專利名稱：非介入式呼吸輔助裝置及方法
非介入式呼吸輔助裝置及方法
背景技術：
本發(fā)明總體上涉及用于對患者(諸如嬰幼兒等)產生并傳送持續(xù)氣道正壓療法或其他非介入式呼吸輔助的裝置和方法。更具體地，本發(fā)明涉及具有降低的驅動壓力需求和改進呼吸功的可變流量、鼻塞式持續(xù)氣道正壓系統、裝置、和方法。多年來，采用持續(xù)氣道正壓(CPAP，持續(xù)氣道正壓通氣)療法，對呼吸困難和/或機能不全的患者進行治療。此外，CPAP療法通過在呼氣時防止肺部塌陷而在吸氣時輔助肺部擴張，能夠有利地幫助具有發(fā)育不全肺部的患者(特別是嬰幼兒，尤其是早產兒或新生兒)。一般而言，CPAP療法需要在整個呼吸周期中向自然呼吸患者的肺部持續(xù)輸送正壓?？梢允褂枚喾N患者接口裝置例如氣管導管或鼻套管等，將CPAP傳送至患者。然而，對于嬰幼兒，更希望使用非介入式患者接口裝置，特別是經由患者鼻孔直接或間接與鼻腔氣道接ロ的裝置。這種系統通常稱為鼻塞式持續(xù)氣道正壓(nCPAP)系統。理論上，CPAP系統應該向患者氣道傳送 恒定且穩(wěn)定的壓カ(高于大氣壓カ)。采用常規(guī)CPAP系統，將相對恒定且持續(xù)的氣流(例如，空氣、氧氣等)傳送進患者氣道內，該氣流通過對患者出氣進行限制而在患者肺部內產生壓力。不幸的是，這種持續(xù)流動會對患者的呼吸同步產生不良影響。更具體地，患者需要克服進氣進行呼氣，從而増加了患者的呼吸功?？梢圆捎每刂崎y來更好地調節(jié)患者呼吸周期中的吸氣階段和呼氣階段(例如，控制流入系統的氣體和/或改變對系統流出物的限制程度)。然而，對于很多患者，特別是嬰幼JL由于患者所需呼吸功非常高，使得該方法并不令人滿意。也就是說，控制閥系統本質上不可能正確地復制患者經歷的實際呼吸周期，使得始終需要患者克服進氣的動量以及克服一個或多個控制閥的阻カ進行呼氣。對于具有發(fā)育不全肺部的嬰幼兒，即使所需呼吸功略微增加，也會致使CPAP系統處于不能實現的問題。近年來，nCPAP系統得以發(fā)展，其結合了可變流動概念，該可變流動概念與単獨的通道用于患者吸入氣體和患者呼出氣體相聯合。當患者吸氣時，進氣選擇阻力最小的路徑并被引導至患者氣道。呼氣時，氣體再次選擇阻力最小的路徑并自排氣ロ流出，從而降低呼吸的呼氣階段中的阻力。例如,可從加利福尼亞州圣地亞哥的CareFusion，Inc.獲得的Infant Flow 系統包括可變流動CPAP發(fā)生裝置(或“CPAP發(fā)生器”)，該可變流動CPAP發(fā)生裝置使送入氣體的方向隨著嬰幼兒的呼吸模式而改變，同時在整個呼吸周期中保持接近恒定的壓力。Infant Flow CPAP發(fā)生器將送入氣體轉換為噴射氣流(對每個鼻孔提供一束噴射氣流)，根據已知的物理原理，氣體噴射的動量在患者肺部內建立正壓。為調節(jié)來自患者的呼氣流動，Infant Flow CPAP發(fā)生器依靠制造者文獻列出為“氣流切換(fluidicflip) ”的效果。來自患者的呼出氣流對進入的噴射氣流流動施加壓力。理論上，由于柯恩達效應(Coanda effect),呼出氣流引起噴射氣流流動偏轉,從而引發(fā)該進入噴射流動進行氣流翻轉。結果，噴射氣流和呼出氣流易于行進至排氣ロ，從而減少患者所需呼吸功。雖然很有希望，但是，在該裝置中產生的噴射氣流具有相對高的動量，患者特別是嬰幼兒的呼氣呼吸不容易克服此動量。此外，必須向這些和其他可商購的可變流動CPAP發(fā)生器施加一定等級的驅動氣體壓カ以產生治療學CPAP等級，而這樣的驅動氣體壓カ等級并沒有充分低到允許使用普通的換氣器。由此，反而還是需要專用的高壓流體驅動器?？紤]到上述內容，存在改進nCPAP系統、裝置和方法的需求。

發(fā)明內容
根據本發(fā)明原理的ー些方面涉及用于輔助患者呼吸的鼻塞式持續(xù)氣道正壓(nCPAP)裝置。該裝置包括發(fā)生器本體，該發(fā)生器本體形成有入ロ、腔室、以及第一流路和第二流路。入口構造為用干與加壓氣體源流體連接。腔室與入口流體連接。第一流路和第二流路與腔室流體連接，以及，第一流路和第二流路各自包括噴嘴、通道、以及開ロ。噴嘴限定有入口端和出ロ端，入口端與腔室流體連接。出ロ端與入口端相対，出ロ端的直徑小于入口端的直徑，以及，出ロ端適合于向通道中射出氣體噴射氣流。通道具有或限定有噴嘴側和鼻孔或患者側，噴嘴側與噴嘴的出ロ端流體連接，鼻孔或患者側與噴嘴側相対，并用于與患者鼻孔接ロ。各通道形成有斜面特征，該斜面特征具有傾斜區(qū)域(上傾區(qū)域，斜坡區(qū)域)和下降區(qū)域，傾斜區(qū)域從開ロ位置在患者側方向延伸，下降區(qū)域從傾斜區(qū)域向患者側延伸。在一些實施例中，斜面特征促進噴射氣流流動模式，該模式從通道內部快速切換至開ロ。例如，下降區(qū)域有利于在操作的呼氣階段通過呼出氣流使噴射氣流轉向，以及，傾斜區(qū)域任選地有利于在操作的吸氣階段使噴射氣流返回通道內。ロ(port)對大氣開放，以及，在位于噴嘴側和患者側之間的位置處，該ロ與通道流體連接。在使用中，經由入口傳送至腔室的加壓氣體由噴嘴轉換為固定流動噴射氣流，在各通道中產生CPAP。此外，發(fā)生器本體在呼吸的吸氣階段建立吸氣流動模式，并在呼吸的呼氣階段建立呼氣流動模式。采用呼氣流動模式，來自各通道患者側的呼出氣體由斜面特征引導，以使噴射氣流流動的至少一部分朝向對應ロ轉向，并從對應ロ排出。本發(fā)明的發(fā)生器本體適宜地要求降低的入口壓カ或驅動壓カ以實現期望治療學CPAP等級，和/或，減少了患者的總加呼吸功。根據本發(fā)明原理的另外ー些方面涉及鼻塞式持續(xù)氣道正壓(nCPAP)系統，其包括發(fā)生器本體、患者接ロ件、以及氣`體源。發(fā)生器本體限定有入口、腔室、以及第一流路和第二流路。腔室與入口流體連接，以及流路與腔室流體連接。各流路包括噴嘴、通道、以及ロ。噴嘴在腔室中產生得自加壓氣體的噴射氣流，并將噴射氣流引導進通道的噴嘴側。ロ對大氣開放，以及，在位于通道的噴嘴側和相對患者側之間的位置處，該ロ與通道流體連接?；颊呓鹰戆ǚ謩e與通道患者側流體連接的第一叉和第二叉，并構造為與患者鼻孔流體連接。最后，氣體源與發(fā)生器本體的入口流體連接，并提供加壓氣體的持續(xù)流動。