CN101622036A - 呼吸治疗装置和方法 - Google Patents

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Abstract

一种呼吸治疗装置包括壳体和断流阀组件。所述壳体包括病人用入口、排放出口、室和供应入口。所述断流阀组件与所述壳体相关联且包括将所述病人用入口与所述第一室流体流通地连接起来的控制端口，且所述断流阀组件包括阀体，所述阀体适于选择性地阻塞通过所述控制端口的流体流。在被动模式下，不会出现向所述供应入口流动的正压流体流，且所述断流阀组件与呼出的空气相互作用以便形成振荡PEP效应。在主动模式下，则会出现向所述供应入口流动的流体流且所述断流阀组件进行运转以便产生CHFO效应。所述呼吸装置可用作被动的振荡PEP装置，且当被连接至正压源时用作主动装置。

Description

呼吸治疗装置和方法
技术领域
本发明的披露内容涉及用于向病人施用与呼吸相关的医治(treatment)(例如振荡医治、持续医治等)的呼吸治疗(respiratorytherapy)装置和方法。更特别地，本发明的披露内容涉及这样的呼吸治疗装置，该呼吸治疗装置能够仅响应于病人的呼气空气流就形成振荡呼吸压力脉冲、或者在被连接至正压流体源(所述流体例如为空气、氧等)时形成振荡呼吸压力脉冲、或者既响应于病人的呼气空气流形成振荡呼吸压力脉冲又在被连接至正压力流体源(所述流体例如为空气、氧等)时形成振荡呼吸压力脉冲。在一些实施例中，可选地可获得一种或多种附加的治疗(例如，持续气道正压通气(continuouspositive airway pressure)、持续呼气期正压通气(continuouspositive expiratory pressure)、雾状药物的传输等)。
背景技术
目前有多种呼吸治疗装置可用来辅助、医治或者改善病人的呼吸健康。例如，长期以来，气道正压通气(PAP)被认为是一种有效的工具，其可通过促进充氧的改善、增加肺容量并减少患有充血性心力衰竭的病人中的静脉血回流来促进支气管卫生。最近，气道正压通气更被认为可用于促进病人肺部的分泌物(例如粘液)的流动并促进从病人肺部中清除出该分泌物。就这方面而言，呼气期气道正压通气(EPAP)技术被认为是一种有利于去除分泌物的技术，这种技术的表现形式为病人的空气柱的高频振荡(HFO)。总的来说，HFO降低了体外唾液的粘性，这进一步对由于体外模拟咳嗽(simulated cough)所导致进行的清除产生了正面影响。就这方面而言，可通过将力施加到病人的胸壁上(即进行胸部物理治疗(CPT)，例如借助于靠在病人胸部上振动的电动垫)，或者通过将力直接施加到病人的气道上(即进行呼吸医治，如高频气道振荡)，来提供或形成HFO。许多病人和护理者都会倾向于采用这种呼吸医治的方案，这是因为这种方案的侵袭性不那么强且更易于施用。在这种情况下目的，PAP支气管卫生技术作为一种替代CPT用来扩张肺部并使分泌物流动的有效技术应运而生。
在利用高频振荡呼吸医治的情况下，可使用多种装置。总的来说，呼吸治疗装置通常包括一个或多个管状本体，病人会通过该管状本体进行呼吸，且该一个或多个管状本体形成或限定出病人的呼吸通路。在这种情况下，可通过在病人的呼吸循环的吸气阶段或呼气阶段中的一个阶段期间或既在吸气阶段又在呼气阶段期间在把病人的呼吸通路中周期性地产生压力或正压空气流的方式，而形成振荡空气流效应。例如，在呼吸的呼气阶段期间，呼气期正压通气(PEP)可与病人的呼吸“相对地(against)”产生作用。可通过在病人的呼吸通路中周期性地(或在一些情况下持续性地)对来自病人的呼气空气流形成阻力或限制的方式，或者通过沿与病人的呼气方向相反的方向将(来自正压气体源的)受力流体流引入病人的呼吸通路内的方式，而产生压力。对于该空气流阻力方案而言，不需要设置独立的正压气体源。更特别地，许多振荡呼气期正压通气(“振荡PEP(oscillatory PEP)”)治疗装置仅利用了病人的呼吸来驱动振荡式流体流限制，且因此可被称作“被动(passive)”装置(与依靠如下所述的独立的正压气体源的“主动(active)”呼吸治疗装置是相对的)。被动振荡PEP装置是自管理式便携装置。
目前可获得的被动的振荡PEP治疗装置的一个实例是Flutter粘液清除装置(可从Birmingham，AL的Axcan Scandipharm Inc.处获得)。总的来说，该Flutter装置是管形的，具有处在壳体的“碗部(bowl)”部分中的钢球，该碗部部分被穿孔的盖松散地覆盖。该球被置于由该装置的壳体限定出的气道路径中；当病人将气呼入该壳体内时，则该球会暂时阻塞空气流，因此形成了呼气期气道正压。其中设置了球的该碗部使得该球可重复地移动(例如滚动和/或跳动)或者摆动从而对呼出的空气流形成振荡或振动式的阻力。尽管Flutter装置相对低廉同时也是可行的，但该装置的缺点是相当敏感，病人需要将该装置保持在特定角度处才能获得一致的PEP效应。其它被动的振荡呼气期正压通气装置，如Acapella
Figure G2007800497597D00022
振动PEP治疗系统(可从英国伦敦的Smiths Medical处获得)和Quake
Figure G2007800497597D00023
分泌物清除治疗装置(可从Tucson，AZ的Thayer Medical Corp.处获得)是已公知的替代Flutter装置的其它可选装置，且据称对于病人在使用过程中握持该装置所处的位置并不那么敏感。尽管这些及其它便携的振荡PEP治疗装置是可行的，但仍留出了进行改进的空间，且病人仍希望获得更加均匀的振荡PEP结果。
作为上述被动的振荡PEP装置的另一种可选方式，还可使用持续高频振荡(CHFO)医治系统。总的来说，CHFO系统包括建立起病人呼吸通路的手持式装置，正压气体源(该气体例如为空气、氧等)被流体流通地连接至所述手持式装置。所述压力源和/或所述装置进一步包括使得气体间歇性地流入病人呼吸通路内且因此实现了病人肺部的叩击式通风的适当机构(例如，除手持式装置以外，被设置作为驱动器单元的一部分的控制阀)。对于这种方案而言，病人通过接口器进行呼吸，该接口器提供了高流动性的出现“微进发(mini-bursts)”现象的气体。在这些叩击进发期间，始终保持了高于环境压力的持续气道压力，同时脉动的叩击空气流还周期性地提高了气道压力。病人或护理者可通过特定系统对每个叩击循环进行编程，且可既在呼吸循环的整个吸气阶段又在呼吸循环的呼气阶段中使用该叩击循环。
CHFO装置的实例包括IPV
Figure G2007800497597D00031
通气器装置(来自Sandpoint，ID的PercussionAire Corp.)和PercussiveNebTM系统(来自Sacramento，CA的Vortran Medical Technologyl，Inc.)。这些和其它相似的“主动(active)”系统易于不仅提供CHFO医治，也可提供其它被动的空气流运行模式(例如持续气道正压通气(CPAP))。然而，这需要提供正压源，这使得可用的主动治疗呼吸系统并不易于携带，且相对较为昂贵(尤其是与上述被动振荡PEP装置相比更是如此)。因而，通常情况下，只有在护理者所在的机构中才便于使用主动呼吸医治系统，而病人则无法在家继续进行呼吸治疗。取而代之的是，还必须设置独立的装置，例如上述便携的被动振荡PEP装置。此外，一些常规的主动呼吸治疗系统的手持部分必须被连接至适当的驱动器单元，该驱动器单元进一步进行编程以使所需流体流到达病人(例如CHFO、CPAP等)。即，一些主动系统的手持部分并不是自运转式的，而是要依赖于驱动器单元才能应用。任何试图解决目前可用的那些主动呼吸治疗装置所存在的这些和其它限制的努力都会受到广泛地欢迎。这种限制代表了所述装置明显存在的缺点。
考虑到上面的情况，目前仍需要这样的呼吸装置，该装置能够仅利用病人的呼吸就提供振荡PEP治疗，且在被连接至正压源时能够提供CHFO治疗(且可选地提供其它治疗如CPAP)。此外，还需要经过改进的被动振荡PEP治疗装置或主动呼吸治疗装置。
发明内容
根据本发明的披露内容的原理的一些方面涉及一种装置，所述装置用于在病人的呼吸循环过程的至少一部分过程期间提供呼吸治疗，所述呼吸循环包括吸气阶段和呼气阶段。所述装置包括壳体和断流阀(interrupter valve)组件。所述壳体包括病人用入口、排放出口、室和加压流体供应入口。所述室被流体流通地(fluidly)设置在所述病人用入口与所述排放出口之间。所述断流阀组件与所述壳体相关联且包括将所述病人用入口与所述室流体流通地连接起来的控制端口。进一步地，所述断流阀组件包括阀体，所述阀体适于选择性地阻塞通过所述控制端口的流体流。在这种情况下，所述装置适于以第一被动模式和第二主动模式运行。在所述被动模式下，不会出现向所述供应入口流动的正压空气流。所述断流阀组件与病人呼出的空气相互作用以便至少在所述呼气阶段形成振荡呼气期正压通气效应。相反地，在所述主动模式下，则会出现向所述流体供应入口流动的正压流体流且所述断流阀组件与该流体流相互作用从而产生持续高频振荡效应。因而，对于这种构型而言，所述呼吸装置可用作被动的振荡PEP装置，这使得病人可实际上在任何位置处使用该被动的振荡PEP装置。此外，当被连接至正压气体源时，所述呼吸治疗装置提供了主动治疗。在一些实施例中，所述断流阀组件包括与反式罗茨鼓风机(reverse rootsblower)类似的驱动机构，所述驱动机构使用强力通风(例如使用病人呼出的空气流或者使用来自独立正压气体源的空气流)而导致罗茨鼓风机叶片(lobe)产生旋转，这进一步导致所述阀体周期性地打开和关闭所述控制端口。在其它实施例中，所述装置可提供或促进一种或多种附加的治疗，如持续PEP、CPAP、传输雾状药物等。
