DISPOSITIVO Y SISTEMA DE PRESIÓN POSITIVA CONTIN UA NASAL PARA LAS VÍAS RESPIRATORIAS
Antecedentes de la invención La presente invención se refiere en lo general a dispositivos y métodos para generar y proporcionar terapia de presión positiva en vías respiratorias a pacientes, tales como niños. Más particularmente, la presente invención se refiere a un dispositivo, sistema y método nasal de presión positiva continua en vías respiratorias de flujo variable, con un trabajo mejorado de características de respiración. La terapia de presión positiva continua en vías respiratorias (CPAP) se ha utilizado por muchos años para tratar pacientes que experimentan dificultades y/o insuficiencias respiratorias. Recientemente la terapia CPAP se ha utilizado exitosamente para ayudar a pacientes con pulmones poco desarrollados (en particular, niños, y especialmente bebés prematuros o recién nacidos) evitando el colapso de los pulmones durante la exhalación, y asistiendo a la expansión de los pulmones durante la inhalación. En términos generales, la terapia CPAP consiste de la transmisión continua de presión positiva dentro de los pulmones de un paciente que esté respirando espontáneamente durante el ciclo respiratorio. La CPAP puede proporcionarse al paciente utilizando una variedad de dispositivos de contacto con el paciente, por ejemplo, un tubo endotraqueal . Con los niños, sin embargo, es deseable emplear un dispositivo de interfaz con el paciente que sea menos invasivo, particularmente uno que entre en contacto directo o indirecto con las vías respiratorias nasales mediante las fosas nasales del paciente (por ejemplo, una máscara o astas nasales). Dichos sistemas son comúnmente llamados sistemas nasales de presión positiva continua en vías respiratorias (nCPAP). En teoría , el sistema CPAP debería proporcionar una presión estable y constante a las vías respiratorias del paciente. Con los dispositivos convencionales basados en un ventilador, se proporciona a las vías respiratorias del paciente un flujo de gas (por ejemplo, aire, 02 > etc.) relativo, constante y continuo, y este flujo de aire crea una presión dentro de los pulmones del paciente mediante una restricción colocada en el flujo que sale del paciente. Desafortunadamente, este flujo continuo puede tener un efecto adverso en la sincronía respiratoria del paciente. Más particularmente, el paciente deberá exhalar contra el gas entrante, aumentando así el trabajo que realiza el paciente para respirar. Las válvulas de control pueden emplearse para adaptar de mejor manera las etapas de inhalación y exhalación de la respiración de un paciente (por ejemplo, controlando el flujo de gas al interior del sistema y/o alterando un grado de restricción para flujo saliente del sistema). Sin embargo, para muchos pacientes, especialmente para los niños, el enfoque del ventilador no resulta satisfactorio porque el trabajo que debe realizar el paciente para respirar se conserva bastante alto. Es decir, es esencialmente imposible que un sistema de válvula de control replique con precisión los ciclos respiratorios reales experimentados por el paciente, de modo que el paciente requerirá consistentemente de exhalar contra el gas que entra con gran inercia, así como contra la resistencia de las válvulas de control . Para un bebé con pulmones subdesarrollados, aun un pequeño incremento en el trabajo requerido para respirar puede volver impráctico al sistema CPAP. Recientemente se han desarrollado sistemas nCPAP que incorporan un concepto de flujo variable en combinación con canales separados para gas de inhalación y de exhalación , hacia el paciente y provenientes de este. Cuando el paciente inhala, el gas entrante toma el camino de menor resistencia y es dirigido hacia las vías respiratorias del paciente. Al exhalar, nuevamente el gas toma el camino de menor resistencia y sale por un tubo de exhalación o escape, reduciendo así la resistencia durante la fase de exhalación. Por ejemplo, el sistema Infant Flow ™ , disponible en Viasys Healthcare, Inc., de Conshohocken, Penssylvania, incluye un dispositivo generador CPAP de flujo variable (o "generador CPAP") que intencionalmente ocasiona la dirección del gas proporcionado para cambiar con los patrones respiratorios del niño mientras mantiene una presión constante durante el ciclo respiratorio. El generador CPAP I nfant Flow forma dos conductos (uno para cada una de las fosas nasales del paciente), y un tubo de escape. El gas es dirigido dentro de cada uno de los conductos respectivos por medio de una boquilla inyectora. El impulso de la propulsión de gas que actúa sobre área del conducto crea una presión positiva dentro de los pulmones del paciente, de acuerdo con los principios conocidos de bombeo por propulsión . Con el fin de adaptarse al flujo de exhalación, el generador confía en lo que la literatura del fabricante caracteriza como efecto de "volteo de fluidos". Más particularmente, el flujo de exhalación proveniente del paciente aplica una presión sobre el flujo entrante (dentro del conducto) desde la boquilla inyectora. Se ha teorizado que debido al efecto coanda, el flujo de aire de exhalación ocasiona que el flujo de la boquilla se desvíe, generando un volteo de fluidos del flujo de aire proveniente de la boquilla. Como resultado, el flujo de fluido proveniente de la boquilla, así como el flujo de aire de exhalación , proceden rápidamente hasta el tubo de escape, reduciendo así el trabajo requerido por parte del paciente para respirar. Aunque resultan altamente prometedores, los productos nCPAP actuales que incorporan el enfoque de "volteo de fluidos" pueden no ser óptimos. Por ejemplo, la corriente de aire de la boquilla inyectora tiene una inercia relativamente alta que pudiera no ser fácilmente superada por la respiración de exhalación del paciente, especialmente en niños. En vista de lo anterior, existe la necesidad de un dispositivo, sistema y método de nCPAP mejorados. Breve descripción de la invención Algunos aspectos de acuerdo con principios de la presente invención se refieren a un dispositivo nasal de presión positiva continua en vías respiratorias para utilizarse con un sistema nCPAP.
El dispositivo incluye un cuerpo de generador que define un lado para el paciente y un lado de escape. El cuerpo de generador forma al menos primer y segundo circuitos de flujo de fluidos. Cada uno de los circuitos de flujo de fluidos incluye un tubo y al menos primera y segunda boquillas. El tubo define un conducto que forma una l ínea central axial. El conducto se extiende desde un extremo cercano del tubo que se encuentra abierto hacia el lado del paciente, hasta un extremo distal del tubo que se encuentra abierto hacia el lado de escape. Las primera y segunda boquillas se asocian con el tubo , y cada una de ellas define un extremo de entrada y un extremo de salida. El extremo de entrada de cada una de las boquillas está abierto a un suministro de fluidos, mientras que el extremo de salida, respectivamente, está abierto al conducto. En este sentido, cada una de las boquillas está adaptada para emitir un chorro de fluido desde el lado de salida, a lo largo de un eje de dirección de flujo correspondiente. Teniendo esto en mente, las primera y segunda boquillas están acomodadas de modo tal que los ejes de dirección de flujo correspondientes son no-paralelos en relación uno con otro, y en relación con la l ínea central axial correspondiente del conducto. Con esta configuración, el cuerpo generador incluye dos conductos principales, cada uno de los cuales entrega presión positiva continua al paciente, en donde a cada conducto se le suministra fluido por medio de al menos dos boquillas inductoras de flujo de chorro. En una modalidad, las boquillas están acomodadas en relación al tubo/conducto correspondiente de modo que los ejes de dirección de flujo correspondientes, y por lo tanto los chorros de fluido emitidos, intersectan o afectan uno al otro en la línea central axial del conducto correspondiente. En una modalidad no limitante, el cuerpo generador incluye un puerto de escape, un cuerpo de propulsor, una cubierta de colector múltiple y una placa de contacto. El puerto de escape forma un conducto de escape. El cuerpo del propulsor forma o proporciona partes de los circuitos de flujo de fluido, incluyendo cada una de las boquillas, partes distales de cada uno de los tubos y una cámara conectada en comunicación de fluidos a la parte distal de los tubos. La cubierta de colector múltiple está ensamblada entre el puerto de escape y el cuerpo de propulsor. A este respecto, la cubierta de colector múltiple forma un puerto de suministro. La placa de contacto forma partes cercanas del primer y segundo tubos, y está ensamblada al cuerpo de propulsor de modo tal que las partes cercanas del tubo estén conectadas en comunicación de fluidos a una parte correspondiente del tubo distal , con el fin de completar los primer y segundo tubos. En el ensamblaje final , el puerto de suministro está conectado fluidamente a cada una de las boquillas, y la cámara está conectada en comunicación de fluidos al conducto de escape. Otros aspectos de la presente invención se refieren a un sistema nasal de presión positiva continua en vías respiratorias (nCPAP) que incluye un cuerpo de generador, una fuente de fluido y tubería de escape. El cuerpo de generador define un lado de paciente y un lado de escape, y además forma primer y segundo circuitos de flujo de fluidos. Cada uno de los circuitos de flujo de fluidos incluye un tubo que define un conducto, junto con primera y segunda boquilla conectadas en comunicación de fluidos al conducto correspondiente. En este respecto, en relación a cada circuito de flujo de fluidos, los ejes de dirección de flujo definidos por la primera y segunda boquillas no son paralelos en relación a una l ínea central axial definida por el conducto correspondiente, así como en relación uno con otro. La fuente de suministro de fluidos está conectada en comunicación de fluidos con un extremo de entrada de cada una de las boquillas, respectivamente. Finalmente, la tubería de escape está conectada en comunicación de fluidos a un extremo distal de cada uno de los conductos, respectivamente. Con