TW202402336A - 醫用氣體導管 - Google Patents

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基蘭 Ｊ 海切爾
安東尼 Ｊ 紐蘭
布萬 加爾格
里歐 Ｍ 羅傑
托馬斯 Ｊ 愛德華
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紐西蘭商費雪派克保健有限公司
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Abstract

一種用於輸送醫用氣體的導管包括長形管、圍繞長形管設置的護套、以及設置在長形管的相對端部處的一對連接器。長形管由透氣材料形成以緩解管腔內的冷凝物。在使用中，長形管的管腔內的水分子藉由吸收到透氣材料中、擴散通過透氣材料以及解析到環境空氣而消散。透氣材料可能傾向於在吸收水分子時膨脹和軟化。長形管的膨脹可以選擇性地受護套的約束。護套的約束可以緩解透氣材料的軟化。

Description

醫用氣體導管
本申請要求名稱為「呼吸導管（RESPIRATORY CONDUIT）」的美國臨時專利申請號63/329,205的優先權權益，該專利藉由引用以其整體併入本文。
本揭露關於用於輸送醫用氣體的導管。更特別地，儘管不是唯一地，本揭露關於一種用於呼吸輔助系統的呼吸回路或外科吹入系統的吹入回路中的導管，該導管包括對水分子可滲透的透氣材料。
先前技術說明
已表明，對於接受呼吸輔助的患者而言，當由呼吸輔助系統供應給患者的呼吸氣體的溫度和濕度模仿在健康肺部中自然發生的水平（通常為約37°C和100%的相對濕度）時，存在臨床益處。因此，呼吸氣體可以被加熱和加濕以改善患者舒適度和康復。
類似地，加熱和加濕由外科吹入系統供應給患者的腹腔或腹膜腔的吹入氣體（例如，在腹腔鏡手術中）存在臨床益處。吹入氣體可以從儲存在室溫（例如，在約19攝氏度與21攝氏度之間）下且相對濕度接近0%的氣體鋼瓶供應。加熱和加濕吹入氣體可以減少細胞損傷或乾燥，限制黏連的形成，或減少其他有害的影響。
在醫用氣體系統（例如，呼吸輔助系統或外科吹入系統）中，醫用氣體（分別為呼吸氣體或吹入氣體）可以通過導管輸送到患者和從患者輸送出去。導管具有管壁，該管壁限定用於使醫用氣體通過的管腔。管壁的外表面通常暴露於在導管外表面周圍的環境空氣中。環境空氣通常所處的溫度和濕度相對地低於管腔內加熱和加濕的醫用氣體流。在醫院環境中，例如，環境空氣的溫度和濕度中的一個或多個通常由醫院暖通空調（HVAC）系統調節以實現舒適度和空氣質量。在其他環境（比如，患者的家）中，環境空氣的溫度和濕度中的一個或多個可以進行調節或者不進行調節。環境空氣的溫度和濕度可以在一天和四季中廣泛地波動，特別是如果它們未進行調節。
醫用氣體與環境空氣之間的溫差引起加熱和加濕的醫用氣體在它們沿著導管的長度通過時進行冷卻。如果醫用氣體的溫度下降到露點以下，則醫用氣體流中的水蒸汽將凝結成液態小水滴。
冷凝物也可能在導管的上游和下游形成。例如，在呼吸輔助系統中，由呼氣導管輸送到通氣機或麻醉機的呼吸氣體的高濕度可能引起冷凝物形成在通氣機或麻醉機內。冷凝物可能積聚在通氣機或麻醉機內的過濾器中或流量感測器上。
冷凝物和其他液體可以從其他源（例如，霧化器、Y型件、導管安裝件、患者介面、患者等中的一個或多個）引流到導管中的一個或多個中。
在醫用氣體系統的導管或其他部件中積聚的冷凝物或其他液體可能引起各種問題，比如以下各者中的一者或多者： •   錯誤的感測器讀數； •   過濾器的飽和； •   警報（例如，聽覺的和視覺的）； •   對流量源或其部件（例如，流量感測器）的損壞； •   對定期引流的需要，這可能中斷手術或治療；以及 •   流動路徑的堵塞。
在第一方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹；以及圍繞長形管的至少一部分設置的護套，其中，該護套被配置為在使用中約束長形管的至少一部分由於透氣材料對水分子的吸收所致在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上的膨脹。
在第二方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分係波紋狀的並且包括：透氣材料和多個波紋，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹；以及護套，圍繞長形管的至少一部分設置並且被配置為在使用中約束長形管至少在長形管的縱向方向上的膨脹；其中，長形管被配置為使得該多個波紋的間距在使用中發生變化，這取決於透氣材料對水分子的吸收和護套對長形管的約束。
在第三方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹；以及圍繞長形管的至少一部分設置的護套，該護套的每個端部固定到長形管的對應端部，其中，該護套被配置為使得在使用中護套的長度和直徑隨著透氣材料由於水分子的吸收所致膨脹而彼此成反比關係變化。
在第四方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔；圍繞長形管的至少一部分設置的護套；以及一對連接器，用於將長形管氣動地聯接至呼吸系統的其他部件，該對連接器中的每一個連接器將護套的相應端部相對於長形管的對應端部固定，並且該對連接器中的至少第一連接器包括多個孔口，長形管和護套中的一個或多個通過該多個孔口而暴露。
在第五方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔；以及圍繞長形管的至少一部分設置的護套，其中，該護套被配置為在醫用氣體導管處於平衡狀態時至少部分地與長形管的最大外直徑間隔開。
在第六方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為在吸收水分子時膨脹；以及護套，圍繞長形管的至少一部分設置並且被配置為在使用中選擇性地約束長形管由於水分子的吸收所致的膨脹；其中，長形管和護套被配置為使得至少在某些條件下，醫用氣體導管的順應性取決於長形管與護套之間的物理相互作用。
在第七方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為在吸收水分子時膨脹；以及圍繞長形管的至少一部分鬆散地設置的護套；其中，長形管被配置為在使用中至少在某些條件下對護套施加環向應力。
在第八方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔；以及圍繞長形管的至少一部分設置的護套，該護套包括編織的管狀網，該編織的管狀網包括多個編織元件構成的雙軸編織物，該多個編織元件圍繞護套的圓周間隔開並圍繞長形管螺旋地延伸，並且該多個編織元件各自包括一對相鄰的長絲。
在第九方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約100%與250%之間、較佳的是約100%與180%之間、更較佳的是約110%與150%之間、又更較佳的是約120%與140%之間或約130%與145%之間、以及又更較佳的是約135%與145%之間、例如約138%或139%的水分子。
在第十方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約40%與80%之間、較佳的是約40%與60%之間、更較佳的是約45%與55%之間、以及又更較佳的是約48%與51%之間、例如約49%的水分子，並且醫用氣體導管不包括加熱絲。
在第十一方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：擠出的長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料；以及在長形管的相應端部處的一對連接器，用於將醫用氣體導管與醫用氣體系統的其他部件氣動地聯接，該對連接器中的至少一個包括：至少部分地插入於長形管的管腔內的第一連接器部件、以及包覆模制到第一連接器部件和長形管的第二連接器部件。
在第十二方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，每個熔點所處的溫度高於約197°C、較佳的是高於約202°C、更較佳的是高於約204°C、又更較佳的是高於約205°C、以及最較佳的是高於約206°C，例如處於或高於約207°C的溫度，其中，醫用氣體導管不包括加熱絲。
在第十三方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括三個熔點，其中，醫用氣體導管不包括加熱絲。
在第十四方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度大於約37°C、較佳的是大於約42°C、更較佳的是大於約44°C、更較佳的是大於約45°C、以及又更較佳的是大於約46°C，例如處於約47°C的溫度。
在第十五方面，一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹，其中，醫用氣體導管被配置為使得在使用中的至少一種受制約狀態下長形管在以下各者中的一者或多者中具有局部膨脹：入口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的患者介面最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；出口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的氣體源的氣體返回入口最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；以及在入口區域和出口區域的中間的中間區域，該中間區域包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度。
第九至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管可以包括圍繞長形管的至少一部分設置的護套。
第四、第五或第八方面中任一項所述之醫用氣體導管可以包括長形管，該長形管包括透氣材料。
以下技術特徵可適用於第一至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管。
醫用氣體導管可以是呼氣導管，醫用氣體系統可以是呼吸輔助系統，並且醫用氣體流可以是呼吸氣體流。或者，醫用氣體導管可以是吸氣導管，醫用氣體系統可以是呼吸輔助系統，並且醫用氣體流可以是呼吸氣體流。或者，醫用氣體導管可以是排放導管，醫用氣體系統可以是外科吹入系統，並且醫用氣體流可以是吹入氣體流。
在使用中，長形管和護套中的至少一個且較佳的是兩個的直徑和長度可以隨時間變化。
護套的長度和直徑可以被配置為在使用中隨著長形管由於水分子的吸收所致膨脹而成反比關係變化。
護套的長度與直徑梯度可以在約 -100與 -20之間、較佳的是在約 -50與 -20之間、更較佳的是在約 -40與 -35之間，並且最較佳的是為約 -37。或者，護套的長度與直徑梯度可以在約 -75與 -25之間、較佳的是在約 -60與 -40之間、更較佳的是在約 -55與 -45之間，並且最較佳的是為約 -52。
護套的長度與直徑梯度可以在約24 mm與32 mm的護套直徑之間係基本上線性的。
在孤立的情況下，護套可以被配置為符合外直徑的範圍在約23 mm與43 mm之間的棒。
護套可以包括多個開口，較佳的是四邊形開口，該多個開口被配置為在使用中隨著長形管由於透氣材料對水分子的吸收所致膨脹而經歷仿射變換。
護套可以被配置為當醫用氣體導管處於乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種且較佳的是兩種狀態時至少部分地與長形管間隔開。
長形管和護套可以被配置為使得在穿過醫用氣體導管的至少一個截面中，護套在使用中的乾燥狀態、平衡狀態和至少一種受制約狀態中的任何一種或多種狀態下從長形管的圓周的至少一部分向外間隔開。
長形管和護套可以被配置為使得長形管在使用中的至少一種受制約狀態下對護套施加環向應力。
長形管和護套可以被配置為使得在穿過醫用氣體導管的至少一個截面中，護套在使用中的至少一種受制約狀態下接觸長形管的整個圓周。
透氣材料可以是未發泡的。或者，透氣材料可以是發泡的。
透氣材料可以包括嵌段共聚物，較佳的是包括以下各者中的至少一者的嵌段共聚物：聚對苯二甲酸丁二醇酯的硬段；以及醚型巨乙二醇的軟段。
嵌段共聚物按質量、重量和體積中的一項或多項計可以包括至少約90%、較佳的是至少約92%、更較佳的是至少約95%、又更較佳的是至少約97%、例如約97%或約98.5%的透氣材料。
透氣材料可以包括一種或多種添加劑，例如以下各者中的一種或多種：發泡劑、著色劑、紫外線（UV）穩定劑、UV吸收劑和加工助劑。該一種或多種添加劑按質量、重量和體積中的一項或多項計可以包括最高約10%、較佳的是最高約8%、更較佳的是最高約5%、以及最較佳的是最高約3%、例如約3%或約2%的透氣材料。
長形管的至少一部分可以被配置為在浸沒試驗中吸進超過其自身乾質量的約33%、更較佳的是約33%與200%之間、又更較佳的是約100%與160%之間、又更較佳的是約120%與140%之間、以及最較佳的是約130%與135%之間、例如約133%的水分子。
長形管的至少一部分可以被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約45%與250%之間、較佳的是約65%與200%之間、更較佳的是約75%與175%之間、又更較佳的是約100%與160%之間、又更較佳的是約110%與150%之間、又更較佳的是約120%與140%之間、又更較佳的是約130%與140%之間、以及最較佳的是約133%與139%之間、例如約139%的水分子。
在浸沒試驗中，在孤立於護套的情況下，長形管的至少一部分可以被配置為在浸沒試驗中在徑向方向、縱向方向和壁厚中的一個或多個且較佳的是每一個上膨脹約20%與70%之間、較佳的是約25%與50%之間、以及更較佳的是約30%與50%之間，例如約32%。
在浸沒試驗中，在孤立於護套的情況下，長形管的至少一部分可以被配置為發生以下各情況中的一種或多種且較佳的是以下所有情況：在徑向方向上膨脹約37%與47%之間、較佳的是為約42%；在縱向方向上膨脹約32%與42%之間、較佳的是為約37%；和/或在壁厚上膨脹約29%與39%之間、較佳的是為約34%。
醫用氣體導管可以包括在醫用氣體導管的相對端部處的一對連接器，該對連接器被配置用於將長形管與醫用氣體系統的其他部件氣動地聯接，該對連接器中的至少一個包括第一連接器部件和第二連接器部件，其中，長形管和護套的對應端部固定在第一連接器部件與第二連接器部件之間。
第一連接器部件可以延伸到長形管的管腔中。
第二連接器部件可以包覆模制到第一連接器部件、長形管和護套中的一個或多個且較佳的是全部。
第二連接器部件可以包括多個孔口，較佳的是在兩個與六個之間的孔口，例如四個孔口，長形管和護套通過該多個孔口而暴露。
長形管的端部可以圍繞第一連接器部件的一部分基本上同心地設置；護套的端部可以圍繞長形管的端部基本上同心地設置；並且第二連接器部件可以圍繞護套的端部基本上同心地設置。
第一連接器部件和第二連接器部件中的至少一個可以至少部分地由聚碳酸酯、聚丙烯和聚乙烯中的一種或多種形成。
該對連接器中的至少一個可以被配置為防止或抑制長形管的固定在第一連接器部件與第二連接器部件之間的端部膨脹。
長形管和護套可以在該對連接器的中間不彼此固定。
導管可以被配置為使得長形管在使用中的至少一種受制約狀態下朝向該對連接器中的至少一個且較佳的是兩個逐漸變細。
導管可以被配置為使得護套在平衡狀態和受制約狀態中的至少一種且較佳的是兩種狀態下朝向該對連接器中的至少一個且較佳的是兩個逐漸變細。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中：在最初吸收水分子時，長形管被配置為相對不受護套的約束而膨脹；以及在進一步吸收水分子時，長形管被配置為相對受護套的約束而膨脹。
長形管可以被配置為在長期使用之後相對受護套的約束而膨脹。
護套可以被配置為：當長形管處於在使用中的平衡狀態時不約束長形管的膨脹；以及當長形管處於在使用中的至少一種受制約狀態時約束長形管的膨脹。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中：在最初吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向上相對不受護套的約束而膨脹；以及在進一步吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向上相對受護套的約束而進一步膨脹。
護套可以被配置為：當長形管處於平衡狀態時不約束長形管在徑向方向上的膨脹；以及當長形管處於在使用中的至少一種受制約狀態時約束長形管在徑向方向上的膨脹。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中：在最初吸收水分子時，長形管被配置為在縱向方向上相對不受護套的約束而膨脹；以及在進一步吸收水分子時，長形管被配置為在縱向方向上相對受護套的約束而膨脹。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中又進一步吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向上膨脹，並且護套被配置為引起醫用氣體導管在縱向方向上至少部分地收縮。
護套可以被配置為在平衡狀態下不約束長形管在縱向方向上的膨脹、以及在至少一種受制約狀態下約束長形管在縱向方向上的膨脹。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中：在最初吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向和縱向方向上自由地膨脹；以及在進一步吸收水分子時，長形管被配置為接合護套，並且進一步的膨脹在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上受約束。
護套可以被配置為在平衡狀態下允許長形管在徑向方向和縱向方向上自由地膨脹，並且被配置為在至少一種受制約狀態下約束長形管在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上的膨脹。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中：在最初吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向上自由地膨脹以接合護套的內表面；以及在進一步吸收水分子時，長形管被配置為在徑向方向上進一步膨脹，從而引起護套在徑向方向上膨脹並在縱向方向上收縮。
長形管和護套可以被配置為使得長形管在徑向方向上的膨脹引起長形管接合護套、以及引起護套在徑向方向上膨脹並在縱向方向上收縮。
長形管可以被配置為：在使用前具有第一長度；在最初吸收水分子時具有第二長度；以及在進一步吸收水分子時具有第三長度，其中，第二長度比第一長度和第三長度長。
長形管可以被配置為：在平衡狀態下具有第一長度；在至少一種受制約狀態下具有第二長度，在該至少一種受制約狀態下，長形管的徑向膨脹不受護套的約束；以及在至少一種其他受制約狀態下具有第三長度，在該至少一種其他受制約狀態下，長形管的徑向膨脹受護套的約束，其中，第二長度比第一長度和第三長度長。
第三長度可以在第一長度的約90%至110%以內，並且較佳的是約等於第一長度。
長形管可以包括多個波紋。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中該多個波紋中的每一個的輪廓隨著長形管由於水分子的吸收所致膨脹而發生變化。
該多個波紋可以各自部分地由一對側壁限定，並且長形管和護套可以被配置為使得在使用中該等側壁隨著長形管吸收水分子而重新定向，較佳的是朝向徑向方向重新定向。
該等側壁可以被配置為隨著長形管繼續吸收水分子而超越徑向方向重新定向。
醫用氣體導管可以被配置為使得：當長形管處於乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種狀態時，該多個波紋的間距沿著長形管的長度係基本上均勻的；以及當長形管處於至少一種受制約狀態時，該多個波紋的間距沿著長形管的長度而變化。
長形管可以包括在長形管的端部處的套管部分，其中，該套管部分係非波紋狀的。
護套可以包括管狀網，較佳的是編織的管狀網。
護套可以包括多個編織元件構成的雙軸編織物，每個編織元件圍繞長形管螺旋地延伸。
該多個編織元件可以各自包括兩根或三根長絲。
護套可以包括以下各者中的至少一者：約75個與125個之間的編織元件、較佳的是約90個與100個之間的編織元件，例如約96個編織元件；以及約150根與250根之間的長絲、以及較佳的是約180根與200根之間的長絲，例如約192根長絲。
長形管可以被配置為：在乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種狀態下具有基本上均勻的直徑；以及在使用中的至少一種受制約狀態下具有基本上不均勻的直徑。
醫用氣體導管可以被配置為使得在使用中的至少一種受制約狀態下，長形管在管腔內冷凝物的相對濕度或體積升高的一個或多個區域中具有局部膨脹。
醫用氣體導管可以是呼氣導管，該呼氣導管被配置為使得在使用中的受制約狀態下，長形管在以下各者中的一者或多者中具有局部膨脹：入口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的患者介面最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；出口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的氣體源的氣體返回入口最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；以及在入口區域和出口區域的中間的中間區域，該中間區域包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度大於約37°C、較佳的是大於約42°C、更較佳的是大於約44°C、更較佳的是大於約45°C、以及最較佳的是大於約46°C，例如處於約47°C的溫度。
透氣材料在DSC測試中可以包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度在約37°C與100°C之間、較佳的是在約40°C與60°C之間、以及更較佳的是在約40°C與50°C之間，例如處於約47°C的溫度。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括熔點，該熔點所處的溫度在約42°C與52°C之間、較佳的是在約44°C與50°C之間、更較佳的是在約45°C與49°C之間、以及又更較佳的是在約46°C與47°C之間，例如處於約47°C的溫度。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括兩個熔點，這兩個熔點所處的溫度高於約197°C、較佳的是高於約202°C、更較佳的是高於約204°C、又更較佳的是高於約205°C、以及最較佳的是高於約206°C，例如處於或高於約207°C的溫度。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括兩個熔點，這兩個熔點所處的溫度在約202°C與225°C之間、較佳的是在約204°C與223°C之間、更較佳的是在約205°C與222°C之間、以及又更較佳的是在約206°C與221°C之間，例如處於約207°C和220°C的溫度。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括兩個熔點，其溫差小於約23°C、較佳的是小於約18°C、更較佳的是小於約16°C、又更較佳的是小於約15°C、以及最較佳的是小於約14°C，例如其溫差為約13°C。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括兩個熔點，其溫差在約150°C與170°C之間、較佳的是在約155°C與165°C之間、更較佳的是在約158°C與162°C之間、以及又更較佳的是在約159°C與161°C之間，例如其溫差為約160°C。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括三個熔點，這三個熔點所處的溫度在約42°C與225°C之間、更較佳的是在約44°C與223°C之間、又更較佳的是在約45°C與222°C之間、以及最較佳的是在約46°C與221°C之間。
透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中可以包括（多個）熔點，該（該等）熔點所處的溫度為以下各者中的至少一者且較佳的是全部三者：在約42°C與52°C之間、較佳的是在約44°C與50°C之間、更較佳的是在約45°C與49°C之間、以及又更較佳的是在約46°C與47°C之間，例如處於約47°C的溫度；在約202°C與212°C之間、較佳的是在約204°C與210°C之間、更較佳的是在約205°C與209°C之間、以及又更較佳的是在約206°C與208°C之間，例如處於約207°C的溫度；以及在約215°C與225°C之間、較佳的是在約217°C與223°C之間、更較佳的是在約218°C與222°C之間、以及又更較佳的是在約219°C與221°C之間，例如處於約220°C的溫度。
醫用氣體導管可以被配置為在至少一種受制約狀態下具有小於約4 ml/cmH 2O、較佳的是小於約2.5ml/cmH 2O、以及更較佳的是小於約1.2 ml/cmH 2O的順應性。
在孤立於護套的情況下，長形管可以被配置為在至少一種受制約狀態下具有超過約4 ml/cmH 2O、較佳的是超過5 ml/cmH 2O的順應性。
醫用氣體導管可以被配置為在至少一種受制約狀態下具有如下的抗流動性：在30 l/min的流量下小於約0.06 cmH 2O/l/min；在15 l/min的流量下小於約0.12 cmH 2O/l/min；或在2.5 l/min的流量下小於約0.74 cmH2O/l/min。
醫用氣體導管可以被配置為在至少一種受制約狀態下隨著彎曲而具有小於150%、小於125%、或小於115%、例如約113%的抗流動性增加。
醫用氣體導管被配置為在至少一種受制約狀態下遵從國際標準組織（ISO）的國際標準5367:2014(E)標準的長度、洩漏、抗流動性和順應性要求中的任何一種或多種且較佳的是全部。
醫用氣體導管可以被配置為在長期使用之後具有小於約4 ml/cmH 2O、較佳的是小於約2.5 ml/cmH 2O、以及更較佳的是小於約1.2 ml/cmH 2O的順應性。
在孤立於護套的情況下，長形管可以被配置為在長期使用之後具有超過約4 ml/cmH 2O、較佳的是超過5 ml/cmH 2O的順應性。
醫用氣體導管可以被配置為在長期使用之後具有如下的抗流動性：在30 l/min的流量下小於約0.06 cmH 2O/l/min；在15 l/min的流量下小於約0.12 cmH 2O/l/min；或在2.5 l/min的流量下小於約0.74 cmH2O/l/min。
醫用氣體導管可以被配置為在長期使用之後隨著彎曲而具有小於150%的抗流動性增加。
