能够估计通过呼出阀离开的气体流速的呼吸辅助设备的制作方法
【专利摘要】本发明涉及用于患者(5)的人工呼吸设备(1)，该设备包括气体源(2)和患者回路(3，3a，3b)，该患者回路具有由加压管线(8)控制的呼出阀(7)，该加压管线包括由驱动装置(13)控制的电磁阀(6)。驱动装置将电压信号(U)输送至所述电磁阀以控制所述电磁阀，以便经由所述加压管线(8)向所述呼出阀(7)传递压力并因此根据所述电压信号(U)控制所述呼出阀(7)在至少完全开启位置、完全闭合位置和一个或多个中间位置之间。压力测量装置(10)测量由气体源(2)输送的气体的压力(P)。微处理器装置执行算法，该算法能够基于压力信号(P)和电压信号(U)来确定通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)。
【专利说明】能够估计通过呼出阀离开的气体流速的呼吸辅助设备
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种用于患者的人工呼吸设备或医用呼吸机，该人工呼吸设备允许估计在人工呼吸设备和由所述呼吸设备供给空气的患者之间的非有意空气泄漏。
【背景技术】
[0002]包括呼出阀的人工呼吸设备或装置通常具有用于测量离开呼出阀的流速(flowrate)的装置或者用于测量患者流速、即近端流速的装置。
[0003]在实际中，在缺少这种用于测量离开呼出阀的流速的装置的情况下，这些设备不能够监控有助于医生监督治疗进度的数据(例如在设备和患者之间出现泄露)，尽管知道患者的换气，例如他或她的呼吸速率。
[0004]因此，在进入和离开系统、即设备和附件(回路、加湿器等等)的流速是已知的时，对泄露的估计的监控是相当好控制的，然而这不适用于设计成能够在不测量呼出流速的情况下工作的具有呼出阀回路的人工呼吸设备。
[0005]在实际中，技术上的困难在于缺少对呼出阀处的气体流速的测量，这是因为，必须成功地区分出经过所述呼出阀离开的气体流速的可能的非有意泄漏。
[0006]于是，对泄露的估计变得更加困难，这是因为，不可能知道由呼吸机输送的流速有多少比例经由可能的泄露而逸出或到达患者处，并且不可能知道由患者呼出的流速有多少比例经过呼出阀或由泄露而逸出。
[0007]对于这些具有呼出阀回路和单支路的设备，当前经由附加的近端流速和/或压力测量模块获得离开呼出阀的流速的信息。
[0008]如今，这种附加的测量模块的缺点尤其是:施加在患者的嘴上的重量引起面部的不适、变形等等，并且在设备和模块/患者之间增加相当多的附加管线造成妨碍并且导致体积庞大。
[0009]总之，当前对泄露流速和对患者流速的控制的估计因此仅存在于具有呼出流速测量的双支路呼吸设备、存在于没有呼出阀的单支路呼吸设备以及存在于具有包括附加模块的呼出阀的单支路呼吸设备，所述附加模块具有近端压力传感器和/或流速传感器。
【发明内容】
[0010]所提出的问题因此是，在不测量离开人工呼吸设备的呼出阀的流速和/或没有近端传感器的情况下，能够容易地获得离开人工呼吸设备的呼出阀的流速的估计，以便能够随后使用这种流速的估计来估计和追踪例如设备的泄露流速或患者的呼吸流速。
[0011]换言之，本发明的目的在于，提出一种具有气体回路的改进的人工呼吸设备，该气体回路具有呼出阀，该人工呼吸设备能够且设计成在其使用期间产生对呼出阀的流速的估计，并且不管所述设备是单支路设备还是双支路设备，都在不对呼出流速进行测量的情况下产生所述估计，并且不使用连接至所述设备的附加的近端流速和/或压力测量模块。
[0012]本发明的解决方案因此涉及一种用于患者(即人)的人工呼吸设备或呼吸机，其包括:
[0013]-气体源，该气体源能够且设计成输送呼吸气体，
[0014]-患者回路，该患者回路包括至少一个吸入支路，该至少一个吸入支路流体连接至气体源，以接纳由气体源输送的呼吸气体流速，
[0015]-呼出阀，该呼出阀布置在患者回路中或连接至患者回路，该呼出阀的开启和闭合通过流体连接至气体源的加压管线来控制，