根据本发明的披露内容的其它方面涉及一种在病人的呼吸循环过程的至少一部分过程期间为病人提供呼吸治疗的方法，所述呼吸循环包括吸气阶段和呼气阶段。所述方法包括提供一种包括壳体和断流阀组件的呼吸治疗装置。所述壳体包括病人用入口、排放出口和加压流体供应入口。所述断流阀组件适于选择性地中断通往所述病人用入口或来自所述病人用入口的流体流。加压流体源被流体流通地联接至所述流体供应入口。当所述治疗装置在主动模式下运行时，该装置向病人施用持续高频振荡医治。从所述加压流体源流向所述流体供应入口的流体流被中断。随后提示(prompt)病人使用所述治疗装置重复性地进行病人呼吸循环。就这方面而言，所述治疗装置在被动模式下运行时向病人施用振荡呼气期正压通气医治。在一些实施例中，所述被动运行模式的特征在于，振荡呼气期正压医治程度与病人所做出的呼吸努力程度成函数关系，而所述主动运行模式的特征在于，持续高频振荡医治的程度与病人所做出的呼吸努力程度无关。在另外的其它实施例中，所述方法进一步包括借助于该装置向病人施用一种或多种附加的治疗，所述治疗例如为CPAP、持续PEP、传输雾状药物等。
附图说明
图1是示出了根据本发明的披露内容的原理的呼吸治疗装置的框图；
图2是根据本发明的披露内容的原理的呼吸治疗装置的分解透视图；
图3A是图2所示装置的壳体部分的透视图；
图3B是图3A所示壳体的底视图；
图4A是沿病人用供应入口截取的图3A所示壳体的纵向剖视图；
图4B是图3A所示壳体的前部部分的后部透视图；
图4C是沿驱动供应入口截取的图3A所示壳体的纵向剖视图；
图5A是图2所示装置的驱动机构部分的分解透视图；
图5B是最终组装好后的图5A所示驱动机构的透视图；
图6A是示出了图2所示装置的部分组装过程的透视图；
图6B是沿病人用供应入口截取的最终组装好的图2所示装置的纵向剖视图；
图7A和图7B示出了处于被动模式下的图2所示装置的使用情况；
图8A-图8C示出了处于主动模式下的图2所示装置的使用情况；
图9是根据本发明的原理的另一种可选的呼吸治疗装置的分解透视图；
图10是图9所示装置的后部壳体部分的前部平面图；
图11是最终组装好的图9所示装置的一部分的剖切透视图；
图12是示出了图9所示装置的组装过程的分解透视图；
图13A是图9所示装置的透视图；
图13B是图9所示装置的纵向透视图；
图14A和图14B示出了图9所示装置的使用情况，其中空气流从病人用入口流向室；
图15A和图15B示出了图9所示装置的使用情况，其中从病人用入口流向室的空气流被阻塞；
图16是根据本发明的披露内容的原理的另一种可选的呼吸治疗装置的简化侧视图；
图17是根据本发明的披露内容的原理的另一示例性呼吸治疗装置的分解透视图；
图18A是图17所示装置的纵向剖视图；
图18B是图18A所示装置的一部分的放大视图；
图19A和图19B示出了图17所示装置的使用情况；
图20示意性地示出了可与图17所示装置一起使用的断流阀组件；
图21A和图21B是可与图17所示装置一起使用的另一种可选的断流阀组件的简化示意图；
图22是根据本发明的披露内容的原理的另一示例性呼吸治疗装置的纵向剖视图；
图23A是根据本发明的披露内容的原理的另一示例性呼吸治疗装置的分解透视图；
图23B是最终组装好的图23A所示装置的剖切透视图；
图24是图23A所示装置的孔口组件部分的放大透视图；
图25是可与图23A所示装置一起使用的控制电路的示意性电路图；
图26A和图26B示出了最终组装好的图23A所示的装置；
图27A和图27B示出了图23A所示装置的使用情况；和
图28是根据本发明的披露内容的原理的另一典型呼吸治疗装置的纵向剖视图。
具体实施方式
总的来说，本发明所披露的方面涉及呼吸治疗装置和相关的使用方法，所述装置：1)能够在主动模式下运行(例如CHFO)或在被动模式下运行(例如振荡PEP)；或2)与仅被动的振荡PEP装置相比做出了改进；或3)与仅主动的装置(CHFO和/或CPAP)相比做出了改进。正如本说明书中所使用地，“主动(active)”治疗装置指的是需要独立的正压流体源来实现指定呼吸治疗的装置，而“被动(passive)”治疗装置指的是在该装置本身中提供指定呼吸治疗并且本身就可提供这种指定呼吸治疗的装置(即，不需要设置独立的正压流体源)。因此，“仅主动(active-only)”的治疗装置指的是必须被连接至独立的正压流体源的装置。相反地，“仅被动(passive-only)”的治疗装置指的是并未被构造以便接收来自独立流体源的加压流体的那种装置。在给出了这些定义的情况下，与本发明的披露内容相关的其中一些实施例具有适用于仅被动的振荡PEP应用的基本构造，同时也具有变型的基本构造，该变型的基本构造促进了该装置在用作振荡PEP治疗装置或者当被流体流通地(fluidly)连接至加压流体源时用作CHFO治疗装置方面的用途。在另外的其它实施例中，该基本构造可由“仅主动(active only)”的治疗装置使用，该治疗装置在被连接至正压流体源时提供CHFO治疗(且在一些实施例中，提供其它呼吸治疗如CPAP)。对于这些实施例中的任何实施例而言，可包括可选的特征以便促进喷雾化药物的传输。
在形成了上述基本认识的情况下，图1是示出了根据本发明的披露内容的一些方面的呼吸治疗装置30的特征的框图。总的来说，该呼吸治疗装置30适于在被动模式(例如振荡PEP)和主动模式(例如CHFO且可选地CPAP)下运行，且总体上包括壳体32和断流阀组件34。该壳体32形成或保持着病人用入口36、至少一个室38、排放出口40和至少一个加压流体供应入口42。断流阀组件34包括至少一个控制端口44和阀体46。该一个或多个控制端口44将病人用入口36与室38流体流通地连接起来，而阀体46则适于选择性地阻塞或中断通过该一个或多个控制端口44的流体流。下文会提供各个部件的细节。然而，总的来说，通过控制或操纵阀体46以便选择性地阻塞(部分或全部阻塞)该一个或多个控制端口44，该断流阀组件34可改变通往病人用入口36和/或来自病人用入口的空气流/压力特征。例如，在供应入口42未被连接至独立的加压流体源48的情况下，当病人(未示出)将气呼入病人用入口36内时，该断流阀组件34进行运转从而周期性地至少部分地关闭该一个或多个控制端口44，由此在病人用入口36中形成对空气流的阻力或形成反压。该周期性的反压进一步提供了振荡PEP治疗。此外，当供应入口42被流体流通地连接至加压流体源48时，断流阀组件34进行运转从而周期性地至少部分地中断从供应入口42流向病人用入口36的流体流。这种向着病人提供的中断式的压力供应被用作CHFO治疗。正如下文所述，装置30可选地可包括这样的特征，所述特征使得在提供CPAP治疗的过程中(单独提供CPAP治疗或者还同时提供CHFO治疗)，与向供应入口42供应加压流体相结合地使整个断流阀组件34或者该组件的一部分选择性地停止运转。
就上面的情况而言，呼吸治疗装置30既提供了主动运行模式又提供了被动运行模式，这使得病人(未示出)可实际上在任何位置处接受由装置30提供的振荡PEP医治，并且当病人处于可使用加压流体源38的位置处时，还可通过该装置提供CHFO医治(且可选地提供其它主动医治如CPAP)。该呼吸治疗装置30可进一步被构造以便促进实施附加的呼吸治疗(therapy treatment)，例如传输雾状药物(这例如是经由喷雾器50实现的)。喷雾器50可被连接至由壳体32提供的端口(未示出)，或者可包括适当的连接件(例如T形连接器或线路)，该连接件在需要时被流体流通地连接至壳体32(例如连接至病人用入口36)。最后，尽管图中示出了与壳体32隔开的加压流体源48，但在其它实施例中，该加压流体源48可被附接到壳体32上或者由该壳体承载(例如，将加压罐安装到壳体32上)。
