专利名称：包括气体调节阀的呼吸辅助设备及呼吸辅助方法
技术领域：
本发明涉及一种用于患者的呼吸辅助设备。
更具体地说，本发明涉及一种供患者在连续呼吸周期中呼吸的呼吸辅 助设备，每个呼吸周期定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段。
背景技术：
目前有多种呼吸辅助设备，在本文中我们也将总体地称其为"呼吸器"。
这些呼吸器配备有呼吸加压气体源。它们能够是"自动的"，因为供给 外部加压气体不需要操作它们。
在每次吸气时，这些设备提供给患者呼吸气体(通常是可加入例如氧 气等补充气体的环境空气)。
已知有不同类型的呼吸器。这些不同类型的呼吸器能够进行分类，例 如才艮据它们的大小。
实际上，这些设备的大小是重要的^lt:为了便于相同的单个设备在 不同地方和环境(例如家庭以及医院)中的操作，以及为了增加患者的易 动性，通常希望缩小该尺寸。
非4更携式i殳备
第一种类型的呼吸器涉及适于非〗更携式的呼吸器。此第一类型通过图 la至ld示意性地示出。
这种设备通常配备有尺寸和/或重量非常大的呼吸气体源Sl。此气体源 能够在设备的内部，在这种情况下设置于中央单元10内，如在下文中描述 并在图la至ld中示出的非便携式呼吸器那样。此气体源也能够设置在设 备外部.
在这些i殳备中，气体源通过两个管道管耦连到患者P，吸气管ll用于 吸气阶段并且患者P通过此吸气管从气体源吸入加压气体，呼气管12用 于呼气阶段并且患者通过此呼气管能够排出呼出的气体，例如二氧化碳 等。
这些非便携式呼吸器进一步提供有吸气阀13和呼气岡14。这两个阀 分别在吸气管11和呼气管12上靠近气体源Sl定位。
在呼吸阶段，吸气阀13允许控制传送到患者的加压气体的流量。
呼气阀14允许将患者的呼出气从呼气管12排出到环境大气中。为此 目的，呼气岡能够进一步通过PEP (正呼气压力)控制。
呼吸器的大多数操作模式需要监视呼出气流和/或呼^H力。因此，在 呼吸器中必须提供用于检测气流和/或压力的传感器19。
每个传感器通常需要通过至少三条线连接到呼吸器的中央单元10，以 便于供电及输送数据信息。
因此传感器19通常位于气体源Sl附近，以避免由于增加传感器和线 进一步增加已经非常复杂且庞大的双输送回路的复杂性。
期望传感器19位于呼气阀附近，从而所述呼气阀14必须位于气体源 Sl附近。
吸气阀和呼气阀都需要特定的并且通常很复杂的控制装置15，以便于 正常操作。
非便携式的呼吸器通常提供有相对较长的管道，约为150至180cm。
此构造意味着呼吸阻力，呼吸阻力不利于患者容易地呼气。
实际上，如果呼气阀14位于呼气管12在气体源Sl附近的端部处(远 端)，并且呼气管12相对较长，则患者P将需要"推进"他的通过呼气管 12的呼气，直到呼出的空气达到呼气阀以排出到大气中。
便携式呼吸器
第二种类型的呼吸器能够称作l更携式呼吸器，如图2a至2d中示意性 地示出。这种类型的便携式呼吸器设置有中央单元20，中央单元20包括 内部呼吸气体源S2。
气体源S2可以是小的涡轮机，具有优化的特性以便于限制设备占用的 体积
另一种限制这些i殳备的体积的方法是，与具有两个管道(吸气管和呼 气管)的设备相比，在气体源S2和患者P之间使用单个气体输送管道21。
这些呼吸器的操作原理基于在患者P附近(即在管道的近端)使用了
置于单个管道21上的呼气阀22。
此呼气阀22的近端定位允许一一特别是在呼气阶段一一避免呼气阀 位于管道的远端时由于呼气管的长度引起的呼吸阻碍现象。
在已知的便携式呼吸器中，例如图2a至2d中所示，此呼气阀22;1借 助于加压空气供给导管23操作的气动阀，导管23与呼吸气体源S2耦连 (或者借助于另一压力源，例如独立的微型涡轮机)，并且使呼气阀22的 阻塞套嚢24充气。
从而呼气阀的这种控制要求特定的导管23，其限制了呼吸器的小型化。
在此呼气阶段，呼气阀24是打开的或者是部分关闭的，以便于在气体 输送管道中建立正呼气压力(PEP)以平衡患者肺部中的剩余的过压。
为了建立这种PEP,需要非常精确地控制呼气阀24的套嚢24的气动 充气压力。这增加了呼吸器的控制装置25的复杂度。
在一些呼吸器的模式中，呼气岡必须尽可能地实时操作，但是由于相 关的气动惯性，在一些呼气阀中这样做非常困难。
此外，这种已知呼吸器的构造将PEP的值限制为约20mBar，而一些 呼吸器的模式会需要更高的PEP值(例如40mBar或者更高)。