[0016]-至少一个电磁阀，该至少一个电磁阀布置在所述加压管线中并且由驱动装置控制，以便允许或阻止压力经由所述压力管线传递至呼出阀，
[0017]-驱动装置，该驱动装置设计成将至少一个电压信号U输送至所述至少一个电磁阀以控制该电磁阀，以便允许或阻止通过所述压力管线将压力传递至呼出阀并且因此根据所述至少一个电压信号U控制呼出阀在至少完全开启位置、完全闭合位置和一个或多个中间位置之间，以及
[0018]-压力测量装置，该压力测量装置布置成测量由气体源输送的气体的压力P，
[0019]其特征在于，该设备还包括执行至少一种算法的微处理器装置，该至少一种算法使得能够基于由压力测量装置输送的至少一个压力信号P和由驱动装置输送的所述至少一个电压信号U来确定通过呼出阀而离开的气体流速Qve。
[0020]应当理解的是，根据本发明，通过呼出阀而离开的气体流速不是通过直接测量在所述呼出阀处的所述流速而获得的，而是基于由压力传感器测量出的一个(或多个)压力信号P和由呼吸机的驱动装置(即，典型地为电路板，例如具有微控制器和算法的类型的电路板)所输送的一个(或多个)电压信号U估计出的。
[0021]实际上，根据本发明，患者回路和呼出阀组件的工作特性取决于对呼出阀(电压)的控制以及压力和流速的测量。
[0022]如在下文中所详细说明的，针对每个阀通过所采用的策略和记录来确定模型的参数。
[0023]在阀构型每次变化时，必须执行所述策略，因为所述工作特性在两个呼出阀之间会剧烈地变化，即使它们具有相同的模型。
[0024]工作特性模型的建立包括两个步骤，即:
[0025]a)确定呼出阀的闭合电压，以及
[0026]b)记录在非零阀压力、电压和流速处的阀工作位置的表。
[0027]在换气期间，以两个步骤执行对通过阀而离开的流速的估计，即:
[0028]i)确定流速是否为零，
[0029]ii)如果适当，根据在时刻t所测量出的压力和在时刻t的控制电压进行二重插值，从中推导出在时刻t离开设备的流速。
[0030]尽管本发明的模型只是近似的，但是，由于结果取决于呼出阀的物理位置和其它参数、尤其是温度，该模型的确使得能够获得对通过呼出阀而离开的气体流速Qve的良好的估计。
[0031]本发明的主要优点为:一方面，对经过呼出阀离开的气体流速Qve的估计没有使用在所述呼出阀处的测量，因而即使在所述设备为单支路设备时也无需在那个位置处设置传感器，并且另一方面，无需增加连接至所述设备的附加测量模型。
[0032]根据情况，本发明的人工呼吸设备可包括一个或多个下面的技术特征:
[0033]-人工呼吸设备还包括流速测量装置，该流速测量装置布置成测量由气体源输送的气体的流速Q。
[0034]-呼出阀包括可变体积的套，即，可充气或泄气的套，或者包括可变形的膜，以便借助于此套或此可变形的膜控制经由所述呼出阀的气体输出。
[0035]-加压管线提供气体压力和/或流速，该气体压力和/或流速会作用在呼出阀的套或可变形的膜上，该呼出阀的套或可变形的膜控制和/或监控所述呼出阀的开启或闭合。
[0036]-驱动装置、流速测量装置和压力测量装置与微处理器装置协作，以便确定微处理器装置的算法的参数，所述算法用于确定在给定的压力P和电压U下通过呼出阀而离开的气体流速Qve。
[0037]-人工呼吸设备还包括用于至少存储从驱动装置、从流速测量装置和从压力测量装置分别获得的电压U、流速Q和压力P的值的存储装置。
[0038]-微处理器装置与存储装置协作以获取所述算法所使用的电压U、流速Q和压力P的值，以便估计经过呼出阀而离开的给定的气体流速Qve。
[0039]-驱动装置能够并且设计成基于阀的最大开启电压值输送减小的或增大的电压值U，以便逐渐地闭合呼出阀。
[0040]-当在患者连接/接口处堵塞吸入支路时:
[0041]a)气体源能够以给定的压力P输送气体，
[0042]b)驱动装置编程为基于阀的最大开启电压值来输送减小的或增大的电压值UpU2......Un,以便逐渐地闭合呼出阀，
[0043]c)流速传感器能够并且设计成测量与通过呼出阀而离开的气体流速相对应的给定的气体流速值Q’ 1、Q’ 2……Q’ n，以及