在將接ロ件連接至患者鼻孔以及將氣體源連接至入口后，由對應的噴嘴在各通道中建立固定量的噴射氣流流動。噴射氣流的動量將CPAP傳送至患者。在操作的吸氣階段，在需要時，環(huán)境空氣經由對應的ロ摻入傳送至患者鼻孔的噴射氣流中。在呼氣階段，來自患者鼻孔的呼出氣體使來自噴嘴的噴射氣流流動轉向，并經對應的ロ排出。在一些實施例中，該系統構造為，在氣體源傳送不大于25厘米水柱的驅動壓力的條件下，提供5厘米水柱的CPAP等級和對于9mL潮氣量的患者不大于140mJ/L的總加呼吸功。在這些較低壓カ操作條件下，氣體源可以為普通的換氣器。根據本發(fā)明原理的另外ー些方面涉及對患者建立和傳送持續(xù)氣道正壓的方法。該方法包括流體連接發(fā)生器本體與患者鼻孔。發(fā)生器本體形成有第一流路和第二流路，各回路包括噴嘴、通道、以及ロ。通道包括第一斜面區(qū)域和第二斜面區(qū)域。在位于噴嘴出口端和通道的患者側之間的位置處，ロ將通道與環(huán)境空氣流體連接。以驅動壓カ將來自加壓氣體源的氣體迫壓至各噴嘴的入口端。來自各噴嘴的噴射氣流經由通道被引向患者鼻孔，以在患者氣道中建立持續(xù)氣道正壓。在患者呼氣周期中，由第二斜面區(qū)域對呼出的氣體進行引導，以使噴射氣體朝向該ロ轉向，在該ロ處，噴射氣體從發(fā)生器本體排出。在一些實施例中，驅動壓力不大于Iio厘米水柱，以及，所建立的持續(xù)氣道正壓等級為20厘米水柱。在另ー些實施例中，驅動壓力不大于25厘米水柱，所建立的持續(xù)氣道正壓為5厘米水柱，以及，在吸氣和呼氣周期中對于24mL潮氣量的患者的總加呼吸功不大于200mJ/L。


圖1是方塊圖，示出根據本發(fā)明原理的包括nCPAP裝置的鼻塞式持續(xù)氣道正壓系統的ー個實施例；

圖2A是根據本發(fā)明原理并與圖1的nCPAP裝置聯用的發(fā)生器本體的軸測圖；圖2B為圖2A所示發(fā)生器本體的軸測截面圖；圖2C是圖2A所示發(fā)生器本體的縱向截面圖；圖3是圖2A所示發(fā)生器本體的內部流體體積的軸測模型；圖4A是圖2A所示發(fā)生器本體的截面圖，并示出在操作的吸氣階段的流體流動；圖4B是圖2A所示發(fā)生器本體的截面圖，并示出在操作的呼氣階段的流體流動；圖5是與圖1中系統聯用的患者接ロ件的軸測圖；圖6A是根據本發(fā)明原理并與圖1的nCPAP裝置聯用的另ー發(fā)生器本體的軸測圖；圖6B是圖6A所示發(fā)生器本體的軸測截面圖；圖7是根據本發(fā)明原理的另ー發(fā)生器本體的縱向軸測圖；圖8A是圖7所示發(fā)生器本體的截面圖，并示出在使用時噴射氣流的形成；圖SB是圖7所示發(fā)生器本體的截面圖，并示出在操作的吸氣階段的流體流動；圖SC是圖7所示發(fā)生器本體的截面圖，并示出在操作的呼氣階段的流體流動；圖9是圖7所示發(fā)生器本體的內部流體體積的軸測模型；圖10是實驗測試結果的圖表，對比示出本發(fā)明發(fā)生器本體與目前可獲得的nCPAP發(fā)生器產品所需的驅動壓カ；以及圖11是實驗測試結果的圖表，對比示出本發(fā)明發(fā)生器本體與目前可獲得的nCPAP發(fā)生器產品所需的總加呼吸功。
具體實施例方式在圖1中以方塊形式示出結合有根據本發(fā)明原理的nCPAP裝置22的鼻塞式持續(xù)氣道正壓(nCPAP)系統20的一個實施例。一般而言，系統20適合于向患者24提供持續(xù)氣道正壓(CPAP)療法，以及，系統20包括nCPAP裝置22和加壓氣體源26。nCPAP系統20可進ー步任選地包括壓カ監(jiān)測器28。下文更具體地描述nCPAP裝置22，并且nCPAP裝置22 —般包括發(fā)生器本體30和患者接ロ件32。任選地，還可設置環(huán)境空氣管路34。發(fā)生器本體30與患者接ロ件32和可選的環(huán)境空氣管路34流體連接，患者接ロ件32適合于與患者24的鼻腔氣道建立流體連通。加壓氣體源26將持續(xù)的氣流(例如，空氣和/或氧氣)提供至發(fā)生器本體30。如果設置有壓カ監(jiān)測器28，壓カ監(jiān)測器28也與發(fā)生器本體30流體連接，并在此處取樣或測量。在使用期間，發(fā)生器本體30對來自源26的氣體起作用，以產生持續(xù)氣道正壓并經由患者接ロ件32向患者24傳送持續(xù)氣道正壓?；颊?4呼氣時，呼出氣體易于流動經過患者接ロ件32/發(fā)生器本體30，并從下文描述的nCPAP裝置22排出。圖2A和圖2B示出了根據本發(fā)明原理的發(fā)生器本體30的一個實施例。一般而言，發(fā)生器本體30構造成建立用于患者24吸入氣流和患者24呼出氣流的持續(xù)氣道正壓(CPAP)(圖1)。為此，發(fā)生器本體30形成或限定有送氣入口 40、腔室42 (如圖2B所示)、以及第一流路44a和第二流路44b (總體上在圖2A中標出；第一流路44a更詳細地在圖2B中示出)。一般而言，入口 40構造為用干與加壓氣體源26 (圖1)流體連接，并將進氣引導進腔室42中。流路44a、44b與腔室42流體連接。因此，入口 40處提供的氣流被引導經過腔室42，然后經由流路44a、44b流向患者。在這方面，如下文詳細描述的，流路44a、44b結合有一個或多個特征，在患者呼吸功作用最少的情況下，該特征在操作的吸氣階段和呼氣階段促進排出送入氣體和呼出氣體。發(fā)生器本體30可以結合有附加的任選部件，諸如壓力監(jiān)測ロ 48、外凸緣50等。在一些實施例中，發(fā)生器本體30可以具有兩件式(或多件式)結構，包括供應段60和回路段62。供應段60和回路段62可以單獨形成(例如，模塑塑料)并裝配在一起，供應段60形成有入口 40和腔室42?；芈范?2形成有流路44a、44b?？蛇x地，還可采用其他結構,諸如發(fā)生器本體30 —體式構造成同樣的單個部件。入口 40可采用多種形式(例如尺寸和形狀)，這些形式適合于與從氣體源26 (圖1)伸出的供應管(未示出)流體連接。如圖2B清楚示出的，腔室42與送氣入口 40流體連接，并對第一流路44a和第二流路44b流體開放，圖2B示出了腔室42和第一流路44a之間的流體連通。然后，有效地，內壁64 (總體上在圖2B中標出)設置有或形成有對腔室42和流路44a、44b流體開放的歧管。 在一些實施例中，第一流路44a和第二流路44b相同，因此對第一流路44a的下述描述同樣可應用于第二流路44b。