由于与非便携式呼吸器相同的原因，可能必须控制呼气气流和/或呼气 压力，并且因此在呼气阀22附近必须设置气流和/或压力传感器29。
这里也需要设置有在包含气体源S2的中央单元20和患者P之间沿着 气体输送管道21的线(即三条线一一两条用于供电， 一条用于数据传输一 —用于每个压力传感器，以及用于每个气流传感器的两条供电线)。因为 一般必须测量呼气气流和压力，所以在中央单元20和设备近端的呼气阀 22之间需要至少五条线的连接线缆26。
对于呼气阀控制无效的情况的评述
为了患者安全地使用呼吸器，呼吸器或者是便携式的，或者不是，此 设备当然必须允许患者在任意情况下都能呼吸，包括如果加压气体源无效 (故障或其它)时。因此要满足安全标准，从而即使气体源无效时呼吸辅 助设备也能够工作。
从而，如前所述，呼吸器具有单个气体输送管道21以及用于呼气阀 22的气动控制的专门的导管23，即使呼气阀22的气动供给无效时，通过 气动呼气阀22,患者P能够总是呼气，如图2d中所示。
实际上，如果呼气阀的气动供给无效，(这是当气体源无效的情况，如 果气体源提供阀的控制)，呼气阀22的套嚢24将不会再被供给，因此防止 了 PEP控制，但仍然允许患者P通过呼气阀22排出呼出的气体Ep。
但是在这种情况下，患者P将不可能通过此气动呼气阀22吸气，因为 由于患者的吸气Ip，套囊24会阻止输送管道21的内侧和外側之间的通道。
因此，如图2a至2d所示的便携式呼吸器包括在气体源S2附近的安全 回流截止阀27。如图2a中所示，在来自气体源S2的压力供给Gs作用下， 此安全阀27将正常地关闭，但是，如果气体源S2无效，则患者吸气Ip压 力将打开安全阀27,允许患者P从外部吸入空气，如图2c所示。
气体源S2的无效对应于呼气阀22的气动控制无效的特定情况。在本 文中特别指出，气体源S2的这种无效理解为通常提到的呼气阀22的气动 控制的无效。
为了允许安全的吸气能够通过安全阀27及管道21的整个长度，管道 的直径将必须较大。
在这方面规定，为处理此安全问题，要满足通常的压力损失标准要求。 例如，法国标准规定气体源和患者之间的最大压力损失对于成年人来说每 升秒必须不超过6hPa,对于儿童来i兑每0.5升秒必须不超过6hPa。
并且为了满足这些要求，例如图2a至2d中所示，已知设备的输送管 道对于成年人来^兌必须具有最小22mm的直径，对于儿童来说最小15mm 的直径。
管道的这种大直径当然有碍于设备的小型化。
对于非便携式呼吸器(参见图la至ld )，患者P将总是能够通过呼气 管12呼出，即4吏气体源S1无效，如图ld中所示。
如果气体源Sl无效，如图lc中所示，通it^E气体源Sl附近位于吸气 管11上的安全回流截止阀16可以进行吸气阶段。
此安全回流截止阀不位于呼气管12上，因为对于患者P来i兌，通过其 中包含二氧化碳塞的呼气管12吸气将会M险的。
由于与便携式呼吸器相同的原因，管道的直径必须相对较大以满;ui
力损失要求，即对于儿童来i兌至少15mm，对于成年人来说至少20mm， 以便于允许通过安全阀16安全吸气。
在此，这种大直径也同样有碍于小型化。
对于根据不同模式操作的性能的评述
另外，应当注意，要通过呼吸器治疗的病理和疾病多种多样，从而呼 吸辅助设备能够具有不同的类型，例如大气压力式或测定体积式的，并且 根据不同的操作模式操作。
每种操作模式都通过特定的设定和检查变量限定，但是也通过特定类 型的材料限定。
一些设备能够称为混合式设备，其能够根据几种操作模式工作。然而 它们的材料构造，特别是附件(如气体源和患者之间管道的类型，存在或 不存在呼气阀，有孔的面罩的使用等)，必须适于选定的操作模式。并且 期望根据很多种模式操作相同的单个设备，而不需要改进设备(即改进其 管道、附件等)。
如上所述，本发明的目的是允"MH史备的进一步小型化。
在这方面，本发明的具体的目的是在充分考虑安全需求的同时允许气 体源和患者之间的管道的直径的减小。
本发明的另一目的是获^^可能地简单的构型，尤其是通过减小呼吸 器的中央单元和管道的近端之间线的数量。
本发明的另一目的是允许实际上对设备进行实时控制一_尤其是对于 其气体调节阀。
本发明的另一目的是允许用相同的呼吸设备操作不同的模式，而不需 要改进设备。
更一般地，本发明的目的是解决本文中上述的限制和缺点.