醫用氣體導管可以被配置為在長期使用之後遵從國際標準組織（ISO）的國際標準5367:2014(E)的長度、洩漏、抗流動性和順應性要求中的任何一種或多種且較佳的是全部。
長形管和護套可以是柔性的，以減小在使用中對醫用氣體系統的Y型件和患者介面中的一個或多個的管拖曳力。
在孤立於護套的情況下，長形管可以在受制約狀態下比在平衡狀態下更具柔性。
醫用氣體導管可以包括呼氣導管，醫用氣體系統包括呼吸輔助系統，並且醫用氣體流包括呼吸氣體流，其中，呼氣導管可以被配置為在使用中形成呼吸輔助系統的呼氣支管的總長度的約80%以上、較佳的是約90%以上、以及更較佳的是約95%以上。
在平衡狀態下，醫用氣體導管或長形管可以具有如下的長度：在約0.8 m與1.2 m之間，例如約1.0 m；在約1.0 m與2.5 m之間，並且較佳的是：在約1.1 m與1.4 m之間、以及更較佳的是在約1.2 m與1.3 m之間，例如約1.25 m；在約1.4 m與1.6 m之間，例如約1.5 m；在約1.5 m與1.7 m之間，例如約1.6 m；或在約1.5 m與1.8 m之間，例如約1.6 m或約1.8 m；或在約2.2 m與2.6 m之間、更較佳的是在約2.3 m與2.5 m之間，例如約2.4 m。
在平衡狀態下，醫用氣體導管測得的長度可以在約1.1 m與1.8 m之間、較佳的是在約1.2 m與1.8 m之間、更較佳的是在約1.2 m與1.3 m之間、或在約1.4 m與1.6 m之間、或在約1.5 m與1.7 m之間，例如約1.2 m或1.5 m或1.6 m。
在乾燥狀態下，長形管的壁厚可以在約0.5 mm與0.9 mm之間、較佳的是在約0.6 mm與0.8 mm之間、更較佳的是在約0.65 mm與0.75 mm之間、又更較佳的是在約0.68 mm與0.72 mm之間、以及最較佳的是在約0.69 mm與0.71 mm之間，例如約0.70 mm。
在孤立於護套的情況下的飽和狀態下，長形管的壁厚可以在約0.7 mm與1.1 mm之間、較佳的是在約0.8 mm與1.0 mm之間、更較佳的是在約0.85 mm與0.95 mm之間、又更較佳的是在約0.90 mm與0.94 mm之間、以及最較佳的是在約0.91 mm與0.93 mm之間，例如約0.92 mm。
在乾燥狀態下，長形管的最大外直徑可以在約20 mm與26 mm之間、較佳的是在約21 mm與25 mm之間、以及更較佳的是在約22 mm與24 mm之間，例如約23 mm。
在孤立於護套的情況下的飽和狀態下，長形管的最大外直徑可以在約25 mm與35 mm之間、較佳的是在約28 mm與32 mm之間、以及更較佳的是在約29 mm與31 mm之間，例如約30 mm。
長形管可以是擠出的。
長形管可以是波紋狀的。
長形管可以是波紋狀的，並且護套可以被配置為當醫用氣體導管處於平衡狀態時至少部分地與長形管的波紋的峰間隔開。
醫用氣體導管可能不包括管腔內的加強脊或棒。
透氣材料可以被配置為在使用中在醫用氣體流沿著管腔的長度通過時至少部分地乾燥醫用氣體流。
該至少一種受制約狀態可以包括類比的受制約狀態。
醫用氣體系統可以包括Y型件和氣體源，醫用氣體導管被配置為直接聯接至以下各者中的每一者：Y型件的出口；以及氣體源的氣體返回入口、或者直接聯接至氣體返回入口的過濾器。
醫用氣體導管可能不包括聚水器或不設置聚水器。
醫用氣體導管可以被配置為用作醫用氣體系統的呼氣支管或在醫用氣體系統的呼氣支管中使用，其中，呼氣支管不包括聚水器。
醫用氣體導管可能不包括加熱絲。
從以下圖、描述和請求項中，其他技術特徵對於熟悉該項技術者而言可以是容易顯而易見的。
在第十六方面，一種用於呼吸輔助系統中的呼吸回路套件包括：吸氣導管；Y型件；以及呼氣導管，吸氣導管和呼氣導管中的至少一個包括根據第一至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管。
呼吸回路套件可以包括加濕室。
呼吸回路套件可以包括以下各者中的任何一者或多者：加濕器供應導管；患者介面；過濾器；壓力釋放閥；壓力調節器；以及導管安裝件。
呼吸回路套件可能不包括：與醫用氣體導管相關聯的加熱絲；和/或與醫用氣體導管相關聯的聚水器。
在第十七方面，一種吹入回路套件包括：排放導管，包括第一至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管；以及排放過濾器。
吹入回路套件可以包括以下各者中的任何一者或多者：吹入器供應導管；適配器；加濕器供應導管；吹入氣體過濾器；加濕室；漏斗；遞送導管；外科插管；擴散器；以及另外的排放導管。
在第十八方面，一種用於將呼吸治療提供給患者的呼吸輔助系統包括：氣體源，被配置為供應呼吸氣體流；加濕器，被配置為加熱和加濕呼吸氣體流；加濕器供應導管，被配置為將呼吸氣體流從氣體源的出口輸送到加濕器的入口；吸氣導管，被配置為將呼吸氣體流從加濕器的出口輸送到Y型件的入口或患者介面以便供應給患者；以及呼氣導管，被配置為將醫用氣體流從Y型件的出口或患者介面輸送到氣體源的氣體返回入口或氣體返回入口處的過濾器；吸氣導管和呼氣導管中的至少一個包括第一至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管。
呼吸輔助系統可能不包括：與醫用氣體導管相關聯的加熱絲；和/或與醫用氣體導管相關聯的聚水器。
在第十九方面，一種被配置為將吹入氣體供應給患者的體腔的外科吹入系統包括：吹入器，被配置為供應吹入氣體流；加濕器，被配置為加熱和加濕吹入氣體流；加濕器供應導管，被配置為將吹入氣體流從吹入器的出口輸送到加濕器的入口；遞送導管，被配置為將吹入氣體流從加濕器的出口輸送到外科插管的入口以便供應給患者的體腔；以及排放導管，被配置為將吹入氣體流和外科煙霧輸送離開患者的體腔，該排放導管包括第一至第十五方面中任一項所述之醫用氣體導管。
在第二十方面，一種形成用於輸送醫用氣體的導管之方法包括：設置圍繞長形管的護套，該長形管限定用於使醫用氣體流通過的管腔；將護套的第一端部夾持到長形管的第一端部；以及將連接器包覆模制到護套的第一端部和長形管的第一端部，以將連接器、護套和長形管固定在一起。
包覆模制連接器的步驟可以包括：在長形管的第一端部處將第一連接器部件至少部分地插入到長形管壁的管腔中；以及圍繞第一連接器部件、護套的第一端部和長形管的第一端部包覆模制第二連接器部件。
該方法可以包括如下的步驟：在將第一連接器部件至少部分地插入到長形管的第一端部中之前，注射模制第一連接器部件。
將護套的第一端部夾持到長形管的第一端部的步驟可以包括將護套的第一端部和長形管的第一端部定位在模具工具內，該模具工具包括將護套接合和夾持到長形管的多個突起。
該多個突起可以在包覆模制連接器時在連接器中形成多個孔口，其中，護套通過該多個孔口而暴露。
該方法可以包括以下步驟：將護套的第二端部夾持到長形管的第二端部；以及將第二連接器包覆模制到護套的第二端部和長形管的第二端部，以將第二連接器、護套的第二端部和長形管的第二端部固定在一起。
該方法可以包括如下的步驟：在將護套的第二端部夾持到長形管的第二端部之前，使護套在縱向方向上收縮使得護套的第二端部覆蓋長形管的第二端部。
該方法可以包括擠出長形管的步驟。
該方法可以包括對長形管進行波紋處理的步驟。
該方法可以包括從管狀擠出件上切下長形管的步驟。
該方法可以包括從一定長度的護套物（sheathing）上將護套切割到預定的護套長度的步驟，其中，該預定的護套長度被選擇為使得當圍繞長形管設置護套並且護套變形到長形管的長度時，護套在徑向方向上至少部分地與長形管間隔開。
護套可以包括管狀網，較佳的是編織的管狀網。
護套可以包括以下各者中的至少一者：約75個與125個之間的單絲或多絲編織元件、較佳的是約90個與100個之間的編織元件，例如約96個編織元件；以及約150根與250根之間的長絲、以及較佳的是約180根與200根之間的長絲，例如約192根長絲。或者，護套可以包括以下各者中的至少一者：約40個與60個之間的單絲或多絲編織元件、較佳的是約45個與55個之間的編織元件，例如約48個編織元件；以及約120根與180根之間的長絲、以及較佳的是約135根與165根之間的長絲，例如約144根長絲。
長形管可以包括透氣材料，較佳的是嵌段共聚物，且更較佳的是包括以下各者的嵌段共聚物：聚對苯二甲酸丁二醇酯的硬段；以及醚型巨乙二醇的軟段。
該方法可能不包括向導管提供加熱絲和聚水器中的至少一個且較佳的是兩個的步驟。
在第二十一方面，可以藉由第二十方面之方法形成導管，其中，長形管可以被配置為在吸收水分子時膨脹，並且護套被配置為在使用中選擇性地約束長形管的膨脹。
在第二十二方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該長形管包括對水分子可滲透並且由於水分子的吸收所致而膨脹的材料；以及圍繞長形管設置的護套；其中，該護套被配置為約束長形管由於水分子的吸收所致在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上的膨脹。
在第二十三方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：波紋管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該波紋管包括多個波紋以及對水分子可滲透並且由於水分子的吸收所致而膨脹的材料；以及護套，圍繞波紋管設置並且被配置為在使用中約束波紋管至少在波紋管的縱向方向上的膨脹；其中，波紋管被配置為使得該多個波紋的間距在使用中發生變化，這取決於波紋管對水分子的吸收和護套對波紋管的約束。
在第二十四方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該長形管包括對水分子可滲透並且由於水分子的吸收所致而膨脹的材料；以及圍繞長形管設置的護套，該護套的每個端部固定到長形管的對應端部，並且該護套被配置為使得護套的長度和直徑彼此成反比關係變化。
在第二十五方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔；圍繞長形管設置的護套；以及一對連接器，用於將長形管氣動地聯接至呼吸系統的其他部件，該對連接器中的每一個將護套的相應端部固定到長形管的對應端部，並且該對連接器中的至少第一連接器包括多個孔口，長形管和護套通過該多個孔口而暴露。
在第二十六方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該長形管包括對水分子可滲透的材料，其中，該長形管能夠在浸沒試驗中吸進超過其自身質量的約33%的水分子，並且該導管不包括加熱絲和聚水器中的至少一個。
在第二十七方面，一種用於呼吸輔助系統的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔；以及圍繞長形管設置的護套；其中，該護套被配置為在徑向方向上至少部分地與長形管間隔開。
在第二十八方面，一種用於呼吸輔助系統中的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該長形管包括對水分子可滲透並且在吸收水分子時膨脹的材料；以及圍繞長形管設置的護套；其中，至少在某些操作條件下導管的順應性取決於長形管與護套之間的物理相互作用。
在第二十九方面，一種用於呼吸輔助系統中的導管包括：長形管，限定用於使呼吸氣體流通過的管腔，該長形管包括對水分子可滲透的材料；以及在長形管的相應端部處的一對連接器，用於將導管流體與呼吸輔助系統的其他部件流體地聯接，該對連接器中的至少一個包括在長形管的相應端部中的一個處至少部分地插入於管腔內的第一連接器部件、以及包覆模制到第一連接器部件和長形管的第二連接器部件。
在第三十方面，一種呼吸輔助系統包括：氣體源，被配置為產生加壓呼吸氣體；加濕器，被配置為加熱和加濕該加壓呼吸氣體；幹線導管，被配置為將加壓呼吸氣體從氣體源的出口輸送到加濕器的入口；吸氣導管，被配置為將加壓呼吸氣體從加濕器的出口輸送到Y型件的入口以便供應給患者；以及呼氣導管，被配置為將呼出的呼吸氣體從Y型件的出口輸送到氣體源的氣體返回入口；其中，呼氣導管可以包括第二十一至第二十九方面中任一項所述之導管。
在第三十一方面，一種形成用於呼吸輔助系統中的導管之方法包括：設置圍繞長形管的護套，該長形管限定用於使呼吸氣體流通過的管腔；將護套的第一端部夾持到長形管的第一端部；以及將連接器包覆模制到護套的第一端部和長形管的第一端部，以將連接器、護套和長形管固定在一起。
在第三十二方面，可以藉由第三十一方面之方法形成導管，其中，長形管被配置為在吸收水分子時膨脹，並且護套被配置為選擇性地約束長形管的膨脹。
從以下圖、描述和請求項中，其他方面和技術特徵對於熟悉該項技術者而言可以是容易顯而易見的。
系統概述
本技術關於在各種不同的醫用氣體系統（例如，呼吸輔助系統和外科吹入系統）中具有特定應用的醫用氣體導管，其一些示例在下文進行了描述。 呼吸輔助系統
參考圖1，在局部剖切圖中示出了用於提供無創通氣（NIV）治療的第一示例呼吸輔助系統100。呼吸輔助系統100具有氣體源102、加濕器供應導管104、加濕器106、吸氣導管108、Y型件110、患者介面112和呼氣導管114。
在所展示的示例中，氣體源102可以是具有壓力發生器116（比如，鼓風機）的房間引氣通氣機。壓力發生器116通過氣體入口118將環境空氣吸取到氣體源102中並將其加壓到高於環境壓力，以產生呼吸氣體供給。環境空氣可以用其他氣體進行補充，比如補充氧氣（未示出）。
氣體源102可以具有控制壓力發生器116的操作的氣體源控制器120。控制可以基於從用戶介面122和一個或多個感測器（未示出）中的一個或多個接收到的輸入。
在其他示例中，氣體源102可以具有正排量泵（比如，波紋管泵），或者可以從遠端源（即，非房間引氣通氣機）接收呼吸氣體。例如，氣體源控制器120可以藉由控制比例電磁閥來控制遞送到患者的呼吸氣體的壓力。
機械通氣可以從提供補充壓力和流量以協助自主呼吸患者（「呼吸支持」）變化到完全控制每次呼吸（「生命維持」）。
對於成人患者而言，呼吸氣體可以以高達120升/分鐘（l/min）的流速（例如，在約30 l/min至80 l/min的範圍內）遞送到患者和返回到氣體源（例如，通氣機）。呼吸氣體可以在最高約6千帕（kPa）（約60 cmH 2O）的壓力下遞送到患者和返回到氣體源（例如，通氣機）。
對於新生兒或兒科患者而言，呼吸氣體可以以在約0.5 l/min與60 l/min之間的流速遞送到患者和返回到氣體源。精確的流速可以取決於治療和患者的體重。呼吸氣體可以在最高約6 kPa（約60 cmH 2O）的壓力下遞送到患者和返回到氣體源。
呼吸輔助系統的部件（例如，導管）可以進行測試並標明用於更高壓力，例如8 kPa（約80 cmH 2O）。
接受機械通氣的患者可以連接至呼吸輔助系統歷時超過24小時，並且取決於患者的狀況連接歷時甚至數月或永久地連接。
在另一個示例中，氣體源102可以是麻醉機。對於麻醉應用，呼吸輔助系統可以將呼吸氣體和麻醉劑的混合物遞送到患者，例如以使患者鎮靜並使其失去意識以進行手術。麻醉氣體混合物可以以最高約20 l/min或者對於某些「低流量」應用最高約10 l/min的流速遞送到患者。麻醉氣體混合物可以在高達大約6 kPa的壓力下遞送。但壓力典型地低於機械通氣的壓力。麻醉機可以包括再呼吸系統，該再呼吸系統經由吸氣導管將氣體遞送到患者並經由呼氣導管將呼出的氣體返回到麻醉機。麻醉機和呼吸回路通常形成閉環以防止麻醉劑洩漏到周圍環境中。患者將通常不需要連接至麻醉機歷時超過24小時。大多數接受麻醉劑的患者將連接至呼吸回路歷時遠遠少於24小時。接受麻醉劑的患者可以在麻醉的持續時間內由麻醉師連續地監視。
氣體源102經由氣體源出口124和加濕器供應導管104將呼吸氣體供應給加濕器106。在所展示的示例中，加濕器106可以是主動型（加熱）掠過式加濕器。加濕室126可以位於室加熱器128的頂部，或以其他方式與室加熱器128進行熱接觸。加濕室126可以與室加熱器128可移除地接合。加濕室126內一定體積的水被加熱以使水汽化到加濕室126的頂空中。在加濕室126的入口處從加濕器供應導管104接收呼吸氣體。呼吸氣體可以穿過加濕室126的頂空，吸收水蒸汽，到達加濕室126的出口。
室加熱器128可以由加濕器控制器130基於來自用戶介面132和一個或多個感測器中的一個或多個的輸入進行控制，以實現以期望的水平對呼吸氣體進行加熱和加濕中的一項或多項。
在一些示例中，加濕室126可以具有浮閥（未示出）以從無菌水袋（未示出）自動地重新裝滿水儲器。例如，加濕器106可以是可從紐西蘭奧克蘭市的Fisher & Paykel Healthcare Limited獲得的F&P 810 ™、820 ™、850 ™或950 ™加熱型加濕器。加濕室126可以包括給水管和用於與無菌水袋流體聯接的水釘（未示出）。
加濕器106的加濕器控制器130可以控制室加熱器128的溫度。可以控制室加熱器128，使得加濕的呼吸氣體在或接近預定的溫度和濕度下由患者接收。在患者接受有創通氣的情況下，患者上氣道被繞過，並且呼吸氣體可以在約37°C的溫度和約100%的相對濕度下遞送到患者。在患者接受無創通氣的情況下，呼吸氣體可以在約31°C的溫度和70%的相對濕度下遞送到患者的上氣道。呼吸氣體可以由患者上氣道進一步加熱和加濕，以在約37°C的溫度和約100%的相對濕度下到達患者肺部。
呼吸氣體的期望的溫度和濕度中的一個或多個可以是可使用用戶介面132調整的。替代性地或附加地，加濕器106和氣體源102可以彼此進行電子通信，借此可以從氣體源102觀察和/或調整加濕器106的設定，或反之亦然。加濕器控制器130可以從一個或多個感測器接收信號，以便提供對呼吸氣體的溫度和濕度中的一個或多個的開環或閉環控制。
在其他示例中，加濕器106可以是被動型（非加熱）掠過式加濕器、熱濕交換器（HME）、霧化加濕器、或者將連續或定期控制的加濕液體流供應給加熱元件以進行暫態或近乎暫態汽化的加濕器。
圖1的呼吸輔助系統100將氣體源102和加濕器106展示為單獨的裝置。在其他示例中，氣體源102和加濕器106可以彼此集成。在此類示例中，加濕器供應導管104可以是或包括集成式裝置的殼體內的內部管道。氣體源控制器120和加濕器控制器130的功能可以由單個控制器或分散式控制系統執行。類似地，用戶介面122和用戶介面132可以替換為單個用戶介面，該單個用戶介面可以接收用於控制壓力發生器116和室加熱器128兩者的輸入。
仍然參考圖1的示例呼吸輔助系統100，呼吸氣體通過柔性吸氣導管108從加濕器106朝向患者輸送。在一些示例中，吸氣導管108可以具有約1.0米（m）至約2.5 m的長度。在一些示例中，吸氣導管108可以具有約1.5 m至1.8 m的長度，例如約1.6 m或1.8 m。在一些示例中，例如對於麻醉應用，吸氣導管108可以具有約2.2 m至2.6 m的長度，例如約2.4 m。
吸氣導管108可以是波紋狀的。在一些示例中，例如對於成人患者而言，波紋狀的吸氣導管108的最大外直徑（即，當在波紋的峰處測量到外表面時吸氣導管108的直徑）可以為約20毫米（mm）至30 mm、或約23 mm至25 mm，例如約24 mm。在其他示例中，例如，對於新生兒或兒科患者而言，最大外直徑可以為約10 mm至20 mm、或約14 mm至16 mm，例如約15 mm。吸氣導管108還可以具有波紋狀的內表面。在其他示例中，吸氣導管108可以具有基本上光滑（例如，非波紋狀）的內表面。
吸氣導管108可以具有加熱絲134（為清晰起見，僅部分地展示）。例如，加熱絲134可以包裹在管壁的外部周圍、嵌入於管壁內或位於吸氣導管108的管腔中。加熱絲134可以由加濕器106供電。加熱絲134可以由加濕器控制器130控制，以緩解呼吸氣體在它們沿著吸氣導管108的長度通過時的熱損失。在一些示例中，加熱絲134可以在呼吸氣體沿著吸氣導管108的長度通過時維持或在一些情況下增加呼吸氣體的溫度。
在一些示例中，吸氣導管108可以具有由以螺旋方式纏繞在管腔周圍的兩個或更多個部件構成的複合結構。第一螺旋纏繞的部件可以是長形空心體，並且第二螺旋纏繞的部件可以是長形結構部件。第一和第二螺旋纏繞的部件可以以雙螺旋配置纏繞。加熱和/或感測導線可以嵌入於長形結構部件中。吸氣導管108可以具有與印刷電路板（PCB）的連接器。加熱和/或感測導線可以連接至PCB。在美國專利公開號2015/0306333、2017/0100556、2019/0076620和2022/0355059中揭露了此類導管的進一步設計和製造細節，該等專利公開全部都轉讓給Fisher & Paykel Healthcare Ltd，其每一個的全部內容都藉由引用併入本文。
感測器探針136可以在吸氣導管108的患者端部和加濕器端部處可移除地插入於孔口中。例如，感測器探針136可以包括溫度感測器、濕度感測器和流量感測器中的一個或多個。感測器引線138可以將感測器探針136連接至加濕器106，使得來自感測器探針136的信號可以用作用於壓力發生器116、室加熱器128和加熱絲134中的一個或多個的控制算法中的輸入。在其他示例中，感測器可以被集成在加濕器106和吸氣導管108中的一個或多個中。在一些示例中，感測器引線138中的一條或多條可以嵌入於管壁中或位於管腔中。在一些示例中，一個或多個感測器可以被集成在吸氣導管108中。
吸氣導管108可以在相對端部處設置有連接器，以建立和維持與加濕室126的出口和Y型件110的入口的相應氣動連接。在一些示例中，例如對於成人患者而言，連接器可以各自係具有22 mm錐形連接器的適配器。連接器可以具有遵從國際標準組織（ISO）5356-1:2015（麻醉和呼吸設備—錐形連接器—第1部分：錐體和錐套）標準的1 : 40錐度。在其他示例中，例如對於新生兒或兒科患者而言，連接器可以是以下各者中的任一者：15 mm逐漸變細的公錐形連接器、15 mm逐漸變細的母錐形連接器、12 mm逐漸變細的公錐形連接器、12 mm逐漸變細的母錐形連接器、以及其任何兩者的組合。
在一些示例中，在吸氣導管108的加濕器端部處的連接器可以具有用於接收感測器探針136的插口。在一些示例中，在吸氣導管108的加濕器端部處的連接器可以具有用於在加濕器106與加熱絲134之間建立電連接的插口。在其他示例中，加濕器106和連接器可以具有對應的集成式電觸點，借此在將吸氣導管108物理地連接到加濕器106時，可以在單個動作中建立氣動連接和電連接兩者。
呼吸氣體由吸氣導管108遞送到與患者相鄰或在患者附近的Y型件110。Y型件110流體地聯接吸氣導管108（經由Y型件的入口）、患者介面112（經由Y型件的患者入口/出口）和呼氣導管114（經由Y型件的出口）。將瞭解，雖然在此示例中Y型件110的三個分支（入口、出口和患者入口/出口）形成Y形狀，但該術語並不旨在限於這種特定配置。
在一些示例中，可以在Y型件110的患者入口/出口與患者介面112之間設置介面導管（未示出）。
在其他示例中，患者介面112可以具有集成式Y型件或單獨的入口和出口以用於分別連接吸氣導管108和呼氣導管114。在此類示例中，可以從系統中省略單獨的Y型件110。
在所展示的示例中，患者介面112係適合於藉由將加濕的呼吸氣體供應給患者的鼻部通道來進行無創通氣的鼻罩。在其他示例中，患者介面112可以是任何有創或無創的患者介面。
無創的患者介面的示例包括： •   全面罩，密封在患者的眼睛、鼻子和嘴巴周圍； •   滿面罩，密封在患者的鼻子和嘴巴周圍； •   鼻罩，密封在患者的鼻子周圍； •   緊湊型鼻罩，與患者鼻子的下側一起密封在鼻孔周圍； •   鼻枕介面，與患者的每個鼻孔密封； •   密封式鼻插管，密封在患者的每個鼻孔內部； •   非密封式鼻插管，延伸到患者的鼻孔中而不堵塞鼻部通道； •   口罩，密封在患者的嘴巴周圍； •   混合面罩，將緊湊型鼻罩、鼻枕介面或鼻插管與口罩組合；以及 •   以上各者的組合（比如，鼻插管與滿面罩）。
有創的患者介面的示例包括： •   氣管內管，以及 •   氣管造口術管。
患者呼出的氣體以及患者未吸入的來自氣體源102的任何多餘的呼吸氣體由呼氣導管114從Y型件110接收。呼氣導管114將呼吸氣體輸送到氣體源102的氣體返回入口140。
呼氣導管114可以在相對端部處具有連接器，以建立和維持與Y型件110的出口和氣體源102（或在呼氣導管114和氣體返回入口140的中間的視需要過濾器）的相應氣動連接。在一些示例中，例如對於成人患者而言，連接器可以各自係具有22 mm錐形連接器（例如，22 mm逐漸變細的母連接器）的適配器。連接器可以具有遵從ISO 5356-1:2015標準的1 : 40錐度。在其他示例中，例如對於新生兒或兒科患者而言，連接器可以是以下各者中的任一者：15 mm逐漸變細的公連接器、15 mm逐漸變細的母錐形連接器、12 mm逐漸變細的公連接器、12 mm逐漸變細的母錐形連接器以及其任何兩者的組合。
由於患者吸入和呼出的氣體由加濕器106以及對於無創通氣而言患者上氣道加濕，因此由呼氣導管114接收的氣體可以具有高達100%（即，飽和）的相對濕度。
呼氣導管114不一定具有加熱絲。可以藉由從呼氣導管114中省略加熱絲來獲得優點，如下文進一步詳細描述的。但是在一些示例中，呼氣導管114可以設置有加熱絲。在此類示例中，加熱絲可以包裹在管壁的外部周圍、嵌入於管壁中或位於呼氣導管114的管腔中。
在此示例中，呼氣導管114也不具有或不設置聚水器。
在一些示例中，呼氣導管114可以具有約1.0 m至2.5 m、或約1.4 m至1.6 m、例如約1.5 m的長度。在一些示例中，呼氣導管114可以具有約1.5 m至1.7 m、例如約1.6 m的長度。在其他示例中，例如對於麻醉應用，呼氣導管114可以具有約2.3 m至2.5 m、例如約2.4 m的長度。在其他示例中，呼氣導管114可以具有約1.1 m至1.4 m、或約1.2 m至1.3 m、例如約1.25 m的長度。
呼氣導管114可以是波紋狀的。在一些示例中，例如對於成人患者而言，波紋狀的呼氣導管114的最大外直徑（即，當在波紋的峰處測量到外表面時呼氣導管114的直徑）可以為約20 mm至30 mm、或約23 mm至25 mm，例如約24 mm。在其他示例中，例如，對於新生兒或兒科患者而言，波紋狀的呼氣導管114的最大外直徑可以為約10 mm至20 mm、或約14 mm至16 mm，例如約15 mm。呼氣導管114可以具有波紋狀的內表面。在其他示例中，呼氣導管114可以具有基本上光滑（例如，非波紋狀）的內表面。
在其他示例中，呼氣導管114可以是螺旋纏繞的。
在一些示例中，吸氣導管108和呼氣導管114中的一個或多個可以具有識別元件。例如，識別元件可以是電阻器、電容器或積體電路（IC）。識別元件可以使得加濕器106和氣體源102中的一個或多個能夠識別導管。在一些示例中，加濕器106和氣體源102中的一個或多個可以基於對導管的識別來自動地調整一個或多個治療參數。在一些示例中，識別元件可以使得能夠識別導管的類型（例如，型號）。在一些示例中，識別元件可以經由有線連接與加濕器106或氣體源102通信。在其他示例中，識別元件可以被配置為無線地通信，例如使用射頻識別（RFID）。
可以在呼氣導管114與氣體返回入口140之間設置過濾器（未示出）。在一些示例中，附加地或替代性地，可以在氣體源102內設置過濾器。
加濕器供應導管104、加濕室126、吸氣導管108、Y型件110和呼氣導管114一起形成了呼吸回路。更具體地，這種特定配置形成了雙分支呼吸回路142。
加濕器供應導管104、加濕室126和吸氣導管108形成呼吸回路142的吸氣支管144。吸氣支管144從氣體源102的出口延伸到Y型件110。
在此示例中，呼氣導管114形成呼吸回路142的呼氣支管146。呼氣支管146從Y型件110（或在一些情況下，直接從患者介面112）延伸到氣體源102的氣體返回入口140（或在一些情況下，氣體返回入口140處的過濾器）。
Y型件110可以被視為吸氣支管144和呼氣支管146中的任一者或兩者的一部分。