在理解了上述内容的情况下，呼吸治疗装置30可呈现出多种形式，该装置能够以被动模式运行(例如振荡PEP治疗)且能够以主动模式运行(例如CHFO治疗)。图2示出了提供了这些特征的呼吸治疗装置60的一个实施例。该治疗装置60总体上包括壳体62(总体上的附图标记)和断流阀组件64(总体上的附图标记)。壳体62包括前部部分66、后部部分68和端板69。前部部分66限定出病人用入口70，而后部部分68限定出第一室72、第二室(在图2所示的视图中是不可见的)、排放出口(在图2中不可见)和一个或多个供应入口74。断流阀组件64包括形成了一个或多个控制端口78(例如控制端口78a、78b)的板76、阀体80和驱动机构82。下文会提供各个部件的细节。然而，总的来说，驱动机构82被保持在壳体62的第二室内且被组装到阀体80上以便导致其进行旋转。阀体80进一步位于紧邻控制端口78的位置处，从而使得阀体80的旋转可导致控制端口78相对于第一室71和病人用入口70被选择性地打开和关闭(例如被部分或完全地阻塞)。最后，一个或多个供应入口74被流体流通地连接至壳体62内的分配点。在使用过程中，且在被动运行模式下，治疗装置60借助于驱动机构82的运转产生振荡PEP，所述驱动机构的运转是响应于病人在呼吸过程中的呼气而实施的。此外，治疗装置60提供了主动运行模式，在该模式下，断流阀组件64导致在对来自一个或多个供应入口74的正压流体流进行作用的过程中将CHFO流体流传输至病人用入口70。就这方面而言，可设置控制器件84(总体上的附图标记)，该器件促进了治疗装置60在所需模式下的运行。
图3A和图3B更详细地示出了最终组装好的壳体62。壳体62通常被制成一定尺寸和形状以便于病人握持，且前部部分66形成了接口器86，该接口器被制成一定尺寸以便放在病人嘴里且病人的呼吸循环通过该接口器与病人用入口70发生相互作用。接口器86可与壳体62的一个或多个其它部件一体成形，或者可独立成形并随后被组装到该壳体上。
除供应入口74以外，壳体62还可形成或限定出其它的流体流特征。例如，且如图3A最佳示出地，后部部分68形成了作为控制组件84的一部分的狭槽90(图2)。正如下文所述，控制组件84可呈现出多种形式，但在一些实施例中，该控制组件包括相对于该狭槽90被可滑动地设置的本体。然而，在其它可选的构造中，可并不设置该狭槽90。
相对于图3A所示的顶部透视图而言，壳体62可进一步形成第一释放端口布置92和第二释放端口布置94。如图3B的底部透视图所示，还可设置第三释放端口布置96。最后，如图2最佳示出地，第四释放端口布置98被设置在壳体62的内部内。下文会结合释放端口布置92-98对治疗装置60的运行进行更加详细地描述。然而，总的来说，释放端口布置92-98分别包括一个或多个孔99，且适于对阀结构(未示出)进行保持，所述阀结构例如为单向伞形阀(umbrella valve)，所述阀结构使得流体仅可沿单个方向流入或流出相应端口布置92-98的一个或多个孔99。因此，释放端口布置92-98可呈现出不同于图中所示构型的多种构型。相似地，可设置附加的释放端口布置，且在其它实施例中，可去掉该释放端口布置92-98中的一个或多个布置。
参见图2，在一些实施例中，由壳体62承载或由该壳体形成的供应入口74包括第一病人用供应入口74a和第二病人用供应入口以及驱动供应入口74c。病人用供应入口74a、74b被分别流体流通地连接至第一喷嘴100a和第二喷嘴100b，所述第一喷嘴和第二喷嘴分别被定位以便将流体流引向控制端口78a、78b(所述控制端口由板76形成)中相应的一个端口。下面对喷嘴100a、100b和控制端口78a、78b相对于壳体62的内部特征的关系进行描述。然而，在开始描述之前，应该理解：尽管图中示出且文中描述了两个控制端口78a、78b，但在其它实施例中，设置一个或三个(或者更多个)控制端口也是可接受的。相似地，并不需要为控制端口78a、78b中的每个端口都设置喷嘴/病人用供应入口(例如，可去掉病人用供应入口74b/喷嘴100b)，或者可将两个或更多个供应入口/喷嘴引向控制端口78中的单个控制端口。更进一步地，可使两个或多个供应入口74与单个喷嘴100流体流通地相关。
在理解了上述内容的情况下，图4A是沿第一病人用供应入口74a截取的最终组装好的壳体62的纵向剖视图。前部部分66、后部部分68和端板69大体上按如图所示的方式彼此组装。由此，图4A的视图进一步示出了相对于壳体62处在打开位置处的控制器件84，且从该图中反映出来：板76可以是壳体62的一体部件。无论怎样，如图4A所示，壳体62限定出第一室72以及第二室101和排放室102。第一室72至少部分地由板76和中隔壁104限定出来，且板76使病人用入口70与第一室72就流体流通方面而言(fluidly)彼此分开。就这方面而言，病人用入口70经由控制端口78(应该理解：在图4A中仅有第一控制端口78a是可见的)被流体流通地连接至第一室72。第一室72通过中隔壁104与第二室101分开，且通过通路106提供室72与室101之间的流体连通。正如下文更详细地描述地那样，可借助于控制器件84的运行而就流体流通方面而言关闭该通路106。无论怎样，第二室101经由出口孔108被流体流通地连接至排放室102。第一室72也经由第四释放端口布置98被流体流通地连接至排放室102。由此，从图4A中反映出来：单向阀结构110与第四释放端口98相关联且被构造以使得仅可发生从第一室72向排放室102的流体流动。最后，排放室102终止于排放出口112处，该排放出口通往环境。
在理解了上述内容的情况下，第一喷嘴100a被定位在第一室72内，且包括或限定出入口端114和出口端116。入口端114被流体流通地连接至第一病人用供应入口74a，从而使得流动通过第一病人用供应入口74a的流体流被引向出口端116。出口端116进一步与第一控制端口78a对齐，以便将流体流从第一喷嘴100a引向第一控制端口78a。在一些实施例中，第一喷嘴100a的直径从入口端114向着喷嘴端116渐细，从而使得形成了从第一病人用供应入口74a向第一控制端口78a流动的射流状流体流。就这方面而言，可经由第二释放端口布置94使环境空气被夹带在来自喷嘴100a(以及喷嘴100b)的流体流内。图4A所示的单向阀结构118被施加到释放端口布置94上且该单向阀结构决定了环境空气可仅进入第一室72(且因此进入喷嘴100的流体流)内。尽管图中并未示出，但阀结构118的运转可进一步受到控制机构的控制，该控制机构的作用在于将阀结构118选择性地保持在关闭状态下(例如在下文所述的被动运行模式期间将该阀保持在关闭状态下)。在其它实施例中，可以不同方式提供被夹带在第一室72内的环境空气流(例如，并不包括释放端口布置84)，或者可不提供这种环境空气流。
无论环境空气是否被引入第一室72内，在出口端116与板76(且因此与第一控制端口78a)之间都形成了间隙120(总体上的附图标记)。正如下文更详细地描述地那样，间隙120被设置成一定尺寸以便有利于阀体80的组装和移动(图2)。尽管图中未示出，但第二病人用供应入口74b/第二喷嘴100b(图2)具有相似的构造和相似的与板76/第二控制端口78b的相对关系。因此，且如图4B最佳示出地，第一病人用供应入口74a/喷嘴100a将正压流体从独立的流体源引向第一控制端口78a，且第二病人用供应入口74b/喷嘴100b将正压流体引向第二控制端口78b。
驱动供应入口74c(图2)以相似方式被流体流通地连接至壳体62的内部。特别地，驱动供应入口74c被流体流通地连接至第二室101，如图4C所示。正如下文更详细地描述地那样，驱动机构82的一部分(图2)被保持在第二室101内，且来自驱动供应入口74c的流体流用来在主动运行模式期间对驱动机构82进行致动或驱动。
返回图2，断流阀组件64同样包括由驱动机构82驱动的阀体80。在一些实施例中，阀体80具有推进器状构造，且包括底部130、第一阀板部段132和第二阀板部段134。底部130被构造以便组装到驱动机构82的相应部分上，下文将会对此进行描述。板部段132、134以径向方式从底部130延伸出来，且分别具有与控制端口78a、78b中相应的一个控制端口的尺寸和形状相称的尺寸和形状。例如，阀板部段132、134的尺寸和/或形状与控制端口78a、78b的尺寸和/或形状可以是相同的、可以比控制端口的尺寸和/或形状略小或者可以比控制端口的尺寸和/或形状略大。进一步地，在一些实施例中，板部段132、134相对于底部130所处的周向位置与控制端口78a、78b的位置是对应的，从而使得当底部130位于控制端口132与134之间的中心位置处时，控制端口78a、78b可同时被板部段132、134阻塞。因此，对于图2所示的一个实施例而言，控制端口78a、78b以对称方式相对，且阀板部段132、134具有相似的取向。另一种可选方式是，阀板部段132、134的位置可相对于控制端口78a、78b的位置在空间上产生偏移；对于该可选构造而言，控制端口78a、78b在阀体80的移动过程中并未被同时阻塞。
尽管如图所示的阀体80包括两个阀板部段132、134，但任何其它数量，无论更多还是更少数量，的阀板也都是可接受的，且该一个或多个板部段132、134的设置数量并不一定等于控制端口78的数量。例如，在其它实施例中，阀体80被构造且被定位以便仅与其中一个控制端口78流体流通地形成界面，下文将会对此进行描述。更进一步地，该阀体80可具有不同于图中所示推进器状构造的构型。无论怎样，在一些实施例中，阀体80被构造以使得所有的一个或多个控制端口78可同时被阀体80阻塞(例如被完全堵塞或并不完全地被堵塞)。
