CN1826148B - 胸部引流设备 - Google Patents

Abstract

一种可用于从病人体腔中通过抽吸收集流体的引流设备(199)，其包括用于在体腔中发生负压的装置(108，180)，和用于所述流体的收集腔室(110)，其中所述腔室包括用于连接引流管(101)的连接装置，该引流管具有可连接至病人的第一端和可连接至收集腔(110)的第二端，其中排出的空气通过流动结构，该流动结构包括微电子气流传感器，该传感器具有多个耦合的传感器电阻器的电阻，和用于在抽吸中测量气流的加热电阻器，和显示相应于所述气流值的流动显示机构(107)。

Description

胸部引流设备

技术领域

本发明和用于从身体上，特别是从人体的胸膜腔中抽取流体的导流(drainage)设备。甚至更特别地，本发明涉及按照所谓“干”方法工作的设备，即无需水密封工作，并且也提供吸压控制而无需某些类型的水柱。

背景技术

在手术过程中和在手术之后，当身体不能自然地处理过多流体时，从身体中人工导流过多的流体对病人的福利是必要的。要被导出的流体包括血液，水和空气。已经开发出多种导流装置以导流伤口和较大的体腔。一般地，这些装置包括用于流体收集的腔室和用于连接病人和该腔室的入口管。在使用中，流体被从病人身体中经入口管导引导连接腔室中，其被放置在远低于病人的位置以避免将流体虹吸到病人身体内。导流可由重力引起，因为腔室低于病人，或更有效地，通过从收集腔室抽吸到出口从而将流体抽吸到腔室中。

多种胸外科或心脏外科过程和创伤伤口，如枪弹伤或刺伤在肺和周围腔壁之间的胸膜腔中积累液体，如血液，水或空气，液体的积累可影响呼吸并可通过阻止胸膜腔中支撑肺功能的正常的压力变化而引起死亡。在胸膜腔中，液体如血液的积累阻碍愈合和病人康复。在空气，如从破裂的疱疹-肺上的水泡中持续漏到胸膜腔这些情形中，胸膜腔中压力积累直到形成张力性气胸。那么受影响的肺，或甚至两个肺萎缩且病人可能窒息，除非空气从胸膜腔中排出。

用于胸膜腔或胸腔引流设备的设计提出了特殊问题。为了有效，引流设备必须除去迅速并有效地防止它们返回。具有单向流动(oneway flow)不仅将病人与大气隔离从而避免感染，而且防止流体，特别是空气聚集在胸膜腔中并使肺萎缩。该设备也允许所产生的过度正压的消除，例如通过病人咳嗽或用于重力引流时收集腔室(collectionchamber)中流体排出，并允许由于对腔室的过多抽吸引起的过度负压的消除。

当抽吸源使用时，可能会失效，因此该设备应这样构造以便重力引流设备以预防意外事件，因此流体可从病人排出。精确的抽吸水平读数的显示也是必要的，因此医生易于监视或易于在病人治疗的过程中再调整抽吸水平。而且当有相当量的空气从肺泄漏到胸膜腔时，空气必须由设备抽出，该设备应这样构造以容纳这样的空气泄漏和泄漏速率上的突然变化，并同时把泄漏指示给用户。

现有技术通常在引流设备的收集腔室和抽吸源之间，或在重力引流的情形中在腔室和大气之间使用水密封，从而将病人与大气隔离并将防止空气进入腔室。当气泡通过水时，水密封也用作从病人身上空气泄漏的指示器，冒泡的量对医生也用作空气泄漏程度的指导。而且水位的移动指示出现期(patency)和病人的取样。不幸的是，这样的密封在防止病人被沾染方面不可靠，且在使用中不方便且不可靠，如下面所述。这样的引流设备最简单的形式包括装有水的单个瓶子并用作水密封腔室。瓶子具有从病人身上水下延伸的入口管和连接水上空气空间的出口。这是基本的布局，其不提供对收集腔室中压力的控制或其指示。随着引出的材料逐步填充瓶子，对引流的阻力增加。

为了改进该设计，使用多个在病人和抽吸源之间串联的瓶子。通常使用三个瓶子：第一个连接到病人身上的瓶子作为陷阱，收集流体；第二个瓶子部分填充有水，其形成密封；而第三个瓶子通过使管子对大气敞开并延伸到瓶中水下而用作压力调节器。水下管子的深度确定通过系统抽吸的最大量，因为一旦抽吸充分从而从大气中向管底排空气，且气泡通过水，增加抽吸的水平仅会增加冒泡的速率且因此设备中抽吸的水平被限制。然而，独立的瓶子布局笨重不方便且难于洗涤以便重复使用。这导致了不同单体(unitary)的设计，可杀菌和一次性引流设备。美国专利3363626，3363827，3559647，3683913和3853128示出了刚性，一次性，塑料引流设备的开发，其采用三瓶合一的布局结构。引流设备包括水密封，要求相对长的时间建立，因为设备必须灌注一定体积的消毒水形成U型管并填充U型管的压力计腔室。水的体积相对较大且通常必须灌注一个以上的腔室。美国专利3363627试图通过在设备外部的腔室和腔室上方之间制作连接而克服该问题，因此设备可用预填充的水供应。然而，水密封系统具有多种不足，如蒸发，麻烦，过填和污染，这些都可能影响单向阀机构的安全性。随后，诸如Genzyme(Deknatel)和Atrium公司对此做了修改，且这些公司通过采用干单向阀机构克服了上述水密封方面的问题。