在一些示例中，如圖1中所示，呼氣導管114可以形成整個呼氣支管146（排除Y型件110）。在其他示例中，呼氣支管還可以包括過濾器和第二呼氣導管中的一個或多個，該第二呼氣導管與呼氣導管114端部對端部地連接。在一些示例中，呼氣導管114可以形成呼氣支管146的絕大多數長度，例如約80%以上、約90%以上、或約95%以上。
呼氣導管114可以限定從Y型件110（或在一些情況下，患者介面112）到氣體源102的氣體返回入口140（或在一些情況下，視需要的過濾器）的整個流動路徑。即，在呼吸回路的呼氣支管中可能不需要任何另外的導管。
可能除了呼氣導管114的在使用中無意中或暫時被患者的肢體、衣服、被褥等覆蓋的部分之外，整個呼氣導管114都將通常暴露於周圍環境（例如，醫院房間）的環境空氣中。
本揭露的技術特別適合用作呼吸輔助系統100的呼氣導管114。
在一些示例中，替代性地或附加地，本揭露的技術可以適合用作吸氣導管108。在麻醉程式中，例如，緩解吸氣導管108內的冷凝物可以是比維持遞送到患者的呼吸氣體的100%相對濕度更高的優先事項（priority）。
圖2展示了提供NIV治療的另外的示例呼吸輔助系統200。像呼吸輔助系統100一樣，呼吸輔助系統200具有氣體源102、加濕器供應導管104、加濕器106、吸氣導管108、Y型件110、患者介面112和呼氣導管114。除了如下文所描述的內容或以其他方式從附圖顯而易見的內容之外，呼吸輔助系統200類似於圖1的呼吸輔助系統100，並且對呼吸輔助系統100的描述旨在同等地適用於呼吸輔助系統200。
在一些示例中，加熱絲134、202可以設置在吸氣導管108和呼氣導管114兩者中。但是在一些示例中，可以省略呼氣導管114中的至少加熱絲202。
例如，呼氣導管114中的加熱絲202可以包裹在管壁的外部周圍、嵌入於管壁內或位於呼氣導管114的管腔中。
呼氣加熱絲202可以由加濕器106供電。加熱絲202可以由加濕器控制器130控制，以緩解呼吸氣體在它們沿著呼氣導管114的長度通過時的熱損失。在一些示例中，加熱絲202可以被控制為在呼吸氣體沿著呼氣導管114的長度通過時增加、維持或在一些情況下降低呼吸氣體的溫度。
感測器204（例如，溫度感測器、濕度感測器和流量感測器中的一個或多個）可以被集成在吸氣導管108內、在吸氣導管108的連接器中。感測器204中的一個或多個可以藉由嵌入於管壁內或設置在吸氣導管108的管腔內的感測器導線與加濕器106電連接。
吸氣導管108可以具有電動氣動連接器206，該電動氣動連接器具有集成式電觸點。電動氣動連接器206可以被配置為在將連接器物理地連接至加濕器106時在單個動作中建立與加濕器106的氣動連接和電連接兩者。這可以避免對圖1中所示的呼吸輔助系統100的可移除式感測器探針136和感測器引線138的需要。
加濕器106可以具有在加濕室126的出口處或與該出口相鄰的感測器探針136（在圖2中被隱藏），如關於圖3進一步詳細描述的。
在此示例中，氣體源102具有補充氣體入口208以用於將補充氣體（比如，補充氧氣）提供給患者。
本揭露的技術特別適合用作呼吸輔助系統200的呼氣導管114。在一些示例中，例如對於麻醉程式，替代性地或附加地，它可以適合用作吸氣導管108。
圖3詳細展示了可以用於呼吸輔助系統200中的示例加濕器106。還（部分地）示出了加濕器供應導管104和吸氣導管108。
圖3中所描繪的加濕器106係可從Fisher & Paykel Healthcare獲得的F&P 950™呼吸用加濕器。所展示的加濕器106具有加熱器底座302以及可移除和可替換的加濕室126。加熱器底座302可以具有室加熱器128（在圖3中被隱藏）、用戶介面132和控制器（未示出）。加濕器106還可以具有可移除和可替換的盒304。
在此示例中，用戶介面132可以包括觸控式螢幕顯示器306（即，用於從用戶接收輸入以及將輸入提供給用戶）。用戶介面132還可以包括開關308和指示燈310中的一個或多個。開關308可以是機械（例如，按鈕或撥動開關）或觸摸控制的電氣（例如，電容性）開關。開關308可以是電源/待機按鈕。指示燈310可以用於指示何時發生故障狀況。指示燈310可以是發光二極體（LED）。指示燈310可以是任何合適的形狀或形式（例如，條形、圓形、矩形、方形、觸控式螢幕顯示器306的周界等）。指示燈310可以選擇性地以單種顏色（例如，紅色、黃色或綠色）點亮，或以兩種或更多種不同的顏色（例如，黃色和紅色）點亮，以指示不同優先順序的故障狀況。
加濕室126可以由加熱器底座302可移除地接收、與室加熱器128（在圖3中被隱藏在加濕室126下麵）熱接觸。
盒304可以容納電子器件。電子器件可以包括一個或多個感測器。盒304中的感測器可以感測在使用中流過加濕室126的呼吸氣體的一種或多種性質。感測器可以設置在從盒中突出的一個或多個感測器探針136（被隱藏）上。在使用中，感測器探針136可以突出穿過在加濕室的入口和出口中的一個或多個中的孔口。該孔口可以由彈性體密封件閉合。當加濕室126由加熱器底座302接收時，彈性體密封件可以因感測器探針136而彈性地變形。
盒304可以具有電連接器，該電連接器與加熱器底座302進行電連接以便與控制器通信（例如，串列通信）。盒304可以具有與（多個）感測器和控制器通信地聯接的微控制器。
在使用中，加濕器供應導管104的出口端部與加濕室126的入口氣動地聯接。吸氣導管108的電動氣動連接器206與盒304電聯接並與加濕室126的出口氣動地聯接，以將加濕的氣體流朝向患者運輸。電動氣動連接器206可以與加濕室126和盒304中的一個或多個進行可釋放和可鎖定的連接。電動氣動連接器206可以具有釋放按鈕312。釋放按鈕312可以被致動以促進電動氣動連接器206與加濕器106的斷連。
電動氣動連接器206可以被配置為使得它可以在加濕室126安裝在加熱器底座302上之前與加濕室126物理地和氣動地聯接。電動氣動連接器206可以被配置為使得它可以在加濕室126以滑動運動（例如，在水平方向上）安裝在加熱器底座302上時與加濕器106進行電連接。
替代性地或附加地，電動氣動連接器206可以被配置為它可以在加濕室126已經安裝在加熱器底座302上時與該加濕室物理地和氣動地聯接、以及基本上同時與加濕器106物理地和電連接（例如，在單個動作中）。
在一個示例中，吸氣導管108可以具有基本上光滑的內表面。吸氣導管108可以具有比同等的波紋管更低的抗流動性，且相應地可以具有相對較小的內直徑（當與波紋管的最小內直徑相比時）。例如，在此示例中，吸氣導管108可以具有對於成人患者而言約15 mm至19 mm、例如約17 mm或者對於新生兒或兒科患者而言約10 mm至14 mm、例如約12 mm的基本上均勻的內直徑。在一些示例中，吸氣導管108可以是螺旋纏繞的。
電動氣動連接器206可以具有分別與一對感測器導線和一對加熱絲134（在圖3中被隱藏）中的至少一個聯接的電端子。感測器導線和加熱絲134中的一條或多條可以嵌入於吸氣導管108的管壁內。感測器導線和加熱絲134可以形成相應的感測和加熱回路。
電動氣動連接器206可以具有與嵌入於電動氣動連接器206內的識別元件（例如，電阻器）電聯接的電端子。加濕器106的控制器可以被配置為識別與加濕器106聯接的吸氣導管108的類型，例如藉由在相應的電端子兩端施加電壓並測量通過電阻器的電流。例如約100歐姆（Ω）的電阻可以向控制器指示第一類型的吸氣導管108（例如，成人導管）連接至加濕器106，並且例如約200 Ω的電阻可以向控制器指示第二類型的吸氣導管108（例如，新生兒導管）連接至加濕器106。
在其他示例中，電動氣動連接器206可以具有識別元件，該識別元件包括具有被配置為存儲識別資料的非暫時性記憶體的IC，如上文所描述的。
電動氣動連接器206的電端子可以被配置為與盒304上的對應端子進行電連接。因此，現有的加熱器底座302可以用替換盒304進行改裝，該替換盒可以包括附加的電子器件和電端子中的一個或多個以將新的功能提供給加濕器106。類似地，如有必要，加濕器106可以用替換盒304進行改裝以便與替代性吸氣導管相容。替代性地，電動氣動連接器206和盒304的電端子可以佈置成使得選定的「核心」端子與兩個或更多個不同盒的對應端子進行電連接，而「視需要的」端子或墊片僅與選定盒的特定端子或墊片進行電連接，該等特定端子或墊片被配置為利用那些連接。
在吸氣導管108的遠端部（即，患者端部，圖3中未示出）處，感測器（例如，溫度感測器）可以電聯接至該對感測導線，從而形成感測電路。加熱導線可以彼此電聯接，從而形成加熱回路。如果需要的話，（多條）附加的導線或（多個）導體可以類似地電聯接到管的遠端部處。
加濕器106（例如，盒304）可以具有插口或集成電纜，該插口或集成電纜被配置用於連接至呼氣導管114，例如以將電力供應給視需要的呼氣加熱絲202（在圖3中未示出）。
參考圖4，示出了另外的示例呼吸輔助系統400，該呼吸輔助系統這次呈提供氣泡式CPAP（持續氣道正壓）治療的氣泡式CPAP系統的形式。
除了如下文所描述和附圖中所示的內容之外，圖4的呼吸輔助系統400可以分別類似於圖1的呼吸輔助系統100和圖2的呼吸輔助系統200。
供應給患者的氣體可以是環境空氣、氧氣、兩者的混合物、或者環境空氣和（多種）其他輔助氣體的混合物。該等氣體可以包括藥劑。該等藥劑可以藉由霧化來添加。在此示例中，氣體源102可以是或包括壁裝源，例如在醫院中。在呼吸輔助系統400中遞送到患者的氣體流可以以基本上恒定的流速遞送。
對於新生兒或兒科患者而言，氣泡式CPAP系統中的呼吸氣體可以以約2升/千克/分鐘（L/kg/min）的流速遞送到患者。在一些示例中，流速可以在約1 l/min與15 l/min之間、在約4 l/min與15 l/min之間、或在約6 l/min至8 l/min之間。呼吸氣體可以在約3 cmH 2O與10 cmH 2O之間的壓力下遞送到患者。
呼吸輔助系統400可以具有壓力調節器402。在所展示的示例中，壓力調節器402呈起泡器的形式。
起泡器可以被配置為容納一定體積的液體404（例如，水）。起泡器可以具有可調整的入口探針406，該入口探針被配置為延伸到起泡器中以便浸沒在液體404中。入口探針406可以被配置為與呼氣導管114氣動地聯接。起泡器可以藉由在壓力超過期望水平時從呼吸輔助系統400中排出氣體來充當壓力調節器。這可以將平均壓力或均壓維持在目標水平。目標壓力水平可以藉由將入口探針406浸沒到液體404內的期望深度來調整。
在氣泡式CPAP系統的呼吸回路中的冷凝物的潛在問題係，冷凝物中的至少一些可能引流到起泡器中。這可能增加起泡器中液體404的體積，從而增加入口探針406的深度。這進而可能在使用中將呼氣末正壓（PEEP）增加到高於目標水平。
在使用期間，氣體從入口探針406的終端部逃逸並起泡到液體404的表面。這種起泡可能引起氣體壓力的小波動。該等波動可能對患者有療效。
呼吸輔助系統400可以具有壓力釋放閥408以用於在壓力超過選定水平時排出多餘的氣體。
示例呼吸輔助系統400提供了雙分支呼吸回路142的另一個示例。術語「回路」並不旨在要求呼吸回路必須一定形成閉環，不過它在至少一些示例中可以這樣做。吸氣支管144還可以包括視需要的壓力釋放閥408。呼氣支管146還可以包括壓力調節器402。
參考圖5，示出了呼吸輔助系統500的另一示例，該呼吸輔助系統再次呈氣泡式CPAP系統的形式。除了如下文所描述的內容之外，圖5的呼吸輔助系統500可以類似於圖4的呼吸輔助系統400。
在此示例中，氣體源102包括流量發生器（例如，鼓風機502）。鼓風機502可以包括電動馬達，該電動馬達驅動葉輪對環境空氣進行加壓以產生呼吸氣體供給。使用流量發生器來產生氣體流可以允許呼吸輔助系統500提供氣泡式CPAP治療，而不需要壁裝源。氣體源102可以包括用於鼓風機502的電池電源。電池電源可以允許呼吸輔助系統500在不用電力電纜將氣體源102連接至電源插座的情況下至少暫時提供治療（例如，當患者在醫院病房之間移動時）。
流量發生器可以吸取環境空氣以便供應給患者。呼吸輔助系統500可以使用起來更簡單和更便宜，因為不需要氣體儲存器或氣體源（例如，壁裝源）。使用流量發生器對充足的環境空氣進行加壓可以消除排出氣體供給的風險。排出氣體供給可能中斷對患者的治療。
氣體源102和加濕器106可以被集成為單個呼吸治療裝置504。在一些示例中，氣體源102和加濕器106可以共用單個殼體506。加濕室126可以是可從殼體506移除的，以便進行替換或重新填充。在其他示例中，殼體506可以由單獨的流量發生器殼體和加濕器殼體形成，該流量發生器殼體和該加濕器殼體可以附接在一起以形成集成式呼吸治療裝置504。
加濕器供應導管104可以是或包括殼體506內的管道。
呼吸治療裝置504可以包括氣體入口118。氣體入口118可以從在呼吸治療裝置504周圍的環境中接收環境空氣。氣體入口118可以包括過濾器以對環境空氣進行過濾。
呼吸治療裝置504可以具有用於接收補充氣體（例如，氧氣）或要供應給患者的氣體的補充氣體入口（未示出）。呼吸治療裝置504可以具有氣體混合器以將環境空氣和補充氣體混合在一起。控制器可以被配置為控制供應給患者的補充氣體的濃度，例如使用比例閥（未示出）。
氣體源102和加濕器106可以共用單個控制器（未示出），該控制器控制室加熱器128、加熱絲134、鼓風機502和比例閥中的任何一個或多個的操作。
在一些示例中，呼氣導管114不具有加熱絲。在其他示例中，呼氣導管114可以具有加熱絲。在一些示例中，呼氣導管114不具有聚水器。在一些示例中，呼氣導管114不具有加熱絲和聚水器中的任一者。
本揭露的技術特別適合用於呼吸輔助系統400的呼氣導管114中。
示例呼吸輔助系統100、200、400、500（及其他者）中的每一個的吸氣導管108和呼氣導管114中的一個或多個可以單獨地出售，或者作為呼吸回路套件的一部分包裝和出售。呼吸回路套件可以包括以下各者中的任何兩者或更多者的組合： •   加濕器供應導管104； •   加濕室126； •   吸氣導管108； •   Y型件110； •   患者介面112； •   導管安裝件； •   呼氣導管114； •   過濾器； •   壓力釋放閥408； •   壓力調節器402；以及 •   其他附件，比如壓力線路和一個或多個連接器適配器。
在一些示例中，呼吸回路套件可以包括吸氣導管108、Y型件110和呼氣導管114。呼吸回路套件可以視需要包括上文列出的其他部件中的一個或多個，例如加濕室126。
在一些示例中，呼吸回路套件可以包括加濕器供應導管104、吸氣導管108、Y型件110、呼氣導管114和過濾器。呼吸回路套件還可以包括加濕室126。呼吸回路套件可以視需要包括上文列出的其他部件中的一個或多個。
在其他示例中，呼吸回路套件可以包括加濕器供應導管104、吸氣導管108、呼氣導管114和壓力調節器402。壓力調節器402可以是起泡器。呼吸回路套件還可以視需要包括加濕室126和壓力釋放閥408中的一個或多個。呼吸回路套件可以視需要包括上文列出的其他部件中的一個或多個。
在一些示例中，呼吸回路套件可以部分地或全部進行預先組裝。呼吸回路的預先組裝可以促進呼吸回路的更快設置。預先組裝可以降低錯誤連接的風險，例如吸氣導管108和呼氣導管114的錯位。
在一些示例中，呼吸回路套件可以一起包裝在例如密封的塑膠袋中。若干呼吸回路套件（例如，10個呼吸回路套件）可以一起包裝在例如紙板箱中。 外科吹入系統
參考圖6，示出了外科吹入系統600。外科吹入系統600可以被配置為將吹入氣體供應給患者的體腔，例如以便進行腹腔鏡手術。
在一些示例中，吹入氣體可以是二氧化碳。在一些示例中，可以將藥劑添加到吹入氣體。
吹入氣體被加壓到高於大氣壓力的壓力。吹入氣體可以在患者的身體內（例如，腹腔或腹膜腔）產生工作空間，以便外科醫生或外科團隊實施外科手術。外科手術可能涉及在工作空間中產生外科煙霧的燒灼術。
外科吹入系統600可以包括氣體源102、吹入器供應導管602、吹入器604、吹入氣體過濾器（未示出）、加濕器供應導管104、加濕器106、遞送導管606、外科插管608和排煙系統610中的一個或多個。在其他示例中，外科吹入系統可以包括再循環系統（未示出），例如以代替排煙系統610。
例如，氣體源102可以是壁裝源612或壓縮氣體的氣體鋼瓶614。在其他示例中，吹入器可以被配置為對環境空氣進行加壓。
可以在吹入器604與外科插管608之間設置一個或多個吹入氣體過濾器。可以在吹入器604與加濕器106之間（例如，在吹入器604的出口與加濕器供應導管的入口端部之間）設置吹入氣體過濾器。替代性地或附加地，可以在加濕器106與外科插管608之間（例如，在加濕器106的出口與遞送導管606的入口端部之間）設置吹入氣體過濾器。
可以在吹入器604的出口處（例如，在吹入器604與吹入氣體過濾器或加濕器供應導管104之間）設置適配器（未示出）。
在其他示例（例如，被配置用於開放手術的外科吹入系統）中，吹入氣體過濾器或加濕器供應導管104可以直接連接至CO 2氣體供應站的氣體出口端口。
加濕器106可以包括如上文關於示例呼吸輔助系統100、200、400、500所描述的加濕室、室加熱器、加濕器控制器和用戶介面中的一個或多個。在此示例中，加濕器106可以是也可從Fisher & Paykel Healthcare獲得的F&P HumiGard ™SH870外科加濕器。在其他示例外科吹入系統中，可以省略加濕器106，或者可以針對整個手術或手術的一部分而禁用。
可以設置漏斗，以協助通過加濕室126的入口或出口用液體（例如，無菌水）填充加濕室126。
在遞送導管606的一個端部處的連接器可以是魯爾鎖連接器。魯爾鎖連接器可以被配置為直接連接至外科插管608。在其他示例（例如，被配置用於開放手術的外科吹入系統）中，遞送導管606可以代替地被配置為連接至擴散器。
遞送導管606可以在其他方面類似於呼吸輔助系統100、200、400、500的吸氣導管108。例如，遞送導管606可以具有加熱器，例如加熱絲134。在一些示例中，遞送導管606可以是波紋狀的。在其他示例中，遞送導管可以是螺旋纏繞的。
排煙系統610可以包括排放導管616和排放過濾器618。
在一些示例中，排放導管616的長度可以在約0.8 m與1.2 m之間，例如約1.0 m。
排煙系統610可以被配置為與真空源620（例如，壁裝源）聯接。在一些示例中，排煙系統610可以包括另外的排放導管622。另外的排放導管622可以被配置為聯接在排放過濾器618與真空源620之間。在一些示例中，另外的排放導管622可以具有與排放導管616大致相同的構造。在一些示例中，另外的排放導管622可以具有與排放導管616相同的長度。在其他示例中，另外的排放導管622可以具有與排放導管616不同的構造。在一些示例中，另外的排放導管622可以在長度、直徑和材料中的一個或多個方面不同於排放導管616。
再循環系統（未示出）可以包括排放導管616、排放過濾器618和聯接至另外的外科插管的另外的排放導管。這可以使得排出的吹入氣體能夠被過濾且然後再循環回到患者的體腔中。
在所展示的示例中，外科吹入系統600、加濕器供應導管104、加濕室126、遞送導管606、排放導管616、排放過濾器618和另外的排放導管622形成吹入回路。更具體地，這種特定配置形成了雙分支吹入回路624。可以說加濕器供應導管104、加濕室126和遞送導管606形成了雙分支吹入回路624的入口支管。可以說排煙系統610（例如，排放導管616、排放過濾器618和另外的排放導管622）形成了雙分支吹入回路624的出口支管。
圖6中還示出了窺鏡（scope）626和腹腔鏡監視器628。
在使用中，吹入氣體由氣體源102通過吹入器供應導管602供應給吹入器604。吹入器604可以控制吹入氣體的壓力。吹入器604將吹入氣體通過加濕器供應導管104供應給加濕器106的入口。吹入氣體由加濕器106加熱和加濕。然後，加熱和加濕的吹入氣體通過遞送導管606供應給外科插管608且然後進入患者體腔中。
在一些示例中，吹入器604的壓力可以設定在約5 mm/Hg與20 mm/Hg之間，這取決於患者的體型和所需的充氣量。吹入器604的流速可以設定為在約1 L/min與12 L/min之間，這取決於具體操作的要求。
吹入氣體和外科煙霧（如果有的話）可以從患者體腔流入外科插管608中並通過排放導管616流到排放過濾器618。在一些示例中，吹入氣體和外科煙霧（如果有的話）可以從患者體腔流入專用的通氣插管（未示出）中並通過排放導管616流到排放過濾器618。即，外科插管608不一定連接至排放導管616。
排放過濾器618可以包括過濾介質。過濾介質可以俘獲吹入氣體或外科煙霧中的污染物材料。污染物材料可以包括顆粒物質、氣味和氣態碳氫化合物中的一種或多種。在一些示例中，排放過濾器618下游的過濾後的氣體可以是幾乎100%的二氧化碳。在一些示例中，排放過濾器去除99.999%的所有微粒、細胞和病毒。在一些示例中，排放過濾器可以具有高達0.02微米的保留部（retention）。過濾後的氣體可以被排放到環境空氣。它可以從患者和外科團隊遠端地排放。
在一些示例中，加濕器106可以被配置為將吹入氣體加濕到或接近飽和，即100%的相對濕度。由於患者體腔已經係濕潤和潮濕的，因此吹入氣體在身體中可能不會失去很多（如果有的話）水分，並且可以在還沒有到飽和點就變得完全飽和。
在其他示例中，外科吹入系統可以省略加濕器106，並且可以將相對乾燥的吹入氣體供應給患者，例如相對濕度低於約90%、低於約80%、或低於約70%。相對乾燥的吹入氣體可以在通過患者體腔時被加濕，從體腔中在內臟器官上方的相對溫暖和潮濕的環境中吸收水分。
當吹入氣體離開患者體腔時，它沿著排放導管616的管壁通過。暴露於環境空氣中的管壁可能比吹入氣體更冷。吹入氣體中的水蒸汽可以從氣體中凝結到排放導管616的管壁上。水蒸汽也可以凝結在吹入回路的一個或多個其他部件（例如，排放過濾器618和另外的排放導管622）之上或之中。
凝結在排放過濾器618中的水蒸汽和從排放導管616流走的水蒸汽中的一種或多種可以使排放過濾器618飽和。排放過濾器618可能變得至少部分地堵塞。排放過濾器618的堵塞可能引起背壓的增加。排放過濾器618的堵塞可能阻礙患者體腔內的外科煙霧的消散。繼續存留在患者體腔或排放導管616中的外科煙霧可能對患者有害。由於繼續存留的外科煙霧所致，外科醫生的視線可能被擋住或受阻礙。受阻過濾可能導致潛在有害的污染物材料逃逸到手術室中。
本揭露的技術特別適合用於外科吹入系統600的排煙系統610中，例如作為排放導管616和另外的排放導管622中的一個或多個。在一些示例中，排煙系統610不具有加熱絲和聚水器中的一個或多個。但是在一些示例中，排放導管616和另外的排放導管622中的一個或多個可以具有加熱絲。
示例外科吹入系統600的排煙系統610可以單獨地出售，或者作為吹入回路套件的一部分出售。吹入回路套件可以包括排放導管616和以下各者中的一者或多者： •   吹入器供應導管602； •   適配器； •   吹入氣體過濾器； •   加濕器供應導管104； •   加濕室126； •   漏斗； •   遞送導管606； •   外科插管608； •   擴散器； •   排放過濾器618； •   另外的排放導管622。
在一個示例中，吹入回路套件可以包括排放導管616和排放過濾器618。
在另一個示例中，吹入回路套件可以包括適配器、吹入氣體過濾器、加濕器供應導管104、加濕室126、漏斗、遞送導管606、排放導管616和排放過濾器618。
在另一個示例中，吹入回路套件可以包括吹入氣體過濾器、加濕器供應導管104、加濕室126、遞送導管606和排放導管616以及排放過濾器618。
在一些示例中，吹入回路套件或該套件的一個或多個部件可以包裝在例如密封的塑膠袋中。若干吹入回路套件（例如，10個吹入回路套件）可以一起包裝在例如紙板箱中。
在一些示例中，吹入回路套件可以部分地或全部進行預先組裝。預先組裝可以促進吹入回路的更快設置。預先組裝可以降低錯誤連接的風險。
在一個示例中，吹入氣體過濾器、加濕器供應導管104和加濕室126可以彼此預先組裝。在此示例中，遞送導管606不與吹入回路的任何其他部件預先組裝。吹入氣體過濾器、加濕器供應導管104和加濕室126可以是有菌的。遞送導管606可以是無菌的。遞送導管606可以單獨地包裝在例如密封的塑膠袋內。單獨包裝的遞送導管606可以與吹入氣體過濾器、加濕器供應導管104和加濕室126一起包裝在例如另一個塑膠袋中。 導管結構
下文將參考適合於用作示例呼吸輔助系統100、200、400、500中的呼氣導管114的導管700來描述根據本揭露的示例導管。但在替代性呼吸輔助系統中或在其他醫療系統中，本技術可以適合於應用作為呼吸輔助系統100、200、400、500中的其他導管中的任何一個。例如，根據本揭露的導管可以用作被配置為呼吸回路中的與麻醉機一起使用的吸氣導管108，或者例如用作外科吹入系統600中的排放導管616。
藉由降低主動加濕的水平，進而降低遞送到患者的氣體的相對濕度，可以減少呼吸輔助系統的吸氣導管中冷凝物的積聚。但這對患者舒適度或康復而言並不是最佳的。它也不一定將解決在NIV治療期間由於患者上氣道中氣體的進一步加濕所致的呼氣導管中的冷凝物。它也不一定將解決冷凝物從間隙患者介面部件（比如，導管安裝件）引流到吸氣支管和呼氣支管中的一個或多個中。
緩解吸氣導管和呼氣導管中的冷凝物的其他選項包括使用熱絕緣件、聚水器和加熱器中的一個或多個。
使導管絕緣降低了呼吸氣體在它們沿著導管的長度通過時的熱損失率。例如，導管可以設置有熱絕緣材料的外夾套或管壁中的空氣間隙。然而，此類絕緣可能增加導管的直徑、重量和成本中的一項或多項；損害導管的柔性；或者效果有限。絕緣也不能解決可以從另一個源（例如，氣體源、過濾器、Y型件、導管安裝件和患者介面中的任何一個或多個）引流到導管中的冷凝物。
聚水器旨在收集積聚的冷凝物以便進行處置。吸氣導管和呼氣導管各自常常在患者與通氣機之間成褶皺狀垂下，並且冷凝物可能積聚在導管的最低點處。聚水器通常設置在呼氣支管的中間或附近，使得它在使用中靠近呼氣支管的預期最低點。但是聚水器的位置係固定的，並且可能不一定與最低點重合。醫療專業人員可能需要藉由將其多個部分升高來定期操縱導管，使得積聚的冷凝物朝向聚水器引流並進入其中。例如，如果不仔細完成，則這可能引起一些冷凝物同時朝向患者或通氣機引流。並且，冷凝物可能變得被困在導管的波紋內。此外，聚水器和收集的冷凝物的附加重量可能增加管拖曳力。並且，聚水器需要定期清空。這可能中斷對患者的治療。清空聚水器也帶來感染風險。聚水器在某種程度上解決了冷凝物（一旦它存在）的問題。並且，它也可以在某種程度上解決來自其他源的冷凝物。但是它並未解決問題的原因，並且有其自身的缺點。
在一些示例中，根據本揭露的導管可以省略聚水器。
加熱器旨在將呼吸氣體的溫度維持或增加到高於其露點。這可以緩解導管內冷凝物的形成。加熱器可以包括設置在導管的管腔內或嵌入於導管的管壁內的電阻性加熱絲。加熱絲的潛在缺點可以包括以下各者中的一者或多者： •   需要在導管與電源（比如，呼吸輔助系統的加濕器）之間建立電連接； •   增加了加熱和加濕算法的複雜性； •   由通氣機接收到的氣體的溫度和絕對/相對濕度係相對高的； •   需要遵從特定於加熱導線型呼吸管的附加標準（例如，國際電子電機委員會（IEC）60601-1 (IEC:2005+A1:2012(E))，第11.2節）； •   縮短了貨架期；以及 •   在使用加熱型導管期間的功耗有助於總體碳足跡，例如為加熱型導管在其壽命內的碳足跡的約50%。
加熱器的替代性形式係「水夾套」加熱器，借此加熱的水（或其他液體）在管腔的外部周圍循環以加熱管腔內的呼吸氣體流。這具有進一步的缺點，即：導管的體積、重量和成本增加，附加需要加熱和泵送水，並且存在水洩漏到導管的管腔中的風險。
