專利名稱：模塊輔助氣體調節器系統及采用其的呼吸治療系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及呼吸治療裝置，特別是涉及包括模塊組件的系統，其允許引入 輔助氣體例如氧氣、氦氣、氮氣或者其組合，同時主氣流被輸送至患者。
背景技術：
呼吸機、壓力支持系統等等(統稱為"呼吸機")通常用于向患者輸送加壓 可呼吸氣流以治療各種醫學狀況，包括睡眠呼吸障礙等等。 一些常規呼吸機能 夠通過組合輔助氧氣和加壓可呼吸氣流控制輸送至患者的氣體的氧氣濃度水 平。但是，具有該功能的呼吸機通常是昂貴的。在為了提供能夠提高輸送至患者的氣體的氧濃度水平的廉價系統的努力 中，已知通過呼吸機向輸送至患者的氣體引入輔助氧氣流。因此，對于不能組 合可呼吸氣體與輔助氧氣的呼吸機，其可以和在呼吸機下游位置例如在噴射口 或者在患者界面被引入患者導管的輔助氧氣源結合使用，該輔助氧氣源為將患 者導管連至患者氣道的設備。雖然該用于向呼吸機下游的可呼吸氣體提供輔助 氧氣的常規方法提高了可呼吸氣體的氧濃度水平，但是其不能精確控制氧氣濃 度水平。發明內容因此，本發明的目標在于提供一種克服常規輸氣技術缺點的輔助氣體調節 組件。根據本發明的一個實施例，通過提供選擇控制被輸送至患者的氣體濃度的模塊氣體調節組件而實現該目標。通過伴隨模塊氣體調節器和輸氣系統所產 生加壓可呼吸氣體流向患者輸送輔助氣流例如氧氣或者氦氣(即氦-氧混合 物)，由模塊調節器中的輸送系統處理器控制輸氣系統。在示例性實施例中，模塊氣體調節組件包括控制界面、氣流調節器、和調 節器處理器。控制界面可選擇氣體濃度水平設定點。氣流調節器調節氣源的輔 助氣體流速。調節器處理器控制氣流調節器從而來自氣源的輔助氣體和輸送至 患者的加壓可呼吸氣流具有基本上等于氣體混合濃度水平設定點的氣體混合濃 度水平。該調節器處理器獨立于輸送系統處理器。本發明的另一方面涉及患者治療系統，包括輸氣系統、輸送系統處理器、 模塊氣體調節器組件、和調節器處理器。輸氣系統產生向患者輸送的加壓可呼 吸氣流。輸送系統處理器與輸氣系統相關，并在產生加壓可呼吸氣流時控制輸 氣系統。模塊氣體調節器組件調節氣源發出的輔助氣流例如氧氣或者氦氣。伴 隨著加壓可呼吸氣流向患者輸送輔助氣體以選擇性控制輔助氣體的氣體濃度水 平和隨之輸送至患者的加壓可呼吸氣流。調節器處理器和模塊氣體調節器組件 相關，并調節輔助氣流。調節器處理器獨立于輸送系統處理器。本發明的另一方面涉及一種患者治療系統，包括第一罩、壓力發生器、第 一處理器、獨立于第一罩的第二罩、氣流調節器、和第二處理器。壓力發生器 容納在第一罩中并產生輸送至患者的加壓可呼吸氣流。第一處理器容納在第一 罩中并控制壓力發生器。氣流調節器容納在第二罩中并調節從輔助氣源伴隨著 加壓可呼吸氣流輸送至患者的輔助氣體例如氧氣或者氦氣的流速。第二處理器 容納在第二罩中并控制氣流調節器。在考慮下面參考附圖的描述和附加權利要求時，本發明的這些及其它目標、 性質和特征，以及運行方法和相關結構元件的功能以及部分組合和制造成本將 更為清楚，所有下面的描述和附加權利要求形成該說明書的一部分，其中相同 的參考標記表示各附圖中的相應部分。但是，可清楚地理解附圖僅僅是解釋和 描述的目的并且不應理解為限制本發明的定義。如在說明書和權利要求書中所 使用的，單數形式的"一個"包括復數指示物，除非上下文清楚地以別的方式表示。
圖1描述了根據本發明一個實施例的患者治療系統； 圖2描述了根據本發明 一個實施例的輸氣系統；圖3描述了根據本發明一個實施例的輸氣系統的替換配置；以及圖4描述了根據本發明一個實施例的氣體調節器組件；以及圖5描述了根據本發明 一個實施例的氣體調節器組件的替換實施例。
具體實施方式
