RU2538240C2 - Устройство и способ управления смешиванием газов - Google Patents

Устройство и способ управления смешиванием газов Download PDF

Info

Publication number
RU2538240C2
RU2538240C2 RU2011142797/14A RU2011142797A RU2538240C2 RU 2538240 C2 RU2538240 C2 RU 2538240C2 RU 2011142797/14 A RU2011142797/14 A RU 2011142797/14A RU 2011142797 A RU2011142797 A RU 2011142797A RU 2538240 C2 RU2538240 C2 RU 2538240C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
gas
oxygen
line
fan
during
Prior art date
Application number
RU2011142797/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011142797A (ru
Inventor
Самир АХМАД
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2011142797A publication Critical patent/RU2011142797A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2538240C2 publication Critical patent/RU2538240C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A61M16/022—Control means therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/12—Preparation of respiratory gases or vapours by mixing different gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0066—Blowers or centrifugal pumps
    • A61M16/0069—Blowers or centrifugal pumps the speed thereof being controlled by respiratory parameters, e.g. by inhalation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/105—Filters
    • A61M16/106—Filters in a path
    • A61M16/107—Filters in a path in the inspiratory path
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A61M2016/003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter
    • A61M2016/0033—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical
    • A61M2016/0039—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure with a flowmeter electrical in the inspiratory circuit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/1005—Preparation of respiratory gases or vapours with O2 features or with parameter measurement
    • A61M2016/102—Measuring a parameter of the content of the delivered gas
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/1005—Preparation of respiratory gases or vapours with O2 features or with parameter measurement
    • A61M2016/102—Measuring a parameter of the content of the delivered gas
    • A61M2016/1025—Measuring a parameter of the content of the delivered gas the O2 concentration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/02—Gases
    • A61M2202/0208—Oxygen

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Respiratory Apparatuses And Protective Means (AREA)
  • Control Of Positive-Displacement Air Blowers (AREA)
  • Structures Of Non-Positive Displacement Pumps (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицинской технике. Вентилятор для подачи газа под давлением в дыхательные пути пациента содержит первую магистраль для подачи первого газа и вторую магистраль для подачи второго газа, причем второй газ смешан с первым газом для образования смешанного газа, имеющего заданный процент содержания второго газа. Трубопровод служит для подачи смешанного газа из первой и второй магистралей во входное отверстие во время фазы вдоха и для подачи выпускаемого газа из входного отверстия в первую магистраль во время фазы выдоха. Регулятор предназначен для задержки подачи второго газа из второй магистрали на время задержки для поддержания заданного процента содержания второго газа в смешанном газе, подаваемом во входное отверстие во время последующей фазы вдоха. Регулятор выполнен с возможностью определения времени задержки, основываясь на объеме выпускаемого газа, поступающего в первую магистраль во время фазы выдоха. Раскрыт альтернативный вариант выполнения вентилятора, включающий средства принудительной подачи смешенного газа. Технический результат состоит в исключении кислородного загрязнения воздушных магистралей простым образом. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 3 ил.