发明内容
为了实现上述目的，本发明的提出了如权利要求1所限定的呼吸辅助 设备。
具体地，本发明涉及供患者在连续周期中呼吸的呼吸辅助设备，每个 周期定义为至少 一个吸气阶段和至少 一个呼气阶段，所述呼吸辅助i殳备包
括
—呼吸加压气体源，
一气体输送管道，其包括耦连到所述气体源的远端和耦连到所述患者的近
，
一气体调节阀，其包括至少一个在所述气体输送管道的内侧和外侧之间的 漏气孔，以及阻塞装置，所述阻塞装置根据控制装置的信号能够改变所述漏 气孔的开口，
其特征在于，所述气体调节阀在近端位置置于所述管内，并且在呼气 和吸气两个阶段所述阻塞装置都能够允许通过所述漏气孔的双向气体流 动。
下面是这种呼吸辅助设4^选但非限定性的方面
—阻塞装置是电动控制的，并且阻塞装置可以是电磁阻塞装置；
此阻塞装置包括返回装置，从而在没有来自控制装置的信号的情况下漏 气孔保持至少部分打开；
一所述返回装置是磁性赤道；
电磁阻塞装置包括固定有线圏的金属护套，所述线圏能够通过控制装置控 制，并且围绕能够移动的磁性元件，所述金属护套和所述能够移动的磁性元 件限定所述磁性赤道；
'所iii兹性元件包括环形磁体、第一磁;^件和第二>^^1件，所述第一和第二 磁极件共轴地固定在环形磁体的两侧，并且具有不同的极性，并且所述第二 磁极件包括阻塞件，阻塞件能够阻塞所述漏气孔。磁性元件能够沿着环形磁 体的旋转轴线平移；
电磁阻塞装置可以包括能够通过控制装置控制的两个共轴的线圏，第一线 圏基本绕着环形磁体以及第一磁极件，第二线圈基本上环绕环形磁体以及所 述第二v^极件；
电磁阻塞装置相对于所述气体输送管道共轴地安装； —所述返回装置是压缩弹簧；
所述电磁阻塞装置包括由线團围绕的电枢，所述线團能够通过所述控制装
置控制，并且所述电枢包括内环形空间，磁性元件能够在该空间中平移；
所^性元件能够阻塞所述漏气孔；
所U性元件被所述压缩弹簧限制；
所i^性元件包括环形磁体和磁体引导件；
.所述电磁阻塞装置相对于所迷气体输送管道横向地安装。
本发明的另一方面涉及如权利要求17所限定的呼吸辅助方法，该方法 用本发明的呼吸辅助i更备辅助患者呼吸。
具体地，其涉及使用根据本发明的呼吸辅助设备用于辅助患者的呼吸 辅助方法，其特征在于，在没有来自控制装置的信号的情况下所述漏气孔 至少部分打开。
下面是这种呼吸辅助方法的优选但非限定性的方向
—所述漏气孔在吸气阶段完全地被阻塞，而在呼气阶段至少部分地打开；
一所述漏气孔在呼气阶^:被打开，从而正呼气压力(PEP)保持与患者的 呼气压力相等；
一所述漏气孔在呼吸加压气体源故障的情况下完全打开.
最后，本发明涉及一种如权利要求25中所述的用于呼吸辅助设备的气 体调节阀。
具体地，本发明涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，其在近端 位置置于所述呼吸辅助设备的气体输送管道内，并且在所述气体输送管道 的内侧和外侧之间包括至少一个漏气孔，以及能够基于控制装置的信号改 变所述漏气孔的开口的阻塞装置，其特征在于所述气体调节阀在呼气和吸 气两个阶段中能够允许向内和向外两种气流.
下面是这种气体调节阀的优选但非限定性的方面
一所述阻塞装置包括返回装置，从而在没有来自所述控制装置的信号的情 况下所述漏气孔保持至少部分打开；
—所述阻塞装置是电磁阻塞装置，其包括金属护套，其中固定有线圏，所 述线圏能够通过所迷控制装置控制，并且环绕能够平移的磁性元件，所^ 性元件包括环形磁体、第一磁极件和第二磁极件，所述第一和第二磁t极件共
轴地固定在所述环形磁体的两侧上，并且具有不同的极性，并且所述第二磁
极件包括能够阻塞所述漏气孔的阻塞件；
—所述阻塞装置是电磁阻塞装置，包括由线團围绕的电枢，所述线圈能够 通过所述控制装置控制，并且所述电枢包括内环形空间，磁性元件能够在其 中平移，所逸磁性元件能够阻塞所述漏气孔，并且受压缩弹簧约束.
从下面的描述，本发明的其它特征和优点将变得更加清楚，此描述仅 以解释的目的给出而决不是限制性的，并且应该参照附图阅读，除了已经 在上面提到过的图la至ld和2a至2d之外，图中
一图3是根据本发明的呼吸辅助设备的示意图4a是根据本发明的第一实施方式的气体调节阀的分解立体图4b是图4a的气体调节阀的分解平面图； 一图4c是图4a的气体调节阀的侧视图； —图4d是具有关闭的漏气孔的图4a的气体调节阀的截面图； —图4e是具有打开的漏气孔的图4a的气体调节阀的截面图； 一图5a是根据本发明第二实施方式的气体调节阀的分解立体图； 一图5b是图5a的气体调节阀的分解平面图5c是图5a的气体调节阀的侧视图； 一图5d是具有关闭漏气孔的图5a的气体调节阀的截面图； —图5e是具有打开的漏气孔的图5a的气体调节阀的截面图； —图6a是根据本发明第三实施方式的气体调节阀的分解立体图； 一图6b是图6a的气体调节阀的分解平面图； —图6c是图6a的气体调节阀的侧视图； —图6d是具有关闭的漏气孔的图6a的气体调节阀的截面图； —图6e是具有打开的漏气孔的图6a的气体调节阀的截面图； 一图6f是图6a的气体调节阀的分解截面一图7a是在吸气阶段正常操作中根据本发明第一和第二实施方式的气体 调节阀的示意—图7b是在呼气阶段正常操作中根据本发明第一和第二实施方式的气体 调节阀的示意一图7c是当所述控制装置无效时根据本发明第一和第二实施方式的气体 调节阀的示意一图8a是在吸气阶段正常操作中根据本发明第三实施方式的气体调节阀 的示意一图8b是在呼气阶段正常搮作中根据本发明第三实施方式的气体调节阀 的示意图。
具体实施方式
i殳备的总体结构
我们将首先描述根据本发明的设备(呼吸器)的总体结构。参照图3， 根据本发明的呼吸辅助i殳备以示意的方式示出。
此设备包括中央单元30，其本身包括内部气体源S，用于向患者P供 给呼吸加压气体。所述气体源S通常是小涡轮机。
呼吸辅助设备进一步包括中央单元30和患者P之间和气体输送回路， 从而允许患者P吸气和呼气。
气体调节阀32置于所述气体输送回路中近端位置。必须了解，通过定 位于近端，气体调节阀32定位在气体输送回路耦连到患者P的端部附近。
气体源S将优选地能够4艮据若千呼吸模式IMt。
此气体源连接到用于采集要提供到患者P的环境空气的空^X口 33a。
还可以设置附加的入口 33b，其用于第二呼吸气，例如氧气，以便于 丰富所述环境空气。
气体源S通过供电装置37供电。此供电装置37可以是内部电池或者 外部供电装置。
气体输送回路可以由一个或多个气体输送管道组成。如图3中所示， 本发明的呼吸辅助设备优选地包括气体输送回路，该气体输送回路包括单
个气体输送管道31.