在一些示例中，根據本揭露的導管可以省略加熱器，例如加熱絲和水夾套兩者。在其他示例中，導管可以包括加熱絲。但是省略加熱絲可以具有以下優點中的一個或多個： •   簡化製造； •   降低製造和材料成本； •   藉由避免需要在導管與電源（比如，加濕器106或氣體源102）之間建立電連接來改善可用性； •   避免需要加熱絲控制算法； •   改善安全性； •   降低表面溫度； •   改善氣動性能； •   減輕監管負擔（例如，國際電子電機委員會（IEC）60601-1 (IEC:2005+A1:2012(E))，第11.2節）； •   降低在氣體返回入口140處接收到的氣體的溫度； •   改善可靠性； •   貨架期更長（例如，在電絕緣係限制因素的情況下）； •   使用的持續時間更長（例如，在電絕緣係限制因素的情況下）；以及 •   降低導管的功耗及因此碳足跡。
緩解導管（特別是呼氣導管）內的凝結的另一種方法係由透氣材料（在以下術語表中定義）形成管壁。透氣材料對水分子可滲透，但相對地對液態水和呼吸氣體不能滲透。此類導管的管腔內的水分子可以被管壁的透氣材料吸收，通過透氣材料擴散，並根據從更高濕度側移動到更低濕度側的梯度解吸到環境空氣。這被稱為溶解-擴散機制。相比之下，多孔膜（比如，膨體PTFE（ePTFE）織物（例如，可從W. L. Gore & Associates獲得的Gore-Tex ®織物））根據孔隙流機制係對水分子（以及潛在地，病原體）可滲透的，借此水穿過從膜的一側延伸到另一側的孔隙（即，孔）。
在放大倍率為150x或2500x的掃描電子顯微鏡（SEM）下，未發泡的透氣材料可能沒有任何通道或孔隙。發泡的透氣材料可以具有若干閉孔空隙，但沒有從一個主表面延伸到另一主表面的開放通道或孔隙。多孔膜將具有從一個主表面延伸到另一主表面的開放通道或孔隙。
使用透氣材料可以降低管腔內的呼吸氣體流在該等呼吸氣體沿著導管的長度通過時的絕對濕度，且因此降低該等呼吸氣體的露點。此類導管的示例係可從Fisher & Paykel Healthcare獲得的利用EVAQUA™技術的各種呼吸回路的呼氣導管，比如利用EVAQUA™技術的RT280™和RT340™成人呼吸回路。該等呼氣導管省略了聚水器，但確實包括加熱絲。它們已證明在減少導管內冷凝物的形成方面係有效的。但是已發現，至少在某些條件下，冷凝物（例如，來自其他源（比如，導管安裝件、患者貢獻、霧化器等））在長期使用期間仍可能積聚在導管中。
在美國專利號6,769,431和10,532,177中揭露了此類透氣導管的細節，這兩個專利都轉讓給Fisher & Paykel Healthcare Limited。
已發現，對水分子具有相對較高滲透性的透氣材料可能在緩解冷凝物方面更加有效。但是此類透氣材料可能在使用中吸收相對大質量的水分子，這已被發現顯著地更改了導管的機械性質。
這給滿足某些標準或其他設計要求帶來了挑戰。呼吸回路導管可能被要求遵從由正式標準（比如，ISO 5367:2014(E)（麻醉和呼吸設備—呼吸組和連接器）標準）規定的某些最低要求。此標準規定了基本要求，比如： i.   材料， ii.  長度， iii. 連接， iv. 洩漏， v.  抗流動性，以及 vi. 順應性。
圖7示出了根據本揭露的示例導管700之等距示意圖。
導管700可以用於呼吸輔助系統中，比如圖1、圖2、圖4和圖5中分別藉由示例的方式展示的呼吸輔助系統100、200、400、500。特別地，導管700可以用作呼吸輔助系統100中的呼氣導管114並且將在下文在此背景下進行描述。
如圖所示，導管700具有長形管702、圍繞長形管702設置的護套704、以及在長形管702的相應端部處的一對連接器706。
在圖7至圖16中的每一個中，為清晰起見，導管700的構造且特別是護套704的構造呈示意性的形式。下文關於圖18和圖19進一步詳細描述護套704的示例構造。此外，將瞭解，在其他示例中，可以省略護套704。
在其他示例中，導管可以具有兩個（或更多個）長形管。該兩個長形管可以具有不同的性質。例如，不同的性質可以包括不同的材料、波紋、構造、透氣性、直徑、絕緣或加熱中的一種或多種。兩個長形管可以端部對端部地佈置。它們可以藉由中間連接器固定在一起並流體地聯接。例如，中間連接器可以設置在導管的約中點處或沿著導管長度的路徑的約三分之一處。
長形管702和護套704兩者及因此導管700可以是柔性的。這可以減小管拖曳力。如下文進一步詳細描述的，長形管702的柔性可能在使用中變化。但是護套704可以緩解這種情況。
導管700可以是相對輕量的。這可以減小管拖曳力。省略聚水器可以有助於使導管700相對輕量。在使用中，聚水器內冷凝物的積聚可能使導管相對沉重。在一些示例中，在平衡狀態下，導管700可以具有在約130 gm與170 gm之間、在約140 gm與160 gm之間、或在約145 gm與155 gm之間、例如約150克（gm）的質量。在一些示例中，在受制約狀態下，導管700可以具有在約260 gm與300 gm之間、在約270 gm與290 gm之間、或在約275 gm與285 gm之間、例如約280 gm的質量。
長形管702由管壁限定，該管壁限定用於使呼吸氣體從導管700的一個端部通過到達另一端部的內部管腔。在所展示的示例中，導管700具有單個長形管702和單個管腔，而不是限定兩個或更多個平行管腔的兩個或更多個平行管。多個較小直徑的管可能更容易發生扭結和堵塞中的一種或多種，並且柔性可能小於同等的單個管/管腔。
管壁可以具有包括多個平行的環形波紋的波紋狀輪廓，如下文進一步詳細描述的。波紋可以具有以下優點中的一個或多個：改善長形管702的柔性、促進受控變形、以及緩解扭結。
波紋可以在連接器706之間沿著長形管702的長度延伸。長形管702的長度的80%或90%以上可以是波紋狀的。長形管702的由連接器706（如下文進一步詳細描述的）接合的端部部分可以是非波紋狀的。端部部分中缺乏波紋可以改善長形管702與連接器706之間的密封。在其他示例中，管壁可以具有螺旋形的輪廓（例如，單螺旋或雙螺旋）。在一些示例中，連接器之間的長形管702的一個或多個部分可以沒有波紋狀/螺旋形的輪廓。
長形管702的管壁可以由對水分子可滲透的透氣材料（下文進一步詳細描述）形成。透氣材料可以是對水分子高度可滲透的。透氣材料准許水分子穿過管壁到達環境空氣。在使用中，管壁的透氣材料可以降低管腔內的呼吸氣體在它們沿著導管700的長度通過時的絕對濕度。管壁的透氣材料可以消散管腔內可能存在的冷凝物或其他液體（例如，來自患者）。透氣材料可以基本上阻礙呼吸氣體（例如，氮氣、氧氣、二氧化碳和氦氣）穿過管壁。透氣材料可以阻礙液態小水滴穿過管壁。透氣材料可以阻礙病原體穿過管壁。
在此示例中，透氣材料至少在連接器706之間形成長形管702的長度和圓周兩者的全部。在其他示例中，透氣材料可以僅限定具有長形管702的長度和圓周中的一個或多個的一個或多個部分。例如，透氣材料可以與另一種不同的（例如，不透氣的）材料共擠出。該不同材料可以向長形管702提供結構支撐。
由透氣材料形成整個長形管702有利地提供了透氣材料的相對較大的表面積，這增加了長形管702的總體滲透性和在緩解冷凝物方面的有效性。它還可以簡化長形管702的製造。可以將連續長度的管材（tubing）擠出並切割到一定長度以形成長形管702，如下文進一步詳細描述的。
其他條件相同，透氣材料對水分子的滲透性越大，長形管702可能就越有效地從長形管702的管腔內消散水蒸汽和冷凝物（如果有的話）中的一種或多種。但是已發現，相對於透氣材料的乾質量，透氣材料吸收的水分子質量越來越大，例如，在浸沒試驗中吸進其自身乾質量的約100%以上的水分子。在使用期間，長形管702的機械性質可能顯著地變化。例如，被配置為吸進其自身乾質量的約100%的水分子的長形管在使用期間可能由多達50%的水構成成，並且可能變得比使用前顯著地更具柔性。
由於導管700的狀態可能在使用中變化，因此貫穿詳細描述和申請專利範圍，術語「乾燥」、「平衡」、「受制約」和「飽和」指代長形管702、護套704和導管700中的一個或多個的各種不同狀態或狀態範圍。該等狀態各自在以下術語表中進行了定義。
在一個示例中，發現由透氣材料製成使得長形管702被配置為在浸沒試驗中吸進其自身質量的約120%以上（例如，約133%）的水分子的長形管702就其本身而言（即，沒有護套704或其他類似結構）在處於平衡狀態時或在受制約時足夠硬以滿足該標準的順應性要求，如ISO 5367:2014(E)標準中陳述的。但是當該相同的長形管702被用來長時間輸送加濕的呼吸氣體時，發現透氣材料軟化到如此的程度，以至於長形管702在如本文定義的受制約狀態下可能不再滿足相同的順應性要求。
還已發現，長形管702吸收如此相對大質量的水分子（例如，在浸沒試驗中為其自身乾質量的100%以上）引起長形管702明顯地膨脹。即，隨著長形管702吸收水分子，存在其透氣材料的體積增加。在至少一些示例中，這種膨脹在使用中對於肉眼而言可以是容易顯而易見的。在使用中，長形管和護套中的一個或多個的尺寸可以隨時間變化（即，隨時間的推移，它吸收和解吸水分子）。
在一些示例中，當處於受制約狀態時，長形管702的外直徑、內直徑、壁厚和波紋間距（每單位長度的波紋數量）中的一個或多個可以沿著長形管702的長度而變化。而在乾燥狀態、平衡狀態和飽和狀態中的一種或多種狀態的情況下，長形管702的外直徑、內直徑、壁厚和波紋間距中的一個或多個且潛在地全部可以沿著長形管702的至少中心部分為基本上均勻的。中心部分可以排除長形管702的端部部分。端部部分可以由長形管702的朝向連接器706逐漸變細的相應的套管部分和相應的逐漸變細部分（如果有的話）構成（參考圖21(h)中所展示的中心部分2102、端部部分2104、套管部分1002和逐漸變細部分2106）。端部部分的膨脹可能受相應的連接器706的約束。
儘管長形管702的膨脹在使用中（例如，在受制約狀態下）可能是不均勻的，但為了便於表示和解釋，圖7至圖26的以下描述假設長形管702和護套704的尺寸變化大致均勻地發生。關於圖27來進一步詳細描述導管700的不均勻吸收和膨脹。
可以使用非接觸式方法使用電腦斷層（CT）掃描或光學測量系統來測量測試試樣的直徑、長度、壁厚和其他尺寸。在一些示例中，可以使用基於接觸的測量方法，例如用座標測量機（CMM）。
在浸沒試驗（在以下術語表中描述）中，在孤立於護套的情況下（即，沒有護套704或其他此類約束件），長形管702的樣品試樣可以從乾燥狀態到飽和狀態在徑向方向（例如，對於波紋狀長形管702而言，最大外直徑、最小內直徑、或平均外直徑或內直徑）、縱向方向（即，長度）和管壁的壁厚中的一個或多個上膨脹約20%與70%之間。在一些示例中，長形管702的樣品試樣可以在徑向方向、縱向方向和壁厚中的一個或多個上膨脹約20%與70%之間、約25%與50%之間、或約30%與50%之間。在一個示例中，發現示例導管700的長形管702的樣品試樣在徑向方向上膨脹約42%、在縱向方向上膨脹約37%、以及在壁厚上膨脹約34%。在另一個示例中，發現長形管702的樣品試樣在徑向方向、縱向方向和壁厚中的每一個上各自膨脹約32%。
在一些示例中，在乾燥狀態下，長形管的壁厚可以在約0.5 mm與0.9 mm之間、在約0.6 mm與0.8 mm之間、在約0.65 mm與0.75 mm之間、在約0.68 mm與0.72 mm之間、或在約0.69 mm與0.71 mm之間，例如約0.70 mm。在孤立於護套的情況下的飽和狀態下，同一管壁的壁厚可以在約0.7 mm與1.1 mm之間、在約0.8 mm與1.0 mm之間、在約0.85 mm與0.95 mm之間、在約0.90 mm與0.94 mm之間、或在約0.91 mm與0.93 mm之間，例如約0.92 mm。
在一些示例中，在乾燥狀態下，長形管的最大外直徑可以在約20 mm與26 mm之間、在約21 mm與25 mm之間、或在約22 mm與24 mm之間，例如約23 mm。在孤立於護套的情況下的飽和狀態下，同一長形管的最大外直徑可以在約25 mm與35 mm之間、在約28 mm與32 mm之間、或在約29 mm與31 mm之間，例如約30 mm。
仍然參考圖7，圍繞長形管702設置了護套704。護套704出於展示性目的在剖切圖中示出，但在此示例中在導管700的相對端部處的連接器706之間連續地延伸。護套704被展示為大致管狀的形狀（即，在截面中為圓形），但可能不一定具有完全圓形的截面。特別地，將瞭解，護套704可以藉由從連續長度的柔性護套物材料上切割到一定長度而形成，該柔性護套物材料可以以一卷被壓平的護套物形式儲存。例如，當圍繞長形管702設置時，護套704可能傾向於更大程度上採用橢圓形或帶尖的卵形截面。此外，護套704可能在截面中不一定具有如附圖中所展示的沿著其長度的均勻形狀。
在所展示的示例中，護套704的端部藉由連接器706相對於長形管702的端部固定，如下文進一步詳細描述的。在此示例中，長形管702和護套704在其他方面並未在連接器706的中間彼此固定。在其他示例中，例如，長形管702和護套704可以在連接器706的中間沿著導管長度的一個或多個離散點處相對於彼此進一步固定，比如沿著長形管702長度的路徑的約中點處或約三分之一處。在又其他示例中，護套704可以沿著長形管702的長度僅延伸到中途。在一個示例中，護套704的相對端部可以藉由連接器706和附加的中間連接器中的一個固定到長形管702。
在又其他示例中，導管可以沿著導管的長度具有兩個或更多個護套。兩個或更多個護套可以是彼此離散的。兩個或更多個護套可以具有不同性質。該等不同性質可以包括不同的材料、編織模式、編織元件的數量和長度/直徑梯度中的一種或多種。兩個或更多個護套可以彼此基本上端部對端部地佈置。兩個或更多個護套可以藉由中間連接器固定到長形管702。中間連接器可以設置在導管的約中點處或其他地方（比如，更靠近患者端部）。中間連接器還可以將兩個離散地形成的長形管固定在一起並將它們流體地聯接。離散地形成的長形管中的一個或兩個可以至少部分地由透氣材料形成。護套704可以在端部連接器706之間沿著導管700的整個長度延伸。或者，護套704可以只圍繞透氣長形管702設置。
護套704具有多個編織元件，該多個編織元件被編織成限定多個開口的開放式網眼狀管狀配置，如下文參考圖18和圖19進一步詳細描述的。護套704可以是高度多孔和透汽的，且因此不抑制水分子從長形管702的管腔內穿過透氣材料到達環境空氣。即，水蒸汽和其他氣體可以自由地穿過護套704。護套704對與管壁的外部相鄰的環境氣體的溫度和濕度的影響可忽略不計或者沒有影響，以便不影響跨越管壁的蒸汽壓力梯度。護套704的開放式網眼狀結構還可以准許對長形管702進行視覺檢查。
當示例導管700處於乾燥狀態和平衡狀態中的一種或多種狀態時，護套704可以鬆散地圍繞長形管702。即，護套704的內直徑可以超過長形管702的對應外直徑，使得護套704至少部分地與長形管702間隔開。長形管702可以能夠相對於護套704移動（或反之亦然）。
「至少部分地間隔開」旨在允許護套704與長形管702之間圍繞或沿著導管700的圓周和導管700的長度中的一個或多個進行一些接觸。即，護套704不需要（但可以）與長形管702完全間隔開。在波紋管的情況下，「至少部分地間隔開」指代與波紋的峰的間隔，而不僅僅是與兩個峰之間的谷的間隔。
護套704可以被描述或展示為相對於長形管702同心或同軸，例如如圖15中所示，但是將瞭解，在實踐中，在乾燥狀態和受制約狀態中的一種或多種狀態下，長形管702與護套704之間可能發生相對運動。長形管702和護套704將不一定在截面中共用同一個中心。例如，長形管702可以朝向護套704的底部成褶皺狀垂下，或者相反地，護套704可以朝向長形管702的頂部成褶皺狀垂下。將瞭解，長形管702與護套704之間的間隔將因此不一定在導管700的周向方向或縱向方向中的任一方向上係均勻的。並且，護套704可以在某些地方接觸長形管702，而仍然被認為係大致部分地間隔開。
長形管702和護套704被示為沿著其長度具有相對均勻的直徑。但是在使用中，且特別是在受制約狀態（如上文所討論的）下，長形管702和護套704中的一個或多個的直徑或形狀可以沿著其長度而變化，如下文關於圖27進一步詳細描述的。在一個示例中，在受制約狀態下，護套704可以在導管700的第一部分中接合長形管702的完整圓周，但在導管700的第二部分處與長形管702的整個或至少一部分圓周間隔開。在那個示例中，可以說護套704在第二部分中至少部分地與長形管702間隔開。或者，可以說護套704至少部分地與作為一個整體的長形管702間隔開。但特別是在導管700的第一部分中，護套704並未被視為至少部分地與長形管702間隔開。
在使用中隨著長形管702由於水分子的吸收所致而在徑向方向、縱向方向和壁厚中的一個或多個上膨脹，護套704可以與長形管702相互作用，如下文進一步詳細描述的。特別地，當導管700處於受約束的受制約狀態時，護套704可以約束長形管702的至少一部分在導管700的縱向方向和徑向方向中的至少一個方向上的膨脹。即，護套704藉由至少在某些條件下施加反作用力來限制長形管702的膨脹。
護套704還可以向長形管702提供一定程度的物理保護，例如應變消除、耐磨性和點或局部負荷的分佈（例如，跨越長形管702的多個波紋）中的一種或多種。
導管700的連接器706可以提供長形管702到呼吸輔助系統的其他部件的方便和可靠的氣動聯接，以在那些其他部件之間輸送呼吸氣體。特別地，在導管700旨在用作呼吸輔助系統100中的呼氣導管114的情況下，連接器706被配置用於分別直接與Y型件110的出口和氣體源102的氣體返回入口140氣動連接。在一些示例中，可以在導管700與氣體返回入口140之間設置過濾器。
在所展示的示例中，連接器具有標準的醫療錐度，以便實現與廣泛各種呼吸輔助系統及其部件的互通性。
在一些示例中，特別是在導管具有加熱絲的情況下，連接器中的至少一個可以包括用於與加濕器106、氣體源102或另一個電源建立電連接的插口。
連接器706各自限定與長形管702的管腔流體地聯接的孔。
圖8提供了根據本揭露的導管700的一個端部之詳細等距視圖，該端部包括連接器706、護套704的端部部分和長形管702的端部部分（被護套704和連接器706部分地遮擋）。還示出了連接器706的孔802，該孔與長形管702的管腔流體地聯接。
圖9提供了根據本揭露的導管700的端部之詳細側視圖。還展示了所謂的導管700的縱向方向（由箭頭902表示）。將瞭解，在使用中，導管700可能不一定採用如圖中所示的嚴格線性配置，並且對「縱向」、「軸向」等的提及將不被解釋為限於此類線性配置。
護套704可以是編織的管狀護套，如下文關於圖18和圖19進一步詳細描述的。
圖10提供了根據本揭露的導管700的端部之分解詳細視圖，該端部包括連接器706中的一個以及長形管702和護套704的部分。如圖所示，在此示例中，連接器706具有第一連接器部件1004和第二連接器部件1006。
第一連接器部件1004可以具有倒角邊緣1008。倒角邊緣1008可以幫助將第一連接器部件1004插入到長形管702的管腔1202中。
第一連接器部件1004可以具有至少一個凸緣1010。在一些示例中，第一連接器部件1004可以具有三個凸緣1010。凸緣1010可以圍繞第一連接器部件1004周向地延伸。凸緣1010可以抵制第一連接器部件1004無意中從長形管702、護套704和第二連接器部件1006中的一個或多個拆卸（或反之亦然）。凸緣1010可以從第一連接器部件1004的至少一部分徑向向外延伸，並且可以部分地限定環形通道1012。第二連接器部件1006可以部分地被接收在環形通道1012內。凸緣1010可以抑制長形管702、護套704和第二連接器部件1006中的一個或多個在縱向方向上從第一連接器部件上滑落。
第二連接器部件1006可以具有一個或多個孔口1014。孔口1014可以成對地佈置在第二連接器部件1006的相對側上。孔口1014可以是通孔。即，孔口可以各自一路延伸穿過限定第二連接器部件1006的一部分的圓柱形壁。
孔口1014可以説明製造導管700，如下文進一步詳細描述的。孔口1014可以提供增加的抓握力，以便用戶將導管700連接至呼吸輔助系統的其他部件/與呼吸輔助系統的其他部件斷連。
儘管示例導管700的孔口1014佈置為成對的平行的長形槽，但可以替代性地存在呈任何合適的形狀或佈置的任何數量的孔口。例如，該等孔口可以替代性地形成V形圖案或標誌。在一些示例中，V形圖案或其他標記（比如，文字或符號）可以指示較佳的流動方向、或呼吸輔助系統的特定部件（相應的連接器706旨在聯接至該特定部件）。這可以降低錯誤連接的風險。示例導管700可以是對稱的，並且可以被配置為在任一方向上聯接在氣體源102（或過濾器）與Y型件110之間。在其他示例中，導管可以是定向的。
第一連接器部件1004和第二連接器部件1006中的至少一個可以由聚合物材料形成。該聚合物材料可以包括聚碳酸酯（PC）、聚丙烯（PP）和聚乙烯（PE）中的任何一種或多種。在一些示例中，第一連接器部件1004和第二連接器部件1006可以由相同材料形成。在其他示例中，第一連接器部件1004和第二連接器部件1006可以由不同材料形成。
第一連接器部件1004可以是注射模制的。第二連接器部件1006可以包覆模制到長形管702、護套704和第一連接器部件1004中的一個或多個。在一些示例中，第二連接器部件1006可以包覆模制到長形管702、護套704和第一連接器部件1004中的所有三者。
在其他示例中，替代性地或附加地，護套704可以藉由超音波焊接、射頻（RF）焊接、黏合劑、軟管夾、夾子（例如，卡簧或扣合夾）等固定到連接器706和長形管702中的一個或多個。
圖10中還示出了長形管702的套管部分1002和波紋狀部分1016。在此示例中，旨在被接收在連接器706的第一連接器部件1004與第二連接器部件1006之間的套管部分1002不是波紋狀的。套管部分1002缺乏波紋可以具有以下優點中的一個或多個：説明將倒角邊緣1008插入於套管部分1002內、促進長形管702與連接器706之間更牢固的接合、以及減少長形管702與連接器706之間發生氣動洩漏的潛在性。
圖11係根據本揭露的導管700的端部之截面圖。為清晰起見，示意性地表示了護套704。應瞭解，例如，如圖21(e)中所示，護套704可以逐漸變細到連接器706的直徑（例如，內直徑）。由於編織的管狀網狀護套的本質所致，這可以藉由使該長度的護套延伸到需要較小直徑的部分中來實現。
第一連接器部件1004限定連接器706的孔802。第一連接器部件1004可以包括被配置為連接至呼吸輔助系統的其他部件（例如，氣體返回入口140）的逐漸變細的公或母錐形端部1102。第一連接部件1004的相對端部可以部分地被接收在長形管702的管腔1202內（例如，在套管部分1002處）。長形管702和護套704中的一個或多個可以通過連接器706的第二連接器部件1006的孔口1014暴露（例如，可見）。
如圖所示，長形管702的一個或多個部分（例如，套管部分1002）的端部和護套704的對應端部可以藉由第一連接器部件1004和第二連接器部件1006中的一個或多個而相對於彼此固定。長形管702和護套704的端部可以在連接器706內重合。在一些示例中，長形管702和護套704中的一個或多個可以固定在第一連接器部件1004與第二連接器部件1006之間（例如，「被夾在中間」）。在一些示例中，護套704可以在連接器706內直接定位成與長形管702相鄰。在其他示例中，如圖所示，護套704可以在連接器706內與長形管702間隔開。
圖12提供了根據本揭露的導管700的端部的等距分解詳細視圖，該端部包括長形管702、護套704以及連接器706的第一連接器部件1004和第二連接器部件1006。還示出了長形管702的套管部分1002和波紋狀部分1016、以及用於使呼吸氣體從導管700的一個端部通過到達另一端部的管腔1202的一部分。
圖13係根據本揭露的導管700的長形管702和護套704的部分的詳細局部分解等距視圖。還（部分地）示出了由長形管702限定的管腔1202。
圖14係根據本揭露的導管700的長形管702和護套704的部分的局部分解側視圖。
為清晰起見，護套704呈示意性的形式。它示出了護套704的該多個順時針編織元件904和逆時針編織元件906。順時針編織元件904和逆時針編織元件906可以進行交錯，如下文進一步詳細描述並在圖18和圖19中展示的。
圖15示出了根據本揭露的穿過導管700的長形管702和護套704的截面。為清晰起見，省略了連接器706。
可以觀測到，如所展示的，當示例導管700處於平衡狀態時，長形管702的外表面與護套704的內表面之間可能存在間隔1502。這允許長形管702的至少一部分在徑向方向1504和縱向方向902中的至少一個方向上進行一些膨脹。但是，在某些條件下，長形管702在徑向方向1504上的進一步膨脹可能變得受護套704的約束，如下文進一步詳細描述的。即，在此示例中，護套704可以選擇性地約束長形管702的膨脹。
如上文所解釋的，間隔1502不一定需要在導管700的整個圓周周圍或沿著導管700的長度（在縱向方向902上）係均勻的或甚至係連續的。特別是護套704也不一定具有完全圓形的截面或與長形管702同心。
圖15還展示了由管壁限定的管腔1202、以及導管700的所謂的徑向方向（由箭頭1504表示）的示例。
圖16係根據本揭露的導管700的部分之詳細截面側視圖。示出了護套704和長形管702的波紋狀部分1016。該圖僅描繪了處於水平取向的一定長度的導管700的上部分，其中管腔1202朝向圖的下部分並且環境空氣位於圖的上部分處。
可以在長形管702的外表面（在波紋的峰1602處）與護套704的內表面之間觀測到間隔1502。還可以觀測到，在此示例中，波紋狀部分1016的谷1604被壓平。即，谷係基本上圓柱形的。相比之下，峰1602可以連續地彎曲，如圖所示。 透氣材料
透氣材料可以是或包括嵌段共聚物，比如具有「硬段」和「軟段」兩者的熱塑性彈性體（TPE）。在一些示例中，硬段可以是硬的、剛性的、半結晶的聚合物，其可以是疏水性的（例如，比如聚對苯二甲酸丁二醇酯（PBT）等的聚酯）。在一些示例中，軟段可以是軟的、柔性的、無定形的和親水的聚合物（例如，醚型巨乙二醇）。透氣材料可以將軟段的親水性質與硬段的機械性質相組合。
在一些示例中，嵌段共聚物按質量、重量和體積中的一項或多項計可以是至少約90%、至少約92%、至少約95%、或至少約97%、例如約97%或約98.5%的長形管透氣材料。
圖17係示出根據本揭露的對來自由透氣材料形成的示例長形管702的樣品試樣進行差示掃描量熱法（DSC）測試（在以下術語表中定義）的結果的圖表。
圖17中的線1702示出了示例透氣材料在DSC測試期間被第二次加熱時的差熱率（以毫瓦/毫克（mW/mg）為單位測量）。
線1702中的峰表示透氣材料的熔點1704。如本文所使用的術語「熔點」指代對應於DSC圖表中的峰的溫度。將瞭解，熔化可以在峰之前開始。
在一些示例中，透氣材料可以具有兩個、三個或更多個熔點1704。透氣材料的最低熔點1704所處的溫度可以大於約37°C、大於約42°C、大於約44°C、大於約45°C、或大於約46°C，例如處於約47°C的溫度。透氣材料的最低熔點1704溫度可以小於約108°C、小於約100°C、小於約80°C、小於約60°C、或小於約50°C。在一些示例中，最低熔點1704所處的溫度可以在約37°C與100°C之間、在約40°C與60°C之間、或在約40°C與50°C之間。
在一些示例中，透氣材料可以具有熔點1704，該熔點所處的溫度在約42°C與52°C之間、在約44°C與50°C之間、在約45°C與49°C之間、或在約46°C與47°C之間，例如處於約47°C的溫度。
在一些示例中，透氣材料可以具有熔點1704，該熔點所處的溫度在約202°C與212°C之間、在約204°C與210°C之間、在約205°C與209°C之間、或在約206°C與208°C之間，例如處於約207°C的溫度。
在一些示例中，透氣材料可以具有熔點1704，該熔點所處的溫度在約215°C與225°C之間、在約217°C與223°C之間、在約218°C與222°C之間、或在約219°C與221°C之間，例如處於約220°C的溫度。