esta configuración , al asegurar el cuerpo del generador a las fosas nasales del paciente, el sistema está configurado para establecer una presión positiva continua en vías respiratorias en el paciente mediante el suministro de fluido desde la fuente de suministro de fluidos hasta las boquillas. Las boquillas, a su vez, crean un chorro de fluido primario dentro del conducto correspondiente. Teniendo esto en mente, el sistema se caracteriza por una fase de operación de exhalación, en la cual los chorros primarios de fluido continuamente fluyen hacia las fosas nasales del paciente (capaz de mantener un flujo de gas que cumpla con los requerimientos respiratorios de un paciente), y una fase de operación de exhalación en la cual el aire expulsado a través de las fosas nasales del paciente rápidamente interrumpe al chorro de fluido, reduciendo así la resistencia al flujo de exhalación , de modo que el aire exhalado fluya fácilmente a la tubería de escape. Otros aspectos de acuerdo con principios de la presente invención se relacionan con un método para establecer y proporcionar presión positiva continua en vías respiratorias a un paciente. El método incluye conectar en comunicación de fluidos a un cuerpo de generador con las fosas nasales de un paciente. A este respecto, el cuerpo del generador define un lado de paciente y un lado de escape, y forma primer y segundo circuitos de flujo de aire. Cada uno de los circuitos de flujo de aire incluye un tubo que define un conducto que tiene un extremo cercano abierto hacia el lado del paciente, y un extremo distal abierto hacia el lado de escape. Más aún , cada conducto define una l ínea central axial . Cada circuito de fluidos incluye además primera y segunda boquillas, cada una de las cuales define un extremo de entrada y un extremo de salida , con el extremo de salida abierto hacia el conducto correspondiente. Más aún, cada boquilla define un eje de dirección de flujo, con las boquillas acomodadas de modo tal que, en relación a un circuito de flujo de aire respectivo, los ejes de dirección de flujo no sean paralelos uno con respecto del otro, y en relación con la línea central axial del conducto correspondiente. Teniendo esto en mente, el fluido es impulsado desde una fuente de suministro hasta los extremo de entrada de cada una de las boquillas. Un chorro de fluido primario se crea dentro de cada uno de los conductos. En particular, las primera y segunda boquillas respectivas emiten cada una un chorro de fluido secundario dentro del conducto correspondiente, y directo hacia las fosas nasales del paciente. Los chorros de fluido secundarios se afectan uno a otro dentro del conducto correspondiente, y se combinan para formar el chorro primario de fluido. La inercia de los chorros se convierte en presión. Durante periodos de inhalación del paciente, los chorros primarios de fluido fluyen continuamente hacia las fosas nasales del paciente, generando un flujo complementario tanto como sea necesario para cumplir los requerimientos respiratorios. Por otro lado, durante los periodos de exhalación del cliente, el aire exhalado por el paciente interrumpe los chorros secundarios de fluido con el fin de eliminar los chorros primarios, minimizando así la resistencia al flujo de aire exhalado. Como resultado, el aire exhalado fluye a través de los conductos hasta el lado de escape del cuerpo de generador. En una modalidad , los chorros secundarios de fluido se caracterizan como propulsores de baja inercia. En otra modalidad, el método se caracteriza, durante periodos de exhalación, por el aire exhalado por el paciente y como este interrumpe los chorros secundarios para generar vórtices de corriente que previenen la separación de flujo en el flujo de exhalación. Breve descripción de los dibujos Los dibujos adjuntos se incluyen para proporcionar una comprensión más profunda de la presente invención , y se incorporan como parte de esta descripción. Otras modalidades de la presente invención, y muchas de las ventajas pretendidas de la presente invención, serán fácilmente apreciadas, cuando sean comprendidas en referencia a la siguiente descripción detallada. Los elementos de los dibujos no son necesariamente a escala en relación uno con otro. Los números iguales de referencia designan partes similares correspondientes. La Fig. 1 es un diagrama de bloques que ilustra una modalidad de un sistema nasal de presión positiva continua que incluye un dispositivo nCPAP de acuerdo con principios de la presente invención ; La Fig. 2A es una vista en perspectiva de una modalidad de parte de cuerpo de generador del dispositivo nCPAP de acuerdo con principios de la presente invención; La Fig. 2B es una vista longitudinal de corte transversal del cuerpo de generador de la Fig. 2A; La Fig . 3 es una vista despiezada de una modalidad de cuerpo de generador de acuerdo con principios de la presente invención para utilizarse como el cuerpo de generador de la Fig . 2A; La Fig . 4A es una vista frontal de un componente de cuerpo de propulsor del cuerpo de generador de la Fig. 3; La Fig. 4B es una vista lateral de corte transversal del cuerpo de propulsor de la Fig. 4A; La Fig . 4C es una vista superior de corte transversal del cuerpo de propulsor de la Fig. 4A; La Fig. 4D es una vista posterior del cuerpo de propulsor de la Fig. 4A; La Fig . 5A es una vista frontal de un componente de placa de contacto del cuerpo generador de la Fig. 3; La Fig . 5B es una vista en corte transversal de la placa de contacto de la Fig. 5A; La Fig. 5C es una vista lateral de corte transversal de la placa de contacto de la Fig. de la Fig. 5A; La Fig. 6A es una vista frontal en perspectiva de un componente de cubierta de colector múltiple del cuerpo de generador de la Fig. 3; La Fig. 6B es una vista lateral de corte transversal de la cubierta de colector múltiple del cuerpo de generador de la Fig . 6A; La Fig. 7A es una vista frontal de un componente de puerto de escape del cuerpo de generador de la Fig. 3; La Fig. 7B es una vista lateral de corte transversal del puerto de escape la Fig. 7A; La Fig . 7C es una vista posterior en perspectiva del puerto de escape la Fig. 7A; Las Figs. 8A y 8B son vistas de corte transversal que ilustran el conjunto de cuerpo de generador de la Fig. 3; La Fig. 8C es una vista en perspectiva de un dispositivo nCPAP de acuerdo con principios de la presente invención, incluyendo el cuerpo de generador de la Fig. 3; La Fig. 9A es una vista despiezada en perspectiva del cuerpo de generador de la Fig. 3, en combinación con una modalidad de la pieza de contacto con el paciente; La Fig . 9B es una vista inferior de corte transversal de la pieza de contacto con el paciente de la Fig . 9A; La Fig. 9C es una vista inferior de corte transversal de la combinación de cuerpo de generador y pieza de contacto con el paciente de la Fig. 9A en ensamblaje final ; La Fig . 1 0A es una vista en corte transversal del dispositivo nCPAP de la Fig. 8C que ilustra el flujo de fluidos durante una fase de operación de inhalación; Las Figs. 10B y 10C son vistas en corte transversal del dispositivo nCPAP de la Fig. 10A que ilustran el flujo de fluidos durante una fase de operación de exhalación ; Las Figs. 1 1 A y 1 1 B son fotografías de una parte de dispositivo nCPAP de acuerdo con la presente invención durante una fase de operación de inhalación; y Las Figs. 1 2A y 12B son fotografías del dispositivo nCPAP de las Figs. 1 1 A y 1 1 B durante una fase de operación de exhalación. Descripción detallada de la invención En la Fig. 1 se muestra en forma de bloque una modalidad de sistema nasal de presión positiva continua en vías respiratorias (nCPAP) (20) que incorpora un dispositivo nCPAP (22) de acuerdo con principios de la presente invención. En términos generales, el sistema (20) está adaptado para proporcionar terapia CPAP a una paciente (24), e incluye el dispositivo nCPAP (22) un suministro de fluidos (26), y un monitor de presión (28). El dispositivo nCPAP (22) se describe a mayor detalle a continuación , y generalmente incluye un cuerpo de generador (30), una pieza de interfaz con el paciente (32) y una tubería de escape (34). El cuerpo de generador (30) está conectado fluidamente tanto al a pieza de contacto con el paciente (32) como a la tubería de escape (34), estando la pieza de contacto con el paciente (32) adaptada para establecer comunicación de fluidos con las vías respiratorias nasales del paciente (24). La fuente de suministro de fluido (26) proporciona al cuerpo de generador (30) un flujo continuo de fluido (por ejemplo, gas como aire u oxígeno). El monitor de presión (28) también está conectado fluidamente con el cuerpo de generador (30) y muestrea o mide la presión dentro de este. Durante su uso, el cuerpo de generador (30) genera y suministra una presión positiva continua en vías respiratorias para el paciente (24) median te la pieza de contacto con el paciente (32). Cuando el paciente (24) exhala , el aire exhalado fluye fácilmente a través de la pieza de contacto del paciente (32) y del cuerpo de generador (30), y es expulsado del dispositivo nCPAP (22) mediante la tubería de escape (34) como se describió con anterioridad . Como se utiliza a lo largo de esta especificación , la terminología direccional tal como (cercano) y "distal" se utilizan aqu í con referencia a una orientación del componente en cuestión en relación al paciente (24). Por esta razón, "cercano" es más cercano al paciente (24) que "distal". Una modalidad del cuerpo de generador (30) de acuerdo con principios de la presente invención se muestra en la Fig. 2A. El cuerpo de generador (30), en una modalidad , está formado de muchos componentes interrelacionados que se combinan para formar diversas características. Estos componentes se describen a mayor detalle a continuación. Como es posible notar, las características del cuerpo de generador (30) pueden lograrse mediante configuraciones que no incluyan componentes formados por separado y ensamblados subsiguientemente. Por esta razón, una explicación inicial de aspectos más amplios del cuerpo de generador (30) es útil para apreciar de mejor manera un contexto de los componentes en relación al cuerpo de generador (30) como un todo.
