呼吸治療裝置和方法

2023-05-18 03:10:31 4

專利名稱：呼吸治療裝置和方法
技術領域：
本發明的披露內容涉及用於向病人施用與呼吸相關的醫治
(treatment)(例如振蕩醫治、持續醫治等)的呼吸治療(respiratory therapy)裝置和方法.更特別地，本發明的披露內容涉及這樣的呼吸 治療裝置，該呼吸治療裝置能夠僅響應於病人的呼氣空氣流就形成振 蕩呼吸壓力脈衝、或者在被連接至正壓流體源(所述流體例如為空氣、 氧等)時形成振蕩呼吸壓力脈衝、或者既響應於病人的呼氣空氣流形 成振蕩呼吸壓力脈衝又在被連接至正壓力流體源(所述流體例如為空 氣、氧等)時形成振蕩呼吸壓力脈衝。在一些實施例中，可選地可獲 得一種或多種附加的治療(例如，持續氣道正壓通氣(continuous positive airway pressure)、 持續呼氣期正壓通氣(continuous positive expiratory pressure)、 霧狀藥物的傳輸等)。
背景技術：
目前有多種呼吸治療裝置可用來輔助、醫治或者改善病人的呼吸 健康.例如，長期以來，氣道正壓通氣(PAP)被認為是一種有效的工 具，其可通過促進充氧的改善、增加肺容量並減少患有充血性心力衰 竭的病人中的靜脈血回流來促進支氣管衛生，最近，氣道正壓通氣更 被認為可用於促進病人肺部的分泌物(例如粘液)的流動並促進從病 人肺部中清除出該分泌物.就這方面而言，呼氣期氣道正壓通氣(EPAP ) 技術被認為是一種有利於去除分泌物的技術，這種技術的表現形式為 病人的空氣柱的高頻振蕩(HFO),總的來說，HFO降低了體外唾液的 粘性，這進一步對由於體外模擬咳嗽(simulated cough)所導致進行 的清除產生了正面影響.就這方面而言，可通過將力施加到病人的胸 壁上(即進行胸部物理治療(CPT)，例如藉助於靠在病人胸部上振動 的電動墊)，或者通過將力直接施加到病人的氣道上(即進行呼吸醫 治，如高頻氣道振蕩)，來提供或形成HFO.許多病人和護理者都會傾 向於採用這種呼吸醫治的方案，這是因為這種方案的侵襲性不那麼強 且更易於施用.在這種情況下目的，PAP支氣管衛生技術作為一種替代CPT用來擴張肺部並使分泌物流動的有效技術應運而生.
在利用高頻振蕩呼吸醫治的情況下，可使用多種裝置。總的來說， 呼吸治療裝置通常包括一個或多個管狀本體，病人會通過該管狀本體 進行呼吸，且該一個或多個管狀本體形成或限定出病人的呼吸通路. 在這種情況下，可通過在病人的呼吸循環的吸氣階段或呼氣階段中的 一個階段期間或既在吸氣階段又在呼氣階段期間在把病人的呼吸通路 中周期性地產生壓力或正壓空氣流的方式，而形成振蕩空氣流效應. 例如，在呼吸的呼氣階段期間，呼氣期正壓通氣(PEP)可與病人的呼 吸"相對地(against)"產生作用.可通過在病人的呼吸通路中周期 性地(或在一些情況下持續性地)對來自病人的呼氣空氣流形成阻力 或限制的方式，或者通過沿與病人的呼氣方向相反的方向將(來自正 壓氣體源的)受力流體流引入病人的呼吸通路內的方式，而產生壓力， 對於該空氣流阻力方案而言，不需要設置獨立的正壓氣體源.更特別 地，許多振蕩呼氣期正壓通氣("振蕩PEP (oscillatory PEP)") 治療裝置僅利用了病人的呼吸來驅動振蕩式流體流限制，且因此可被 稱作"被動(passive)"裝置(與依靠如下所迷的獨立的正壓氣體源 的"主動(active)"呼吸治療裝置是相對的).被動振蕩PEP裝置
是自管理式便攜裝置，
目前可獲得的被動的振蕩PEP治療裝置的一個實例是Flutter⑧粘
液清除裝置(可從Birmingham, AL的Axcan Scandipharm Inc.處獲
得)。總的來說，該Flutter裝置是管形的，具有處在殼體的"碗部
(bowl)"部分中的鋼球，該碗部部分被穿孔的蓋鬆散地覆蓋.該球
被置於由該裝置的殼體限定出的氣道路徑中；當病人將氣呼入該殼體
內時，則該球會暫時阻塞空氣流，因此形成了呼氣期氣道正壓.其中
設置了球的該碗部使得該球可重複地移動(例如滾動和/或跳動)或者
擺動從而對呼出的空氣流形成振蕩或振動式的阻力.儘管Flutter裝
置相對低廉同時也是可行的，但該裝置的缺點是相當敏感，病人需要
將該裝置保持在特定角度處才能獲得一致的PEP效應.其它被動的振
蕩呼氣期正壓通氣裝置，如Acapella逸振動PEP治療系統(可從英國
倫敦的Smiths Medical處獲得)和Quake⑧分泌物清除治療裝置(可
從Tucson, AZ的Thayer Medical Corp.處獲得)是已公知的替代
Flutter裝置的其它可選裝置，且據稱對於病人在使用過程中握持該裝置所處的位置並不那麼敏感.儘管這些及其它便攜的振蕩PEP治療裝
置是可行的，但仍留出了進行改進的空間，且病人仍希望獲得更加均 勻的振蕩PEP結果.
作為上迷被動的振蕩PEP裝置的另一種可選方式，還可使用持續 高頻振蕩(CHF0)醫治系統.總的來說，CHFO系統包括建立起病人呼 吸通路的手持式裝置，正壓氣體源(該氣體例如為空氣、氧等)被流 體流通地連接至所迷手持式裝置，所述壓力源和/或所述裝置進一步包 括使得氣體間歇性地流入病人呼吸通路內且因此實現了病人肺部的叩 擊式通風的適當機構(例如，除手持式裝置以外，被設置作為驅動器 單元的一部分的控制閥)。對於這種方案而言，病人通過接口器進行 呼吸，該接口器提供了高流動性的出現"微迸發(mini-bursts)"現 象的氣體.在這些叩擊迸發期間，始終保持了高於環境壓力的持續氣 道壓力，同時脈動的叩擊空氣流還周期性地提高了氣道壓力.病人或 護理者可通過特定系統對每個叩擊循環進行編程，且可既在呼吸循環 的整個吸氣階段又在呼吸循環的呼氣階段中使用該叩擊循環.
CHFO裝置的實例包括IPV 通氣器裝置(來自Sandpoint， ID的 PercussionAire Corp.)和PercussiveNeb 系統(來自Sacramento, CA 的Vortran Medical Technologyl， Inc.).這些和其它相似的"主 動(active)"系統易於不僅提供CHFO醫治，也可提供其它被動的空 氣流運行模式(例如持續氣道正壓通氣(CPAP)).然而，這需要提 供正壓源，這使得可用的主動治療呼吸系統並不易於攜帶，且相對較 為昂貴(尤其是與上述被動振蕩PEP裝置相比更是如此).因而，通 常情況下，只有在護理者所在的機構中才便於使用主動呼吸醫治系統， 而病人則無法在家繼續進行呼吸治療。取而代之的是，還必須設置獨 立的裝置，例如上迷便攜的被動振蕩PEP裝置.此外， 一些常規的主 動呼吸治療系統的手持部分必須被連接至適當的驅動器單元，該驅動 器單元進一步進行編程以使所需流體流到達病人(例如CHFO、CPAP等)， 即， 一些主動系統的手持部分並不是自運轉式的，而是要依賴於驅動 器單元才能應用.任何試圖解決目前可用的那些主動呼吸治療裝置所 存在的這些和其它限制的努力都會受到廣泛地歡迎.這種限制代表了 所述裝置明顯存在的缺點.
考慮到上面的情況，目前仍需要這樣的呼吸裝置，該裝置能夠僅利用病人的呼吸就提供振蕩PEP治療，且在被連接至正壓源時能夠提 供CHF0治療(且可選地提供其它治療如CPAP).此外，還需要經過改 進的被動振蕩PBP治療裝置或主動呼吸治療裝置.

發明內容
根據本發明的披露內容的原理的一些方面涉及一種裝置，所述裝 置用於在病人的呼吸循環過程的至少一部分過程期間提供呼吸治療， 所述呼吸循環包括吸氣階段和呼氣階段.所述裝置包括殼體和斷流閥 (interrupter valve)組件.所述殼體包括病人用入口、排放出口 、 室和加壓流體供應入口.所述室被流體流通地(fluidly)設置在所述 病人用入口與所述排放出口之間，所述斷流閥組件與所述殼體相關聯 且包括將所述病人用入口與所述室流體流通地連接起來的控制埠 . 進一步地，所述斷流閥組件包括閥體，所述閥體適於選擇性地阻塞通 過所述控制埠的流體流.在這種情況下，所述裝置適於以第一被動 模式和第二主動模式運行.在所述被動模式下，不會出現向所述供應 入口流動的正壓空氣流。所述斷流閥組件與病人呼出的空氣相互作用 以便至少在所述呼氣階段形成振蕩呼氣期正壓通氣效應.相反地，在 所述主動模式下，則會出現向所述流體供應入口流動的正壓流體流且 所述斷流閥組件與該流體流相互作用從而產生持續高頻振蕩效應.因 而，對於這種構型而言，所述呼吸裝置可用作被動的振蕩PEP裝置， 這使得病人可實際上在任何位置處使用該被動的振蕩PBP裝置.此外， 當被連接至正壓氣體源時，所述呼吸治療裝置提供了主動治療.在一 些實施例中，所述斷流閥組件包括與反式羅茨鼓風機(reverse roots blower)類似的驅動機構，所述驅動機構使用強力通風(例如使用病 人呼出的空氣流或者使用來自獨立正壓氣體源的空氣流)而導致羅茨 鼓風機葉片(lobe)產生旋轉，這進一步導致所述閥體周期性地打開 和關閉所述控制埠.在其它實施例中，所述裝置可提供或促進一種 或多種附加的治療，如持續PEP、 CPAP、傳輸霧狀藥物等，
根據本發明的披露內容的其它方面涉及一種在病人的呼吸循環過 程的至少一部分過程期間為病人提供呼吸治療的方法，所述呼吸循環 包括吸氣階段和呼氣階段。所述方法包括提供一種包括殼體和斷流閥 組件的呼吸治療裝置，所述殼體包括病人用入口、排放出口和加壓流
10體供應入口 ，所述斷流閥組件適於選擇性地中斷通往所述病人用入口 或來自所述病人用入口的流體流。加壓流體源被流體流通地聯接至所 述流體供應入口。當所述治療裝置在主動模式下運行時，該裝置向病 人施用持續高頻振蕩醫治。從所述加壓流體源流向所述流體供應入口
的流體流被中斷.隨後提示(prompt)病人使用所述治療裝置重複性 地進行病人呼吸循環.就這方面而言，所述治療裝置在被動模式下運 行時向病人施用振蕩呼氣期正壓通氣醫治.在一些實施例中，所述被 動運行模式的特徵在於，振蕩呼氣期正壓醫治程度與病人所做出的呼 吸努力程度成函數關係，而所述主動運行模式的特徵在於，持續高頻 振蕩醫治的程度與病人所做出的呼吸努力程度無關。在另外的其它實 施例中，所述方法進一步包括藉助於該裝置向病人施用一種或多種附 加的治療，所述治療例如為CPAP、持續PEP、傳輸霧狀藥物等。


圖1是示出了根據本發明的披露內容的原理的呼吸治療裝置的框
圖2是根據本發明的披露內容的原理的呼吸治療裝置的分解透視
圖3A是圖2所示裝置的殼體部分的透視圖； 圖3B是圖3A所示殼體的底視圖4A是沿病人用供應入口截取的圖3A所示殼體的縱向剖視圖； 圖4B是圖3A所示殼體的前部部分的後部透視圖； 圖4C是沿驅動供應入口截取的圖3A所示殼體的縱向剖視圖； 圖5A是圖2所示裝置的驅動機構部分的分解透視圖； 圖5B是最終組裝好後的圖5A所示驅動機構的透視圖； 圖6A是示出了圖2所示裝置的部分組裝過程的透視圖； 圖6B是沿病人用供應入口截取的最終組裝好的圖2所示裝置的縱 向剖視圖7A和圖7B示出了處於被動模式下的圖2所示裝置的使用情況； 圖8A-圖8C示出了處於主動模式下的圖2所示裝置的使用情況； 圖9是根據本發明的原理的另一種可選的呼吸治療裝置的分解透 視圖IO是圖9所示裝置的後部殼體部分的前部平面圖；圖ll是最終組裝好的圖9所示裝置的一部分的剖切透視圖； 圖12是示出了圖9所示裝置的組裝過程的分解透視圖； 圖13A是圖9所示裝置的透視圖； 圖13B是圖9所示裝置的縱向透視圖l"和圖14B示出了圖9所示裝置的使用情況，其中空氣流從 病人用入口流向室；
圖15A和圖15B示出了圖9所示裝置的使用情況，其中從病人用 入口流向室的空氣流被阻塞；
圖16是根據本發明的披露內容的原理的另一種可選的呼吸治療裝 置的簡化側視圖17是根據本發明的披露內容的原理的另一示例性呼吸治療裝置 的分解透視圖18A是圖17所示裝置的縱向剖視圖18B是圖18A所示裝置的一部分的放大視圖19A和圖19B示出了圖17所示裝置的使用情況；
圖20示意性地示出了可與圖17所示裝置一起使用的斷流閥組件；
圖21A和圖21B是可與圖17所示裝置一起使用的另一種可選的斷 流閥組件的簡化示意圖22是根據本發明的披露內容的原理的另一示例性呼吸治療裝置 的縱向剖視圖23A是根據本發明的披露內容的原理的另一示例性呼吸治療裝
置的分解透視圖23B是最終組裝好的圖23A所示裝置的剖切透視圖24是圖23A所示裝置的孔口組件部分的放大透視圖25是可與圖23A所示裝置一起使用的控制電路的示意性電路
圖26A和圖26B示出了最終組裝好的圖23A所示的裝置； 圖27A和圖27B示出了圖23A所示裝置的使用情況；和 圖28是根據本發明的披露內容的原理的另一典型呼吸治療裝置的 縱向剖視圖。
具體實施例方式
總的來說，本發明所披露的方面涉及呼吸治療裝置和相關的使用方法，所述裝置1)能夠在主動模式下運行(例如CHF0)或在被動模 式下運行(例如振蕩PEP);或2)與僅被動的振蕩PEP裝置相比做出 了改進；或3)與僅主動的裝置(CHF0和/或CPAP)相比做出了改進. 正如本說明書中所使用地，"主動(active)"治療裝置指的是需要 獨立的正壓流體源來實現指定呼吸治療的裝置，而"被動(passive)" 治療裝置指的是在該裝置本身中提供指定呼吸治療並且本身就可提供 這種指定呼吸治療的裝置(即，不需要設置獨立的正壓流體源).因 此，"僅主動(active-only)"的治療裝置指的是必須被連接至獨立 的正壓流體源的裝置.相反地，"僅被動(passive-only)"的治療 裝置指的是並未被構造以便接收來自獨立流體源的加壓流體的那種裝 置.在給出了這些定義的情況下，與本發明的披露內容相關的其中一 些實施例具有適用於僅被動的振蕩PEP應用的基本構造，同時也具有 變型的基本構造，該變型的基本構造促進了該裝置在用作振蕩PEP治 療裝置或者當被流體流通地(fluidly)連接至加壓流體源時用作CHF0 治療裝置方面的用途.在另外的其它實施例中，該基本構造可由"僅 主動(active only)"的治療裝置使用，該治療裝置在被連接至正壓 流體源時提供CHFO治療(且在一些實施例中，提供其它呼吸治療如 CPAP).對於這些實施例中的任何實施例而言，可包括可選的特徵以 便促進噴霧化藥物的傳輸.
