回路内的泄漏情况(将在下文描述)，并重新启动疗程。呼气反馈信号可以由护理人员在系统初始设置时进行配置。优选地，在确定最佳工作压力(例如20psi)(基于患者胸部摆动(这反映了冲击/能量波在胸腔内的传输效果)和患者舒适度(这反映了患者在治疗过程中不费力进行呼吸、吸气和呼气的轻松程度))之后，除了患者近侧压力(例如15cm H₂O)之外，护理人员通常会将呼气反馈信号设置为例如比所测近侧压力幅值高10cm H₂O。优选地包括通过蜂鸣器405发出的蜂鸣声的呼气反馈信号有助于训练患者在治疗疗程中通过患者接口装置内的文丘里流量阀舒适地呼吸，教导患者避免用力呼气。渐进而平稳的呼气可使肺容量减少，从而使治疗更有效，并降低患者不堪重负的可能性，尤其是在病重时。呼气反馈信号实际上是一种教育信号，教导患者如何在通常为15到30分钟的治疗疗程中有效呼吸。使用菜单触摸屏控制器，通过图形用户界面(GUI)导航到显示器406上的呼气警报设定显示屏幕，来设定呼气反馈信号。

为了能够在家庭环境之外进行治疗，该系统的电源优选地包括医疗级的高效开关模式主电源(将在下文介绍)，并且优选地能够将其切换为可更换的电池组402。为了减轻重量并提高便携性，电池组402通常包括锂离子电芯，或者在更注重运输安全(例如商用航空)的情况下采用例如金属氢化镍。另一种仍然便于在户外使用的电源布置形式是，驱动器单元包含一体的、不可拆卸的高效医疗级主电源，并且该电源布置形式优选地还具有汽车辅助电源线，可在汽车或移动房屋中获得12V电源。

图5是根据医院实施例的驱动器单元10的一个实施例的示意性方框图。医院通过外壳500的壁上设置的医院空气/O₂入口502提供加压空气。供应的空气/O₂通过管线/管道504传递到入口过滤器506，并通过管线/管道508传递到入口压力传感器506。根据要通过患者接口连接器470向一名或多名患者提供多少压力等级的空气/O₂，向一个或多个压力容器512至51N供应加压空气。优选地，加压空气通过管线/管道520、522、524和520N传输。这些加压空气在注入到上述压力容器中之前，优选地穿过一个或多个相应的减压调节器532、534和530N(由相应的伺服马达542、534和530N控制)。优选地，每个压力容器512至51N具有超压阀5121、51N1和传感器5122、51N2，如上所述。此外，每个压力容器优选地具有工作压力传感器5133、51N3，以向控制器404提供输出信号，如上所述。同样，每个压力容器都具有水阱5144、5145和51N4，它们分别连接到流体连接器5154、5155和51N5，这些流体连接器安装在患者接口连接器470中，也如上所述。

在使用时，该系统可以以独立模式连续地操作，也可以与额外的第三方呼吸机结合操作，以用于那些无法自主呼吸的患者。当以独立模式操作时，驱动器单元10还可以被设计成为患者提供故障安全保护。与家庭护理装置不同的是，在医院实施例中，驱动器单元10优选地设置有来自医院出口的高压(通常为75psi)压缩气体(空气和/或氧气)源，并且可能具有多个软管连接到患者接口装置16。患者接口装置16优选地能提供额外的功能，例如更多用于监测治疗的传感器，以及为患者提供暖风的加热装置。

参考图5，在使用中，驱动器单元10优选地包含适合在心脏环境中使用的医疗级电源402。驱动器单元10的气体管线优选地包含优选地与各个压力容器出口相邻的水阱5144、5145、51N4，并且还可以包含加热元件，以用于预热输送到患者接口装置16的气体。驱动器单元10优选地向患者接口装置16供应至少一个非脉冲压缩气体源。根据临床需要，气体供应可以是清洁空气、氧气，或者使用外部氧气/空气混合器进行混合。另一个实施例还可以在驱动器单元10中包括O₂混合器，以形成独立的系统。驱动器单元10优选地包含至少一个减压调节器532、534、530N，减压调节器可以手动地调节，优选地也可以由电子控制器404驱动和供电。基本的医院系统优选地采用单个减压调节器532，而更复杂的系统则采用至少两个减压调节器532、53N和相关软管对患者接口装置16进行供应，一个调节器为患者接口装置16提供低压供应，另一个调节器为夹带提供高压供应。

在使用故障安全系统的实施例中，每个减压调节器优选地是"故障关闭"设计，采用多个减压调节器的冗余形式，采用多个处理器单元的电子控制器404被用来在任何一个调节器或处理器发生故障都不会危及患者安全的情况下确保持续供应。驱动器单元10优选地包含用于每个减压阀的压力容器，以充当缓冲罐，因为众所周知，根据医院基础设施的情况，附近起作用的其它装置对压力稳定性可能产生影响。每个压力容器优选地具有用于安全的超压溢流阀和相关的故障检测触点，以及用于测量可用压力的半导体压力传感器。

电子控制器404优选地与LCD图形显示器和触摸屏406接口连接，以允许配置和显示治疗参数以及每个管线的工作压力。电子控制器404优选地通过压力传感器506监测医院气体监测器的入口压力，并在入口压力超出容许范围时发出警报。电子控制器404还处理来自嵌入到患者接口装置16中的传感器(将在下文介绍)的信号，并在显示器406上进行显示。电子控制器404优选地包含查找表和/或控制算法，例如比例积分法(PI是一种集成电路芯片，其允许控制器能够作为闭环工作，在这种情况下，控制器将能够根据输送到患者的近侧压力的变化调整工作压力)，以基于来自相关压力容器的压力传感器的反馈调整机动化的减压调节器，从而提供期望的工作压力。电子控制器404还监测整个系统健康状况，例如为服务人员监测系统和/或部件的使用情况，并且存储记录的疗程信息，以便医生监测患者进展。电子控制器404优选地包含适当的接口434(例如以太网)，该接口利用适当的协议(例如HL7)与医院网络连接，以便允许通过集中查看站对患者参数进行远程监测。