Description

Уровень техники и сущность изобретения
Вентилятор обеспечивает подачу потока газа под давлением, такого как воздух и/или смесь воздуха и добавочного (дополнительного) кислорода, в дыхательные пути пациента, чтобы помочь дыханию или заменить дыхание пациента. Вентилятор функционирует циклически, так что газ подается пациенту во время фазы вдоха (соответствующей вдоху) и поступает от пациента во время последующей фазы выдоха (соответствующей выдоху). Чтобы обеспечить смесь воздуха и добавочного кислорода, например, в вентилятор поступает воздух через воздушную магистраль и чистый кислород через отдельную кислородную магистраль и, таким образом, вентилятор управляет соответствующими уровнями каждого газа для получения желаемой смеси, подаваемой пациенту во время фазы вдоха.
В целом, пациент взаимодействует с вентилятором через трубопроводы или "колена", по которым пропускается поток газа. В однопатрубковом вентиляторе предусмотрен единый трубопровод для фаз вдоха и выдоха, что означает, что пациенту поступает газ (под давлением) из вентилятора во время вдоха и газ выпускается в направлении вентилятора во время выдоха через один и тот же трубопровод. Как правило, выпускаемый газ направляется по воздушной магистрали вентилятора. Когда поток вдыхаемого газа содержит, например, смесь воздуха и кислорода, поток выдыхаемого газа обязательно содержит, по меньшей мере, часть добавочного кислорода, приводя в результате к "кислородному загрязнению" воздушной магистрали. Поэтому во время последующего цикла вдыхания потока газа, газ из воздушной магистрали содержит более высокую концентрацию кислорода, чем чистый воздух. Когда газ из воздушной магистрали смешивается с дополнительным кислородом из кислородной магистрали, смешанный газ, подаваемый пациенту, имеет более высокую, чем желаемая, концентрацию кислорода.
Напротив, двухпатрубковый вентилятор позволяет избежать кислородного загрязнения воздушной магистрали, обеспечивая раздельные трубопроводы для потоков вдыхаемого и выдыхаемого газа. То есть пациент получает газ (под давлением) из вентилятора через первый патрубок во время вдоха и выпускает газ в вентилятор (или за пределы вентилятора) через отдельный второй патрубок во время выдоха. Однако введение и обслуживание двух отдельных трубопроводов увеличивают сложность и стоимость вентилятора. Например, для правильного функционирования должен быть введен клапан, чтобы направлять потоки вдыхаемого и выдыхаемого газа в соответствующие трубопроводы.
В одном аспекте изобретения вентилятор содержит первую и вторую магистраль, трубопровод и регулятор. Первая магистраль выполнена с возможностью подачи первого газа, и вторая магистраль выполнена с возможностью подачи второго газа, причем второй газ смешан с первым газом для образования смешанного газа, имеющего заданный процент содержания второго газа. Трубопровод выполнен с возможностью подачи смешанного газа из первой и второй магистралей во входное отверстие во время фазы вдоха и подачи выпускаемого газа из входного отверстия в первую магистраль во время фазы выдоха. Регулятор выполнен с возможностью задержки подачи второго газа из второй магистрали на время задержки, чтобы поддерживать заданный процент содержания второго газа в смешанном газе, подаваемом во входное отверстие во время последующего этапа вдоха.
В другом аспекте изобретения вентилятор содержит воздушную и кислородную магистрали, нагнетатель, трубопровод и регулятор. Воздушная магистраль выполнена с возможностью подачи воздуха в смесительный узел. Кислородная магистраль выполнена с возможностью подачи кислорода в смесительный узел, причем кислород смешан с воздухом для получения смешанного газа, имеющего заданный процент содержания кислорода. Нагнетатель выполнен с возможностью повышения давления смешанного газа во время фазы вдоха. Трубопровод выполнен с возможностью подачи смешанного газа под давлением из нагнетателя во входное отверстие во время фазы вдоха и подачи выпускаемого газа из входного отверстия в воздушную магистраль во время фазы выдоха. Регулятор выполнен с возможностью задержки подачи кислородного газа из кислородной магистрали на время задержки, чтобы поддерживать заданный процент содержания кислорода в смешанном газе во время последующей фазы вдоха.
В другом аспекте изобретения обеспечивается способ управления содержанием смешанного газа, подаваемого пациенту однопатрубковым вентилятором во время фазы вдоха, причем смешанный газ содержит заданное количество добавочного кислорода, смешанного с воздухом. Способ содержит этапы, на которых измеряют расход выпускаемого газа через магистраль во время фазы выдоха, причем выпускаемый газ содержит, по меньшей мере, часть добавочного кислорода смешанного газа; вычисляют объем выпускаемого газа, основываясь на измеренном расходе; определяют время задержки, основываясь на вычисленном объеме; и останавливают подачу потока кислорода из кислородной магистрали, отдельной от воздушной магистрали, на определенное время задержки, чтобы скомпенсировать часть добавочного кислорода в выпущенном газе во время последующей фазы вдоха.
Краткое описание чертежей
Фиг.1 - функциональная блок-схема однопатрубкового механического вентилятора, соответствующего представляемому варианту осуществления.
Фиг.2 - график расходов воздуха и кислорода, соответствующий представляемому варианту осуществления.
Фиг.3 - блок-схема последовательности выполнения процесса управления смешиванием газов, соответствующего представляемому варианту осуществления.
Подробное описание
В приведенном ниже подробном описании, для целей объяснения, но не для ограничения, изложены примеры вариантов осуществления, раскрывающих конкретные подробности, чтобы обеспечить всестороннее понимание варианта осуществления в соответствии с настоящим описанием. Однако любому специалисту в данной области техники, который понял преимущество настоящего раскрытия, должно быть понятно, что и другие варианты осуществления, соответствующие настоящему описанию, которые отступают от конкретных подробностей, раскрытых здесь, остаются в пределах объема приложенной формулы изобретения. Кроме того, описания известных устройств и способов могут быть опущены, чтобы не затруднять понимание описания примеров вариантов осуществления. Такие способы и устройства явно находятся в пределах объема настоящего описания.