圖1描述了根據本發明一個實施例的患者治療系統10，其向患者14輸送 可選擇控制氣體濃度水平的氣流12。患者治療系統IO包括輸氣系統16，其產 生也稱作主氣流的加壓可呼吸氣流18。輸氣系統16可包括根據常規呼吸模式 產生加壓可呼吸氣流18的無創壓力支持呼吸機(non-invasive pressure support ventilator, NPPV)或者壓力支持系統，例如持續正壓通氣(Continuous Positive Airway Pressure, CPAP )、雙水平正壓通氣(bi-level positive airway pressure, bi —PAP )、自動滴定、比例輔助通氣(proportional assist ventilation ， PAV ) 、 C -Flex、 Bi-Flex、 PPAP或者另 一種常規的有創或者無創呼吸模式。患者治療系統IO包括模塊氧氣調節器組件20，其用作標準獨立設備，能 夠調節伴隨著加壓或者主可呼吸氣流18從氧氣源24輸送至患者14的輔助氣 流，例如氧氣22,從而對從輸氣系統16和輔助氧氣22隨之輸送的加壓氣流18 進行組合，形成氧化氣體12。氧氣源24可以是任何氧氣源，例如罐中的壓縮 氧氣、氧氣濃縮器或者液氧庫所提供的氧、或者以任何方式產生的氧。圖2示意性描述了根據本發明的輸氣系統16的示例性實施例。在本發明所 示例性實施例中，輸氣系統16能夠根據預定的呼吸模式向患者提供并自動控制 可呼吸氣體壓力。輸氣系統16包括壓力發生器26,該發生器從可呼吸氣源28 接收可呼吸氣體并提高輸送至患者氣道的氣體壓力。壓力發生器26可包括任何設備，例如能夠提高從氣源28接收輸送至患者的可呼吸氣體的壓力的鼓風機、活塞、或者風箱。 一個實施例中，氣源28簡單地為由壓力發生器26抽入系統 的大氣。另一個實施例中，氣源28組成和壓力發生器26連在一起的加壓氣體 罐。 一個實施例中，該氣體罐為空氣罐。本發明還認為不必釆用分離的氣源28，但是可替換地可由加壓氣體簡或者 罐構成壓力發生器26,而由壓力調節器控制輸送至患者的壓力。此外，雖然圖 2的實施例描述了分離的氣源28,但是本發明認為氣源28可以是輸氣系統16 的一部分。此外，在另一個實施例中，可在和輸氣系統16剩余部分相同的罩內 設置氣源28。而在另一個實施例中，不僅認為氣源28是輸氣系統16的一部分， 而且提供加壓可呼吸氣流以組成壓力發生器，因此不需要分離的壓力發生器 26。在本發明的一個實施例中，壓力發生器26為在壓力支持治療過程中以恒定 速度驅動，以在出口 30產生恒定壓力的鼓風機。在所描述的實施例中，輸氣系統16包括控制閥32。可呼吸氣體以提高的 壓力被輸送至壓力發生器26下游的控制閥32。控制閥32或者單獨或者和壓力 發生器26聯合地控制離開壓力/流發生系統的最終壓力或者氣流34，該系統在 該實施例中包括壓力發生器26和控制閥32。合適控制閩32的實例包括至少一 個從患者導管排放氣體的閥例如套管或者提升閥，其作為控制患者導管壓力的 方法。美國專利號5， 694, 923的內容作為參考組合在此，其教導了一種雙提 升閥系統，該系統適合于用作向大氣排放氣體并限制從壓力發生器26至患者的 氣流的控制閥32。相信其它合適的壓力/流控制器對本領域技術人員是熟知的。 例如，美國專利號6， 615, 831的內容組合參考在此，其教導了一種適合于用 作本發明控制閥的套管閥。在壓力發生器26為一直以一個速度運行的鼓風機的實施例中，控制閥32 單獨控制從控制閥32輸送至患者的可呼吸氣體34輸出的最終壓力，這一點通 常由柔性導管實現。但是，本發明還考慮聯合控制閥32來控制壓力發生器26 的工作流速，從而控制輸送至患者的可呼吸氣體的最終壓力和流速。例如，可通過聯合控制閥32建立壓力發生器26的合適運行速度而設置接近于期望壓力或者流速的壓力或者流速，從而兩者一起確定可呼吸氣體34的最終壓力。由壓力傳感器36測量加壓可呼吸氣流的壓力。