包括气体调节阀的呼吸辅助设备及呼吸辅助方法技术

本发明专利技术涉及一种用于患者（P）的呼吸辅助设备，所述设备包括：加压呼吸气体源（S）；气体输送管（31），其包括耦连到所述加压呼吸气体源的远端（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。

【技术实现步骤摘要】

本专利技术涉及一种供患者用的呼吸辅助设备。更精确地，本专利技术涉及一种供患者以连续呼吸周期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。
技术介绍
当今有多种呼吸辅助设备，在本文中我们也将其总称为“呼吸器”。这些呼吸器配备有加压呼吸气体源。它们能够是“自动的”，因为外部加压气体供给不需要操作它们。在每次吸气时，这些设备提供给患者呼吸气体(通常是可加入诸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可进行分类，例如根据它们的尺寸分类。实际上，这些设备的尺寸是重要参数为了便于同一单个设备在不同地方和环境(例如家庭、以及医院)中操作，以及为了提高患者的可动性，通常希望缩小尺寸。非便携式设备第一种类型的呼吸器涉及适于非便携式的呼吸器。此第一类型在图Ia至Id中示意性示出。这种设备通常配备有尺寸和/或重量非常大的呼吸气体源SI。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Ia至Id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。在这些设备中，气体源通过两个管道耦连到患者P，吸气管11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和呼气阀14。这两个阀分别在吸气管11和呼气管12上靠近气体源SI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，呼气阀能够进一步通过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/或呼出压力。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SI附近，以避免由于增加传感器和线而进一步增加已经非常复杂且庞大的双传输回路的复杂性。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SI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，即控制器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。此构造导致高呼吸阻力，高呼吸阻力增加了患者呼吸所做的功。实际上，如果呼气阀14位于呼气管12的在气体源SI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“推动”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便携式呼吸器，如图2a至2d中示意性地示出。这种类型的便携式呼吸器具有中央单元20，其包括内部呼吸气体源S2。气体源S2可以是小的涡轮机或鼓风机，具有优化的特性以便于限制设备占用的体积。另一种限制这些设备的体积的方法是，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的近端定位允许一特别是在呼气阶段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是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(或者耦连到另一压力源，例如独立的微型鼓风机)，并且使呼气阀22的阻塞套囊24充气。因此呼气阀的这种控制需要特定的导管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的套囊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，呼气阀必须尽可能地实时操作，但是由于相关的气动惯性，在这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，必须控制呼气气流和/或呼气压力，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21的线(即三条线——两条用于供电，一条用于数据传输——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。对于呼气阀控制出现故障情形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，但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失效(故障或其它)时。因此要满足安全标准，从而即使气体源失效时呼吸辅助设备也能够工作。因此，利用具有如前所述的单个气体输送管21以及用于呼气阀22的气动控制的特定的导管23的呼吸器，即使呼气阀22的气动供给出现故障时，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失效(这是当气体源失效时的情况，如果气体源提供对阀的控制)，呼气阀22的套囊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会阻塞输送管道21的内侧和外侧之间的通道。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失效，则患者吸气Ip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的失效对应于呼气阀22的气动控制的失效的特定的情况。在本文中特别指出，气体源S2的这种失效可理解为通常提到的呼气阀22的气动控制的失效。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不超过6hPa，对于儿童来说每O. 5升秒不超过6hPa。并且为了满足这些要求，例如图2a至2d中所示的已知设备的输送管道必须具有对于成年人来说最小22mm的直径,对于儿童来说最小15mm的直径。管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Ia至ld)，患者P将总是能够通过呼气管12呼气，即使气体源Si失效，如图Id中所示。如果气体源SI失效,如图Ic中所示,通过位于吸气管11上在气体源SI附近的安全回流截止阀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来说，通过其中包含二氧化碳塞的呼气管12吸气将会是危险的。由于与便携式呼吸器相同的原因，管的直径必需相对较大以满足压力损失要求，即对于儿童来说至少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，这种大直径本文档来自技高网...

【技术保护点】
一种用于与呼吸辅助设备一起使用的气体调节阀，其适于在最接近患者的位置插入所述呼吸辅助设备的气体输送管内，并包括：外壳，所述外壳具有近端部分和远端部分，所述近端部分和所述远端部分共轴地耦连在一起并且包括贯穿其中的通道以允许加压气体的供应在使用中从气体源循环到患者；通到大气的漏气孔，所述漏气孔形成于所述近端部分中；阻塞元件，所述阻塞元件包括耦连至阻塞件的可移动元件，所述阻塞元件能够改变所述漏气孔的开口；以及控制器，所述控制器控制所述阻塞元件的移动，其中，所述可移动元件围绕所述通道并且构造成在使用期间与所述通道中的所述加压气体的供应密封地隔离。

【技术特征摘要】
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【专利技术属性】
技术研发人员：菲利普·沙尔维尼亚克，
申请(专利权)人：瑞思迈巴黎公司，
类型：发明
国别省市：