El términos generales, el cuerpo de generador (30) está configurado para establecer una CPAP de flujo variable mediante canales separados para flujo de inhalación y exhalación de fluido (por ejemplo, gas) hacia y desde el paciente (no se muestra). Por esta razón, el cuerpo de generador (30) puede describirse de forma general como que define un lado de paciente (36) y un lado de escape (38). Manteniendo esto en mente, y con referencia adicional a la Fig . 2B , el cuerpo de generador (30) generalmente define o forma primer y segundo circuitos de flujo de fluidos (40a), (40b) (referenciados de forma general en las Figs. 2A y 2B; solamente el primer circuito de flujo de fluido (40a) se muestra en la Fig. 2B). Los circuitos de flujo de fluido (40a), (40b) incluyen cada uno un tubo (42a), (42b) que define un conducto (44a), (44b). El primer tubo (42a)/conducto (44a) se muestra más claramente en la Fig. 2B. Los tubos (42a), (42b) están acomodados en posición yuxtapuesta, extendiéndose desde un extremo cercano abierto (46a), (46b) (es decir, adyacente al lado del paciente (36) hasta un extremo distal abierto (un extremo distal (48a) del primer tubo (42a) que se muestra en la Fig. 2B), y definiendo una l ínea central C (mostrada para el primer circuito de flujo de fluido (40a) en la Fig. 2B). Una pluralidad de boquillas (escondidas en la Fig. 2A, referenciadas de forma general como (50) en la Fig . 2B) se encuentran asociadas en comunicación de fluidos con conductos respectivos (44a), (44b). Por ejemplo, y como se muestra en la Fig. 2B, el cuerpo de generador (30) forma primera y segunda boquillas (50a),(50b) que están conectadas en comunicación de fluidos al conducto (44a) definido por el primer tubo (42a). Aunque no se muestra específicamente, se proporciona un acomodo similar de boquilla en relación al conducto (44b) definido por el segundo tubo (42b). Sin tomar en cuenta lo anterior, las boquillas (50a), (50b) están orientadas en forma predeterminada en relación a la l ínea central axial (C) que se describe a continuación. Aunque los primer y segundo circuitos (40a), (40b) se muestran y describen como idénticos, en modalidades alternativas estos no son idénticos en términos de uno o más tamaños, formas, orientaciones, etc. De forma similar, aunque los circuitos de fluidos (40a), (40b) se describen incluyendo dos boquillas (50) cada uno, uno o ambos de los circuitos de fluido (40a), (40b) pueden incluir tres o más de las boquillas (50). Más aun, en otras modalidades, más de dos de los circuitos de fluidos (40a), (40b) pueden formarse. Sin tomar en cuenta lo anterior, y con referencia específica a la Fig . 2B , cada una de las boquillas (50a), (50b) se extiende desde un extremo de entrada (52) hasta un extremo de salida (54), donde el extremo de salida (54) tiene un diámetro reducido en comparación con un extremo de entrada (52). El extremo de entrada (52) de cada una de las boquillas (50a), (50b) está conectado fluidamente con el múltiple (56). Finalmente, el cuerpo de generador (30) forma una cámara (58) conectada en comunicación de fluidos con el extremo distal abierto (por ejemplo, el extremo distal (48a)) de cada uno de los conductos (44a), (44b) (Fig. 2A) a un conducto de escape (60). Teniendo en mente las características estructurales anteriores, el flujo de fluido al interior del múltiple de flujo (56) es dirigido a través de las boquillas (50) que a su vez convierten el flujo de fluido en chorros de baja inercia dirigidos al interior de los tubos (44a), (44b). Los chorros así generados se describen a mayor detalle a continuación. Generalmente, sin embargo, un chorro primario o bomba de propulsor se genera como resultado dentro de los conductos (44a), (44b), generalmente dirigido hacia el lado de paciente (36) (y por lo tanto al paciente) y creando una presión positiva continua de vías respiratorias dentro de los conductos (44a), (44b) (por ejemplo, la inercia del chorro primario se convierte en presión). Por esta razón, durante una fase de operación de inhalación, una presión positiva continua en vías respiratorias es suministrada al paciente. Con esta finalidad, el chorro primario es generado de modo que mejore el mantenimiento del gas complementario cuando se requiera (por ejemplo, cuando los requerimientos respiratorios del cliente excedan el flujo establecido del chorro primario). Por otra parte, durante una fase de operación de exhalación, el aire exhalado (proveniente del paciente) que entra en los conductos (44a), (44b) en los extremos cercanos (46a), (46b), respectivamente, rápidamente interrumpe los chorros de propulsión, eliminando de forma efectiva los chorros primarios. El flujo de fluido desde las boquillas (50) forzado a ir hacia atrás. Como resultado, la resistencia al flujo del aire exhalado es minimizada, aumentando de forma efectiva el diámetro hidráulico del conducto de flujo. Por esta razón, el aire exhalado y el flujo de fluido proveniente de las boquillas (50) son dirigidos a través de los conductos (44a), (44b) hasta la cámara (58)/conducto (60). Teniendo en mente los principios anteriores, los componentes del cuerpo de generador (30) de acuerdo con una modalidad, se muestran a mayor detalle en vista despiezada en la Fig . 3. El cuerpo de generador (30) incluye un cuerpo de propulsor (70), una placa de contacto (72), una cubierta de colector múltiple (74) y un puerto de escape (76). En términos generales, la cubierta de colector múltiple (74) está colocada entre el cuerpo de propulsor (70) y el puerto de escape (76), y se combina con el cuerpo de propulsor (70) para formar el múltiple (56) (Figs. 2A y 2B). La placa de contacto (72) está ensamblada al cuerpo de propulsor (70), con el cuerpo de propulsor (70)/placa de contacto (72) combinados para definir los tubos (42a),(42b)/conductos (44a),(44b) (Fig. 2B). La placa de contacto (72) está configurada además para proporcionar conexión de comunicación de fluidos a la pieza de contacto con el paciente (32) (Fig . 1 ). Por otro lado, el puerto de escape (76) conecta en comunicación de fluidos a los conductos formados por el cuerpo de propulsor (70)/la placa de contacto (72) al tubo de escape (34) (Fig .
1 ). El cuerpo de propulsor (70) se muestra a mayor detalle en las Figs. 4A-4D. En una modalidad , el cuerpo de propulsor (70) incluye una carcasa (90) que forma o rodea primer y segundo miembros tubulares distales (92a), (92b), así como la cámara (58). Como se describe a mayor detalle a continuación, los miembros tubulares distales (92a), (92b) definen segmentos distales de los tubos (42a), (42b) (Fig . 2A) en el ensamblaje final con la placa de contacto (72) (Fig. 3). Más aún, la carcasa (90) define o rodea a las boquillas (50) (referenciadas generalmente en las Figs. 4A y 4B). Finalmente, en una modalidad preferida, el cuerpo de propulsor (70) incluye además una pared intermedia (94), un puerto de monitoreo de presión (96) y marcas de montado (98) (mostradas a mayor detalle en la Fig . 4A). Como se describe a continuación, la pared intermedia (94) aisla de comunicación de fluidos la cámara (58) de partes del cuerpo de propulsor (70) cercanas a este. El puerto de monitoreo de presión (96) se localiza para extraer o tomar muestras de la presión de aire dentro del cuerpo del generador (30) (Fig . 