在一些示例中，透氣材料可以具有兩個熔點1704，這兩個熔點高於約197°C、高於約202°C、高於約204°C、高於約205°C、或高於約206°C的溫度，例如處於和高於約207°C的溫度。
在一些示例中，透氣材料可以具有兩個熔點1704，這兩個熔點所處的溫度在約202°C與225°C之間、在約204°C與223°C之間、在約205°C與222°C之間、或在約206°C與221°C之間，例如處於約207°C和220°C的溫度。
在一些示例中，透氣材料可以具有兩個熔點1704，其溫差小於約23°C、小於約18°C、小於約16°C、小於約15°C、或小於約14°C，例如其溫差為約13°C。
在一些示例中，透氣材料可以具有兩個熔點1704，其溫差在約150°C與170°C之間、在約155°C與165°C之間、在約158°C與162°C之間、或在約159°C與161°C之間，例如其溫差為約160°C。
透氣材料可以具有三個熔點1704。這三個熔點所處的溫度可以在約42°C與225°C之間、在約44°C與223°C之間、在約45°C與222°C之間、或在約46°C與221°C之間。
在一個特定的示例中，三個熔點1704所處的溫度可以為約47°C、207°C和220°C（全部都為 ± 5°C、± 3°C、± 2°C或 ± 1°C）。
在一些示例中，透氣材料可以具有最低熔點，該最低熔點所處的溫度大於37°C（或42°C、44°C、45°C、46°C）。如上文所描述的，37°C可以對應於由呼吸輔助系統遞送到患者的呼吸氣體的溫度和由患者呼出的呼吸氣體的溫度中的一個或多個。
透氣材料的最低熔點可以對應於透氣材料的軟段的熔點。已發現，選擇所有熔點都高於此溫度的透氣材料可以緩解當導管在使用中輸送加熱和加濕的呼吸氣體時透氣材料的軟段的熔化。在高於軟段熔點的溫度下，軟段可能仍然結合到硬段。對用戶而言，長形管存在任何「熔化」並非係顯而易見的。但是已發現，在低於最低熔點的情況下，大部分的軟段可以在使用期間保持為固體並有助於長形管的結構完整性。這可以使得能夠在透氣材料中使用更高的軟段與硬段比，這進而可以增加透氣材料對水分子的滲透性。
在一些示例中，吸氣導管108的管腔內的呼吸氣體的溫度可以高於37°C，以在呼吸氣體經由患者介面遞送到患者之前允許溫度下降。在一些示例中，例如，吸氣導管108的管腔內的呼吸氣體的溫度可以高達50°C或60°C。因此，在一些示例中，透氣材料的最低熔點所處的溫度可以大於50°C、或大於60°C。
已發現，此類透氣材料特別適合用於省略了加熱器（例如，加熱絲）的導管中。加熱絲可以被加熱到遠高於管腔1202內的呼吸氣體的溫度。已發現，即使呼吸氣體的溫度不超過最低熔點，這種加熱也可能在使用期間使透氣材料的至少一些軟段熔化。如果加熱絲嵌入於管壁中或壓靠管壁，則情況尤為如此。藉由省略加熱絲並選擇熔點高於呼吸氣體的預期或實際最高溫度的透氣材料，至少大部分的軟段將在導管的使用期間保持為固體，且因此有助於導管在使用中的機械強度。在一些示例中，可能不需要護套。
在其他示例中，導管可以包括加熱絲，並且透氣材料可以在使用中被選擇為具有高於加熱絲的預期或實際最高溫度的最低熔點。在其他示例中，可以例如藉由控制加熱絲的工作週期來操作導管，使得加熱絲的溫度不超過透氣材料的最低熔點。在其他示例中，長形管702可以由透氣材料和不透氣材料形成，並且加熱絲可以嵌入於該不透氣材料中或壓靠該不透氣材料。
長形管702的至少一部分可以被配置為在浸沒試驗中吸進超過其自身質量的約45%、超過約65%、超過約75%、超過約100%、超過約120%、或超過約130%（在以下術語表中描述）的水。
在一些示例中，長形管702的至少一部分的樣品可以被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約45%與250%之間、約65%與200%之間、約75%與175%之間、約100%與160%之間、約110%與150%之間、約120%與140%之間、約130%與140%之間、或約133%與139%之間、例如，約139%的水分子。
在一些示例中，長形管702的至少一部分的樣品可以被配置為在浸沒試驗中吸進在自身乾質量的約40%與80%之間、約40%與60%之間、約45%與55%之間、或約48%與51%之間、例如約49%的水分子。
在一些示例中，長形管702的至少一部分的樣品可以被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約100%與250%之間、約100%與180%之間、約110%與150%之間、約120%與140%之間、約130%與145%之間、或約135%與145%之間、例如約138%或139%的水分子。
在一些示例中，長形管的至少一部分的樣品可以被配置為在浸沒試驗中吸進超過其自身質量的約33%、約33%與200%之間、約100%與160%之間、約120%與140%之間、或約130%與135%之間、例如約133%的水分子。
已發現，本文所描述的透氣材料對水分子的滲透性將管腔內的冷凝物緩解到如此的程度，以至於可以省略加熱絲和聚水器中的至少一個。在一些示例中，可以省略加熱絲和聚水器兩者。
在一些示例中，已發現，此類長形管702可以對水分子充分可滲透，以便在長期使用（例如，連續使用約24小時）之後被動地（即，不加熱、清空聚水器或引流導管）緩解導管700的管腔內的凝結。在一些示例中，在長期使用之後，管腔內可能不存在冷凝物的淨積聚，包括來自其他源（比如，導管安裝件）的冷凝物。在一些示例中，根據本揭露的導管可以是足夠透氣的，以至於在長期使用之後（至少當在調節後的環境（例如，在約20°C至24°C以及約40%至60%的相對濕度的範圍內的環境空氣）中使用導管時）不需要醫療專業人員從導管中引流冷凝物。
在一個示例中，發現具有如下的長形管702的導管適合於用作呼氣導管114，而在至少一些環境條件下不需要加熱絲或聚水器：該長形管被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身質量的約45%與55%之間、約46%與52%之間、約47%與51%之間、或約48%與50%之間、例如約49%或約50%的水分子。它也不需要護套704或其他此類措施來補償長形管702隨著其在使用中吸收水分子的軟化。即，在沒有護套704的情況下，在受制約狀態下，發現長形管單獨就能滿足ISO 5367:2014(E)的抗流動性和順應性要求中的一個或多個。
在另一個示例中，發現具有如下的長形管702的導管700適合於用作呼氣導管114：該長形管被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身質量的約130%與140%之間的水分子，而同樣沒有加熱絲或聚水器。當與先前的示例（被配置為吸收約45%與55%之間的水分子）相比時，發現此示例跨越更寬的環境條件範圍更好地緩解凝結。導管700設置有護套704。儘管吸收比例大得多的水分子，但發現導管700在受制約狀態下滿足ISO 5367:2014(E)的抗流動性和順應性要求中的一個或多個。
在一個示例中，在長期使用（例如，約24小時）之後，發現沒有冷凝物積聚在氣體源處或導管700的管腔內（當該導管用作呼氣導管114時）。在連續使用五天之後，發現冷凝物以小於約1毫升/小時（ml/hr）的速率積聚在氣體源處以及以小於約2 ml/hr的速率積聚在導管700的管腔內，而沒有加熱絲或聚水器。但是在一些示例中，導管可以視需要設置有加熱絲和聚水器中的至少一個。
在一些示例中，導管700的順應性可以取決於長形管702與護套704之間的物理相互作用。當長時間受制約時，導管700的順應性可能相差10%、20%甚至30%以上（當有護套與無護套時）。
透氣材料可以進一步包括一種或多種添加劑。例如，添加劑可以包括發泡劑、著色劑、紫外線（UV）穩定劑、UV吸收劑或加工助劑中的一種或多種。在一些示例中，（多種）添加劑按質量、重量和體積中的一項或多項計可以形成最高約10%、最高約8%、最高約5%、或最高約3%、例如約3%或1.5%的長形管透氣材料。將瞭解，添加劑本身可能不一定係透氣的，但透氣材料作為一個整體在具有添加劑的情況下保持為透氣的。
在一些示例中，透氣材料可以是未發泡的。在其他示例中，透氣材料可以是發泡的。透氣材料可以包括發泡劑添加劑。可以選擇和定量配給發泡劑，使得透氣材料係閉孔泡沫。已發現，在發泡的透氣材料內形成的空隙可以增加可以被透氣材料吸收的水質量。在一個示例中，當與同等乾質量和結構（例如，波紋輪廓）的未發泡樣品相比時，發現發泡的透氣材料的樣品在浸沒試驗中吸收約兩倍的水質量。空隙也可以改善由管壁提供的熱絕緣。 護套
圖18提供了根據本揭露的導管700的護套704的詳細圖，其中導管700處於平衡狀態。護套704被展示為好像導管水平地鋪設。
護套704的彈性可以小於長形管702，使得如果長形管702被擠壓，則長形管702的恢復不受護套704的約束。
護套704可以是網。護套704可以具有多個編織元件，該多個編織元件進行交錯以形成編織的管狀網。
在一些示例中，護套可以具有雙軸配置。編織元件可以各自在順時針或逆時針方向中的一個方向上圍繞長形管702螺旋地佈置。
順時針編織元件904中的每一個可以與逆時針編織元件906中的每一個進行交錯，且反之亦然。在一些示例中，編織元件可以以規則的編織模式進行交錯，在該規則的編織模式中，順時針編織元件904在兩個逆時針編織元件906下方通過，然後在兩個逆時針編織元件906上面通過，如圖所示。在其他示例中，編織元件可以以菱形的編織模式進行交錯，在該菱形的編織模式中，順時針編織元件904在單個逆時針編織元件906下方通過，然後在單個逆時針編織元件906上面通過。
編織的管狀網狀護套704的編織元件可以各自相對於導管700的縱向方向（水平方向，如所展示的）以編織角α定向。在一些示例中，編織角α對於順時針編織元件904和逆時針編織元件906而言可以是相同的。在一些示例中，在平衡狀態下，編織角α可以在約35°與55°之間、或在約40°與50°之間。在一個示例中，編織角可以為約45°。在一些示例中，順時針編織元件904與逆時針編織元件906之間的交叉點處的角度可以在約70°與110°之間、或在約80°與100°之間。在一個示例中，交叉點處的角度可以為約90°。
在其他示例中，在與長形管702平行的縱向方向上延伸的編織元件可以在導管在縱向方向上的膨脹不合意的應用中係有利的。在周向方向上延伸的編織元件可以在導管在徑向方向上的膨脹不合意的應用中係有利的。
在一些示例中，護套可以具有三軸或其他配置。
在一些示例中，相應的編織元件904、906並未在它們交叉的地方（除了護套704相對於長形管702固定的地方（例如，在連接器706處）之外）彼此結合或以其他方式永久地聯結。即，編織元件904、906可以在某種程度上相對於彼此移動（經受摩擦力）。
護套704可以具有稀鬆織法。順時針編織元件904可以圍繞護套704的圓周彼此間隔開。順時針編織元件904可以基本上等距地間隔開，例如與連接器706相鄰。逆時針編織元件906可以類似地彼此間隔開。
編織護套中的編織元件的間隔在編織元件之間形成多個開口908。該等開口中的每一個的形狀可以是基本上四邊形的，例如具有平行四邊形形狀或長斜方形形狀。開口的幾何形狀可能在使用中變化，從而隨著護套704的尺寸在使用中變化而經歷仿射變換，如下文進一步詳細描述的。
在這種平衡狀態下，如與切向方向（豎直方向，如所展示的）相比，開口908在縱向方向（水平方向，如所展示的）上可以相對地被拉長。
如果編織元件904、906並未在它們交叉的地方結合或以其他方式永久地聯結在一起，則它們之間可能隨著長形管702在使用中膨脹和/或收縮而存在一些相對運動。將瞭解，相鄰編織元件之間的間隔可能不一定沿著導管的長度係均勻的。所有的開口908也將不一定形成完美的平行四邊形。
在一些示例中，護套704的有用的性質係護套704的總長度（在縱向方向上）和直徑（在徑向方向上）可以以反比關係變化。即，隨著護套704在縱向方向上被拉長，它將傾向於在徑向方向上收縮。相反地，當護套704在徑向方向上膨脹時，它將傾向於在縱向方向上收縮。已發現，可以在使用中利用這一性質來至少部分地抵消長形管702的機械性質隨著該長形管由於吸收水分子所致膨脹而發生的變化，如下文進一步詳細描述的。
在實踐中，護套物可能在其可以變形達到的最小直徑和最大直徑中的一個或多個方面具有限制。在一些示例中，例如，對於成人導管而言，護套704可以具有可以在至少約23 mm與43 mm（± 2 mm）之間變化的內直徑。即，護套704可以被配置為符合外直徑的範圍在約23 mm與43 mm之間的棒。將瞭解，護套704的長度也將跨越此範圍而變化。在一些示例中，護套704可以具有可以變化至少約20 mm的內直徑。
在其他示例中，例如，對於新生兒或兒科導管而言，護套可以具有可以在至少約12 mm與22 mm（± 2 mm）之間變化的內直徑。在一些示例中，護套可以具有可以變化至少約10 mm的內直徑。
在一些示例中，順時針編織元件904的數量可以等於逆時針編織元件906的數量。在一些示例中，護套704可以具有約75個與125個之間的編織元件、或約90個與100個之間的編織元件。示例導管700的護套704具有由48個順時針編織元件904和48個逆時針編織元件906構成的總共約96個編織元件。例如，護套704可以適合於旨在供成人患者使用的導管700。
在其他示例中，護套可以具有約40個與60個之間的編織元件、或約45個與55個之間的編織元件，例如由24個順時針編織元件904和24個逆時針編織元件906構成的總共約48個編織元件。例如，此類護套可以適合於供新生兒或兒科患者使用的導管。
在一些示例中，編織元件904、906中的一個或多個可以具有兩根或更多根長絲（即，編織元件可以是多絲）。在其他示例中，編織元件904、906中的一個或多個可以是單長絲（單絲）。在一些示例中，編織元件904、906中的每一個可以是多絲。在所展示的示例中，編織元件904、906中的每一個具有兩根相鄰的長絲。在另一個示例中，例如適合於供新生兒或兒科患者使用的導管的護套，編織元件中的每一個可以包括三根相鄰的長絲。
在一些示例中，如圖18中所示，長絲1802可以以規則的編織模式進行交錯，在該規則的編織模式中，一對並排的長絲1802在兩對並排的長絲1802下方通過，然後在兩對並排的長絲1802上面通過。在其他示例中，長絲1802可以以規則的編織模式進行交錯，在該規則的編織模式中，單長絲1802在兩根單長絲1802下方通過，然後在兩根單長絲1802上面通過。在其他示例中，長絲1802可以以菱形的編織模式進行交錯，在該菱形的編織模式中，一對並排的長絲1802在一對並排的長絲1802下方通過，然後在一對並排的長絲1802上面通過。在其他示例中，長絲1802可以以菱形的編織模式進行交錯，在該菱形的編織模式中，單長絲1802在單長絲1802下方通過，然後在單長絲1802上面通過。
在一些示例中，每個編織元件的長絲係無撚的。在其他示例中，每個編織元件的長絲可以是加撚的或彼此編織的。
在所展示的示例中，長絲1802的截面可以是基本上圓形的。在其他示例中，長絲可以具有多邊形截面，例如三角形、方形、五邊形、六邊形、八邊形等。在其他示例中，長絲可以具有圓形截面，例如卵形、橢圓形、圓角多邊形等。
示例護套704的長絲1802可以由聚對苯二甲酸乙二醇酯（PET）形成。在其他示例中，長絲1802可以由金屬、聚合物、陶瓷和纖維材料中的任何一種或多種形成。
長絲1802和編織元件904、906中的一個或多個單獨或共同地在它們在正常使用中將經受的負荷下可以是基本上不能延伸的。
在一些示例中，順時針編織元件904中的長絲數量可以等於逆時針編織元件906中的長絲數量。在一些示例中，護套可以具有約150根與250根之間的長絲、或約180根與200根之間的長絲。示例導管700的護套704可以具有總共約192根長絲。
在其他示例中，例如適合於供新生兒或兒科患者使用的導管的護套，護套可以具有約120根與180根之間的長絲、或約135根與165根之間的長絲，例如總共約144根長絲。
在一些示例中，長絲可以全部都具有相同的直徑。在其他示例中，長絲可以具有兩個或更多個不同的直徑。
在一些示例中，長絲可以具有在約0.1 mm與0.4 mm之間、或在約0.2 mm與0.3 mm之間的直徑。示例導管700的護套704可以具有直徑為約0.25 mm的長絲。
圖19展示了處於受制約狀態的護套704。
隨著護套704在縱向方向和徑向方向上膨脹和收縮，開口908可能經歷仿射變換。即，開口908的形狀發生變化。編織元件904、906的間距（即，編織元件的角度及因此其每單位長度圍繞長形管702的螺旋繞組的數量）可以變化。
在這種平衡狀態下，如與縱向方向相比，開口908可以在切向方向上相對地被拉長。
當與圖18中所示的平衡狀態相比時，可以觀測到，圖19中的開口908在縱向方向上相對較短。並且，它們在切向方向上相對較長。
護套704的長度和直徑可以成反比關係。不同編織的管狀網可以由其長度與直徑（L/D）關係的梯度來表徵。
圖20展示了若干示例不同編織的管狀網的長度與直徑梯度之圖表。
表徵過程係藉由以下步驟來實施的：將編織的管狀網狀護套物的樣品試樣在被壓平時（如典型地儲存的那樣）切割到預定長度（例如，2000 mm），然後在將樣品試樣安裝於具有合適的已知直徑（例如，對於成人導管而言，直徑在約22 mm與32 mm之間、或在約23 mm與32 mm之間）的若干鋼棒上並符合該等鋼棒時測量該樣品試樣的長度。在一些示例中，長度與直徑梯度可以在此範圍內係基本上線性的。不同的初始長度和直徑可以取決於編織元件的配置而產生類似的特徵響應。長度與直徑梯度可以藉由將該等測量值和相關聯的線性趨勢線繪製在圖表上來確定。圖20展示了長度與直徑梯度為約 -23、-34、-37、-43和 -79的護套。
具有相對較大的長度與直徑梯度絕對值的編織的管狀網將導致隨著直徑的增加長形管的長度相對較大地減小（且反之亦然）。長度與直徑梯度的較小絕對值導致對於相同的直徑增加而言軸向長度的變化比較小。
在一些示例中，例如對於成人導管而言，導管700的護套704的長度與直徑梯度可以在約 -100與 -20之間、在約 -50與 -20之間、或在約 -40與 -35之間。在一個示例中，長度與直徑梯度可以為約 -37。
在其他示例中，例如對於新生兒或兒科導管而言，護套的長度與直徑梯度可以在約 -75與 -25之間、在約 -60與 -40之間、或在約 -55與 -45之間。在一個示例中，長度與直徑梯度可以為約 -52。
長形管702與護套704之間的間隔1502可以藉由以下步驟來產生：將針對護套704選定的編織的管狀網切割到一定長度，該長度在護套704符合長形管702的外部時（即，長形管702的最大外直徑在波紋的峰處）比長形管702的長度大預定距離。該預定距離可以被選擇為使得導管在受制約狀態下的最終長度類似於管在平衡狀態下的長度，如上文所描述的。護套704在固定到長形管702之前被軸向地壓縮使得長形管702和護套704的相應端部重合，從而增加護套704的平均直徑以產生間隔1502。相對較小的特性長度與直徑梯度可以提供以下優點中的一個或多個：最小化間隔1502，這可以改善美學；以及最小化編織的管狀網的平整長度，這可以降低製造成本。
在一些示例中，護套704還可以緩解導管在使用中的振動或振盪。用於長形管702的透氣材料具有特定的性質，該等性質隨著水分子被吸收到透氣材料中並以一定速率擴散通過透氣材料而導致尺寸和機械變化，該速率取決於透氣材料的任一側上的溫度和濕度邊界條件。具體地，透氣材料在攝取水分子時變軟和變大。當透氣材料形成為攜帶潮濕氣體（其濕度水平大於管壁外部的濕度水平）的長形管時，隨著進入長形管的呼吸氣體穿過長形管到達出口，由於通過透氣材料的自然擴散和由此產生的溫度下降，該等呼吸氣體的濕度可以軸向地減小，這既係由於熱傳遞速率取決於跨越透氣材料的邊界條件，又係由於水分子擴散到透氣材料中，同時蒸汽壓力梯度跨越管壁而保持為正值。這可能導致導管尺寸和機械性質的軸向變化。因此，隨著水分子被吸收到透氣材料中並通過它擴散，透氣材料具有功能梯度材料（FGM）的性質。可以選擇護套的直徑和長度，使得可以選擇性地控制徑向膨脹和縱向膨脹。在導管的入口（高濕度的呼吸氣體可以在該入口處進入）處，與在入口遠側的軸向位置相比，水分子的攝取量可能最大。在一些示例中，可以選擇護套參數以緩解或最小化長形管在縱向方向上的膨脹（相對於平衡狀態），從而有利於長形管的水力直徑的徑向膨脹。水分子的攝取結合波紋輪廓和護套對長形管的由此產生的縱向收縮可能具有相對於平衡狀態產生更厚的管壁區段的結果。因此，管壁的壁厚可以軸向地變化，並且當護套接合時，一旦發生足夠的尺寸變化，這種變化可能就更加明顯。儘管透氣材料可以由於水分子的攝取而軟化，但由護套造成的軸向增長限制可能導致波紋峰之間的分離距離減小。這種減小的分離距離可以具有雙重影響：壁厚增加以及存在增加的環向強度。管子的硬度可以取決於壁厚、內表面光潔度、水力直徑和材料性質。當氣體速度超過某個臨界值（臨界速度）時，管子的彎曲模式被激發，該臨界值取決於水力直徑和相對於長度的內表面粗糙度。藉由控制長形管的縱向和徑向膨脹，護套因此可以間接地影響相對於具有均勻水力直徑和均勻壁厚的管子的臨界速度。具體地，呼吸氣體的臨界速度可能增加，相對於具有均勻壁厚和水力直徑的同等管子潛在地高達數倍。因此，對於長形管的操作長度，當以適合治療的典型最大速度傳遞潮濕的呼吸氣體時，護套可以降低沿著長形管出現振動模式的可能性。 使用中的膨脹
下文將參考圖21至圖26藉由示例的方式來描述示例導管700的使用和行為。將瞭解，此描述僅涉及特定示例，並且其他示例中的導管的結構和佈置可以選擇為以不同的方式表現。在其他示例中，導管可以被配置和佈置為主要在縱向方向上交替地膨脹，或者藉由選擇具有適當性質（例如，編織模式、長度與直徑梯度等）的護套，可以將膨脹限制到縱向方向或徑向方向中的僅一個方向。
將瞭解，圖21並未按比例示出，並且不同狀態之間的尺寸和比例變化可以出於展示性目的而被誇大。除了朝向連接件706的逐漸變細之外，圖21還展示了長形管702的基本上均勻的膨脹。如在其他地方所描述的，在使用中，膨脹可能不一定係均勻的。
圖21(a)至 (d)（在圖21的左側）示意性地展示了在各種不同狀態下的沒有護套704的長形管702和一對連接器706（被稱為無護套型導管2108）。
圖21(e)至 (h)（在圖21的右側）示意性地展示了在各種不同狀態下的先前描述的示例導管700，該導管包括護套704。
圖21(a)和 (e) 分別展示了在平衡狀態（未加壓）下的無護套型導管2108和導管700。
圖21(b)和 (f) 分別展示了在部分受制約狀態（未加壓）下的無護套型導管2108和導管700。可以觀測到，無護套型導管2108和導管700兩者都在徑向方向和縱向方向兩者上膨脹。但是導管700膨脹的程度小於無護套型導管2108。
圖21(c)和 (g) 分別展示了在長期使用之後的受制約狀態（未加壓）下的無護套型導管2108和導管700。可以觀測到，無護套型導管2108在徑向方向和縱向方向兩者上都進一步膨脹。而導管700在徑向方向上進一步膨脹，但在縱向方向上收縮。導管700可以恢復到或接近其原始長度。
圖21(d)和 (h) 分別展示了在長期使用之後的相同受制約狀態（但這次進行了加壓）下的無護套型導管2108和導管700。可以觀測到，無護套型導管2108在徑向方向和縱向方向兩者上都進一步膨脹。但是導管700保持不變。
參考圖21(a)和 (e)，當對患者的呼吸治療即將開始時，可以用氣體源102設置新的呼吸回路142。可以從包裝中取出導管700，其中管腔1202內的氣體與包裝內的長形管702管壁外部的氣體具有大致相同的溫度和濕度。即，不存在蒸汽壓力差來驅動水分子傳輸通過長形管702的管壁。包裝內的氣體可以具有類似於環境空氣的溫度和相對濕度，且因此當從包裝中取出時，導管700可能處於平衡或近乎平衡的狀態。在一些情況下，導管700可以在從包裝中取出後且在使用前保留一定時段（例如，儲存起來以準備使用），其中環境空氣填充長形管702的管腔。如果環境空氣的濕度與包裝內的濕度不同，則長形管702在與環境空氣達到平衡狀態時可以吸收或解吸水分子。圖21(a)和圖21(e)中分別示出了在這種平衡狀態下的無護套型導管2108和導管700。在這種狀態下，長形管702與導管700的護套704之間存在間隔1502，如上文所描述的。
護套704可以被配置為在這種平衡狀態下至少部分地與長形管702間隔開。這種間隔可以緩解導管700在平衡狀態下的進一步變硬。過於硬的導管700對於可用性來說可能是有問題的。例如，它可能增加Y型件110或患者介面112上的管拖曳力。在一些示例中，在這種平衡狀態下，護套704可能對導管700的硬度沒有貢獻或貢獻幾乎可忽略不計。
如圖21(e)中所展示的，在至少平衡狀態下，護套704在其相應端部處可以朝向相應的連接器706逐漸變細。
已發現，長形管702的透氣材料可能足夠硬，以便導管700在處於平衡狀態時或在如ISO 5367:2014(E)標準中陳述的受制約時滿足該標準的順應性和抗流動性要求中的一個或多個。但是在如本文定義的受制約狀態下，導管700可能不一定滿足該等要求中的一個或多個。
一旦導管700連接至呼吸輔助系統並開始治療，長形管702的管腔就在患者端部處暴露於相對濕度可以為90%以上且常常為約100%的呼吸氣體流中。環境空氣的相對濕度可以在約10%與90%之間，且常常在約40%至60%或45%至55%的範圍內，該等範圍係針對日常健康和舒適而建議的。在管腔1202內的呼吸氣體與長形管702外部的環境空氣之間存在水蒸汽的分壓差。溶解-擴散機制引起長形管702的透氣材料連續地從管腔內的呼吸氣體和冷凝物（如果有的話）或其他液體（如果有的話）中吸收水分子並根據驅動梯度將水分子解吸到長形管702外部的環境空氣。
如下文參考圖27進一步詳細描述的，長形管702在使用中的受制約狀態下的膨脹可能不一定沿著長形管702的長度係均勻的。但是出於解釋的目的，以下描述假設長形管702和護套704的尺寸變化大致均勻地發生。
從管腔內對水分子的初始吸收引起無護套型導管2108和導管700的長形管702傾向於在縱向方向902和徑向方向1504兩者上（以及在壁厚上）膨脹。
在無護套型導管2108的情況下，這種膨脹係不受約束的，如圖21(b)中所展示的。
在導管700的情況下，長形管702與護套704之間的間隔1502意指長形管702可以在縱向方向和徑向方向兩者上稍微膨脹。長形管702在縱向方向上的膨脹將引起護套704的對應拉長。長形管702和護套704的拉長進而可能引起護套704在徑向方向上收縮。
如圖21(c)和 (g) 中所示，導管700的長期使用和暴露於濕度差（即，水分子的進一步吸收）可能引起長形管702接合護套704的內表面。長形管702與護套704之間的間隔1502可以沿著長形管702的長度的至少一部分被消除。長形管702在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上的進一步膨脹可能受護套704的約束。即，護套704的編織元件中的每一個處於受拉狀態，並且護套704由於長形管702膨脹以及與該長形管接合所致而具有環向應力。
由於長形管702繼續從管腔內吸收水分子，因此長形管702可能發生一些進一步的徑向膨脹。這可能引起護套704在縱向方向上收縮。導管700可以恢復到或接近（例如，在約90%與110%之間）其原始長度（在平衡狀態下）。
如圖21(d)中所示，對無護套型導管2108的加壓可能引起在徑向方向和縱向方向兩者上的進一步膨脹。這可能部分地是由於透氣材料的軟化所致，軟化係由於吸收相對大的質量的水分子所致。但護套704約束導管700的進一步的膨脹，如圖21(h)中所展示的。