压力调节器腔室中水的深度，如上所述限制可应用到水密封系统的抽吸量。可应用到商业水密封贮存器的最大抽吸约为30厘米的水柱，因为长得多的压力控制腔室非常笨重且制造成本昂贵。这是不够的，因为抽吸达到约60厘米水柱有时是必须的。进一步，水密封引流设备相对重且大，这对医院人员和移动时携带该设备的病人都不利。另一个严重的缺点是所要求的相对复杂的指示；该设备的使用导致错误和浪费时间。试图克服这些缺陷，几种无水设备已经开发。美国专利No.3830238揭示了一种简单配置，该设备是无水的，一个腔室装置包含具有单方向阀门以防止流体回流到病人身体的入口管，和膜盒压力传感器配置粗糙地测量胸膜腔内压力。但该装置不控制或接收压力波动或指示腔室内实际压力。Davol公司也已经制造出商标为Thoraklex的无需水密封的装置，并制造出Atrium和genzyme(Deknatel)。这三种产品(商标分别为Deknatel，Atrium和Thoraklex)的出口连接到负压控制装置，其由螺钉或按钮组成以便可调整关闭出口通道以调整抽吸程度。出口也包括浮球计量仪，其经校准从而指示应用到病人身上的抽吸并连接大气和出口。然而，在这些系统中胸膜腔中实际压力是不可视的，但克服高负压的建立，这些设备包括过负压安全阀，其在预设的负压时对大气通气从而防止真空达到太高的水平(60厘米水柱)。该阀门设置在大气和收集腔室正交的通道中并包括单方向弹簧加载阀门。因为阀门的抽吸允许空气从大气进入收集腔室，该收集腔室对病人是开通的，有必要在通道中提供过滤器。该配置具有这样的不足，即抽吸水平可快速在收集腔室中建立，同时阀门是开通的，而过滤器将防止细菌进入腔室，直接对腔室开口的阀门的设置将使病人受到感染的危险且也增加设备的制造成本。

美国专利US4654029揭示了用于电子监视和控制流体从体腔引流的系统，其包括用于测量抽吸空气流的传感器，病人空气流(patientair flow)，病人负压(patient negativity)等，和用于提供可读形式的测量值的显示器。

美国专利US4889531揭示压力调节器，其包括由分隔器分开的高压腔室和低压腔室，该分隔器具有开口，偏向关闭位置以便用按照腔室间所需的压力差的偏向力关闭开口的关闭元件。

WO01/98735揭示具有桥路的热丝流速传感器，该桥路具有感测电阻器，该电阻器通过步进(step-like)方式增加信号处理电路中微分放大器的偏置信号，而避免随着对感测电阻器的微分放大器的流速响应信号增加，信号处理电路在高气流速时的饱和。

英国专利GB2077397揭示真空调节器，其包括具有平行通道和由螺丝固定在主体一端上的帽罩的主体，该主体的末端和主体限定包含隔膜的腔室，安置的隔膜与通道末端的底座(seating)配合。

法国专利FR2560770揭示了类似于英国GB2077397中真空调节器。

美国专利US4710165揭示了耐磨，可变速抽吸/收集装置。

因此，需要引流设备，其避免水密封，水U型压力计，预设抽吸水平和缺少愈合控制的目视的不足。进一步，这样的设备必须能够在重力引流或真空引流的条件下工作，并且在后面的情形中，对病人应用稳定和可接受的抽吸水平。引流设备也需要简单，可靠的传感器，从而精确地指示收集腔室中负压范围内的压力状况。进一步，测量一定时间上抽出的空气量也是重要的，其自身指示愈合的进展。

此外，设备制造成本不高和构造能够减少猜测胸腔内压和空气泄漏体积的设备也是必要的，且医院人员和病人使用该设备也方便。目前可得到的许多形式的引流设备不仅由于它们预设的压力水平和自动安全阀不足以监视，首先在负压超过60厘米水柱开口。缺少合适的监视方法，在使愈合过程更客观或可视方面，增加使用X射线检查，且没有实际改进引流设备治疗的管理。

未来用于护理标准(SOC)的方案应包括为病人记录(patientdocumentation)收集和传递数据的可能性。目前医学领域大多数其它监视应用都是这样做的。

发明内容

本发明的目的是提供这样的设备，其克服现有技术的不足并能够可靠和方便地在不同操作条件和场所使用。因此，本发明的目的提供了用于从病人胸膜腔中排出流体同时保持所述腔室中抽吸量的设备，其中所述设备不必填有一定量的水。本发明进一步的目的是测量并显示重要的治疗参数，如胸膜间或心包压力，空气流，和积累的排出流体量。本发明进一步目的也包括提供这样的设备，其抗位置改变和吊滴，且在没有外部电源或电池时工作。该设备也包括安全装置，该安全装置消除太高抽吸压力的危险和引起无抽吸压力的危险。该设备也优选提供用于传递上述治疗参数至外部电子装置，如个人计算机(PC)或个人数字助理(PDA)的装置。

按照本发明的引流设备的优选实施例包括空气密封收集腔室，其具有用于流体和来自病人体内的空气的进入端口，和用于排出空气的排出端口。排出端口被连接到调节器单元。所述调节器单元包括毛细断路器单元(capillary breaker unit)，单向阀门，流动测量装置，抽吸压力调节器，高压阀门和用于连接设备至抽吸压力源的连接装置。所述源可包括如所提供的作为大多数现代医院病房中的墙壁出口的抽吸压力源。收集腔室也提供有压力测量装置，其用于测量所述收集腔室内的压力，和用于通过在腔室和环境空气之间开通小的临时连接而使抽吸压力减小成为可能的真空减小阀门。

将病人连接到设备的管件优选是抗扭结类型的，其被设计成防止阻塞流体或空气从病人身体流出。这样的阻塞可引起张力性气胸的形成。

压力测量装置优选包括压电压力传感器，其提供于腔室的盖内，并直接测量腔室内工作压力。在使用中，压电体在受到压力时被电极化，并且该电极化被转移到显示机构从而指示腔室内压力。实施例包括MEMS和硅传感器技术。