在圖2的實施例中，壓力傳 感器36為位于壓力發生器26和控制閬32下游的單傳感器單元。但是，在其它 實施例中，壓力傳感器36可包括設置在別處例如控制閥32入口或者在輸氣系 統16下游位置的單傳感器單元。可選擇地，壓力傳感器36可包括多個設置在 輸氣系統16中不同位置的傳感器單元。壓力傳感器36可包括任何能夠測量輸 氣系統16所產生的加壓可呼吸氣流壓力的一種設備、傳感器或者多種設備。在圖2的實施例中，輸氣系統16包括流速傳感器38。從控制閩32輸出的 加壓可呼吸氣流34被輸送至流速傳感器38，其測量輸送至患者的即時體積(V) 和/或輸送至患者的這種氣體的即時流速(V')、或者輸送至兩者。流速傳感器 38可包括任何適合于測量這些參數的設備，例如肺活量計、呼吸速度描記器、 可變縫隙傳感器、或者其它常規流速傳感器。可理解的是，可通過監控壓力發 生器26的運行，例如提供給鼓風機的電壓、電流、或者功率、其運行速度等等 來確定流速，所有這些參數隨著患者導管中的壓力或者流速變化。本發明還考 慮監控控制閥32的運行，例如閥的位置，將其作為確定患者導管中氣流速度的 方法，因為已知在反饋控制壓力產生模塊中，閥的位置對應患者導管中的氣體 流速。因此，可將流速傳感器38組合進壓力發生器26、控制閬32或者兩者之 中。如圖所示出的，輸氣系統16包括控制輸氣系統16各種運行狀況的輸送系 統處理器40。例如，當需要時，將流速傳感器38和壓力傳感器36的輸出提供 給輸送系統處理器40進行處理，以確定可呼吸氣體的壓力、可呼吸氣體的即時 體積(V)和或可呼吸氣體的即時流速(V')。 一些實例中，輸送系統處理器40 通過對流速傳感器38所測量的流速積分確定即時流速。因為在一個實施例中， 流速傳感器38距離向患者輸送可呼吸氣體的位置較遠，所以為確定輸送至患者 的實際氣體流速(或者患者發出的氣體刺激流速一一認為為負流速)，輸送系統 處理器40從流速傳感器38接收輸出作為估計流速。如本領域技術人員所知，輸送系統處理器40例如通過進行遺漏評估處理，該評估流速信息用以確定患者 氣道的實際流速。輸送系統控制界面42向輸氣系統16的輸送系統處理器40提供數據和命 令。輸送系統控制界面42可包括任何適合于經導線或者無線連接向輸送系統處 理器40提供信息和/或命令的設備。輸送系統控制界面42的典型實例可包括鍵 區、鍵盤、觸摸墊、鼠標、麥克風、開關、按鍵、撥號盤、或者任何其它允許 用戶向輸氣系統16輸入信息的設備。界面42還可包括用于和處理器40通信信 息和/或命令的導線或無線技術，例如串行接口、并行接口、 USB、接口、 RS-232 接口、智能卡端子、調制解調器接口等等。輸送系統處理器40控制壓力發生器26和控制閥32的啟動，從而控制由輸 氣系統16所產生的加壓可呼吸氣流的壓力。 一個實施例中，輸送系統處理器 40包括一種處理器，其適合于以必要的一種算法或多種算法編程以計算根據各 種呼吸模式的其中一種施加至患者的壓力。此外，處理器40能夠基于來自壓力 傳感器36和/或流速傳感器38的數據控制壓力發生器26和/或控制閥32，以將 計算出來的壓力施加至輸氣系統16內的可呼吸氣體。在本發明的一個實施例 中，輸氣系統16包括和輸送系統處理器40相關的存儲器44，其根據護理人員 或者患者通過輸送系統控制界面42選擇的那種呼吸模式，來存儲執行多種呼吸 模式任一種模式所需要的程序。存儲器44還能夠存儲關于輸氣系統16運行的 數據、輸入命令、警報閾值、以及任何其它與輸氣系統16運行相關的信息，例 如氣體流速、體積、壓力、設備用途、工作溫度、和電動機速度的測量值。下面參考圖3討論輸氣系統16的替換實施例。和圖2的實施例不同，可呼 吸氣體的最終壓力不是由控制閥單獨或者聯合壓力發生器26控制。相反，輸氣 系統16僅僅基于壓力發生器26的輸出控制可呼吸氣體的壓力。