В различных вариантах осуществления однопатрубковый механический вентилятор управляет количеством добавочного кислорода, смешанного с окружающим воздухом, подаваемым пациенту. Вслед за циклом фаз вдоха и выдоха вентилятора количество кислорода в последующей фазе вдоха управляется посредством задержки потока кислорода на заданный промежуток времени, чтобы скомпенсировать избыточный кислород в воздушной магистрали (то есть кислородное загрязнение), поступающий в результате фазы выдоха предыдущего цикла.
На фиг.1 представлена функциональная блок-схема однопатрубкового вентилятора 100, соответствующего представляемому варианту осуществления. Для целей объяснения: процесс управления смешиванием газов направлен на смешивание воздуха и кислорода в системе вентилятора (например, как она осуществлена вентилятором 100) для оказания помощи при дыхании пациента или его замене, хотя подразумевается, что процесс управления смешиванием газов может быть направлен на смешивание других газов в вентиляторе или других системах, не отступая от объема настоящего описания.
Со ссылкой на фиг.1 вентилятор 100 содержит воздушную магистраль 120 и кислородную магистраль 140, которые соответственно подают окружающий воздух и кислород. Воздух и кислород смешиваются в смесительном узле 160 и подаются на вход нагнетателя 162. Количество кислорода, которое должно смешиваться с воздухом, определяется, основываясь на желаемом проценте содержания или концентрации кислорода в смешанном газе, известном как фракция кислорода во вдыхаемом газе (FiO2). Вентилятор 100 позволяет превысить процент содержания кислорода в смешанном газе свыше 21 процента (до 100 процентов) в зависимости от установленного значения FiO2. Процент содержания кислорода в смешанном газе управляется путем регулирования количества кислорода, подаваемого по кислородной магистрали 140, например, под действием регулятора 180, обсуждаемого ниже.
В показанном варианте осуществления воздушная магистраль 120 содержит отверстие 122 для впуска воздуха, фильтр 124 отверстия для впуска воздуха, датчик 126 расхода воздуха и обходной элемент 128. Во время фазы вдоха (указана стрелками 1a, 1b и 1c на фиг.1), отверстие 122 для впуска воздуха засасывает окружающий воздух, который фильтруется фильтром 124 отверстия для впуска воздуха. Воздух засасывается в отверстие 122 для впуска воздуха за счет работы нагнетателя 162, который создает перепад давлений во время фазы вдоха. В альтернативных вариантах осуществления отверстие 122 для впуска воздуха может содержать насос или другие средства для независимого засасывания окружающего воздуха в воздушную магистраль 120. Часть воздуха ответвляется, чтобы пройти через датчик 126 расхода воздуха, который измеряет расход воздуха, проходящего через воздушную магистраль 120. Оставшаяся часть воздуха проходит через обходной элемент 128. В показанном варианте осуществления датчик 126 расхода воздуха определяет расход ответвленной части воздуха, который можно затем экстраполировать для определения расхода общего количества воздуха в воздушной магистрали 120, минимизируя, таким образом, нарушение воздушного потока. Конечно, другие варианты осуществления могут содержать любые другие типы датчиков расхода, не отступая от объема настоящего описания. Значение измеренного расхода может быть предоставлено датчиком 126 расхода воздуха регулятору 180, который может определить объем воздуха, основываясь на измеренном расходе воздуха. Альтернативно датчик 126 расхода воздуха может определять объем воздуха.
Кислородная магистраль 140 содержит отверстие 142 для впуска кислорода, фильтр 144 отверстия для впуска кислорода, клапан 145, датчик 146 расхода кислорода и обходной элемент 148. Отверстие 142 для впуска кислорода может быть отверстием для впуска кислорода под высоким давлением, например для поступающего чистого кислорода из кислородного баллона под давлением, настенной системы подачи кислорода и т. п. Кислород может фильтроваться фильтром 144 отверстия для впуска кислорода во время фазы вдоха, хотя фильтр 144 отверстия для впуска кислорода в разных вариантах осуществления может отсутствовать. Клапан 145 переменно ограничивает количество кислорода, разрешенное для прохождения через кислородную магистраль 140, например, под управлением регулятора 180. Клапан 145 может быть, например, пропорциональным электромагнитным клапаном. Переменное ограничение потока кислорода через кислородную магистраль 140 регулирует количество кислорода, которое должно смешиваться с воздухом из воздушной магистрали 120 в смесительном узле 160, определяя, таким образом, соотношение кислорода в смешанном газе (например, отношение воздуха и добавочного кислорода).
После прохождения через клапан 145 часть кислорода ответвляется, чтобы пройти через датчик 146 расхода кислорода, который измеряет расход и/или объем кислорода в кислородной магистрали 140. Оставшаяся часть кислорода проходит через обходной элемент 148. Как обсуждалось выше в отношении датчика 126 расхода воздуха, в показанном варианте осуществления датчик 146 расхода кислорода определяет расход кислорода в ответвленной части, который может затем экстраполироваться, чтобы определить общий расход кислорода в кислородной магистрали 140, минимизируя, таким образом, нарушение кислородного потока. Конечно, другие варианты осуществления могут содержать любые другие типы датчиков расхода кислорода, не отступая от объема настоящего описания. Измеренное значение расхода кислорода, измеренное датчиком 146 расхода воздуха, может быть передано регулятору 180.
На нагнетатель 162 поступает смешанный газ из смесительного узла 160 и с его выхода переменно управляемый смешанный газ под давлением подается во входное отверстие 164 во время фазы вдоха. Например, нагнетатель 162 может управлять давлением в пределах некоторого диапазона. Пациент вдыхает и вдыхает смешанный газ через единственный трубопровод, содержащий систему 166 труб. Система 166 труб имеет дистальный конец, прикрепленный к дыхательной маске (не показана) или прикрепленный к эндотрахеальной трубке или трубке трахеостомии (не показана), вставляемой, например, в дыхательные пути пациента. В различных вариантах осуществления поток смешанного газа и/или скорость нагнетателя могут управляться в дополнение или вместо управления давлением.