在形成了上述基本認識的情況下，圖l是示出了根據本發明的披 露內容的一些方面的呼吸治療裝置30的特徵的框圖.總的來說，該呼 吸治療裝置30適於在被動模式(例如振蕩PEP)和主動模式(例如CHFO 且可選地CPAP)下運行，且總體上包括殼體32和斷流閥組件34.該 殼體32形成或保持著病人用入口 36、至少一個室38、排放出口 40和 至少一個加壓流體供應入口 42。斷流閥組件34包括至少一個控制埠 44和閥體46。該一個或多個控制埠 44將病人用入口 36與室38流 體流通地連接起來，而閥體46則適於選擇性地阻塞或中斷通過該一個 或多個控制埠 44的流體流.下文會提供各個部件的細節.然而，總 的來說，通過控制或操縱閥體46以便選擇性地阻塞(部分或全部阻塞) 該一個或多個控制埠 44，該斷流閥組件34可改變通往病人用入口 36和/或來自病人用入口的空氣流/壓力特徵，例如，在供應入口 42 未被連接至獨立的加壓流體源48的情況下，當病人(未示出)將氣呼 入病人用入口 36內時，該斷流閥組件34進行運轉從而周期性地至少
13部分地關閉該一個或多個控制埠 44，由此在病人用入口 36中形成對 空氣流的阻力或形成反壓.該周期性的反壓進一步提供了振蕩PEP治 療，此外，當供應入口 42被流體流通地連接至加壓流體源48時，斷 流閥組件34進行運轉從而周期性地至少部分地中斷從供應入口 42流 向病人用入口 36的流體流，這種向著病人提供的中斷式的壓力供應被 用作CHF0治療，正如下文所述，裝置30可選地可包括這樣的特徵， 所迷特徵使得在提供CPAP治療的過程中(單獨提供CPAP治療或者還 同時提供CHFO治療)，與向供應入口 42供應加壓流體相結合地使整 個斷流閥組件34或者該組件的一部分選擇性地停止運轉.
就上面的情況而言，呼吸治療裝置30既提供了主動運行模式又提 供了被動運行模式，這使得病人(未示出)可實際上在任何位置處接 受由裝置30提供的振蕩PBP醫治，並且當病人處於可使用加壓流體源 38的位置處時，還可通過該裝置提供CHFO醫治(且可選地提供其它主 動醫治如CPAP).該呼吸治療裝置30可進一步被構造以便促進實施附 加的呼吸治療(therapy treatment)，例如傳輸霧狀藥物(這例如是 經由噴霧器50實現的).噴霧器50可被連接至由殼體32提供的埠 (未示出)，或者可包括適當的連接件(例如T形連接器或線路)， 該連接件在需要時被流體流通地連接至殼體32 (例如連接至病人用入 口 36).最後，儘管圖中示出了與殼體32隔開的加壓流體源48，但 在其它實施例中，該加壓流體源48可被附接到殼體32上或者由該殼 體承栽(例如，將加壓罐安裝到殼體32上)。
在理解了上述內容的情況下，呼吸治療裝置30可呈現出多種形式， 該裝置能夠以被動模式運行(例如振蕩PEP治療)且能夠以主動模式 運行(例如CHFO治療).圖2示出了提供了這些特徵的呼吸治療裝置 60的一個實施例。該治療裝置60總體上包括殼體62 (總體上的附圖 標記)和斷流閥組件64 (總體上的附圖標記).殼體62包括前部部分 66、後部部分68和端板69。前部部分66限定出病人用入口 70，而後 部部分68限定出第一室72、第二室(在圖2所示的視圖中是不可見的)、 排放出口 (在圖2中不可見)和一個或多個供應入口 74.斷流閥組件 64包括形成了一個或多個控制埠 78 (例如控制埠 78a、 78b)的板 76、閥體80和驅動機構82.下文會提供各個部件的細節。然而，總的 來說，驅動機構82被保持在殼體62的第二室內且被組裝到閥體80上 以便導致其進行旋轉，閥體80進一步位於緊鄰控制埠 78的位置處，從而使得閥體80的旋轉可導致控制埠 78相對於第一室71和病人用 入口 70被選擇性地打開和關閉(例如被部分或完全地阻塞).最後， 一個或多個供應入口 74被流體流通地連接至殼體62內的分配點.在 使用過程中，且在被動運行模式下，治療裝置60藉助於驅動機構82 的運轉產生振蕩PEP,所述驅動機構的運轉是響應於病人在呼吸過程中 的呼氣而實施的.此外，治療裝置60提供了主動運行模式，在該模式 下，斷流閥組件64導致在對來自一個或多個供應入口 74的正壓流體 流進行作用的過程中將CHFO流體流傳輸至病人用入口 70。就這方面而 言，可設置控制器件84 (總體上的附圖標記)，該器件促進了治療裝 置60在所需模式下的運行，
圖3A和圖3B更詳細地示出了最終組裝好的殼體62.殼體62通常 被製成一定尺寸和形狀以便於病人握持，且前部部分66形成了接口器 86，該接口器被製成一定尺寸以便放在病人嘴裡且病人的呼吸循環通 過該接口器與病人用入口 70發生相互作用.接口器86可與殼體62的 一個或多個其它部件一體成形，或者可獨立成形並隨後被組裝到該殼 體上，
除供應入口 74以外，殼體62還可形成或限定出其它的流體流特 徵，例如，且如圖3A最佳示出地，後部部分68形成了作為控制組件 84的一部分的狹槽90 (圖2 )。正如下文所述，控制組件84可呈現出 多種形式，但在一些實施例中，該控制組件包括相對於該狹槽90被可 滑動地設置的本體。然而，在其它可選的構造中，可並不設置該狹槽 90.
相對於圖3A所示的頂部透視圖而言，殼體62可進一步形成笫一 釋放埠布置92和第二釋放埠布置94。如固3B的底部透視圖所示， 還可設置第三釋放埠布置96.最後，如圖2最佳示出地，笫四幹放 埠布置98被設置在殼體62的內部內.下文會結合釋放埠布置 92-98對治療裝置60的運行進行更加詳細地描述.然而，總的來說， 釋放埠布置92-98分別包括一個或多個孔99,且適於對閥結構(未 示出)進行保持，所述閥結構例如為單向傘形閥(umbrella valve)， 所述閥結構使得流體僅可沿單個方向流入或流出相應埠布置92-98 的一個或多個孔99,因此，釋放埠布置92-98可呈現出不同於圖中 所示構型的多種構型.相似地，可設置附加的釋放埠布置，且在其 它實施例中，可去掉該釋放埠布置92-98中的一個或多個布置.參見圖2，在一些實施例中，由殼體62承栽或由該殼體形成的供 應入口 74包括第一病人用供應入口 74a和笫二病人用供應入口以及驅 動供應入口 74c.病人用供應入口 74a、 74b被分別流體流通地連接至 第一噴嘴100a和笫二噴嘴100b，所述第一噴嘴和第二噴嘴分別被定位 以便將流體流引向控制埠 78a、 78b(所述控制埠由板76形成)中 相應的一個埠。下面對噴嘴100a、 100b和控制埠 78a、 78b相對 於殼體62的內部特徵的關係進行描述.然而，在開始描述之前，應該 理解儘管圖中示出且文中描述了兩個控制埠 78a、 78b，但在其它 實施例中，設置一個或三個(或者更多個)控制埠也是可接受的. 相似地，並不需要為控制埠 78a、 78b中的每個埠都設置噴嘴/病 人用供應入口 (例如，可去掉病人用供應入口 74b/噴嘴100b)，或者 可將兩個或更多個供應入口/噴嘴引向控制埠 78中的單個控制埠. 更進一步地，可使兩個或多個供應入口 74與單個噴嘴100流體流通地 相關.
在理解了上述內容的情況下，圖4A是沿第一病人用供應入口 7" 截取的最終組裝好的殼體62的縱向剖視圖.前部部分66、後部部分 68和端板69大體上按如圖所示的方式彼此組裝.由此，圖4A的視圖 進一步示出了相對於殼體62處在打開位置處的控制器件84，且從該圖 中反映出來板76可以是殼體62的一體部件.無論怎樣，如圖"所 示，殼體62限定出第一室72以及第二室101和排放室102.笫一室 72至少部分地由板76和中隔壁104限定出來，且板76使病人用入口 70與第一室72就流體流通方面而言(fluidly)彼此分開。就這方面 而言，病人用入口 70經由控制埠 78 (應該理解在圖4A中僅有第 一控制埠 78a是可見的)被流體流通地連接至第一室72,第一室72 通過中隔壁104與笫二室101分開，且通過通路106提供室72與室101 之間的流體連通，正如下文更詳細地描述地那樣，可藉助於控制器件 84的運行而就流體流通方面而言關閉該通路106,無論怎樣，第二室 101經由出口孔108被流體流通地連接至排放室102,第一室72也經 由第四釋放埠布置98被流體流通地連接至排放室102。由此，從圖 4A中反映出來單向閥結構110與笫四釋放埠 98相關聯且被構造以 使得僅可發生從笫一室72向排放室102的流體流動.最後，排放室102 終止於排放出口 112處，該排放出口通往環境.
在理解了上述內容的情況下，第一噴嘴100a被定位在笫一室72內，且包括或限定出入口端114和出口端116.入口端114被流體流通 地連接至笫一病人用供應入口 7h，從而使得流動通過第一病人用供應 入口 74a的流體流被引向出口端116。出口端116進一步與第一控制端 口 78a對齊，以便將流體流從笫一噴嘴100a引向第一控制埠 78a. 在一些實施例中，笫一噴嘴100a的直徑從入口端114向著噴嘴端116 漸細，從而使得形成了從第一病人用供應入口 74a向第一控制埠 78a 流動的射流狀流體流。就這方面而言，可經由笫二釋放埠布置94使 環境空氣被夾帶在來自噴嘴100a(以及噴嘴100b)的流體流內。圖4A 所示的單向閥結構118被施加到幹放埠布置94上且該單向閥結構決 定了環境空氣可僅進入第一室72(且因此進入噴嘴100的流體流)內. 儘管圖中並未示出，但閥結構118的運轉可進一步受到控制機構的控 制，該控制機構的作用在於將閥結構118選擇性地保持在關閉狀態下 (例如在下文所述的被動運行模式期間將該閥保持在關閉狀態下)， 在其它實施例中，可以不同方式提供被夾帶在笫一室72內的環境空氣 流(例如，並不包括釋放埠布置84),或者可不提供這種環境空氣 流'
無論環境空氣是否被引入第一室72內，在出口端116與板76(且 因此與第 一控制埠 78a )之間都形成了間隙12(K總體上的附圖標記). 正如下文更詳細地描述地那樣，間隙120被設置成一定尺寸以便有利 於閥體80的組裝和移動(圖2).儘管圖中未示出，但第二病人用供 應入口 74b/第二噴嘴100b (圖2 )具有相似的構造和相似的與板76/ 第二控制埠 78b的相對關係.因此，且如圖々B最佳示出地，第一病 人用供應入口 74a/噴嘴100a將正壓流體從獨立的流體源引向第一控 制埠 78a,且第二病人用供應入口 74b/噴嘴100b將正壓流體引向第 二控制埠 78b.