连接器。

图6是患者接口装置连接器470的示意性透视图，该患者接口装置连接器用于附接到根据图1-3的实施例的患者接口装置16。在本实施例中，快速断开连接器470优选地具有圆柱形的金属或塑料壳体610，该壳体具有凹入的内甲板620，内甲板是圆形的，设置在连接器唇缘612的下方，其深度至少与空气锥650和/或电气连接插针660i至660n的高度相当。空气锥650为患者接口装置16供应加压空气，针脚660i至660n提供电气连通。壳体610优选地包括位于壳体的两侧或多侧上的L形互锁槽670，以用于将连接器470锁定到患者接口装置16上的互补锁定结构。加压空气通过一个或多个空气软管/管道/管线680进行供应。如图所示，电气连接线路690i至690n优选地捆绑在围绕空气管线680包裹的护套内。在该实施例中，连接器470可以固定在驱动器单元10上，并且能够可拆卸地联接到患者接口装置16上。然而，连接器可以固定在患者接口装置16上，并且能够可拆卸地联接到驱动器单元10上。在另一个实施例中，母带(umbilical)的每一端上都具有连接器470，以用于将母带与驱动器单元10和患者接口装置16可拆卸地联接/分离。

图7a、7b、7c和7d是根据图1-3的实施例的患者接口装置连接器470的示意性透视图。在这些图中，矩形(正方形和/或长方形，或两者的组合)实心或中空壳体710在其至少一个边缘上具有向内翻转的唇缘712，该唇缘被配置为用于与患者接口装置16连接。提供了一个或多个通孔720，以用于通过固定装置(例如螺钉、拨动器、杠杆等)将壳体710固定到患者接口装置16上。空气供应锥751和752用于供应高压和低压空气和/或O₂；当然，可以供应更多或更少的空气供应锥。电气连接器660i至660n优选地以互补地设置在空气锥的两侧上的两排进行供电。

在使用时，驱动器单元10为患者接口装置16提供至少一个连续的压缩空气源，并且还提供电气连接。为避免混淆和错误连接，患者接口装置的空气软管和连接器组件优选地采用集成连接器，其中流体压力管线包含在具有螺旋缠绕电线的母带中。连接器470优选地包括至少一个集中安装的空气管线锥形连接器，电气连接器插针围绕锥形连接器径向地(和/或线性地)间隔开，包含在壳体内，并且采用适合目标用户的人体工程学锁定机构，例如四分之一圈锁定套环、唇缘和螺钉等。在多个空气管线的情况下，可以采用双腔流体连接器。或者，患者接口装置连接器470可以包括直的壳体710，一侧是锥形空气管线连接器，另一侧是电气插针或平坦表面连接器，并且优选地在一侧采用可移除铰链，另一侧采用四分之一圈锁定键机构，如图7a所示。此外，空气软管680内还可以具有一个或多个绝缘加热元件681，以便将压缩气体加热到更适合治疗输送的温度，该温度优选地由患者接口装置16中的至少一个温度传感器811(图8)进行监测。

患者接口装置。

图8是根据图1-3的实施例的患者接口装置16的一个实施例的示意性方框图。装置16优选地包括壳体800、加压气体入口管道/管线/软管810、温度传感器811、空气断流阀820、文丘里流量阀850和雾化器860。雾化器通过一个或多个管线862、通过夹带端口864向空气断流阀820供应适当的药物。脉冲加压气体从空气断流阀820通过一个或多个管道/管线/软管822供应到文丘里阀850。一种或多种补充气体(例如O₂)可以通过管线/管道/软管824、通过设置在外壳800的壁上的补充气体端口826供应到管线822。文丘里阀850可以通过外壳800的壁上的一个或多个呼气端口854、通过一个或多个柔性软管/管道/管线852将呼出气体排出。文丘里阀850优选地通过一个或多个软管/管道/管线860、通过设置在外壳800的壁上的一个或多个输送端口862向患者供应一种或多种脉冲加压气体。优选地，文丘里阀850内的传感器(将在下文介绍)通过电气线路870向电子控制器404提供信号。

更详细地，患者接口装置16优选地包括文丘里流量阀850(其用作流量至压力和压力至流量转换器)和空气断流阀，以便产生脉冲式空气/气体爆发，产生冲击效果。雾化器860优选地为患者施用药物和/或加湿患者的呼吸气体。优选地，文丘里管850被设计为提供压力至流量和流量至压力的转换，其中气体的第一脉冲优选地从空气夹带端口864产生最大夹带，并且输送到患者气道的潮下气体体积很大。随后，患者气道中逐渐增加的压力将反映到文丘里流量阀850的输送端口862中，根据文丘里理论，阀体内的压力将增加，成为环境压力，并减少夹带流量。因此，输送到患者气道的潮下体积会越来越小，最终达到平衡。这被称为潮下通气交换；在这一阶段，每输送一个潮下体积，就会有一个潮下体积的气体从患者气道呼出，并跨越阀呼气端口854释放出来，从而进行充分的气体交换，在整个治疗疗程中为患者提供氧气和通气。来自患者的呼出气体将通过呼气端口854离开阀，该呼气端口还可能包含可调节的流动阻力，以促进上呼吸道的稳定，尤其是在肺部疾病加重的患者中。

患者接口装置16优选地包含空气断流阀820，该空气断流阀可以采用在对来自驱动器单元10的加压气流起作用时适合引入和/或产生高频压力脉冲的多种形式。空气断流阀820优选地被配置为响应控制器404通过电气线路821发出的信号，反复打开和关闭内部孔口，以便在较大的频率和压力范围内(如1-15Hz)产生脉动压力流。此外，还可以为接收补充氧气的患者提供补充端口826，补充氧气也以与空气引流端口864相似的方式夹带在端口827中。这些端口在不使用时可以被封盖住。

请参考图9a和9b，示出了供家庭短期使用的患者接口装置16。优选地，该患者接口装置16采用完全短期可重复使用部分，因为这样可以降低每次使用的成本，而且例如用手和/或在洗碗机中清洗该装置的某些元件是可以接受的。这些可重复使用部分可以包括空气断流阀820、文丘里阀850、雾化器860和/或各种管线和端口中的一个或多个。这种结构通常是单个患者使用的一次性结构，患者在短期住院的持续时间内(通常为几天)重复使用，然后丢弃。

除了用户接口控制装置907之外，患者接口装置16还可以包含次级电子控制器905和小型LCD显示器906，以提供局部视觉反馈，并允许对治疗疗程进行微调。显示器和控制装置可以设置在铰链式上翻/下翻结构上，类似于目前的摄像机装置。