Давление контролируется датчиком 163 давления машины, который может подавать определенное давление на регулятор 180 и/или на нагнетатель 162, так чтобы обеспечить регулирование нагнетателя 162 для поддержания желаемого давления. Аналогично, в случае, когда регулятор 180 или оператор определяет, что должно быть реализовано другое давление, регулятор 180 регулирует нагнетатель 162, пока датчик 163 давления машины не укажет, что желаемое давление достигнуто. В различных вариантах осуществления датчик давления может дополнительно или альтернативно быть расположен в дыхательной маске или в другом месте соединения с пациентом.
Во время фазы выдоха (указана стрелкой 2 на фиг.1), положительный поток через воздушную магистраль 120 и через кислородную магистраль прекращается, позволяя пациенту делать выдох через систему 166 труб и входное отверстие 164. Выдыхаемый или выпускаемый газ проходит через нагнетатель 162 (который может повышать давление выпускаемого газа до давления выпускаемого газа) и, по меньшей мере, через часть воздушной магистрали 120. Во время фазы выдоха часть выпускаемого газа может выходить из вентилятора 100, например, через отверстие 122 для впуска воздуха или другое отверстие (не показано). Однако весь выпускаемый газ или его часть будут оставаться в воздушной магистрали 120, например, когда начинается последующая фаза вдоха (указана стрелками 1a, 1b и 1c на фиг.1). Когда это происходит, выпускаемый газ, остающийся в воздушной магистрали 120 от предыдущего цикла, содержит более высокую концентрацию кислорода (например, от предыдущей фазы вдоха), приводя в результате к "кислородному загрязнению". То есть, когда выпускаемый газ в воздушной магистрали 120, который содержит более высокую концентрацию кислорода, смешивается с кислородом из кислородной магистрали 140 во время последующей фазы вдоха в смесительном узле 160, результирующий смешанный газ, подаваемый пациенту, будет иметь более высокое, чем желаемое, содержание кислорода.
Чтобы компенсировать более высокую концентрацию кислорода регулятор 180 создает задержку в кислородной магистрали 140 на некоторый период времени после окончания фазы выдоха, прежде чем подавать дополнительный кислород в смесительный узел 160, например, в соответствии с последующей фазой вдоха. Это эффективно вымывает дополнительный кислород, который в противном случае содержался бы в смешанном газе, подаваемом в нагнетатель 162.
В варианте осуществления количество добавочного кислорода в выпущенном воздухе может быть оценено путем измерения обратного воздушного потока через датчик 126 расхода во время фазы выдоха. Регулятор 280 принимает измеренный расход выпускаемого газа и вычисляет объем выпускаемого газа, присутствующего (например, временно хранящегося) внутри воздушной магистрали 120. Регулятор 280 может затем сравнить вычисленный объем выпускаемого газа с заданным порогом.
Всякий раз, когда вычисленный объем выпускаемого газа превышает порог, регулятор 280 уменьшает расход кислорода из кислородной магистрали 140 на предварительно определенный объем (который может быть тем же самым, что и порог), например, задерживая поток кислорода в последующей фазе вдоха, как обсуждалось выше, на время, требующееся для прохождения заранее определенного объема. Всякий раз, когда вычисленный объем выпускаемого газа не превышает порог, регулятор 280 снижает расход кислорода из кислородной магистрали 140 на величину, соответствующую вычисленному объему. Например, для целей объяснения можно предположить, что заданный порог составляет 200 мл. Таким образом, если вычисленный объем выпускаемого газа составляет, например, 500 мл, регулятор 280 может снизить расход кислорода из кислородной магистрали 140 на 200 мл (например, задерживая выход кислорода из кислородной магистрали 140 на период времени, соответствующий подаче 200 мл кислорода). Однако если вычисленный объем выпускаемого газа составляет, например, 100 мл, регулятор 280 может снизить расход кислорода из кислородной магистрали 140 на 100 мл.
Подразумевается, что объем, на который уменьшается расход кислорода и/или время, на которое задерживается поток кислорода, могут определяться разными средствами, не отступая от объема настоящего описания. Например, в варианте осуществления регулятор 180 может выполнять алгоритм, связывающий вычисленный объем выпускаемого газа с конкретным количеством добавочного кислорода (например, при условии, что содержание кислорода в выпущенном газе не уменьшилось) и с соответствующим уменьшением объема и/или запаздыванием относительно потока кислорода в последующей фазе вдоха. В другом варианте осуществления воздушная магистраль 120 может содержать датчик (не показан), выполненный с возможностью определения фактического процента содержания кислорода в выпущенном газе. Регулятор 180 может затем использовать определенный процент содержания кислорода для вычисления точной разности между определенным процентом и желаемым процентом содержания кислорода и основывать соответствующее снижение объема и/или запаздывание относительно потока кислорода в последующей фазе вдоха на вычисленной разности.
Как должно быть понятно специалистам в данной области техники, одна или больше различных "частей", показанных на фиг.1, в частности содержащих регулятор 180, могут быть физически реализованы, используя программно управляемый микропроцессор, аппаратно реализуемые логические схемы или их комбинацию. Кроме того, хотя для целей объяснения части на фиг.1 функционально разделены, они могут по-разному объединяться в разных физических реализациях.
Например, регулятор 180 может быть реализован в виде микропроцессора, выполненного с возможностью исполнения одного или более алгоритмов программного обеспечения, в том числе процесса управления смешиванием газов описанных здесь вариантов осуществления, в сочетании с запоминающим устройством (не показано), чтобы обеспечить функциональность вентилятора 100. То есть регулятор 180 может содержать энергонезависимое запоминающее устройство для хранения исполняемых программ программного обеспечения, которые позволяют ему выполнять различные функции вентилятора 100 и обсуждаемый здесь процесс управления смешиванием газа.