[0044]d)微处理器装置使得能够确定闭合控制电压Uferm，在高于或低于Uferm时，经过呼出阀离开的气体流速Qve为零。
[0045]-存储装置使得能够存储与给定的时刻t相对应的闭合电压值Uferm，在该时刻t，由气体源输送的流速Q为零，即Q = O。
[0046]-驱动装置能够基于瞬时电压值Ui使用所存储的闭合电压值Uferm来确定离开呼出阀的气体流速Qve是否为零。
[0047]-驱动装置设计成将至少一个电压信号输送至电磁阀，以控制电磁阀，以便允许或阻止压力通过所述加压管线传输至呼出阀并且因此控制呼出阀在至少下面的位置之间:
[0048].完全开启位置，该完全开启位置与电磁阀的非零最大控制电压值(Umax)相对应，在该完全开启位置，通过呼出阀而离开的气体流速Qve是最大的，
[0049].完全闭合位置，该完全闭合位置与电磁阀的闭合控制电压值Uferm相对应，其中，Umax>Uferm ^ O,在该完全闭合位置,通过呼出阀而离开的气体流速Qve是零，
[0050].一个或多个中间位置，该一个或多个中间位置与在Umax和Uferm之间的一个或多个中间控制电压值Uint相对应，在该一个或多个中间位置，通过呼出阀而离开的气体流速Qve小于最大的流速并且是非零的。
[0051]-当在患者连接/接口处堵塞吸入支路时:
[0052]i)气体源能够输送多个接连的气体压力值P” P2……Pj……Pp，
[0053]?)驱动装置编程为:对应于由气体源输送的每个接连的气体压力值P」，输送从阀的最大开启电压值直到闭合电压值Uferm的减小的或增大的电压值UpU2……Un,
[0054]iii)流速传感器能够并且设计成:针对由气体源输送的气体的每个接连的气体压力值Pp P2……Pp和由驱动装置输送的每个减小的电压值U1' U2……Un，测量与离开呼出阀的流速相对应的给定的气体流速值(Q1,Qlj2……Qu……Qn，p)，以及
[0055]iv)存储装置能够并且设计成:以气体流速值(Q^Qu……Qu……Qn，p)与接连的气体压力值PpP2……Pp以及所述相对应的增大的或减小的气体压力值UpU2……Un相关联的方式，存储由流速传感器测量出的所述气体流速值。
[0056]-驱动装置能够基于对应于瞬时电压值Ui以及所测量出的瞬时气压值Pj的由流速传感器测量出且由存储装置存储的气体流速值(QuAu……Qu……Qn，p)，使用存储在所述存储装置中的表(UyPpQu)上的二重插值计算离开呼出阀的气体流速Qve。
[0057]-流速测量装置为流速传感器。
[0058]-压力测量装置为压力传感器。
[0059]-驱动装置包括电路板、优选为具有微控制器和算法的类型的电路板。
[0060]存储装置包括存储器。
[0061]-存储装置包括至少一个RAM、EEPROM或闪存型存储器。
[0062]-吸入支路流体连接至患者接口，该患者接口优选地包括呼吸罩、气管切开术用探头(tracheotomy probe)或插管探头。
[0063]-气体源为涡轮机、加压气体容器或设置有墙内出口的加压气体供应管线或类似物，优选为涡轮机。
[0064]-气体源输送空气、氧气或富氧空气。
[0065]-患者回路包括吸入支路和呼出支路，呼出阀布置在呼出支路中。
[0066]-呼出阀布置在呼出支路的下游端的一侧上且位于所述设备旁边或在所述设备中。
[0067]-人工呼吸设备包括电力供应装置，尤其是用于将所述设备连接至电气主网的插头和连接线以便向所述设备供应电流，或者至少电池或类似物。
【专利附图】
【附图说明】
[0068]从下面参考附图给出的详细描述中可以更好的理解本发明，在附图中:
[0069]-图1示出了具有患者回路的根据本发明的人工呼吸设备的第一实施例，所述患者回路具有一个呼吸支路；
[0070]-图2示出了具有患者回路的根据本发明的人工呼吸设备的第二实施例，所述患者回路具有两个呼吸支路；
[0071]-图3详细示出了图1的第一实施例；以及
[0072]-图4示出了呼出阀的工作特性步骤。
【具体实施方式】