驅動供應入口 74c (圖2)以相似方式被流體流通地連接至殼體62 的內部，特別地，驅動供應入口 74c被流體流通地連接至第二室101， 如圖4C所示.正如下文更詳細地描述地那樣，驅動機構82的一部分 (圖2)被保持在第二室101內，且來自驅動供應入口 7化的流體流用 來在主動運行模式期間對驅動機構82進行致動或驅動.
返回圖2,斷流閥組件64同樣包括由驅動機構82驅動的閥體80. 在一些實施例中，閥體80具有推進器狀構造，且包括底部l30、第一 閥板部段132和第二閥板部段1W.底部130被構造以便組裝到驅動機構82的相應部分上，下文將會對此進行描述。板部段132、 134以徑 向方式從底部130延伸出來，且分別具有與控制埠 78a、 78b中相應 的一個控制埠的尺寸和形狀相稱的尺寸和形狀。例如，閥板部段132、 134的尺寸和/或形狀與控制埠 78a、 78b的尺寸和/或形狀可以是相 同的、可以比控制埠的尺寸和/或形狀略小或者可以比控制埠的尺 寸和/或形狀略大.進一步地，在一些實施例中，板部段132、 134相 對於底部130所處的周向位置與控制埠 78a、 78b的位置是對應的， 從而使得當底部130位於控制埠 132與134之間的中心位置處時， 控制埠 78a、 78b可同時被板部段132、 134阻塞，因此，對於圖2 所示的一個實施例而言，控制埠 78a、 78b以對稱方式相對，且閥板 部段132、 134具有相似的取向。另一種可選方式是，閥板部段132、 134的位置可相對於控制埠 78a、 78b的位置在空間上產生偏移；對 於該可選構造而言，控制埠 78a、 78b在岡體80的移動過程中並未 被同時阻塞.
儘管如圖所示的閥體80包括兩個閥板部段132、 134,但任何其它 數量，無論更多還是更少數量，的閥板也都是可接受的，且該一個或 多個板部段132、 134的設置數量並不一定等於控制埠 78的數量. 例如，在其它實施例中，閥體80被構造且被定位以便僅與其中一個控 制埠 78流體流通地形成界面，下文將會對此進行描述。更進一步地， 該閥體80可具有不同於圖中所示推進器狀構造的構型，無論怎樣，在 一些實施例中，閥體80被構造以使得所有的一個或多個控制埠 78 可同時被閥體80阻塞(例如被完全堵塞或並不完全地被堵塞).
圖5A更加詳細地示出了驅動機構82.在一些實施例中，驅動機構 82與反式羅茨鼓風機裝置類似且包括第一葉片組件140和第二葉片組 件142以及笫一齒輪144和第二齒輪146。葉片組件l40、 l"可以是 相同的，且第一葉片組件140包括葉片本體150和軸152.葉片本體 150包括三個縱向的葉片突部154，所述葉片突部中的相鄰葉片突部之 間通過谷部156分開.儘管圖5A中示出了三個葉片突部154/谷部156， 但任何其它數量也是可接受的；然而，優選設置至少兩個葉片突部154/ 谷部156.無論怎樣，在一些實施例中，軸152被共軸地安裝在葉片本 體150內，從笫一端158延伸至第二端160,笫一端158被製成一定尺 寸以便組裝到閥體底部130上(圖2),而第二端160被製成一定尺寸 以便組裝到第一齒輪144上，本發明還預想了其它構造，例如一體成型或成形的兩個或更多個葉片本體150、軸154和/或齒輪140.第二 葉片組件142具有相似的構造，且總體上包括由軸164共軸地保持的 葉片本體162，所述軸進一步被製成一定尺寸以便組裝到第二齒輪146 上和/或被成形為笫二齒輪146的一部分.
如圖5B所示，葉片本體150、 162被構造以便進行嚙合式接合(例 如，第二葉片本體162的其中一個葉片突部154被安置在笫一葉片本 體160的其中一個谷部156內)，笫一齒輪144和第二齒輪146也同 如此(應該理解在最終組裝好之後，在葉片本體150與162之間以 及齒輪144與146之間同時實現了嚙合式接合)。因而，對於這種構 造而言，葉片組件140、 142—前一後地但沿相對方向進行旋轉(例如， 相對於圖5B所示的取向來說，第一葉片本體150的順時針旋轉被轉化 為第二葉片本體162的逆時針旋轉)。軸152、 164被分別附固到相應 的葉片本體150、 162上，從而使得葉片本體150、 162的旋轉經由軸 152、 164被分別直接轉移到齒輪144、 146上.因此，齒輪144、 146 用來在葉片本體150、 162之間保持所需的相互嚙合關係.對於驅動機 構82的反式羅茨鼓風機構型而言，只需要相對較小的力(例如通過流 體流)就能夠啟動並保持葉片組件140、 142以所需旋轉速度移動.在 其它實施例中，可增加葉片突部154的數量，以使葉片本體150、 162 象齒輪那樣地成為界面，從而使得可去掉齒輪144、 146.無論怎樣， 在最終組裝好之後，第 一葉片組件140的旋轉被轉化成閥體8 0的旋轉.
圖6A部分地示出了將斷流閥組件64組裝到殼體62上的情況.特 別地，閥體80藉助於軸152被保持在與噴嘴100a、 100b緊鄰的位置 處，所述軸延伸進入笫一室72內.第二葉片組件142的軸164 (圖6A 中大體上示出了該組件，其更詳細的細節參見圖5A)也延伸進入第一 室72內且在該笫一室處受到支承(應該理解軸152、 164中的每根 軸的相對端也例如在端板69處或者由該端板支承(圖2 )),如圖6B 所示，該圖為穿過第一病人用供應入口 74a的縱向剖視圖，笫一葉片 本體150被保持在第二室101內，第二葉片本體162也是如此(圖6B 中無法看到所述第二葉片本體)，軸152保持著閥體80,從而使得閥 板部段132、 134(應該理解第二閥板部段134在圖6B中是不可見的) 位於處在第一噴嘴100a的出口端116與板76之間的間隙(以及處在 第二噴嘴100b與板76之間的間隙，該第二噴嘴在圖6B中是不可見的) 120中，隨著閥體80的旋轉(所迷旋轉是藉助於驅動機構82實現的)，閥板部段132、 134使控制埠 78相對於笫一室72被重複性地阻塞和 "打開(open)",換句話說，該斷流閥組件64 (如圖6B大體上示出 地)進行運轉從而周期性地中止或周期性地大體上中止病人用入口 68 與第一室72之間的流體流，如下文所述.儘管文中所述的閥體80被 組裝到第一軸152上，但在其它實施例中，第二軸164使岡體80旋轉. 在其它實施例中，軸152、 164中的每個軸都可保持閥體.
在理解了上述內容的情況下，驅動機構82可以兩種方式中的一種 方式進行受力移動，所述受力移動進一步地與裝置60以被動模式運行 (例如振蕩PEP)還是動模式運行(例如CHF0)成函數關係。例 如，在被動模式下，呼吸治療裝置60，且特別是驅動機構82,僅依靠 病人呼出的空氣或呼氣進行運轉。就這方面而言，且參見圖2和圖6B， 在被動模式下，控制器件84被定位以使得通路106是打開的且將笫一 室72與笫二室101流體流通地連接起來.在一些實施例中，控制器件 84包括突片166，所述突片被可滑動地定位在狹槽90內；在圖2和圖 6B所示的"打開(open)"狀態下，突片166從狹槽90中被縮回.控 制器件84可呈現出許多種同樣能夠選擇性地打開或關閉通路106的其 它形式。供應入口 74a-74c就流體流通方面而言被關閉或者就流體流 通方面而言與任何外部正壓流體源隔離開來(例如，圖1所示的加壓 流體源48與呼吸治療裝置60脫開連接；來自加壓流體源48的流體流 從供應入口產生轉向；等等其它情況).為此目的，在一些實施例中， 供應入口 74a-74c可從外面被關閉(例如通過蓋組件(未示出)).
對於具有上述構造的治療裝置60而言，被動運行模式可使得接口 器86 (或者被附接到接口器86上的其它病人接界部件(未示出))被 插入病人嘴裡，且病人受到提示而通過治療裝置"進行呼吸.在病人 的呼吸循環的吸氣階段期間，環境空氣易於經由第三釋放埠布置96 (該第三釋放埠布置包括單向閥結構170 (圖6B)，該單向閥結構 控制通過其中的空氣流)被吸入殼體62內.因此，病人可易於毫不費 力地吸入空氣。
在呼氣階段期間，被呼出的空氣流從病人/接口器86被引導通過 病人用入口 68且被引向板76.當控制埠 78並未被閥體80 (且特別 是被閥板部段132、 134)完全阻塞時，被呼出的空氣可經由控制埠 78而流體流通地從病人用入口 68經過而到達第一室72或者從該病人 用入口流至該第一室，圖7A示出了這種關係的一個實例，由此閥體80已經進行了旋轉從而使得板部段132、 134與控制埠 78a (以及控制 埠 78b(該控制埠在圖7A中是不可見的))是"分離開的(away)". 因此，#_呼出的空氣流動通過控制埠 78並流入第一室72內(如閨 7A中的箭頭所示)，
當進入第一室72內的空氣流處在比與第四釋放埠布置98相關 聯的閥結構172的打開壓力更低的壓力下時，釋放埠布置98的孔99 就流體流通方面而言保持關閉狀態，且通過第一室72的所有空氣流都 經由通路106流入笫二室101內(如圖7A的箭頭所示)，相反，當第 一室72內的壓力高於與閥結構172相關聯的旁通壓力時，閥結構172 會"打開(open)"從而允許第一室72內的空氣流的一部分流入排放 室102內.通過這種方式，第二室101上的壓力降保持大約等於與閥 結構172相關聯的打開壓力.另一種可選方式是，也可使用其它閥配 置和/或流維數(flow dimensions)。
(經由通路106)從第一室72進入笫二室101內的空氣流被用來 驅動該驅動機構82,特別是，笫二室101內的空氣流作用在葉片組件 140、 142上(葉片組件142在圖7A中是不可見的)，從而導致所述葉 片組件作為旋轉正壓鼓風機而進行運轉.總的來說，且附加地參考圖 5B，通過第二室101的空氣流導致葉片本體150、 162進行旋轉，且空 氣流流動通過葉片本體150、 162或者在所述葉片本體之間流動，且隨 後到達出口孔108.就這方面而言，葉片組件140、 142作為羅茨鼓風 機進行運轉，從而在第二室101上形成了壓力降.如圖7B所示，當控 制埠 78被閥板部段132、 134周期性地"覆蓋(cover)"時，通過 控制埠 78的空氣流受到了限制，從而使得對流體形成了阻力，或者 使得在病人用入口 68內形成了反壓.該對流體的阻力/形成的反壓是 周期性地出現的(即，當閥板部段132、 134旋轉遠離控制埠 78時， 病人用入口 68內的反壓通過控制埠 78得到了釋放).結果使得形 成了所需的振蕩PBP效應.應該注意即使通過通路106的空氣流由 於慣性作用而被周期性地中斷，但葉片組件140、 142仍會繼續旋轉. 類似地，葉片組件140、 142可被構造以便用作飛輪，由此降低了對於 控制埠 78的打開時間的敏感度.
在一些實施例中，驅動機構82的尺寸特徵與閥體80和該一個或 多個控制埠 78是相互關聯的，從而使得在100 Pa的壓力下的10 lpm 的流速下，閥體80每秒在控制埠 78處產生了約15個脈衝，且壓力脈衝處在約3， OOOPa的壓力下.在高於IO lpm的流速下，閥結構172 將會打開且可進行擺動以便保持驅動機構82的入口壓力.第四釋放端 口布置98可被構造以便在100 Pa的壓力下以達到20 lpm的流速流動 (例如，當閥結構172 "打開(open)"時)，以便將反壓和速度保持 在10 lpm到30 lpm範圍內的大約一致的水平上.然而，另 一種可選 方式是，治療裝置60可被構造以便呈現出其它運行特性.