第一流路44a包括或限定有噴嘴70、通道72、以及至少ー個開ロ 74。噴嘴70對通道72流體開放，開ロ 74也是如此。然后，如下文更詳細描述的，將來自噴嘴70的氣流在通道72的鼻孔或患者側76所在方向迫壓進入通道72。在患者吸氣期間，取決于患者的吸氣需求，可將環(huán)境空氣摻入傳送的氣流中和/或經由ロ(開ロ)74排出的多余氣體中。因此，來自患者的呼出氣體在患者側76可以通過一個或多個開ロ 74排出，經轉向的來自噴嘴70的噴射氣流流動也能這樣流出。噴嘴70可采用多種形式，并一般包括或限定有入口端80和出口端82。入口端80與腔室42流體連接。出口端82與入口端80相對，并定位成引導氣流進入通道72。出口端82與入口端80相比具有減小的直徑。采用這種結構，腔室42中的加壓氣體(經由入口40)被迫壓至噴嘴70，這進而將氣流轉換為引導進入通道72的低動量噴射氣流。下文更詳細地描述這樣產生的噴射氣流。然而，通常，在通道72內作用的噴射氣流大致被引向患者側76 (從而引向患者)，以建立持續(xù)氣道正壓(例如，將噴射氣流動量轉換為壓カ)。通道72 —般 由管狀體90限定，該管狀體90從患者側76延伸至噴嘴側92，該噴嘴側92與噴嘴70的出口端82流體連接。開ロ 74形成為穿過管狀體90的壁厚，從而對通道12流體開放。在從開ロ 74延伸至患者側76過程中，通道72的幾何形狀在操作的吸氣階段和呼氣階段建立期望的氣流模式，如下文所述。
具體地，關于圖2C的截面圖，可以將通道72描述為具有上壁面100和下壁面102，或由上壁面100和下壁面102限定。開口 74在上壁面100處對通道72流體開放。下壁面102限定為與上壁面100相對，并包括第一斜面區(qū)域110和第二斜面區(qū)域112。第一斜面區(qū)域Iio從口位置114 (換言之與開口 74對齊)延伸至過渡位置或頂點116，該過渡位置或頂點116從開口 74沿縱向偏置于患者側76所在方向。作為參照，例如，通過在噴嘴側92形成帶角度的引導面118(例如，在一些實施例中，帶角度引導面118可以以與豎向呈大約40度的角度布置)，可以使通道72在口位置114處具有增加或增大的直徑。無論哪種情況，在從口位置114延伸至過渡位置116的過程中，第一斜面區(qū)域110相對于上壁面100具有傾斜或上升的取向。換句話說，在口位置114處的上壁面100所在平面(關于圖2C的縱向截面)與下壁面102之間的直線距離，大于在過渡位置116處的上壁面100與下壁面102之間的直線距離。
第二斜面區(qū)域112從過渡位置116延伸至患者側76或朝向患者側76延伸。例如，第二斜面區(qū)域112的特征可以為在中間位置120處終止，該中間位置120空間上位于患者側76和過渡位置116之間。在從過渡位置116延伸至中間位置120的過程中，第二斜面區(qū)域112相對于上壁面100具有下降或下傾的布置。換句話說，在過渡位置116處的上壁面100與下壁面102之間的直線距離，小于在中間位置120處的上壁面100與下壁面102之間的直線距離。在一些實施例中，第二斜面區(qū)域112的這種下降取向或布置可以持續(xù)至患者側76。然而，采用圖2C的實施例，在從中間位置120延伸至患者側76的過程中，通道72具有相對一致的直徑。
如所示出的，第一斜面區(qū)域110的斜度可以小于第二斜面區(qū)域112的斜度。可選地，可采用其他斜度關系。無論哪種情況，斜面區(qū)域110、112作用為關于供至患者側76或來自患者側76的氣流的引流件，如下文所述。
開口 74在上壁面100的內孔120處對通道72開放，并在外孔122處對大氣開放。在從內孔120延伸至外孔122途中，口 74可以具有擴張的截面面積。在一些實施例中，如圖3所示的發(fā)生器本體內部流體體積模型所反映的，口 74的相對側壁124(在圖3中理論上示出)可以以一定角度延伸至外孔122，進一步有助于口 74的擴張截面面積結構。無論哪種情況，開口 74可以稱作大氣口，作用為使通道72與環(huán)境空氣/壓力進行流體連接。然而，可以理解，在建立大氣型連接時，可對開口 74安裝媒介體或裝置(例如，排氣管路、回氣線路等)。雖然發(fā)生器本體30示出為各流路44包括單個口 74，在另外的實施例中，可如下文所述設置一個或多個次級口。
在操作中，將加壓氣體(例如，來自氣體源26 (圖1))經由送氣入口 40提供至腔室42。將送入氣體迫壓進入流路44。如對圖4A中針對第一流路44a所示出的，噴嘴70將氣流轉換為引導進入通道72的噴射氣流N。作為參照，圖4A示出了處在操作的吸氣階段的發(fā)生器本體30。經由送氣入口 40將加壓氣體傳送至腔室42，并將加壓氣體引向流路44。關于示出的第一流路44a，噴嘴70將傳送的氣體轉換為被引導進入通道72的噴射氣流(在圖4A中由箭頭N代表)。噴射氣流N在通道72內建立持續(xù)氣道正壓(即，噴射氣流N的動量轉換為壓力)，將該持續(xù)氣道正壓施加至患者側76進而施加至患者。噴射氣流N流動的至少一部分被引導經過通道72并在患者側76 傳送至患者/由患者吸入。取決于患者吸氣需求，環(huán)境空氣(在圖4A中由箭頭A代表)可以摻入經由開口 74傳送的噴射氣流N中。相似地，以及，作為患者呼吸需要的功能，噴射氣流N的一部分在開口 74附近沿第二斜面區(qū)域112經歷再循環(huán)流動R。這些再循環(huán)流動R進而使噴射氣流N的多余部分(由圖4A中由箭頭E代表)和/或摻入氣體A轉向至開口 74，作為排氣流動。因此，當噴射氣流N流動超過患者吸氣需求時，多余氣體經由口 74排出。
在圖4B示出的操作呼氣階段中，噴射氣流N繼續(xù)由噴嘴70產生并從噴嘴70射入通道72，由于噴射氣流的動量而保持傳送至患者的持續(xù)氣道正壓。呼出氣體(在圖4B中由箭頭X表示)在患者側76進入通道72，并作用在噴射氣流N流動上。在這方面，相對于呼出氣體X的流動方向，第二斜面區(qū)域112限定逐漸減小的水力直徑，這樣的水力直徑使呼出氣體X在過渡位置或頂點116處的速度值增加。此外，第二斜面區(qū)域112使呼出氣體X的一部分“向上”朝向噴射氣流N流動有效地“集中”。這種集中的向上流動使噴射氣流N(和任意的摻入的環(huán)境空氣A)朝向開口 74轉向或“轉彎”。同樣，在第一斜面區(qū)域110中增強噴射氣流N朝向開口 74轉向的區(qū)域內，臨近上壁面100在噴射氣流N和呼出氣體X之間形成再循環(huán)流動(在圖4B中由箭頭R代表)。噴射氣流N連同大部分呼出氣體X和任意環(huán)境空氣A，經由開口 74從發(fā)生器本體30排出。因此，開口 74、斜面區(qū)域110和112、以及噴射氣流N的幾何形狀相結合，以建立使對呼出氣體X的阻力和患者在吸氣時將噴射氣流N吸回通道72所需作用力最小化的流動模式。這在吸氣操作和呼氣操作期間都導致較低的患者呼吸功。