流动测量装置包括用于估计从体腔抽出的空气流的传感器。所述装置将进一步说明如下。

本发明的设备具有用于直接指示收集腔室内的压力并显示应用到病人身上的真实抽吸水平的装置，与从病人身上泄漏的空气是否通过设备无关。该压力测量装置优选包括液晶显示器，其使得读取容易实现，精确且可靠，即使在高抽吸水平时。

提供流动测量装置以便在使用过程中量化从病人身上抽出的空气体积。

所有从流动测量装置和压力测量装置获得的数据优选可经红外端口收集和转移到PC/PDA。在本发明的其它实施例中，收集腔室提供有这样的特征，其使得装置的安置，收集和迁移更方便。收集腔室提供有悬挂装置，其用来悬挂和携带收集腔室，然而，其也可以在不用时贴腔室齐头存储起来。所述悬挂装置优选包括VELCRO带使得悬挂可调整。

因此，按照本发明的实施例，提供了用于从身体，特别是从胸膜腔排出流体的外科装置，其包括用于接收流体的刚性腔室。该腔室具有用于与身体连通的入口，用于在需要时连接到抽吸源的出口，和用于在使用时指示腔室内压力的传感器。该传感器包括排出的流体和空气不透过的压电传感器或硅传感器，其被固定在腔室盖内并处在与腔室内部连通的压力中。该传感器连接到用于指示压力的装置。收集腔室内的压力差引起在使用的传感器在受到压力时被电极化，且该电极化被转移到显示机构从而指示腔室内的压力。增加的正压力或减小的负压力引起压电晶体极化，且该极化经微处理器被转移到指示装置从而直接显示腔室内工作压力，该压力通常小于大气压，并且其特征在于设备主要用于连接抽吸源。优选指示是通过固定在连接腔室盖上的LCD显示器实现的。

因此，按照本发明的另一个实施例包括固定在空气通道中以便测量通过系统的空气的体积的流量计，该流量计包括利用热敏电阻的传感器。该通道具有用于从收集腔室引导气流的入口和用于从设备排出气流的出口。一个实施例中传感器包括热敏电阻传感器，该热敏电阻首先被加热然后被通道中气流冷却。热差引起使用中的传感器被电极化。在优选实施例中，额定电阻相同的4个热敏电阻在所述通道中沿平行气流的方向排列成一列，而加热电阻安置在第二和第三个电阻器之间。所述电阻器被电耦合到类Wheatstone桥中，以便两个电压分压器的电压被比较，即第四个电阻器的电压和第二个电阻器的电压相比，其中一路电流流过第一和第四个电阻器，而另一路电流流过第三和第四个电阻器。这样所形成的差分电压在下面两个条件下测量，即，用加热电阻器加热和未被加热。在加热和未加热条件下获得的电压差从彼此电压中减去，且产生的差被用作气流速度值的代表。

在另一个实施例中，使用了所谓的“移动缸(moving vain)”，其中膜受气流影响且该影响被转换为电极化。电极化随后被转移至显示机构从而指示通过设备的气流。增加流动或减小流动引起传感器被极化，且该极化经微处理器被转移至指示装置从而直接显示通道中气流。优选地，指示是通过固定在收集腔室的盖中的LCD显示器实现的。

流量计可用空腔方法(cavity method)，该方法中，带有浮动式设计的通道(with a design of a flout)通过气流差引起声音频率的不同变化。这些声音频率被转化为电极化并经微处理器转移到指示装置从而直接显示通道中气流。

流量计也可使用包括硅传感器的方法。

为了容许显著的过负压并限制应用到设备的负工作压力，压力安全阀提供于腔室的盖上。该阀门被手动激活从而消除收集腔室中的负压。在一个实施例中，该压力安全阀可包括出口线(outlet line)和大气之间开口上的弹簧加载或聚硅酮或橡胶密封件。在另一个实施例中，阀门可包括具有弹性橡胶或聚硅酮主体，这消除了对传统弹簧的需求。特殊水平的受到压力将足够克服弹簧力，且密封件将开通以允许大气进入收集腔室，并因此消除收集腔室中的压力。为了避免腔室和病人被污染，当阀门被激活时，大气在通过滤波器进入腔室之前被过滤，滤波器允许空气过滤，并阻止污染粒子进入腔室。

为了容许显著过负压并限制应用到设备上的抽吸量，可调整补偿抽吸调节器提供于腔室的出口处。当开始抽吸时调节器被激活。调节器包括在抽吸筒上有内膜的把手，顺时针手或逆时针动旋转把手，膜和抽吸筒间的距离改变，且其也改变应用到设备上的抽吸力。为了增加抽吸，顺时针旋转把手，这引起距离的增加，为了减小抽吸，逆时针旋转把手从而引起膜和抽吸筒间的距离减小。

为了允许设备和抽吸源间的单向连通，要利用单向阀门，其允许空气排出而非进入腔室。该单向阀门包括膜，在特定正压水平时，膜将足够克服阀门的力，且密封件将打开让空气从设备中出去。收集腔室中的负压将关闭阀门从而防止空气流回到设备中。

为了限制血液和流体立即进入单向阀门和抽吸调节器，增加的毛细管面积的毛细管断点(breakpoint)恰固定在单向阀门前面。毛细管断点包括膜，该膜有大体积的小孔，且孔的环面积增加，这允许如果流体和血液进入了毛细管断点能够流出膜。

本发明的特征也促进设备稳定使用。为了限制和防止血液或流体进入单向阀门，使用设备的抽吸调节器，提供该设备以便限制流体从系统的一部分转移到另一部分。这种方式设计的人类工程学肾状设计和迷径剖面壁允许其工作，即它们不仅限制单向阀门和抽吸调节器污染，而且在病人携带或医院员工管理时允许良好的人类工程学。由于是肾状，收集腔室的前表面和后表面是弧形的，提供比例如平整表面情形下更刚性和更强的结构。