即，輸送系統 處理器40通過控制壓力發生器26的電動機速度控制輸送至患者的可呼吸氣體 壓力。因此，省略了控制閥32。 一個實施例中，壓力發生器26為鼓風機。本 發明考慮應用由壓力傳感器36以及鼓風機電動機的速度監控器所測量的可呼 吸氣體壓力以向輸送系統處理器40提供反饋數據以控制壓力發生器26的運行。本發明還考慮輸氣系統16或者16'和相關的部件可包括其它常規設備或者 元件例如過濾、測量、監控和分析至患者或者患者發出的氣流的加濕器、加熱 器、細菌過濾器、溫度傳感器、濕度傳感器、和氣體傳感器(例如納米蓋(二 氧化碳監測儀))。圖4更進一步示意性描述了模塊氧氣調節器組件20的其它細節。在可拆卸地連至輸氣系統16的連接器45上，氧氣調節器組件20從輸氣系統16接收加 壓可呼吸氣流18。在一些實例中，連接器45可在和輸氣系統16相關的罩內連 至輸氣系統16。可選擇地，連接器45可連至患者導管或者其它與輸氣系統16 相關的導管。在示例性實施例中，氧氣調節器組件被設置在患者導管配置為接 收常規的患者界面組件，例如面罩的位置上。當然， 一段短的患者導管或者導 管可用于將輸氣系統出口連至氧氣調節器組件的入口 (連接器45 )。由和氧氣調節器組件20相關的第一流速傳感器46測量加壓可呼吸氣流的 流速。第一流速傳感器46可設置在交叉點48上游的任何位置，在這里加壓可 呼吸氣流與氧氣源24的輔助氧氣混合。雖然第一流速傳感器46在圖4中描述 為位于氧氣調節器組件20的分離流速傳感器，但是應當理解在另一個實施例 中，可通過氧氣調節器組件20從非位于氧氣調節器組件20的流速傳感器獲得 加壓可呼吸氣流的流速。例如，氧氣調節器組件20可與輸氣系統16有效連接， 并且可從輸氣系統16接收作為流速傳感器38所測量的加壓可呼吸氣流的流速 相關的數據。如圖4所示，由氧氣控制閥50控制氧氣源24的輔助氧氣流。氧氣控制閥 50可包括將氧氣調節器組件20連至氧氣源24的連接器、過濾并調整輔助氧氣 供應壓力的過濾器/調節器、和/或控制輔助氧氣流的閥。氧氣控制閩50的閩門可包括一個或多個能夠提供期望流量的螺線管驅動 控制閥。例如，控制閩50可包括多個小型、現成的(off-the-shelf )、常閉、彈 簧回復的提升閥(由螺線管驅動)，例如Pneutronics， Inc.制造的提升閥。例如， 每個閥可在35psi驅動壓力下提供大約35L/min的流速，并且在一個實施例中 采用三個閥門。該三個閥門可配線為向每個閥同時施加閥的驅動控制。由Pneutronics制造的上述閥門在設計上為在某一精確的電流水平下打開，從而 在并非所有閥同時開啟的情況下，規避了設置相關的非線性控制問題。一個實施例中，氧氣控制閥50的過濾器/調節器可配置和設置為預防氧氣 控制閥50中的顆粒積累，其可造成閥門一直打開并泄漏氧氣。過濾器/調節器 還可配置和設置為將輔助氧氣的驅動壓力降至期望的低水平，例如50psi,以減 小疏忽設計偏差(例如制造缺陷)的可變性，該可變性可對供應壓力或者閥門 的可控性產生影響。例如，過濾器/調節器可包括由Parker - Hannifin制造的"碗" 型過濾器/調節器。在圖4的實施例中，由和氧氣調節器組件20相關的第二流速傳感器52測 量輔助氧氣的流速。第二流速傳感器52設置在氧氣控制閩50的下游以監控引 向交叉點48的輔助氧氣流速，該輔助氧氣與加壓可呼吸氣流混合。在交叉點48上加壓可呼吸氣流18和輔助氧氣24的混合形成經患者導管 54輸送至患者的氧化氣流，該患者導管通常為向患者界面組件56輸送呼吸氣 流的單根柔性導管。在所描述的實施例中，患者界面組件56和/或患者導管54 包括用于從該部件向周圍大氣排出氣體的合適排出口 58。排出口 58優選為連 續開口形式的無源排出口，其對排出氣體施加流速限制以允許控制患者界面組 件56內的氣體壓力。