意外地發(fā)現，通過上述斜面特征結合一個或多個幾何形狀特征，使得發(fā)生器本體30能夠以低驅動壓力和最小化患者呼吸功來建立期望的CPAP等級。例如，在一些實施例中，噴嘴出口端82具有大約0.04-0.07英寸的直徑(因而所產生噴射氣流N的直徑也是如此)，可選為0.058英寸?；颊邆?6處的通道72直徑(或高度)為大約0.10-0.16英寸，可選為0.136英寸?？紤]到這些及其他幾何形狀，發(fā)生器 本體30可選地將通道高度(在患者側76)與噴射直徑的比率建立在2.29-2.50的范圍內，可選地為2.34。沿第一斜面區(qū)域110的傾斜角度(相對于水平方向)在5° -10°的范圍內，可選為7.1° ;沿第二斜面區(qū)域112的傾斜角度(相對于水平方向)在12° -19°的范圍內，可選為16.5°。
返回看圖2A和圖2B，可選的壓力監(jiān)測口 48定位為對發(fā)生器本體30內的空氣壓力進行接入或取樣。壓力監(jiān)測口 48可以與一個或兩個流路44a、44b流體連接，并設置有適合于與監(jiān)測管路(未示出)連接的表面，該監(jiān)測管路延伸至壓力監(jiān)測器28(圖1)。在另外的實施例中，可省略壓力監(jiān)測口 48。
可選的外凸緣50圍繞管狀體90，并用作引導排出氣流離開患者、或使排出氣流偏轉以離開患者。在另外的實施例中，外凸緣50提供用于安裝其他各種構件(諸如下文描述的患者接口 32)的表面。在另外的實施例中，可省略凸緣50。
如圖2A和圖2B中清楚示出的，發(fā)生器本體30可以結合有便于與nCPAP系統20(圖1)的其他構件進行連接的附加特征，和/或結合有期望的功能。例如，與流路44a、44b相關聯的管狀體90可以形成或限定有:外錐體140，該外錐體140適合促進與患者接口件32 (圖1)進行可靠的密封附接；以及徑向槽142，該徑向槽142提供這樣的區(qū)域，從該區(qū)域中可對相應通道72中本應存在的壓力進行接入或取樣。
返回看圖1，可與本發(fā)明中的發(fā)生器本體聯用的患者接口件32可采用多種形式。例如，圖5 —般示出了患者接口件32的一個示例性實施例,該患者接口件32包括從基部152伸出的一對鼻叉150a、150b?；?52可以結合有諸如密封凸緣154等附加特征。參照圖2A和圖5之間，基部152的尺寸和形狀大體形成為，適用于例如經由包括凸緣50形狀的周邊形狀而與發(fā)生器本體30進行裝配。基部152形成有一對孔156，該對孔156的尺寸分別適用于接收流體回路管狀體90中的一個。鼻叉150a、150b可以為任意尺寸和形狀，只要適合與患者鼻子接口即可，并且鼻叉150a、150b對孔154流體開放?；颊呓涌诩?2與發(fā)生器本體30的裝配一般需要在鼻叉150a、150b和流路44a、44b中每一個的患者側76之間建立流體連接。在另外的實施例中，患者接口件32可以為鼻罩。
圖6A和圖6B不出了根據本發(fā)明原理并可與nCPAP系統20(圖1)聯用的另一發(fā)生器本體200。類似于發(fā)生器本體30，發(fā)生器本體200形成或限定有供氣入口 202、腔室204、以及第一和第二流路206a、206b (在圖6B的視圖中更清楚地示出兩個回路之一)。送氣入口 202和腔室204類似于前文所述的入口 40 (圖2A)和腔室42 (圖2B)，腔室204將送氣入口 202與流路206a、206b流體連接。流路206a、206b各自包括噴嘴210、通道212、以及至少兩個開口 214。噴嘴210構造為將來自腔室204的氣流轉換為引入通道212的噴射氣流。通道212自噴嘴210延伸并終止于患者側216。開口 214類似于前文所述的開口74 (圖2C)，并且開口 214 —般構造為便于操作呼氣階段的氣體排出和吸氣階段的環(huán)境空氣(如果需要)的摻入。
例如，如圖6B中所示，第一流路206a包括第一或主要口 214a和第二或次級口214b。主要口 214a在內孔220處對通道212開放，并且經由發(fā)生器本體200中的外孔222對大氣開放。類似地，次級口 214b在內孔224處對通道212開放，并經由形成在通道212的管狀體228中的外孔226對環(huán)境空氣開放。更具體地，次級口外孔222對次級腔室230流體開放，該次級腔室230限定在內殼體段232與外殼體段234之間，次級腔室230進而經由穿過發(fā)生器本體200的通路236對大氣開放。
由圖7中的截面圖更清楚地示出口 214a與口 214b之間的關系。作為參照，圖7代表可選的發(fā)生器本體200’，其非常類似于圖6A和圖6B的發(fā)生器本體200。然而，采用圖7的結構，供氣入口 202布置為與通道212平行(當與圖6A和圖6B的更為垂直的布置相比為平行的)。此外，次級口 214b示出為在外孔226處直接對大氣開放(即，省略圖6B中的次級腔室230和通路236 )，次級口外孔222形成在發(fā)生器本體200’中或位于其外側。然而，從功能方面考慮，發(fā)生器本體200、200’是相同的。
主要口 214a形成為穿過發(fā)生器本體200’的厚度，并且一般由前端壁240和后端壁242 (相對于圖7中的縱向截面圖)限定。如所示出的，前端壁240接近噴嘴210 (與后端壁242相比)，并在從通道212延伸的過程中徑向向外伸出。換句話說，前端壁240從外孔222至內孔220向內成錐形。因此，相對于通道212的中心線C，前端壁240的延伸限定小于90°的夾角α。后端壁242可以在孔220與孔222之間以相對于中心線C更為垂直的方式延伸。采用這種結構，主要口 214a可選地在從通道212至外孔222延伸的過程中具有擴張的截面面積(即，主要口 214a在內孔220處的尺寸小于在外孔222處的尺寸)。