[0073]图1和图3示出了人工呼吸设备1(即医用呼吸机)的第一实施例，例如，由 申请人:在市面上出售的Monnal T50呼吸机，根据本发明，该人工呼吸设备I包括患者回路3，该患者回路3具有还称为吸入支路的单个呼吸支路3a，该单个呼吸支路3a由例如涡轮机或微型风扇或流体连接至呼吸机I的墙内气体网的气体源2流体供给流体，以便将加压气体(例如空气)、即以大于大气压力的压力(即>latm)输送至患者5。
[0074]患者回路3使得能够将气体从气体源2输送至患者接口 4，例如罩或气管探头或插管探头，这使得能够将气体输送至患者5。箭头14示意性地示出气体流的方向。
[0075]包括加压管线8的阀控制装置设计成并且能够流体控制布置在患者回路3中的呼出阀7，该呼出阀7靠近患者接口 4，S卩，靠近例如鼻罩或者面罩或者插管探头或气管探头。
[0076]呼出阀7能够被控制在多个开启/闭合位置之间，所述开启/闭合位置包括至少一个所谓的“完全开启”位置和至少一个所谓的“闭合”位置，在“完全开启”位置处，气体以所述呼出阀7所给出的最大流速逸出以便将最大量的气体排放至周围大气(在12处)，在“闭合”位置处，没有气体通过所述呼出阀7而逸出，即，气体保持在患者回路3中和罩4中，如下文中所描述的。并且，呼出阀7还能够被控制在一个或多个称作“中间”位置的其它开启/闭合位置之间，这导致在所谓的“完全开启”位置和所谓的“闭合”位置之间开启呼出阀。
[0077]如在图1和3中所示出的，流速确定装置9 (例如流速传感器)布置在气体源2的出口处并且使得能够确定离开气体源2的气体流速Q。流速传感器可例如为来自霍尼韦尔(Honeywell)公司的市售参考号为AWM700系列的传感器。
[0078]此外，压力测量装置10——优选能够测量由气体源2输送的气体的压力P的压力传感器一设置在吸入支路3a上，优选在吸入支路3a的上游，即在呼吸机I的旁边。
[0079]电磁阀6或由多个电磁阀形成的电磁阀组布置在加压管线8中并且由驱动装置13控制，以便允许或阻止经由所述加压管线8向呼出阀7传递压力，即，以便控制所述呼出阀7的部分或完全开启以允许气体流通过，或者相反地闭合所述呼出阀7并因此阻止任何气体输出。
[0080]实际上，加压管线8输送气体压力和/或流速，该气体压力和/或流速会作用在呼出阀7的套上,该套控制此阀7的开启或闭合。
[0081]更具体地，驱动装置13设计成将至少一个电压信号U输送至所述至少一个电磁阀6以控制电磁阀6，以便允许或阻止经由所述加压管线8向呼出阀7传递压力，并因此根据由所述驱动装置输送的至少一个电压信号U控制呼出阀7在至少完全开启的位置、完全闭合的位置和一个或多个中间位置之间。
[0082]优选地，驱动装置13包括电路板，该电路板包括带有算法的微处理器。
[0083]根据本发明，呼吸机I还包括微处理器装置，该微处理器装置执行至少一种算法，该算法使得能够基于由压力测量装置10输送的至少一个压力信号P和由驱动装置13输送的至少一个电压信号U来确定通过呼出阀而离开的气体流速Qve。
[0084]驱动装置13、流速测量装置9和压力测量装置10与微处理器装置协作以确定算法的参数，该算法用于确定在给定的压力P和电压U下的经过呼出阀7而离开的气体流速Qve和来自呼出阀7的泄露流速。
[0085]呼吸机I还包括存储装置15，例如数据存储器，该存储装置使得能够至少存储从驱动装置13、从流速测量装置9和从压力测量装置10分别获得的电压U、流速Q和压力P的值。
[0086]实际上，微处理器装置与存储装置15协作，以获取算法所使用的电压U、流速Q和压力P的值，以便估计通过呼出阀7而离开的气体流速Qve。
[0087]呼出阀工作特件樽型
[0088]在呼吸设备的自测试过程中产生呼出阀的工作特性，呼吸设备的自测试例如在于在实际的换气之前进行的一系列的技术检查。
[0089]在用塞子或类似物在其端部处堵塞患者回路3的情况下，即，在接口 4处堵塞吸入支路3a的情况下(图1)，执行自测试。因此，此时患者5不会连接到呼吸设备。
[0090]呼出阀7的工作特性体现在两个连续的步骤中，如在图4中所示出的:
[0091]-步骤1:首先，寻找呼出阀7的闭合控制点。为此，呼出阀7处于开启位置。在呼吸设备中，气体流速通过对涡轮机2的固定控制产生，呼出阀7逐渐闭合直到测量到零流速。通过逐渐地开启电磁阀6完成这样的逐渐闭合，该电磁阀6经由加压管线8向呼出阀7的套逐渐地加压。当测量到零流速时，存储与此零流速相对应的呼出阀7的控制值。
[0092]-步骤2:然后建立表，该表包括作为所述呼出阀7的控制(电压)和由呼吸设备的涡轮机2产生的压力的函数的离开呼出阀7的流速值。为此，呼出阀7起初是开启的并且涡轮机2调节成它输送给定的气体压力，例如接连地输送15、10、5和2cm水柱压力，并且测量作为不同的阀控制水平一即从最大电压到之前刚确定的闭合值一的函数的流速。然后记录离开阀的流速。
[0093]在阀开启和接连的部分闭合的时候，测量出的压力是变化的，所以必须等待涡轮机调节至涡轮机起作用并且等待测量出的压力被再次修正以进行压力、电压和流速的测量。
[0094]自测试的步骤2在此结束。
[0095]随后，可根据测量出的压力和对阀的控制通过执行二重插值来估计离开阀7的流速。
[0096]根据本发明，上文的工作特性能够在具有单支路(单支路:图1)和双支路(图2)的气体回路3上执行。实际上，在两个可能的回路构型(即单支路和双支路)中在自测试后估计流速Ev是可能的。
[0097]为此，驱动装置13基于阀的最大开启电压值输送减小的或增大的电压值U，以便逐渐地闭合呼出阀7。
[0098]实际上，流速确定装置或流速传感器9使得能够确定在时刻t和第二阶段离开气体源2的气体流速Q，在该时刻t，控制装置6控制呼出阀7处于闭合位置，因此阻止了回路3的任何气体的输出，在第二阶段，患者接口 4不输送气体，S卩，接口 4不向患者供应呼吸气体并且接口 4由塞子堵塞。
[0099]这可通过在供应患者5的接口 4处堵塞患者回路3而获得。在此构型中由流速确定装置9确定的气体流速与非有意泄漏流速值相对应。
[0100]实际上，当在患者5的接口 4处堵塞吸入支路3a时，气体源2以给定的压力P输送气体，驱动装置13编程成基于呼出阀7的最大开启电压值Umax来输送减小的或增大的电压值UpU2……Un以便逐渐地闭合呼出阀7，流速传感器9测量与经过呼出阀7离开的气体流速相对应的给定气体流速值(Q’ 1;Q’2……Q’n)，并且微处理器装置确定闭合控制电压Uferm,在高于或低于Uferm时,经过呼出阀7离开的气体流速Qve为非零。
[0101]此外，存储装置还能够存储与给定时刻t相对应的闭合电压值Uferm，在该时刻t，由气体源2输送的流速Q为零，S卩，此时Q = O。
[0102]对于由气体源2输送的每个接连的气体压力值？”^……Pn，由驱动装置13输送的减小的或增大的电压值UpU2……Un位于阀7的最大开启电压值Umax和闭合电压值Uferm之间。
[0103]类似地，针对由气体源2输送的气体的每个接连的气体压力值PpP2......Pp以及由驱动装置13输送的每个减小的电压值Ul、U2……Un，由流速传感器9测量与离开呼出阀7的流速相对应的给定气体流速值(Q1;1，Qlj2……Qu……Qn，p)。
[0104]于是，存储装置——例如RAM、EEPROM或闪存型存储器——能够以与接连的气体压力值PpP2……Pp相关联并且与所述相对应的增大的或减小的电压值Up U2……Un相关联的方式存储气体流速值(Q1, P Qlj2……Qu……Q1J。
[0105]下文中给出的解释使得能够更好地理解如何基于之前在自测试期间设定好的模型获得对电磁阀的流速Qve的估计，包括零流速信息项，即，Qve = O。如果电压小于或大于(根据驱动模式)Uferm或对阀起作用的压力是这样的，则知道阀是闭合的，即，知道近端压力是否小于阀囊/套的压力。
[0106]其它计算得到的测暈倌.
[0107]由压力传感器9测量得到的唯一压力是机器I的输出压力。为了知道回路3的另一点处的气压，可引入辅助计算模型来确定，例如:
[0108]-近端压力，即考虑了患者回路的压头损失，以及
[0109]-呼出阀7的囊或套的压力，该压力是根据由涡轮机2输送的压力和对呼出阀7的控制估计出的。