空气断流阀820优选地是安装在患者接口装置16中的机电系统。在向患者提供脉动流量时，优选的实施例没有采用针阀，任何负责向患者输送脉动流量的阀优选地都是突然打开和关闭的，以达到最大的压力波，从而最大限度地提高冲击效果。这可以通过以下方式来实现：采用一个或多个螺线管操作的提升阀(将在下文中描述)和屈曲压缩弹簧(也将在下文中描述)，以优选地能提供非线性的弹簧压力；或者将提升阀预加载有来自在结构上的精细钻孔的偏压压力，以允许阀能够瞬间打开和关闭，精细钻孔将允许气体逸出，对提升阀周围的空间进行减压，从而在提升阀来回移动时减少空气阻力。电子阀的冲击频率(例如每分钟100-900循环)和占空比(例如每分钟0-50循环)优选地通过驱动器单元电子控制器404发出的电信号进行调节。

在使用时，空气断流阀820优选地为喷射组件进料，该喷射组件将空气脉冲引导到文丘里阀850中。这就在文丘里系统前方的喷射组件周围形成了亚大气压区域，该亚大气压区域通过空气夹带端口通向次级腔室。雾化器860优选通过夹带端口864与文丘里阀联接，由于文丘里阀前方的亚大气压，雾化器860优选通过夹带端口864向文丘里阀850进行供应，从而进一步跨越雾化器形成压力梯度。雾化器860还可以包括次级空气入口869。次级入口869优选地用单向瓣阀871封盖，以限制药用气溶胶的溢出，并减少护理人员不必要的暴露，此外还提供了可由文丘里阀850夹带的补充治疗空气入口。

雾化器860的一个实施例可以包括气溶胶发生器，其可以加速通过毛细作用从碗中输送的药液流，然后该药液流高速离开喷射喷嘴。然后，喷射流冲击喷雾杆，生成气溶胶。气溶胶通过夹带端口864被抽吸到文丘里阀850中。雾化器860可以是一次性的。优选的实施例采用压电式超声雾化器860，因为这种雾化器不需要压缩空气，可以进一步减少压缩空气的消耗，从而降低驱动器单元的功耗和噪音。超声雾化器860是可重复使用的，并且被设计为是可完全消毒的。超声雾化器860内具有超声波发生器和压振元件，超声波发生器包括带有精密成型孔的圆顶孔板，精密成型孔控制气溶胶液滴的大小，压振元件产生微泵作用，使药物气溶胶化。重力使药物与气溶胶发生器接触，然后液体通过孔板被吸入，并且转化为气溶胶。在显示控制GUI 907上接收到护理人员的相应选择后，控制器操作雾化器。

文丘里流量阀850优选地用作流量至压力和压力至流量的转换器。文丘里阀850优选地包括文丘里、夹带端口864、患者连接孔口950、呼气端口854和喷射喷嘴组件。基于文丘里原理，文丘里阀850根据患者气道特征输送可变的潮下体积，一体地用作吸气/呼气阀，并且产生实质上单一水平的气道正压。

图10a至12b示出了与患者接口装置16的一次性部分1002成一体的静态文丘里阀850的实施例，其中可重复使用部分1004包括电动-机械和/或气动操作的断流阀。

图10a和10b示出了电磁空气中断器系统，其包括一次性部分1002和可重复使用部分1004，其中可重复使用部分1004优选地包括螺线管1010，其中螺线管衔铁轴1012形成两个提升阀系统1020、1022。一次性部分1002优选地包括固定的文丘里流量阀850，可重复使用部分1004优选地在使用前通过螺纹1030、1032拧到一次性部分1002上。优选地，一个提升阀1022向文丘里阀850供应气体，第二个提升阀1020由一个或多个钻孔管道1025(图10a)相对于气体进给装置860偏置。当系统打开时，气体从860进入1025，然后通过提升阀1020，经由两个侧向狭窄钻孔管道排出。图10a示出了关闭的提升阀，图10b示出了打开的提升阀。轴1012的右端用作用于文丘里阀喷射系统850的提升阀1022，较大的次级提升阀1020也用作压力伺服器，通过狭窄的钻孔管道从初级提升阀1022附近的腔室中偏压阀组件，使其处于打开的边缘。一旦螺线管1010通电，次级阀头上的力与偏压的次级提升阀1020相结合，迅速打开两个提升阀1020和1022，允许空气通过喷射组件860输送到文丘里阀850。次级提升阀1020上的偏压气体压力在次级提升阀打开后被排出。一旦螺线管1010断电，回位弹簧1013就关闭两个阀1020和1022，并且重复循环。或者，也可以使用音圈系统，通过用永磁体取代螺线管衔铁，对阀轴1012进行双向控制。此外，还可以使用次级螺线管完全地或部分地同步阻塞呼气端口854，以最大限度地提高近侧患者呼气正压(PEP)的效果。一个或多个端口1036、1038可用于测量诸如流量、压力、肺活量等参数。

图11a和11b示出了电磁空气中断器系统，其包括一次性部分1102和可重复使用部分1104，其中可重复使用部分1104包括螺线管阀1110和用于提供非线性弹簧力的屈曲压缩弹簧1113。一次性部分1102优选地包括固定的文丘里阀850，可重复使用部分1104优选地在使用前通过螺纹1130、1132拧到一次性部分上。

优选地，可重复使用部分1104采用螺线管1110来启用提升阀1122，其中提升阀利用非线性弹簧1113被偏压到打开的边缘。图11a示出了关闭的提升阀1122，图11b示出了打开的提升阀1122，注意屈曲弹簧1113处于打开位置。螺线管衔铁轴1112的右端用作用于文丘里阀喷射系统850的提升阀1122，提升阀上的气体压力偏压该屈曲压缩弹簧1113，使提升阀1122处于打开的边缘。一旦螺线管1110通电，阀1122就会打开，然后在螺线管1110断电时在弹簧1113的作用下关闭。如上图10a和10b所示，替代方案是用永磁体取代螺线管衔铁，从而允许对阀轴1112进行双向控制。此外，还可以使用次级螺线管完全地或部分地同步阻塞呼气端口854，以最大限度地提高近侧患者PEP的效果。

图12a和12b示出了电磁空气中断器系统，其包括一次性部分1202和可重复使用部分1204。可重复使用部分1204优选地包括气动操作的双作用梭阀1260，一次性部分1202优选地包括固定文丘里阀850。可重复使用部分1204在使用前优选地通过螺纹1230和1232拧到一次性部分1202上。