图5A更加详细地示出了驱动机构82。在一些实施例中，驱动机构82与反式罗茨鼓风机装置类似且包括第一叶片组件140和第二叶片组件142以及第一齿轮144和第二齿轮146。叶片组件140、142可以是相同的，且第一叶片组件140包括叶片本体150和轴152。叶片本体150包括三个纵向的叶片突部154，所述叶片突部中的相邻叶片突部之间通过谷部156分开。尽管图5A中示出了三个叶片突部154/谷部156，但任何其它数量也是可接受的；然而，优选设置至少两个叶片突部154/谷部156。无论怎样，在一些实施例中，轴152被共轴地安装在叶片本体150内，从第一端158延伸至第二端160。第一端158被制成一定尺寸以便组装到阀体底部130上(图2)，而第二端160被制成一定尺寸以便组装到第一齿轮144上。本发明还预想了其它构造，例如一体成型或成形的两个或更多个叶片本体150、轴154和/或齿轮140。第二叶片组件142具有相似的构造，且总体上包括由轴164共轴地保持的叶片本体162，所述轴进一步被制成一定尺寸以便组装到第二齿轮146上和/或被成形为第二齿轮146的一部分。
如图5B所示，叶片本体150、162被构造以便进行啮合式接合(例如，第二叶片本体162的其中一个叶片突部154被安置在第一叶片本体160的其中一个谷部156内)，第一齿轮144和第二齿轮146也同如此(应该理解：在最终组装好之后，在叶片本体150与162之间以及齿轮144与146之间同时实现了啮合式接合)。因而，对于这种构造而言，叶片组件140、142一前一后地但沿相对方向进行旋转(例如，相对于图5B所示的取向来说，第一叶片本体150的顺时针旋转被转化为第二叶片本体162的逆时针旋转)。轴152、164被分别附固到相应的叶片本体150、162上，从而使得叶片本体150、162的旋转经由轴152、164被分别直接转移到齿轮144、146上。因此，齿轮144、146用来在叶片本体150、162之间保持所需的相互啮合关系。对于驱动机构82的反式罗茨鼓风机构型而言，只需要相对较小的力(例如通过流体流)就能够启动并保持叶片组件140、142以所需旋转速度移动。在其它实施例中，可增加叶片突部154的数量，以使叶片本体150、162象齿轮那样地成为界面，从而使得可去掉齿轮144、146。无论怎样，在最终组装好之后，第一叶片组件140的旋转被转化成阀体80的旋转。
图6A部分地示出了将断流阀组件64组装到壳体62上的情况。特别地，阀体80借助于轴152被保持在与喷嘴100a、100b紧邻的位置处，所述轴延伸进入第一室72内。第二叶片组件142的轴164(图6A中大体上示出了该组件，其更详细的细节参见图5A)也延伸进入第一室72内且在该第一室处受到支承(应该理解：轴152、164中的每根轴的相对端也例如在端板69处或者由该端板支承(图2))。如图6B所示，该图为穿过第一病人用供应入口74a的纵向剖视图，第一叶片本体150被保持在第二室101内，第二叶片本体162也是如此(图6B中无法看到所述第二叶片本体)。轴152保持着阀体80，从而使得阀板部段132、134(应该理解：第二阀板部段134在图6B中是不可见的)位于处在第一喷嘴100a的出口端116与板76之间的间隙(以及处在第二喷嘴100b与板76之间的间隙，该第二喷嘴在图6B中是不可见的)120中。随着阀体80的旋转(所述旋转是借助于驱动机构82实现的)，阀板部段132、134使控制端口78相对于第一室72被重复性地阻塞和“打开(open)”。换句话说，该断流阀组件64(如图6B大体上示出地)进行运转从而周期性地中止或周期性地大体上中止病人用入口68与第一室72之间的流体流，如下文所述。尽管文中所述的阀体80被组装到第一轴152上，但在其它实施例中，第二轴164使阀体80旋转。在其它实施例中，轴152、164中的每个轴都可保持阀体。
在理解了上述内容的情况下，驱动机构82可以两种方式中的一种方式进行受力移动，所述受力移动进一步地与装置60以被动模式运行(例如振荡PEP)还是以主动模式运行(例如CHFO)成函数关系。例如，在被动模式下，呼吸治疗装置60，且特别是驱动机构82，仅依靠病人呼出的空气或呼气进行运转。就这方面而言，且参见图2和图6B，在被动模式下，控制器件84被定位以使得通路106是打开的且将第一室72与第二室101流体流通地连接起来。在一些实施例中，控制器件84包括突片166，所述突片被可滑动地定位在狭槽90内；在图2和图6B所示的“打开(open)”状态下，突片166从狭槽90中被缩回。控制器件84可呈现出许多种同样能够选择性地打开或关闭通路106的其它形式。供应入口74a-74c就流体流通方面而言被关闭或者就流体流通方面而言与任何外部正压流体源隔离开来(例如，图1所示的加压流体源48与呼吸治疗装置60脱开连接；来自加压流体源48的流体流从供应入口产生转向；等等其它情况)。为此目的，在一些实施例中，供应入口74a-74c可从外面被关闭(例如通过盖组件(未示出))。
对于具有上述构造的治疗装置60而言，被动运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))被插入病人嘴里，且病人受到提示而通过治疗装置60进行呼吸。在病人的呼吸循环的吸气阶段期间，环境空气易于经由第三释放端口布置96(该第三释放端口布置包括单向阀结构170(图6B)，该单向阀结构控制通过其中的空气流)被吸入壳体62内。因此，病人可易于毫不费力地吸入空气。
在呼气阶段期间，被呼出的空气流从病人/接口器86被引导通过病人用入口68且被引向板76。当控制端口78并未被阀体80(且特别是被阀板部段132、134)完全阻塞时，被呼出的空气可经由控制端口78而流体流通地从病人用入口68经过而到达第一室72或者从该病人用入口流至该第一室。图7A示出了这种关系的一个实例，由此阀体80已经进行了旋转从而使得板部段132、134与控制端口78a(以及控制端口78b(该控制端口在图7A中是不可见的))是“分离开的(away)”。因此，被呼出的空气流动通过控制端口78并流入第一室72内(如图7A中的箭头所示)。
当进入第一室72内的空气流处在比与第四释放端口布置98相关联的阀结构172的打开压力更低的压力下时，释放端口布置98的孔99就流体流通方面而言保持关闭状态，且通过第一室72的所有空气流都经由通路106流入第二室101内(如图7A的箭头所示)。相反，当第一室72内的压力高于与阀结构172相关联的旁通压力时，阀结构172会“打开(open)”从而允许第一室72内的空气流的一部分流入排放室102内。通过这种方式，第二室101上的压力降保持大约等于与阀结构172相关联的打开压力。另一种可选方式是，也可使用其它阀配置和/或流维数(flow dimensions)。
(经由通路106)从第一室72进入第二室101内的空气流被用来驱动该驱动机构82。特别是，第二室101内的空气流作用在叶片组件140、142上(叶片组件142在图7A中是不可见的)，从而导致所述叶片组件作为旋转正压鼓风机而进行运转。总的来说，且附加地参考图5B，通过第二室101的空气流导致叶片本体150、162进行旋转，且空气流流动通过叶片本体150、162或者在所述叶片本体之间流动，且随后到达出口孔108。就这方面而言，叶片组件140、142作为罗茨鼓风机进行运转，从而在第二室101上形成了压力降。如图7B所示，当控制端口78被阀板部段132、134周期性地“覆盖(cover)”时，通过控制端口78的空气流受到了限制，从而使得对流体形成了阻力，或者使得在病人用入口68内形成了反压。该对流体的阻力/形成的反压是周期性地出现的(即，当阀板部段132、134旋转远离控制端口78时，病人用入口68内的反压通过控制端口78得到了释放)。结果使得形成了所需的振荡PEP效应。应该注意：即使通过通路106的空气流由于惯性作用而被周期性地中断，但叶片组件140、142仍会继续旋转。类似地，叶片组件140、142可被构造以便用作飞轮，由此降低了对于控制端口78的打开时间的敏感度。
在一些实施例中，驱动机构82的尺寸特征与阀体80和该一个或多个控制端口78是相互关联的，从而使得在100Pa的压力下的10lpm的流速下，阀体80每秒在控制端口78处产生了约15个脉冲，且压力脉冲处在约3,000Pa的压力下。在高于10lpm的流速下，阀结构172将会打开且可进行摆动以便保持驱动机构82的入口压力。第四释放端口布置98可被构造以便在100Pa的压力下以达到20lpm的流速流动(例如，当阀结构172“打开(open)”时)，以便将反压和速度保持在10lpm到30lpm范围内的大约一致的水平上。然而，另一种可选方式是，治疗装置60可被构造以便呈现出其它运行特性。