На фиг.2 представлен график расхода воздуха и кислорода, соответствующий представляемому варианту осуществления. График содержит линию 220, указывающую расход воздуха, и линию 240 (помеченную с помощью "x"), указывающую расход кислорода, для двух последовательных циклов вдоха/выдоха потока газа, например, как они наблюдаются на соответствующих датчиках 126 и 146 расхода. По вертикальной оси указывается расход газа от -60 литров в минуту (л/мин) до +60 л/мин с приращениями по 10 л/мин, а по горизонтальной оси указывается время от 5 секунд до 15 секунд с приращением по 1 секунде.
Со ссылкой на фиг.2, в области А показан активный вдох в первой фазе вдоха, во время которой пациент вдыхает смешанный газ. Линия 220 для подачи воздуха и линия 240 для подачи кислорода показывают положительный поток.
В области B показан активный выдох в первой фазе выдоха, во время которой пациент выдыхает выпускаемый газ (который, как предполагается, имеет ту же самую смесь воздуха и кислорода, что и вдыхаемый смешанный газ). Линия 220 для подачи воздуха показывает отрицательный поток, так как выпускаемый газ направляется через воздушную магистраль 120, и, таким образом, только датчик 126 расхода обнаруживает отрицательный поток. Тем временем линия 240 для подачи кислорода идет к нулю, указывая, что в области В подача кислорода через кислородную магистраль 140 отключена, например, посредством управления клапаном 145.
Области C и D изображают положительный поток, чтобы, например, скомпенсировать утечки и управлять установкой давления. Пациент еще не начал физический вдох последующей фазы вдоха (что указано областью E). В области C линия 220 воздушного потока указывает относительно небольшой приточный поток, так как нагнетатель 162 функционирует, чтобы создать перепад давлений после окончания отрицательного потока первой фазы выдоха. Однако линия 240 подачи кислорода остается на нуле, указывая, что подача кислорода через кислородную магистраль 140 все еще отключена. Период времени, охваченный областью C, соответствует времени, на которое поток кислорода должен быть задержан, чтобы воздух, загрязненный кислородом, из первой фазы выдоха (область B) покинул воздушную магистраль 120. Как обсуждалось выше, продолжительность периода времени может определяться регулятором 180, основываясь на объеме выпускаемого газа, определенном датчиком 126 расхода воздуха во время первой фазы выдоха. В показанном примере линия 220 воздушного потока имеет небольшой пик в области C, чтобы компенсировать отсутствие потока кислорода. В области D поток кислорода из кислородной магистрали 140 начинается снова для наступающего входа, как указано наложенными друг на друга линией 220 воздушного потока и линией 240 потока кислорода. Представленный на чертеже вариант осуществления показывает интервал времени, в течение которого поток кислорода отключен (область C), как часть фазы выдоха, хотя подразумевается, что в других вариантах осуществления поток кислорода может быть отключен во время части последующей фазы вдоха и/или между соседствующими фазами вдоха и выдоха, не отступая от объема настоящего описания.
В области E показан активный вдох во второй фазе вдоха, во время которого пациент снова вдыхает смешанный газ, имеющий должную концентрацию кислорода. Как линия 220 воздушного потока, так и линия 240 потока кислорода указывают поток нагнетания. Цикл повторяется вместе с процессом дыхания пациента.
На фиг.3 представлена блок-схема последовательности выполнения операций процесса управления смешиванием газа, соответствующая представленному варианту осуществления, который будет обсуждаться со ссылкой на фиг.1 и 2. Все операции на фиг.3 или их часть могут выполняться, например, посредством регулятора 180 или под его управлением.
На этапе S310 различные элементы вентилятора 100 формируются, основываясь на желаемом FiO2 смешанного газа, который будет подаваться пациенту во входном отверстии 164. Например, клапан 145 может регулироваться для получения необходимого расхода кислорода через кислородную магистраль 140, то есть когда смешивается с воздухом из воздушной магистрали 120 в смесительном узле 160, и обеспечивает желаемое соотношение кислорода в смешанном газе. Используя конфигурацию, созданную на этапе S310, фаза вдоха выполняется на этапе S312, чтобы подать смешанный газ (имеющий желаемый FiO2) пациенту для вдоха через входное отверстие 164.
На этапе S314 выполняется фаза выдоха, во время которой пациент выдыхает выпускаемый газ. Выпускаемый газ проходит в воздушную магистраль 120, причем расход выпускаемого газа измеряется датчиком 126 расхода воздуха и результат измерения на этапе S316 подается на регулятор 180. Регулятор 180 вычисляет объем выпускаемого газа, основываясь, например, на измеренном расходе воздуха на этапе S318.
На этапе S320 регулятор определяет время задержки, на которое должен быть задержан поток кислорода из кислородной магистрали 140 во время следующей фазы вдоха. Как обсуждалось выше, время задержки может быть определено, используя любой из множества различных способов, в том числе, например, сравнивая вычисленный объем с порогом и задерживая поток кислорода на заданное время всякий раз, когда вычисленный объем превышает порог. На этапе S322 поток кислорода останавливается на время задержки, например, с помощью временного отключения потока кислорода с помощью клапана 145 перед вдохом пациентом во время следующей фазы вдоха. Благодаря циклической работе вентилятора 100 этапы S312-S322 могут затем быть повторены. Конечно, любые изменения в желаемом FiO2 могут потребовать изменения конфигурации элементов вентилятора 100, как указано на этапе S310.
Хотя здесь раскрыты предпочтительные варианты осуществления, возможно множество вариаций, которые остаются в пределах концепции и объема изобретения. Такие вариации могут становиться ясны любому специалисту в данной области техники после изучения приведенных здесь описания, чертежей и формулы изобретения. Изобретение поэтому не должно ограничиваться ничем, кроме как сущностью и объемом прилагаемой формулы изобретения.