2A). Finalmente, las marcas de montado (98) proporcionan un medio para asegurar a un paciente el cuerpo de propulsor (70), y por lo tanto el cuerpo de generador (30) ensamblado. De acuerdo con la descripción anterior y con las referencias específicas a las Figs. 4B y 4C, la carcasa (90) puede describirse definiendo un segmento cercano ( 100), un segmento intermedio ( 102) y un segmento distal ( 1 04). Los segmentos (1 00)-( 104) son continuos, y cada uno define ciertas características del cuerpo de propulsor (70), incluyendo el promover su ensamble a otros componentes. Por ejemplo, el segmento cercano (1 00) forma una abertura (1 06) de tamaño necesario para recibir y mantener la placa de contacto (72) (Fig. 3), así como una parte de una pieza de contacto con el paciente (no se muestra). En una modalidad , el segmento cercano (100), y por lo tanto la abertura (106), son generalmente de forma ovalada en una vista frontal plana (Fig. 4A), aunque otras formas son también aceptables. Más aún , la forma de la abertura (106) puede tener también ciertos atributos no asimétricos que promueven el ensamble de la pieza de contacto con el paciente a una orientación deseada en relación con el cuerpo de propulsor (70), como se describe a continuación. El segmento intermedio (1 02) forma o mantiene los miembros tubulares distales (92a),(92b), y las boquillas (50) (que se muestra en mayor detalle en la Fig. 4B). En una modalidad , las boquillas (50) están moldeadas (o formadas) por un segmento intermedio (102) (y por lo tanto el cuerpo de propulsor (70). En comparación con la configuración de generador CPAP en la cual la boquilla que produce el chorro es formada a parte, y subsiguientemente ensamblada a una carcasa primaria de conducto, las boquillas integralmente moldeadas (50) presentan menores posibilidades de fugas durante el uso (que a su vez podría exponer al paciente a condiciones de presión mayores o menores a lo esperado). Alternativamente, sin embargo, las boquillas (50) pueden formarse de forma separada. Adicionalmente, el segmento intermedio ( 1 02) define una superficie interior (1 07). El segmento distal ( 1 04) define la cámara (58), con los segmentos intermedios y distales (102), (104) separados por la pared intermedia (94). Adicionalmente, un exterior de los segmentos intermedio y distal (102), ( 104) está configurado para ser recibido por, y para sujetarse a la cubierta del múltiple (74) (Fig. 3) como se describe a continuación. En relación a la explicación anterior sobre la carcasa (90), los miembros tubulares distales (92a), (92b) son , en una modalidad , idénticos, de modo que la descripción siguiente del primer miembro tubular distal (92a), junto con su relación a las boquillas correspondientes (50) aplica igualmente al segundo miembro tubular distal (92b) y las boquillas correspondientes (50). Teniendo esto en mente, el miembro tubular distal (92a) se extiende desde un lado distal ( 1 08), formado en la pared intermedia (94) a un lado cercano ( 1 1 0) que se encuentra lateralmente separado desde la superficie interior ( 1 07) de la carcasa intermedia al segmento (102). La mayoría del miembro tubular distal (92a) es sustancialmente uniforme en diámetro, extendiéndose ligeramente en el lado distal (108) (que se encuentra abierto a la comunicación de fluidos hacia la cámara (58)). Esta expansión de diámetro promueve el flujo de fluido laminar desde el miembro tubular distal (92a) al interior de la cámara (58). Como ejemplo, pero no como limitante, el miembro tubular distal (92a) tiene un diámetro interior en el orden de 0.49 cm (0.194 pulgadas), con cada una de las boquillas (50a), (50b) proyectándose al interior de este diámetro definido. Además, el miembro tubular distal (92a) define la línea central axial (C) (comprendiendo que la línea central axial (C) mostrada en la Fig. 4C es además la línea central axial (C) (Fig. 2B) del conducto (42a) (Fig. 2B) en ensamble final con la placa de contacto (72) (Fig. 3)). Como se muestra, las boquillas (50a), (50b) están abiertas en comunicación de fluidos con el miembro tubular distal (92a) en el lado cercano (110), y están acomodadas en forma no paralela en relación a la línea central axial (C), así como una con otra. Más particularmente, las boquillas (50a), (50b) se forman en lados circunferencialmente opuestos de la parte tubular (92a) de modo que los extremos de salida respectivos (54) se proyectan cada uno al interior del miembro tubular distal (92a). Las boquillas (50a), (50b) definen cada una un eje de dirección de flujo (Di),(D2). Los ejes de dirección de flujo ( ^.(D2) corresponden al eje central definido por las boquillas respectivas (50a), (50b), y definen la dirección en la cual el fluido sale del extremo respectivo de salida (54). Con esto en mente, en una modalidad, las boquillas (50a), (50b) están acomodadas de modo tal que los ejes de dirección de flujo (D ),(D2) intersectan o afectan a cada uno aproximadamente en el línea central axial (C). Es decir, las boquillas (50a), (50b) están acomodadas de forma simétrica con respecto de la línea central axial (C). Para este propósito, y en una modalidad, las boquillas (50a), (50b) son orientadas angularmente en relación con la línea central axial (C) de modo que los ejes de dirección de flujo {D^,(D2) se combinan para definir e incluir el ángulo T en el rango de 40°-80°, preferiblemente 50°-70°, más preferiblemente de aproximadamente 60° (±1°). Adicionalmente, cada una de las boquillas (50a), (50b) están configuradas para generar flujo de chorros de fluido mediante un conducto de flujo de fluido constreñido desde el extremo de entrada (52) hasta el extremo de salida (54). Por ejemplo, en una modalidad, el extremo de entrada (52) tiene un diámetro de aproximadamente 0.15 cm (0.069 pulgadas), mientra que un extremo de salida (54) tiene un diámetro de aproximadamente .06 cm (0.024 pulgadas) (siempre y cuando se comprenda que una gran variedad de otras dimensiones son igualmente aceptables). Sin importar lo anterior, los chorros de fluido producidos por las boquillas (50a), (50b) se afectan una a la otra y se combinan aproximadamente en la línea central axial (C). En modalidades alternativas, tres o más de las boquillas (50) pueden asociarse con el miembro tubular distal (92a), dispuestas en diversas ubicaciones circunferenciales alrededor del miembro tubular distal (92a); con muchas de estas modalidades alternativas, sin embargo, los ejes correspondientes de dirección de flujo establecidos por cada una de las boquillas (50) del conjunto, se afectan una con otra en aproximadamente la línea central axial (C). En otras modalidades alternativas, las boquillas (50) se localizan y/o orientan en relación desviada de modo tal que los ejes de dirección de flujo correspondientes (Di ),(D2) se intersectan en un punto lejos de la l ínea central axial (C). Esta configuración inducirá el giro durante un modo de operación de exhalación , como se describe a continuación. Además de definir o rodear los extremos de salida (54) de las boquillas (50), el segmento intermedio de la carcasa ( 1 02) también forma los extremos de entrada (52), de modo que los extremos de entrada (52) se encuentren abiertos a un exterior de la carcasa (90). Por ejemplo, en una modalidad , un exterior del segmento intermedio ( 102) incluye una superficie posterior (1 14) y una cornisa (1 1 6). La superficie posterior ( 1 14) se extiende en forma angular (reduciendo su grosor en el área de corte transversal) desde la cornisa ( 1 16) hasta el segmento distal (1 04). Como se muestra en la Fig. 4D, el extremo de entrada (52) de cada una de las boquillas (50) se extiende a través de la superficie posterior (1 14), y está abierta en comunicación de fluidos con esta, y la cornisa (1 1 6) proporciona una superficie para el ensamble de la cubierta de colector múltiple (74) (Fig. 3). Por esta razón, la superficie trasera (1 1 4) completa el múltiple (56) (Fig . 2B) en el ensamblaje final de la cubierta del múltiple (74) al cuerpo de propulsor (70) como se describe a continuación . Teniendo en mente la descripción anterior de la carcasa (90), en una modalidad, y como se muestra en la Fig. 4C, el puerto de monitoreo de presión (96) se extiende desde la carcasa (90) y forma una abertura (118) (mostrada en líneas punteadas) que se extiende a través del segmento intermedio (102). La abertura (118) está abierta hacia un interior de la carcasa (90), cercana a la pared intermedia (94) (Fig. 4B), y particularmente a una separación volumétrica (119) (referenciada de forma general) entre los miembros tubulares distales (92a), (92b) y la superficie interior (107) del segmento intermedio de la carcasa (102). Como se describe a mayor detalle a continuación, esta ubicación, junto con las características de la placa de contacto (72) facilitan la toma o medición de presión dentro del cuerpo de propulsor (70)/cuerpo de generador (30) (Fig. 2A). Finalmente, y regresando a la Fig. 4A, las marcas de montado (98) incluyen, un una modalidad, un par de rebordes (120a),(120b) que se extienden en forma opuesta desde el segmento cercano de la carcasa (100), cada uno terminando en una pinza (122a), (122b) respectivamente. Cada pinza (122a), (122b) está separada de la carcasa (90) para establecer un hueco ( 24a), ( 24b). Los huecos (124a), (124b) tienen el tamaño adecuado para recibir de forma sólida una banda sujetadora (no se muestra) utilizada para asegurar el cuerpo de generador (30) (Fig. 2A) a un paciente. Las pinzas (122a),(122b) proporcionan una superficie para enganchar la banda por medio de fricción. Alternativamente, las marcas de montado (98) pueden asumir una variedad de formas distintas, y en algunas modalidades se eliminan.