參見圖2和圖8A，在主動運行模式下，控制器件84進行運轉從而 就流體流通方面而言"關閉(close)"該通路106 (例如，突片166 被完全插入狹槽90內)。進一步地，入口 74a-74c被流體流通地連接 至加壓流體源48 (圖1).例如，在一些實施例中，可使用流轉向組 件(未示出)以便將單個加壓流體源(例如正壓氣體源，所述氣體例 如為空氣、氧等)流體流通地連接至供應入口 74a-74c中的每個供應 入口；另一種可選方式是，可設置兩個或更多個流體源.無論怎樣， 空氣、氧或其它空氣受力或被引導而進入供應入口 74a-74c內。特定 地參見圖8A，流入第一病人用供應入口 74a內的流體流由箭頭A表示 且通過噴嘴100a被引向控制埠 78a.正如前文所述，環境空氣經由 第二釋放埠布置94被夾帶在由噴嘴100a產生的流中，在閥體80， 且特別是閥板部段132、134,並未阻塞控制埠 78a(相對於噴嘴100a) 的情況下，空氣流繼續通過控制埠 78a並進入病人用入口 68內.盡 管在圖8A的視圖中無法看到，但在第二病人用供應入口 7W/笫二噴嘴 100b與第二控制埠 78a之間建立了相似的關係.
相反，且如圖8B所示，當控制埠 78a和控制埠 78b (圖8B 中不可見)被閥板部段132、 134阻塞或"關閉(close)"時，從噴 嘴100a、 100b通往病人用入口 68的空氣流被有效地中止(應該理解 在圖8B的視圖中，僅有笫一病人用供應入口 74a/噴嘴100a、笫一控 制埠 78a和第一閥板部段132是可見的).同樣地，驅動機構82進 行運轉以使閥體80相對於控制埠 78a、 78b連續旋轉，以使得從供 應入口 74通往病人用入口 68的正壓空氣流被"斬斷(chopped)"或 產生振蕩，從而在病人的呼吸循環(該循環至少包括病人的吸氣階段) 期間進行CHFO醫治.
為了更好地確保朝向病人用入口 68 (且因此朝向 人)形成正壓 空氣流，控制器件84關閉了通路106，從此使得第一室72內的所有空 氣都受力通過該控制埠 78.就這方面而言，如圖8c所示，流動通過驅動供應入口 74c的流體流作用在驅動機構82上，且特別是作用在葉 片組件140、 142上，並驅動所述驅動機構，且特別是驅動所述葉片組 件。特別是，來自加壓流體源48 (圖1)的受力流體流經由驅動供應 入口 74c進入第二室101內且作用在葉片本體150、 162上，正如前文 所述。換句話說，治療裝置60在主動模式下的運行與病人的呼吸無關。 進一步地，在病人的呼吸循環的呼氣階段期間，從噴嘴100a、 100b向 著病人用入口 70持續地產生著脈沖氣體流，從而形成了振蕩PEP效應. 由此，為了將發生呼吸累積(stacked breath)的可能性降至最低程 度，病人呼出的空氣可經由第一釋放埠布置92而從病人用入口 70 中被排放出來.例如，單向閥結構174可被組裝到釋放埠布置92上， 該單向閥結構(以主動模式)進行運轉從而使得空氣流僅可從病人用 入口 70通過該釋放埠布置92向外流動，因此使得在控制閥78a、78b 被堵塞的堵塞期間病人仍可自由地呼氣.還可進一步設置附加的控制 機構(未示出)，當裝置60以上述被動模式運行時(即，病人呼出的 所有空氣都通過控制埠 78a、 78b)，該控制機構就流體流通方面而 言"關閉(close) " 了釋放埠布置92/閥結構174,另一種可選方 式是，裝置60可包括有利於從病人用入口 70中排放出呼出空氣的其 它特徵(未示出)，和/或可去掉第一釋放埠布置92.類似地，在主 動模式下，笫三釋放埠布置96/閥結構170可被永久"關閉(close)", 從而經由控制埠 78a、 78b提供所有的吸入空氣流。
儘管上述裝置60藉助於來自兩個病人用入口 7"和7僕的基本上 相同的流體流來提供CHFO治療，但在其它實施例中，裝置60可被構 造以使得使用者能夠選擇或改變CHFO的程度.例如，可設置一種機構 (未示出)，該機構使得流體不從供應入口 74a或74b中的一個供應 入口流出(當需要更低的CHFO程度時)並持續地"堵塞(block)" 相應的控制埠 78a或78b(例如，供應入口 74a或74b可就流體流通 方面而言與壓力源脫開聯接，且關閉器件(未示出)相對於相應的控 制埠 78a或78b而被致動).更進一步地，該裝置60可產生變型以 便包括三個供應入口/噴嘴74/100且包括三個供應埠 78,且供應入 口/噴嘴74/100中相應的供應入口/噴嘴被選擇性地啟動/制動且相應 的控制埠 78被選擇性地堵塞以便提供三種CHFO程度.另一種可選 方式是，這三個供應入口 74可併入單個噴嘴100內，這同樣使得使用 者可通過"啟動(activate)"所需數量的供應入口 74而選擇所需的c訓程度，
除了上述被動模式(例如振蕩PEP)和主動模式(例如CHF0)以 外，治療裝置60可進一步被構造以便提供附加的呼吸治療形式.例如， 且返回圖1，噴霧器50 (圖1)可被流體流通地連接至病人用入口 36 (且可選地與該入口脫開連接)以便為病人提供霧狀藥物和其它醫治. 因而，對於圖2所示的典型治療裝置60而言，殼體62可形成或包括 附加的埠 (未示出)，噴霧器50被流體流通地連接至所述附加的端 口，在一些實施例中，噴霧器埠被設置在接口器86處或與所述接口 器相鄰的位置處，從而使得噴霧器流直接流向病人而不會受到斷流閥 組件64的作用.另一種可選方式是，可在端板69處形成噴霧器埠， 或者在沿殼體的介於端板69與接口器86之間的任何其它點處形成噴 霧器埠。在其它實施例中，入口埠 74a-74c中的一個或多個入口 埠可用作噴霧器埠，在另外的其它實施例中，噴霧器50可包括連 接件，所述連接件被物理地附接到接口器86上，無論怎樣，在斷流閥 組件64的運行過程中(被動模式或主動模式)，可提供噴霧狀的空氣. 另一種可選方式是，呼吸治療裝置60可被構造以使得當處在噴霧器運 行模式下時，斷流閥組件64被暫時"鎖定(locked)"，從而使得閥 體80不會旋轉且閥板部段132、 134不會阻塞控制埠 78。
另一種可選方式是或此外，治療裝置60可適於在需要時通過將加 壓流體源48 (圖1)流體流通地連接至病人用供應入口 74a、 74b中的 一個或兩個供應入口而提供CPAP治療(在醫治過程中可同時進行噴霧 化或者可不同時進行噴霧化)，同時同樣"鎖定(locking)"斷流閥 組件64.特別是，斷流閥組件64被保持在鎖定位置處，由此閥體80 不產生旋轉，且控制埠 78a、 78b沒有被閥板部段132、 14阻塞，從 而使得持續地向病人提供正壓空氣流，例如，且參見圖5A和圖8A,可 設置一個或多個機構，該機構在被致動時會使笫一驅動軸152與第一 葉片本體150脫開聯接(從而使得驅動軸152不會隨著葉片本體150 的旋轉而旋轉)，並且將閥體80保持在圖8A所示的"打開(open )" 位置處(例如，利用磁體、利用捕獲閥板部段132、 132中的一個或兩 個部段的本體、等等其它方式).類似地，裝置60可產生變型以便提 供基線壓力CPAP治療，同時可進行CHFO醫治或者可不同時進行CHFO 醫治。例如，斷流閥組件64可被構造以使得閥體80僅影響來自笫一 供應入口 74a的流體流，而來自笫二供應入口 74b的流體流則被持續地供應至病人用入口 70。對於該方案而言，第二供應入口 74b提供了 特定的基線壓力(例如5 cm的水)作為CPAP治療，而斷流閥組件64 在以如上方式產生CHFO效應的過程中作用在來自第一供應入口 74a的 流體流上.就這方面而言，斷流閥組件64可在不需要進行CHF0治療 的期間正如上文所述地被"鎖定(locked)".在又一相關實施例中， 裝置60可被構造以便提供變化的可選擇的CPAP程度，例如，可引入 一種機構(未示出)，該機構部分地限制(以持續的方式進行限制) 一個或多個噴嘴100的入口端114 (圖4A)和/或出口端116 (圖4A) 或相應的供應入口 74，使該限制達到所需程度(以此來指示提供的CPAP 的程度).另一種可選方式是，可在系統內形成首科的洩漏(例如， 可將釋放埠布置和排往環境的相應控制閥設置在病人用入口 70和/ 或第一室72中的一個部件處或者兩個部件處).更進一步地，可對病 人用入口 74中的一個或兩個入口進行選擇性地"啟動(activated)" 以便提供如上所述的CPAP治療(應該理解在通過兩個病人用入口 74 提供流體流的情況下，CPAP程度將比僅用其中一個病人用入口 74所提 供的CPAP程度更大)。
在另外的其它實施例中，該裝置可被構造以便可選地以被動模式 提供持續PEP治療.特別是，斷流閥組件64被"鎖定(locked)"在 如前所述的打開狀態，且供應入口 74與加壓流體源48 (圖1)脫開連 接。結果是，控制埠 78用作限制呼出空氣的限流器，因此形成或提 供了 PEP效應.
無論是否提供附加的運行模式，治療裝置60都提供了顯著優於以 前設計的優點，這是因為其既可在被動模式下運行又可在主動模式下 運行.例如，可在剛進行完外科手術後、在準許進入護理者所在機構 (例如醫院)的情況下、在等等其它情況下為病人提供該治療裝置60, 並且指導病人在被動模式下使用該治療裝置60.這使得病人能夠立即 開始接受振蕩PEP治療。隨後，在護理者觀察到(通過x射線、呼吸 音、血液分析等手段)需要進行更強力度的振蕩治療以便幫助進行氣 道清理和/或氣道擴張時，治療裝置60可隨後被連接至加壓源(例如 圖1所示的加壓流體源48)並被切換至主動模式.在進行了主動醫治 之後，治療學家可將治療裝置"留給病人以使得該病人可在護理者無 需在場的情況下繼續進行被動治療.換句話說，病人可實際上在遠離 護理者所在機構的任何位置處繼續使用該治療裝置60.儘管上文所述的呼吸治療裝置60既提供了被動運行模式又提供了 主動運行模式，但在根據本發明的披露內容的其它實施例中，可在僅 被動或者振蕩PEP裝置中採用相似的運行原理(該裝置會與病人的呼 吸產生相互作用)，例如，圖9示出了另一可選的示例性呼吸治療裝 置186的分解視圖.治療裝置186在許多方面與前述呼吸治療裝置60 (圖2)是相似的，且包括殼體188 (總體上的附圖標記)和斷流閥組 件190.殼體188包括前部部分192、中隔板194、後部部分196和端 板198,斷流閥組件190包括一個或多個控制埠 200a、 200b、閥體 202和驅動機構204。正如下文更詳細地描述地，驅動機構204使閥體 202響應於病人呼出的空氣流而產生旋轉從而周期性地阻塞或關閉控 制埠 200a、 200b。
殼體188的前部部分192包括漸細的接口器208，且所述前部部分 形成或限定出病人用入口 210，而後部部分196形成了第一室212。板 194將病人用入口 210與笫一室212分隔開來，且形成了一個或多個控 制埠 200a、 200b,正如前面的實施例那樣，儘管圖中示出了兩個控 制埠 200a、 200b，但任何其它更少或更多的數量也是可接受的.無 論怎樣，病人用入口 210與第一室212之間的流體流都要流經該一個 或多個控制埠 200a、 200b。
後部部分196進一步形成了笫二室220，且在一些實施例中形成了 排放室(在圖9的視圖中是不可見的).笫二室220被製成一定尺寸 以便接收下文所述的驅動機構204的相應部分，且所述第二室通過中 隔壁222與笫一室212就流體流通方面而言隔離開來。就這方面而言， 且如圖10最佳示出地，中隔壁222形成了通路224,流體流可從第一 室212(圖9)通過所述通路流向第二室220 (如圖10大體上示出地). 此外，中隔壁222限定出笫一孔眼226a和笫二孔眼226b，所述第一孔 眼和所述第二孔眼被製成一定尺寸以便接收下文所述的驅動機構204 的相應部件.最後，且返回圖9,端板198適於組裝到後部部分196 上，且用來關閉第二室220.如圖所示，端板198可形成溝槽228，所 述溝槽被製成一定尺寸以便可旋轉地保持下文所述的驅動機構204的 相應部件，
閥體202與前述閥體80 (圖2)是相似的，且在一些實施例中， 所述閥體202包括底部230、笫一閥板部段232和笫二閥板部段234. 所述閥板部段232、 234根據控制埠 200a、 200b被製成一定形狀和尺寸，從而使得當閥板部段與控制埠對齊時，閥板部段232、 234可 同時阻塞或"堵塞(block)"控制埠 200a、 200b,無論怎樣，閥板 部段232、 234從底部230沿徑向延伸，所述底部被構造以便附固到驅 動機構204的相應部件上，
驅動機構204與反式羅茨鼓風機類似，且包括第一葉片組件240 和第二葉片組件242以及第一齒輪244和第二齒輪246，葉片組件240、 242分別包括葉片本體250a、 250b，所述葉片本體被分別共軸地安裝 到軸252a、 252b上或者與所述軸一體成形.軸252a、 252b進一步被 組裝到齒輪244或246中相應的一個齒輪上或與所述齒輪一體成形， 且閥體202被安裝到笫一葉片組件240的軸252a上.在最終組裝好之 後，葉片本體250a、 250b以嚙合方式彼此界面相接，齒輪244、 246 也同樣如此。
現在開始參見圖11，呼吸治療裝置186的組裝包括將葉片本體 250a、 250b/齒輪244、 246安放在由殼體188限定出的第二室220內. 如圖所示，軸252a、252b從第二室220延伸出來並延伸進入第一室212 內。閥體202被組裝到第一葉片組件240的軸252a上(或者被組裝到 第二葉片組件242的軸252b)上，且因此相對於笫一室212進行了設 置。中隔壁222的作用在於在除了通路224以外的地方使第一室212 與第二室220就流體流通方面而言隔離開來。
中隔板194和前部部分192隨後被組裝到後部部分196上，如圖 12所示(應該理解在一些實施例中，前部部分192和板194可一體 成形)。特別是，在組裝引導部分192/板194時，閥體202與該一個 或多個控制埠 200a、 200b是相關聯的.例如，閥體202被定位以使 得閥板部段232、 234通過閥體202的旋轉而與控制埠 200a、 200b 中相應的控制埠選擇性地對齊。圖示出了最終組裝好的治療裝 置186,
圖13B的剖視圖最佳地示出了治療裝置186的各個部件的關係. 同樣地，病人用入口 210經由控制埠 200a、 200b (應該理解在圖 13B中僅有第一控制埠 200a是可見的)被流體流通地連接至第一室 212.閥體202被保持在第一室212內，以使得閥板部段232、 234 (應 該理解在圖13B的視圖中僅有第一閥板部段232是可見的)與控制 埠 200a、200b選擇性地對齊，從而阻塞病人用入口 210與第一室212 之間的流體流。第一室212經由通路224被流體流通地連接至第二室220。第二室220保持著葉片組件240、 242 (應該理解在圖13B的視 圖中僅有第一葉片組件240是可見的).進一步地，第二室220經由 出口孔256被流體流通地連接至排放室254,第一室212還經由釋放端 口布置258被流體流通地連接至排放室254，閥組件260 (例如單向傘 形閥)被組裝到所述釋放埠布置上.最後，排放室254在排放出口 262處通往環境。由此，排放室254可將出口孔256和/或釋放埠布 置258的其中之一在使用過程中不小心被阻塞的機率或者這二者在使 用過程中都不小心被阻塞的機率降至最低限度.然而，在其它實施例 中，也可去掉排放室254.