Claims (15)

1. Вентилятор (100) для подачи газа под давлением в дыхательные пути пациента, содержащий:
первую магистраль (120) для подачи первого газа;
вторую магистраль (140) для подачи второго газа, причем второй газ смешан с первым газом для образования смешанного газа, имеющего заданный процент содержания второго газа;
трубопровод (166) для подачи смешанного газа из первой и второй магистралей во входное отверстие (164) во время фазы вдоха и для подачи выпускаемого газа из входного отверстия в первую магистраль во время фазы выдоха; и
регулятор (180) для задержки подачи второго газа из второй магистрали на время задержки для поддержания заданного процента содержания второго газа в смешанном газе, подаваемом во входное отверстие во время последующей фазы вдоха, причем регулятор выполнен с возможностью определения времени задержки, основываясь на объеме выпускаемого газа, поступающего в первую магистраль во время фазы выдоха.
2. Вентилятор (100) по п.1, в котором первый газ содержит воздух и второй газ содержит кислород.
3. Вентилятор (100) по п.1, дополнительно содержащий:
нагнетатель (162) для повышения давления смешанного газа во время фазы вдоха и для повышения давления выпускаемого газа во время фазы выдоха.
4. Вентилятор (100) по п 1, в котором первая магистраль (120) содержит первый датчик (126) расхода, причем первый датчик расхода выполнен с возможностью определения расхода выпускаемого газа, поступающего в первую магистраль во время фазы выдоха.
5. Вентилятор (100) по п.4, в котором регулятор (180) выполнен с возможностью определения объема выпускаемого газа, поступающего в первую магистраль (120) во время фазы выдоха, основываясь на определенном расходе выпускаемого газа.
6. Вентилятор (100) по п.5, в котором регулятор (180) выполнен с возможностью определения времени задержки путем сравнения определенного объема выпускаемого газа с заданным порогом.
7. Вентилятор (100) по п.6, в котором регулятор (180) выполнен с возможностью установки времени задержки, равного заданному периоду времени, когда определенный объем выпускаемого газа превышает заданный порог.
8. Вентилятор (100) по п.6, в котором регулятор (180) выполнен с возможностью установки времени задержки, равного периоду времени, соответствующему определенному объему выпускаемого газа, когда определенный объем выпускаемого газа не превышает заданный порог.
9. Вентилятор (100) по п.5, в котором вторая магистраль (140) содержит клапан (145) для регулирования подачи второго газа под управлением регулятора (180).
10. Вентилятор (100) по п.9, в котором регулятор (180) выполнен с возможностью управления клапаном (145) для остановки подачи второго газа на время задержки.
11. Вентилятор (100) по п.10, в котором клапан (145) содержит пропорциональный электромагнитный клапан.
12. Вентилятор (100) для подачи газа под давлением в дыхательные пути пациента, содержащий:
воздушную магистраль (120) для подачи воздуха в смесительный узел (160);
кислородную магистраль (140) для подачи кислорода в смесительный узел, причем кислород смешан с воздухом для получения смешанного газа, имеющего заданный процент содержания кислорода;
нагнетатель (162) для повышения давления смешанного газа во время фазы вдоха;
трубопровод (166) для подачи смешанного газа под давлением из нагнетателя во входное отверстие (164) во время фазы вдоха и для подачи выпускаемого газа из входного отверстия в воздушную магистраль во время фазы выдоха; и
регулятор (180) для задержки подачи газообразного кислорода из кислородной магистрали на время задержки, чтобы поддерживать заданный процент содержания кислорода в смешанном газе во время последующей фазы вдоха, причем регулятор выполнен с возможностью определения времени задержки, основываясь на объеме выпускаемого газа, поступающего в первую магистраль во время фазы выдоха.
13. Вентилятор (100) по п.12, в котором кислородная магистраль (140) содержит клапан (145) и в котором регулятор (180) выполнен с возможностью управления клапаном, чтобы останавливать подачу кислорода на время задержки, причем клапан содержит пропорциональный электромагнитный клапан.
14. Вентилятор (100) по п.12, в котором воздушная магистраль (120) содержит датчик (126) расхода воздуха для определения расхода выпускаемого газа, поступающего в воздушную магистраль во время фазы выдоха, причем регулятор (180) выполнен с возможностью определения объема выпускаемого газа, поступающего в воздушную магистраль во время фазы выдоха, основываясь на определенном расходе выпускаемого газа, и регулятор выполнен с возможностью определения времени задержки, основываясь на определенном объеме выпускаемого газа.
15. Вентилятор (100) по п.12, в котором воздушная магистраль (120) содержит датчик (126) газа для определения процентного содержания кислорода в выпускаемом газе, поступающем в воздушную магистраль во время фазы выдоха, причем регулятор (180) дополнительно выполнен с возможностью определения времени задержки, основываясь на определенном процентном содержании кислорода в выпускаемом газе.
RU2011142797/14A 2009-03-23 2010-03-10 Устройство и способ управления смешиванием газов RU2538240C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16245309P 2009-03-23 2009-03-23
US61/162,453 2009-03-23
PCT/IB2010/051044 WO2010109364A1 (en) 2009-03-23 2010-03-10 Gas mixing control apparatus and method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011142797A RU2011142797A (ru) 2013-04-27
RU2538240C2 true RU2538240C2 (ru) 2015-01-10