图12a示出了关闭的提升阀1222，图12b示出了打开的提升阀1222，注意梭阀轴1212左右移动。如果需要，单独的气体供应管线1299可以为患者供气，并操作梭。气动滑动梭1260优选地包含气道1261、1262，以用于在压力作用下将气体引导到壳体上的端口1271、1272、1273、1274中。梭阀1260通常包括硬化金属或塑料材料，并与患者接口装置16的可重复使用部分1204集成在一起。优选地，使用针阀1277和1278来计量梭两侧排出的气体，一旦梭一侧的气体压力超过另一侧，梭就会横移。双作用的特性有利于主动式空气中断器关闭系统820，使压力脉冲更敏锐，从而提高冲击治疗的效果。在优选的实施例中，可调节针阀1277和1278优先使用马达/伺服系统进行控制，其中驱动器单元电子控制器404包含针阀设定校准表，以用于期望的冲击频率。一旦确定了最佳设定(例如占空比)，简化版本可以省去用于一个或多个钻孔管道的针阀。

图13a和13b示出了完全一次性患者接口装置16，其包括一体的静态文丘里阀850，该静态文丘里阀具有集成的单次作用气动空气中断器1305，该空气中断器采用滑动梭阀1360。图13a示出了处于关闭位置的滑动梭阀，图13b示出了处于打开位置的滑动梭阀1360。显然，可以分别利用单独的气源860和1380通过文丘里阀850向患者供气，并操作梭阀1360。全一次性患者接口梭阀1360优选地采用针阀1370，以将压缩气体计量到滑动梭阀中。梭阀1360优选地由非线性屈曲弹簧1313保持关闭。当梭阀1360腔室内的压力超过预设阈值时，梭会克服弹簧压制力，阀1360会横向移动，以打开气体通路1375。这将打开气道，并通过梭1360上的钻孔1361向文丘里阀850供应气体。第二针阀1371对梭横向移动过程中形成的腔室进行排气，在排气时，梭1360在弹簧力的作用下返回原处，突然关闭对文丘里阀850的气体供应。如果需要简化控制，可以用钻孔代替该针1371。如果需要额外的冲击，可以采用滑动文丘里阀850，通过在文丘里阀达到其运动极限时产生压力波来增强冲击效果。

在使用时，可调节计量针与文丘里阀850配合，控制冲击频率和占空比。针阀可以手动地操作，电子控制器404只需计算一段时间内的操作次数，即可得出冲击频率。在这种情况下，患者接口装置16可以是完全一次性的，因为滑动梭断流阀可以由塑料制成，并模制到患者接口装置16中，这样就避免了梭的表面随时间磨损造成的问题。图13a和13b示出了单个压缩气源1380，但显然还可以向患者提供额外的气源，例如O₂；还可以采用单独的气源，如空气，来控制文丘里阀850。用于连续使用的优选实施例包括完全一次性的患者接口装置16，如图所示，该患者接口装置采用气动梭断流阀，但在患者接口连接件470上配置为与标准通气管道一起使用。完全一次性的系统是优选的，因为连续治疗装置可用于单个患者，通常在连续使用一周后就会被丢弃，因为感染控制防止在不同患者身上重复使用。由于不需要在患者之间进行消毒，因此可以使用与高温消毒不相容的低成本医疗级塑料。然而，如果可重复使用部分被设计成是可消毒的，那么采用可重复使用部分和一次性部分的连续治疗系统也是可行的。

如上所述，图13a和13b中的患者接口装置16可以进行改动，以便为患者提供单独的气体供应(可以是氧气)，并启用梭(可以是空气)，从而减少医院环境中医用氧气的浪费。优选的实施例还可在患者接口装置16中包含加热元件，以加热供应给患者的气体。优选的实施例还可在患者接口装置16中包含额外的传感器，以监测所实施的治疗，例如FiO₂。如果加热元件实施为一个或多个热线，则允许每个加热元件还用作热线风速计来测量气体速度。驱动器单元控制器404还监测加热元件所需的电能，并能计算出通过的气体在冷却加热元件时的气流速度。驱动器单元控制器404优选地存储并操作算法和/或校准表以计算体积气体流量，该算法和/或校准表优选地包括输入温度、到达患者的气体的温度以及加热元件消耗的功率。在呼气端口854中采用第二热线风速计，允许通过电子控制器404存储和操作的算法计算出患者接受的气体体积，从而能够观察患者的吸气和呼气循环，允许进行肺活量测量。

图14a和14b示出了完全一次性的电磁操作患者接口装置16，其包括：滑动文丘里阀850，该滑动文丘里阀采用模制在滑动文丘里梭体1450内的稀土磁铁1402，该滑动文丘里梭体在一次性梭体1460内沿侧向滑动；以及优选地围绕一次性梭体1460夹持的外部电气线圈1401。因此，滑动文丘里阀850用作空气断流阀。

图14a示出了滑动文丘里阀850处于右手位置，空气中断器1475打开。图14b示出了滑动文丘里阀850处于左手位置，空气中断器1475关闭。向外部安装的电磁线圈1401施加一个极性的DC电流，会迫使可移动文丘里阀850沿一个方向滑动，而反转极性则会迫使可移动文丘里阀850沿另一个方向滑动。由于梭的行程通常小于1/4英寸，并且梭的质量也很小，因此梭很容易前后高速振荡，最高可达15Hz。电子控制器404中的监测电子装置能够检测到梭移动时线圈内电流的变化情况，从而检测出梭是在滑动，还是被卡住而处于故障状态。

优选地，梭1450承载有喷射装置1451，该喷射装置通过刚性宽体连通管道1453与进给腔室1452进行流体连通，以确保无论梭位置如何，喷射装置与文丘里入口1455之间的临界距离都能得到保持，从而保持适当的夹带。宽体连通管道1453被位于原始左手位置的梭阻塞，同时也用作空气断流阀。此外，根据出口端口1456的位置，一次性梭本体1450可以适于使得完全延伸的梭部分地或完全地阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。

图15a和15b示出了另一个患者接口装置16的实施例，其是图12a和12b的延伸，其包括带有滑动文丘里梭1550的气动双向振荡空气断流阀1560。与图12a和12b类似，患者接口装置16可以包括一次性部分1502和可重复使用部分1504。一次性部分1502优选地包括可滑动文丘里阀850，可重复使用部分1504优选地采用气动双作用梭阀1570。图15a示出了关闭的提升阀1522，图15b示出了打开的提升阀1522，请注意，梭阀1570和文丘里阀850都是连接在一起的(例如，通过将提升阀1522与喷射管道焊接在一起)，并且可以左右移动。如果需要，可分别使用单独的气体供应装置1598、1599为患者供气和操作梭。在这里，支撑气动梭阀850的摆动轴1512是延伸的，并从进给腔室1547与滑动文丘里梭1550流体连通。当提升阀1522以前述方式打开时，滑动梭1550同步移动。图10a、10b或图11a、11b的实施例也可相应地采用相同的方法。