此气体输送管道31包括耦连到气体源S的远端31d以及耦连到患者P 的近端31p。
输送管道31的近端31p通过连接装置36连接到患者P。此连接装置 36可以是例如适于气管切开手术的设备或面罩。
呼吸辅助设备进一步包括控制装置35，用于通过接线39 (用于数据传 送和供电)控制气体调节阀32。此接线39能够是连接线缆39。
控制装置35关联到测量装置34 (尤其是气流传感器和压力传感器)。
更精确地，"关联"意味着控制装置35包括这种测量装置34，或者通 过连接线路连接到"，l量装置34。
实际上部分或所有这些测量装置都能够位于近端，即定位在气体调节 阀32附近。也可以部分或者所有这些测量装置都定位在气体输送管道31 的其它地方，例如其远端31d附近。
控制装置35进一步包括数据处理装置，特别地，能够处理来自不同的 测量装置的信号。
控制装置35的数据处理装置通常都位于远端位置，即在气体源S上。
但是，数据处理装置38可以定位在近端位置，即在患者P附近。实际 上，气体调节阀32附近的测量装置越多，则在沿着气体输送管道31的连 接线缆39中的线越多，以便于给这些测量装置供电和采集不同的发射信 号。
因此，提供近端数据处理装置38是有利的，从而能够处理来自测量装 置的不同信号以通过单个数据传送线传送到控制装置35的远端数据处理 装置。因此数据处理装置的这种构造将加强小型化过程，远端数据处理i殳 备和近端测量装置之间的连接线缆39仅需要三条线，即一条数据传送线和 两条供电线。
气体输送管道31可以具有不同的直径。特别地，此气体输送管道31 可以具有比如图la至ld和2a至2d所示那样的已知呼吸辅助设备中使用 的管道更小的直径。
也就是说，本发明的特定气体调节阀32置于气体输送管道31内，不 需要最小的直径的管道就能够满足压力损失和安全标准。因此，气体输送
管道31可以具有对于成年人小于22mm、对于儿童小于15mm的直径。
实际上气体调节阀32的结构加强了呼吸辅助设备的小型化。如下文中 进一步描述，呼吸辅助设备还保持高度地安全和可靠。
本发明的第一实施方式
根据本发明第一实施方式的呼吸辅助设备包括气体调节阀，如图4a 至4e中所示。根据本发明的此实施方式的气体调节岡40相对于气体输送 管道31共轴地安装。
气体调节阀40包括由三个中空部分——即远端部分41、中央部分42 和近端部分43——组成的外壳。
三个部分共轴地连接在一起，从而形成整体的外壳。每个部分形成为 使得外壳包括通道，加压气体能够通过此通il^气体源S循环到患者P, 反之亦然。
远端部分41和近端部分43形成为分别沿气体源S和患者P的方向连 接到气体输送管道31.
远端部分43设置有孔431，从而在气体调节阀40的内侧和外侧之间 形成漏气孔。因此气体可以从气体输送回路泄漏至大气中，反之亦然。优 选地，此孔尽可能大，即其覆盖远端部分43的圓周的大部分。
气体调节阀40进一步包括阻塞装置44，以便于改变漏气孔的开口。 阻塞装置44优选地为电磁阻塞装置。
阻塞装置44包括金属环形护套441，优选地由软铁制成，其中固定有 线圏442。此组件绕着近端部分43固定，并且被外壳的中央部分42环绕。
线圏442可以是单个环形线圏，但是其优选地使用两个共轴的环形线 團，两个都被环形护套441环绕。线闺442由控制装置35通过连接线缆 39供电。
阻塞装置44进一步包括磁性元件，所U性元件包括环形磁体444 、 笫一磁极件443和第二磁极件445。 >^极件共轴地固定在环形磁体444的 两侧，并且它们具有不同的极性。磁极件相对于环形磁体444的旋转轴线 旋转对称，并且包括通道，通过此通道气体能够从气体源S循环到患者P， 反之亦然。
此>#体元件设置在近端部分43内部，并且被线團442至少部分环绕。 磁性元件在近端部分43内能够移动，即沿着环形磁体444的旋转轴线移动。 此平移运动至少部分限制在线團442内，两个极端位置通过设置在外壳内 侧的抵接件限定。
磁性元件设置有阻塞件446，其能够阻塞近端部分43的漏气《L 431。 此阻塞件446固定在磁性元件的磁极件上，并且因此跟随磁性元件的平移 运动。
阻塞件446的大小和形状取决于漏气孔431和磁性元件的特征。也就 是说，阻塞装置44的大小必须使得当磁性元件位于两个极端位置之一时阻 塞件446完全关闭漏气孔431。阻塞件446也优选地由^材料制成。