Family

ID=42174402

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011142797/14A RU2538240C2 (ru) 2009-03-23 2010-03-10 Устройство и способ управления смешиванием газов

Country Status (6)

Country Link
US (1) US10238823B2 (ru)
EP (1) EP2411078B1 (ru)
JP (1) JP5771182B2 (ru)
CN (1) CN102361661B (ru)
RU (1) RU2538240C2 (ru)
WO (1) WO2010109364A1 (ru)

Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109646773B (zh) * 2009-08-11 2021-10-29 瑞思迈发动机及马达技术股份有限公司 单级轴对称鼓风机和便携式通风机
EP2425869A1 (de) * 2010-09-07 2012-03-07 Imt Ag Beatmungsgerät und/oder Anästhesiegerät
CN103826685A (zh) * 2011-04-13 2014-05-28 迈克尔·科林 输气方法及装置
JP2013059384A (ja) * 2011-09-12 2013-04-04 Metoran:Kk 気体混合装置およびシステム
JP5320604B2 (ja) * 2011-09-12 2013-10-23 株式会社メトラン 気体供給ユニットおよび気体混合装置
US9649459B2 (en) * 2011-09-26 2017-05-16 Resmed Paris Sas Ventilator apparatus and method
CA3120092A1 (en) 2012-04-05 2013-10-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory assistance apparatus
WO2013168036A1 (en) 2012-05-11 2013-11-14 Koninklijke Philips N.V. Systems and methods to determine the fraction of inhaled oxygen during ventilation.
WO2015101927A1 (en) * 2014-01-06 2015-07-09 Koninklijke Philips N.V. Measuring flow in a respiratory therapy device
CN115554543A (zh) 2014-05-27 2023-01-03 费雪派克医疗保健有限公司 用于医疗装置的气体混合和测量
DE102014109394A1 (de) * 2014-07-04 2016-01-07 Ms Westfalia Gmbh Beatmungsvorrichtung
US20160023770A1 (en) * 2014-07-25 2016-01-28 Nathan Thompson Air heating apparatus useful for heating an aircraft interior
US10315002B2 (en) 2015-03-24 2019-06-11 Ventec Life Systems, Inc. Ventilator with integrated oxygen production
US11247015B2 (en) 2015-03-24 2022-02-15 Ventec Life Systems, Inc. Ventilator with integrated oxygen production
US20160287824A1 (en) * 2015-04-03 2016-10-06 Invent Medical Corporation Ventilator
CN107787238B (zh) * 2015-06-25 2020-08-07 马奎特紧急护理公司 在对患者进行机械通气期间的增氧
WO2017045624A1 (en) * 2015-09-16 2017-03-23 12th Man Technologies, Inc. Closed loop air-oxygen blender with high and low pressure air inlet
EP3355976B1 (en) 2015-09-29 2021-09-22 Koninklijke Philips N.V. Non-therapeutic method of pressure and gas mix control for non-invasive ventilation, and ventilator for non-invasive ventilation
CN114796782A (zh) 2015-12-02 2022-07-29 费雪派克医疗保健有限公司 流量治疗设备的流动路径感测
US10525222B2 (en) 2016-01-28 2020-01-07 Invent Medical Corporation System and method for preventing cross-contamination in flow generation systems
CN105748069B (zh) * 2016-04-21 2018-10-23 罗远明 一种中枢性睡眠呼吸暂停二氧化碳吸入治疗装置
US10773049B2 (en) 2016-06-21 2020-09-15 Ventec Life Systems, Inc. Cough-assist systems with humidifier bypass
EP3400984A1 (en) * 2017-05-08 2018-11-14 Philippe Goutorbe Systems and methods for automatically adjusting a determined supply of fio2 generated from a cpap, niv or other ventilator system
CN112218674A (zh) 2018-05-13 2021-01-12 萨米尔·萨利赫·艾哈迈德 使用便携式氧气浓缩器的便携式医用呼吸机系统
JP7278383B2 (ja) 2018-12-31 2023-05-19 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 患者に酸素を送達するための方法及びシステム
DE102020001389A1 (de) * 2019-03-07 2020-09-10 Löwenstein Medical Technology S.A. Beatmungsgerät mit einer Mischkammer und Mischkammer für ein Beatmungsgerät
DE102020002278A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29 Löwenstein Medical Technology S.A. System zur Atemgasversorgung und Verfahren
CN114126698A (zh) * 2019-07-19 2022-03-01 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 医用通气方法及装置、呼吸机、计算机可读存储介质
US11135390B1 (en) * 2021-02-10 2021-10-05 Telesair, Inc. Method for dynamically controlling oxygen provider and portable device
US11517702B1 (en) 2022-01-05 2022-12-06 Telesair, Inc. Integrated oxygen supply device
US20230364374A1 (en) * 2022-05-13 2023-11-16 Telesair, Inc. Oxygen Supply Device With FiO2 Control