参见图2和图8A，在主动运行模式下，控制器件84进行运转从而就流体流通方面而言“关闭(close)”该通路106(例如，突片166被完全插入狭槽90内)。进一步地，入口74a-74c被流体流通地连接至加压流体源48(图1)。例如，在一些实施例中，可使用流转向组件(未示出)以便将单个加压流体源(例如正压气体源，所述气体例如为空气、氧等)流体流通地连接至供应入口74a-74c中的每个供应入口；另一种可选方式是，可设置两个或更多个流体源。无论怎样，空气、氧或其它空气受力或被引导而进入供应入口74a-74c内。特定地参见图8A，流入第一病人用供应入口74a内的流体流由箭头A表示且通过喷嘴100a被引向控制端口78a。正如前文所述，环境空气经由第二释放端口布置94被夹带在由喷嘴100a产生的流中。在阀体80，且特别是阀板部段132、134，并未阻塞控制端口78a(相对于喷嘴100a)的情况下，空气流继续通过控制端口78a并进入病人用入口68内。尽管在图8A的视图中无法看到，但在第二病人用供应入口74b/第二喷嘴100b与第二控制端口78a之间建立了相似的关系。
相反，且如图8B所示，当控制端口78a和控制端口78b(图8B中不可见)被阀板部段132、134阻塞或“关闭(close)”时，从喷嘴100a、100b通往病人用入口68的空气流被有效地中止(应该理解：在图8B的视图中，仅有第一病人用供应入口74a/喷嘴100a、第一控制端口78a和第一阀板部段132是可见的)。同样地，驱动机构82进行运转以使阀体80相对于控制端口78a、78b连续旋转，以使得从供应入口74通往病人用入口68的正压空气流被“斩断(chopped)”或产生振荡，从而在病人的呼吸循环(该循环至少包括病人的吸气阶段)期间进行CHFO医治。
为了更好地确保朝向病人用入口68(且因此朝向病人)形成正压空气流，控制器件84关闭了通路106，从此使得第一室72内的所有空气都受力通过该控制端口78。就这方面而言，如图8c所示，流动通过驱动供应入口74c的流体流作用在驱动机构82上，且特别是作用在叶片组件140、142上，并驱动所述驱动机构，且特别是驱动所述叶片组件。特别是，来自加压流体源48(图1)的受力流体流经由驱动供应入口74c进入第二室101内且作用在叶片本体150、162上，正如前文所述。换句话说，治疗装置60在主动模式下的运行与病人的呼吸无关。进一步地，在病人的呼吸循环的呼气阶段期间，从喷嘴100a、100b向着病人用入口70持续地产生着脉冲气体流，从而形成了振荡PEP效应。由此，为了将发生呼吸累积(stacked breath)的可能性降至最低程度，病人呼出的空气可经由第一释放端口布置92而从病人用入口70中被排放出来。例如，单向阀结构174可被组装到释放端口布置92上，该单向阀结构(以主动模式)进行运转从而使得空气流仅可从病人用入口70通过该释放端口布置92向外流动，因此使得在控制阀78a、78b被堵塞的堵塞期间病人仍可自由地呼气。还可进一步设置附加的控制机构(未示出)，当装置60以上述被动模式运行时(即，病人呼出的所有空气都通过控制端口78a、78b)，该控制机构就流体流通方面而言“关闭(close)”了释放端口布置92/阀结构174。另一种可选方式是，装置60可包括有利于从病人用入口70中排放出呼出空气的其它特征(未示出)，和/或可去掉第一释放端口布置92。类似地，在主动模式下，第三释放端口布置96/阀结构170可被永久“关闭(close)”，从而经由控制端口78a、78b提供所有的吸入空气流。
尽管上述装置60借助于来自两个病人用入口74a和74b的基本上相同的流体流来提供CHFO治疗，但在其它实施例中，装置60可被构造以使得使用者能够选择或改变CHFO的程度。例如，可设置一种机构(未示出)，该机构使得流体不从供应入口74a或74b中的一个供应入口流出(当需要更低的CHFO程度时)并持续地“堵塞(block)”相应的控制端口78a或78b(例如，供应入口74a或74b可就流体流通方面而言与压力源脱开联接，且关闭器件(未示出)相对于相应的控制端口78a或78b而被致动)。更进一步地，该装置60可产生变型以便包括三个供应入口/喷嘴74/100且包括三个供应端口78，且供应入口/喷嘴74/100中相应的供应入口/喷嘴被选择性地启动/制动且相应的控制端口78被选择性地堵塞以便提供三种CHFO程度。另一种可选方式是，这三个供应入口74可并入单个喷嘴100内，这同样使得使用者可通过“启动(activate)”所需数量的供应入口74而选择所需的CHFO程度。
除了上述被动模式(例如振荡PEP)和主动模式(例如CHFO)以外，治疗装置60可进一步被构造以便提供附加的呼吸治疗形式。例如，且返回图1，喷雾器50(图1)可被流体流通地连接至病人用入口36(且可选地与该入口脱开连接)以便为病人提供雾状药物和其它医治。因而，对于图2所示的典型治疗装置60而言，壳体62可形成或包括附加的端口(未示出)，喷雾器50被流体流通地连接至所述附加的端口。在一些实施例中，喷雾器端口被设置在接口器86处或与所述接口器相邻的位置处，从而使得喷雾器流直接流向病人而不会受到断流阀组件64的作用。另一种可选方式是，可在端板69处形成喷雾器端口，或者在沿壳体的介于端板69与接口器86之间的任何其它点处形成喷雾器端口。在其它实施例中，入口端口74a-74c中的一个或多个入口端口可用作喷雾器端口。在另外的其它实施例中，喷雾器50可包括连接件，所述连接件被物理地附接到接口器86上。无论怎样，在断流阀组件64的运行过程中(被动模式或主动模式)，可提供喷雾状的空气。另一种可选方式是，呼吸治疗装置60可被构造以使得当处在喷雾器运行模式下时，断流阀组件64被暂时“锁定(locked)”，从而使得阀体80不会旋转且阀板部段132、134不会阻塞控制端口78。
另一种可选方式是或此外，治疗装置60可适于在需要时通过将加压流体源48(图1)流体流通地连接至病人用供应入口74a、74b中的一个或两个供应入口而提供CPAP治疗(在医治过程中可同时进行喷雾化或者可不同时进行喷雾化)，同时同样“锁定(locking)”断流阀组件64。特别是，断流阀组件64被保持在锁定位置处，由此阀体80不产生旋转，且控制端口78a、78b没有被阀板部段132、14阻塞，从而使得持续地向病人提供正压空气流。例如，且参见图5A和图8A，可设置一个或多个机构，该机构在被致动时会使第一驱动轴152与第一叶片本体150脱开联接(从而使得驱动轴152不会随着叶片本体150的旋转而旋转)，并且将阀体80保持在图8A所示的“打开(open)”位置处(例如，利用磁体、利用捕获阀板部段132、132中的一个或两个部段的本体、等等其它方式)。类似地，装置60可产生变型以便提供基线压力CPAP治疗，同时可进行CHFO医治或者可不同时进行CHFO医治。例如，断流阀组件64可被构造以使得阀体80仅影响来自第一供应入口74a的流体流，而来自第二供应入口74b的流体流则被持续地供应至病人用入口70。对于该方案而言，第二供应入口74b提供了特定的基线压力(例如5cm的水)作为CPAP治疗，而断流阀组件64在以如上方式产生CHFO效应的过程中作用在来自第一供应入口74a的流体流上。就这方面而言，断流阀组件64可在不需要进行CHFO治疗的期间正如上文所述地被“锁定(locked)”。在又一相关实施例中，装置60可被构造以便提供变化的可选择的CPAP程度。例如，可引入一种机构(未示出)，该机构部分地限制(以持续的方式进行限制)一个或多个喷嘴100的入口端114(图4A)和/或出口端116(图4A)或相应的供应入口74，使该限制达到所需程度(以此来指示提供的CPAP的程度)。另一种可选方式是，可在系统内形成首科的泄漏(例如，可将释放端口布置和排往环境的相应控制阀设置在病人用入口70和/或第一室72中的一个部件处或者两个部件处)。更进一步地，可对病人用入口74中的一个或两个入口进行选择性地“启动(activated)”以便提供如上所述的CPAP治疗(应该理解：在通过两个病人用入口74提供流体流的情况下，CPAP程度将比仅用其中一个病人用入口74所提供的CPAP程度更大)。
在另外的其它实施例中，该装置可被构造以便可选地以被动模式提供持续PEP治疗。特别是，断流阀组件64被“锁定(locked)”在如前所述的打开状态，且供应入口74与加压流体源48(图1)脱开连接。结果是，控制端口78用作限制呼出空气的限流器，因此形成或提供了PEP效应。
无论是否提供附加的运行模式，治疗装置60都提供了显著优于以前设计的优点，这是因为其既可在被动模式下运行又可在主动模式下运行。例如，可在刚进行完外科手术后、在准许进入护理者所在机构(例如医院)的情况下、在等等其它情况下为病人提供该治疗装置60，并且指导病人在被动模式下使用该治疗装置60。这使得病人能够立即开始接受振荡PEP治疗。随后，在护理者观察到(通过x射线、呼吸音、血液分析等手段)需要进行更强力度的振荡治疗以便帮助进行气道清理和/或气道扩张时，治疗装置60可随后被连接至加压源(例如图1所示的加压流体源48)并被切换至主动模式。在进行了主动医治之后，治疗学家可将治疗装置60留给病人以使得该病人可在护理者无需在场的情况下继续进行被动治疗。换句话说，病人可实际上在远离护理者所在机构的任何位置处继续使用该治疗装置60。