但是，可理解的是排出口 58可以是進行不同配置以控制 排出速度的有源排出口。例如在美國專利5， 685, 296和5， 937， 855中教導 了合適排出口的實例，其作為參考組合在此。本發明考慮在一個實施例(未示出)中患者導管54可以為兩分支導管，這 一點在常規呼吸機中是常見的。在兩分支導管中，第一個分支例如患者導管54 向患者輸送氧化氣體，只是其沒有排出口。相反，第二分支從患者向周圍大氣 輸送排出氣體，通常，在控制器(例如調節器處理器模塊60)控制下的第二分 支中的有源排出口為患者提供期望水平的呼氣末正壓(positive end expiratory pressure, PEEP )。如圖所示出，氧氣調節器組件20包括控制氧氣調節器組件20各個運行方 面的調節器處理器60。例如，在需要的情況下，向調節器處理器60提供第一流速傳感器46和第二流速傳感器52的輸出以進行處理，以確定和/或調節加壓 可呼吸氣流和輔助氧氣的流速(V')。調節器控制界面62向氧氣調節器組件20的調節器處理器60提供數據和命 令。調節器控制界面62可包括任何適合于經導線或者無線連接向調節器處理器 60提供信息和/或命令的設備。調節器控制界面62的典型實例可包括鍵區、鍵 盤、觸摸墊、鼠標、麥克風、開關、按鍵、撥號盤、或者任何其它允許用戶向 氧氣調節器組件20輸入信息的設備。調節器控制界面62還可包括用于和處理 器60通信信息和/或命令的導線或無線技術，例如串行接口、并行接口、 USB、 接口、 RS-232接口、智能卡端子、調制解調器接口等等。在本發明的一個實施例中，患者或者另 一個人通過調節器控制界面62輸入 氧氣濃度水平設定點。基于在調節器控制界面62輸入的氧氣濃度水平設定點， 調節器處理器60控制輔助氧氣流速從而輸送至患者的氧化氣體的氧濃度水平 基本上等于氧氣濃度設定點。更特別是，調節器處理器60控制氧氣控制閥50 的激發，從而控制從氧氣源24輸送至交叉點48的輔助氧氣的流速。在本發明的一個實施例中，氧氣調節器組件20包括和調節器處理器60相 關的存儲器64，用于存儲執行這些及其它功能所需要的程序。存儲器64還能 夠存儲關于氧氣調節器組件20運行的數據，例如輸入命令、警報閾值、以及任 何其它與氧氣調節器組件20運行相關的信息，例如氣體流速、體積、壓力、設 備用途、工作溫度的測量值。根據本發明的一個實施例，調節器處理器60包括一種處理器，其適合于以 必要的一種算法或多種算法編程，以計算可呼吸氣體和輔助氧氣的流速、以及 被輸送至患者的氧化氣體的氧濃度水平，該處理器能夠基于從第一流速傳感器 46和/或第二流速傳感器52接收的數據控制氧氣控制閥50，以按照某流速供應 輔助氧氣，該流速將保證氧化氣體的氧濃度水平維持為基本上等于氧濃度水平 設定點。例如，調節器處理器60可確定表示輔助氧氣流速的氧氣流速設定點，該流 速將保證輸送至患者的氧化氣體的氧氣濃度水平基本上等于根據下式的氧氣濃度水平設定點:這里0w是氧氣流速設定點，G&是由第一流速傳感器46測量的測量可呼吸氣體流速，0&是可呼吸氣體的氧氣濃度水平(例如對大氣為0.79)，而&"為 在調節器控制界面62輸入的氧氣濃度水平設定點。調節器處理器60然后控制 氧氣控制閥50,從而在基本上等于所計算氧氣濃度設定點的流速下提供氧氣源 24輔助氧氣的流速。為提高輔助氧氣和可呼吸氣體混合的精度，調節器處理器 60可在應用第二流速傳感器52所測量流速的反饋循環中控制氧氣控制閥50, 以校正所計算氧氣流速設定點和所測量流速之間的差別。圖5示意性描述了根據本發明一個實施例的,氧氣調節器組件20'的替換配 置。在圖5的實施例中，第一流速傳感器46'設置在交叉點48的下游，并測量 包括由輸氣系統16所產生加壓可呼吸氣流和氧氣調節器組件20所提供的輔助 氧的氧化氣體的流速。