[0110]以经验确定设定好的模型。
[0111]如果囊的气压高于近端气压，于是呼出阀的流速为零。
[0112]涉及非有意泄漏的估计的不同情况
[0113]在呼出端部处的非有意泄露的估计能够以下文的两个情况实施。
[0114]a)呼出阀的零流速(Qve)
[0115]已知的是，如果对呼出阀的控制低于在自测试期间确定的某一阈值或者如果近端压力低于囊气压，则呼出阀的流速Qve为零。
[0116]在这种情况下:Qve = O
[0117]b)由测试工作特性表估计呼出阀的流速
[0118]如果之前的情况不适用，那么流速Qve离开呼出阀7。根据测量出的压力和对呼出阀的控制通过执行二重插值来估计离开呼出阀7的流速Qve。
[0119]下文的情况于是适用:Qve =函数(压力，阀的控制电压)
[0120]此外，驱动装置13基于对应于瞬时电压值Ui并且对应于瞬时测量出的气压值Pj的由流速传感器9测量出且由存储装置存储的气体流速值(Q1^Qu……Qu……Qn，p)，使用存储在所述存储装置中的表(UpPpQu)进行二重插值计算离开呼出阀7的气体流速Qve。
[0121]里途
[0122]估计出的呼出阀流速可用于估计在换气期间的工作流速。
[0123]可经由例如包括机器流速Q、压力P和阀流速Qve值的模型来执行在设备I和患者5之间的可能的泄露流速Qf的估计，例如:
[0124]Qf = F (Q, Qve, P)
[0125]由该泄露流速，可推导出患者的呼吸流速Qp，也就是:
[0126]Qp = Q - Qf
[0127]知道患者的呼吸流速Qp有助于医生监控换气状态和患者状态。患者流速有助于呼吸机计算多个监控值，例如由患者吸入和呼出的体积。患者流速还用于调节体积模式和用于通过基于体积的伺服控制装置调节气压模式。最后，患者流速用于通过吸入触发和循环来使患者/机器同步。
[0128]此外，图2示出了根据本发明的人工呼吸设备I的第二实施例，该人工呼吸设备I包括患者回路3，该患者回路3包括吸入支路3a和呼出支路3b，即双支路回路。
[0129]在此情况下，吸入支路3a流体连接至气体源2，以将气体从气体源2输送至患者接口 4，如在之前的情况中一样；而呼出支路3b将患者接口 4流体连接至此处布置在呼吸机I中的呼出阀7，以便输送由患者5呼出的气体，即由患者5呼出的富含CO2的气体，并且将它经由呼出阀7排出。
[0130]吸入支路3a和呼出支路3b由T或Y形件13连接在接口 4的侧面上。
[0131]在此第二实施例中，呼出阀7布置在患者回路3中并靠近呼吸机I或在呼吸机I中，特别是在呼吸机I的呼出支路3b的出口处。
[0132]此第二实施例的设备的操作与第一实施例的设备的操作相同。
【权利要求】
1.一种用于患者(5)的人工呼吸设备(I)，该设备包括: -气体源(2)，该气体源(2)能够且设计成输送呼吸气体， -患者回路(3, 3a, 3b),该患者回路(3, 3a, 3b)包括至少一个吸入支路(3a),所述至少一个吸入支路(3a)流体连接至所述气体源(2)，以接纳由所述气体源(2)输送的呼吸气体， -呼出阀(7)，该呼出阀(7)布置在所述患者回路(3，3a，3b)中或连接至所述患者回路(3，3a，3b)，所述呼出阀(7)的开启和闭合通过流体连接至所述气体源(2)的加压管线(8)来控制， -至少一个电磁阀(6)，所述至少一个电磁阀(6)布置在所述加压管线(8)中并且由驱动装置(13)控制，以便允许或阻止经由所述加压管线(8)向所述呼出阀(7)传递压力， -驱动装置(13)，该驱动装置(13)设计成将至少一个电压信号(U)输送至所述至少一个电磁阀(6)，以控制所述至少一个电磁阀(6)，以便允许或阻止经由所述加压管线(8)向所述呼出阀(7)传递压力并因此根据所述至少一个电压信号(U)控制所述呼出阀(7)在至少完全开启位置、完全闭合位置和一个或多个中间位置之间，以及 -压力测量装置(10)，该压力测量装置(10)布置成测量由所述气体源(2)输送的气体的压力⑵， 其特征在于，所述设备还包括执行至少一种算法的微处理器装置，该至少一种算法使得能够基于由所述压力测量装置(10)输送的至少一个压力信号(P)和由所述驱动装置(13)输送的所述至少一个电压信号(U)来确定通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)。