尽管上文所述的呼吸治疗装置60既提供了被动运行模式又提供了主动运行模式，但在根据本发明的披露内容的其它实施例中，可在仅被动或者振荡PEP装置中采用相似的运行原理(该装置会与病人的呼吸产生相互作用)。例如，图9示出了另一可选的示例性呼吸治疗装置186的分解视图。治疗装置186在许多方面与前述呼吸治疗装置60(图2)是相似的，且包括壳体188(总体上的附图标记)和断流阀组件190。壳体188包括前部部分192、中隔板194、后部部分196和端板198。断流阀组件190包括一个或多个控制端口200a、200b、阀体202和驱动机构204。正如下文更详细地描述地，驱动机构204使阀体202响应于病人呼出的空气流而产生旋转从而周期性地阻塞或关闭控制端口200a、200b。
壳体188的前部部分192包括渐细的接口器208，且所述前部部分形成或限定出病人用入口210，而后部部分196形成了第一室212。板194将病人用入口210与第一室212分隔开来，且形成了一个或多个控制端口200a、200b。正如前面的实施例那样，尽管图中示出了两个控制端口200a、200b，但任何其它更少或更多的数量也是可接受的。无论怎样，病人用入口210与第一室212之间的流体流都要流经该一个或多个控制端口200a、200b。
后部部分196进一步形成了第二室220，且在一些实施例中形成了排放室(在图9的视图中是不可见的)。第二室220被制成一定尺寸以便接收下文所述的驱动机构204的相应部分，且所述第二室通过中隔壁222与第一室212就流体流通方面而言隔离开来。就这方面而言，且如图10最佳示出地，中隔壁222形成了通路224，流体流可从第一室212(图9)通过所述通路流向第二室220(如图10大体上示出地)。此外，中隔壁222限定出第一孔眼226a和第二孔眼226b，所述第一孔眼和所述第二孔眼被制成一定尺寸以便接收下文所述的驱动机构204的相应部件。最后，且返回图9，端板198适于组装到后部部分196上，且用来关闭第二室220。如图所示，端板198可形成沟槽228，所述沟槽被制成一定尺寸以便可旋转地保持下文所述的驱动机构204的相应部件。
阀体202与前述阀体80(图2)是相似的，且在一些实施例中，所述阀体202包括底部230、第一阀板部段232和第二阀板部段234。所述阀板部段232、234根据控制端口200a、200b被制成一定形状和尺寸，从而使得当阀板部段与控制端口对齐时，阀板部段232、234可同时阻塞或“堵塞(block)”控制端口200a、200b。无论怎样，阀板部段232、234从底部230沿径向延伸，所述底部被构造以便附固到驱动机构204的相应部件上。
驱动机构204与反式罗茨鼓风机类似，且包括第一叶片组件240和第二叶片组件242以及第一齿轮244和第二齿轮246。叶片组件240、242分别包括叶片本体250a、250b，所述叶片本体被分别共轴地安装到轴252a、252b上或者与所述轴一体成形。轴252a、252b进一步被组装到齿轮244或246中相应的一个齿轮上或与所述齿轮一体成形，且阀体202被安装到第一叶片组件240的轴252a上。在最终组装好之后，叶片本体250a、250b以啮合方式彼此界面相接，齿轮244、246也同样如此。
现在开始参见图11，呼吸治疗装置186的组装包括将叶片本体250a、250b/齿轮244、246安放在由壳体188限定出的第二室220内。如图所示，轴252a、252b从第二室220延伸出来并延伸进入第一室212内。阀体202被组装到第一叶片组件240的轴252a上(或者被组装到第二叶片组件242的轴252b)上，且因此相对于第一室212进行了设置。中隔壁222的作用在于：在除了通路224以外的地方使第一室212与第二室220就流体流通方面而言隔离开来。
中隔板194和前部部分192随后被组装到后部部分196上，如图12所示(应该理解：在一些实施例中，前部部分192和板194可一体成形)。特别是，在组装引导部分192/板194时，阀体202与该一个或多个控制端口200a、200b是相关联的。例如，阀体202被定位以使得阀板部段232、234通过阀体202的旋转而与控制端口200a、200b中相应的控制端口选择性地对齐。图13A示出了最终组装好的治疗装置186。
图13B的剖视图最佳地示出了治疗装置186的各个部件的关系。同样地，病人用入口210经由控制端口200a、200b(应该理解：在图13B中仅有第一控制端口200a是可见的)被流体流通地连接至第一室212。阀体202被保持在第一室212内，以使得阀板部段232、234(应该理解：在图13B的视图中仅有第一阀板部段232是可见的)与控制端口200a、200b选择性地对齐，从而阻塞病人用入口210与第一室212之间的流体流。第一室212经由通路224被流体流通地连接至第二室220。第二室220保持着叶片组件240、242(应该理解：在图13B的视图中仅有第一叶片组件240是可见的)。进一步地，第二室220经由出口孔256被流体流通地连接至排放室254。第一室212还经由释放端口布置258被流体流通地连接至排放室254，阀组件260(例如单向伞形阀)被组装到所述释放端口布置上。最后，排放室254在排放出口262处通往环境。由此，排放室254可将出口孔256和/或释放端口布置258的其中之一在使用过程中不小心被阻塞的几率或者这二者在使用过程中都不小心被阻塞的几率降至最低限度。然而，在其它实施例中，也可去掉排放室254。
在使用过程中，断流阀组件190的运行包括叶片组件240、242响应于进入第二室220内的空气流而产生的旋转，下文将会对此做更详细地描述。第一叶片组件240的旋转导致阀体202产生相似旋转，因此使阀板部段232、234周期性地移动处于与控制端口200a、200b中相应的控制端口对齐和不对齐的状态，从而在病人呼气时在病人用入口210中产生振荡PEP效应。
例如，参见图14A和图14B，接口器208(或者被附接到接口器208上的其它部件，如喷雾器连接器)被置于病人嘴里(未示出)，且病人通过病人用入口210进行呼吸循环。在吸气阶段期间，环境空气易于经由释放端口布置266进入病人用入口210内，通过该释放端口布置的流受到单向阀结构268(如伞形阀)的控制。在呼气阶段，病人呼出的空气被引导通过病人用入口210且被引向板194。对于图14A和图14B所示的阀体202相对于控制端口200a、200b的布置而言，阀板部段232、234并未与控制端口200a、200b对齐，从而使得病人呼出的空气从病人用入口210流动通过控制端口200a、200b并流入第一室212内。这种流动型态由图14A和图14B中的肩头表示。第一室212内的空气流流动通过通路224并流入第二室220内，且随后与叶片组件240、242产生相互作用。特别是，第二室220内的空气流导致叶片组件240、242产生旋转，且空气流随后被排出第二室220(在图14A所示的出口孔256处被排出)而通往排放室254。排放室254内的空气随后经由排放出口262被排放到环境中。
如图14A和图14B所示，阀结构260控制在第一室212与排放室254之间的流动通过释放端口布置258的流体流。在一些实施例中，阀结构260是单向式旁通阀，该阀具有预定的打开或旁通压力。在这种情况下，只要第一室212内的空气流低于阀结构260的打开压力，则阀结构260保持关闭状态，从而使得所有的空气都如上文所述地流入第二室220内。然而，在第一室212内的压力高于阀结构260的打开压力的情况下，阀结构260将会“打开(open)”并允许第一室210内的空气的一部分绕过第二室220/叶片组件240、242并经由释放端口布置258直接流入排放室254内。通过这种方式将第二室220上的压力降保持处在大约等于阀结构260的打开压力的水平下。
叶片组件240、242响应于进入第二室220内的呼出空气而产生的旋转导致阀体202也产生旋转。为了导致出现阀体202起初与控制端口200a、200b对齐的情况(且因此可阻碍进入第二室200内的足以启动叶片组件240、242进行旋转的所需空气流)，可设置这样的器件(未示出)，使用者通过这种器件能够使阀体282产生自致动式的移动；可设置带阀的导管，所述带阀的导管使病人用入口210与第二室220流体流通地相连；等等其它情况。无论怎样，阀板232、234将与控制端口200a、200b中相应的控制端口周期性地对齐，例如图15A和图15B所示。当如此对齐时，基本上阻止了病人在病人用入口210处呼出的空气通过控制端口200a、200b。结果使得在病人用入口210内形成了反压，该反压进一步被作用于病人。该空气流由图15A和图15B中的箭头表示。由于阀体202响应于呼出的空气而基本上持续地旋转，因此使得以周期性的方式或振荡的方式形成了该反压。换句话说，在病人用入口210内形成了反压“脉冲(pulse)”，且当阀板部段232、234移动离开控制端口200a、200b时，病人用入口210中的反压被“释放(released)”。在一些实施例中，呼吸治疗装置186被构造从而使得通过在100Pa的压力下以10lpm的流速流动的呼出空气流来驱动断流阀组件190，从而每秒在控制端口200a、200b处产生15个脉冲，且压力脉冲处在约3,000Pa的压力下。在高于10lpm的流速下，阀结构260将会打开且可产生摆动从而保持驱动机构204的入口压力。在相关实施例中，阀结构260被构造以便在100Pa的压力下形成流速达20lpm的流，这使得在病人用入口210中大体上保持了所需反压且使得旋转速度恒定处于10lpm-30lpm的范围内。然而，另一种可选方式是，呼吸治疗装置186可被构造以便呈现出不同于上文所述的那些特性的多种性能特征。