Regresando a la fig. 3, y con referencia adicional a las Figs. 5A-5C en una modalidad , la placa de contacto (72) incluye un marco ( 1 40), primer y segundo miembros tubulares cercanos ( 142a), ( 1 42b), y primer y segundo cuerpos de conexión ( 1 44a), ( 1 44b). En términos generales, los cuerpos de conexión ( 144a), ( 144b) se extienden parcialmente entre los miembros tubulares cercanos respectivos ( 142a), (1 42b) y el marco (140) con el fin de separar lateralmente los miembros tubulares cercanos (142a), ( 1 42b) del marco (140). El marco ( 140) tiene el tamaño adecuado para albergarse dentro de la abertura ( 106) (Fig. 4A) del cuerpo de propulsor (70). Por esta razón , en una modalidad , el marco (140) tiene generalmente una forma ovalada (se muestra a mayor detalle en la Fig. 5A), terminando en una superficie posterior relativamente plana (1 46) (Figs. 5B y 5C) adaptada para un ajuste de sellado o ensamble (por ejemplo, soldado) a la carcasa de cuerpo de propulsor (90) ( Fig . 4A). Alternativamente, el marco (140) puede asumir una variedad de otras formas. En una modalidad , los miembros tubulares cercanos (142a), (1 42b) se encuentran yuxtapuestos e idénticamente formados, de modo que la siguiente descripción del primer miembro tubular cercano (1 42a) aplica igualmente al segundo miembro tubular cercano ( 142b). Manteniendo esto en mente, y con referencia específica a las Figs. 5B y 5C, el miembro tubular cercano ( 142a) forma un conducto ( 1 50) y está definido por una región distal (1 52), una región intermedia (1 54) y una región cercana (1 56). La región cercana (1 56) termina en el extremo cercano (46a) (que corresponde o define el extremo cercano (46a) del tubo (42a) (Fig. 2A) en el ensamblaje final). Por otra parte, la región distal ( 1 52) tiene el tamaño y forma adecuados para ensamblarse encima de un miembro tubular distal (92a), (92b) (Fig. 4B) del cuerpo de propulsor (70). Por esta razón, un diámetro interior de la región distal ( 1 52) es mayor que un diámetro exterior del miembro tubular distal (92a), (92b) correspondiente. Como se puede notar en una modalidad , la región distal ( 1 52) se extiende de forma distal más allá de la superficie posterior ( 146) del marco ( 140) para establecer una cámara de presión (no se muestra) en el ensamblaje final al cuerpo del propulsor (70) como se describe a continuación. La región intermedia (1 54) se extiende desde la parte distal ( 1 52), y tiene un diámetro interior reducido en comparación con esta , y en una modalidad, incluye una primera parte ( 1 58) y una segunda parte ( 160). La segunda parte ( 160) se reduce en diámetro desde la primera parte ( 1 58) a la región cercana (1 56). Más específicamente, un diámetro interior de la primera parte ( 1 58) corresponde al diámetro del miembro tubular distal (92a) correspondiente (Fig . 4C), y es mayor a un diámetro interior de la región cercana (1 56). Como se describe a mayor detalle a continuación, esta área agrandada se adapta y promueve la interrupción de los chorros durante su uso. Por ejemplo, pero no como limitante, un diámetro interior de la primera parte (1 58) es en el orden de .49 cm (0.1 94 pulgadas), mientras que un diámetro interior de la región cercana (156) se encuentra en el orden de 0.36 cm (0.142 pulgadas). Alternativamente, una amplia variedad de otras dimensiones son igualmente aceptables, siempre y cuando al menos una parte de la región intermedia ( 1 54) (es decir, la primera parte ( 1 58) tenga un diámetro interior mayor al de la región cercana ( 1 56). A lo largo de las mismas líneas, la longitud de la primera parte ( 1 58) corresponde con una orientación angular y una distancia de desviación transversal entre las boquillas (50a), (50b) (Fig . 4C) asociada con el miembro tubular distal (92a) para el cual el miembro tubular cercano ( 142a) está ensamblado. Más particularmente, la primera parte ( 1 58) tiene el tamaño adecuado para que en el ensamblaje final , los • chorros generados por las boquillas (50) se afecten unos a otros cerca o dentro de la segunda parte (1 60) y/o la región cercana ( 1 56) (es decir, la región con el diámetro reducido) para garantizar la formación de un chorro primario o bomba de propulsor. En una modalidad, pero no como limitante, la primera parte ( 1 58) tiene una longitud de aproximadamente 0.34 cm (0.134 pulgadas). Finalmente, la región cercana (1 56) se extiende cercanamente hacia fuera, en relación al marco (140), y define una superficie para recibir una parte correspondiente de la pieza de contacto con el paciente (32) (Fig. 1 ). En una modalidad , y como se muestra mejor en las Figs. 3 y 5B , una ranura radial 81 62) se forma a lo largo del lado interior ( 1 64) del miembro tubular cercano ( 142a) (es decir, el lado que encara al miembro tubular cercano opuesto ( 142b)) que se extiende desde el extremo próximo (46a). La ranura radial ( 1 62) tiene el tamaño adecuado para la pieza de contacto con el paciente (32) (Fig. 1 ) y, como se describe a continuación , proporciona una región de la cual la presión presente dentro del miembro tubular cercano ( 142a) puede tomarse o muestrearse. En una modalidad , la ranura radial (1 62) tiene una longitud en el orden de 0.1 3-1 .27 cm (0.05 a 0.5 pulgadas), aunque otras dimensiones son igualmente aceptables. En otras modalidades, las dimensiones de la ranura están correlacionadas con un diámetro interior del miembro tubular ( 142a) en el extremo cercano (64) de este. Se ha descubierto sorprendentemente que la presión suministrada al paciente puede muestrearse con alta precisión pero con pocas o nulas ocurrencias de generación de presión en sentido contrario formando la ranura radial (162) para que tenga una longitud que sea no mayor a 85% del diámetro interior del miembro tubular (142a) en el extremo cercano (64) y/o un ancho que es cuando menos del 25% del diámetro interno del miembro tubular ( 1 42a) en el extremo cercano (64). Sin tomar en cuenta lo anterior, el segundo miembro tubular cercano ( 142b) forma de manera similar la ranura radial ( 162) (a lo largo de un lado que encara al primer miembro tubular cercano ( 1 42a). Finalmente, los cuerpos conectores (144a), ( 144b) extendido desde una parte de una circunferencia del miembro tubular cercano correspondiente ( 1 42a), ( 1 42b). A este respecto, y como se muestra en la Fig. 5A, las primera y segunda tomas de presión y cortes ( 1 66), ( 168) se definen entre los cuerpos de conector ( 1 44a), ( 1 44b). Los cortes ( 166), (1 68) establecieron una conexión de fluido entre las ranuras radiales (162) y una cara posterior (170) (referenciado generalmente en la Fig. 5B) de la placa de contacto (72). Como se describió con anterioridad, los cortes (166), (168) facilitan la toma o muestreo de presión dentro del cuerpo generador (30) (Fig.2A) en el ensamble final. Con referencia a las Figs. 6A y 6B, en una modalidad, la cubierta de colector múltiple (74) incluye una pared lateral (180), una partición (182) y un puerto de suministro (184). La pared lateral (180) forma un cuerpo tubular continuo que se extiende desde el lado frontal (186) hasta el lado posterior (188). A este respecto, la pared lateral (180) tiene el tamaño para ensamblarse alrededor de una parte de la carcasa de cuerpo de propulsor (90) (Fig. 4A), y por lo tanto tiene, en una modalidad, una forma ovalada en corte transversal. La partición (182) se extiende de forma radial hacia adentro desde el lado posterior (188) de la pared lateral (180), terminando en un borde de (190) que define una abertura (192). La abertura (1192) está abierta en comunicación de fluidos hacia un interior de la pared lateral (180), y tiene el tamaño adecuado para recibir al segmento distal de la carcasa de cuerpo de propulsor (104) (Fig.4C). Por esta razón, en una modalidad, el borde (190)/abertura (192) definen una forma ovalada. Finalmente, y con referencia específica a la Fig. 6B, el puerto de suministro (184) se extiende hacia fuera desde la pared lateral (180), formando una abertura (194) a través de un espesor de esta.
El puerto de suministro (1 84) está configurado para ensamblarse, en conexión de fluidos, con la tubería (no se muestra), de modo tal que esta se extienda desde la fuente de suministro del fluido. Con esta construcción , entonces, el puerto de suministro (184) proporciona una conexión de fluido entre una fuente de suministro de fluido y el interior de la pared lateral tubular (180). Como se describe a continuación, el puerto de suministro (1 84) facilita así la entrega de flujo de fluido al cuerpo de generador (30) (Fig. 2A). El puerto de escape (76) se muestra a mayor detalle en las Figs. 7A-7C. El escape (76) incluye un cuerpo de conducto (200) que forma el conducto (60) previamente descrito. En una modalidad , el cuerpo de conducto (200) incluye un primer segmento (202) y un segundo segmento (204). El primer segmento (202) se extiende en una forma generalmente longitudinal desde una cara frontal (206), que en una modalidad incluye un aro parcial (208). El aro parcial (208) se muestra a mejor detalle en la Fig. 7A y proporciona una superficie agrandada que facilita el ensamble a la partición de la cubierta del múltiple ( 1 82) (Fig. 6A), como puede ser por medio de una soldadura. Sin tomar en cuenta lo anterior, la cara frontal (206) tiene el tamaño y forma adecuados para recibir al segmento distal de la carcasa de cuerpo de propulsor (1 04) (Fig. 4A) para establecer una conexión de fluidos entre la cámara (58) (Fig . 4A) y el conducto (60). El segundo segmento (204) se extiende desde el primer segmento (202), opuesto a la cara frontal (206), definiendo un doblez en el rango de 70°-1 1 0°, por ejemplo aproximadamente 90° en una modalidad . Con esta construcción , el puerto de escape (76) promueve la extensión de tubería de escape asociada (no se muestra ) en una dirección deseada lejos del puerto de escape (76), y por lo tanto en relación con el cuerpo de generador (30) ( Fig . 2A). Para este fin , en una modalidad , el segundo segmento (204) forma una pu nta circunferencial (21 0) adyacente a una cara caudal (21 2) de este. La punta (21 0) está configurado para facilitar el aseguramiento de la tubería de escape al puerto de escape (76) en una forma que permite que la tubería de escape se rote alrededor de la pu nta (21 0). Alternativamente , el puerto de escape (76) puede i ncorporar otras estructuras diversas que promuevan el aseguramiento de la tubería de escape, de modo que la punta circunferencial (21 0) pueda eliminarse. En estas mismas l íneas y con particular referencia a la Fig . 7C, en una modalidad , el segundo segmento (204) forma una ranu ra (21 4) a lo largo de su lado posterior (21 6) . La ranura (214) facilita la liberación del exceso de presión desde el interior del puerto de escape (76)/tubería de escape durante su uso. Alternativamente, puede eliminarse la ranura (21 4). Aunq ue los primer y segundo segmentos (202), (204) han sido ¡lustrados como rígidamente conectados ; en modalidades alternativas, el puerto de escape (76) está configurado de modo tal que el seg undo segmento (204) está acoplado, de forma que pueda rotar, al primer segmento (202). Con esta configuración , un usuario puede hacer girar el segundo segmento (204) (y por lo tanto la tubería de escape conectada a este) en relación al primer segmento (202) (y por lo tanto el resto del cuerpo generador (30) en una ubicación espacial deseada. El ensamblaje del cuerpo de generador (30) de acuerdo con principios de la presente invención puede describirse en referencia a las Figs. 8A y 8B . A este respecto, aunque los componentes (70)-(76) se describen ensamblados en un orden particular, esta no es de ninguna manera una limitante. Con referencia específica a la Fig . 8A, la cubierta del múltiple (74) se acoplan al cuerpo de propulsor (70). Más particularmente, el segmento distal ( 1 04) de la carcasa (90) del cuerpo de propulsor (70) es recibido dentro, y pasa a través, de la abertura ( 1 92) definida por una partición ( 1 82) de la cubierta de colector múltiple (74). El lado frontal (186) de la pared lateral de la cubierta del múltiple ( 180) colinda con la cornisa (1 1 6) de la carcasa del cuerpo del propulsor (90) de modo que la superficie trasera ( 1 14) de la carcasa del cuerpo de propulsor (90), y por lo tanto los extremos de entrada (52) de las boquillas (50), se encuentran dentro de la región interior definida por la pared lateral de la cubierta de colector múltiple ( 1 80). La cubierta de colector múltiple (74) se fija entonces al cuerpo de propulsor (70), como puede ser mediante el soldado ultrasónico del lado frontal ( 1 86) de la pared lateral de la cubierta de colector múltiple (1 80) hasta la cornisa ( 1 1 6) de la carcasa del cuerpo de propulsor ( 1 90). En el ensamblaje final , la carcasa de cuerpo de propulsor (90) y la pared lateral de la cubierta de colector múltiple ( 180) se combinan para definir el múltiple (56).