在使用過程中，斷流閥組件190的運行包括葉片組件240、 242響 應於進入第二室220內的空氣流而產生的旋轉，下文將會對此做更詳 細地描述。第一葉片組件240的旋轉導致閥體202產生相似旋轉，因 此使閥板部段232、 234周期性地移動處於與控制埠 200a、 200b中 相應的控制埠對齊和不對齊的狀態，從而在病人呼氣時在病人用入 口 210中產生振蕩PEP效應.
例如，參見圖14A和圖14B,接口器208(或者被附接到接口器208 上的其它部件，如噴霧器連接器)被置於病人嘴裡(未示出)，且病 人通過病人用入口 210進行呼吸循環.在吸氣階段期間，環境空氣易 於經由釋放埠布置266進入病人用入口 210內，通過該釋放埠布 置的流受到單向閥結構"8 (如傘形閥)的控制。在呼氣階段，病人呼 出的空氣被引導通過病人用入口 210且被引向板194.對於圖14A和圖 14B所示的閥體202相對於控制埠 200a、 200b的布置而言，閥板部 段232、 234並未與控制埠 200a、 200b對齊，從而使得病人呼出的 空氣從病人用入口 210流動通過控制埠 200a、200b並流入第一室212 內.這種流動型態由圖14A和圖14B中的肩頭表示。笫一室212內的 空氣流流動通過通路224並流入笫二室220內，且隨後與葉片組件240、 242產生相互作用.特別是，第二室220內的空氣流導致葉片組件240、 242產生旋轉，且空氣流隨後被排出笫二室220 (在圖14A所示的出口 孔256處被排出)而通往排放室254.排放室254內的空氣隨後經由排 放出口 262被排放到環境中。
如圖14A和圖14B所示，閥結構260控制在第一室212與排放室 254之間的流動通過釋放埠布置258的流體流.在一些實施例中，閥 結構260是單向式旁通閥，該閥具有預定的打開或旁通壓力。在這種情況下，只要第一室212內的空氣流低於閥結構260的打開壓力，則 閥結構260保持關閉狀態，從而使得所有的空氣都如上文所述地流入 第二室220內.然而，在第一室212內的壓力高於閥結構260的打開 壓力的情況下，閥結構260將會"打開(open)"並允許第一室210 內的空氣的一部分繞過第二室220/葉片組件240、242並經由釋放埠 布置258直接流入排放室254內.通過這種方式將笫二室220上的壓 力降保持處在大約等於閥結構260的打開壓力的水平下.
葉片組件240、 242響應於進入第二室220內的呼出空氣而產生的 旋轉導致閥體202也產生旋轉.為了導致出現閥體202起初與控制端 口 200a、 200b對齊的情況(且因此可阻礙進入第二室200內的足以啟 動葉片組件240、 242進行旋轉的所需空氣流)，可設置這樣的器件(未 示出)，使用者通過這種器件能夠使閥體282產生自致動式的移動； 可設置帶閥的導管，所迷帶閥的導管使病人用入口 210與笫二室220 流體流通地相連；等等其它情況.無論怎樣，閥板232、 234將與控制 埠 200a、200b中相應的控制埠周期性地對齊，例如圖15A和圖15B 所示。當如此對齊時，基本上阻止了病人在病人用入口 210處呼出的 空氣通過控制埠 200a、 200b。結果使得在病人用入口 210內形成了 反壓，該反壓進一步被作用於病人.該空氣流由圖15A和圖15B中的 箭頭表示。由於閥體202響應於呼出的空氣而基本上持續地旋轉，因
此使得以周期性的方式或振蕩的方式形成了該反壓.換句話說，在病 人用入口 210內形成了反壓"脈衝(pulse)"，且當閥板部段232、 234移動離開控制埠 200a、 200b時，病人用入口 210中的反壓被"釋 放(released)"。在一些實施例中，呼吸治療裝置186被構造從而 使得通過在100Pa的壓力下以10 lpm的流速流動的呼出空氣流來驅動 斷流閥組件190，從而每秒在控制埠 200a、 200b處產生15個脈衝， 且壓力脈衝處在約3， OOOPa的壓力下，在高於10 lpm的流速下，閥結 構260將會打開且可產生擺動從而保持驅動機構204的入口壓力.在 相關實施例中，閥結構260被構造以便在100Pa的壓力下形成流速達 20 lpm的流，這使得在病人用入口 210中大體上保持了所需反壓且使 得旋轉速度恆定處於10 lpm-30 lpm的範圍內.然而，另 一種可選方 式是，呼吸治療裝置186可被構造以便呈現出不同於上文所述的那些 特性的多種性能特徵。
圖16大體上示出了另一示例性呼吸治療裝置280，且該裝置的構造與前述裝置60 (圖2)是相似的，特別是，裝置280包括殼體282 和斷流閥組件284.殼體282與(前面結合圖2所示的)殼體62類似， 且大體上限定出病人用入口 286、第一室288、第二室290和供應入口 292 (圖16示出了其中一個供應入口 )，與殼體62相比，笫一室288 和第二室290就流體流通方面而言彼此永夂地隔離開來(即並未設置 凹口 (圖4A)).斷流閥組件284與斷流閥組件64 (圖2)類似，且 包括介於病人用入口 286與笫一室288之間的控制埠 294(圖中示出 了其中一個控制埠)、閥體296和驅動機構298。
總的來說，裝置280作為"僅主動(active only)"的構型而運 轉，由此使得該裝置無法使加壓流體源48 (圖1)與供應入口 292脫 開連接並實施手動的被動振蕩PEP治療。然而，該裝置可實現前述CHF0 (且可選地實現CPAP )治療，且實現方式與現有CHF0裝置相比有了顯 著改善。例如，該裝置280可被直接連接至實際上任何的加壓流體源 並仍可提供CHFO治療(即由於裝置280本身將進入的恆壓流體流變 為振蕩流並提供給病人，因此無需設置獨立的"驅動器(driver)" 單元)。相似地，且與現有技術中的設計不同地，裝置280可如前所 述地相對於裝置60 (圖2)產生變型從而獨立地或者與CHFO醫治同時 地提供附加的運行模式，例如傳輸霧狀藥物、CPAP等.
圖17示出了根據本發明的披露內容的原理的又一可選的示例性呼 吸治療裝置300。該呼吸治療裝置300包括殼體302 (總體上的附圖標 記)和斷流閥組件304.殼體302通常包括外部殼體部分306和內部殼 體部分308，所述外部殼體部分與所迷內部殼體部分進行組合以便限定 出第一室310 (如圖17相對於外部殼體部分306大體上示出地)和病 人用入口 312.斷流閥組件304包括閥體314、驅動機構316和控制端 口 318.下文會提供各個部件的細節，然而，總的來說，在最終組裝好 之後，閥體314與控制埠 318(由內部殼體部分308形成)選擇性地 相關聯.驅動機構316選擇性地控制閥體314沿向著控制埠 318的 方向和遠離該控制埠的方向進行的移動，從而在病人用入口 312內 形成周期性反壓，所述移動例如是響應於病人在呼吸循環的呼氣階段 期間排出的空氣而進行的.該反壓進一步為病人提供了振蕩PEP治療.
外部殼體部分306是圓柱形的且被製成一定尺寸以便接收並保持 內部部分308.附加地參見圖18A，外部殼體部分306限定出笫一端320、 第二端322和中間部分324.第一端320形成了通路326，所述通路具有與內部殼體部分308的相應部段的直徑或主要尺寸相稱的直徑或主 要尺寸，從而使得在進行組裝時，外部部分306和內部部分308在第 一端320處就流體流通方面而言被密封'相反，第二端322形成了開 口 "8，所述開口具有大於內部殼體部分308 (和被附接到所述內部殼 體部分上的任何其它部件)的相應尺寸的直徑或主要尺寸.對於這種 構型而言，殼體302在第二端322處被流體流通地通往環境.最後， 中間部段324相似地限定出比內部殼體部分308的直徑或主要尺寸更 大的直徑或主要尺寸，從而在內部殼體部分308與外部殼體部分306 的中間部段304之間限定出第一室310。
在一些實施例中，內部殼體部分308包括接口器330和管道332. 接口器330適宜於被安放在病人嘴裡(或適於被組裝到獨立部件(例 如噴霧器連接件)上，所述獨立部件進一步適於被置於病人嘴上)， 且因此在一些實施例中，該出口可具有如圖17所示的橢圓狀形狀。無 論怎樣，接口器330被連接至管道332,且這兩個部件進行組合以便限 定出以連續通路的形式存在的病人用入口 312.
管道332可呈現出多種不同構造，且包括或限定出近端部分334 和遠端部分336.如圖17和圖18A所示，管道332包括位於近端部分 334處的外肩部338.正如下文更詳細地描述地，在最終組裝好之後， 肩部338用作驅動機構316的支承件或支點.無論怎樣，控制埠 318 被形成於遠端部分336處或與所述遠端部分相鄰的位置處，並在病人 用入口 312與室310之間形成流體連接.儘管在圖中被示作內部殼體 部分308的一部分，但控制埠 318實際上是斷流閥組件304的一部 分。
除了控制埠 318以外，斷流閥組件304還包括閥體314和驅動 機構316，如圖18A所示。在一些實施例中，閥體314是盤，所述盤的 直徑和形狀與控制埠 318的直徑和形狀是相稱的(例如，閥體314 可具有與控制埠 318相同的形狀尺寸，或者可大於或小於該控制端 口 318)。在一些實施例中，閥體盤314被製成一定尺寸以便略大於控 制埠 318從而可更好地實現對控制埠 318的更為完全的選擇性阻 塞。如圖18B最佳示出地，閥體盤314限定出相對的第一主要表面340 和笫二主要表面342.對於圖18B所示的一個實施例而言，第一表面 340是平的。然而，在其它實施例中，笫一表面340可呈現出不同的形 狀，例如半球形、錐形等。無論怎樣，笫一表面340被構造以便與內部殼體部分308的外表面344大體上相匹配，在所述內部殼體部分處 限定出了控制埠 318.