图16a和16b示出了另一个患者接口装置16，其结合了图14a和14b的电磁滑阀原理以及图10a、10b和/或图11a、11b的电磁中断器的特征。如上所述，患者接口装置16包括一次性部分1602和可重复使用部分1604。一次性部分1602优选地包括电磁启用的可滑动文丘里阀850，可重复使用部分1604优选地采用电磁启用的提升阀1622。图16a示出了关闭的提升阀1622，图16b示出了打开的提升阀1622，请注意，梭阀1660和可滑动文丘里阀850都可以独立移动。如图所示，该实施例为冲击脉冲的管理和滑动文丘里阀850的相对定时提供了最大的灵活性。可重复使用部分1604优选地包括螺线管断流阀1662和电磁线圈1663。在与图14a和14b类似的替代方案中，线圈可以围绕一次性部分1602夹持，该一次性部分包括壳体1630和可滑动文丘里阀850。此外，还可以使用次级螺线管完全地或部分地同步阻塞呼气端口854，以最大限度地提高近侧患者PEP的效果。

图17a和17b示出了紧凑型、完全一次性的患者接口装置16的又一个实施例。该实施例将滑动文丘里阀850与可移动梭1710结合使用，由可移动梭操作滑动文丘里阀。完全一次性患者接口装置16优选地包括可滑动文丘里阀850和可移动梭阀1740，作为图17a和17b的改动。这种方法是图13a和图13b的延伸，其中可移动梭1710现在利用弹簧1733复位而同步启用滑动文丘里阀850。屈曲弹簧1733提供非线性效果，必须达到预定的腔室1747压力，弹簧1733才会屈服，然后允许梭1710突然滑动。通气口1790上具有针阀1797，用于改变占空比，占空比始终调整为大于控制频率的针阀1798入口1799的流量。一种简化的方法是采用用于通气口的固定钻孔。

图18a和18b示出了额外的优选实施例，其采用双重作用来强制返回可滑动文丘里阀850，而不是仅仅依靠弹簧压力。双作用气动可滑动文丘里阀850优选地采用四个针阀1801、1802、1803、1804以获得最大的配置灵活性，以及最多三个气体入口1821、860、1823。第一气体入口860供患者使用，可以是最佳治疗压力下的空气、O₂或混合气体。第二气体入口1821用于将文丘里阀850滑向患者，并采用两个针阀1801和1802，一个用于控制压力的积累和文丘里阀的滑动，另一个用于进行排气。第三气体入口1823可能与第一和第二入口的压力不同，也具有两个针阀1803、1804，用于控制压力上升的速度，使文丘里阀850返回原位，并且用于进行排气。四个针阀和不同的压力允许精确控制频率和占空比。一个更简单的双作用文丘里阀实施例可以具有用于患者和致动器的单个气源，并采用单个针阀来控制频率，用固定钻孔来代替其它针阀以设定占空比或占空比之间的变化。

将部分系统分布在驱动器单元10中、部分系统分布在患者接口装置16中的好处包括：将空气断流阀重新定位到患者接口装置16，消除了长连接软管内空气柱对冲击压力脉冲的阻尼效应，改善了软管壁的弹性顺应性，提高了功效；降低了向患者提供治疗性冲击脉冲所需的系统工作压力，降低了系统功耗和噪音；由于患者接口装置16可在装置使用寿命结束时简单更换，无需拆卸和重新测试驱动器单元10，因此改进了维修。

ADSV实施例。

现在将描述ADSV实施例。关于图8，与上述描述相同，但使用的是滑动文丘里阀850，而不是之前描述的文丘里阀。

图19a和19b示出了完全一次性的电磁操作患者接口装置1600，其包括：滑动文丘里阀1850，该滑动文丘里阀采用模制在滑动文丘里梭体11450内的稀土磁铁11402，该滑动文丘里梭体在一次性梭体11460内沿侧向滑动；以及优选地围绕一次性梭体11460夹持的外部电气线圈11401。因此，滑动文丘里阀1850用作空气断流阀。

图19a示出了滑动文丘里阀1850处于右手位置，空气中断器11475打开。图19b示出了滑动文丘里阀1850处于左手位置，空气中断器11475关闭。向外部安装的电磁线圈11401施加一个极性的DC电流，会迫使可移动文丘里阀1850沿一个方向滑动，而反转极性则会迫使可移动文丘里阀1850沿另一个方向滑动。由于梭的行程通常小于1/4英寸，并且梭的质量也很小，因此梭很容易前后高速振荡，最高可达15Hz。电子控制器404中的监测电子装置能够检测到梭移动时线圈内电流的变化情况，从而检测出梭是在滑动，还是被卡住而处于故障状态。

优选地，梭11450承载有喷射装置11451，该喷射装置通过刚性宽体连通管道11453与进给腔室1452进行流体连通，以确保无论梭位置如何，喷射装置与滑动文丘里入口11455之间的临界距离都能得到保持，从而保持适当的夹带。宽体连通管道11453被位于原始左手位置的梭阻塞，同时也用作空气断流阀。此外，根据出口端口11456的位置，一次性梭本体11450可以适于使得完全延伸的梭部分地或完全地阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。

在操作过程中，当从断流阀接收到高压脉冲气流时，文丘里管体会从休止位置(打开位置)移开；同时，气体通过阀杆通路进入文丘里入口，由于文丘里效应，会产生流动加速度，并产生低于环境压力的压力。这将促使气体(来自环境或低压回路)夹带并进入文丘里管。由于文丘里管道的输送端口直径较大，因此气流会减速，恢复压力，并将潮下体积输送到患者气道(图20a)。当滑动文丘里管被驱动到气最大近侧位置(阻塞位置)时，滑动文丘里管会部分或完全阻塞呼气出口端口，以减少呼出气体的流量。当施加脉冲后文丘里滑块回到初始位置(打开位置)时，呼气出口端口完全打开，以允许气体排出(患者呼气)。

根据文丘里理论，当文丘里管的输送端口遇到阻力时(流量x阻力＝压力)，文丘里管体内的压力会增加，变成环境压力，流量夹带会减少(图20b)。因此，流动体积输送与气道水平处达到的压力成反比；因此，当系统接近期望压力水平时，输送气体的部分几乎完全来自高压脉动成分。