因此磁性元件由不同的部件组成，其形状和组装方式允许有通道，气 体能够通过此通il^气体源S向患者P循环，反之亦然。
本发明的此实施方式的另 一种装置将具有包括固定的磁性元件的阻塞 装置，即有至少一个固定的磁体以及能够移动的线圏，所述能够移动的线 團设置有阻塞件，从而能够阻塞近端部分的漏气孔。
本发明的第二实施方式
根据本发明的呼吸辅助设备的另一实施方式包括如图5a至5e戶斤示的 气体调节阀。此笫二实施方式的气体调节阀50非常类似于根据本发明的第
一实施方式的气体调节阀40。
也就是说，第二实施方式的气体调节阀50与根据本发明的第一实施方 式的气体调节阀40具有相同的结构，特别是关于阻塞装置。但是，气体调 节阀50包括近端部分53,其具有壳体532，用于通过连接线缆39连接到 控制装置35的测量装置。
例如，设置了气流压力传感器(例如热线式传感器)，以及压力传感器。 在这种情况下，连接线缆39包括至少七条线。即，其中将需要两条用于气 流压力传感器的供电线，用于压力传感器的两条供电线和一条数据传送 线，以及两条附加线以向气体调节阀50的磁性机构供电。
本发明的第三实施方式
根据本发明的呼吸辅助设备的第三实施方式包括如图6a至6e中所示 的气体调节阀。根据本发明的此实施方式的气体调节岡60相对于气体输送
管道30横向地安装。
气体调节阀60包括具有远端611和近端612的外壳61，远端611沿气 体源S的方向耦连到气体输送管道31，近端612沿患者P的方向耦连到气 体输送管道31。
外壳61具有非常类似于管道的形状，只是它还包括用于容纳阻塞装置 62的壳体613。
第一孔614设置在外壳61的管道616和壳体613的第一区域6131之间。
第二孔615设置在壳体613的第一区域6131中，因此气流可以在外壳 61的内侧和外侧之间循环。
从而，第一孔614和第二孔615限定漏气孔617。气体可以通过此漏 气孔617从气体输送回路循环向大气，反之亦然。
可预见到盖63用于关闭壳体613，并且盖63保护置于所述壳体613 的第二区域6132中的阻塞装置62。
阻塞装置62优选地为电磁阻塞装置。
阻塞装置62包括金属电枢622，其固定在壳体613的第二区域6132 中。此电枢622可以由软铁制成。电枢622包括圆筒形通道6221,其旋转 轴线垂直于外壳61的管道616。
电枢622优选地为旋转实心体，其旋转轴线对应于圆筒形通道6221的 旋转轴线。电枢622包括在中夹具有圆形开口的底盘6222以及在中央具有 圆形开口的顶盘6223，底盘6222及底盘6222的圆形开口的直径分别大于 顶盘6223及顶盘6223的圆形开口的直径，
底盘6222和顶盘6223通过外周共轴圆筒形部分6224共轴地耦连在一 起，圆筒形部分6224具有与其中一个底盘的圆形开口相同的直径。
中央共轴圆筒形部分6225设置在电枢622中，在底盘6222和顶盘6223 之间。此中央共轴圆筒6225与其中一个顶盘的圆形开口具有相同的直径， 并且一端固定到顶盘6223。
与其中一个中央共轴圆筒形部分6225具有相同的直径的中央盘6226 共轴地固定到中央共轴圆筒形部分6225的另 一端。此中央盘6226在其中
心设置有圆形开口。
在此构型中，电枢622的外周共轴圆筒形部分6224和中央共轴圆筒形 部分6225限定环型空间6227。
阻塞装置62进一步包括线圏621,其环绕电枢622的第一圆筒形部分。
因此该构型在环形空间6227中在线圏621和金属电枢622的中央共轴 部分6225之间产生空气间隙，其在一端用电枢622的顶盘6223封闭。
阻塞装置62还包括磁性元件，所逸磁性元件包括环形磁体624和磁体 引导件623。
磁体引导件623是旋转体，包括底盘6231和较大直径的顶盘6232, 所述顶盘6232在其中央具有圆形开口 ，此开口的直径与顶盘的直径相等。 底盘6231和顶盘6232通过外周共轴圆筒形部分6233共轴地耦连，圆筒形 部分6233具有与底盘6231相同的直径.具有较小直径的中央共轴圆筒形 部分6234 i殳置在底盘6231上，在底盘6232和底盘6231之间。
环形磁体624具有与磁体引导件623的笫一圆筒形部分6233相同的直 径，因此磁体引导件623插入环形磁体624.