本发明的其它特征促进设备在使用中的稳定。本发明也提供了相关腔室的装置，如通过

悬挂在床上或横杆上。悬挂装置以该方式固定在腔室的外表面上，悬挂装置不仅悬挂腔室而且位于外表面上以便存放和互锁从而形成携带把手。

便携式引流单元

本发明的另一个实施例包括提供有单向阀门的便携式引流单元，其尺寸约为10×8×2.5厘米或更小，其连接到病人体腔，用于测量和显示排出气流和抽吸压力的电子测量和显示机构。所述便携式引流单元利用身体的自身能力提供压力以便从体腔中推出空气，即，通过利用源自呼吸运动和其它运动及肌肉收缩产生的气流。该单元提供有小收集腔室，该小收集腔室内部具有吸附可能流体的吸附材料。该类设备可用于病人的治疗和监视，该病人部分愈合且较不湿的气胸。

测量和显示机构

按照本发明优选实施例的引流设备提供有测量和显示机构，其提供体腔内压力，如上所述腔内的流动的高精度测量。该实施例实现高精度和低功率消耗，以便面积约2×3厘米或更小的单个太阳能电池足够提供必要的功率。这将允许几乎无限的搁置寿命。可替换地，可使用小电池，如钮扣电池。

附图说明

本发明是参考附图说明的，其中：

图1是示出本发明实施例工作原理的解释性草图。

图2a示出按照本发明实施例用于引流设备的抽吸压力调节器，部分为横截面。

图2b示出按照本发明另一个实施例的抽吸压力调节器的横截面。

图3示出按照本发明设备的优选实施例的概括图。

图4示出用于按照本发明实施例的引流设备的收集腔室，其中为了清晰，除去了盖子。

图5a示出按照本发明实施例的非回流阀门(return valve)单元的横截面。

图5b示出图5a中非回流阀门单元的横截面。

图6示出用在按照本发明实施例的引流设备中的测量和显示单元的方框图。

图7a示出按照本发明实施例的MEMS流动传感器的照片。

图7b示出图7a中传感器一部分的放大的视图，其输出了4个弯曲状传感器电阻器。

图7c示出优选的耦合传感器电阻器方式的桥路。

图8a示出传感器电路板的电路图，该传感器电路板用于按照本发明的引流设备。

图8b是电路图，其示出传感器电路板的各种元件。

图9a示出按照本发明实施例的引流设备的控制器电路板的电路图。

图9b示出连接器概括图。

图10示出按照本发明实施例获得表示设备中气流值方法的流程图。

具体实施方式

图1是解释性草图，其示出按照本发明实施例的引流设备199的工作原理。图示出引流管101，优选为抗扭结型的，其具有第一和第二末端。所述第一末端将连接到病人身体上从而从胸膜腔或心包腔排出流体。所述第二末端连接到引流设备199，其具有气密收集腔室110。引流管101提供有加强比较，其在靠近收集腔室110的进入口的附近。从身体上排出的流体包括血液，脓和含蛋白的高水含量流体。收集腔室工作时处于竖直位置。进入收集腔室110的流体由于重力，首先进入第一舱室(compartment)102，具有限定壁113，114的儿科测量腔室102。提供所述腔室102使得内科医生，护士或其它保健人员能够肉眼读取第一标度112。收集腔室110的材料是光学透明类型的，如聚碳酸酯塑料等，允许容易和便利地读取收集腔室110内流体水平。儿科测量腔室102具有相对小的横截面以便当流体填充时，对于一定流体量，腔室中流体水平增加相对多，使得容易检测流体水平的小变化。当然，当治疗小儿童时最常用，儿童的身体，心脏和肺小，因此排出的流体的量也小。在可替换实施例中，儿科测量腔室102有自身的限定壁，其通过简单将儿科腔室102滑动到适当位置，如燕尾槽而使得组装容易。

当治疗成年病人时，在病人的胸膜腔和心包腔中产生大量过多的流体，流体将填充儿科测量腔室102并进入第二隔间120，其具有相应的测量标度130。随着流体水平进一步增加，第二隔间被填满且流体流过第一分隔壁140进入第三隔间121中。优选地，收集腔室包括多个由分隔壁140-143分隔的这样的隔间121-124，优选为5到6个隔间，从而允许容易地读取例如多达2500毫升的流体。

收集腔室提供有真空减压阀103。收集腔室也提供有压力测量装置104。

从病人身上排出的空气通过分隔壁140-143并经收集腔室110的出口，保护性装置，进一步经非回流阀门，还经流动测量装置107，抽吸调节器108，高压阀门109，并最终经抽吸供应管180抽出到抽吸压力的外部源，其中保护性装置包括毛细断路器。

在另一个优选实施例中，压力测量装置104和/或流动测量装置107可连接到电子测量单元，该电子测量单元能够无线通信，如红外通信，借助计算机111以便进一步除了信息。打印机129可连接到计算机111以便打印参数，趋势图等。该设备也可以提供有显示机构，连接到电子测量单元，以便形式实际参数值，如收集腔室压力，和电流。

图2a是用于按照本发明实施例的引流设备的抽吸压力调节器的部分横截面视图。调节器优选包括两个主部件，壳体201和可旋转帽罩202。帽罩202优选具有圆柱状，因此其可旋转到壳体201上。为了该目的，帽罩是通过螺纹205提供于其内圆柱表面上，且壳体相应地在其具有螺纹205的外部圆柱表面上。螺纹自身是气密的，或在其它实施例中，提供装置如O型圈从而提供壳体201和冒盖202之间的气密连接。冒盖202提供有固定在冒盖202内部的隔膜(diaphragm)211，冒盖202靠近顶部220的内表面217。内表面217优选提供有粗糙表面或类似丘疹凸起，其防止隔膜211黏附在内表面217上。隔膜211以气密方式固定到内圆柱壁。顶部220提供有孔222，以便使大气压力下的空气进入并在隔膜211上留下小空间230。

