(在从通道212伸出的过程中)，并且可以与主要口 214a径向对齐。例如，次级口214b可以布置为使得次级口 214b的轴线延伸穿过主要口 214a。在一些实施例中，通道212在喷嘴210和次级口 214b之间形成有增大直径的区域。具体地，在通道212的喷嘴侧256与次级口内孔224之间可以限定有带角度的导引面254。采用这种结构，由于下文清楚描述的原因，次级口 214b(特别是次级口内孔224)位于喷嘴210中心线或轴线“下方”。[0051 ] 主要口 214a大于次级口 214b。例如，主要口 214a在主要口内孔220处的截面面积大于次级口 214b在次级口内孔224处的截面面积。此外，主要口 214a在主要口外孔222处的截面面积大于次级口外孔226的截面面积。无论如何，与次级口 214b相比，主要口 214a有利于更大体积的气体流动。
[0052]开口214a、214b的位置非常接近喷嘴210。如图8A所反映的，来自喷嘴210的喷射气流(在图8A中由箭头N示出)的流动方向与口 214a、214b大体上不对齐，使得在不存在其他对抗气流或压力的条件下，来自喷嘴210的喷射气流流动N主要被引导经过口 214a、214b并被引向通道212的患者侧。
[0053]在操作中，加压气体(例如来自气体源26(图1))经由送气入口202提供至腔室204。送入气体被迫压进入流路206。各流路206的喷嘴210将气流转换为喷射气流N，该喷射气流N被引导进相应的通道212。在图SB反映的操作的吸气阶段(S卩，患者吸气)中，至少一部分喷射气流N流经通道212，并经由患者侧216供至患者。喷射气流N的动量向患者侧216传送持续正压。取决于吸气期间患者的呼吸要求，主要经由主要口 214a将环境空气掺入传送的流动中(由图8B的箭头A代表)。因此，当患者吸气需求超过喷射气流N的设定流率时，这样产生喷射气流N:增强掺入的补充环境空气A，用于传送至患者侧216进而传送至患者。此外，还是取决于患者的呼吸要求，多余气体主要通过次级口 214b从通道212排出(在图SB中由箭头E指示)。因此，当喷射气流N的流率超过患者的吸气需求时，通过一个或多个口 214a、214b排出多余气体。
[0054]在图SC中反映了操作的呼气阶段(S卩，患者呼气)。同样，喷射气流N以固定速率传送至通道212，由喷射气流N的动量保持传送至患者的持续气道正压。来自患者的呼出气体(在图8C中由箭头X代表)经由患者侧216传送至通道212，并作用在喷射气流N(以及掺入的任意环境空气A)上。由于喷射气流N流动具有相对低的动量，其易于被呼出气体X干扰。此夕卜，次级口 214b提供用于呼出气体X的最小阻力的路径。特别地，次级口 214b位于喷射气流N的中心线“下方”，使得呼出气体X能够更容易地在喷射气流N“下方”流至次级口214b。此外，主要口 214b处掺入的环境空气A(与喷射气流N结合)对呼出气体X朝向主要口 214a的流动略微增加阻力。结果，呼出气体X主要向次级口 214b流动，这样的流动方向使得喷射气流N流动朝主要口 214a转向或“转弯”。因此，大部分喷射气流N易于从通道212排出。开口 214a、214b结合以建立这样的流动模式，其最小化呼出气体X的流动阻力，并因此最小化相应的患者呼吸功。喷射气流N和呼出气体X易于经由所示出的主要口 214a和次级口 214b从发生器本体200’排出。
[0055]气体以与上述关于第一流路206a实际相同的方式流经第二流路206b(图6B)。在这方面，图9代表发生器本体200 ’的内部或流体体积的模型，并反映第一流路206a和第二流路206b、连同主要口 214a和次级口 214b，各回路具有与腔室204流体连接的喷嘴210，主要口214a和次级口 214b有利于向对应通道212掺入气体/从对应通道212排出气体。通过将相对大直径的驱动喷射几何形状与主要口 214a和次级口 214b相结合，发生器本体200 ’能够有利于以相对低的供气压力实现目标患者CPAP等级。此外，次级排出口 214b在吸气和呼气期间减少了所传送的CPAP压力的波动，使得患者所需的呼吸功保持很低。下文更详细地描述发生器本体200’的这些有益之处。