Más específicamente, el ensamble de la cubierta de colector múltiple (76) al cuerpo de propulsor (70) establece un sellado de fluidos alrededor del múltiple (56), estableciendo así una conexión de fluidos entre el puerto de suministro ( 184) y el extremo de entrada (52) de cada una de las boquillas (50). Es decir, la cubierta de colector múltiple (74) se extiende alrededor de la totalidad del segmento distal ( 1 04) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90), de modo que cada una de las boquillas (50) esté conectada en contacto de fluidos al múltiple único (56) que a su vez se conecta en comunicación de fluidos con el puerto de suministro ( 1 84). El puerto de escape (76) se ensambla entonces encima del segmento distal (1 04) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90) de modo tal que el conducto (60) esté conectado fluidamente con la cámara (58). En una modalidad , la cara frontal (206) del conducto de puerto de escape (200) colinda y está fijada a (por ejemplo soldada) la partición de cubierta de colector múltiple ( 1 82) y/o un exterior del segmento distal del cuerpo de propulsor ( 1 04), estableciendo así un sellado a prueba de fluidos. En referencia a la Fig . 8B , la placa de contacto (72) está ensamblada al cuerpo de propulsor (70). Más específicamente, el marco (140) de la placa de contacto se aloja dentro de la abertura ( 1 06) del segmento cercano de la carcasa ( 100), con los miembros tubulares cercanos ( 142a), (142b) de la placa de contacto (72) ensamblada, y conectada en comunicación de fluidos, con uno de los miembros tubulares distales (92a),(92b) del cuerpo de propulsor (70). Por esta razón, en el ensamblaje final de la placa de contacto (72) al cuerpo de propulsor (70), los primeros miembros tubulares cercanos y distales ( 142a), (92a) se combinan para definir al primer tubo (42a), y los segundos miembros tubulares distales y próximos ( 142b),(92b) se combinan para definir el segundo tubo (42b). A este respecto, se establece un sellado a prueba de fluidos (por ejemplo, sin fugas de fluido a 20.68 kpas (3 psi)) entre los miembros tubulares correspondientes ( 142a), (92a) y ( 142b), (92b), como puede ser por medio de soldado de la placa de contacto (72) al cuerpo de propulsor (70). Sin tomar en cuenta lo anterior, cada uno de los tubos construidos de esta forma (42a),(42b) forma los conductos correspondientes (44a), (44b) que se encuentran conectados en comunicación de fluidos a la cámara (58) que a su vez se encuentra conectada en comunicación de fluidos con el conducto (60). Más aún, al menos dos de las boquillas (50) (referenciadas de forma general) se proyectan dentro de un conducto (44a), (44b) correspondiente, y están conectados a estos en comunicación de fluidos, con los ejes de dirección de flujo (D) (Fig. 4C) definidos por las boquillas correspondientes (50) que se intersectan o afectan una a otra, en una modalidad , aproximadamente en la l ínea central axial (C) (Fig. 4C) del conducto (44a) o (44b). Una vez más, las regiones intermedias y cercanas ( 1 54), ( 1 56) de la partes tubulares cercanas ( 142a), ( 142b) forman el tubo resultante (42a), (42b) para que tenga un diámetro mayor cerca de los extremo de salida de boquilla (54) (es decir, a lo largo de la primera parte ( 1 58) (Fig. 4C)) en comparación con un diámetro interno más corriente debajo de los extremos de salida (54) (es decir, a lo largo de la segunda parte ( 1 60) y la región cercana ( 1 56). Como referencia, este diámetro aumentado (y por lo tanto volumen aumentado) se refleja en la Fig. 8B como una zona de alivio (220) dentro de cada uno de los tubos (42a), (42b). Además, se establece una cámara de separación o presión (222) (referenciada de forma general) entre la carcasa de cuerpo de propulsor (90), el marco de placa de contacto ( 140) y los exteriores de cada uno de los miembros tubulares cercanos y distales ( 142)/( 192). La cámara de presión (222) está abierta en comunicación de fluidos en los recortes ( 166), ( 1 68) (escondidos en la Fig. 8B, pero que se muestran en la Fig. 5A), y está conectada en comunicación de fluidos con el puerto de monitoreo de presión (96) (Fig. 4C). Como se describe a continuación, la presión dentro del cuerpo de generador (30) adyacente al lado de paciente (26) de este se transmite a la cámara de presión (222). La cámara de presión (222) proporciona un medio para ventilar la presión de las tomas o cortes ( 1 66), (1 68) (Fig. 5A) para el puerto de monitoreo de presión (96) para medir la presión dentro del cuerpo de generador (30). Como se aclara a continuación, las ranuras radiales (162) definen las ubicaciones desde las cuales se toman muestras de la presión dentro del tubo (42a), (42b). Es posible notar que, dado que las ranuras radiales (1 62) se localizan en el extremo cercano de los tubos respectivos (42a), (42b) (y por lo tanto, tan cerca como sea posible a la pieza de contacto con el paciente (no se muestra)), y además debido a que los cortes ( 166), (1 68) se encuentran en estrecha proximidad a las ranuras radiales (1 62) (por ejemplo, en el orden de 0.50 cm (0.2 pulgadas) en una modalidad ), se puede realizar una evaluación más precisa de la presión que se suministra al paciente en comparación con las configuraciones convencionales de generador nCPAP. En una modalidad , cada uno de los componentes de generador de cuerpo (70-76) se moldean a partir de un material plástico similar, susceptible a ensamblaje subsiguiente mediante soldado. Por ejemplo, en una modalidad, cada uno de los componentes de cuerpo del generador (70)-(76) se moldea en policarbonato, aunque otros materiales plásticos como resinas de acrílico, o resinas de copol ímero de acrílico, otros materiales termoplásticos, etc. , son también aceptables. En estas mismas líneas, la fijación de los componentes (70)-(76) uno con otro se caracteriza por un sellado a prueba de fluidos en el cual no ocurren fugas a presiones de 20.68 kpas (3 psi). Por ejemplo, pueden emplearse el soldado (por ejemplo, el soldado ultrasónico), adhesivos, etc. Alternativamente, dos o más componentes (70)-(76) pueden formarse integralmente; por ejemplo, en una modalidad alternativa, el cuerpo de generador (30) puede moldearse o formarse como una sola pieza integral . Se ha descubierto sorprendentemente, sin embargo, que al formar los componentes (70)-(76) por separado, se pueden lograr tolerancias estrechas en las características primarias del cuerpo generador (30) como un todo colectivo, al tiempo que se minimiza un tamaño global de este. Más aún, en una modalidad descrita anteriormente, los componentes (70)-(76) en ensamblan en forma de empalme. Todos los planos de contacto entre componentes adyacentes son esencialmente perpendiculares a la dirección del flujo del fluido hacia el paciente durante el uso. Por esta razón , cualquier fuga que pudiera ocurrir entre los componentes adyacentes (70)-(76) no está abierta al flujo de fluido del paciente, sino al flujo hacia el exterior del cuerpo generador (30). Esto, a su vez, evita que ocurran fugas de alta presión hacia el paciente. El cuerpo de generador (30) ensamblado puede entonces ser provisto de componentes adicionales para formar el dispositivo nCPAP (22) como se muestra en la Fig . 8C. Por ejemplo, un tubo de suministro (230) se encuentra conectado fluidamente en un extremo del puerto de suministro ( 1 84) y en un extremo opuesto (no se muestra) del suministro de fluido (no se muestra), como puede ser una fuente presurizada de gas (por ejemplo, aire, oxigeno, etc. ). De forma similar, la tubería de ventilación (232) está conectada en comunicación de fluidos en un extremo del puerto de monitoreo de presión (96) y en un extremo opuesto (no se muestra) de un dispositivo de monitoreo de presión (no se muestra). Como ya se mencionó, el puerto de monitoreo de presión (96) está abierto a la presión de fluido dentro del cuerpo de generador (30) de modo que el dispositivo de monitoreo de presión puede determinar el nivel de presión suministrado al paciente mediante la tubería de ventilación (232). Finalmente, la tubería de escape (34) se ensambla y conecta en comunicación de fluidos con el cuerpo de conducto de puerto de escape (200). En una modalidad , la punta circunferencial (21 0) (Fig. 7A) proporciona el aseguramiento longitudinalmente sujetado de la tubería de escape (34) al puerto de escape (76). En una modalidad , la tubería de escape (34) tiene una configuración corrugada, similar a un acordeón (por ejemplo, tubería corrugada, expandible/colapsable), de modo que la tubería de escape (34) pueda orientarse fácilmente (por ejemplo, doblada) en forma deseada sin generar una obstrucción en la tubería de escape (34). En otra modalidad, la tubería de escape (34) define un segmento corrugado primario (234), un segmento de alivio (236) y un extremo guía (238) como se muestra en la Fig. 8C. El extremo guía (238) está configurado para colocarse encima, y asegurarse al puerto de escape (76), y por lo tanto se encuentra libre de corrugados. El segmento corrugado primario (234) se extiende a lo largo de la mayoría de la tubería (34), y está formado estructuralmente para expandirse o contraerse como lo desee e indique el usuario, manteniendo la longitud expandida o contraída. Por otro lado , aunque el segmento de alivio (236) incluye partes de pared que se extienden, hacia adentro y hacia fuera para una fácil extensión y contracción, estas son de espesor de pared reducido, y altamente flexibles (en comparación con el segmento corrugado (234). Esto promueve la capacidad del usuario para rotar la tubería de escape (34) en relación al puerto de escape (76), aunque la tubería de escape (34) permanece longitudinalmente asegurada al puerto de escape (76). Alternativamente, la tubería de escape (34) (así como el tubo de suministro de fluido (230) y la tubería de escape (232 )) pueden asumi r una variedad de otras formas. Por ejemplo, la tubería de escape (34), una o toda la tubería (34), (230) y/o (232) pueden formarse de un material rígido pero maleable que pueda doblarse repetidamente a una forma deseada por parte del usuario, y que pueda mantener independientemente la forma doblada . Como punto de referencia , la longitud de cada una de las tuberías (34), (230) y (232) es atenuada en la vista de la Fig . 