壳体201包括连接231，232分别用于供应抽吸压力和调解的抽吸压力。供应连接231具有通过壳体201的底盘240到壳体201内伸长的喷管241的流体连接。所述喷管部件具有面对隔膜211的顶部喷孔242，从而可在隔膜211和喷孔242之间实现气密接触。喷管部件优选安置在底板240的中央。而且调节的压力连接232优选包括在壳体201内并具有喷孔251的伸长的喷管部件250。

调节器如下工作。在调节过程的某些点，隔膜气密地与供应喷管241的喷孔242紧密接触。如果壳体201内压力提升，即抽吸压力变小，隔膜211将弯曲远离供应喷孔242，从而开通以便供应经喷管241供应的抽吸压力，引起压力降低。随着压力降低，隔膜将再次向供应喷孔242弯曲，并最终密切接触所述喷孔242，从而关断抽吸压力的供应。重复该过程直到压力被调节。

为了调节压力，顺时针旋转帽罩202或逆时针旋转把手，以便隔膜211和供应压力喷管的喷孔242之间的距离减小或增大。

调节器的另一个特征是处理凝结水的临时形成。从人体出来的空气在37℃通常含有100％的湿度。随着温度降低，该湿度下将凝出水。为了降低调节器中这种水的危险，伸长的喷管250中调节的压力高度H2约为供应压力喷管241的高度H1的一半。在调节器壳体201内形成的水将保留在壳体的底部，或经调节的压力入口232朝收集腔室离开，而不影响隔膜。

图2b示出按照本发明另一个实施例的压力调节器的横截面。图2a中具有相应部件这些部件具有加带“撇号(’)”的相应标识号。图2b中实施例基于与图2a中实施例相同的原理，即，压力是通过将膜(211，211’)向抽吸压力供应喷管(241，241’)移动，或远离抽吸压力供应喷管(241，241’)移动。调节器200包括调节器壳体201’和可调整帽罩202’，其中所述帽罩提供有靠近其关闭端220’的膜211’。膜提供有风箱212从而当帽罩202被旋转时，允许膜在上下方向上随伸长的喷管241’的喷孔移动，且压力如上述那样调整。膜211’也提供有边缘213，该边缘213提供能够保持结构稳定性的装置。膜211’被夹在帽罩202’的上部部件220’和滑动环215之间，其通过锥形弹簧214保持在适当位置。

所述锥形弹簧214具有双重目的，一方面提供将膜211’保持在适当位置的装置，而另一方面提供用于将帽罩202’和壳体201’保持在固定关系从而避免松散的装置，或在所述帽罩202’和壳体201’之间作用，否则其将不利地影响压力调节功能。锥形弹簧具有大小两个末端，大末端毗邻滑动环，而小末端毗邻伸长的喷管241’的肩部。

设计的弹簧214以下面的方式发挥作用：从未负载的弹簧开始；当轴向负载增加，具有较大半径的簧圈最具活性。所述簧圈经历连续变形，一个簧圈接一个簧圈，较小的簧圈变得更具活性。通过使用锥形弹簧而非直径恒定的普通弹簧，调节器螺纹的磨损被减小并避免了震击。直径为1.4毫米的弹簧钢丝被证明是合适的。锥形允许低构造体积且不向外扩展，这将在调整抽吸压力时防止发生声音。由于渐进的弹簧力，实现低流速时更明确的和更精确控制的压力调整。

图3示出按照本发明引流设备300的实施例的概括图。收集腔室310提供有气密盖384，其具有可连接到病人的引流管的入口连接380，和抽吸压力供应连接381。抽吸压力供应连接381是经盖384中内部通道连接到抽吸压力调节器387。调节的抽吸压力经非回流阀门和毛细断路器(图3中未示出)连接到收集腔室310的内部。电子单元385提供于盖中，该盖具有压力显示器，气流显示器和一个或多个太阳能电池，该太阳能电池用于供应电子单元385的所有功率。单元385容易除去从而当设备被处理掉时允许环境友好地废弃不同废品。

图4示出用于按照本发明实施例的引流设备的收集腔室400，其中为了清楚盖被除去。腔室400具有这样的截面，其提供从看不见的底部402到盖的凹槽(indentation)，优选腔室400具有肾形截面，从而增加腔室400的稳定性和刚度。所述腔室400被多个分隔壁405，410，415，420分成隔间。分隔壁提供有流体通道，该通道切口(passingcuts)邻近盖子从而允许流体从满隔间流到未满的隔间。这些分隔壁和切口以迷径方式安置，从而防止或减小流体进入另外隔间的风险，如果腔室意外倾倒或在非竖直位置歪斜。两个邻近分隔壁让流体通道切口在相对侧形成，即在指定的侧附近或非指定侧。某些壁也提供有切口从而为盖子和盖子中的电子装置留有空间。两个最外部分隔壁405，420提供有纵向延伸的弯曲406，421，从而进一步增加刚度和稳定性。盖子是气密地通过聚硅酮密封剂，塑料焊接或其它合适的方法密封到收集腔室。所述腔室(400)提供有紧固装置，用于带有VELCRO的调整装置等的带子，以便易于悬挂和携带该引流设备。