图16大体上示出了另一示例性呼吸治疗装置280，且该装置的构造与前述装置60(图2)是相似的。特别是，装置280包括壳体282和断流阀组件284。壳体282与(前面结合图2所示的)壳体62类似，且大体上限定出病人用入口286、第一室288、第二室290和供应入口292(图16示出了其中一个供应入口)。与壳体62相比，第一室288和第二室290就流体流通方面而言彼此永久地隔离开来(即并未设置凹口(图4A))。断流阀组件284与断流阀组件64(图2)类似，且包括介于病人用入口286与第一室288之间的控制端口294(图中示出了其中一个控制端口)、阀体296和驱动机构298。
总的来说，装置280作为“仅主动(active only)”的构型而运转，由此使得该装置无法使加压流体源48(图1)与供应入口292脱开连接并实施手动的被动振荡PEP治疗。然而，该装置可实现前述CHFO(且可选地实现CPAP)治疗，且实现方式与现有CHFO装置相比有了显著改善。例如，该装置280可被直接连接至实际上任何的加压流体源并仍可提供CHFO治疗(即：由于装置280本身将进入的恒压流体流变为振荡流并提供给病人，因此无需设置独立的“驱动器(driver)”单元)。相似地，且与现有技术中的设计不同地，装置280可如前所述地相对于装置60(图2)产生变型从而独立地或者与CHFO医治同时地提供附加的运行模式，例如传输雾状药物、CPAP等。
图17示出了根据本发明的披露内容的原理的又一可选的示例性呼吸治疗装置300。该呼吸治疗装置300包括壳体302(总体上的附图标记)和断流阀组件304。壳体302通常包括外部壳体部分306和内部壳体部分308，所述外部壳体部分与所述内部壳体部分进行组合以便限定出第一室310(如图17相对于外部壳体部分306大体上示出地)和病人用入口312。断流阀组件304包括阀体314、驱动机构316和控制端口318。下文会提供各个部件的细节。然而，总的来说，在最终组装好之后，阀体314与控制端口318(由内部壳体部分308形成)选择性地相关联。驱动机构316选择性地控制阀体314沿向着控制端口318的方向和远离该控制端口的方向进行的移动，从而在病人用入口312内形成周期性反压，所述移动例如是响应于病人在呼吸循环的呼气阶段期间排出的空气而进行的。该反压进一步为病人提供了振荡PEP治疗。
外部壳体部分306是圆柱形的且被制成一定尺寸以便接收并保持内部部分308。附加地参见图18A，外部壳体部分306限定出第一端320、第二端322和中间部分324。第一端320形成了通路326，所述通路具有与内部壳体部分308的相应部段的直径或主要尺寸相称的直径或主要尺寸，从而使得在进行组装时，外部部分306和内部部分308在第一端320处就流体流通方面而言被密封。相反，第二端322形成了开口328，所述开口具有大于内部壳体部分308(和被附接到所述内部壳体部分上的任何其它部件)的相应尺寸的直径或主要尺寸。对于这种构型而言，壳体302在第二端322处被流体流通地通往环境。最后，中间部段324相似地限定出比内部壳体部分308的直径或主要尺寸更大的直径或主要尺寸，从而在内部壳体部分308与外部壳体部分306的中间部段304之间限定出第一室310。
在一些实施例中，内部壳体部分308包括接口器330和管道332。接口器330适宜于被安放在病人嘴里(或适于被组装到独立部件(例如喷雾器连接件)上，所述独立部件进一步适于被置于病人嘴上)，且因此在一些实施例中，该出口可具有如图17所示的椭圆状形状。无论怎样，接口器330被连接至管道332，且这两个部件进行组合以便限定出以连续通路的形式存在的病人用入口312。
管道332可呈现出多种不同构造，且包括或限定出近端部分334和远端部分336。如图17和图18A所示，管道332包括位于近端部分334处的外肩部338。正如下文更详细地描述地，在最终组装好之后，肩部338用作驱动机构316的支承件或支点。无论怎样，控制端口318被形成于远端部分336处或与所述远端部分相邻的位置处，并在病人用入口312与室310之间形成流体连接。尽管在图中被示作内部壳体部分308的一部分，但控制端口318实际上是断流阀组件304的一部分。
除了控制端口318以外，断流阀组件304还包括阀体314和驱动机构316，如图18A所示。在一些实施例中，阀体314是盘，所述盘的直径和形状与控制端口318的直径和形状是相称的(例如，阀体314可具有与控制端口318相同的形状尺寸，或者可大于或小于该控制端口318)。在一些实施例中，阀体盘314被制成一定尺寸以便略大于控制端口318从而可更好地实现对控制端口318的更为完全的选择性阻塞。如图18B最佳示出地，阀体盘314限定出相对的第一主要表面340和第二主要表面342。对于图18B所示的一个实施例而言，第一表面340是平的。然而，在其它实施例中，第一表面340可呈现出不同的形状，例如半球形、锥形等。无论怎样，第一表面340被构造以便与内部壳体部分308的外表面344大体上相匹配，在所述内部壳体部分处限定出了控制端口318。
返回图18A，在一些实施例中，驱动机构316与梁或其它悬臂型装置类似，且包括前端350和后端352。前端350被附固到阀体314上，而后端352适于组装到内部壳体部分308的肩部338上。如下文所述，驱动机构316用作悬臂梁，且因此呈现出所需的刚性以便进行重复的循环偏斜。在这种情况下，在一些实施例中，驱动机构/梁316由钢质弹簧制成，但其它材料也是可接受的。
最后，且如图17-图18B所示，在一些实施例中，呼吸治疗装置300进一步包括被安装到内部壳体部分308上的阀组件354。阀组件354可呈现出多种构型，且可与单向阀(例如阀瓣式止回阀或伞形止回阀)类似。因此，在一些实施例中，阀组件354包括形成了一个或多个孔358的框架356以及选择性地阻塞该孔358的阀结构360。对于这种构型而言，阀组件354使得环境空气流可流入管道332/病人用入口312内，但限制或防止了空气流从管道332/病人用入口312向外流出。
呼吸治疗装置300的组装过程包括将阀组件354附固到内部壳体部分308的远端部分336上。驱动机构梁316的后端352被组装(例如焊接、粘合、利用其它方式等组装)到内部壳体部分308的肩部338上。如图18A所示，在组装好之后，驱动机构梁316是大体上直的且相对于控制端口318对阀体314进行定位或“在该控制端口上(over)”对该阀体定位或者使该阀体与该控制端口对齐或使该阀体“在该控制端口上(over)”对齐。
因而，在图18A所示的空档或静止状态下，阀体314处在非常邻近控制端口318的位置处从而明显地限制了通过控制端口318的流体流。在一些实施例中，且如图18B最佳示出地，驱动机构316被构造以使得当驱动机构316处在空档或静止状态下时，在阀体314与内部壳体部分308的外表面344(所述内部壳体部分限定出控制端口318)之间形成了微小的间隙362。间隙362的尺寸决定了病人用入口312内的压力降水平，且间隙362的尺寸与病人用入口312内的压力降存在反向关系。在这种情况下，在一些实施例中，间隙362小于0.1英寸；且在其它实施例中，小于0.08英寸，且在另外的其它实施例中小于0.04英寸。然而，另一种可选方式是，其它尺寸也是可接受的，这也包括去掉间隙362的情况。例如，令人感到惊讶的是，在控制端口318具有0.28英寸大小的直径、阀体314为具有0.36英寸大小的直径和11.6克的质量的圆盘、驱动机构梁316由不锈钢制成且具有2.5英寸大小的长度的情况下，对于0.011英寸大小的间隙362而言，使得治疗装置300在20lpm的流速下实现了所需压力降/响应。特别是，在一些实施例中，呼吸治疗装置300在20lpm的流速下所产生的压力降处在100-2,500Pa的范围内。