径相^f磁体引导件623的S盘6232的圆形开^的直5径^^电枢622的中央 共轴圓筒形部分6225的外直径相同.磁体引导件623的中央共轴圆筒形部 分6234具有与电枢622的中央盘6226的圓形开口的直径相等的直径。因 此,磁性元件能够共轴地插入由电枢622的外周共轴圆筒形部分6224和中 央共轴圆筒形部分6225限定的环形空间6227内。
磁性元件能够移动，也就是i兌，其在由电枢622的外周共轴圆筒形部 分6224和中央共轴圆筒形部分6225限定的环形空间6227内沿着电枢622 的旋转轴线平移。
环形脊6228设置在第一孔614的外周上的壳体613内。环形磁体624 的外径大于第一孔614的直径。因此，磁性元件的平移运动被限制在电枢 622和第一孔614之间。更精确地，在第一极限位置磁性元件抵靠着电枢 622，并且在第二极P艮位置抵靠着第一孔614的环形脊6228。
在第二极限位置，阻塞装置62的磁性元件完全关闭第一孔614,从而 防止气体调节阀60的管道616和壳体613之间的任何气流。结果，在所述
第二极限位置，没有气体能够循环于气体调节阀60的内侧和外侧之间。
在阻塞装置62的此构型中，根据由控制装置35控制的线圏621的状 态，磁性元件在环形空间6227内平移。
阻塞装置62进一步包括弹簧626，弹簧626的外径与电枢622的中央 共轴圓筒形部分6225的内径相同，并且其插入电枢622的所述中夹共轴圆 筒形部分6225内。弹簧626优选地为压缩弹簧。
弹簧626用螺钉627保持在电枢622的中央共轴圆筒形部分6225内， 螺钉627螺接在磁体引导件623的中央共轴圓筒形部分6225内。也就是说， 弹簧626具有抵靠螺钉627的端部和抵靠电枢622的中央盘6226的另 一端 部。
气体调节阀60可以包括外壳61的壳体613内的保护元件625。此保 护元件625限定壳体613内的第一和第二区域，第一区域6131中定位有第 一孔614和第二孔615，并且第二区域6132包含阻塞装置62。
保护元件625能够透过气体，并且因此防止气体调节阀62的管道内的 气体污染阻塞装置62。
保护元件625可以是橡皿。此膜是包括中央盘6251的旋转体，此中 央盘6251具有相当大的外周和圆形槽6252。
保护元件625的外周边缘由电枢622抵靠着壳体613的笫一和第二区 域之间的圆形抵接件挤压。电枢622的环形脊6228防止保护装置625的外 周边缘移动。
本发明的此实施方式的另一装置设置在包括固定的一 一即至少、磁体固 定一一磁性元件以及能够移动的线圏的阻塞装置内，所述能够移动的线圏 允许阻塞漏气孔。
壳体613可以包括用于容纳测量装置65——例如用于测量气体调节阀 60的管道中的气流和/或压力的气流和/或压力传感器一一的第三区域 6133。
测量装置65可以通过连接线缆26直接地连接到位于气体源S上的控 制装置35。在这种情况下，连接线缆39设置有至少七条线(两条用于流 动压力传感器的供电线，用于压力传感器的两条供电线和一条数据传送 线，以及两条向气体调节阀的磁性机构供电的附加线)。
因此，处理装置64优选地设置在测量装置65和连接线缆39之间。此 处理装置64位于壳体613内，并且置于测量装置65和阻塞装置62两者之 上。
处理装置64连接到测量装置65和阻塞装置62两者。从而处理装置 64允许测量装置65和阻塞装置62被供电。此外，处理装置64能够管理 来自测量装置65的lt据，以精确地控制阻塞装置62。处理装置64能够控 制PEP，处理来自测量装置65的数据，并且因此操作阻塞装置62.
处理装置64和控制装置35之间的连接线缆39也简单得多，仅设置有 三条线，即，两条供电线和一条数据线。
气体调节阀60的控制完全由处理装置64操作，位于中夹单元30内的 控制装置35即使不被完全移除也可以被筒化。从而这有助于呼吸辅助设备 的小型4匕。
设备的操作
即使气体源S和/或控制装置35无效(例如在故障的情况下)也能够 操作根据本发明的呼吸辅助i殳备。
我们将描述不同情况下呼吸辅助设备的操作，如图7a至7c和图8a至 8b所示。
正常操作
设备的正常操作对应于当气体源S和控制装置35都正常操作时的情况。
在吸气阶段，气体调节阀的阻塞装置72、 82处于极限位置，因此气体 调节阀的漏气孔71、 81完全阻塞，如图7a和8a中所示。
因此，当患者P吸气时，来自气体源S的加压气体Gs传送到患者P。 也就是说，气体调节阀的漏气孔71、 81关闭，加压气体Gs能够在气体输 送管道中循环，直到患者P。
图4d和5d示出在吸气阶段——即当漏气孔431 、 531完全关闭时—— 根据本发明的第一和第二实施方式的气体调节阀40、 50。
在这种情况下，控制装置35^Mt阻塞装置44、 54的线圏442、 552， 因此磁性元件在气体调节阀40、 50的近端部分43、 53内平移，并且抵靠
设置在气体调节阀40、 50的近端部分43、 53内的M件。
因此，磁性元件的阻塞件446、 546完全关闭漏气孔431、 531。从而 关闭气体调节阀40、 50的内侧和外侧之间的通道，并且来自气体源S的 加压气体仅从远端部分41、 51循环到近端部分43、 53，并且然后循环到 患者P。
图6d示出在吸气阶段一一即当漏气孔617完全关闭的时候一一根据本 发明第三实施方式的气体调节阀60。
在这种情况下，控制装置35操作阻塞装置62的线圏621，因此磁性 元件平移，直到其抵靠壳体613的环形脊6228。
因此，漏气孔617关闭，并且没有气体能够在气体调节阀60的内侧和 外侧之间循环。也就是说，磁性元件阻塞穿过壳体613的孔614设置的通 道。在这种情况下，来自气体源S的加压气体Gs没有其它的途径只能达 到患者P。
在如图7b和8b所示的呼气阶段，漏气孔71、 81至少部分打开。也就 是说，阻塞装置72、 82的位置使得气流能够穿过漏气孔71、 81在气体调 节阀的内侧和外侧之间循环。
在这种情况下，患者P排出必须排出的呼气Ep。气体调节阀的漏气孔 71、 81允许这种呼出气体的排空。
用气体调节阀的阻塞装置72、 82控制漏气孔71、 81的打开也^:控制 PEP的方式。也就是说，对于患者P正确地呼气来说气体输送管道内的 PEP重要，因为PEP是平衡患者肺内剩余的^S的方法。
阻塞装置被电动控制，漏气孔的打开的控制是实时过程.