如上文所描述的，隨著長形管702的長度在使用中發生變化，波紋間距（即，長形管702中的波紋的相鄰峰之間的距離）也可能變化。但是在導管700中，例如，這種變化受護套704的約束，如從圖21(b)（無護套）與圖21(f)（有護套）之間的比較中顯而易見的。在長形管702與護套704之間的相互作用引起長形管702最初在縱向方向上膨脹且然後收縮以恢復到或接近其原始長度的情況下，將瞭解，長形管702的波紋間距將類似地增加且然後減小以恢復到或接近原始波紋間距。
如在其他地方所描述的，長形管702可能不一定沿著波紋狀部分1016的長度均勻地吸收水分子。特別地，將瞭解，當管腔中的呼吸氣體沿著長形管702的長度朝向氣體返回入口140通過時，由於透氣材料對呼吸氣體的除濕作用所致，它們可能在導管的患者端部處具有更高的絕對濕度。此外，重力將引起確實形成在管腔內的任何冷凝物都朝向環形波紋2202和長形管702（作為一個整體）中的一個或多個的最低部分引流並積聚在那裡。這可能導致長形管702的透氣材料在長形管702的第一區域中吸收更高濃度的水分子（當與長形管702的第二區域相比時）。這進而可能導致第一區域中的透氣材料在徑向方向和縱向方向中的一個或多個方向上局部膨脹。並且，波紋2202的間距（每單位長度的波紋數量）可以沿著長形管702的長度而變化。
護套704可以准許長形管702在第一區域中的膨脹程度大於在吸收和膨脹沿著長形管702的長度而均勻的情況下的膨脹程度。長形管702在第一區域中的直徑可以超過作為一個整體的長形管702的平均直徑。長形管702在第一區域中的膨脹可以佔用護套704中由於長形管702的第二區域中的間隔1502所致的鬆弛。這種局部膨脹可以增加透氣材料在長形管702的第一區域中的表面積和滲透性，相對於第二區域，在該第一區域中增加的滲透性係最期望的（即，在管腔內的水分子濃度最高的區域中，在該區域中存在或最有可能形成冷凝物）。
將瞭解，可以藉由改變若干因素來修改或調整根據本揭露的導管的行為，以滿足特定的設計要求。已發現若干因素會影響根據本揭露的導管的行為，該等因素包括至少以下各者： i.   護套的長度/直徑（L/D）特性， ii.  長形管的波紋的輪廓和間距，以及 iii. 長形管與護套之間的間隔。
圖22以截面展示了在平衡狀態下的長形管702的波紋2202的示例輪廓。從該圖中省略了護套704。該圖僅描繪了處於水平取向的一定長度的長形管702的上部分，其中管腔1202朝向圖的下部分並且環境空氣位於圖的上部分處。
波紋2202中的每一個具有側壁2204，當長形管702平衡時，該等側壁朝向波紋2202的峰1602（即，限定波紋2202和長形管702的最大外直徑）會聚。
峰1602可以是基本上圓形的。波紋2202中的每一個的谷1604可以基本上被壓平。即，每個谷區域可以是基本上圓柱形的（至少當長形管702以線性配置佈置時）。
圖23以截面展示了當長形管702處於受制約狀態且更特別地處於其中長形管702的膨脹受護套704的約束的受制約狀態時圖22的波紋2202的輪廓。
隨著長形管702的材料由於水分子的吸收所致而膨脹，護套704約束長形管702在縱向方向上的膨脹，如上文所描述的。長形管702克服護套704的約束進行的膨脹可能引起波紋2202在縱向方向上更緊密地壓縮在一起。這進而可能引起波紋2202的輪廓從圖22中所示的截面變為圖23中所示的截面。即，隨著長形管702克服護套704的約束而膨脹，側壁可以朝向徑向方向（即，豎直方向，如所展示的）重新定向並且潛在地超越徑向方向。側壁可以從與縱向方向形成銳角朝向徑向方向（相對於縱向方向為90°）重新定向，且可能地甚至超越徑向方向而與縱向方向形成鈍角。
在圖23中所展示的特定的受制約狀態下，側壁2204中的每一個具有大致徑向的取向（在該截面圖中豎直地延伸，相對於縱向方向為90°），借此側壁2204係基本上平面的，並且相鄰側壁2204大致彼此平行（至少當長形管702以線性配置佈置時）。
當與圖22的初始輪廓相比時，波紋2202的聯結相鄰側壁2204的峰1602也可以變得相對地被壓平。即，波紋2202的峰可以變成基本上圓柱形的，如圖23中所示。而在平衡狀態下，峰可以在側壁2204的中間連續地彎曲，如圖22中所示。
圖23中的側壁2204的徑向取向意指力向量2206（在此示例中相當於徑向力分量F R）對抗任何徑向向內的擠壓力。例如，擠壓力可能是由於患者手臂的重量壓迫導管所致。另一方面，無護套型導管2108可能傾向於在膨脹時維持與圖22的波紋輪廓大致相似的波紋輪廓。圖22中的力向量2206包括在徑向方向上的徑向力分量F R和在縱向方向上的軸向力分量F A兩者。徑向力分量F R可以相對地小於圖23中的徑向力分量。
由於護套704對長形管702的軸向約束所致，波紋可能傾向於隨著材料的膨脹而更緊密地壓縮在一起。這種軸向的「彈簧壓縮力」可以遵循胡克定律，其使長形管702變硬並隨著內部壓力的減小而對抗軸向地壓縮長形管702的大氣壓力起作用。
由護套704強加的縱向約束可能引起波紋增長（由於水分子的吸收所致）發生到波紋2202之間的間隙中（即，更厚的波紋）。徑向約束可能引起徑向向內（朝向長形管702的中心）的波紋生長。在一些示例中，波紋2202之間的間隙可以部分地或完全地閉合，從而潛在地產生有效地單個厚壁區段，而沒有來自波紋半徑的任何樞軸點或力矩效應。
由長形管702與護套704之間隨著長形管702由於水分子的吸收所致而膨脹的相互作用產生的該等效應中的一個或多個可以緩解透氣材料的軟化。這可以使得導管700能夠貫穿一系列不同的操作條件遵從相關的標準和其他自己強加的設計要求中的一個或多個。例如，在受制約狀態下的測試中，已發現，特定的示例無護套型導管2108具有超過4毫升/釐米水（ml/cmH 2O）或5 ml/cmH 2O的順應性（在以下術語表中定義）。在一些示例中，在如本文定義的受制約狀態下，當根據ISO 5367:2014(E)標準另行測試時，本揭露的具有護套704的導管700可以具有小於約4 ml/cmH 2O、小於約2.5 ml/cmH 2O、或小於約1.2 ml/cmH 2O的順應性。
在其他示例中，藉由選擇透氣材料或以其他方式將長形管配置為吸收相對較低比例的水分子（例如，在其乾質量的約40%與60%之間），可以貫穿預期操作條件（受制約狀態）的範圍或子範圍滿足順應性標準。
圖23還展示了替代性護套704，其中每個編織元件具有並排佈置的三根長絲1802。
圖24展示了當處於平衡狀態時導管700的長形管702的一部分的截面，在該平衡狀態下，長形管702不受護套704（在該圖中未示出）的約束。
每個波紋2202的側壁2204通常朝向波紋2202的峰1602會聚。在一些示例中，側壁2204可以被配置為在這種平衡狀態下相對於縱向方向（水平方向，如該圖中所展示的）以在約65°與85°之間、或在約70°與80°之間的角度θ從相鄰的谷延伸。在圖24中所描繪的示例長形管702中，側壁2204可以在平衡狀態下以約75°的角度θ延伸。
在圖24中，可以觀測到，谷相對地被壓平。在其中長形管702基本上線性地佈置在相鄰側壁2204之間的截面中，如圖所示，谷的外表面可以是基本上線性的。長形管702的外表面在谷處可以是基本上圓柱形的。相比之下，峰1602可以在相鄰側壁2204之間基本上連續地彎曲。
圖25係在缺乏約束長形管702膨脹的護套704的情況下長形管702在受制約狀態下的截面。圖25係以與圖24約相同的比例描繪的。
可以觀測到，由於長形管702在吸收水分子時在縱向方向（水平方向，如該圖中所示的）上不受約束的膨脹所致，對於長形管702的給定長度而言存在較少的波紋2202（與圖24中約4個波紋2202相比，圖25中約3個波紋2202）。每個波紋2202的側壁2204仍通常以與圖24的平衡狀態下約相同的角度θ朝向波紋的峰會聚。即，在缺乏護套的情況下，發現圖25的示例長形管702的側壁2204在受制約狀態下以約75°的角度θ延伸。
還可以觀測到，由於長形管702的不受約束的膨脹所致，波紋的深度2402（在長形管702的外表面處從波紋2202的峰1602到相鄰的谷1604測量）在圖25中所描繪的受制約狀態下大了約33%。
圖26係長形管702在受制約狀態下的截面，該長形管這次受護套704（未示出）的約束。圖26係以與圖24和圖25約相同的比例描繪的。
可以觀測到，波紋間距與圖24的平衡狀態下的波紋間距約相同。即，在長形管702的所展示的長度中，長形管702具有約四個波紋2202。
在這種受約束的受制約狀態下，波紋2202的側壁2204並未從波紋2202的谷到峰連續地收斂。在一些示例中，側壁2204可以形成大於85°、約90°、或大於90°（鈍角）的角度θ。即，從相鄰的谷1604朝向中間的峰1602，波紋的側壁2204首先發散，且然後朝向峰1602會聚。
側壁2204可以從初始角度（在此示例中為75°）朝向徑向方向（90°）重新定向，並且在一些情況下隨著長形管702吸收越來越多質量的水分子而超越徑向方向（形成鈍角θ，如圖26中所示）。
在圖26中所描繪的示例長形管702中，發現側壁2204以約95°的角度θ延伸。可以在側壁2204中的每一個內以及在每個波紋2202的峰和谷處存在拐點。
圖26中的波紋2202中的每一個的輪廓係基本上歐米茄（Ω）形的，而在圖21和圖22中，波紋2202的截面通常更多地是正弦曲線（儘管在此示例中具有被壓平的谷）。即，在圖26中，波紋按原路返回到彼此之上，而在圖21和22中則不是這樣。這可以在相鄰波紋2202的面對的側壁2204之間、在相應的峰和谷的中間形成內部收窄的腰部區域2602和外部收窄的腰部區域2604。 不均勻膨脹
圖27展示了在長期用作示例呼吸輔助系統2700的呼氣導管114之後的根據本揭露的導管700。該圖不一定按比例繪製。特別地，長形管702或護套704的膨脹可以出於展示性目的而被誇大。並且，吸氣導管108和呼氣導管114並未按比例示出。
除了如從圖和以下描述中顯而易見之外，呼吸輔助系統2700可以類似於呼吸輔助系統100。
圖27展示了在氣體源102的氣體返回入口140處的過濾器2702。過濾器2702可以直接連接在呼氣導管114與氣體源102的氣體返回入口之間。
在此示例中，加濕器106可以是也可從Fisher & Paykel Healthcare Limited獲得的F&P 820 ™加熱型加濕器。
在此示例中，呼吸輔助系統2700係在使用中在將加濕的呼吸氣體長時間遞送到患者（未示出）後示出的。將瞭解，這僅僅表示若干種不同的可能的受制約狀態中的一種，該等受制約狀態將取決於若干變數，包括但不限於：例如，使用時間、呼吸氣體的溫度、呼吸氣體的濕度、環境空氣的溫度、環境空氣的濕度、導管的路線選擇、氣體源的類型和型號、患者狀況和濕度貢獻、霧化物質、以及導管上的任何微風。
在此示例中，呼氣支管146且特別是呼氣導管114省略了加熱絲和聚水器兩者。
如所展示的，呼氣導管114或更特別地長形管702和護套704在至少這種受制約狀態下係柔性的。呼氣導管114在乾燥狀態、平衡狀態和飽和狀態中的任何一種或多種狀態下也可以是柔性的（儘管可能程度不同）。因為它係柔性的，所以呼氣導管114可以在使用中採取曲線形狀，如圖所示。
已發現，在使用中，長形管702可能不一定在連接器706之間沿著其長度均勻地膨脹。即，在受制約狀態下，長形管702的直徑可能不一定沿著其長度係均勻的。這可能是因為管腔內的水分子濃度可以沿著長形管702的長度而變化。這種變化可能是由於呼吸氣體（即，水蒸汽）的濕度和冷凝物（即，液態水）沿著長形管702長度的積聚中的一種或多種的變化所致。另一方面，長形管702外部的環境空氣中的水蒸汽分壓將沿著長形管702的長度而相對地恒定。
在這種示例受制約狀態下，可以在呼氣導管114的三個不同區域（入口區域2704、出口區域2706和中間區域2708）中觀測到長形管702的局部膨脹。在其他示例中，可以存在兩個或更多個中間區域2708。在又其他示例中，長形管702可以在入口區域2704、出口區域2706和一個或多個中間區域2708中的任何一個或多個中具有局部膨脹。在又其他示例中，可能不存在明顯的局部膨脹。
局部膨脹區域可以是該長度的長形管702的部分，該等部分相對於長形管702的相鄰區域（或多個區域）具有較大直徑。在該等區域中，長形管702可以具有隆起的外觀。隆起可以是逐漸變細的。在一些示例中，局部膨脹對於肉眼而言可以是容易顯而易見的。在一些示例中，局部膨脹區域的最大直徑可以比長形管702的相鄰區域（或多個區域）（例如，對於出口區域2706而言為在出口區域2706和中間區域2708的中間的區域）中大至少約5%、至少約10%、至少約20%、或至少約30%。
將瞭解，術語「局部膨脹」並不旨在意指膨脹限於該等區域。該術語係在相對意義上使用的。即，在局部膨脹區域中的膨脹可能比相鄰區域中的膨脹更加明顯。
在下文描述入口區域2704、出口區域2706和中間區域2708時，對長形管702長度的各比例的提及指代在連接器706之間的長形管702長度，例如排除連接器706內的套管部分1002。將瞭解，該等長度之和將不超過在連接器706之間的100%的長形管702長度。在一些示例中，入口區域2704、出口區域2706和中間區域2708的長度之和可以小於約75%、小於約50%或小於約33%的在連接器706之間的長形管702總長度。
入口區域2704可以是在長形管702長度的一部分內或對應於該部分，該部分離Y型件110、患者介面（未示出）和患者（未示出）中的一個或多個最近。在一些示例中，入口區域2704可以是最高約50%、最高約33%、最高約25%、最高約20%、或最高約10%的長形管的長度。
已發現，相對於長形管702的一個或多個其他區域，呼吸氣體的相對濕度和長形管702的管腔內的冷凝物體積中的至少一個可以在入口區域2704中係升高的。例如，相對於在入口區域2704和中間區域2708的中間的區域，或相對於在中間區域2708和出口區域2706的中間的區域。例如，升高的相對濕度可能是由於在呼吸氣體沿著管腔的長度通過時透氣材料的除濕作用所致。例如，升高的冷凝物體積可能是由於冷凝物從Y型件110或Y型件的更上游（例如，從導管安裝件、患者介面和患者（圖27中都沒有示出））引流到入口區域2704中所致。此冷凝物中的至少一些可以積聚在長形管702的在入口區域2704中的波紋內。
出口區域2706可以是在長形管702長度的一部分內或對應於該部分，該部分離過濾器2702、氣體返回入口140和氣體源102中的一個或多個最近。在一些示例中，出口區域2706可以是最高約50%、最高約33%、最高約25%、最高約20%、或最高約10%的長形管的長度。
已發現，相對於長形管702的一個或多個其他區域，呼吸氣體的相對濕度和長形管702的管腔內的冷凝物體積中的至少一個可以在出口區域2706中係升高的。例如，相對於在入口區域2704和中間區域2708的中間的區域，或相對於在中間區域2708和出口區域2706的中間的區域。例如，冷凝物的升高的相對濕度或體積可能是由於冷凝物從過濾器2702或氣體源102引流到出口區域2706中所致。
中間區域2708可以是在長形管702長度的一部分內，該部分在入口區域2704與出口區域2706的中間。中間區域2708可以是最高約50%、最高約33%、最高約25%、最高約20%、或最高約10%的長形管的長度。
已發現，相對於長形管702的一個或多個其他區域，呼吸氣體的相對濕度和長形管702的管腔內的冷凝物體積中的至少一個可以在中間區域2708中係升高的。例如，相對於在入口區域2704和中間區域2708的中間的區域，或相對於在中間區域2708和出口區域2706的中間的區域。
呼氣導管114的柔性意指呼氣導管114可能傾向於在Y型件110與氣體源102之間成褶皺狀垂下。這種成褶皺狀垂下可能導致在Y型件110和氣體源102的中間出現至少一個低點2710。低點2710所處的高度可以低於呼氣導管114的端部（例如，低於Y型件110和氣體返回入口140）。管腔1202內的任何冷凝物都可能由於重力所致而傾向於朝向低點2710引流並積聚在那裡。這種冷凝物可能已形成在長形管702中，或者可能已從呼吸輔助系統2700的其他部件（比如，導管安裝件、Y型件、連接器或患者）貢獻給導管。中間區域2708中的冷凝物的升高的相對濕度或體積可能是由於冷凝物積聚在低點2710處所致。
在一些示例中，已發現，在使用中，導管700可以首先在入口區域2704中展現局部膨脹。稍後可以接著在出口區域2706和中間區域2708中的一個或多個中的局部膨脹，例如隨著冷凝物開始形成在過濾器2702或氣體源102中並引流到導管700中。在一些應用中，定期替換過濾器2702可以緩解過濾器中的凝結以及在出口區域2706和中間區域2708中的一個或多個中的局部膨脹。
類似地，長形管702的膨脹可能不一定在管壁的圓周和壁厚中的一個或多個中係均勻的，例如在垂直於縱向方向的截面中。例如，由於重力所致，長形管702中的任何冷凝物都可能積聚在環形波紋的較低區域（即，當從長形管702外部觀察時為峰1602）處。與波紋的上區域相比，長形管702可以在此下區域中更大程度地膨脹。應瞭解，當在截面中或從長形管外部觀察時，在實際空間中波紋的最低點實際上是波紋「峰」。
已發現，當與相同條件下的受約束的透氣材料相比時，透氣材料的膨脹可以增加其對水分子的滲透性。這可能是由於膨脹的透氣材料的表面積相對較大所致。
長形管702的不均勻膨脹可以在最需要的地方有利地增加長形管對水分子的滲透性。例如，入口區域2704、出口區域2706和中間區域2708中的一個或多個。在使用中，長形管702可以自動地適應不同的或變化的操作條件。相比之下，聚水器設置在沿著導管長度的固定位置（例如，中點）中。如圖27中所示，中點或其他固定位置可能不一定與導管的低點2710重合，從而顯著地限制了其有效性。 製造
圖28係根據本揭露的展示用於製造導管700的示例方法2800之流程圖。
在步驟2802處，可以藉由擠出透氣材料來生產適合於用作長形管702的連續長度的管材。
在步驟2804處，藉由使半熔融的擠出管材穿過波紋機塊，可以至少部分地對擠出管材進行波紋處理。在一些示例中，擠出管材的部分可以保持為非波紋狀的。該等部分可以變成非波紋狀的套管部分1002。替代性地，整個擠出管材都可以是波紋狀的。
在步驟2806處，可以藉由從擠出的和波紋狀的管材上切下一定長度來形成長形管702。在一些示例中，擠出的和波紋狀的管材可以是在非波紋狀部分處切割的。切割可以基本上居中地在非波紋狀部分中進行。
在步驟2808處，可以圍繞長形管702設置護套704。可以將長形管702插入到護套704中。在一些示例中，護套704可能先前已在步驟2818處被切割到預定長度。可以從一卷被壓平的編織的管狀網狀護套物上切下護套704。護套704可以被切割到在變形以符合長形管702的外部時比長形管702長的長度，如上文所描述的。
在步驟2810處，可以將第一連接器部件1004插入到長形管702的第一端部中。在一些示例中，第一連接器部件1004可能先前已在步驟2820處進行注射模制。
在步驟2812處，可以在模具工具內將第一連接器部件1004、長形管702的第一端部和護套704的對應的第一端部夾持在一起。模具工具可以具有突起以固持護套704的第一端部，使得其覆蓋長形管702的第一端部。在一些示例中，模具工具可以具有相對的成對突起。
在步驟2814處，可以將熔融的塑膠材料注入模具工具中以形成第二連接器部件1006。即，可以將第二連接器部件1006包覆模制到第一連接器部件1004、長形管702的第一端部和護套704的第一端部上，從而將該等部件永久地固定在一起。孔口1014由在突起周圍流動的熔融的塑膠材料形成，該等突起將長形管702和護套704夾持在適當位置。一旦熔融的塑膠材料冷卻並凝固，即完成了連接器706，並且可以將其從模具中彈出。
可以重複步驟2810至2814，或者可以同時重複那些相同的步驟，以在導管700的相對的第二端部處形成第二連接器706。可以首先在步驟2816處使護套704在縱向方向上收縮，使得其端部與長形管702的對應端部重合並覆蓋該等端部，從而產生間隔1502。在一些示例中，導管700的連接器706可以是相同的。在其他示例中，在導管的相對端部處的連接器可以彼此不同。在一些示例中，兩個連接器706之間可能只有第一連接器部件1004和第二連接器部件1006中的一個不同。在其他示例中，兩個連接器部件都可能不同。
在其他示例中，第二連接器部件1006可以單獨地進行注射模制。例如，第二連接器部件1006可以藉由焊接、黏合劑或過盈配合（例如，扣合）附接至第一連接器部件1004。 術語表
「透氣材料」指代無孔可滲透材料，它允許水分子經由溶解-擴散機制穿過可滲透材料的整體壁，而不允許液態水一路大量穿過該壁或呼吸氣體一路大量流過該壁。熟悉該項技術者應瞭解，壁中的水分子係成分子狀分散在介質中的，且因此沒有狀態（固體、液體或氣體），不過它們有時在本領域中被稱為蒸汽（例如，傳遞速率經常被稱為濕蒸汽透過率（MVTR）等）。應進一步瞭解，整體壁不包含開放通道或孔隙，該等開放通道或孔隙從一個主表面到另一個主表面，使得病原體可以經由孔隙流機制與空氣或液態水滴一起被攜帶通過此類通道。然而，此定義並不旨在排除由此類透氣材料形成的管，該透氣材料可以具有設置成穿過材料的一個或多個孔，比如可能由例如製造缺陷引起，該製造缺陷可能產生可忽略不計的孔隙流，該孔隙流不會對管的總體性能和ISO 5367:2014的順應性及洩漏要求有實質性的影響。應又進一步瞭解，像所有聚合物一樣，呼吸氣體（比如，氧氣、二氧化碳、氮氣或氦氣）的某種小分子運輸可以以痕量或微不足道的量發生（即，不是「大量」流），這對於如本文定義的透氣材料而言將典型地以比水分子的速率至少低一個數量級的速率進行。此外，對於遞送到患者或從患者遞送的呼吸氣體特別相關的是，呼吸氣體的此類小分子運輸的量將小於為遵從例如在ISO 5367:2014（其特此藉由引用以其整體併入）的第5.4節處的洩漏測試中的相關標準所允許的量，該洩漏測試係經由附錄E中陳述之方法測試的。
ISO標準4135:2001（其特此藉由引用以其整體併入）在第3.1.5節處將「順應性」定義為「當向密閉空間添加氣體時每增加一個單位壓力所增加的體積，在該密閉空間處於環境大氣壓力下的溫度和濕度下表達」（© ISO 2001）。根據本揭露的用於測試導管的順應性之方法係基於ISO 5367:2014（其藉由引用以其整體併入）中在附錄H處陳述之方法。首先，將導管中等於或大於1 ml/min的任何洩漏密封（如附錄E中所描述的）。其次，在42 ± 3°C、不小於80%的相對濕度下將導管制約至少一個小時。第三，將導管的一個端部封住並將導管放置在平坦表面上。第四，將壓力測量裝置連接至導管的相對端部。第五，在五秒鐘或更短的時段內將導管充氣至60 ± 3 cmH 2O的穩定表壓，並記錄所需的空氣量。將瞭解，該標準所定義的制約可能並未反映使用中條件，並且沒有考慮到透氣材料來起草該標準。為了更好地反映使用中條件，可以藉由附加地或替代性地將導管制約到如下文所描述的類比的受制約狀態來進一步測試至少部分地由透氣材料形成的導管的順應性。
「受制約」指代狀態的連續體（continuum）中的一種，長形管已在該連續體中暴露於水蒸汽壓力梯度，其中在很長一段時間內管腔內的水蒸汽的分壓相對較高（即，高於環境空氣的水蒸汽分壓）。即，長形管的管壁已從管腔內吸收了水分子，並且可能繼續從管腔內吸收水分子。特別地，可以說在一段時間內一直並繼續用於輸送加濕的呼吸氣體流的導管處於受制約狀態。在受制約狀態下的長形管的管壁將因此通常包含比乾燥或平衡狀態下更高濃度的水分子，但通常比飽和狀態下的濃度低。本文對導管在「一種」（單數）受制約狀態下的某些性質的提及並不一定旨在適用於所有的受制約狀態，除非另外從上下文中顯而易見。特別地，取決於設計要求和導管參數的配置、呼吸氣體和環境空氣的相對濕度和溫度、以及長形管的透氣材料內的水分子濃度，長形管的膨脹在特定的受制約狀態下可能受或可能不受護套的約束。即，在受制約狀態的連續體內，可能存在不受約束的受制約狀態的子集和受約束的受制約狀態的子集。可以藉由根據以下方法制約導管來類比受制約狀態。首先，應達到22 ± 2°C的環境溫度並且貫穿制約方法維持該環境溫度。其次，將導管鋪設在V型托盤中處於平衡狀態。第三，以10標準升/分鐘（SLPM）的流速（參考20°C，101.325 kPa）向導管的管腔供應氣體流，該氣體流由設定到37°C露點、100%相對濕度（RH）的濕度水平的加濕器加濕歷時24小時的時段。
「約束」指代由護套對長形管施加的不可忽略的力，其作用係抑制長形管的至少一部分在縱向方向和徑向方向中的至少一個方向上的膨脹。當管從平衡狀態過渡到受制約狀態或從不受約束的受制約狀態過渡到受約束的受制約狀態時，約束的作用可以定位到管的一部分。受護套約束的長形管也許可能進一步膨脹，但任何此類膨脹都將需要超過由護套施加的約束力的膨脹力。即，「約束」並不旨在一定暗示任何進一步的膨脹被完全阻止。相關術語「受約束（constrained）」、「約束（constraint）」、「約束（constrains）」等將相應地進行解釋。相反，「不受約束」指代缺乏護套對長形管施加的力或存在護套對長形管施加的可忽略不計的力以抵制長形管的膨脹。舉例而言，使不經受環向應力的護套（例如，當導管處於平衡狀態時，護套不經受環向應力，其中長形管與護套之間有一定的間隔）變形所需的力可以被視為「可忽略不計的力」。在此類可忽略不計的力存在的情況下長形管的膨脹可以被視為「不受護套的約束」。或者，可以說長形管能夠「自由地」膨脹。
「差示掃描量熱法（DSC）」指代基於ISO標準11357-3:2018(E)（© ISO, 2018）中陳述之方法在長形管的測試試樣上進行的針對熔點溫度的DSC測試，該ISO標準的全部內容特此藉由引用併入。在第一步驟中，根據ISO 11357-1:2023（其全部內容特此藉由引用併入）製備測試試樣。其次，根據ISO 62:2008(E)的乾燥方法對測試試樣進行乾燥，如關於下文定義的浸沒試驗方法的第二步驟簡要描述的。第三，根據ISO 11357-1:2023來設置設備、將測試試樣裝載到坩堝中並插入坩堝。第四，以約10攝氏度/分鐘（°C/min）的速率將測試試樣從約 -20°C的溫度加熱到約250°C的溫度。第五，將該溫度保持5分鐘。第六，以約 -10°C/min的速率將測試試樣從約250°C冷卻到約 -20°C的溫度。第七，將該溫度保持5分鐘。第八，以約10°C/min的速率再次將測試試樣從約 -20°C的溫度加熱到約250°C的溫度，同時記錄樣品試樣的差熱率（以毫瓦/毫克（mW/mg）為單位測量）。可以將差熱率與溫度繪製成圖，並根據對應於繪圖中的（多個）峰的（多個）溫度來識別測試試樣的（多個）熔點。
「乾燥」指代長形管或其樣品的狀態，該長形管或其樣品已根據ISO 62:2008(E)的乾燥方法進行了乾燥，如關於下文定義的浸沒試驗方法的第二步驟簡要描述的。它係一種「人工」狀態，因為在正常使用期間（例如，在輔助呼吸系統中使用時），長形管將通常不進入這種狀態。在乾燥狀態下的長形管的管壁通常包含比平衡狀態、受制約狀態和飽和狀態中的任何一種狀態下更低濃度的水分子。
「平衡」指代如下的狀態：通常沒有冷凝物或其他液態水的長形管已在足以使長形管達到穩定狀態的一段時間內暴露於環境空氣（例如，在相對濕度為40%至60%的受控環境中，既在管腔內又在管壁外部）中。即，透氣材料內的水分子濃度與環境空氣達到了平衡。在平衡狀態下的長形管的管壁將通常包含比乾燥狀態下更高濃度的水分子，但通常比受制約狀態或飽和狀態下的濃度低。取決於導管的導管參數的配置、環境條件（包括環境空氣的溫度和相對濕度）、以及長形管的透氣材料內的水分子濃度，長形管的膨脹可能受或可能不受護套的約束。然而，在至少一些示例中，導管可以被設計成在平衡狀態下在長形管與護套之間具有一定的間隔，以便在長形管受護套的約束之前允許長形管至少有一些膨脹。