图5a和5b示出按照本发明实施例的非回流阀门的横截面。排出的空气到达具有底板502和垂直壁503的中室501。中室501由形式为水平壁510的毛细断路器510竖直限定，该水平壁510中具有多个锥形孔505。孔505具有较小和较宽的末端，且在图5a和5b中较小的末端指向下方，以便气流通过中室501，且毛细断路器510在断路器之后含有较所述断路器510之前少的水含量。壁503优选继续保持竖直，且形成中央柱体512，其支撑优选由另一种柔性材料橡胶形成的水平膜514。非回流阀门是作为膜形成的，其形成带有垂直壁503的上部件516的气密性密封件，只要面对毛细断路器侧的膜514的压力低于另一侧。排出的空气进入测量通道入口520，测量通道入口520具有高度为h的垂直壁522，该垂直壁522与气密盖530一起形成浓缩井524，从而进一步降低排出空气中可能的水含量。

图6示出用在按照本发明实施例中的测量和显示机构600的方框图。所述测量和显示机构600包括用于测量引流设备的压力测量部件内压力的压力传感器605，该引流设备与体腔压力相通。所述测量和显示机构600也包括气流传感器615，其用于测量引流设备的气流测量部件中表示来自体腔气流的气流。该传感器605，615连接到处理器630并发送表示所述压力和流动的信号至所述处理器630。所述处理器处理来自传感器605，615的信号。这样的处理可包括信号值的模拟数字转换，非线性补偿等。处理器630也将压力和流动转换为适于驱动显示单元670的信号。处理器被连接到显示单元670。所述显示单元670接收来自处理器630表示压力和流动值的信号。显示单元670优选以数字和模拟两种格式显示所述值，从而使这些值对负责病人看护和治疗的医学人员清晰可读，使得康复过程中进展和恶化的参数易于被量化。在优选实施例中，安装有按钮，因此在被按压时，表示最后时刻累积的空气泄漏的累积的气流被显示在显示器670上。

处理器630优选是快闪型的，即其具有低功率消耗的内部闪存。测量和显示机构600由带有功率调节器655的太阳能面板650供电。在可替换实施例中，机构600由电池665供电。处理器630优选连接到IR端口640以便将信息传递到外部装置，如个人计算机和个人数字助理。在另一个实施例中，数据转移是通过无线蓝牙装置实现的。

显示单元670优选为液晶显示器(LCD)或其它低功率消耗型的，且可通过插口675连接到处理器。压力值优选显示为两位数，其以厘米水柱表示压力。气流优选显示为两位数，单位为升每分钟。

压力传感器

压力传感器605优选为微机电系统(MEMS)类型的。合适的传感器例如瑞士BEVAIX的Intersema Sensoric SA公司的MS761D(http://www.intersema.ch)。在优选实施例中，压力传感器605包括小的矩形区域，其每个边提供有测量电阻。电气电子装置可提供于所有四个角落。压力传感器提供有这样的装置，其耐流体，如含离子，如盐的水。

压力警报

在一个实施例中，测量和显示机构600包括压力警报装置。所述警报装置包括用于用户定义的设定低警报限和高警报限的装置。所述警报装置也包括声音单元677或其它音频或视频装置，从而指示是否达到设定限。处理器630提供有必要的功能以比较设定限和实际压力值，并当如果达到设定限启动适当的指示。所述功能优选以处理器630中计算机程序代码执行。

气流传感器

在优选实施例中，气流传感器615包括尺寸约为5×5毫米或更小的微机电系统(MEMS)传感器芯片。传感器包括每侧都有2个测量电阻的加热器元件，和加热器元件和其它电阻器应用在其上的膜。所述膜尺寸约为125×250微米。表示出将加热器元件保持在200℃的功率要求应为10毫瓦。加热器元件包括导体或“导线”，其尺寸约为直径3微米(横截面)×长度100微米。计算得出需要从2伏特的电压源向加热器元件提供10毫瓦的功率，等于太阳能电池的负载，因此导体应具有约400欧姆的电阻。所选的加热器约为24微米长，横截面或直径为6微米。优选测量电阻器的电阻为2k-20k，这是由于维持加热所需的功率消耗。在一个实施例中，所述的测量电阻包括在所述膜上的4个相同的直径为3微米长度为100微米弯曲件。两个额外的温度参考电阻器被设计进来以便增加精度。在满气流(特别在零流动时，因为信号与流动成反比)时预期的信号将是0.5-2％。传感器的输出优选为电阻。在零流动时，处理器将识别额定电阻。高气流时，处理器将识别与额定电阻差别为2％的电阻。传感器优选在5毫升-5升每分钟的测量范围内提供10比特的实际分辨率，最小可检测信号为2ppm，误差因子为4。测量响应优选为对数形式，这使得传感器对低气流更灵敏。

设计的加热器电线能经受高温，但相对低功率仍可断开装置。因此提供驱动电子装置，其在可接受的功率和温度内驱动加热器。为了减小功率消耗，加热是脉冲的，即电流以脉冲方式供应到加热器元件。

气流传感器615优选安置在横截面约为5毫米的通道中，使该通道变窄从而产生横截面约2平方毫米的窄通道，在该窄通道处提供有气流传感器615。由于该变窄，流动速度将变得更高，这使得测量小流动更容易。传感器优选安置在所述窄通道的最上部，使得其对冷凝水不灵敏。

在优选实施例中电阻器由多晶硅(poly-Si)制成，且传感器板上的导体由金属Al(Cu/Si)制成。热氧化物安置在所述电阻器和导体之间，且硅衬底的厚度约380微米。

气流传感器电路

图7a示出按照本发明实施例的MEMS流动传感器的照片。图7b示出图7a的部件的放大的视图，图7a示出4个弯曲状传感器电阻器，其表示为第一电阻器R1，第二电阻器R2，第三电阻器R3和第四电阻器R4和加热电阻器Rh。在图7b中，参考方向Ref被示为从左到右的箭头。在组装引流设备中，该方向优选和要测量的方向相同。电阻器R1-R4是从左到右安置的，R2连到R1的右边，R3连到R2的右边，如此类推。加热电阻器Rh安置在R2和R3之间，因此从加热电阻到第二电阻R2的距离和加热电阻Rh到第三电阻R3的距离相同。