图4e和5e示出在呼气阶^R根据本发明第一和第二实施方式的气体呼 气阀40、 50。
也就是说，这些图示出漏气孔431、 531完全打开的气体调节阀。阻塞 装置44、 54实际上由控制装置35通过线圏442、 542操作，从而平移，直 到设置在气体调节阀40、 50的远端部分41、 51上的抵接件。
图6e示出在呼气阶段根据本发明第三实施方式的气体调节阀60。
也就是说，此图示出完全打开的漏气孔。实际上，阻塞元件62的磁性 元件由控制装置35通过线團621操作而平移，直到抵靠电枢622。
在此位置，气体调节阀的管道616和壳体613之间的第一孔宽敞地打 开。因此气流能够在气体调节阀60的管道616和壳体613之间循环，然后 此气流能够穿过漏气孔617从壳体613的第一区域循环到气体调节阀60 的外侧。
应当注意，在平移阻塞装置62的磁性元件时能够精确地控制气体调节 阀60的管道616和壳体613之间的第一孔614的打开。
当气体源无效时设备的操作
当气体源S无效时，例如当其故障时，患者P必须能够进行呼吸。在 这种情况下，根据本发明的气体调节阀允许患者P正常地呼吸。
也就是说，在吸气和呼气阶段，呼p及辅助设备的控制装置将操作气体 调节阀，从而漏气孔保持打开，或者至少部分打开.
也就是说，在呼气阶段，患者P将能够通过气体调节阀呼气，如同在 呼吸辅助设备的正常操作时那样。
实际上，在呼气阶段，来自气体源的加压气体仅具有用于控制PEP的 作用。但是通过阻塞装置的控制，控制装置允许漏气孔的打开的非常精确 的和实时的控制。因此，来自气体源的加压气体的缺乏能够通过漏气孔的 打开的特定的操作平衡。
吸气阶段也是可能的，因为气体调节阀的漏气孔打开，允许气体在气 体调节阀的内侧和外侧之间流动。因此，患者P将能够通过气体调节阀的 漏气孔从大气^UV空气。
当控制装置无效时i殳备的^Mt
当控制装置无效时，例如，当控制装置故障时，抽出装置不能再被控 制.因此气体调节阀中设置有返回装置，因此在没有来自控制装置的信号 的情况下漏气孔保持打开。
在控制装置无效时，气体调节阀的漏气孔保持打开，因此患者P通过 气体调节岡的漏气孔既能够吸气又能够呼气。
但是，漏气孔的打开不可控，将不再能够控制PEP。 第一和第二实施方式的气体调节阀40、 50包括存在于金属环形护套
441、 541和环形磁体444、 544中的返回装置。环形磁体444、 544共轴地 置于金属环形护套441、 541内，这自然地限定了磁性赤道ME。
实际上，如图7c中所示，在没有来自控制装置的信号的情况下，由于 在环形磁体73和金属环形护套74之间工作的磁力，环形磁体73保持位于 金属环形护套74的中央。由环形磁体73的位置限定的平面是磁性赤道 ME。
当控制装置无效时，即当阻塞装置72的环形磁体73位于磁性赤道 ME上时，气体调节阀的阻塞装置72优选地成形为使得漏气孔71宽, 打开。
本发明第三实施方式的气体调节阀60还包括返回装置。此返回装置包 括弹簧626和螺钉627。
如图6d和6e中所示，弹簧626是压缩弹簧。当控制装置控制线圏621 时，此压缩弹簧被压缩，从而磁性元件抵靠第一孔614的圆形脊，即，此 时漏气孔关闭(如图6d中所示)。
如果控制装置无效，磁性元件将不再受线團621的约束，并且因此能 够在环形空间6227内自由地平移。但是磁性元件通it^体引导件623与压 缩弹簧626耦连，压缩弹簧626靠着电枢622的顶盘牵引磁性元件.
在控制装置无效的情况下，压缩弹簧626将平移阻塞装置62的磁性元 件，因此将漏气孔宽敞地打开(如图6e中所示)。
当气体源和控制装置两者都无效时设备的搮作
在这种情况下，患者P将能够借助于设置在气体调节阀中的返回装置 呼吸。实际上，从上面可以看出，在控制装置失效时气体源S不提供用于 要^Mt的呼吸辅助i史备的解决方法。
因此，当气体源和控制装置两者都无效时，根据本发明的呼吸辅助设 备以与仅控制装置无效时相同的方式^^作.