8C para facilitar su ilustración . Antes de utilizar el sistema nCPAP (20) ( F IG . 1 ), la pieza de contacto con el paciente (32) se ensambla al dispositivo nCPAP (22), y particularmente el cuerpo generador (30), como se muestra en las Figs. 9A y 9B . La pieza de contacto con el paciente (32) puede asumir una variedad de formas adecuadas para establecer conexión de fl uidos con las vías respiratorias nasales de un paciente (no se muestra ). Por esta razón , la pieza de contacto con el paciente (32) puede incluir un par de astas nasales opuestas como se muestra . Alternativamente , la pieza de contacto con el paciente puede ser una máscara que establezca una conexión singular de fluido del cuerpo de generador (30), a ambas vías respiratorias nasales del paciente. Sin tomar en cuenta lo anterior, en una modalidad , la pieza de contacto con el paciente (32) incluye una base (240) formada de un material resistente y moldeable, configurado para interactuar con ciertas características del cuerpo de generador (30) como se describe a continuación. Por ejemplo, en una modalidad , la base (240) forma un par de lúmenes (242a), (242b) que se extienden a través del espesor de la base (240), así como un canal (244) que se extiende entre los lúmenes (242a), (242b). El canal (244) y los lúmenes (242a), (242b) se encuentran abiertos en relación a una cara distal (246) de la base (240), donde el canal (244) tiene una longitud que corresponde con la de la ranura radial (1 62) asociada con cada uno de los tubos (42a), (42b) del cuerpo de generador (30). Manteniendo esto en mente, el ensamblaje de la pieza de contacto con el paciente (32) al cuerpo de generador (30) incluye montar los tubos respectivos (42a), (42b) dentro de los lúmenes respectivos (242a), (242b). La base (240) se encuentra además alojada dentro del segmento cercano ( 100) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90), de modo que la base (240) está asegurada por medio de fricción entre la carcasa de cuerpo de propulsor (90) y los tubos (42a), (42b). A este respecto, en una modalidad , una forma de la base (240) corresponde con una forma del segmento cercano (100) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90). En una modalidad preferida, las formas correspondientes son asimétricas para garantizar una orientación deseada de la pieza de contacto del paciente (32) en relación con el cuerpo de generador (30). Por ejemplo, en una modalidad, la base (240) del segmento cercano ( 1 00) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90) incluye un par de esquinas arqueadas o generalmente curvas (250), y un par de esquinas relativamente marcadas o "afiladas" (252) como se muestra en la Fig. 9A (es decir, las esquinas curvas (250) tienen un radio mayor de curvatura en comparación con las esquinas afiladas (252). Con esta configuración, la pieza de contacto con el paciente (32) no puede ensamblarse accidentalmente en el generador (30) en una orientación opuesta a la mostrada en la Fig. 9A. Alternativamente, la pieza de contacto con el paciente (32) puede asumir una variedad de otras formas que pudieran o no incluir una base de forma asimétrica (240). Sin tomar en cuenta lo anterior, en una modalidad , la pieza de contacto con el paciente (32) está configurada para mantener un conexión de comunicación de fluidos deseada entre el segmento cercano (1 00) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90) y el puerto de monitoreo de presión (96). Específicamente, y en referencia a la Fig. 9C, el ensamblaje de la base (240) a los tubos (4sa),(42b) del cuerpo de generador (30) es tal que el canal (244) está abierto en relación a la ranura radial (162) definida por cada uno de los tubos (42a), (42b). Por lo tanto, el flujo de fluido dentro de los conductos (44a), (44b) puede fluir hacia fuera desde ahí, a través de las ranuras radiales ( 1 62) y el canal (244). Más aún, se permite al flujo de fluido desde el canal (244) fluir a y a través de las tomas o cortes de presión (166), (168) (siempre y cuando se comprenda que solamente existe el corte ( 1 68) en la vista de corte de la Fig . 9C; el corte ( 1 66) se ilustra en la Fig. 5A) definida por la placa de contacto (72 ). Los cortes ( 1 66 ), ( 1 68), a su vez, están abiertos a comunicación de fluidos a la cámara de presión (222 ), definida entre la placa de contacto (72) y el segmento cercano ( 1 00) de la carcasa de cuerpo de propulsor (90). Por esta razón , se establece un ci rcuito de fluido para monitoreo de presión por medio de una conexión de comunicación de fluidos del puerto de monitoreo de presión (96) ( Fig . 9A) y los conductos (44a), (44b) mediante las ranuras radiales ( 1 62), el canal (244), los cortes ( 1 66), ( 1 68) y la cámara de presión (222). Para este propósito , en una modalidad , mediante la localización de las ranuras radiales ( 1 62) a lo largo de un lado interior del tubo respectivo (42a), (42b), y en estrecha cercan ía a los lúmenes (242a), (242b) que se encuentran en comunicación directa de fluidos con las fosas nasales del paciente , el circuito de monitoreo de presión es capaz de detectar una presión casi idéntica a la que realmente percibe el paciente (dentro de 0.2-0.3 cm de presión real sumi nistrada al paciente). Es posible notar que el dispositivo nCPAP (22 ), y particularmente el cuerpo de generador (30), de acuerdo con principios de la presente invención es útil con una amplia variedad de otras configuraciones de pieza de contacto con el paciente que pudieran o no incorporar algunas o todas las características descritas anteriormente con respecto de la pieza de contacto con el paciente (32). Por esta razón , la pieza de contacto con el cliente (32) no li mita en modo alguno. La operación del dispositivo nCPAP (22), y específicamente del cuerpo de generador (30), como parte del sistema nCPAP (209 (Fig . 1 ) se describe con referencia inicial a la Fig. 10A. Para facilitar la ilustración, el dispositivo nCPAP (22) se muestra son la pieza de contacto con el cliente (32) (Fig. 9A). Teniendo esto en mente, el dispositivo nCPAP (22) está asegurado al paciente (no se muestra). Aunque el dispositivo nCPAP (22) de la presente invención es útil con una amplia variedad de pacientes, este es altamente apropiado para proporcionar terapia CPAP a niños y recién nacidos. Sin tomar en cuenta lo anterior, el dispositivo nCPAP (22) está montado al paciente mediante el aseguramiento de la banda (no se muestra) alrededor de la cabeza del paciente, y luego asegurando la banda a las marcas de montado (98) proporcionadas por el cuerpo de generador (30). Por ejemplo, la banda (o bandas) se asegura al cuerpo del generador (30) alojándola dentro de los huecos ( 124a), (1 24b) (uno de los cuales se muestra en la Fig. 1 0A), con una colocación del cuerpo de generador (30) relativa a las bandas mantenidas por la pinza ( 122a),( 1 22b) (una de las cuales se muestra en la Fig. 10A). Una vez asegurada al paciente, se proporciona un fluido (por ejemplo, aire, oxígeno, etc. ) al cuerpo de generador (30) mediante el tubo de suministro (230). Más específicamente, el fluido es impulsado al interior del puerto de suministro ( 184) que a su vez dirige el flujo de fluido al interior del múltiple (56). El múltiple (56) proporciona una conexión de fluidos con el extremo de entrada (52) de cada una de las boquillas (509 (designada de forma general (se muestra en la Fig . 1 0A como boquillas (50a), (50b)), de modo que el fluido suministrado es impulsado dentro de las boquillas (50). Las boquillas (50), a su vez, crean cada una un chorro secundario de bajo i mpulso de fl ujo de fluido dentro de los conductos (44a),(44b) correspondientes ( Fig . 2A). Por ejemplo , la Fig . 1 0A ilustra el conducto (44a) definido por el tubo (42a ) junto con las boquillas (50a), (50b). La primera boquilla (50a) crea un primer chorro secundario de baja inercia (S^ dentro del conducto (44a). De igual manera , la segunda boquilla (50b) crea un segundo chorro secundario de baja inercia (S2) dentro del conducto (44a). Como se usa a lo largo de esta especificación , la frase "baja inercia" es en comparación con la inercia de chorro ind ucida por la boquilla , encontrada en generadores nCPAP convencionales que incorporan una sola boquilla . Por ejemplo, para suministrar un CPAP de 5 cm de agua , se requerirá de una sola boquilla para generar una inercia de chorro de 1 0 milinewtons sobre un cond ucto de .50 cm (0.2 pulgadas). En contraste, con el cuerpo de generador (30) mostrado, el CPAP de 5 cm de agua se crea con cada una de las boquillas (50a), (50b) generando una inercia de chorro de 5 milinewtons. Con referencia adicional a la Fig . 