图7c示出耦合传感器电阻器R1-R4的优选方式的桥路。桥由四个假想的连接点限定，假想的连接点表示为第一点P1，第二点P2，第三点P3和第四点P4。第一传感器电阻R1连接在第一点P1和第四点P4之间。第二传感器电阻R2连接在第二连接点P2和第三连接点P3之间。第三传感器电阻R3连接在第一连接点P1和第二连接点P2之间。第四传感器电阻R4连接在第三连接点P3和第四连接点P4之间。

所述的连接桥中四个传感器电阻的方式已经示出，通过模拟给出相比仅使用第二传感器电阻器R2和第三传感器电阻R3和桥中一对空白电阻器更好的特征，类似地，示出相比仅使用第一传感器电阻器R1和第四传感器电阻R4和桥中一对空白电阻器更好的特征。这里，空白电阻器是不暴露至气流的电阻器。

电路板和电路

图8a示出用于按照本发明实施例的引流设备的传感器电路板的电路图。上左角的J2将传感器电路板连接到包括图7a的气流传感器的小芯片。在第二个连接点P2和第四个连接点上测量的电压馈进到放大器电路，其包括运算放大器U101-A和U101-B。最终的信号馈进到流动偏移补偿电路，其包括运算放大器U102-A，使得能够调整各个传感器差。从所述偏移补偿电路输出的调整的流动信号被馈进到微控制器U101，其可以是ATMEGA48V。进一步，可以是MS761D的压力传感器S101连接到放大器电路，该放大器电路包括运算放大器U101-C和U101-D。最终的信号然后馈进到压力偏移补偿电路，其包括运算放大器U102-C，该运算放大器使得能够调整各个传感器差。馈进压力传感器S101的电流流过电阻器R133。馈进电阻器R133上的电压从而调节电路，该电路包括运算放大器U102-D。来自所述调节电路的电压然后被馈进到微控制器U101。来自所述调节电路的所述电压是压力传感器S101的表示，且可由微控制器U101用来补偿温度变化。

图8b是示出传感器电路板的各种元件的电路图。功率晶体管Q201的漏极引脚连接到加热电阻器Rh，该晶体管Q201的栅极引脚连接到微控制器U101并由其控制。

包括存储器电路U201的校准存储器电路连接到微控制器U101。

图9a示出按照本发明实施例的引流设备的控制器电路板的电路图。上述微控制器U101也连接到控制按钮开关S101，S101由“DEL”表示，而S102由“ACC”表示，其使得操作员能够指示微控制器启动不同功能，如，在最后1，3或6小时里显示累积的流动。微控制器也连接到光发生二极管D1和扬声器SP101，以及显示机构(未示出)。

图9b示出连接器的概括图。

可用在按照本发明引流设备中的气流传感器的其它实施例列在下面。

1.热敏电阻器

非常小的热敏电阻器被加热，且其电阻被测量。为了成本最低，热敏电阻器将被周期性的不加热/加热，而且在环境温度中测量。

2.涡流

层流被小边缘扰动，且所引起的湍流被分析。所述湍流是按照诸如所产生的音频和音量的参数分析的，这些参数相应于空气速度。这样的声音参数是用微麦克风测量并用处理器处理的。

3.移动叶片

柔性叶片被引入到气流中，测量了所述叶片的方向角。测量可通过光学测量装置实现。

4.热丝

非常细的导线用恒定功率加热或保持在恒定温度。功率或温度被测量。

5.旋转叶片

螺桨含盖整个空气导管且其旋转被测量。

6.皮托管

皮托管被连接到压力传感器且压力相应于空气速度的平方根。

7.差分压力

在两个位置测量压力，且这两点间压力差相应于空气速度。

8.多普勒效应

声音是通过移动空气传播的，且声音从发射机传播到接收机的时间受空气速度影响。

9.空腔共振

调谐的空腔被引入到气流，共振音量被测量。

软件控制的功能

按照本发明实施例的系统的气流和抽吸压力测量功能可以软件执行。

气流测量处理

图10示出按照本发明实施例获得设备中表示气流值方法的流程图。

相应于上述MEMS气流传感器装置中第一和第二电阻器之间第一温度差值的第一电压读进1010微控制器单元的存储器中。随后，微控制器单元启动传感器加热电阻器的加热1020。在短时间后，相应于第一和第二电阻器之间第二温度差值的第二电压读进1030微控制器单元的存储器中。微控制器单元随后停止加热1040。然后，微控制器单元计算1050所述第一和第二电压值间的差。所述差是通过传感器的流动的表示，并通过转换函数转换为流动值，该转换函数可以表格执行。然后重复该过程。

压力

表示引流设备中抽吸压力的电压被读到微控制器单元的存储器中。表示压力传感器温度的电流值被读到微控制器单元的存储器中。

信号处理

电子装置提供传感器信号调节和补偿，数据存储和数据显示。电子装置是电池供电的且是一次性使用的。LCD显示器用来提供测量数据。电子装置由于环境原因被分成两个电路板。传感器将被作为医学废品处理，因此有必要尽可能多部分的电子装置可循环再用。这对电池特别重要。电路板表示传感器电路板和控制器电路板。对于当使用作为单个用途模块的产品的情形，每个传感器电路板有唯一的序列号。一旦控制器电路板已经连接到传感器电路板，其不再接收任何其它传感器电路板。这是通过软件功能实现的，即读取标识号并存储所述该数字。下一次，一个电路板与该数字关联，或另一个相应这些数字的电路板被检查，如果发生失配，电路板将被设定为错误状态。