读者将理解在不超出这里描述的新信息和优点的情况下，可以做出许 多改变。因此，所有的这种改变都将落入所附带的权利要求所限定的呼吸 辅助设备和方法的范围内。
权利要求
1.一种供患者(P)在连续周期中呼吸的呼吸辅助设备，每个周期都定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段，所述呼吸辅助设备包括-呼吸加压气体源(S)，-气体输送管道(31)，其包括耦连到所述气体源(S)的远端(31d)和耦连到所述患者(P)的近端(31p)，-气体调节阀(32；40；50；60)，其包括在所述气体输送管道(31)的内侧和外侧之间的至少一个漏气孔(431；531；617；71；81)，以及根据控制装置(35)的信号能够改变所述漏气孔(431；531；617；71；81)的开口的阻塞装置(44；54；62；72；82)，其特征在于，所述气体调节阀(32；40；50；60)在近端位置插入所述气体输送管道(31)内，以及在呼气和吸气阶段，所述阻塞装置(44；54；62；72；82)都能够允许通过所述漏气孔(431；531；617；71；81)的双向气体流动。
2. 如权利要求1所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述阻塞装置(44; 54; 62; 72; 82)被电动控制。
3. 如权利要求1或2中任一项所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所 述阻塞装置(44; 54; 62; 72; 82)包括返回装置，从而在没有来自所述 控制装置(35)的信号的情况下，所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81) 保持至少部分打开。
4. 如权利要求3所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述阻塞装置(44; 54; 62; 72; 82)是电磁阻塞装置。
5. 如权利要求4所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述返回装置是 磁性赤道(ME )。
6. 如权利要求5所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述电磁阻塞装 置(44; 54; 72)包括其中固定有线團(442; 542)的金属护套(441; 541; 74)，所述线圏(442; 542)能够被所述控制装置(35)控制，并且围绕能 够移动的磁性元件，所述金属护套(441; 541; 74)和所述能够移动的磁 性元件限定所述的磁性赤道(ME)。
7. 如权利要求6所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所^性元件包 括环形磁体(444; 544; 73)、第一磁极件(443; 543 )和第二>^极件(445; 545)，所述第一和第二磁极件共轴地固定在所述环形>^体(444; 544; 73) 的两侧上并且具有不同的极性，并且所述第二磁极件(445; 545)包括能 够阻塞所述漏气孔(431; 531; 71)的阻塞件(446; 546)。
8. 如权利要求7所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所逸磁性元件能 够沿着所述环形磁体(444; 544; 73)的旋转轴线平移。
9. 如权利要求8所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述电磁阻塞装 置(44; 54; 72)包括能够被所述控制装置(35)控制的两个共轴线圏， 第一线圏基本围绕所述环形磁体(444; 544; 73 )和所述第一磁极件(443; 543),并且第二线團基本围绕所述环形磁体(444; 544; 73)和所述第二 磁极件(445; 545)。
10.如权利要求9所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述电磁阻塞 装置(44; 54; 72)相对于所述气体输送管道(31)共轴地安装。
11. 如权利要求4所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述返回装置 是压缩弹簧(626 )。
12. 如权利要求11所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述电磁阻塞 装置(62; 82)包括被线團(621)围绕的电枢(622)，所述线團(621)能够由所述控制装置(35)控制，并且所述电枢包括内环形空间(6227), 磁性元件能够在所述内环形空间(6227)中平移。
13. 如权利要求11所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所逸磁性元件 能够阻塞所述漏气孔(617; 81)。
14. 如权利要求12所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所逸磁性元件 受到所述压缩弹簧(626)约束。
15.如权利要求12所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所逸磁性元件 包括环形磁体(624)和磁体引导件(623 )。
16. 如权利要求15所述的呼吸辅助设备，其特征在于，所述电磁阻塞 装置(62; 82)相对于所述气体输送管道(31)横向地安装。
17. —种使用根据前述权利要求中任一项所述的呼吸辅助设备用于辅 助患者(P)的呼吸辅助方法，其特征在于，在没有来自所述控制装置(35 ) 的信号的情况下，所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)至少部分打开。
18. 如权利要求17所述的用于辅助患者(P)的呼吸辅助方法，其特 征在于，所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)在吸气阶段完全阻塞，而 在呼气阶段至少部分打开。
19. 如权利要求18所述的用于辅助患者(P)的呼吸辅助方法，其特 征在于，在呼气阶段所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)打开，从而正 呼气压力(PEP)保持等于所述患者(P)的呼气压力。
20.如权利要求17至19中任一项所述的用于辅助患者(P)的呼吸辅助方法，其特征在于，在所述呼吸加压气体源(s)故障的情况下，所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)完全打开。
21. —种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，其在近端位置插入所述呼 吸辅助设备的气体输送管道(31)内，并且在所述气体输送管道(31)的 内侧和外侧之间包括至少一个漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)，以及根据控制装置(35)的信号能够改变所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81) 的开口的阻塞装置(44; 54; 62; 72; 82)，其特征在于，在呼气和吸气阶 段所述气体调节阀(40; 50; 60)都能够允许内向或外向的气体流动。
22. 如权利要求21所述的气体调节阀，其特征在于，所述阻塞装置(44; 54; 62; 72; 82)包括返回装置，从而在没有来自所述控制装置(35)的 信号的情况下，所述漏气孔(431; 531; 617; 71; 81)保持至少部分打开。
23. 如权利要求22所述的气体调节阀，其特征在于，所述阻塞装置是 电磁阻塞装置(44; 54; 72),包括其中固定有线團(442; 542)的金属护 套(441; 541)，所述线圈能够由所述控制装置(35)控制，并且围绕能够 平移的磁性元件，所U性元件包括环形磁体(444; 544 )、第一磁极件(443; 543)和第二磁极件(445; 545)，所述第一磁极件和第二磁极件共轴地固 定在所述环形磁体(444; 544)的两侧并且具有不同的极性，并且所述第 二磁极件(445; 545)包括能够阻塞所述漏气孔(431; 531; 71)的阻塞 件(446; 546 )。
24. 如权利要求22所述的气体调节阀，其特征在于，所述阻塞装置是 电磁阻塞装置(62; 82)，包括由线圏(621)围绕的电枢(622)，所述线 圏(621)能够由所述控制装置(35)控制，并且所述电枢(622)包括内 环形空间(6227),磁性元件能够在所述内环形空间(6227)内平移，所述 磁性元件能够阻塞所述漏气孔(617; 81)，并且受到压缩弹簧(626)约束。
全文摘要
本发明涉及一种用于患者(P)的呼吸辅助设备，所述设备包括呼吸加压气体源(S)；气体输送管道(31)，其包括耦连到所述呼吸加压气体源的远端(31d)和耦连到所述患者的近端(31p)；气体调节阀(32、50)，其在近端位置插入气体输送管道(31)内，包括漏气孔(531)和阻塞装置(54)，所述阻塞装置(54)根据控制装置(35)的信号能够改变所述漏气孔的开口，并且在呼气和吸气阶段都允许通过所述漏气孔的双向气体流动。
文档编号A61M16/20GK101171049SQ200580049675
公开日2008年4月30日 申请日期2005年5月2日 优先权日2005年5月2日
发明者菲利普·沙尔维尼亚克 申请人:Saime公司