由于文丘里效应，输送的流量通过适应胸肺阻力而转换为压力(反之亦然)。这些因素使气流在气道水平出的分布得以优化，从而转向优先通气，并允许平均气道压力抵抗呼吸结构的弹性和阻力作用而保持相对稳定。

在图20a中，V1<V2>V3；并且P1>P2<P3。在箭头Q和R所表示的流动加速区域中，压力变为低于环境压力，气体被夹带。在图20b中，当施加阻力(R)时，文丘里设计输送流量夹带减少的压力。

在图20b中，理论文丘里管道2001根据管道几何形状的变化示出了压力行为。当管道直径在2003处减小时，流经限制装置的流速将增加(伯努利效应)，根据能量守恒定律，当发生夹带时，压力必须降低，从4降到1，并低于环境压力P＝2。通过在2005处增大管道直径，流速会下降，因此压力也会随之恢复。当在文丘里管道的输送端口施加阻力R时，文丘里管内的压力会变得足够高，与环境压力相等，并将夹带减至零。

以图19a和19b为例。在操作过程中，当从断流阀11450接收到高压脉冲气流时，文丘里管体1850会从休止位置(打开位置，图19b)移开；同时，气体通过阀杆通路进入文丘里入口11451，由于文丘里效应，会产生流动加速度，并产生低于环境压力的压力11455。这将促使气体(来自环境或低压回路)通过863夹带并进入文丘里管。由于文丘里管道的输送端口11456直径较大，因此气流会减速，恢复压力，并将潮下体积输送到患者气道。当滑动文丘里管被驱动到气最大近侧位置(阻塞位置)时，滑动文丘里管会部分或完全阻塞呼气出口端口，以减少呼出气体的流量(图19a)。当施加脉冲后文丘里滑块回到初始位置(打开位置)时，呼气出口端口完全打开854，以允许气体排出(患者呼气)(图19b)。每次打开和关闭代表一个循环(吸气和呼气)；因此，如果患者的通气速率为100-300或600循环/分钟，这意味着文丘里管将打开和关闭100-300或600次/分钟。

图21a和21b示出了另一个患者接口装置1600的实施例，其是图12a和12b的延伸，其包括带有滑动文丘里梭11550的气动双向振荡空气断流阀11560。与图12a和12b类似，患者接口装置1600可以包括一次性部分11502和可重复使用部分11504。一次性部分11502优选地包括可滑动文丘里阀1850，可重复使用部分11504优选地采用气动双作用梭阀11570。图20a示出了关闭的提升阀11522，图20b示出了打开的提升阀11522，请注意，梭阀11570和滑动文丘里阀1850都是连接在一起的(例如，通过将提升阀11522与喷射管道焊接在一起)，并且可以左右移动。如果需要，可分别使用单独的气体供应装置1598、1599为患者供气和操作梭。在这里，支撑气动梭阀1850的摆动轴11512是延伸的，并从进给腔室11547与滑动文丘里梭11550流体连通。当提升阀11522以前述方式打开时，滑动梭11550同步移动。图10a、10b或图11a、11b的实施例也可相应地采用相同的方法。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。此外，根据出口端口11556的位置，一次性梭本体11550可以适于使得完全延伸的梭部分地或完全地阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。

图22a和22b示出了另一个患者接口装置1600，其结合了图14a和14b的电磁滑阀原理以及图10a、10b和/或图11a、11b的电磁中断器的特征。如上所述，患者接口装置1600包括一次性部分11602和可重复使用部分11604。一次性部分11602优选地包括电磁启用的滑动文丘里阀1850，可重复使用部分11604优选地采用电磁启用的提升阀11622。图22a示出了关闭的提升阀11622，图22b示出了打开的提升阀11622，请注意，梭阀11660和滑动文丘里阀1850都可以独立移动。如图所示，该实施例为自适应动态潮下通气脉冲的管理和滑动文丘里阀1850的相对定时提供了最大的灵活性。可重复使用部分11604优选地包括螺线管断流阀11662和电磁线圈11663。在与图14a和14b类似的替代方案中，线圈可以围绕一次性部分11602夹持，该一次性部分包括壳体11630和滑动文丘里阀1850。此外，根据出口端口11656的位置，一次性梭本体11602可以适于使得完全延伸的梭部分地或完全地阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。还可以使用次级螺线管完全地或部分地同步阻塞呼气端口854，以最大限度地提高近侧患者PEP的效果。

图23a和23b示出了紧凑型、完全一次性的患者接口装置1600的又一个实施例。该实施例将滑动文丘里阀1850与可移动梭11710结合使用，由可移动梭操作滑动文丘里阀。完全一次性患者接口装置1600优选地包括滑动文丘里阀1850和可移动梭阀11740，作为图17a和17b的改动。这种方法是图13a和图13b的延伸，其中可移动梭11710现在利用弹簧11733复位而同步启用滑动文丘里阀1850。屈曲弹簧11733提供非线性效果，必须达到预定的腔室11747压力，弹簧11733才会屈服，然后允许梭11710突然滑动。通气口11790上具有针阀11797，用于改变占空比，占空比始终调整为大于控制频率的针阀11798入口11799的流量。一种简化的方法是采用用于通气口的固定钻孔。此外，根据出口端口11756的位置，滑动文丘里阀1850将能够部分或完全阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。

图24a和24b示出了额外的优选实施例，其采用双重作用来强制返回可滑动文丘里阀1850，而不是仅仅依靠弹簧压力。双作用气动可滑动文丘里阀1850优选地采用四个针阀11801、11802、11803、11804以获得最大的配置灵活性，以及最多三个气体入口11821、1860、11823。第一气体入口860供患者使用，可以是最佳治疗压力下的空气、O₂或混合气体。第二气体入口11821用于将文丘里阀1850滑向患者，并采用两个针阀11801和11802，一个用于控制压力的积累和文丘里阀的滑动，另一个用于进行排气。第三气体入口11823可能与第一和第二入口的压力不同，也具有两个针阀11803、11804，用于控制压力上升的速度，使滑动文丘里阀1850返回原位，并且用于进行排气。四个针阀和不同的压力允许精确控制频率和占空比。一个更简单的双作用滑动文丘里阀实施例可以具有用于患者和致动器的单个气源，并采用单个针阀来控制频率，用固定钻孔来代替其它针阀以设定占空比或占空比之间的变化。此外，根据出口端口11856的位置，滑动文丘里阀1850将能够部分或完全阻塞呼气端口854，从而提高平均气道正压(PAP)。事实上，滑动文丘里管一体地用作吸气、呼气阀。