2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，该设备还包括: -流速测量装置(9)，该流速测量装置(9)布置成测量由所述气体源(2)输送的气体的流速(Q)， 所述驱动装置、所述流速测量装置(9)和所述压力测量装置(10)与所述微处理器装置协作，以便确定所述微处理器装置的算法的参数，所述算法用于确定在给定的压力(P)和电压(U)下通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)。
3.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，该设备还包括存储装置(15)，该存储装置(15)用于至少存储从所述驱动装置(13)、从所述流速测量装置(9)和从所述压力测量装置(10)分别获得的电压(U)、流速(Q)和压力(P)的值。
4.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述微处理器装置与所述存储装置(15)协作，以获取所述算法所使用的电压(U)、流速(Q)和压力(P)的值，以便估计通过所述呼出阀(7)而离开的给定的气体流速(Qve)。
5.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述微处理器装置设计成基于通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)以及由所述气体源(2)输送的气体的流速(Q)和压力(P)来确定泄露流速(Qf)。
6.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述驱动装置(13)能够并且设计成基于阀的最大开启电压值(Umax)来输送减小的或增大的电压值(U)，以便逐渐地闭合所述呼出阀(7)。
7.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，当在连接至患者(5)的接口(4)处堵塞所述吸入支路(3a)时: -所述气体源(2)能够以给定的压力(P)输送气体， -所述驱动装置(13)编程为基于所述呼出阀(7)的最大开启电压值来输送减小的或增大的电压值(U1, U2……Un)，以便逐渐地闭合所述呼出阀(7)， -流速传感器(9)能够并且设计成测量与通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速相对应的给定的气体流速值(Q’ Q’ 2……Q’ n)，以及 -所述微处理器装置能够确定闭合控制电压(Uferm)，在高于或低于所述闭合控制电压(Uferm)时,通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)为零， -所述存储装置(15)能够并且设计成存储所述闭合控制电压(Uferm)值。
8.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，当在接口(4)处堵塞所述吸入支路(3a)时: -所述气体源(2)能够输送多个接连的气体压力值(P1, P2……Pj……Pp)， -所述驱动装置(13)编程为:针对由所述气体源(2)输送的每个接连的气体压力值(Pj)，输送从所述阀(7)的最大开启电压值(Umax)直到闭合电压值(Uferm)的减小的或增大的电压值(U1, U2……Ui……Un), -流速传感器(9)能够并且设计成:针对由所述气体源(2)输送的气体的每个接连的气体压力值(P1;P2……Pp)以及由所述驱动装置(13)输送的每个减小的电压值(U1,U2……Un)，测量与离开所述呼出阀的流速相对应的给定的气体流速值(Q^Qu……Qu……Qn，p)，以及 -所述存储装置(15)能够并且设计成:以与接连的气体压力值(P1,P2……Pj……Pp)以及所述相对应的增大的或减小的电压值(U1,U2……Ui……Un)相关联的方式，存储由所述流速传感器(9)测量出的气体流速值(Qu)。