盡管該重新布置第一流速傳感器46可能不會大大改變氧 氣調節器組件20的基本運行模式，但是確定氧氣流速設定點的方程成為(2)這里仏M是由第一流速傳感器46'所測量的氧化氣體的流速。 應當理解，圖4和5所示出的流速傳感器46和52的結構并不詳盡，而且 可釆用其它結構。例如， 一個實施例中，流速傳感器設置為測量加壓可呼吸氣 流18的流速以及氧化氣體12的流速，處理器60基于該測量值控制控制閥50。另一個實施例中，流速傳感器設置為測量加壓可呼吸氣流18、輔助氧氣22、和氧化氣體12每個的流速，處理器60基于該測量流速控制控制閩50。因為輸氣系統16的輸送系統處理器40基于壓力以反饋方式控制生成加壓 可呼吸氣流，并且氧氣調節器組件20的調節器處理器60基于測量流速控制輔 助氧氣，所以輸送系統處理器40和調節器處理器60可獨立運行而在其間沒有 實質通信。換言之，因為對輸氣系統16產生加壓可呼吸氣流的控制是基于壓力， 所以氧氣調節器組件20向系統10中加入輔助氧氣將被壓力傳感器36測量為壓 力上升，并因此自動調整加壓氣體的流速從而即使在輸送系統處理器40和調節 器處理器60不能有效連接以進行控制或其它信號通信的實施例中，加入的輔助 氧氣也不會明顯改變輸送至患者的總氣體(氧化氣體)壓力。相似地，將由調 節器處理器60經第一流速傳感器46檢測將輸送至患者的氣壓維持在期望水平 的輸氣系統16所引起的加壓可呼吸氣流的流速變化，并且該變化可通過根據所 檢測的變化自動調整輔助氧氣流以維持氧化氣體的氧氣濃度水平解決。盡管根據本發明處理器40和60不需要相互通信以使患者治療系統10合適 運行，但是在處理器40和60不能有效連接的實施例中，輸送系統處理器40(以 及隨后向用戶的報告)對輸送至患者的氣體的流速和/或體積的估計可能不太精 確，因為該估計將不考慮加入輸氣系統16下游的輔助氧氣。在處理器40和60 不能有效連接的實施例中，氧氣調節器組件20包括和那里的罩相關的視覺指 示，即以輸氣系統16施加氧氣調節器組件20將大大影響對從輸氣系統16獲得 的流速和/或體積的估計。可視標記例如可包括圖示、書面聲明或其它可視標記。 另 一個實施例中，氧氣調節器組件20包括相似的視覺標記并經調節器控制界面 62提供對輸送至患者的氣體的流速和/或體積的精確估計。當然，雖然在某些實施例中處理器模塊40和60不需要有效連接以進行通 信，但是輸氣系統16和氧氣調節器組件20可相互通信，并且可通信關于加壓 可呼吸氣流和/或輔助氧氣流產生的各種信息。例如，氧氣調節器組件20可向 輸氣系統16傳送輔助氧氣的流速，從而輸送系統處理器40可在進行泄漏估計 時輔助氧氣，和/或調整輸送至患者的氣體流速和/或體積的估計。應當理解圖4和5所描述的氧氣調節器組件20的實施例并不是窮舉，而且 使模塊組件被連至和輸氣系統16相似的系統下游的系統，以將該系統所產生的 氣流氧濃度水平提高至可選擇配置水平的任何部件配置都落入本發明的范圍。例如氧氣調節器組件20可以是與其它輸氣系統相連的自備單元。氧氣調節器組 件20在一個實施例中包括具有氧氣調節器閥50和調節器處理器60的自己的 罩。在非限制性實例中，罩還可包括存儲器64、界面62、流速傳感器52、流 速傳感器46和/或連接器45。此外， 一個示例性實施例中，輸氣系統16包括其 中設置壓力發生器26和輸送系統處理器40的罩。輸氣系統罩還可包括流速傳 感器38、壓力傳感器36、和/或界面42。該罩還可包括存儲器44和/或控制閥 32。另外，盡管在上面將患者治療系統10描述為包括調節輸送至患者的氧氣濃 度水平的氧氣調節器組件20，但是本發明考慮以其它的氣體成分替換氧氣。還應當理解，雖然本發明在上文描述為伴隨主氣流向患者輸送作為輔助氣 體的氧氣，但是其它氣體可用作輔助氣體。例如，已知向患者輸送氦、氦_氧 混合物(heliox)、氮氣、氮氧混合物(nitrox)、氦氧氮混合物(trimix)、或者任何其它氣體或者氣體的組合。