4C, el primer chorro secundario (Si ) se proyecta de la primera boquilla (50a) en el eje de dirección de flujo (Di ), mientras que el segundo chorro secundario (S2) se proyecta en el eje de dirección de flujo (D2). Debido a la orientación previamente descrita de las boquillas (50a), (50b) en relación a la l ínea central axial (C) del conducto (44a ), los chorros secundarios (Si ),(S2) se intersectan y afectan uno a otro aproximadamente en la línea central axial (C), creando un chorro o bomba de propulsor primarios (P). Efectivamente, entonces, los chorros secundarios de baja inercia (Si ),(S2) se combinan uno con otro para establecer o generar una bomba de chorro estable y de mayor inercia, que fluya en una dirección hacia el paciente (es decir, el lado del paciente (36) del cuerpo de generador (30). La bomba de propulsor sirve, por lo tanto, como una fuente de presión positiva de vías respiratorias de baja inercia para el paciente (es decir, la inercia de la bomba de chorro se convierte en presión). Durante los periodos de tiempo en los cuales el paciente está inhalando (fase de inhalación), el chorro primario (P) fácilmente sigue hacia las vías respiratorias nasales del paciente mediante el conducto (44a) (y (44b)). Dado que el punto de contacto entre los chorros secundarios (S^.ÍSa) se encuentra en o alrededor de la región cercana de diámetro reducido (1 56) del conducto (44a), cualquier vórtice (es decir, flujo giratorio de fluido) producido por los chorros afectados (Si ),(S2) es nominal y fácilmente constreñido dentro del conducto (44a). Por esta razón , durante la fase de inhalación, se genera dentro una presión positiva continua de vías respiratorias, la cual es suministrada al paciente por medio de los conductos (44a), (44b). Además, al centrar de forma aproximada el chorro primario (P) dentro del conducto respectivo (44a), (44b), y proporcionar la región cercana de diámetro reducido (1 56), se crea un efecto venturi que aumenta la manutención del gas complementario dentro de la corriente de aire, hacia el paciente, con el fin de cumplir los requerimientos respiratorios del mismo. En otras modalidades, el cuerpo de generador (30) está configurado de modo tal que un diámetro de al menos una de las boquillas (50a), (50b) puede variarse. Por ejemplo, un eje o perno pueden disponerse deslizablemente dentro de la boquilla (50a) o (50b), y ensamblarse a esta de modo que un usuario pueda mover el alfiler hacia o lejos del extremo de salida (54), cambiando así un diámetro efectivo del extremo de salida (54). Esto, a su vez, permite al usuario cambiar la razón de flujo contra la relación CPAP para cumplir de mejor manera con el trabajo del paciente en requerimientos respiratorios. La operación del dispositivo nCPAP (22) durante los periodos de tiempo en los cuales el paciente (no se muestra) exhala ("fase de exhalación") se muestra en la Fig. 10B. Como punto de referencia, la razón de flujo de fluido que se suministra al generador (30) es constante y por lo tanto no cambia, ya sea en la fase de inhalación o en la fase de exhalación. Por esta razón, y en relación al a discusión previa, los primer y segundo chorros secundarios (Si),(S2) continúan produciéndose por parte de las boquillas (50a), (50b) respectivamente, y están dirigidos a los conductos correspondientes (44a) acercándose a la línea central axial (C). Sin embargo, durante la fase de exhalación, el aire exhalado por el paciente entra en el conducto (44a), fluyendo en la dirección mostrada por las flechas (EP) en la Fig. 10B. El flujo de aire exhalado (EP) esencial y simultáneamente interactúa con el chorro primario (P) o lo interrumpe (Fig . 1 0A), así como a los chorros secundarios (S1 ),(S2). La interrupción de los chorros secundarios (S1 ),(S2) da como resultado chorros secundarios (S1 ),(S2) que ya no se combinan para formar el chorro primario (P). Dado que los chorros secundarios (S i ),(S2) son de baja inercia y proporcionan colectivamente un área mayor de superficie (en comparación con un chorro único de alta inercia), el ai re exhalado ( EP) fácilmente logra la interrupción de chorro deseada. Como se muestra en la Fig . 1 0B , los chorros secundarios interrumpidos (Si ),(S2) son divididos y presentan resistencia m ínima al flujo del aire exhalado (Ep). Como resultado, y como se m uestra en la Fig . 1 0C, el ai re exhalado ( EP), así como el flujo de aire "desviado" de la boquilla , (Ni ),(N2), fluye fácilmente a través del cond ucto (44a), a través de la cámara (58) y el conducto (60), y es expulsado del cuerpo de generador (30) mediante la tubería de escape (34). El flujo de fluido durante la fase de exhalación se muestra mediante las flechas En la Fig . 1 0C . La interrupción en el flujo de ai re puede caracterizarse por los chorros secundarios (Si ), (S2) que se traducen o forman vórtices en sentido de corriente relativamente grandes (que se muestran esquemáticamente en la Fig . 1 0B para los chorros secundarios (Si ),(S2) en referencia "V"). En modalidades alternativas, aludidas a lo anterior, la formación de vórtices en sentido de corriente puede i nducirse además mediante la localización u orientación de las boquillas (50a), (50b), de modo que los chorros secundarios (S1 ),(S2) se afectan uno a otro en un punto desplazado desde la l ínea central axial (C). En cualquier caso , los vórtices generador (V) se dispersan en sentido contrario a la l ínea central axial (C) y al i nterior de la zona de alivio (220). Como resultado , los vórtices (V) en sentido de corriente evitan (o no ocasionan ) que ocurra separación de flujos en el flujo de aire exhalado. El doblez descrito con anterioridad (o "volteo") en di rección de flujo desde las boquillas (50a), (50b ) puede mejorar debido al efecto coanda inducido por la pared de la zona de alivio (220). Sin tomar en cuenta lo anterior, la resistencia al ai re exhalado (EP) por parte del chorro primario ( P) y los chorros secundarios (S^.ÍSa) se minimiza a lo largo de la zona de alivio (220), aumentando así de forma efectiva el diámetro hid ráulico de la ruta de flujo del aire exhalado (EP). Las características de chorro afectado y de chorro que afecta del cuerpo de generador (30) se reflejan en fotografías de las Figs. 1 1 A-1 2B . En particular, las Figs. 1 1 A a 1 2A son vistas longitudinales de corte transversal de flujo de fluido dentro de una parte de un circuito de fl uidos establecido por el cuerpo del generador de acuerdo con principios de la presente invención . Como referencia , las fotografías de las Figs. 1 1 A y 1 2A muestran una parte del tubo (300) (afín al tubo (42a ) ó (42b) de la Fig . 2A) formando un conducto (afín al cond ucto (44a) ó (44b) de la Fig . 2A) que se extiende desde un lado cercano (304) a un extremo distal (306). Además, un par de boquil las (308a), (308b) (afín a las boquillas (50a), (50b) de la Fig . 2A) se encuentran conectados en comunicación de fluidos con el conducto, y cada uno genera un chorro secundario de baja inercia (Si),(S2) (referenciado en forma general) dentro del tubo (300). Teniendo en mente lo anterior, la Fig. 11A ilustra la fase de inhalación de operación, mediante la cual los chorros secundarios (Si),(S2) se afectan uno a otro dentro del tubo (300), combinándose para producir un chorro primario (P). Como se describió con anterioridad, el chorro primario (P) se dirige hacia el lado cercano (304) (y por lo tanto hacia el paciente (no se muestra)), y su inercia se convierte en presión positiva. Como se muestra en la Fig. 11B, que proporciona una fotografía de corte transversal del flujo de aire dentro del tubo (300) adyacente a las boquillas (308a), (308b) durante la fase de inhalación durante la fase de inhalación, los chorros secundarios (Si).(S2) pueden generar vórtices de flujo de aire (V); sin embargo, estos vórtices (V) son relativamente nominales o insustanciales, y no se extienden o entran en contacto con una superficie interior del tubo (300). Por otra parte, durante la fase de exhalación, y como se muestra en la Fig. 12A, el aire exhalado por el paciente (referenciado en forma general como (EP)) interrumpe fácilmente los chorros secundarios (Si),(S2) de baja inercia. Es posible notar que el chorro primario (P) (Fig. 11A) no aparece en la Fig. 12A, puesto que la interrupción de los chorros secundarios (8 ,(82) evitan que estos se combinan en un solo chorro primario (P) coherente: La Fig. 12B ilustra los vórtices en sentido de corriente (flujo giratorio) generados por la interrupción de los chorros secundarios (Si),(S2). Los vórtices en sentido de corriente (V) se expanden o dispersan dentro del tubo (300). Es posible notar que el flujo de fluido de chorro de baja inercia creado por las boquillas (308) es fácilmente interrumpido por aire de baja inercia/presión exhalado por el paciente. Por esta razón, en marcado contraste con los dispositivos nCPAP anteriores que incorporan un solo chorro en conjunto con una técnica de volteo de fluidos durante la exhalación del paciente, el dispositivo nCPAP, y en particular el cuerpo de generador, de acuerdo con principios de la presente invención , se caracterizan porque requieren un trabajo reducido para respirar por parte del paciente. Esto es de gran importancia para pacientes con capacidad pulmonar reducida, tales como bebes o recién nacidos. Más aun, al combinar múltiples boquillas/chorros con un solo conducto, un diámetro exterior de las boquillas puede reducirse, como puede reducirse el tamaño total del dispositivo. Dado que durante la operación normal las boquillas múltiples generan cada una chorros de baja inercia, el sonido audible producido por el dispositivo nCPAP de la presente invención es reducido en comparación con generadores nCPAP convencionales de flujo variable, que utilizan una sola boquilla, y por lo tanto una mayor inercia de chorro. Aunque la presente invención se ha descrito en referencia a modalidades preferidas, los trabajadores que sean expertos en la materia reconocerán que los cambios pueden realizarse en forma y detalle sin apartarse del espíritu y alcance de la presente invención .