次級口 214b在與主要口 214a大致相反的位置處從通道212延伸而出。例如，主要口 214a位于通道212的上壁面250處，而次級口 214b位于下壁面252處。次級口 214b可以具有所示出的大致線性形狀(在從通道212伸出的過程中)，并且可以與主要口 214a徑向對齊。例如，次級口 214b可以布置為使得次級口 214b的軸線延伸穿過主要口 214a。在一些實施例中，通道212在噴嘴210和次級口 214b之間形成有增大直徑的區(qū)域。具體地，在通道212的噴嘴側256與次級口內孔224之間可以限定有帶角度的導引面254。采用這種結構，由于下文清楚描述的原因，次級口 214b (特別是次級口內孔224)位于噴嘴210中心線或軸線“下方”。
主要口 214a大于次級口 214b。例如，主要口 214a在主要口內孔220處的截面面積大于次級口 214b在次級口內孔224處的截面面積。此外，主要口 214a在主要口外孔222處的截面面積大于次級口外孔226的截面面積。無論如何，與次級口 214b相比，主要口 214a有利于更大體積的氣體流動。
開口 214a、214b的位置非常接近噴嘴210。如圖8A所反映的，來自噴嘴210的噴射氣流(在圖8A中由箭頭N示出)的流動方向與口 214a、214b大體上不對齊，使得在不存在其他對抗氣流或壓力的條件下，來自噴嘴210的噴射氣流流動N主要被弓I導經過口 214a、214b并被引向通道212的患者側。
在操作中，加壓氣體(例如來自氣體源26 (圖1))經由送氣入口 202提供至腔室204。送入氣體被迫壓進入流路206。各流路206的噴嘴210將氣流轉換為噴射氣流N，該噴射氣流N被引導進相應的通道212。在圖SB反映的操作的吸氣階段(S卩，患者吸氣)中，至少一部分噴射氣流N流經通道212，并經由患者側216供至患者。噴射氣流N的動量向患者側216傳送持續(xù)正壓。取決于吸氣期間患者的呼吸要求，主要經由主要口 214a將環(huán)境空氣摻入傳送的流動中(由圖8B的箭頭A代表)。因此，當患者吸氣需求超過噴射氣流N的設定流率時，這樣產生噴射氣流N:增強摻入的補充環(huán)境空氣A，用于傳送至患者側216進而傳送至患者。此外，還是取決于患者的呼吸要求，多余氣體主要通過次級口 214b從通道212排出(在圖8B中由箭頭E指示)。因此，當 噴射氣流N的流率超過患者的吸氣需求時，通過一個或多個口 214a、214b排出多余氣體。
在圖SC中反映了操作的呼氣階段(S卩，患者呼氣)。同樣，噴射氣流N以固定速率傳送至通道212，由噴射氣流N的動量保持傳送至患者的持續(xù)氣道正壓。來自患者的呼出氣體(在圖8C中由箭頭X代表)經由患者側216傳送至通道212，并作用在噴射氣流N(以及摻入的任意環(huán)境空氣A)上。由于噴射氣流N流動具有相對低的動量，其易于被呼出氣體X干擾。此外，次級口 214b提供用于呼出氣體X的最小阻力的路徑。特別地，次級口 214b位于噴射氣流N的中心線“下方”，使得呼出氣體X能夠更容易地在噴射氣流N “下方”流至次級口 214b。此外，主要口 214b處摻入的環(huán)境空氣A (與噴射氣流N結合)對呼出氣體X朝向主要口 214a的流動略微增加阻力。結果，呼出氣體X主要向次級口 214b流動，這樣的流動方向使得噴射氣流N流動朝主要口 214a轉向或“轉彎”。因此，大部分噴射氣流N易于從通道212排出。開口 214a、214b結合以建立這樣的流動模式，其最小化呼出氣體X的流動阻力，并因此最小化相應的患者呼吸功。噴射氣流N和呼出氣體X易于經由所示出的主要口 214a和次級口 214b從發(fā)生器本體200’排出。
氣體以與上述關于第一流路206a實際相同的方式流經第二流路206b (圖6B)。在這方面，圖9代表發(fā)生器本體200’的內部或流體體積的模型，并反映第一流路206a和第二流路206b、連同主要口 214a和次級口 214b，各回路具有與腔室204流體連接的噴嘴210，主要口 214a和次級口 214b有利于向對應通道212摻入氣體/從對應通道212排出氣體。通過將相對大直徑的驅動噴射幾何形狀與主要口 214a和次級口 214b相結合，發(fā)生器本體200’能夠有利于以相對低的供氣壓力實現目標患者CPAP等級。此外，次級排出口 214b在吸氣和呼氣期間減少了所傳送的CPAP壓力的波動，使得患者所需的呼吸功保持很低。下文更詳細地描述發(fā)生器本體200’的這些有益之處。
出人意料地發(fā)現，與常規(guī)設計相比，本發(fā)明的發(fā)生器本體能夠有益地減少實現目標CPAP等級所需的供氣壓力(或“驅動壓力”)。例如，作為發(fā)生器本體30 (圖2A)、發(fā)生器本體200’ (圖7)、以及兩個目前可獲得的CPAP發(fā)生器本體供應CPAP的功能，圖10以圖表形式示出驅動壓力的測試結果。
具體地，根據 圖2A和圖7構造原型CPAP發(fā)生器，以及，通過向發(fā)生器本體供應不同等級的加壓氣體，測試該原型CPAP發(fā)生器，并記錄所產生的CPAP的結果等級。對圖2A所示發(fā)生器本體30的測試結果在圖10中由繪圖線30A代表；對圖7所示發(fā)生器本體200’的測試結果在圖10中由繪圖線200A代表。為了進行比較的目的，對Infant F1wtmCPAP發(fā)生器(可從 CareFusion, Inc.獲得)和 AirLife CPAP 發(fā)生器(可從 CareFusion, Inc.獲得)進行相同的測試。圖10中的繪圖線IF代表對Infant Flow CPAP發(fā)生器的測試結果；繪圖線AL代表對AirLife 發(fā)生器的測試結果。