[0056]出人意料地发现，与常规设计相比，本发明的发生器本体能够有益地减少实现目标CPAP等级所需的供气压力(或“驱动压力”)。例如，作为发生器本体30(图2A)、发生器本体200’(图7)、以及两个目前可获得的CPAP发生器本体供应CPAP的功能，图10以图表形式示出驱动压力的测试结果。
[0057]具体地，根据图2A和图7构造原型CPAP发生器，以及，通过向发生器本体供应不同等级的加压气体，测试该原型CPAP发生器，并记录所产生的CPAP的结果等级。对图2A所示发生器本体30的测试结果在图10中由绘图线30A代表;对图7所示发生器本体200’的测试结果在图10中由绘图线200A代表。为了进行比较的目的，对Infant Flow? CPAP发生器(可从CareFus1n, Inc.获得)和AirLife? CPAP发生器(可从CareFus1n, Inc.获得)进行相同的测试。图10中的绘图线IF代表对Infant Flow? CPAP发生器的测试结果；绘图线AL代表对AirLife?发生器的测试结果。
[0058]图10显示出，利用本发明发生器本体，能够以低于现有装置所需的驱动压力来实现目标患者CPAP等级。例如，利用本发明的发生器本体30、200’，通过不大于18厘米水柱的驱动压力可实现5厘米水柱的目标患者CPAP等级;相比较，现有CPAP发生器大致需要大于75厘米水柱的驱动压力来实现5厘米水柱的CPAP等级。类似地，采用本发明的发生器本体30、200 ’，通过不大于60厘米水柱的驱动压力可实现20厘米水柱的目标患者CPAP等级;通过比较，现有CPAP发生器大致需要大于275厘米水柱的驱动压力来实现20厘米水柱的CPAP等级。这样，利用本发明的发生器本体，由于加压气体源26(图1)以低于常规nCPAP系统的压力操作，减小的驱动压力需求能够提供增强的安全性，也就是不同于以往，其在使用期间相对接近患者。事实上，不同于先前的CPAP发生器，本发明的发生器本体能够在常用换气器的驱动压力极限内操作，因此看护者不需要维持单独的加压气体源(不同于常规技术中现有的换气器)以执行CPAP程序。
[0059]除了降低所需驱动压力来实现目标CPAP等级，出乎意料地发现，本发明的发生器本体能够减少患者的总加呼吸功(WOB)。特别地，发生器本体30(图2A)的流动引导特征(例如，图2C的斜面区域110、112)，和/或，与发生器本体200(图6六)、发生器本体200’(图7)相关联的优化的主要大气口和次级大气口(例如，图7的口 214a、214b)，允许CPAP所产生的喷射气流进行最佳的自调整，从而将压力波动有利地保持为较低(与现有可获得的CPAP发生器相比)，进而降低总加W0B。
[0060]对上述驱动压力测试所使用的原型发生器本体30、原型发生器本体200’、InfantFlow?发生器、和AirLife?发生器的各样品，通过将各样品连接至行业可接受的肺部模拟器(IngMar Medical ASL5000型呼吸模拟器，软件版本2.2.22a，可购自宾夕法尼亚州匹兹堡的IngMar Medical ,Ltd.)，执行总加WOB测试。以5厘米水柱的CPAP设定，在数种模拟患者潮气量处，对各发生器进行总加WOB的测量和记录。图11示出了总加WOB测试结果。在图11中由线30B标绘出发生器本体30的结果；由线200B标绘出发生器本体200’的结果。以比较的方式，由线IF标绘出可获得的Infant Flow? CPAP发生器的总加WOB测试结果，而由线AL标绘出对可获得的AirLife? CPAP发生器的测试结果。如所示出的，使用本发明的发生器本体，对于9mL患者潮气量的总加WOB不大于80mJ/L。相比较，利用现有可获得的CPAP发生器(如上所述其否则需要相对较高的驱动压力)，对于9mL患者潮气量的总加WOB大于115mJ/L。类似地，使用本发明的发生器本体，对于24mL患者潮气量的总加WOB不大于130mJ/L;相比较，利用现有可获得的CPAP发生器(其需要相对较高的驱动压力)，在24mL患者潮气量处所需的总加WOB大于140mJ/L。如本说明书全文中使用的，通过使用上述指出的IngMar Medical ASL5000