返回圖18A,在一些實施例中，驅動機構316與梁或其它懸臂型裝 置類似，且包括前端350和後端352。前端350被附固到閥體314上， 而後端352適於組裝到內部殼體部分308的肩部338上，如下文所述， 驅動機構316用作懸臂梁，且因此呈現出所需的剛性以便進行重複的 循環偏斜。在這種情況下，在一些實施例中，驅動機構/梁316由鋼質 彈簧製成，但其它材料也是可接受的。
最後，且如圖17-圖18B所示，在一些實施例中，呼吸治療裝置 300進一步包括被安裝到內部殼體部分308上的閥組件354。閥組件354 可呈現出多種構型，且可與單向閥(例如閥瓣式止回閥或傘形止回閥) 類似。因此，在一些實施例中，閥組件354包括形成了一個或多個孔 358的框架356以及選擇性地阻塞該孔358的閥結構360.對於這種構 型而言，閥組件354使得環境空氣流可流入管道332/病人用入口 312 內，但限制或防止了空氣流從管道332/病人用入口 312向外流出，
呼吸治療裝置300的組裝過程包括將閥組件354附固到內部殼體 部分308的遠端部分336上.驅動機構梁316的後端352被組裝(例 如焊接、粘合、利用其它方式等組裝)到內部殼體部分308的肩部338 上.如圖18A所示，在組裝好之後，驅動機構梁316是大體上直的且 相對於控制埠 318對閥體314進行定位或"在該控制埠上(over)"
對該閥體定位或者使該閥體與該控制埠對齊或使該閥體"在該控制 埠上(over)"對齊.
因而，在圖18A所示的空檔或靜止狀態下，閥體314處在非常鄰 近控制埠 318的位置處從而明顯地限制了通過控制埠 318的流體 流.在一些實施例中，且如圖18B最佳示出地，驅動機構316被構造 以使得當驅動機構316處在空檔或靜止狀態下時，在閥體314與內部 殼體部分308的外表面344 (所述內部殼體部分限定出控制埠 318) 之間形成了微小的間隙362。間隙362的尺寸決定了病人用入口 312 內的壓力降水平，且間隙362的尺寸與病人用入口 312內的壓力降存 在反向關係.在這種情況下，在一些實施例中，間隙362小於0.1英 寸；且在其它實施例中，小於O. 08英寸，且在另外的其它實施例中小 於O. 04英寸，然而，另一種可選方式是，其它尺寸也是可接受的，這 也包括去掉間隙362的情況。例如，令人感到驚訝的是，在控制埠318具有0. 28英寸大小的直徑、閥體314為具有0. 36英寸大小的直徑 和11. 6克的質量的圓盤、驅動機構梁316由不鏽鋼製成且具有2. 5英 寸大小的長度的情況下，對於0.011英寸大小的間隙362而言，使得 治療裝置300在20 lpm的流速下實現了所需壓力降/響應.特別是， 在一些實施例中，呼吸治療裝置300在20 lpm的流速下所產生的壓力 降處在100-2， 500Pa的範圍內。
在使用過程中，將治療裝置300提供給病人，同時將關於使用過 程中的所需取向的說明書提供給病人.就這方面而言，且在一些實施 例中，當控制埠 318在空間上被定位在治療裝置300的由病人握持 的"側部(side)"處時，治療裝置300可提供最佳性能.接口器300 的橢圓形或長圓形形狀以可見的方式為病人提示了所需的取向。儘管 在對治療裝置300進行空間定向從而使得控制埠 318面"朝外 (outwardly)"(例如呈現圖18A和圖18B所示的取向)或者面"朝 上(upwardly)"時的情況下該治療裝置300也可進行運轉，但直立 的取向可在斷流閥組件304的運行過程中更好地產生重力效應.
儘管如此，為便於說明起見，下面仍將結合圖19A和圖19B在治 療裝置300處於"向下(downwardly)"取向的情況下對該治療裝置 300的運行進行描述.然而，應該理解在其它實施例中，治療裝置 300優選在空間上由病人握持，以使得控制埠 318/閥體314位於治 療裝置的被握持的"側部(side)"處(即進入圖19A和圖"B的 頁面內)，在這種情況下，在將接口器330 (或被組裝到接口器330
上的其它部件)插入病人嘴裡之後，病人進行多次呼吸循環.在吸氣 階段期間，環境空氣流易於經由孔358/閥組件354進入病人用入口 312
內.在呼氣階段期間，病人呼出的空氣受力而通過病人用入口 312並 向著管道332的遠端部分336移動.閥組件354防止了呼出的空氣經 由孔358流出管道332.代替的方式是，該呼出的空氣流被引向控制端 口 318且被引導通過該控制埠；流出控制埠 318的空氣流沿遠離 管道332 (且因此遠離控制埠 318)的方向將力施加到閥體3M上， 如圖19A中的箭頭所示.驅動機構梁316產生偏移以便允許閥體314 響應於該力的作用而產生移動，該驅動機構在肩部338處進行樞轉. 隨著閥體314移動遠離控制埠 318，病人用入口 312內的壓力被降低 下來，且空氣流繼續流往室310且隨後經由開口 328流向周圍環境。 驅動機構梁316被構造從而使其響應於預期作用閥體314上的力(即與成年病人的呼吸過程的呼氣階段相關地而預期在控制埠 318 處產生的空氣流壓力)而僅產生有限程度的偏斜，且因此限制了閥體 314產生較大程度的移動而遠離控制埠 318,此外，隨著閥體314與 控制埠 18進一步隔開，來自控制埠 318的空氣流/壓力在閥體314 上產生的力會由於間隙36面積的增加而自然下降.在最大偏斜點處(圖 19A)，驅動機構梁316的彈簧狀屬性隨後使閥體314朝向控制埠 318 而往回受力，從而使得閥體314再次更明顯地阻塞通過控制埠 318 的空氣流.驅動機構梁316最終返回圖19B所示的近空檔位置，在該 近空檔位置處，閥體314大體上關閉了控制埠 318，且在病人用入口 312內再次形成了反壓.隨後作用在閥體314上的力因而升高，導致驅 動機構梁316再次如上所述地產生偏斜。阻斷閥組件304的該循環移 動在整個呼氣階段期間持續進行，由此在病人用入口 312內形成了周 期性出現的反壓.病人進一步受到了振蕩PEP醫治，且病人呼出的空 氣被用作該驅動機構梁316的唯一輸入力，
儘管上面已經結合懸臂梁型諧振斷流閥組件3(H對呼吸治療裝置 300進行了描述，但在其它實施例中，可使用不同的構型.例如，圖 20示意性地示出了與管道372相連的另 一種可選的示例性斷流閥組件 370,所述管道形成了病人用入口 373和控制埠 374,由此，圖20 所示的管道372與圖18A所示的管道332是類似的.無論怎樣，斷流 閥組件370採用搖杆式布置，且包括閥體376和驅動機構378。閥體 376根據控制埠 374的尺寸而被製成一定尺寸(例如與控制埠的尺 寸相同、比該尺寸略小或略大)，且被驅動機構378保持或驅動，就 這方面而言，驅動機構378包括臂部380、支承件382和偏置裝置384,
臂部380保持著閥體376且在樞轉點386處被樞轉地安裝到支承 件382上.臂部380包括笫一側388和相對的第二側390，閥體376
被形成於所述第一側處或者被附固到所述第一側處.如圖所示，第二 側390被構造以便提供附加的質量從而使閥體376的質量體產生偏移. 無論怎樣，支承件382樞轉地保持臂部380且可被組裝到管道372上 或者被成形為該管道的一部分，
偏置裝置384將偏置力施加到與控制埠 374相對的閥體376上. 在一些實施例中，偏置裝置384是盤簧，所述盤黃在第一端392處被 緊固到閥體376/臂部380上且在相對的第二端394處被緊固到支承結 構396上(如圖20大體上示出地).由此，在一些實施例中，支承結構396可由外部殼體部分306 (圖18A)形成或者可被設置為該外部殼 體部分的一部分.
無論實際構造怎樣，斷流閥組件370提供了平衡的搖杆布置，且 偏置裝置384用作剛性元件.在使用過程中，閥體376限制了來自病 人用入口 373/控制埠 374的空氣流，且偏置裝置384周期性地控制 閥體376與控制埠 374之間的距離或間隙(且因此周期性地控制對 呼出空氣流產生的阻力).同樣，當閥體376接近控制埠 374時， 在病人用入口 373內(連同病人在呼吸循環的呼氣階段期間產生的持 續空氣流一起)形成了反壓.因而，通過這種布置使得可提供振蕩PEP 治療，且斷流閥組件370的運行與相應的呼吸治療裝置/殼體的取向無 關。儘管圖中並未示出，但可通過殼體302設置附加的一個或多個噴 霧器埠或者可由所述殼體形成該附加的一個或多個噴霧器埠，通 過所述附加的一個或多個噴霧器埠可為病人提供霧狀藥物.
圖21A和圖21B示出了又一可選的示例性斷流閥組件400.如圖 21B最佳示出地，斷流閥組件400與管道402相關聯，該管道與前述管 道332 (圖18A)類似，且限定出病人用入口 404和控制埠 406.
在理解了上述內容的情況下，斷流閥組件400包括控制埠 "6、 閥體408和驅動機構410.同樣地，閥體408根據控制埠 406的尺寸 和形狀而被製成一定尺寸和形狀，正如前面所述地那樣(例如，二者 尺寸相同、閥體408的尺寸略大、閥體408的尺寸略小、等等其它情 況).對於圖21A和圖21B的實施例而言，驅動機構410與比例彈簧 質量體系統類似且包括飛輪412和偏置裝置"4.飛輪"2相對於管道 402被可旋轉地安裝，這例如是通過心軸416實現的.如圖21A所示， 例如，心軸416可被安裝到由相應治療裝置的殼體(未示出)提供的 多個表面418a、 418b上或者由所述多個表面保持.無論怎樣，飛輪412 可自由旋轉.
偏置裝置414限定出第一端420和第二端422.第一端420被緊固 到閥體408上，而笫二端422被緊固到飛輪412上，這例如是通過如 圖21A所示的指部424實現的.在一些實施例中，偏置裝置414是線 性彈簧，但在其它實施例中，該偏置裝置可呈現出其它形式，例如扭 轉盤簧，
無論實際構造是怎樣的，在使用過程中，閥體408用來限制從病 人用入口 404通過控制埠 406的空氣流.就這方面而言，對空氣流形成的阻力的水平與閥體408與控制埠 406之間的間隙426(圖21B) 成函數關係(且因此，在病人的呼吸循環的呼氣階段期間在病人用入 口 404內產生的反壓也與該間隙成函數關係).驅動機構410進一步 對該間隙的尺寸或大小進行控制。特別是，當呼出的空氣被引導通過 控制埠 406時，閥體408受力而遠離控制埠 406，且偏置裝置414 對施加在閥體408上的空氣流的力形成了阻力.進一步地，當閥體408 移動遠離控制埠 406時，該力被轉移到偏置裝置414上，且隨後被 轉移到飛輪412上.結果是，飛輪412略微旋轉(例如相對於圖21B 的取向而言進行逆時針旋轉)。在特定點處，偏置裝置414的彈黃力 克服了通過控制埠 406的空氣流的力，從而使得偏置裝置414使 閥體408受力而朝向控制埠 406往回移動.就這方面而言，飛輪412 用作用於使閥體408移動的導引裝置，這確保了閥體408向著與控制 埠 406對齊的狀態往回移動.因而，通過這種方式使得在病人用入 口 404內形成了周期性的反壓，因此使得在病人的呼吸循環的呼氣階 段期間將振蕩PEP治療提供給病人.
儘管前面已經結合僅被動的裝置(例如響應於病人的呼氣而提供 振蕩PEP治療)對呼吸治療裝置300 (圖17)以及多種斷流閥組件370 (圖20) 、 400 (圖21A、圖21B)進行了描述，但在其它實施例中，
可使用相似地設計構型以便提供一種既能在被動模式下運行(例如振 蕩PEP)又能在主動模式下運行(例如CHFO)的呼吸治療裝置440,例 如，圖22示出了根據本發明的方面的另一種可選的示例性呼吸治療裝 置440。呼吸治療裝置440與前述呼吸治療裝置300(圖17 )非常相似， 且包括殼體442和斷流閥組件444，所述斷流閥組件包括第一斷流閥子 組件446和笫二斷流閥子組件448。同樣地，殼體442包括外部部分 450和內部部分452，所述外部部分與所述內部部分進行組合以便限定 出室454.內部部分452包括接口器456和管道458，所述接口器與管 道進行組合以便限定出病人用入口 460。進一步地，管道458形成了第 一控制埠 462，所述笫一控制埠將病人用入口 460與室454流體流 通地連接起來，就這方面而言，第一斷流閥子組件446與前述斷流閥 組件304 (圖17)是類似的，且響應於呼出的空氣而在病人用入口 460 內產生了振蕩反壓.換句話說，第一斷流閥子組件446以前述方式運 行，從而提供了振蕩PEP治療.
除了上述情況以外，殼體442包括從內部殼體部分452延伸出來且從外部殼體部分450向內部延伸的供應入口 464.供應入口 464被構 造以便流體流通地連接至外部加壓流體源(圖中未示出，但與圖1所 示的加壓流體源48類似)，且被流體流通地連接至笫二控制埠 466， 所述第二控制埠是由管道458形成的或者被連接至所述管道。
在理解了上述內容的情況下，第二斷流閥子組件448與第一斷流 閥子組件446類似且包括第二控制埠 466、閥體468和驅動機構470. 閥體468具有與第二控制埠 466的尺寸和形狀相稱的尺寸和形狀， 從而使得閥體468可阻塞通過笫二控制埠 466的流體流.儘管圖中 未示出，但多種的一個或多個釋放埠布置和一個或多個相關閥結構 可進一步與第二斷流閥子組件448相關地被包括在內，以便確保達到 足夠的壓力從而產生所需壓力脈衝/體積，和/或夾帶環境空氣.