圖10顯示出，利用本發(fā)明發(fā)生器本體，能夠以低于現有裝置所需的驅動壓力來實現目標患者CPAP等級。例如，利用本發(fā)明的發(fā)生器本體30、200’，通過不大于18厘米水柱的驅動壓力可實現5厘米水柱的目標患者CPAP等級；相比較，現有CPAP發(fā)生器大致需要大于75厘米水柱的驅動壓力來實現5厘米水柱的CPAP等級。類似地，采用本發(fā)明的發(fā)生器本體30、200’，通過不大于60厘米水柱的驅動壓力可實現20厘米水柱的目標患者CPAP等級；通過比較，現有CPAP發(fā)生器大致需要大于275厘米水柱的驅動壓力來實現20厘米水柱的CPAP等級。這樣，利用本發(fā)明的發(fā)生器本體，由于加壓氣體源26(圖1)以低于常規(guī)nCPAP系統的壓力操作，減小的驅動壓力需求能夠提供增強的安全性，也就是不同于以往，其在使用期間相對接近患者。事實上，不同于先前的CPAP發(fā)生器，本發(fā)明的發(fā)生器本體能夠在常用換氣器的驅動壓力極限內操作，因此看護者不需要維持單獨的加壓氣體源(不同于常規(guī)技術中現有的換氣器)以執(zhí)行CPAP程序。
除了降低所需驅動壓力來實現目標CPAP等級，出乎意料地發(fā)現，本發(fā)明的發(fā)生器本體能夠減少患者的總加呼吸功(WOB)。特別地，發(fā)生器本體30 (圖2A)的流動引導特征(例如，圖2C的斜面區(qū)域110、112)，和/或，與發(fā)生器本體200(圖6A)、發(fā)生器本體200’(圖7)相關聯的優(yōu)化的主要大氣口和次級大氣口(例如，圖7的口 214a、214b)，允許CPAP所產生的噴射氣流進行最佳的自調整，從而將壓力波動有利地保持為較低(與現有可獲得的CPAP發(fā)生器相比)，進而降低總加W0B。
對上述驅動壓力測試所使用的原型發(fā)生器本體30、原型發(fā)生器本體200’、InfantFlow 發(fā)生器、和AirLife 發(fā)生器的各樣品，通過將各樣品連接至行業(yè)可接受的肺部模擬器(IngMar Medical ASL5000型呼吸模擬器，軟件版本2.2.22a，可購自賓夕法尼亞州匹茲堡的IngMar Medical,Ltd.)，執(zhí)行總加WOB測試。以5厘米水柱的CPAP設定，在數種模擬患者潮氣量處，對各發(fā)生器進行總加WOB的測量和記錄。圖11示出了總加WOB測試結果。在圖11中由線30B標繪出發(fā)生器本體30的結果；由線200B標繪出發(fā)生器本體200’的結果。以比較的方式，由線IF標繪出可獲得的Infant Flow CPAP發(fā)生器的總加WOB測試結果，而由線AL標繪出對可獲得的AirLife CPAP發(fā)生器的測試結果。如所示出的，使用本發(fā)明的發(fā)生器本體，對于9mL患者潮氣量的總加WOB不大于80mJ/L。相比較，利用現有可獲得的CPAP發(fā)生器(如上所述其否則需要相對較高的驅動壓力)，對于9mL患者潮氣量的總加WOB大于115mJ/L。類似地，使用本發(fā)明的發(fā)生器本體，對于24mL患者潮氣量的總加WOB不大于130mJ/L ;相比較，利用現有可獲得的CPAP發(fā)生器(其需要相對較高的驅動壓力)，在24mL患者潮氣量處所需的總加WOB大于140mJ/L。如本說明書全文中使用的，通過使用上述指出的IngMar Medical ASL 5000型呼吸模擬器進行測試，確定發(fā)生器本體的總加WOB參數。
本發(fā)明的CPAP裝置及相關系統和方法相比于先前設計提供了顯著的改進。特別地，本發(fā)明提出的發(fā)生器本體對于傳送期望等級的CPAP來說減少了所需驅動壓力，并減少了總加WOB的特性。此外，通過結合有低輪廓口(小型口)的特征和被壓縮噴射氣流的特征，能夠使本發(fā)明的發(fā)生器本體與現有設計相比相對較小。
雖然參照優(yōu)選實施例對本發(fā)明進行了說明，本領域技術人員應認識到，可在形式和細節(jié)上進行變化而不脫離 本發(fā)明的精神和范圍。
權利要求
1.-種鼻塞式持續(xù)氣道正壓裝置，其用于在CPAP系統中使用以輔助患者呼吸，所述裝置包括: 發(fā)生器本體,其形成有: 入口，其用于與加壓氣體源流體連接， 腔室，其與所述入口流體連接， 第一流路和第二流路，其與所述腔室流體連接， 各所述流路包括: 噴嘴，其限定有入口端和出口端，所述入口端與所述腔室流體連接，以及，所述出口端具有的直徑小于所述入口端的直徑， 通道，其限定有: 噴嘴側，其與所述噴嘴的所述出ロ端流體連接， 患者側，其與所述噴嘴側相對，用于將氣體引向患者鼻孔或引導來自患者鼻孔的氣體，第一斜面區(qū)域，其位于所述噴嘴側與所述患者側之間，所述第一斜面區(qū)域朝向所述患者側在直徑上逐漸減小， 第二斜面區(qū)域，其位于所述第一斜面區(qū)域與所述患者側之間，所述第二斜面區(qū)域朝向所述患者側在直徑上擴張， 開ロ，在位于所述噴嘴側和所述患者側之間的位置處，所述開ロ與所述通道流體連接，其中，所述噴嘴在所述腔室中產生得自加壓氣體的噴射氣流，所述噴射氣流被傳送至所述通道并能夠向所述開ロ轉向。
2.根據權利要求1所述的裝置，其中，在縱向截面中，各所述流路的通道由下壁面限定，該下壁面與上壁面相対，對應的所述開ロ形成在所述上壁面中，以及，進ー步，其中，所述斜面區(qū)域沿所述下壁面限定，所述斜面區(qū)域包括所述第一斜面區(qū)域和所述第二斜面區(qū)域，所述第一斜面區(qū)域延伸至位于所述第一 ロ與對應患者側之間的過渡位置，所述第二斜面區(qū)域從所述過渡位置向所述患者側延伸，以及，進ー步，其中，所述下壁面與所述上壁面沿至少所述第二斜面區(qū)域為非平行的。
3.根據權利要求2所述的裝置，其中，所述下壁面在沿所述第一斜面區(qū)域延伸至所述過渡位置的過程中朝所述上壁面突出，以及，所述下壁面在從所述過渡位置沿所述第二斜面區(qū)域向所述患者側延伸的過程中遠離所述上壁面突出。
4.根據權利要求3所述的裝置，其中，所述第一斜面區(qū)域的斜度小于所述第二斜面區(qū)域的斜度。
5.根據權利要求2所述的裝置，其中，相對于從所述噴嘴側向所述患者側的方向，所述下壁面沿所述第一斜面區(qū)域呈斜坡，并沿所述第二斜面區(qū)域下降。
6.根據權利要求2所述的裝置，其中，所述第二斜面區(qū)域構造為將來自所述患者側的呼出氣流向上朝所述噴射氣流引導。
7.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述發(fā)生器本體構造為建立: 在呼吸的吸氣階段中的吸氣流動模式，所述吸氣流動模式包括，氣體從所述腔室、沿各所述回路、并到達各所述通道的所述患者側；以及 在呼吸的呼氣階段中的呼氣流動模式，所述呼氣流動模式包括，氣體從各所述通道的所述患者側流出、并到達對應開ロ，包括所述噴射氣流朝所述對應開ロ的轉向。