「浸沒試驗」指代用於基於ISO 62:2008(E)標準（© ISO, 2008）來確定吸水率的測試，該ISO標準藉由引用以其整體併入本文。首先，從長形管上將至少三個管狀測試試樣切割到25 ± 1 mm的長度。應使該等切口垂直於長形管的縱向方向。切割邊緣應光滑並且沒有裂縫。試樣應只包括負責吸水性質的（多種）活性塑膠。如果可能的話，應以非破壞性方式加熱絲、套筒和任何機械支撐材料移除。其次，對試樣進行乾燥。試樣可以在維持處於50 ± 2°C的對流烘箱或真空烘箱中進行乾燥歷時至少24小時，或在溫度為60°C、露點為 -40°C、空氣流量為14立方米/小時（m 3/h）並且乾燥時間為600分鐘（m）的工業烘乾機中進行乾燥。應定期對試樣稱重至最接近的1 mg並將其送回到烘箱/烘乾機，直到其質量恒定到 ± 1 mg以內。第三，允許試樣在乾燥器中冷卻到室溫。第四，對試樣進行稱重（m 1）並測量尺寸。第五，將試樣浸泡在蒸餾水中歷時24小時的時段。每平方釐米的試樣總表面應存在至少8 ml的蒸餾水，並且每個試樣不少於300 ml。如有必要，可以將試樣放置在不銹鋼絲籃中，該不銹鋼絲籃藉由不銹鋼絲連接至錨重塊。第六，將試樣從水中取出，並使用無絨布擦拭，去除表面水。第七，在從水中取出試樣的1分鐘內，將試樣稱重至最接近的1 mg。第八，重複第六步驟（浸泡）和第七步驟（稱重），直到試樣的質量恒定到 ± 1 mg（m 2）以內。第九，如果已知或懷疑試樣包含可觀的量的水溶性成分，則重複第二步驟（乾燥）並對樣品進行稱重，以校正在浸沒試驗期間損失的水溶性物質。如果重新受制約的質量小於受制約的質量，則差值表示在浸沒試驗期間損失的水溶性物質。根據公式 ，或者，對於包含水溶性物質的試樣， ，每個試樣的吸水率被表達為質量c相對於初始質量的百分比變化。結果表達為在相同的暴露持續時間下獲得的三個（或更多個）值的算術平均值。本說明書中對浸沒試驗的提及指代在孤立於連接器和護套的情況下單獨對透氣材料或長形管的樣品試樣進行的測試。即，連接器和護套被省略或移除，使得膨脹不受護套的約束。
「ISO」指代國際標準組織，且更具體地指代由該組織定義的國際標準。那些標準受版權保護，並且可用於直接從國際標準組織購買，網址係http://www.ISO.org。
「洩漏（leak）」、「洩漏（leakage）」和「洩漏測試」指代ISO 5367:2014標準（© ISO 2014）的第5.4節和附錄E中陳述之方法，該ISO標準特此藉由引用以其整體併入。此標準將被供應為準備與通氣機呼吸系統（VBS）或麻醉呼吸系統一起使用的完整呼吸組的限值定義為在60 ± 3 cmH 2O的壓力下對於成人患者而言為70 ml/min（預期的遞送體積 ≥ 300 ml）、對於兒科患者而言為40 ml/min（50 ＜ 300 ml）、或對於新生兒患者而言為30 ml/min（≤ 50 ml）。對於不旨在與VBS或麻醉呼吸系統一起使用的單個呼吸管，洩漏限值在60 ± 3 cmH 2O下為25 ml/min。簡而言之，藉由首先在23 ± 3°C的溫度下將導管制約至少一個小時來根據標準測試洩漏。其次，將導管的一個端部封閉。第三，施加並維持60 ± 3 cmH 2O的內部氣體壓力。第四，記錄維持該壓力所需的空氣流量。將瞭解，該標準所定義的制約可能並未反映使用中條件，並且沒有考慮到透氣材料來起草該標準。為了更好地反映使用中條件，可以藉由附加地或替代性地將導管制約到如上文所描述的類比的受制約狀態來進一步測試至少部分地由透氣材料形成的導管的洩漏。
「長期使用」、「長時間使用」、「長時間」等指代在至少24小時的連續時段內在呼吸輔助系統（或外科吹入系統）中使用導管來輸送加熱和加濕的呼吸氣體（或吹入氣體）。可以藉由上文所描述的類比的受制約狀態來類比長時間使用。
「抗流動性」和「抗流動性測試」指代ISO 5367:2014標準（© ISO 2014）中在附錄F處的第5.5節和其中陳述之方法，該ISO標準的全部內容特此藉由引用以其整體併入。此標準將被供應為準備使用的導管的抗流動性限值定義為對於成人患者而言在30 l/min的流量下為0.06 cmH2O/l/min（預期的遞送體積 ≥ 300 ml）、對於兒科患者而言在15 l/min的流量下為0.12 cmH2O/l/min（50 ＜ 300 ml）、以及在2.5 l/min的流量下為0.74 cmH2O/l/min。簡而言之，藉由首先在23 ± 3°C的溫度下將導管制約至少一個小時來測試抗流動性。其次，將流量控制裝置的流速調整並維持30 s，並且記錄壓力。第三，將導管裝配在緩衝儲器的出口上並將導管的自由端部固定，使導管保持為直的。第四，將空氣流量再次調整並維持30 s，並且記錄壓力。第五，從記錄的壓力差中計算由於導管所致的壓力增加。藉由首先在42 ± 3°C的溫度和至少80%的相對濕度下將導管制約至少一個小時來測試隨彎曲的抗流動性增加。其次，將導管懸掛在直徑為25 mm的氣體鋼瓶上，並施加拉力以在氣體鋼瓶的超過一半的圓周上維持接觸。第三，施加氣流，並在五分鐘後記錄壓力。第四，從彎曲的和直的導管的壓力差中計算由於導管所致的壓力增加。將瞭解，該標準所定義的制約可能並未反映使用中條件，並且沒有考慮到透氣材料來起草該標準。為了更好地反映使用中條件，可以藉由附加地或替代性地將導管制約到如上文所描述的類比的受制約狀態來進一步測試至少部分地由透氣材料形成的導管的抗流動性。
「飽和」指代如下的狀態：長形管或其樣品已經受浸沒試驗（即，浸沒在液態水中）一段時間，直到可滲透材料不吸收進一步的水分子或吸收的進一步的水分子可忽略不計。即，直到可滲透材料和吸收的水分子的組合質量處於或接近最大值。它係一種「人工」狀態，因為在正常使用期間（即，在輔助呼吸系統中使用時），長形管將通常不進入這種狀態。在飽和狀態下的長形管的管壁通常包含比乾燥狀態、平衡狀態和受制約狀態中的任何一種狀態下更高濃度的水分子。
100:呼吸輔助系統 102:氣體源 104:加濕器供應導管 106:加濕器 108:吸氣導管 110:Y型件 112:患者介面 114:呼氣導管 116:壓力發生器 118:氣體入口 120:氣體源控制器 122:用戶介面 124:出口氣體源出口 126:加濕室 128:室加熱器 130:加濕器控制器 132:用戶介面 134:加熱絲 136:感測器探針 138:感測器引線 140:氣體返回入口 142:呼吸回路 144:吸氣支管 146:呼氣支管 200:呼吸輔助系統 202:加熱絲 204:感測器 206:電動氣動連接器 208:補充氣體入口 302:加熱器底座 304:盒 306:觸控式螢幕顯示器 308:開關 310:指示燈 312:釋放按鈕 400:呼吸輔助系統 402:壓力調節器 404:液體 406:入口探針 408:壓力釋放閥 500:呼吸輔助系統 502:鼓風機 504:呼吸治療裝置 506:殼體 600:外科吹入系統 602:吹入器供應導管 604:吹入器 606:遞送導管 608:外科插管 610:排煙系統 612:壁裝源 614:壓縮氣體的氣體鋼瓶 616:排放導管 618:排放過濾器 620:真空源 622:另外的排放導管 624:吹入回路 626:窺鏡 628:腹腔鏡監視器 700:導管 702:長形管 704:護套 706:連接器 802:孔 902:縱向方向 904:順時針編織元件 906:逆時針編織元件 908:開口 1002:套管部分 1004:第一連接器部件 1006:第二連接器部件 1008:倒角邊緣 1010:凸緣 1012:環形通道 1014:孔口 1016:波紋狀部分 1102:逐漸變細的錐形端部 1202:管腔 1502:間隔 1504:徑向方向 1602:峰 1604:谷 1702:線 1704:熔點 1802:長絲 2102:中心部分 2104:端部部分 2106:逐漸變細部分 2108:無護套型導管 2202:波紋 2204:側壁 2206:力向量 2402:深度 2602:內部收窄的腰部區域 2604:外部收窄的腰部區域 2700:呼吸輔助系統 2702:過濾器 2704:入口區域 2706:出口區域 2708:中間區域 2710:低點 2800:形成導管之方法 2802:擠出步驟 2804:波紋處理步驟 2806:管切割步驟 2808:穿接步驟 2810:連接器插入步驟 2812:夾持步驟 2814:連接器包覆模制步驟 2816:護套收縮步驟 2818:護套切割步驟 2820:連接器模制步驟
為了輕鬆識別任何特定元素或行為的討論，附圖標記中的一個或多個最高有效數字指代首次引入該元素的圖號。相似的附圖標記在不同附圖中並參考不同示例使用以指代相似的特徵。
下文參考附圖進一步詳細描述示例，在附圖中：
[圖1]係根據本揭露的呼吸輔助系統之示意性展示，該呼吸輔助系統可以包括導管。
[圖2]係根據本揭露的替代性呼吸輔助系統之示意性展示，該呼吸輔助系統可以包括導管。
[圖3]係可以用於圖2的呼吸輔助系統中的示例加濕器之詳細圖。
[圖4]係根據本揭露的氣泡式CPAP系統之示意性展示，該氣泡式CPAP系統可以包括導管。
[圖5]係根據本揭露的替代性氣泡式CPAP系統之示意性展示，該替代性氣泡式CPAP系統可以包括導管。
[圖6]係根據本揭露的外科吹入系統之示意性展示，該外科吹入系統可以包括導管。
[圖7]係根據本揭露的示例導管在局部剖切圖中之示意性展示。
[圖8]係根據本揭露的示例導管的一個端部之示意性等距細節展示。
[圖9]係根據本揭露的示例導管的一個端部之示意性側視細節展示。
[圖10]係根據本揭露的示例導管的一個端部之示意性分解側視細節展示。
[圖11]係根據本揭露的示例導管的一個端部之示意性截面側視細節展示。
[圖12]係根據本揭露的示例導管的一個端部之示意性分解等距細節展示。
[圖13]係根據本揭露的示例導管的長形管和護套之示意性等距細節展示。
[圖14]係根據本揭露的示例導管的長形管和護套之示意性側視細節展示。
[圖15]係根據本揭露的示例導管的長形管和護套之示意性端視截面展示。
[圖16]係根據本揭露的示例導管的長形管和護套之示意性截面側視細節展示。
[圖17]係根據本揭露的導管透氣材料的差示掃描量熱法（DSC）測試結果之圖表。
[圖18]係根據本揭露的示例導管的護套之示意性細節展示，其中導管處於平衡狀態。
[圖19]係圖18的護套之示意性細節展示，其中導管處於受制約狀態。
[圖20]係根據本揭露的可以用於導管中的一系列編織的管狀網狀護套的長度與直徑梯度之圖表。
[圖21]示意性地展示了在沒有護套的情況下（在圖21(a)至圖21(d)中）和在有護套的情況下（在圖21(e)至圖21(h)中）根據本揭露的示例導管的長形管由於水分子的吸收和加壓所致的狀態變化。
[圖22]係根據本揭露的在平衡狀態下的示例導管的波紋輪廓之示意性截面細節展示。
[圖23]係在受制約狀態下的圖22的導管之示意性截面細節展示。
[圖24]係根據本揭露的在平衡狀態下的示例導管的長形管的一部分之示意性截面細節展示。
[圖25]係在無護套的受制約狀態下的圖24的長形管之示意性截面細節展示。
[圖26]係在當受護套（未示出）約束時的受制約狀態下的圖24和圖25的長形管之示意性截面細節展示。
[圖27]係根據本揭露的包括呼氣導管的呼吸輔助系統在使用中之示意性展示。
[圖28]係根據本揭露的製造導管的示例方法之流程圖。
102:氣體源
104:加濕器供應導管
106:加濕器
108:吸氣導管
110:Y型件
114:呼氣導管
140:氣體返回入口
146:呼氣支管
702:長形管
704:護套
706:連接器
2700:呼吸輔助系統
2702:過濾器
2704:入口區域
2706:出口區域
2708:中間區域
2710:低點

Claims (143)

  1. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹；以及 圍繞該長形管的至少一部分設置的護套，其中，該護套被配置為在使用中約束該長形管的至少一部分由於該透氣材料對該等水分子的吸收所致在徑向方向和縱向方向中的至少一個方向上的膨脹。
  2. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分係波紋狀的並且包括： 透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹，以及 多個波紋；以及 護套，該護套圍繞該長形管的至少一部分設置並且被配置為在使用中約束該長形管至少在該長形管的縱向方向上的膨脹； 其中，該長形管被配置為使得該多個波紋的間距在使用中發生變化，這取決於該透氣材料對水分子的吸收和該護套對該長形管的約束。
  3. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹；以及 圍繞該長形管的至少一部分設置的護套，該護套的每個端部固定到該長形管的對應端部，其中，該護套被配置為使得在使用中該護套的長度和直徑隨著該透氣材料由於該等水分子的吸收所致膨脹而彼此成反比關係變化。
  4. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔； 圍繞該長形管的至少一部分設置的護套；以及 一對連接器，該對連接器用於將該長形管氣動地聯接至該呼吸系統的其他部件，該對連接器中的每一個連接器將該護套的相應端部相對於該長形管的對應端部固定，並且該對連接器中的至少第一連接器包括多個孔口，該長形管和該護套中的一個或多個通過該多個孔口而暴露。
  5. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，以及 圍繞該長形管的至少一部分設置的護套， 其中，該護套被配置為在該醫用氣體導管處於平衡狀態時至少部分地與該長形管的最大外直徑間隔開。
  6. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為在吸收水分子時膨脹；以及 護套，該護套圍繞該長形管的至少一部分設置並且被配置為在使用中選擇性地約束該長形管由於該等水分子的吸收所致的膨脹； 其中，該長形管和該護套被配置為使得至少在某些條件下該醫用氣體導管的順應性取決於該長形管與該護套之間的物理相互作用。
  7. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為在吸收水分子時膨脹；以及 圍繞該長形管的至少一部分鬆散地設置的護套； 其中，該長形管被配置為在使用中至少在某些條件下對該護套施加環向應力。
  8. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔；以及 圍繞該長形管的至少一部分設置的護套，該護套包括編織的管狀網，該編織的管狀網包括多個編織元件構成的雙軸編織物，該多個編織元件圍繞該護套的圓周間隔開並圍繞該長形管螺旋地延伸，並且該多個編織元件各自包括一對相鄰的長絲。
  9. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約100%與250%之間、較佳的是約100%與180%之間、更較佳的是約110%與150%之間、又更較佳的是約120%與140%之間或約130%與145%之間、以及又更較佳的是約135%與145%之間、例如約138%或139%的水分子。
  10. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約40%與80%之間、較佳的是約40%與60%之間、更較佳的是約45%與55%之間、以及又更較佳的是約48%與51%之間、例如約49%的水分子，並且該醫用氣體導管不包括加熱絲。
  11. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括： 擠出的長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料；以及 在該長形管的相應端部處的一對連接器，該對連接器用於將該醫用氣體導管與該醫用氣體系統的其他部件氣動地聯接，該對連接器中的至少一個連接器包括： 至少部分地插入於該長形管的管腔內的第一連接器部件，以及 包覆模制到該第一連接器部件和該長形管的第二連接器部件。
  12. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，每個熔點所處的溫度高於約197°C、較佳的是高於約202°C、更較佳的是高於約204°C、又更較佳的是高於約205°C、以及最較佳的是高於約206°C，例如處於或高於約207°C的溫度，其中，該療氣體導管不包括加熱絲。
  13. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括三個熔點，其中，該醫用氣體導管不包括加熱絲。
  14. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度大於約37°C、較佳的是大於約42°C、更較佳的是大於約44°C、又更較佳的是大於約45°C、以及最較佳的是大於約46°C，例如處於約47°C的溫度。
  15. 一種用於醫用氣體系統的醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括：長形管，限定用於使醫用氣體流通過的管腔，該長形管的至少一部分包括透氣材料，該透氣材料在使用中被配置為由於水分子的吸收所致而膨脹，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中的至少一種受制約狀態下該長形管在以下各者中的一者或多者中具有局部膨脹： 入口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的患者介面最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度； 出口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的氣體源的氣體返回入口最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；以及 中間區域，該中間區域在該入口區域和該出口區域的中間包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的該長形管的長度。
  16. 如請求項9至15中任一項所述之醫用氣體導管，包括圍繞該長形管的至少一部分設置的護套。
  17. 如請求項4至5或8中任一項所述之醫用氣體導管，該長形管包括透氣材料。
  18. 如請求項1至17中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括呼氣導管，該醫用氣體系統包括呼吸輔助系統，並且該醫用氣體流包括呼吸氣體流。
  19. 如請求項1至17中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括吸氣導管，該醫用氣體系統包括呼吸輔助系統，並且該醫用氣體流包括呼吸氣體流。
  20. 如請求項1至17中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括排放導管，該醫用氣體系統包括外科吹入系統，並且該醫用氣體流包括吹入氣體流。
  21. 如請求項1至20中任一項所述之醫用氣體導管，被配置為使得該長形管和該護套中的至少一個且較佳的是兩個的直徑和長度能夠在使用中隨時間變化。
  22. 如請求項1至21中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套的長度和直徑被配置為在使用中隨著該長形管由於水分子的吸收所致膨脹而成反比關係變化。
  23. 如請求項1至22中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套的長度與直徑梯度在約 -100與 -20之間、較佳的是在約 -50與 -20之間、更較佳的是在約 -40與 -35之間，並且最較佳的是為約 -37。
  24. 如請求項1至22中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套的長度與直徑梯度在約 -75與 -25之間、較佳的是在約 -60與 -40之間、更較佳的是在約 -55與 -45之間，並且最較佳的是為約 -52。
  25. 如請求項1至24中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套的長度與直徑梯度在約24 mm與32 mm的護套直徑之間係基本上線性的。
  26. 如請求項1至25中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套孤立地被配置為符合外直徑的範圍在約23 mm與43 mm之間的棒。
  27. 如請求項1至26中任一項所述之醫用氣體導管，該護套包括多個開口，較佳的是四邊形開口，該多個開口被配置為在使用中隨著該長形管由於該透氣材料對該等水分子的吸收所致膨脹而經歷仿射變換。
  28. 如請求項1至27中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套被配置為當該醫用氣體導管處於乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種且較佳的是兩種狀態時至少部分地與該長形管間隔開。
  29. 如請求項1至28中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套被配置為使得在穿過該醫用氣體導管的至少一個截面中，該護套在使用中的乾燥狀態、平衡狀態和至少一種受制約狀態中的任何一種或多種狀態下從該長形管的圓周的至少一部分向外間隔開。
  30. 如請求項1至29中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套被配置為使得該長形管在使用中的至少一種受制約狀態下對該護套施加環向應力。
  31. 如請求項1至30中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套被配置為使得在穿過該醫用氣體導管的至少一個截面中，該護套在使用中的至少一種受制約狀態下接觸該長形管的整個圓周。
  32. 如請求項1至31中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該透氣材料係未發泡的。
  33. 如請求項1至31中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該透氣材料係發泡的。
  34. 如請求項1至33中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料包括嵌段共聚物，較佳的是包括以下各者中的至少一者的嵌段共聚物： 聚對苯二甲酸丁二醇酯的硬段；以及 醚型巨乙二醇的軟段。
  35. 如請求項34所述之醫用氣體導管，該嵌段共聚物按質量、重量和體積中的一項或多項計包括至少約90%、較佳的是至少約92%、更較佳的是至少約95%、又更較佳的是至少約97%、例如約97%或約98.5%的該透氣材料。
  36. 如請求項1至35中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料包括一種或多種添加劑，例如以下各者中的一種或多種： 發泡劑， 著色劑， 紫外線（UV）穩定劑， UV吸收劑，以及 加工助劑。
  37. 如請求項36所述之醫用氣體導管，該一種或多種添加劑按質量、重量和體積中的一項或多項計包括最高約10%、較佳的是最高約8%、更較佳的是最高約5%、以及最較佳的是最高約3%、例如約3%或約2%的該透氣材料。
  38. 如請求項1至37中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進超過其自身乾質量的約33%、更較佳的是約33%與200%之間、又更較佳的是約100%與160%之間、又更較佳的是約120%與140%之間、以及最較佳的是約130%與135%之間、例如約133%的水分子。
  39. 如請求項1至38中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中吸進在其自身乾質量的約45%與250%之間、較佳的是約65%與200%之間、更較佳的是約75%與175%之間、又更較佳的是約100%與160%之間、又更較佳的是約110%與150%之間、又更較佳的是約120%與140%之間、又更較佳的是約130%與140%之間、以及最較佳的是約133%與139%之間、例如約139%的水分子。
  40. 如請求項1至39中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在浸沒試驗中，在孤立於該護套的情況下，該長形管的至少一部分被配置為在浸沒試驗中在該徑向方向、該縱向方向和壁厚中的一個或多個且較佳的是每一個上膨脹約20%與70%之間、較佳的是約25%與50%之間、以及更較佳的是約30%與50%之間，例如約32%。
  41. 如請求項1至40中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在浸沒試驗中，在孤立於該護套的情況下，該長形管的至少一部分被配置為發生以下各情況中的一種或多種且較佳的是以下所有情況： 在該徑向方向上膨脹約37%與47%之間、較佳的是為約42%； 在該縱向方向上膨脹約32%與42%之間、較佳的是為約37%；和/或 在該壁厚上膨脹約29%與39%之間、較佳的是為約34%。
  42. 如請求項1至41中任一項所述之醫用氣體導管，包括在該醫用氣體導管的相對端部處的一對連接器，該對連接器被配置用於將該長形管與該醫用氣體系統的其他部件氣動地聯接，該對連接器中的至少一個包括第一連接器部件和第二連接器部件，其中，該長形管和該護套的對應端部固定在該第一連接器部件與該第二連接器部件之間。
  43. 如請求項42所述之醫用氣體導管，該第一連接器部件延伸到該長形管的管腔中。
  44. 如請求項42或43所述之醫用氣體導管，其中，該第二連接器部件包覆模制到該第一連接器部件、該長形管和該護套中的一個或多個且較佳的是全部。
  45. 如請求項42至44中任一項所述之醫用氣體導管，該第二連接器部件包括多個孔口，較佳的是在兩個與六個之間的孔口，例如四個孔口，該長形管和該護套通過該多個孔口而暴露。
  46. 如請求項42至45中任一項所述之醫用氣體導管，其中： 該長形管的端部圍繞該第一連接器部件的一部分基本上同心地設置； 該護套的端部圍繞該長形管的端部基本上同心地設置；以及 該第二連接器部件圍繞該護套的端部基本上同心地設置。
  47. 如請求項42至46中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該第一連接器部件和該第二連接器部件中的至少一個至少部分地由聚碳酸酯、聚丙烯和聚乙烯中的一種或多種形成。
  48. 如請求項42至47中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該對連接器中的該至少一個被配置為防止或抑制該長形管的固定在該第一連接器部件與該第二連接器部件之間的端部膨脹。
  49. 如請求項42至48中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套在該對連接器的中間不彼此固定。
  50. 如請求項42至49中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該導管被配置為使得該長形管在使用中的至少一種受制約狀態下朝向該對連接器中的至少一個且較佳的是兩個逐漸變細。
  51. 如請求項42至50中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該導管被配置為使得該護套在平衡狀態和受制約狀態中的至少一種且較佳的是兩種狀態下朝向該對連接器中的至少一個且較佳的是兩個逐漸變細。