9.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述驱动装置(13)能够:基于针对瞬时电压值(Ui)以及测量出的瞬时气体压力值(Pj)的、由流速传感器(9)测量出且由存储装置(15)存储的气体流速值(Qu)，使用存储在所述存储装置(15)中的表(Ui,Pj, Qiij)上的二重插值来计算离开所述呼出阀(7)的气体流速(Qve)。
10.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述驱动装置(13)能够基于瞬时电压值(Ui)使用所存储的闭合电压值(Uferm)来确定离开所述呼出阀(7)的气体流速(Qve)是否为零。
11.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于， -所述流速测量装置(9)为流速传感器，和/或 -所述压力测量装置(10)为压力传感器，和/或 -所述驱动装置(13)包括电路板、优选为具有微控制器和算法的类型的电路板，和/或 -所述存储装置(15)包括至少一个RAM、EEPROM或闪存型存储器。
12.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述驱动装置(13)设计成将至少一个电压信号(U)输送至所述电磁阀￠)，以控制所述电磁阀￠)，以便允许或阻止经由所述加压管线(8)向所述呼出阀(7)传递压力并因此控制所述呼出阀(7)在至少下面的位置之间: ?完全开启位置，该完全开启位置与所述电磁阀出)的非零最大控制电压值(Umax)相对应，在该完全开启位置，通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)是最大的， ?完全闭合位置，该完全闭合位置与所述电磁阀￠)的闭合控制电压值(Uferm)相对应，其中，Umax>Uferm彡O,在该完全闭合位置,通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)是零， ? 一个或多个中间位置，该一个或多个中间位置与在Umax和Uferm之间的一个或多个中间控制电压值(Uint)相对应，在该一个或多个中间位置，通过所述呼出阀(7)而离开的气体流速(Qve)小于最大流速并且是非零的。
13.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，存储装置(15)能够存储与给定时刻t相对应的闭合电压值(Uferm)，在该时刻t，由所述气体源(2)输送的流速(Q)为零(Q = O)。
14.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述吸入支路(3a)流体连接至患者接口(4)，该患者接口(4)优选地包括呼吸罩、气管切开术用探头或插管探头。
15.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述气体源(2)为涡轮机、加压气体容器或加压气体供应管线，优选为涡轮机(2)。
16.根据前述权利要求中任一项所述的设备，其特征在于，所述患者回路(3)包括吸入支路(3a)和呼出支路(3b)，所述呼出阀(7)布置在所述呼出支路(3b)中，该呼出阀(7)优选地布置在所述呼出支路(3b)的下游端的一侧上并位于所述设备(I)旁边或在所述设备(I)中。
【文档编号】A61M16/00GK104288881SQ201410345192
【公开日】2015年1月21日 申请日期:2014年7月18日 优先权日:2013年7月19日
【发明者】G·莫兰 申请人:液体空气医疗系统公司