8.根據權利要求7所述的裝置，其中，所述呼氣流動模式進ー步包括，通過所述第二斜面區(qū)域，使自所述患者側流出的氣體朝向所述開ロ偏轉。
9.根據權利要求8所述的裝置，其中，作為所述呼氣流動模式的一部分而引向所述ロ的氣流，使得所述噴射氣流向所述開ロ轉向。
10.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述發(fā)生器本體構造為，以不大于110厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立20厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級。
11.根據權利要求10所述的裝置，其中，所述20厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級由所述發(fā)生器本體以不大于60厘米水柱的驅動壓力建立。
12.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述發(fā)生器本體構造為，以不大于25厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級。
13.根據權利要求12所述的裝置，其中，所述5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級由所述發(fā)生器本體以不大于18厘米水柱的驅動壓力建立。
14.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述發(fā)生器本體構造為，對于9mL潮氣量的患者，以不大于25厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級和不大于140mJ/L的總加呼吸功。
15.根據權利要求14所述的裝置，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
16.根據權利要求14所述的裝置，其中，對于9mL潮氣量的患者，所述總加呼吸功不大于 80mJ/L。
17.根據權利 要求1所述的裝置，其中，所述發(fā)生器本體構造為，對于24mL潮氣量的患者，以不大于25厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級和不大于200mJ/L的總加呼吸功。
18.根據權利要求17所述的裝置，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
19.根據權利要求17所述的裝置，其中，對于24mL潮氣量的患者，所述總加呼吸功不大于 130mJ/L。
20.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述通道在所述患者側的高度與所述噴嘴在所述出口端處的直徑之比率在2.29-2.50的范圍內。
21.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述噴嘴在所述出ロ端的直徑在0.04-0.07英寸的范圍內。
22.—種鼻塞式持續(xù)氣道正壓系統，用于輔助患者呼吸，所述系統包括: 發(fā)生器本體,其形成有: 入口， 腔室，其與所述入口流體連接， 第一流路和第二流路，其與所述腔室流體連接， 各所述流路包括: 噴嘴，其限定有入口端和出口端，所述入口端與所述腔室流體連接，以及，所述出口端具有的直徑小于所述入口端的直徑， 通道，其具有: 噴嘴側，其與所述噴嘴的所述出ロ端流體連接，以及 患者側，其與所述噴嘴側相対，第一斜面區(qū)域，其位于所述噴嘴側與患者側之間，所述第一斜面區(qū)域朝向所述患者側在直徑上逐漸減小， 第二斜面區(qū)域，其位于所述第一斜面區(qū)域與所述患者側之間，所述第二斜面區(qū)域朝向所述患者側在直徑上擴張， 開ロ，在位于所述噴嘴側和所述患者側之間的位置處，所述開ロ與所述通道流體連接， 患者接ロ件，其與所述通道的所述患者側相應流體連接；以及 加壓氣體源，其與所述入口流體連接； 其中，將所述患者接ロ件固定至患者鼻孔時，所述系統構造為，通過自加壓氣體源向所述噴嘴傳送氣體，進而在對應通道內于所述患者接ロ件所在的方向射出氣體噴射氣流，對患者產生持續(xù)氣道正壓。
23.根據權利要求22所述的系統，其中，在縱向截面中，各所述流路的通道由下壁面限定，該下壁面與上壁面相対，對應的開ロ形成在所述上壁面中，以及，進ー步，其中，所述斜面區(qū)域沿所述下壁面限定，所述斜面區(qū)域包括所述第一斜面區(qū)域和所述第二斜面區(qū)域，所述第一斜面區(qū)域延伸至位于所述開ロ與對應患者側之間的過渡位置，所述第二斜面區(qū)域從所述過渡位置向所述患者側延伸，以及，進ー步，其中，所述下壁面與所述上壁面沿至少所述第二斜面區(qū)域為非平行的。
24.根據權利要求23所述的系統，其中，所述下壁面在沿所述第一斜面區(qū)域向所述過渡位置延伸的過程中朝所述上壁面突出，以及，所述下壁面在從所述過渡位置沿所述第二斜面區(qū)域向所述患者側延伸的過程中遠離所述上壁面突出。
25.根據權利要求24所述的系統，其中，所述第一斜面區(qū)域的斜度小于所述第二斜面區(qū)域的斜度。
26.根據權利要求23所述的系統，其中，相對于從所述噴嘴側向所述患者側的方向，所述下壁面沿所述第一斜面區(qū)域呈斜坡，并沿所述第二斜面區(qū)域下降。
27.根據權利要求23所述的系統，其中，所述第二斜面區(qū)域構造為將來自所述患者側的呼出氣流向上朝所述噴射氣流引導。
28.根據權利要求22所述的系統，其中，所述發(fā)生器本體構造為，以不大于110厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立20厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級。