這些氣體或者氣體的組合可被用作和主氣流混 合在一起的輔助氣體22,上述設置輔助氣體濃度水平的描述適用于其它種類的 氣體或者氣體混合物，而硬件保持相同。主要差別在于氣源24不是氧氣源，而 是其它被送入患者的氣體或者氣體混合物。盡管已經基于現在認為是最實用和優選的實施例為描述目的詳細描述了本 發明，但是將理解這樣的細節僅僅是為此目的，以及本發明不限于所公開的實 施例而是相反期望包括屬于附加權利要求實質和范圍的更改和等效設置。例如， 將理解本發明考慮在可能的程度任何實施例的一個或多個特征可以和任何其它 實施例的 一個或多個特征組合。
權利要求
1、一種模塊氣體調節器(20，20′)組件，其通過控制伴隨由輸氣系統(16，16′)產生的加壓可呼吸氣流(18)輸送至患者的輔助氣流(22)選擇性控制輸送至患者的氣體濃度，所述輸氣系統由輸送系統處理器(40)控制，所述模塊氣體調節器組件包括控制界面(62)，能夠選擇輔助氣體濃度水平設定點；氣流調節器(50)，調節氣源的輔助氣體流速；以及調節器處理器(60)，控制氣流調節器從而來自氣源的輔助氣體和輸送至患者的加壓可呼吸氣流的氣體濃度水平基本上等于氣體濃度水平設定點，該調節器處理器獨立于輸送系統處理器。
2、 如權利要求1所述的模塊氣體調節器組件，其中輔助氣體和加壓可呼吸 氣流經公共路徑(12)輸送至患者。
3、 如權利要求1所述的模塊氣體調節器組件，其中調節器處理器通過部分 地基于氣體濃度水平設定點來確定輔助氣體的氣體流速設定點，并且控制氣流 調節器，來調節輔助氣體流速，從而輔助氣體的流速基本上等于輔助氣體的氣 體流速設定點，由獨立于輸送系統處理器的調節器處理器確定輔助氣體的氣體 流速設定點。
4、 如權利要求3所述的模塊氣體調節器組件，還包括與調節器處理器有效 連接的第一流速傳感器(38, 46， 46'),其中第一流速傳感器測量加壓可呼吸 氣流的流速，其中調節器處理器部分地基于氣體濃度水平設定點和加壓可呼吸 氣流的流速確定輔助氣體的氣體流速設定點。
5、 如權利要求4所述的模塊氣體調節器組件，其中第一流速傳感器為輸氣 系統的元件，所述調節器處理器有效連接至輸氣系統以從第一流速傳感器接收 和加壓可呼吸氣流流速相關的信息。
6、 如權利要求4所述的模塊氣體調節器組件，其中調節器處理器基于下面 的方程確定輔助氣體的氣體流速設定點<formula>formula see original document page 3</formula>其中Ow是氣體流速設定點，G&是可呼吸氣體的測量流速，①&是可呼吸氣體的氣體濃度水平，而0"'為氣體濃度水平設定點。
7、 如權利要求4所述的模塊氣體調節器組件，還包括與測量氣源的輔助氣 體流速的調節器處理器有效連接的第二流速傳感器(52， 46')，并且其中調節 器處理器以反饋方式基于輔助氣體的氣體流速設定點和由第二流速傳感器測量 的輔助氣體流速控制氣流調節器。
8、 如權利要求3所述的模塊氣體調節器組件，其中輔助氣體和加壓可呼吸 氣流經公共路徑輸送至患者。
9、 如權利要求8所述的模塊氣體調節器組件，還包括與測量公共路徑中加 壓可呼吸氣體以及輔助氣體流速的調節器處理器有效連接的第一流速傳感器(38， 46, 46'),其中調節器處理器部分地基于氣體濃度水平設定點和公共路 徑內加壓可呼吸氣流和輔助氣體的流速確定輔助氣體的氣體流速設定點。
10、 如權利要求9所述的模塊氣體調節器組件，其中調節器處理器基于下 面的方程確定輔助氣體的氣體流速設定點<formula>formula see original document page 3</formula>其中Oz卯是氣體流速設定點，5^是公共路徑內加壓可呼吸氣流和輔助氣體的測量流速，0&是可呼吸氣體的氣體濃度水平，而&"為氣體濃度水平設定點。