参考图25，图中所示为通气系统3000的示意图，其包括本公开发明的患者接口装置3001。参考图26a-26b，所示为本公开发明一个实施例的患者接口装置3001的剖视图。图26a示出了患者接口装置3001在潮下通气吸气阶段处于加压关闭位置的配置，图26b示出了患者接口装置3001在潮下通气呼气阶段处于非加压打开位置的配置。患者接口装置3001可用于通气系统3000的呼吸回路，并且可与上文所述的自适应动态潮下通气(ADSV)技术一起使用。

参考图25、26a和26b，通气系统3000包括患者接口装置3001、呼吸机3002和连接患者接口装置3001与呼吸机3002的管道系统3003。患者接口装置3001具有患者连接孔口3101，该患者连接孔口向患者3004供应吸入气体，并接收患者3004的呼出气体。呼吸机3002可向患者接口装置3001供应加压气体。管道系统3003包括至少一个柔性管道，例如波纹呼吸管道，以用于向患者接口装置3001输送加压气体。管道系统3003可以包括额外的管道和线材。

患者接口装置3001包括呼气模块3100和吸气模块3200。吸气模块3200被构造成用于接收来自呼吸机3002的加压气体，并在吸气阶段向患者3004输送加压气体。呼气模块3100被构造成用于在呼气阶段排出患者3004的呼出气体。吸气阶段是指患者通过患者接口装置3001吸入气体的过程或时间段，呼气阶段是指患者向患者接口装置3001呼出气体的过程或时间段。

呼气模块3100包括部分包围吸气模块3200的中空外本体3102。呼气模块3100包括呼气通道3103，患者的呼出气体通过该呼气通道排放到周围环境或其它外部系统。呼气通道3103可以是中空外本体3102的壁与吸气模块3200之间的空间。或者，呼气通道3103可以包括在外本体3102中形成的、用于排出患者的呼出气体的一个或多个通道或管道。呼气模块3100可以包括设置在呼气通道3103中的一个或多个过滤器3105。呼气模块3100具有患者连接孔口3101，该患者连接孔口形成于呼气模块3100的一端，以在外本体3102的内部空间3104和患者3004之间形成气体流动路径。通过患者连接孔口3101，在吸气阶段向患者3004供应吸入气体，在呼气阶段从患者3004处接收呼出气体。

吸气模块3200包括中空内本体3202和可滑动地安装在内本体3202内的滑动文丘里阀3201。内本体3202部分地设置在中空外本体3102内，使得内本体3202和外本体3102之间的空间可用作呼气通道3103。吸气模块3200具有用于接收加压气体的、与管道系统3003连接的至少一个入口端口3204以及用于将加压气体排入内部空间3104的出口端口3205。吸气模块3200的出口端口3205可以是滑动文丘里阀3201的一端朝向患者连接孔口3101的开口。吸气模块3200包括高压流量单元3203，该高压流量单元设置在内本体3202内，向滑动文丘里阀3201输送高压气流。高压流量单元3203包括一端具有盖3203b的高压流量管道3203a、与盖3203b联接的伺服隔膜3203c以及与伺服隔膜3203c和滑动文丘里阀3201连接的喷射装置3203d。喷射装置3203d具有喷射孔口3203e，加压气体通过该喷射孔口流入文丘里阀3201。当滑动文丘里阀3201沿第一或第二方向滑动时，喷射装置3203d拉动或按压隔膜3203c，从而打开或关闭高压流量管道3203a。滑动文丘里阀3201被配置为在吸气阶段沿第一方向(朝向患者连接孔口3101)滑动以打开高压流量管道3203a并关闭呼气通道3103(图26a)，在呼气阶段沿第二方向(朝向高压流量单元3203)滑动以关闭高压流量管道3203a并打开呼气通道3103(图26b)。

呼吸机3002通过管道系统3003与患者接口3001相连，该管道系统自带用于向滑动文丘里管3201输送高压脉冲干燥气体的管道3003a。管道系统3003的管道3003a与高压流量单元3203的高压流量管道3203a连接，以向高压流量管道3203a供应高压脉冲干燥气体。可选地，管道系统3003可以包括有线(用于加热)波纹呼吸管道(未示出)，其可以间接加热高压流量管道3203a，并影响高压脉冲气体的温度。

吸气模块3200被构造成在高压流量单元3203和中空内本体3202的壁之间具有偏压流量通道3206。管道系统3003可进一步向内本体3202输送加湿并最终加热的气体偏压流量，该偏压流量可在喷射孔口3203e产生的每个脉冲中通过文丘里效应夹带。偏压流量可以补偿高压脉冲气流的干燥度。每次吸气时输送给患者的潮下体积气体可以是高压脉冲气体和低压偏压流量的混合物。如图26a-26b所示，在吸气和呼气阶段，偏压流量通道3206通向滑动文丘里阀3201。管道系统3003可以包括额外的通道或管道，以用于从呼吸机3002或外部来源输送偏压气流。

在潮下体积输送过程中，每次吸气时的偏压流量的部分将根据患者气道阻力和顺应性的变化而变化。偏压流量可提供与以上参考图17a-18b所述的实施例类似的优点和效用。在ADSV技术通气过程中，脉冲流量的大小/幅值可能取决于操作者，而每次潮下体积输送的偏压流量可能取决于患者的气道特征，例如阻力"R"顺应性(见图20b)。因此，当顺应性降低时(肺活量低，"R"高)，偏压流量夹带下降，流向患者的流量也随之下降，从而防止患者的气道被气流淹没，因为没有更多空间容纳大量气流。当顺应性增加时(肺活量更好，"R"下降)，偏压流量夹带可能会增加，流向患者的流量也会增加，以填充可用的新空间并适应肺部。每次吸气时，偏压流量相对于总输送潮下体积的百分比可能不同，以适应患者的气道，防止肺部创伤，这要归功于文丘里效应。

在吸气阶段，文丘里阀3201朝向患者连接孔口3101滑动到第一位置(加压关闭位置)，如图26a所示，以阻断从内部空间3104到呼气通道3103的路径，并拉动伺服隔膜3203c，使得高压流量管道3203a通向喷射装置3203d，以将加压气体输送到文丘里阀3201。通过入口端口3204接收的加压气体通过高压流量管道3203a、喷射装置3203d、滑动文丘里阀3201和患者连接孔口3101流向患者3004。见图26a中的箭头。