29.根據權利要求28所述的系統，其中，所述20厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級由所述發(fā)生器本體以不大于60厘米水柱的驅動壓力建立。
30.根據權利要求22所述的系統，其中，所述系統構造為，對于9mL潮氣量的患者，以不大于25厘米水柱的從所述加壓氣體源傳送至所述入ロ的氣體驅動壓カ，建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級和不大于140mJ/L的總加呼吸功。
31.根據權利要求30所述的系統，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
32.根據權利要求30所述的系統，其中，對于9mL潮氣量的患者，所述總加呼吸功不大于 80mJ/L。
33.根據權利要求22所述的系統，其中，所述發(fā)生器本體構造為，對于24mL潮氣量的患者，以不大于25厘米水柱的傳送至所述入口的氣體驅動壓力，建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓等級和不大于200mJ/L的總加呼吸功。
34.根據權利要求33所述的系統，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
35.根據權利要求33所述的系統，其中，對于24mL潮氣量的患者，所述總加呼吸功不大于 130mJ/L。
36.根據權利要求22所述的系統，其中，所述加壓氣體源是換氣器。
37.ー種對患者建立并傳送持續(xù)氣道正壓的方法，所述方法包括: 將發(fā)生器本體流體連接至患者鼻孔，所述發(fā)生器本體形成有各自包括噴嘴、通道、以及開ロ的第一流路和第二流路，所述通道形成有第一斜面區(qū)域和第二斜面區(qū)域，在位于對應噴嘴的出口端和對應通道的患者側之間的位置處，所述開ロ將對應的通道與大氣流體連接； 以驅動壓カ將來自加壓氣體源的氣體迫壓至各所述噴嘴的入口端； 經由對應通道將噴射氣流從各所述噴嘴引向患者鼻孔，以在患者氣道中建立持續(xù)氣道正壓; 在患者吸氣階段中，所述噴射氣流將氣流傳送至患者并建立沿所述第二斜面區(qū)域的循環(huán)流動；以及 在患者呼氣階段中，由所述第二斜面區(qū)域對來自患者的呼氣進行引導，以使所述噴射氣流向對應開ロ轉向。
38.根據權利要求37所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于110厘米水柱，以及，所建立的持續(xù)氣道正壓等級為20厘米水柱。
39.根據權利要求38所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于60厘米水柱。
40.根據權利要求37所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于25厘米水柱，所建立的持續(xù)氣道正壓為5厘米水柱 ，以及，對于9mL潮氣量的患者在吸氣和呼氣周期中的總加呼吸功不大于140mJ/L。
41.根據權利要求40所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
42.根據權利要求40所述的方法，其中，所述總加呼吸功不大于80mJ/L。
43.根據權利要求37所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于25厘米水柱，所建立的持續(xù)氣道正壓為5厘米水柱，以及，對于24mL潮氣量的患者在吸氣和呼氣周期中的總加呼吸功不大于200mJ/L。
44.根據權利要求43所述的方法，其中，所述驅動壓カ不大于18厘米水柱。
45.根據權利要求43所述的方法，其中，所述總加呼吸功不大于130mJ/L。
46.根據權利要求37所述的方法，其中，所述加壓氣體源是換氣器。
47.根據權利要求37所述的方法，其中，在縱向截面中，各所述流路的通道由下壁面限定，該下壁面與上壁面相対，對應的開ロ形成在所述上壁面中，以及，進ー步，其中，所述斜面區(qū)域沿所述下壁面限定，所述斜面區(qū)域包括所述第一斜面區(qū)域和所述第二斜面區(qū)域，所述第一斜面區(qū)域延伸至位于所述第一 ロ與對應患者側之間的過渡位置，所述第二斜面區(qū)域從所述過渡位置向所述患者側延伸，以及，進ー步，其中，所述下壁面與所述上壁面沿至少所述第二斜面區(qū)域為非平行的。
48.根據權利要求47所述的方法，其中，所述下壁面在沿所述第一斜面區(qū)域向所述過渡位置延伸的過程中朝所述上壁面突出，以及，所述下壁面在從所述過渡位置沿所述第二斜面區(qū)域向所述患者側延伸的過程中遠離所述上壁面突出。
49.ー種對患者建立并傳送持續(xù)氣道正壓的方法，所述方法包括:將發(fā)生器本體的第一流路和第二流路分別流體連接至患者鼻孔， 以不大于25厘米水柱的驅動壓力，將來自加壓氣體源的氣體迫壓至所述發(fā)生器本體的入口側；以及 在各所述回路中將所述氣體轉換為噴射氣流，以在患者氣道中建立5厘米水柱的持續(xù)氣道正壓； 其中，在患者吸氣和呼氣周期中，對于9mL潮氣量的患者的總加呼吸功不大于140mL/J。
50.根據權利 要求49所述的方法，其中，對于24mL患者的總加呼吸功不大于200mJ/L。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于輔助患者呼吸的nCPAP裝置，其包括發(fā)生器本體，該發(fā)生器本體形成有入口、腔室、以及第一流路和第二流路。該腔室將加壓氣體從入口引導至流路。各流路包括噴嘴、通道、以及至少一個口。噴嘴將噴射氣流在通道的患者側方向射進通道。該口將通道與大氣流體連接，并促進環(huán)境空氣摻入噴射氣流。在一些實施例中，通道形成有斜面特征，該斜面特征以成角度方式將呼出氣體引向噴射氣流。與常規(guī)設計相比，本發(fā)生器本體需要降低的驅動壓力來實現目標CPAP等級，并減少了總加WOB。
文檔編號A61M16/00GK103140253SQ201180047696
公開日2013年6月5日 申請日期2011年10月4日 優(yōu)先權日2010年10月5日
發(fā)明者克里斯托夫·M·瓦爾加, 杰弗里·C·懷斯 申請人:康爾福盛207公司