在一些實施例中，驅動機構470是具有第一端472和笫二端474 的細長梁.第一端472保持著閥體468，而第二端474被構造以便安裝 到內部肩部476上，在一些實施例中，該內部肩部是由管道458形成 或提供的。
因而，在最終組裝好之後，閥體468/驅動機構470被定位在管道 458的內部，且閥體468與第二控制埠 466對齊.在使用過程中，在 病人用入口 460內產生了正壓空氣流，且該流體流被引向第二控制端 口 466。第二斷流閥子組件4"進行運轉以便周期性地中斷通過第二控 制埠 466並進入病人用入口 460內的流體流.特別是，且如前所述， 驅動機構梁470使閥體468以循環方式相對於第二控制埠 466進行 移動，由此以變化的方式阻塞進入病人用入口 460內的流體流。因此， 當呼吸治療裝置440以主動模式運行時(即，當治療裝置440被連接 至圖1所示的加壓流體源48時)，呼吸治療裝置440在病人的呼吸循 環(包括吸氣階段在內)期間為病人提供CHFO醫治，相反地，治療裝 置440也可與加壓流體源脫開連接(且供應入口 464在流體流通方面 被關閉)並以被動模式運行以便提供振蕩PEP治療.儘管圖中未示出， 但治療裝置440可包括附加的特徵以便有助於使用該治療裝置440提 供霧狀藥物、CPAP治療(持續或可變)、等等其它情況，正如上文結 合裝置60所述地那樣(圖2).更進一步地，治療裝置440可產生變 型以便用作"僅主動(active only)"的裝置，這例如是通過去掉笫 一斷流閥子組件446而實現的.
圖23A和圖23B示出了又一種可選的示例性呼吸治療裝置500.呼吸治療裝置500包括殼體502 (總體上的附圖標記)和斷流閥組件504 (總體上的附圖標記).下文會提供各個部件的細節.然而，總的來 說，殼體502保持著斷流閥組件504，且形成了病人用入口 506，所述 病人用入口經由控制埠 510被流體流通地連接至室508.斷流閥組件 504包括閥體512和驅動機構514 (總體上的附圖標記).在使用過程 中，驅動機構514使閥體512相對於控制埠 510進行移動，從而使 得閥體512以可變方式限制通過控制埠 510的空氣流.通過這種方 式，使得在病人用入口 506內形成了脈衝反壓，由此提供了振動PEP 治療。
殼體502包括外部部分520、內部部分522和孔口本體524.外部 部分520提供了外部框架，該外部框架被製成一定輪廓以便於使用者 操縱該治療裝置500，且外部部分保持著其各個部件.
內部殼體部分522包括接口器526和管道528.接口器526被製成 一定尺寸和形狀以便於被安放在病人的嘴裡(或者組裝到適於安放在 病人嘴裡的獨立部件上，該獨立部件例如為噴霧器連接件)，且可與 管道528 —體成形.無論怎樣，接口器526與管道528進行結合以便 限定出病人用入口 506，空氣流通過該病人用入口流向病人或從病人處 流出.就這方面而言，管道528從接口器526延伸至後側530.
附加地參見圖24，孔口本體524在管道528的後側處被組裝到該 管道上或者被成形為該管道的一部分.孔口本體5"包括緣邊532和 壁部534.如圖24最佳示出地，控制埠 510被成形在壁部534中. 此外，壁部534形成了釋放埠布置536，該釋放埠布置包括一個或 多個孔538.釋放埠布置536保持著閥結構540，該閥結構使得空氣 流僅沿單個方向通過該孔538.無論怎樣，緣邊532形成了與控制埠 510相鄰的狹槽542.對於這種構型而言，被插置通過該狹槽542的本 體可選擇性地阻塞整個控制埠 510或阻塞該控制埠的一部分.
返回圖23A和圖23B，閥體512被製成一定尺寸以便被可滑動地插 入狹槽542內且該閥體包括前部部段544和後部部段546.前部部段 544被製成一定尺寸以便被可滑動地安放在狹槽542內，且在一些實施 例中，該前部部段具有漸細形狀，無論怎樣，後部部段被構造以 便附接到驅動機構514的相應部件上，正如下文所述。
對於圖23A和圖23B的實施例而言，驅動機構514被構造以便作 為EMF諧振器進行運轉且包括諧振器系統548(包括梁550和微型馬達組件552 )、控制電路554、致動器556和電源558。總的來說，電源 558為微型馬達組件552供電，響應於使用者在致動器556處實施的引 發行為，電路"4啟動微型馬達552，這進一步導致梁550產生諧振， 在一些實施例中，該梁在梁的固有頻率下進行諧振.無論怎樣，梁550 產生振動，這導致附接的閥體512相對於控制埠 510移動.
梁550相對較薄且由剛性材料製成.在一些實施例中，梁550由 鋼製成，該材料呈現出低阻尼特性；另一種可選方式是，也可使用其 它材料如塑料、陶瓷等.例如，在梁550由鋼製成的情況下，其可具 有0. Ol英寸大小的厚度。在使用其它不同材料的情況下，梁550的名 義厚度可增加或減少
如下文更詳細地描述地，在使用過程中，梁550經受振動力，這 導致其前部部分560產生諧振(而後部部分562被保持固定)。在這 種情況下，在一些實施例中，梁550被構造(例如在其材料和大小方 面被構造)以便不僅裝配在殼體的外部部分520的所需佔據區域內， 並且還呈現出高於所需水平的固有頻率，從而使得當微型馬達組件5" 和閥體512被附接到前部部分560上時，諧振器系統5"的由此產生 的固有頻率將大約為所需的固有頻率.例如，在一些實施例中，諧振 器系統548 (在梁550的前部部分560處)的所需固有頻率為約15Hz。 因而，在沒有微型馬達組件552和閥體512的質量的情況下，在一些 實施例中，梁550呈現出高於15Hz (例如40-80Hz大小)的固有頻率. 因而，在存在閥體512和微型馬達組件552的質量的情況下，可將附 加的質量添加到梁550上以便將諧振器系統548的總的固有頻率"微 調(fine tune)"至約15Hz。當然，在其它實施例中，由梁"0單獨 地和/或與微型馬達組件552和閥體512相結合地呈現出的其它頻率也 是可接受的.
如圖23A最佳示出地，微型馬達組件552包括速度可變的微型馬 達570，該速度可變的微型馬達使輸出軸572產生旋轉.不平衡的質量 體574被安裝到輸出軸572上.因而，對於這種構型而言，微型馬達 組件552的運行導致產生了運行頻率下的振動力栽荷.微型馬達570 可呈現出許多種形式，且在一些實施例中，該微型馬達是帶電刷的直 流(DC)馬達，該馬達適於使輸出軸572在一定旋轉速度下進行旋轉， 所述旋轉速度與被供應給微型馬達570的輸入電壓成比例關係.例如， 微型馬達570可與手機中使用的用於產生振動力的微型馬達類似，例如由Maduchi Motor Co生產的商標設計為Model RF-J2WA的一種微型 馬達.無論怎樣，微型馬達570通過電子器件被連接至電路554，所迷 電路進一步調節由電源558供應給微型馬達570的電壓.
在一些實施例中，控制電路554是控制晶片或電路板，該控制芯 片或電路板適於基於閥體512/梁550的位移和頻率調節被施加到微型 馬達570上的電壓並限制提供給微型馬達570的電流。就這方面而言， 控制電路554適於監控梁550,實際上將該梁視作電容器。對於這種方 案而言，可既對位移又對頻率進行測量。更特別地，可利用頻率測量 來控制提供給微型馬達570的輸出電壓並保持所需速度，同時可利用 位移測量來改變微型馬達570的速度以便避免在梁550上產生"硬 (hard)"停動。由此，如果梁550出現"硬(hard)"停動，則梁 550將停止振蕩且將需要時間重新達到準確的閥門開度和頻率.圖25 示出了控制電路554的一種典型示意性構型。然而，應該理解該構
型僅是其中 一種可接受的構型。
參見圖23A和圖23B,致動器556被構造以便引發控制電路554 從而啟動或停止向微型馬達570傳輸功率.就這方面而言，致動器556 可呈現出多種形式，且在一些實施例中，致動器是從殼體的外部部分 520伸出的按鈕或相似本體，另一種可選方式是，致動器556可呈現出 多種其它形式，例如基於膜的傳感器、無線致動器等.
最後，電源558為微型馬達570和控制電路554提供適當功率， 在一些實施例中，電源558被承栽在殼體502的隔室內，且可呈現出 任何適當的形式(例如一個或多個蓄電池).
圖26A和圖26B示出了組裝形式的呼吸治療裝置550,特別是，岡 體512被組裝到梁550的前部部分560上，以使得前部部段544延伸 遠離梁550.微型馬達組件552被安裝到閥體512的後部部段546上， 如圖26A最佳示出地.就這方面而言，儘管後部部段546適於接收微 型馬達組件552，但在其它實施例中，微型馬達組件552可被直接安裝 到梁550上,
孔口本體524被聯接至管道528的後側530以使得壁部534延伸 穿過管道528。如圖26A所示，單向閥結構540被組裝到釋放埠布置 536上以便控制通過孔538的流體流.
梁550隨後被組裝到殼體502上以使得後部部分562相對於該殼 體502被附固，且閥體512在孔口本體524的狹槽542內可滑動地延伸.如圖26B最佳示出地，在梁550的自然狀態下，閥體512的前部 部段544部分地阻塞控制埠 510.進一步地，且如圖26A最佳示出地， 在閥體512與孔口本體524的壁部534 (且因此與控制埠 510之間) 形成了微小的間隙582 (總體上的附圖標記).
電源558被組裝到殼體502上，如圖所示，且被電連接至控制電 路554和微型馬達570，這例如是經由配線(未示出)實現的.控制電 路554以及致動器556以相似方式被組裝到殼體502上.
在使用過程中，微型馬達組件552進行運轉以使梁550產生諧振， 且因此使閥體512產生諧振.如上所述，在一些實施例中，諧振器系 統548 (即梁550、微型馬達552和閥體512 )被構造以使其呈現出 的固有諧振頻率約為閥體512相對於控制埠 510進行移動的所需移 動頻率，通過在選定的固有頻率下激發該諧振器系統548 (且因此激發 梁550 )，使得輸入力和作用可小於僅使梁550產生偏斜所需的力，因 此導致降低了功率需求，因此，當馬達組件552振動時，梁550產生 諧振，這導致閥體512相對於控制埠 510來回移動(例如相對於圖 26B的取向而言上下移動)，因而，在梁550產生諧振的情況下，閥體 512以振蕩方式選擇性地"打開(open)"和阻塞控制埠 510。
無論是否為微型馬達570提供功率，在病人的呼吸循環的吸氣階 段期間，環境空氣都易於經由釋放埠布置536進入病人用入口 506 內.在呼氣階段期間(且在經由致動器556適當地啟動驅動機構514 的情況下)，驅動機構514導致閥體512以振蕩方式打開和關閉控制 埠 510。例如，且參見圖27A，當梁550向下(相對於圖27A的取向 而言)諧振時，閥體512基本上關閉了該控制埠 510,從而使得處在 病人用入口 506內的呼出空氣流無法流動通過控制埠 510.結果使得 在該病人用入口 506內形成了反壓.相反地，且如圖27B所示，當梁 550向上諧振時(相對於圖27B的取向而言)，閥體512沿徑向產生位 移而遠離控制埠 510，從而使得病人用入口 506內的空氣流易於通過 控制埠 510並進入室508內(且因此被排往環境中).就這方面而 言，控制電路554進行運轉以便調節供應給馬達組件570的功率，從 而使梁550在所需頻率(例如15Hz的頻率)下產生一致性地諧振.無 論怎樣，在病人的呼吸循環的呼氣階段期間在病人用入口 506內形成 (和釋放出)的周期性反壓使得實現了將振蕩PEP治療提供給病人的 目的。在其它實施例中，可通過殼體502提供，或者由該殼體形成，一個或多個噴霧器埠(未示出)以便有利於將霧狀藥物傳輸給病人。 相似地，噴霧器連接件(未示出)可以順列方式被流體流通地連接至
接口器526。
儘管上文已經對僅在被動模式下運行(例如振蕩PEP)或僅提供被 動模式的呼吸治療裝置500進行了描述，但在其它實施例中，可使用 相似地設計特徵來提供一種能夠既在被動模式下運行又在主動模式下 運行(例如CHFO)的治療裝置。例如，圖28示出了另一種示例性呼吸 治療裝置600,該裝置與前述治療裝置500 (圖22A)是非常相似地. 更特別地，該呼吸治療裝置600包括前面所述的殼體502和斷流閥組 件504這些部件，且包括供應入口 602.該供應入口 602適於被流體流 通地連接至外部加壓流體源(圖中未示出，但與圖1所示的加壓流體 源48類似)，並終止於噴嘴端604處.如圖所示，噴嘴端604將流體 流從供應入口 602引向控制埠 510.進一步地，噴嘴端604相對於殼 體502的外部所處的位置使得可將環境空氣夾帶在從噴嘴端604流出 的流體流內，可選地可提供附加的閥配置(未示出)以便防止發生呼 吸累積。
在被動運行模式下(即，供應入口 602與加壓流體源脫開連接)， 治療裝置600以前述方式運行(例如在病人的呼吸循環的呼氣階段期 間，驅動機構514使閥體512相對於控制埠 510產生諧振，以便在 提供振蕩PEP治療的過程中在病人用入口 506內產生周期性反壓)' 在主動運行模式下，正壓流體流受力通過供應入口 602且被噴嘴端6(H 引向控制埠 510。與該被供應的受力空氣流相結合地，驅動機構514 再次導致閥體512相對於控制埠 510產生諧振，因此周期性地中斷 從噴嘴端604流動通過控制埠 510且因此進入病人用入口 506內的 流體流。因此，在主動運行模式下，呼吸治療裝置600進行運轉以便 在整個呼吸循環(至少包括呼吸的吸氣階段)期間為病人提供CHFO醫 治.儘管圖中並未示出，但治療裝置600可包括附加的特徵以便有利 於使用該特徵傳輸霧狀藥物、提供CPAP治療等，正如上文結合裝置60 (圖2)所述地那樣.更進一步地，治療裝置600可產生變型以便用作 "僅主動(active only)"的裝置，這例如是通過在接口器506與控 制埠 510之間設置排放閥布置而實現的.