在呼气阶段，文丘里阀3201如图26b所示向高压流量单元3203移动到第二位置(非加压打开位置)，打开呼气通道3103和内部空间3104之间的路径，并按压隔膜3203c，使得高压流量管道3203a和喷射装置3203d之间的路径关闭。在这种状态下，没有气体流通过高压流量管道3203a。患者3004的呼出气体通过内部空间3104和呼气通道3103流向周围环境或外部装置。见图26b中的箭头。

虽然本发明已就目前被认为是优选的实施例进行了描述，但应该理解的是，本发明并不局限于所公开的实施例。相反，本发明旨在涵盖所附权利要求的精神和范围内的各种修改和等效布置形式。以下权利要求的范围应作最宽泛的解释，以包括所有此类修改和等效结构与功能。附图中以轮廓或方框表示的各个部件都是患者通气技术中众所周知的，它们的具体结构和操作对于本发明的操作或最佳实施模式并不重要。

以上讨论的所有美国和外国专利及专利申请均通过引用并入优选实施例的详细说明中。

Claims (19)

1.一种用于向患者输送冲击性气体的患者接口装置，其包括：

吸气模块，所述吸气模块具有用于接收加压气体的至少一个入口端口和用于在吸气阶段向患者输送加压气体的出口端口，其中所述吸气模块包括中空内本体和可滑动地安装在所述内本体内的滑动文丘里阀；以及

呼气模块，所述呼气模块包括部分地包围所述吸气模块的内本体的中空外本体，其中所述呼气模块被配置为在呼气阶段从患者体内排出呼出气体，并且其中所述呼气模块包括患者连接孔口，所述患者连接孔口用于向患者输送加压气体并接收来自患者的呼出气体。

2.根据权利要求1所述的患者接口装置，其中在所述外本体中形成有呼气通道，所述呼气通道用于在呼气阶段从患者体内排出呼出气体。

3.根据权利要求1所述的患者接口装置，其中所述吸气模块包括高压流量单元，所述高压流量单元设置在内本体内并且包括：

管道，所述管道用于接收加压气体；

伺服隔膜，所述伺服隔膜联接到所述管道的一端；以及

喷射器，所述喷射器连接到所述伺服隔膜和所述滑动文丘里阀。

4.根据权利要求3所述的患者接口装置，其中所述滑动文丘里阀被配置为在吸气阶段拉动所述隔膜以打开所述管道，并且被配置为在呼气阶段按压所述隔膜以关闭所述管道。

5.根据权利要求4所述的患者接口装置，其中所述高压流量单元被配置为使得当拉动所述隔膜时，通过所述入口端口接收的加压气体流经所述管道、所述喷射器和所述滑动文丘里阀。

6.根据权利要求4所述的患者接口装置，其中在所述内本体和所述中空外本体的壁之间形成呼气通道，来自患者的呼出气体在呼气阶段通过所述呼气通道排出。

7.根据权利要求6所述的患者接口装置，其中所述滑动文丘里阀被配置为在吸气阶段处于第一位置以关闭所述呼气通道，在呼气阶段处于第二位置以打开所述呼气通道。

8.根据权利要求3所述的患者接口装置，其中所述吸气模块被配置为包括偏压流量通道，所述偏压流量通道形成于所述高压流量单元与所述中空内本体的壁之间，并且其中所述偏压流量通道为所述滑动文丘里阀提供偏压气流。

9.根据权利要求8所述的患者接口装置，其中偏压气体是加湿气体，并且供应到所述管道的加压气体是加压脉动干燥气体。

10.一种用于向患者输送冲击性气体的通气系统，其包括：

呼吸机，所述呼吸机供应加压气体；

患者接口装置，所述患者接口装置用于向患者输送冲击性气体，所述患者接口装置包括：

吸气模块，所述吸气模块具有用于接收加压气体的至少一个入口端口和用于在吸气阶段向患者输送加压气体的出口端口，其中所述吸气模块包括中空内本体和可滑动地安装在所述内本体内的滑动文丘里阀；以及

呼气模块，所述呼气模块包括部分地包围所述吸气模块的内本体的中空外本体，其中所述呼气模块被配置为在呼气阶段从患者体内排出呼出气体，并且其中所述呼气模块包括患者连接孔口，所述患者连接孔口用于向患者输送加压气体并接收来自患者的呼出气体；以及

管道系统，所述管道系统包括将所述呼吸机连接到所述患者接口装置的至少一个柔性管道。

11.根据权利要求10所述的通气系统，其中在所述外本体中形成有呼气通道，所述呼气通道用于在呼气阶段从患者体内排出呼出气体。

12.根据权利要求10所述的通气系统，其中所述吸气模块包括高压流量单元，所述高压流量单元设置在内本体内并且包括：

管道，所述管道用于接收加压气体；

伺服隔膜，所述伺服隔膜联接到所述管道的一端；以及

喷射器，所述喷射器连接到所述伺服隔膜和所述滑动文丘里阀。

13.根据权利要求12所述的通气系统，其中所述滑动文丘里阀被配置为在吸气阶段拉动所述隔膜以打开所述管道，并且被配置为在呼气阶段按压所述隔膜以关闭所述管道。

14.根据权利要求13所述的通气系统，其中所述高压流量单元被配置为使得当拉动所述隔膜时，通过所述入口端口接收的加压气体流经所述管道、所述喷射器和所述滑动文丘里阀。

15.根据权利要求13所述的通气系统，其中在所述内本体和所述中空外本体的壁之间形成呼气通道，来自患者的呼出气体在呼气阶段通过所述呼气通道排出。

16.根据权利要求15所述的通气系统，其中所述滑动文丘里阀被配置为在吸气阶段处于第一位置以关闭所述呼气通道，在呼气阶段处于第二位置以打开所述呼气通道。

17.根据权利要求12所述的通气系统，其中所述吸气模块被配置为包括偏压流量通道，所述偏压流量通道形成于所述高压流量单元与所述中空内本体的壁之间，并且其中所述偏压流量通道为所述滑动文丘里阀提供偏压气流。

18.根据权利要求17所述的通气系统，其中偏压气体是加湿气体，并且供应到所述管道的加压气体是加压脉动干燥气体。

19.根据权利要求17所述的通气系统，其中所述管道系统包括将偏压气流输送到所述吸气模块的至少一个通道。