  52. 如請求項1至51中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中： 在最初吸收水分子時，該長形管被配置為相對不受該護套的約束而膨脹，以及 在進一步吸收水分子時，該長形管被配置為相對受該護套的約束而膨脹。
  53. 如請求項52所述之醫用氣體導管，其中，該長形管被配置為在長期使用之後相對受該護套的約束而膨脹。
  54. 如請求項1至53中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套被配置為： 當該長形管處於在使用中的平衡狀態時不約束該長形管的膨脹；以及 當該長形管處於在使用中的至少一種受制約狀態時約束該長形管的膨脹。
  55. 如請求項1至54中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中： 在最初吸收水分子時，該長形管被配置為在該徑向方向上相對不受該護套的約束而膨脹，以及 在進一步吸收水分子時，該長形管被配置為在該徑向方向上相對受該護套的約束而進一步膨脹。
  56. 如請求項1至55中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套被配置為： 當該長形管處於平衡狀態時不約束該長形管在該徑向方向上的膨脹；以及 當該長形管處於在使用中的至少一種受制約狀態時約束該長形管在該徑向方向上的膨脹。
  57. 如請求項1至56中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中： 在最初吸收水分子時，該長形管被配置為在該縱向方向上相對不受該護套的約束而膨脹；以及 在進一步吸收水分子時，該長形管被配置為在該縱向方向上相對受該護套的約束而膨脹。
  58. 如請求項57所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中又進一步吸收水分子時，該長形管被配置為在該徑向方向上膨脹，並且該護套被配置為引起該醫用氣體導管在該縱向方向上至少部分地收縮。
  59. 如請求項1至58中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套被配置為在平衡狀態下不約束該長形管在該縱向方向上的膨脹、以及在至少一種受制約狀態下約束該長形管在該縱向方向上的膨脹。
  60. 如請求項1至59中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中： 在最初吸收水分子時，該長形管被配置為在該徑向方向和該縱向方向上自由地膨脹，以及 在進一步吸收水分子時，該長形管被配置為接合該護套，並且進一步的膨脹在該徑向方向和該縱向方向中的至少一個方向上受約束。
  61. 如請求項1至60中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該護套被配置為在平衡狀態下允許該長形管在該徑向方向和該縱向方向上自由地膨脹，並且被配置為在至少一種受制約狀態下約束該長形管在該徑向方向和該縱向方向中的至少一個方向上的膨脹。
  62. 如請求項1至61中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中： 在最初吸收水分子時，該長形管被配置為在徑向方向上自由地膨脹以接合該護套的內表面，以及 在進一步吸收水分子時，該長形管被配置為在該徑向方向上進一步膨脹，從而引起該護套在該徑向方向上膨脹並在該縱向方向上收縮。
  63. 如請求項1至62中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套被配置為使得該長形管在該徑向方向上的膨脹引起該長形管接合該護套、以及引起該護套在該徑向方向上膨脹並在該縱向方向上收縮。
  64. 如請求項1至63中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管被配置為：在使用前具有第一長度；在最初吸收水分子時具有第二長度；以及在進一步吸收水分子時具有第三長度，其中，該第二長度比該第一長度和該第三長度長。
  65. 如請求項1至64中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管被配置為：在平衡狀態下具有第一長度；在至少一種受制約狀態下具有第二長度，在該至少一種受制約狀態下，該長形管的徑向膨脹不受該護套的約束；以及在至少一種其他受制約狀態下具有第三長度，在該至少一種其他受制約狀態下，該長形管的徑向膨脹受該護套的約束，其中，該第二長度比該第一長度和該第三長度長。
  66. 如請求項64或65所述之醫用氣體導管，其中，該第三長度在該第一長度的約90%至110%以內，並且較佳的是約等於該第一長度。
  67. 如請求項1至66中任一項所述之醫用氣體導管，該長形管包括多個波紋。
  68. 如請求項67所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中該多個波紋中的每一個的輪廓隨著該長形管由於吸收水分子膨脹而發生變化。
  69. 如請求項67或68所述之醫用氣體導管，其中，該多個波紋各自部分地由一對側壁限定，並且該長形管和該護套被配置為使得在使用中該等側壁隨著該長形管吸收水分子而重新定向，較佳的是朝向該徑向方向重新定向。
  70. 如請求項69所述之醫用氣體導管，其中，該等側壁被配置為隨著該長形管繼續吸收水分子而超越徑向方向重新定向。
  71. 如請求項67至70中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得：當該長形管處於乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種狀態時，該多個波紋的間距沿著該長形管的長度係基本上均勻的；以及當該長形管處於至少一種受制約狀態時，該多個波紋的間距沿著該長形管的長度而變化。
  72. 如請求項1至71中任一項所述之醫用氣體導管，該長形管包括在該長形管的端部處的套管部分，其中，該套管部分係非波紋狀的。
  73. 如請求項1至72中任一項所述之醫用氣體導管，該護套包括管狀網，較佳的是編織的管狀網。
  74. 如請求項1至73中任一項所述之醫用氣體導管，該護套包括多個編織元件構成的雙軸編織物，每個編織元件圍繞該長形管螺旋地延伸。
  75. 如請求項74所述之醫用氣體導管，該多個編織元件各自包括兩根或三根長絲。
  76. 如請求項74或75所述之醫用氣體導管，該護套包括以下各者中的至少一者： 約75個與125個之間的編織元件、較佳的是約90個與100個之間的編織元件，例如約96個編織元件；以及 約150根與250根之間的長絲、以及較佳的是約180根與200根之間的長絲，例如約192根長絲。
  77. 如請求項1至76中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管被配置為： 在乾燥狀態和平衡狀態中的至少一種狀態下具有基本上均勻的直徑；以及 在使用中的至少一種受制約狀態下具有基本上不均勻的直徑。
  78. 如請求項1至77中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為使得在使用中的至少一種受制約狀態下，該長形管在該管腔內冷凝物的相對濕度或體積升高的一個或多個區域中具有局部膨脹。
  79. 如請求項1至78中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管係呼氣導管，該呼氣導管被配置為使得在使用中的受制約狀態下，該長形管在以下各者中的一者或多者中具有局部膨脹： 入口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的患者介面最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度； 出口區域，該入口區域在離醫用氣體系統的氣體源的氣體返回入口最近處包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的長形管的長度；以及 中間區域，該中間區域在該入口區域和該出口區域的中間包括最高約50%、較佳的是最高約33%、更較佳的是最高約25%、又更較佳的是最高約20%、以及最較佳的是最高約10%的該長形管的長度。
  80. 如請求項1至79中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度大於約37°C、較佳的是大於約42°C、更較佳的是大於約44°C、更較佳的是大於約45°C、以及最較佳的是大於約46°C，例如處於約47°C的溫度。
  81. 如請求項1至80中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在DSC測試中包括最低熔點，該最低熔點所處的溫度在約37°C與100°C之間、較佳的是在約40°C與60°C之間、以及更較佳的是在約40°C與50°C之間，例如處於約47°C的溫度。
  82. 如請求項1至81中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括熔點，該熔點所處的溫度在約42°C與52°C之間、較佳的是在約44°C與50°C之間、更較佳的是在約45°C與49°C之間、以及又更較佳的是在約46°C與47°C之間，例如處於約47°C的溫度。
  83. 如請求項1至82中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，這兩個熔點所處的溫度高於約197°C、較佳的是高於約202°C、更較佳的是高於約204°C、又更較佳的是高於約205°C、以及最較佳的是高於約206°C，例如處於或高於約207°C的溫度。
  84. 如請求項1至83中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，這兩個熔點所處的溫度在約202°C與225°C之間、較佳的是在約204°C與223°C之間、更較佳的是在約205°C與222°C之間、以及又更較佳的是在約206°C與221°C之間，例如處於約207°C和220°C的溫度。
  85. 如請求項1至84中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，其溫差小於約23°C、較佳的是小於約18°C、更較佳的是小於約16°C、又更較佳的是小於約15°C、以及最較佳的是小於約14°C，例如其溫差為約13°C。
  86. 如請求項1至85中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括兩個熔點，其溫差在約150°C與170°C之間、較佳的是在約155°C與165°C之間、更較佳的是在約158°C與162°C之間、以及又更較佳的是在約159°C與161°C之間，例如其溫差為約160°C。
  87. 如請求項1至86中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括三個熔點，這三個熔點所處的溫度在約42°C與225°C之間、更較佳的是在約44°C與223°C之間、又更較佳的是在約45°C與222°C之間、以及最較佳的是在約46°C與221°C之間。
  88. 如請求項1至87中任一項所述之醫用氣體導管，該透氣材料在差示掃描量熱法（DSC）測試中包括一個或多個熔點，該一個或多個熔點所處的溫度為以下各者中的至少一者且較佳的是全部三者： 在約42°C與52°C之間、較佳的是在約44°C與50°C之間、更較佳的是在約45°C與49°C之間、以及又更較佳的是在約46°C與47°C之間，例如處於約47°C的溫度； 在約202°C與212°C之間、較佳的是在約204°C與210°C之間、更較佳的是在約205°C與209°C之間、以及又更較佳的是在約206°C與208°C之間，例如處於約207°C的溫度；以及 在約215°C與225°C之間、較佳的是在約217°C與223°C之間、更較佳的是在約218°C與222°C之間、以及又更較佳的是在約219°C與221°C之間，例如處於約220°C的溫度。
  89. 如請求項1至88中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在至少一種受制約狀態下具有小於約4 ml/cmH 2O、較佳的是小於約2.5ml/cmH 2O、以及更較佳的是小於約1.2 ml/cmH 2O的順應性。
  90. 如請求項1至89中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在孤立於該護套的情況下，該長形管被配置為在至少一種受制約狀態下具有超過約4 ml/cmH 2O、較佳的是超過5 ml/cmH 2O的順應性。
  91. 如請求項1至90中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在至少一種受制約狀態下具有如下的抗流動性： 在30 l/min的流量下小於約0.06 cmH 2O/l/min； 在15 l/min的流量下小於約0.12 cmH 2O/l/min；或 在2.5 l/min的流量下小於約0.74 cmH2O/l/min。
  92. 如請求項1至91中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在至少一種受制約狀態下隨著彎曲而具有小於150%的抗流動性增加。
  93. 如請求項1至92中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管被配置為在至少一種受制約狀態下遵從國際標準組織（ISO）的國際標準5367:2014(E)標準的長度、洩漏、抗流動性和順應性要求中的任何一種或多種且較佳的是全部。
  94. 如請求項1至93中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在長期使用之後具有小於約4 ml/cmH 2O、較佳的是小於約2.5 ml/cmH 2O、以及更較佳的是小於約1.2 ml/cmH 2O的順應性。
  95. 如請求項1至94中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在孤立於該護套的情況下，該長形管被配置為在長期使用之後具有超過約4 ml/cmH 2O、較佳的是超過5 ml/cmH 2O的順應性。
  96. 如請求項1至95中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在長期使用之後具有如下的抗流動性： 在30 l/min的流量下小於約0.06 cmH 2O/l/min； 在15 l/min的流量下小於約0.12 cmH 2O/l/min；或 在2.5 l/min的流量下小於約0.74 cmH2O/l/min。
  97. 如請求項1至96中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管被配置為在長期使用之後隨著彎曲而具有小於150%的抗流動性增加。
  98. 如請求項1至97中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管被配置為在長期使用之後遵從國際標準組織（ISO）的國際標準5367:2014(E)的長度、洩漏、抗流動性和順應性要求中的任何一種或多種且較佳的是全部。
  99. 如請求項1至98中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管和該護套係柔性的，以減小在使用中對該醫用氣體系統的Y型件和患者介面中的一個或多個的管拖曳力。
  100. 如請求項1至99中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在孤立於該護套的情況下，該長形管在受制約狀態下比在平衡狀態下更具柔性。
  101. 如請求項1至100中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體導管包括呼氣導管，該醫用氣體系統包括呼吸輔助系統，並且該醫用氣體流包括呼吸氣體流，其中，該呼氣導管被配置為在使用中形成該呼吸輔助系統的呼氣支管的總長度的約80%以上、較佳的是約90%以上、以及更較佳的是約95%以上。
  102. 如請求項1至101中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在平衡狀態下，該醫用氣體導管或該長形管具有如下的長度： 在約0.8 m與1.2 m之間，例如約1.0 m； 在約1.0 m與2.5 m之間，並且較佳的是： 在約1.1 m與1.4 m之間、以及更較佳的是在約1.2 m與1.3 m之間，例如約1.25 m； 在約1.4 m與1.6 m之間，例如約1.5 m； 在約1.5 m與1.7 m之間，例如約1.6 m；或 在約1.5 m與1.8 m之間，例如約1.6 m或約1.8 m；或 在約2.2 m與2.6 m之間、更較佳的是在約2.3 m與2.5 m之間，例如約2.4 m。
  103. 如請求項1至102中任一項所述之醫用氣體導管，在平衡狀態下，該醫用氣體導管測得的長度在約1.1 m與1.8 m之間、較佳的是在約1.2 m與1.8 m之間、更較佳的是在約1.2 m與1.3 m之間、或在約1.4 m與1.6 m之間、或在約1.5 m與1.7 m之間，例如約1.2 m或1.5 m或1.6 m。
  104. 如請求項1至103中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在乾燥狀態下，該長形管的壁厚在約0.5 mm與0.9 mm之間、較佳的是在約0.6 mm與0.8 mm之間、更較佳的是在約0.65 mm與0.75 mm之間、又更較佳的是在約0.68 mm與0.72 mm之間、以及最較佳的是在約0.69 mm與0.71 mm之間，例如約0.70 mm。
  105. 如請求項1至104中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在孤立於該護套的情況下的飽和狀態下，該長形管的壁厚在約0.7 mm與1.1 mm之間、較佳的是在約0.8 mm與1.0 mm之間、更較佳的是在約0.85 mm與0.95 mm之間、又更較佳的是在約0.90 mm與0.94 mm之間、以及最較佳的是在約0.91 mm與0.93 mm之間，例如約0.92 mm。
  106. 如請求項1至105中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在乾燥狀態下，該長形管的最大外直徑在約20 mm與26 mm之間、較佳的是在約21 mm與25 mm之間、以及更較佳的是在約22 mm與24 mm之間，例如約23 mm。
  107. 如請求項1至106中任一項所述之醫用氣體導管，其中，在孤立於該護套的情況下的飽和狀態下，該長形管的最大外直徑在約25 mm與35 mm之間、較佳的是在約28 mm與32 mm之間、以及更較佳的是在約29 mm與31 mm之間，例如約30 mm。
  108. 如請求項1至107中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管係擠出的。
  109. 如請求項1至108中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管係波紋狀的。
  110. 如請求項1至109中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該長形管係波紋狀的，並且該護套被配置為當該醫用氣體導管處於平衡狀態時至少部分地與該長形管的波紋的峰間隔開。
  111. 如請求項1至110中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管不包括該管腔內的加強脊或棒。
  112. 如請求項1至111中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該透氣材料被配置為在使用中在該等醫用氣體流沿著該管腔的長度通過時至少部分地乾燥該醫用氣體流。
  113. 如請求項1至112中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該至少一種受制約狀態包括類比的受制約狀態。
  114. 如請求項1至113中任一項所述之醫用氣體導管，該醫用氣體系統包括Y型件和氣體源，該醫用氣體導管被配置為直接聯接至以下各者中的每一者： 該Y型件的出口；以及 該氣體源的氣體返回入口、或者直接聯接至該氣體返回入口的過濾器。
  115. 如請求項1至114中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管不包括聚水器或不設置聚水器。
  116. 如請求項1至115中任一項所述之醫用氣體導管，被配置為用作該醫用氣體系統的呼氣支管或在該醫用氣體系統的呼氣支管中使用，其中，該呼氣支管不包括聚水器。
  117. 如請求項1至116中任一項所述之醫用氣體導管，其中，該醫用氣體導管不包括加熱絲。
  118. 一種用於呼吸輔助系統中的呼吸回路套件，該呼吸回路套件包括： 吸氣導管； Y型件；以及 呼氣導管，該吸氣導管和該呼氣導管中的至少一個包括如請求項1至117中任一項所述之醫用氣體導管。
  119. 如請求項118所述之呼吸回路套件，包括加濕室。
  120. 如請求項118或119所述之呼吸回路套件，包括以下各者中的任何一者或多者： 加濕器供應導管； 患者介面； 過濾器； 壓力釋放閥； 壓力調節器；以及 導管安裝件。
  121. 如請求項118至120中任一項所述之呼吸回路套件，該呼吸回路套件不包括以下各者中的至少一者且較佳的是兩者： 與該醫用氣體導管相關聯的加熱絲；以及 與該醫用氣體導管相關聯的聚水器。
  122. 一種吹入回路套件，包括： 排放導管，包括如請求項1至117中任一項所述之醫用氣體導管；以及 排放過濾器。
  123. 如請求項122所述之吹入回路套件，包括以下各者中的任何一者或多者： 吹入器供應導管； 適配器； 加濕器供應導管； 吹入氣體過濾器； 加濕室； 漏斗； 遞送導管； 外科插管； 擴散器；以及 另外的排放導管。
  124. 一種用於將呼吸治療提供給患者的呼吸輔助系統，該呼吸輔助系統包括： 氣體源，被配置為供應呼吸氣體流； 加濕器，被配置為加熱和加濕該呼吸氣體流； 加濕器供應導管，被配置為將該呼吸氣體流從該氣體源的出口輸送到該加濕器的入口； 吸氣導管，被配置為將該呼吸氣體流從該加濕器的出口輸送到Y型件的入口或患者介面以便供應給該患者；以及 呼氣導管，被配置為將該醫用氣體流從該Y型件的出口或該患者介面輸送到該氣體源的氣體返回入口或該氣體返回入口處的過濾器； 該吸氣導管和該呼氣導管中的至少一個包括如請求項1至117中任一項所述之醫用氣體導管。
  125. 如請求項124所述之呼吸輔助系統，該呼吸輔助系統不包括以下各者中的至少一者且較佳的是兩者： 與該醫用氣體導管相關聯的加熱絲；以及 與該醫用氣體導管相關聯的聚水器。
  126. 一種被配置為將吹入氣體供應給患者的體腔的外科吹入系統，該外科吹入系統包括： 吹入器，被配置為供應吹入氣體流； 加濕器，被配置為加熱和加濕該吹入氣體流； 加濕器供應導管，被配置為將該吹入氣體流從該吹入器的出口輸送到該加濕器的入口； 遞送導管，被配置為將吹入氣體流從加濕器的出口輸送到外科插管的入口以便供應給患者的體腔；以及 排放導管，被配置為將該吹入氣體流和外科煙霧輸送離開該患者的體腔，該排放導管包括如請求項1至117中任一項所述之醫用氣體導管。
  127. 一種形成用於輸送醫用氣體的導管之方法，該方法包括： 設置圍繞長形管的護套，該長形管限定用於使醫用氣體流通過的管腔； 將該護套的第一端部夾持到該長形管的第一端部；以及 將連接器包覆模制到該護套的第一端部和該長形管的第一端部，以將該連接器、該護套和該長形管固定在一起。
  128. 如請求項127所述之方法，包覆模制該連接器的步驟包括： 在該長形管的第一端部處將第一連接器部件至少部分地插入到該長形管壁的管腔中；以及 圍繞該第一連接器部件、該護套的第一端部和該長形管的第一端部包覆模制第二連接器部件。
  129. 如請求項128所述之方法，包括如下的步驟：在將該第一連接器部件至少部分地插入到該長形管的第一端部中之前，注射模制該第一連接器部件。
  130. 如請求項127至129中任一項所述之方法，將該護套的第一端部夾持到該長形管的第一端部的步驟包括將該護套的第一端部和該長形管的第一端部定位在模具工具內，該模具工具包括將該護套接合和夾持到該長形管的多個突起。
  131. 如請求項130所述之方法，該多個突起在包覆模制該連接器時在該連接器中形成多個孔口，其中，該護套通過該多個孔口而暴露。
  132. 如請求項127至131中任一項所述之方法，包括以下步驟： 將該護套的第二端部夾持到該長形管的第二端部；以及 將第二連接器包覆模制到該護套的第二端部和該長形管的第二端部，以將該第二連接器、該護套的第二端部和該長形管的第二端部固定在一起。
  133. 如請求項132所述之方法，包括如下的步驟：在將該護套的第二端部夾持到該長形管的第二端部之前，使該護套在縱向方向上收縮使得該護套的第二端部覆蓋該長形管的第二端部。
  134. 如請求項127至133中任一項所述之方法，包括擠出該長形管的步驟。
  135. 如請求項134所述之方法，包括對該長形管進行波紋處理的步驟。
  136. 如請求項134或135所述之方法，包括從管狀擠出件上切下該長形管的步驟。
  137. 如請求項127至136中任一項所述之方法，包括從一定長度的護套物上將該護套切割到預定的護套長度的步驟，其中，該預定的護套長度被選擇為使得當圍繞該長形管設置該護套並且該護套變形到該長形管的長度時，該護套在徑向方向上至少部分地與該長形管間隔開。
  138. 如請求項127至137中任一項所述之方法，該護套包括管狀網，較佳的是編織的管狀網。
  139. 如請求項127至138中任一項所述之方法，該護套包括以下各者中的至少一者： 約75個與125個之間的單絲或多絲編織元件、較佳的是約90個與100個之間的編織元件，例如約96個編織元件；以及 約150根與250根之間的長絲、以及較佳的是約180根與200根之間的長絲，例如約192根長絲。
  140. 如請求項127至138中任一項所述之方法，該護套包括以下各者中的至少一者： 約40個與60個之間的單絲或多絲編織元件、較佳的是約45個與55個之間的編織元件，例如約48個編織元件；以及 約120根與180根之間的長絲、以及較佳的是約135根與165根之間的長絲，例如約144根長絲。
  141. 如請求項127至140中任一項所述之方法，該長形管包括透氣材料，較佳的是嵌段共聚物，且更較佳的是包括以下各者的嵌段共聚物： 聚對苯二甲酸丁二醇酯的硬段；以及 醚型巨乙二醇的軟段。
  142. 如請求項127至141中任一項所述之方法，不包括向導管提供加熱絲和聚水器中的至少一個且較佳的是兩個的步驟。
  143. 一種藉由如請求項127至142中任一項所述之方法形成的導管，其中，該長形管被配置為在吸收水分子時膨脹，並且該護套被配置為在使用中選擇性地約束該長形管的膨脹。
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