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2219892C1 (ru) * 2002-10-24 2003-12-27 Зао "Вниимп-Вита" Аппарат искусственной вентиляции легких

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5848591A (en) * 1996-07-05 1998-12-15 Dragerwerk Ag Respirator with oxygen enrichment
US7073501B2 (en) * 1999-02-04 2006-07-11 Univerity Technologies International Inc. Ventilatory stabilization technology
DE102004040740A1 (de) * 2004-08-21 2006-02-23 Viasys Healthcare Gmbh Gasreservoirbeutel, Verteilergehäuse, Beatmungsmaske sowie Beatmungsverfahren
US20070044799A1 (en) * 2005-07-08 2007-03-01 Hete Bernie F Modular oxygen regulator system and respiratory treatment system
EP1942969A1 (en) * 2005-09-13 2008-07-16 Automedx, Inc. Self-contained closed loop ventilator
US8006692B2 (en) * 2005-12-02 2011-08-30 Carefusion 2200, Inc. Gas blender with auxiliary mixed gas outlet
US9229630B2 (en) * 2006-04-03 2016-01-05 Respironics Oxytec, Inc User interface for a portable oxygen concentrator
WO2008052364A1 (en) * 2006-11-01 2008-05-08 Joseph Fisher Portable life support apparatus
MX2009013922A (es) * 2007-06-29 2010-04-09 Mermaid Care As Un dispositivo para mezclar gases para un sistema de manejo de las vias respiratorias.

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2219892C1 (ru) * 2002-10-24 2003-12-27 Зао "Вниимп-Вита" Аппарат искусственной вентиляции легких

Also Published As

Publication number Publication date
CN102361661A (zh) 2012-02-22
RU2011142797A (ru) 2013-04-27
US20120006326A1 (en) 2012-01-12
EP2411078A1 (en) 2012-02-01
US10238823B2 (en) 2019-03-26
WO2010109364A1 (en) 2010-09-30
EP2411078B1 (en) 2016-05-18
JP5771182B2 (ja) 2015-08-26
JP2012521252A (ja) 2012-09-13
CN102361661B (zh) 2015-09-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2538240C2 (ru) Устройство и способ управления смешиванием газов
JP7110251B2 (ja) 患者の呼吸回路の吸気肢部における呼吸ガス内に治療ガスを供給するシステムの作動方法
JP6431033B2 (ja) デュアル圧力センサ患者用換気装置
US10046129B2 (en) System and method for ventilating lungs
CN102355921B (zh) 用于提供气化麻醉剂的装置、集合体和方法
RU2506961C2 (ru) Система и способ подачи и совместного использования дыхательного газа
RU2567461C2 (ru) Автоматическая идентификация устройства интерфейса пациента в ситеме поддержания давления
JP2016529922A5 (ru)
CN108883245B (zh) 防止流生成系统中的交叉污染的系统和方法
JP2013536748A (ja) 人工呼吸器および／または麻酔器
RU2009113536A (ru) Обнаружение отклонений в системе искусственной вентиляции легких в режиме разговора
JP2000005311A (ja) 管系及び呼吸装置系の容量を決定する方法
TR201810240T4 (tr) Solunum cihazı.
JP2008544802A (ja) 補助ガスを周囲ガスに加えるためのマニホルドを備えた呼吸支援装置
CN102019019A (zh) 麻醉装置和用于运行麻醉装置的方法
US20110180063A1 (en) Compensation for unmeasurable inspiratory flow in a critical care ventilator
CN107096104A (zh) 一种氧疗仪及其鼻管道
US8915249B2 (en) Systems and methods for conserving oxygen in a breathing assistance device
US20150290417A1 (en) System and Method for High Concentration Nitric Oxide Delivery
CN104023780B (zh) 用于呼吸设备的汽化器装置
RU2663557C2 (ru) Способ и устройство для искусственной вентиляции легких
CN104014063B (zh) 无创一氧化氮自主呼吸供给系统
WO2016193649A1 (en) Respiratory therapy apparatus and system
CN110892486A (zh) 经由虚拟压力触发机制的通气机气体递送吸入
US20210008322A1 (en) Method for inhalation effect on the body, and apparatus for implementing same

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20190311