本發明的呼吸治療裝置與以前的設計相比有明顯改進.在一些實 施例中，提供了一種獨立的既能在被動模式下運行又能在主動模式下運行的呼吸治療裝置。在被動模式下，治療裝置為病人提供振蕩PEP 醫治，且在多個實施例中，治療裝置僅響應於病人的呼出就能實現所 述振蕩PEP醫治。在主動運行模式下，外部加壓流體源被連接至裝置， 且裝置獨立地影響來自外部流體源的流體流以便提供CHFO醫治.與現 有構型不同的是，提供主動運行模式的本發明的披露內容的實施例可 被連接至實際上任何的加壓流體源(例如，調節或非調節的壁式流體 源、家用壓縮機、氧氣罐、機械/氣動式的體中斷流器或"流體驅動器 (driver)"、獨立通風器系統等)，就這方面而言，當被連接至現 有的產生了脈衝形式的加壓流體的斷流器/ "流體驅動器"時，驅動器 使得能夠"定製(tailor)"提供給特定病人的實際治療。在另外的 其它實施例中，呼吸治療裝置通過以前從未考慮過的方式提供了被動 治療(例如振蕩PEP)。在另外的其它實施例中，提供了改進的"僅主 動(active only)"的治療裝置.進一步地，對於任何實施例而言， 都可提供附加的治療，如CPAP和/或噴霧器治療.
儘管上文已經結合優選實施例對本發明進行了描述，但所屬領域 技術人員將認識到，可在不偏離本發明的精神和範圍的情況下對本發 明的形式和細節作出改變。
權利要求
1、一種裝置，所述裝置用於在病人的呼吸循環過程的至少一部分過程期間為病人提供呼吸治療，所述呼吸循環包括吸氣階段和呼氣階段，所述裝置包括殼體，所述殼體包括病人用入口、排放出口、第一室和第一加壓流體供應入口，所述第一室被流體流通地設置在所述病人用入口與所述排放出口之間；和斷流閥組件，所述斷流閥組件與所述殼體相關聯且包括將所述病人用入口與所述第一室流體流通地連接起來的控制埠，且所述斷流閥組件包括閥體，所述閥體適於選擇性地阻塞通過所述控制埠的流體流；其中所述裝置適於以第一被動模式運行，在所述被動模式下，不會出現向所述第一加壓流體供應入口流動的流體流且所述斷流閥組件與呼出的空氣相互作用以便在所述呼氣階段形成振蕩呼氣期正壓效應，和以第二主動模式運行，在所述主動模式下，則會出現向所述加壓流體供應入口流動的流體流且所述斷流閥組件與所述流體流相互作用從而產生持續高頻振蕩效應。
2、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述斷流閥組件包括多個控 制埠 ，且所述閥體被構造以便選擇性地阻塞所述控制埠中相應的 控制埠.
3、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述斷流閥組件進一步包括 可旋轉的驅動軸，所述驅動軸保持著所述閥體以使得所述驅動軸的旋 轉導致所述閥體選擇性地阻塞所述控制埠 .
4、 根據權利要求3所述的裝置，其中所述斷流閥組件進一步包括 用於使所述驅動軸旋轉的驅動機構.
5、 根據權利要求4所述的裝置，其中所述驅動機構包括第一葉片 本體和第二葉片本體.
6、 根據權利要求5所述的裝置，其中所述殼體進一步包括與所述 第一室相鄰的第二室，且其中所述葉片本體被保持在所述笫二室內.
7、 根據權利要求6所述的裝置，其中所述第一室和所述第二室通 過孔流體流通地連接起來，從而使得從所述第一室流至所述第二室的流體流作用在所述葉片本體上以便導致所述葉片本體產生旋轉.
8、 根據權利要求7所述的裝置，其中所述笫二室形成了出口孔， 所述出口孔被流體流通地連接至所述排放出口 .
9、 根據權利要求7所述的裝置，其中所述殼體進一步形成了處在 所述第一室中的與所述控制埠分開的釋放埠布置，所述裝置進一 步包括控制通過所述釋放埠布置的流體流的閥結構，從而使得當所 述第一室內的流體壓力超過預定水平時，所述閥結構使所述釋放埠 布置流體流通地被打開.
10、 根據權利要求9所述的裝置，其中所述殼體進一步形成了排 放室，所述排放室限定出所述排放出口且經由所述釋放布置被流體流 通地連接至所述第一室。
11、 根據權利要求10所述的裝置，其中所述排放室經由出口孔被 流體流通地連接至所述第二室.
12、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述第一加壓流體入口被 流體流通地連接至所述笫一室。
13、 根據權利要求12所述的裝置，其中所述裝置進一步包括噴嘴，所述噴嘴具有流體流通地通往所述笫一加壓流體入口的入口側和流體 流通地通往所述控制埠的出口側，且進一步地，其中所述閥體可在 所述噴嘴出口側與所述控制埠之間移動以便選擇性地阻塞從所述噴 嘴出口側流向所述控制埠的流體流。
14、 根據權利要求13所述的裝置，其中所述斷流閥組件進一步包 括驅動軸，所述驅動軸承栽著所述閥體，從而使得隨著所述驅動軸的 旋轉，所述閥體選擇性地覆蓋所述控制埠，且所述斷流閥組件還包 括用於使所述驅動軸旋轉的驅動機構.
15、 根據權利要求14所述的裝置，其中所述殼體進一步形成了第 二室，所述驅動機構的至少一部分被保持在所迷第二室內，所述殼體 還形成了可被流體流通地連接至加壓流體源的第二加壓流體供應入 口，且進一步地，其中所述裝置適於使得在所述主動模式下，通過從 所述第二加壓流體供應入口流至所述第二室的流體流驅動所述驅動機 構，
16、 根據權利要求15所述的裝置，其中所述驅動機構包括被保持 在所述第二室中的笫一葉片本體和笫二葉片本體.
17、 根據權利要求16所述的裝置，進一步包括 被設置在所述第一室與所述第二室之間的板，所述板形成了將所述第一室與所述笫二室流體流通地連接起來的通路；和與所述通路相關聯的控制器件，所述控制器件用於選擇性地打開 和關閉所述通路.
18、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述裝置被構造以使得 在所述被動模式下，所述振蕩呼氣期正壓效應的程度與病人的呼吸努力程度成函數關係；且在所述主動模式下，持續高頻振蕩效應的程度與病人的呼吸努力 程度無關.
19、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述殼體進一步形成了吸 入釋放埠布置且所述裝置進一步包括單向閥結構，所述單向閥結構 被組裝到所述吸入釋放埠布置上以便允許環境空氣流在所述吸氣階 段期間流入所述病人用入口內.
20、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述斷流閥組件進一步包括用於將所述閥體選擇性地鎖定在打開位置處的鎖定機構，在所述打 開位置處，所述控制埠是打開的從而使得所述裝置可以第三持續模 式運行，在所述第三持續模式下，出現了流向所述加壓流體供應入口 的正壓流體流以便形成持續氣道正壓效應.
21、 根據權利要求1所述的裝置，其中所述斷流閥組件進一步包 括用於控制所述閥體相對於所述控制埠的位置的驅動機構，所述驅 動機構包括懸臂梁.
22、 根據權利要求21所述的裝置，其中所述驅動機構進一步包括 被安裝到所迷梁的前端上的振動馬達.
23、 一種在病人的呼吸循環過程的至少一部分過程期間為病人提 供呼吸治療的方法，所述呼吸循環包括吸氣階段和呼氣階段，所述方 法包括提供呼吸治療裝置，所述呼吸治療裝置包括殼體，所述殼體包括病人用入口、排放出口和加壓流體供應入口 ，和斷流閥組件，所述斷流閥組件用於選擇性地中斷通往所述病 人用入口或來自所述病人用入口的流體流；將加壓流體源流體流通地聯接至所述加壓流體供應入口 ；當所述治療裝置在主動模式下運行時，藉助於所述治療裝置向病 人施用持續高頻振蕩治療；中斷從所述加壓流體源流向所述加壓流體供應入口的流體流；提示病人重複性地進行病人呼吸循環；並且當所述治療裝置在被動模式下運行時，藉助於所迷裝置向病人施 用振蕩呼氣期正壓治療.
24、 根據權利要求23所述的方法，其中所述被動運行模式的特徵 在於，所述振蕩呼氣期正壓治療的程度與病人的呼吸努力程度成函數 關係。
25、 根據權利要求23所述的方法，其中所述主動運行模式的特徵 在於，所述持續高頻振蕩治療的程度與病人的呼吸努力程度無關.
26、 根據權利要求23所述的方法，其中所述斷流閥組件包括使所 述病人用入口與室流體流通地相連的至少一個控制埠、選擇性地阻 塞所述控制埠的閥體和控制所述閥體相對於所述控制埠的位置的 驅動機構，且進一步地，其中施用振蕩呼氣期正壓治療的步驟包括響 應於病人呼出的空氣流而致動所述驅動機構，
27、 根據權利要求26所述的方法，其中所述驅動機構包括笫一葉 片組件和第二葉片組件，所述第一葉片組件保持著所述閥體，且進一 步地，其中施用振蕩呼氣期正壓治療的步驟包括通過病人呼出的空氣 流導致所述葉片組件進行旋轉。
28、 根據權利要求23所述的方法，其中所述加壓流體供應入口被 流體流通地連接至所迷斷流閥組件，且所述斷流閥組件包括使所述病 人用入口與室流體流通地相連的至少一個控制埠 、選擇性地阻塞所 迷控制埠的閥體和控制所述閥體相對於所述控制埠的位置的驅動 機構，且進一步地，其中施用持續高頻振蕩治療的步驟包括通過來自 所述加壓流體源的流體流致動所述驅動機構。
29、 根據權利要求23所述的方法，進一步包括 在施用治療之前選擇所述裝置的運行模式.
30、 根據權利要求29所述的方法，其中所述裝置進一步包括控制 突片，所述控制突片選擇性地打開和關閉流體流通地介於所述病人用 入口與所述排放出口之間的孔，且進一步地，其中選擇運行模式的步驟包括改變所述控制突片相對於所述孔的位置.
31、 根據權利要求23所述的方法，進一步包括 將所述斷流閥組件鎖定在打開狀態；將所迷加壓流體源流體流通地聯接至所迷加壓流體供應入口；並且在CPAP運行模式下，藉助於所述裝置向病人施用持續氣道正壓治療。
32、 根據權利要求31所述的方法，其中所述CPAP運行模式的特 徵在於，所述斷流閥組件保持固定。
33、 根據權利要求23所述的方法，其中所述裝置進一步包括噴霧 器埠 ，所述噴霧器埠流體連通地在所述病人用入口的入口端與所 述斷流閥組件之間被流體流通地聯接至所述病人用入口 ，所述方法進 一步包括將噴霧器流體流通地聯接至所述噴霧器埠；並且 在所迷主動運行模式和所述被動運行模式中的至少一種運行模式期間將霧狀流體供應給病人。
全文摘要
一種呼吸治療裝置包括殼體和斷流閥組件。所述殼體包括病人用入口、排放出口、室和供應入口。所述斷流閥組件與所述殼體相關聯且包括將所述病人用入口與所述第一室流體流通地連接起來的控制埠，且所述斷流閥組件包括閥體，所述閥體適於選擇性地阻塞通過所述控制埠的流體流。在被動模式下，不會出現向所述供應入口流動的正壓流體流，且所述斷流閥組件與呼出的空氣相互作用以便形成振蕩PEP效應。在主動模式下，則會出現向所述供應入口流動的流體流且所述斷流閥組件進行運轉以便產生CHFO效應。所述呼吸裝置可用作被動的振蕩PEP裝置，且當被連接至正壓源時用作主動裝置。
文檔編號A62B9/02GK101622036SQ200780049759
公開日2010年1月6日 申請日期2007年11月12日 優先權日2006年11月13日
發明者C·J·馬蒂斯, C·L·吉倫, G·C·維斯, S·R·裡德, T·C·威爾施克, T·J·鄧斯莫爾 申請人:阿利吉安斯公司