11、如權利要求10所述的模塊氣體調節器組件，還包括與測量氣源輔助氣 體實際流速的調節器處理器有效連接的第二流速傳感器(52， 46')，其中調節器處理器以反饋方式基于輔助氣體流速設定點和第二流速傳感器測量的輔助氣 體試劑流速控制氣流調節器。
12、 如權利要求1所述的模塊氣體調節器組件，其中調節器處理器向輸送 系統處理器輸送信息，所述信息與加壓氣流和氣源氣體的混合相關。
13、 如權利要求1所述的模塊氣體調節器組件，其中氣流調節器包括可由 調節器處理器控制的閥門(50)。
14、 如權利要求l所述的模塊氣體調節器組件，其中輔助氣體為氧氣、氦 氣、氮氣、或者其任意組合。
15、 一種患者治療系統(10),包括輸氣系統(16, 16')，產生向患者輸送的加壓可呼吸氣流； 輸送系統處理器(40),與輸氣系統相關，并在產生加壓可呼吸氣流時控制 輸氣系統；模塊氣體調節器組件(20， 20')，用于調節氣源發出的輔助氣流，所述輔 助氣體伴隨著加壓可呼吸氣流向患者輸送，以選擇性控制輔助氣體的氣體濃度 水平和隨之輸送至患者的加壓可呼吸氣流；以及調節器處理器(60)，和模塊氣體調節器組件相關，并調節輔助氣流，所述 調節器處理器獨立于輸送系統處理器。
16、 如權利要求15所述的患者治療系統，其中輸送系統處理器控制輸氣系者(2)其中壓力在吸氣和呼氣之間變化的雙-級壓力水平。
17、 如權利要求15所述的患者治療系統，其中所述模塊氣體調節器組件包 括可由調節器處理器控制以調節氣源輔助氣體流速的閥(50 )。
18、 如權利要求15所述的患者治療系統，其中輔助氣體和加壓可呼吸氣流 經公共路徑(12)輸送至患者。
19、 如權利要求15所述的患者治療系統，還包括與模塊氣體調節器組件相 關、能夠選擇氣體濃度水平設定點的控制界面(62)，其中調節器處理器控制調 節輔助氣體的流速，從而加壓可呼吸氣流和隨之輸送至患者的輔助氣體的氣體濃度水平基本上等于氣體濃度水平設定點。
20、 如權利要求15所述的患者治療系統，其中所述調節器組件向輸送系統 處理器輸送信息，所述信息與輔助氣體的流速相關。
21、 如權利要求15所述的患者治療系統，其中所述輔助氣體為氧氣、氦氣、氮氣或者其任意組合。
22、 一種患者治療系統(10)，包括 第一罩(16, 16');壓力發生器(26),容納在第一罩中并產生輸送至患者的加壓可呼吸氣流； 第一處理器(40),容納在第一罩中并控制壓力發生器； 第二罩(20, 20')，獨立于第一罩；氣流調節器(50)，容納在第二罩中，并調節隨著加壓可呼吸氣流從氣源輸 送至患者的輔助氣體的流速；以及第二處理器(60)，容納在第二罩中并控制氣流調節器。
23、 如權利要求22所述的患者治療系統，其中所述第二罩還包括第一流速 傳感器(52)、第二流速傳感器(46, 46')、和調節器控制界面(62)。
24、 如權利要求22所述的患者治療系統，其中所述第一罩還包括控制閩 (32)、流速傳感器(38)、和輸送系統控制界面(42)。
25、 如權利要求22所述的患者治療系統，其中輔助氣體為氧氣、氦氣、氮 氣或者其任意組合。
全文摘要
本發明提供一種產生輸送至患者的加壓可呼吸氣流的輸氣系統(10)。該系統包括向患者氣道輸送加壓氣流的主輸氣系統(16，16′)和輔助輸氣系統(20，20′)。輔助輸氣系統呈模塊氣體調節器組件的形式，其調節從氣源至主輸氣系統的輔助氣流從而伴隨著加壓可呼吸氣體流向患者輸送輔助氣體。該系統允許使用者選擇性控制輔助氣體例如氧氣、氦氣、氮氣或者其任意組合的氣體濃度水平，以及隨之輸送至患者的加壓可呼吸氣流。
文檔編號A61M15/00GK101217991SQ200680024962
公開日2008年7月9日 申請日期2006年7月7日 優先權日2005年7月8日
發明者伯尼·赫特, 帕特里克·W·特魯伊特 申請人:Ric投資有限公司