信号处理是在微控制器单元中执行的。引流设备适于测量，存储和显示压力变化，和在呼吸周期，如术后护理等中的空气泄漏。输出包括呼吸中胸内压力显示，和空气泄漏的出现。数据被存储且随后在床边监护器或计算机上恢复。

收集的数据的显示

微控制器被编程以便当操作员按压ACC按钮一次，最后数小时内累积值将显示在LCD上。在LCD的最左边上的一个水平线被高亮从而指示所选择的时间范围。当在两秒内按压ACC按钮两次时，最后3小时内累积的平均值将显示在LCD上。在LCD的最左边上的两个水平线被高亮。当在两秒内按压ACC按钮3次时，最后6个小时内累积值的平均值将显示在LCD上。在LCD的最左边上的三个水平线被高亮。

微控制器被编程以便操作员按压DEL按钮5秒，存储在存储器中的压力和流动数据，而非传感器/控制器ID将被清除。

数据存储器安置在控制器电路板上。控制器电路板适于拆卸且被设计成能够安置在读取器中，该读取器被连接到计算机以便所述计算机能够恢复数据。控制器电路板提供有连接器，通过它，数据存储器的内容能够经特殊的读取器读取。这允许接收收集的所有数据并将其显示为图形函数等。

显示压力扇形

在优选实施例中，显示压力扇形(模拟尺度)在6点钟时示出零。正压值是顺时针给出的，而负压是逆时针给出的。零不用高亮的段表示。

警报管理

在优选实施例中，当压力在优选的-40mbar到+5mbar的范围之外时，警报LED D1适于闪烁。当压力回到该区域时，LED D1关闭。

Claims (13)

1.一种可用于从病人体腔通过抽吸而收集流体的引流设备(199)，其包括：

用于在体腔内通过排出空气而生成负压力的装置(108，180)，和

用于所述流体的收集腔室(110)，其中所述腔室包括用于连接引流管(101)的连接装置，该引流管具有可连接到病人的第一端，和可连接到所述收集腔室(110)的第二端，使排出的空气通过流动结构，该流动结构包括测量抽吸过程中空气流动的流动测量装置(107，615)，和

示出相应于所述空气流动的值的流动显示机构(107)，其特征在于所述流动测量装置(107，615)被安置在横截面约为5毫米的通道中，使该通道变窄从而产生窄通道，在该窄通道处提供所述流动测量装置(107，615)。

2.如权利要求1所述的引流设备，其中所述窄通道的横截面约2平方毫米。

3.如权利要求1所述的引流设备，其中所述流动测量装置(107，615)包括尺寸约为5×5毫米或更小的微机电系统传感器芯片，所述流动测量装置(107，615)包括每侧都有2个测量电阻(R1，R2，R3，R4)的加热器元件(Rh)，和加热器元件与其它电阻器应用在其上的膜，所述膜尺寸约为125×250微米。

4.如权利要求3所述的引流设备，其中加热器元件包括导体或“导线”，其尺寸约为直径3微米×长度100微米。

5.如权利要求4所述的引流设备，其中所述导体具有约400欧姆的电阻。

6.如权利要求5所述的引流设备，其中所述加热器约为24微米长，横截面或直径为6微米。

7.如权利要求3-5中任一项所述的引流设备，其中用于测量电阻(R1，R2，R3，R4)的电阻值为2k-20k。

8.如权利要求3-5中任一项所述的引流设备，其中所述测量电阻(R1，R2，R3，R4)包括在所述膜上的4个相同的直径为3微米、长度为100微米的弯曲件。

9.一种可用于从病人体腔通过抽吸而收集流体的引流设备(199)，其包括：

用于在体腔内通过排出空气而生成负压力的装置(108，180)，

用于所述流体的收集腔室(110)，其中所述腔室包括用于连接引流管(101)的连接装置，该引流管具有可连接到病人的第一端，和可连接到所述收集腔室(110)的第二端，使排出的空气通过流动结构，该流动结构包括测量抽吸过程中空气流动的流动测量装置(107，615)，

示出相应于所述空气流动的值的流动显示机构，

其特征在于所述流动测量装置包括：

空气流动传感器(107，615)，所述空气流动传感器是微机电系统(MEMS)类型，并且适合于感测通过第一电阻器(R1)、第二电阻器(R2)、第三电阻器(R3)和第四电阻器(R4)的气流的冷却效应，并且其中空气流动传感器包括：

电桥电路，该电桥电路包括电阻器(R1-R4)，并且其中代表所述流动的电压(Vout)在该电桥的两个连接点(P2，P4)上被测量，并且其中加热电阻器(Rh)相对于参考线物理地安置在所述第二电阻器(R2)和第三电阻器(R3)之间，

其中，所述引流设备进一步包括：

用于交替地激励和不激励所述加热电阻器(Rh，622)的装置(630，625)，以及

用于在第一电压值(Vout1)和第二电压值(Vout2)之间形成差值(Vdiff)的装置(630，610)，该第一电压值是在加热电阻器(Rh)处于非加热状态时测量的，而第二电压值是在加热电阻器(Rh)处于加热状态时测量的。

10.如权利要求9所述的引流设备，其特征在于所述差值(Vdiff)进一步被用作流动的表示，且相对偏移不灵敏。

11.如权利要求10所述的引流设备，其特征在于引流设备还包括针对由温度飘移引起的偏移补偿流动测量的装置。

12.如权利要求11所述的引流设备，其特征在于所述用于补偿的装置利用这样的事实，即流过桥路的电流暴露至这样的空气，其温度要被补偿，且该电流是所述温度的代表。

13.如权利要求12所述的引流设备，其特征在于引流设备包括压力传感器桥路，以及表示通过所述桥的电流的值被用于为温度变化而补偿所述流动传感器。

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