在使用过程中，将治疗装置300提供给病人，同时将关于使用过程中的所需取向的说明书提供给病人。就这方面而言，且在一些实施例中，当控制端口318在空间上被定位在治疗装置300的由病人握持的“侧部(side)”处时，治疗装置300可提供最佳性能。接口器300的椭圆形或长圆形形状以可见的方式为病人提示了所需的取向。尽管在对治疗装置300进行空间定向从而使得控制端口318面“朝外(outwardly)”(例如呈现图18A和图18B所示的取向)或者面“朝上(upwardly)”时的情况下该治疗装置300也可进行运转，但直立的取向可在断流阀组件304的运行过程中更好地产生重力效应。
尽管如此，为便于说明起见，下面仍将结合图19A和图19B在治疗装置300处于“向下(downwardly)”取向的情况下对该治疗装置300的运行进行描述。然而，应该理解：在其它实施例中，治疗装置300优选在空间上由病人握持，以使得控制端口318/阀体314位于治疗装置的被握持的“侧部(side)”处(即：进入图19A和图19B的页面内)。在这种情况下，在将接口器330(或被组装到接口器330上的其它部件)插入病人嘴里之后，病人进行多次呼吸循环。在吸气阶段期间，环境空气流易于经由孔358/阀组件354进入病人用入口312内。在呼气阶段期间，病人呼出的空气受力而通过病人用入口312并向着管道332的远端部分336移动。阀组件354防止了呼出的空气经由孔358流出管道332。代替的方式是，该呼出的空气流被引向控制端口318且被引导通过该控制端口；流出控制端口318的空气流沿远离管道332(且因此远离控制端口318)的方向将力施加到阀体314上，如图19A中的箭头所示。驱动机构梁316产生偏移以便允许阀体314响应于该力的作用而产生移动，该驱动机构在肩部338处进行枢转。随着阀体314移动远离控制端口318，病人用入口312内的压力被降低下来，且空气流继续流往室310且随后经由开口328流向周围环境。
驱动机构梁316被构造从而使其响应于预期作用阀体314上的力(即：与成年病人的呼吸过程的呼气阶段相关地而预期在控制端口318处产生的空气流压力)而仅产生有限程度的偏斜，且因此限制了阀体314产生较大程度的移动而远离控制端口318。此外，随着阀体314与控制端口18进一步隔开，来自控制端口318的空气流/压力在阀体314上产生的力会由于间隙36面积的增加而自然下降。在最大偏斜点处(图19A)，驱动机构梁316的弹簧状属性随后使阀体314朝向控制端口318而往回受力，从而使得阀体314再次更明显地阻塞通过控制端口318的空气流。驱动机构梁316最终返回图19B所示的近空档位置，在该近空档位置处，阀体314大体上关闭了控制端口318，且在病人用入口312内再次形成了反压。随后作用在阀体314上的力因而升高，导致驱动机构梁316再次如上所述地产生偏斜。阻断阀组件304的该循环移动在整个呼气阶段期间持续进行，由此在病人用入口312内形成了周期性出现的反压。病人进一步受到了振荡PEP医治，且病人呼出的空气被用作该驱动机构梁316的唯一输入力。
尽管上面已经结合悬臂梁型谐振断流阀组件304对呼吸治疗装置300进行了描述，但在其它实施例中，可使用不同的构型。例如，图20示意性地示出了与管道372相连的另一种可选的示例性断流阀组件370，所述管道形成了病人用入口373和控制端口374。由此，图20所示的管道372与图18A所示的管道332是类似的。无论怎样，断流阀组件370采用摇杆式布置，且包括阀体376和驱动机构378。阀体376根据控制端口374的尺寸而被制成一定尺寸(例如与控制端口的尺寸相同、比该尺寸略小或略大)，且被驱动机构378保持或驱动。就这方面而言，驱动机构378包括臂部380、支承件382和偏置装置384。
臂部380保持着阀体376且在枢转点386处被枢转地安装到支承件382上。臂部380包括第一侧388和相对的第二侧390，阀体376被形成于所述第一侧处或者被附固到所述第一侧处。如图所示，第二侧390被构造以便提供附加的质量从而使阀体376的质量体产生偏移。无论怎样，支承件382枢转地保持臂部380且可被组装到管道372上或者被成形为该管道的一部分。
偏置装置384将偏置力施加到与控制端口374相对的阀体376上。在一些实施例中，偏置装置384是盘簧，所述盘黄在第一端392处被紧固到阀体376/臂部380上且在相对的第二端394处被紧固到支承结构396上(如图20大体上示出地)。由此，在一些实施例中，支承结构396可由外部壳体部分306(图18A)形成或者可被设置为该外部壳体部分的一部分。
无论实际构造怎样，断流阀组件370提供了平衡的摇杆布置，且偏置装置384用作刚性元件。在使用过程中，阀体376限制了来自病人用入口373/控制端口374的空气流，且偏置装置384周期性地控制阀体376与控制端口374之间的距离或间隙(且因此周期性地控制对呼出空气流产生的阻力)。同样，当阀体376接近控制端口374时，在病人用入口373内(连同病人在呼吸循环的呼气阶段期间产生的持续空气流一起)形成了反压。因而，通过这种布置使得可提供振荡PEP治疗，且断流阀组件370的运行与相应的呼吸治疗装置/壳体的取向无关。尽管图中并未示出，但可通过壳体302设置附加的一个或多个喷雾器端口或者可由所述壳体形成该附加的一个或多个喷雾器端口，通过所述附加的一个或多个喷雾器端口可为病人提供雾状药物。
图21A和图21B示出了又一可选的示例性断流阀组件400。如图21B最佳示出地，断流阀组件400与管道402相关联，该管道与前述管道332(图18A)类似，且限定出病人用入口404和控制端口406。
在理解了上述内容的情况下，断流阀组件400包括控制端口406、阀体408和驱动机构410。同样地，阀体408根据控制端口406的尺寸和形状而被制成一定尺寸和形状，正如前面所述地那样(例如，二者尺寸相同、阀体408的尺寸略大、阀体408的尺寸略小、等等其它情况)。对于图21A和图21B的实施例而言，驱动机构410与比例弹簧质量体系统类似且包括飞轮412和偏置装置414。飞轮412相对于管道402被可旋转地安装，这例如是通过心轴416实现的。如图21A所示，例如，心轴416可被安装到由相应治疗装置的壳体(未示出)提供的多个表面418a、418b上或者由所述多个表面保持。无论怎样，飞轮412可自由旋转。
偏置装置414限定出第一端420和第二端422。第一端420被紧固到阀体408上，而第二端422被紧固到飞轮412上，这例如是通过如图21A所示的指部424实现的。在一些实施例中，偏置装置414是线性弹簧，但在其它实施例中，该偏置装置可呈现出其它形式，例如扭转盘簧。
无论实际构造是怎样的，在使用过程中，阀体408用来限制从病人用入口404通过控制端口406的空气流。就这方面而言，对空气流形成的阻力的水平与阀体408与控制端口406之间的间隙426(图21B)成函数关系(且因此，在病人的呼吸循环的呼气阶段期间在病人用入口404内产生的反压也与该间隙成函数关系)。驱动机构410进一步对该间隙的尺寸或大小进行控制。特别是，当呼出的空气被引导通过控制端口406时，阀体408受力而远离控制端口406，且偏置装置414对施加在阀体408上的空气流的力形成了阻力。进一步地，当阀体408移动远离控制端口406时，该力被转移到偏置装置414上，且随后被转移到飞轮412上。结果是，飞轮412略微旋转(例如相对于图21B的取向而言进行逆时针旋转)。在特定点处，偏置装置414的弹簧力克服了通过控制端口406的空气流的力，从而使得：偏置装置414使阀体408受力而朝向控制端口406往回移动。就这方面而言，飞轮412用作用于使阀体408移动的导引装置，这确保了阀体408向着与控制端口406对齐的状态往回移动。因而，通过这种方式使得在病人用入口404内形成了周期性的反压，因此使得在病人的呼吸循环的呼气阶段期间将振荡PEP治疗提供给病人。
尽管前面已经结合仅被动的装置(例如响应于病人的呼气而提供振荡PEP治疗)对呼吸治疗装置300(图17)以及多种断流阀组件370(图20)、400(图21A、图21B)进行了描述，但在其它实施例中，可使用相似地设计构型以便提供一种既能在被动模式下运行(例如振荡PEP)又能在主动模式下运行(例如CHFO)的呼吸治疗装置440。例如，图22示出了根据本发明的方面的另一种可选的示例性呼吸治疗装置440。呼吸治疗装置440与前述呼吸治疗装置300(图17)非常相似，且包括壳体442和断流阀组件444，所述断流阀组件包括第一断流阀子组件446和第二断流阀子组件448。同样地，壳体442包括外部部分450和内部部分452，所述外部部分与所述内部部分进行组合以便限定出室454。内部部分452包括接口器456和管道458，所述接口器与管道进行组合以便限定出病人用入口460。进一步地，管道458形成了第一控制端口462，所述第一控制端口将病人用入口460与室454流体流通地连接起来。就这方面而言，第一断流阀子组件446与前述断流阀组件304(图17)是类似的，且响应于呼出的空气而在病人用入口460内产生了振荡反压。换句话说，第一断流阀子组件446以前述方式运行，从而提供了振荡PEP治疗。
除了上述情况以外，壳体442包括从内部壳体部分452延伸出来且从外部壳体部分450向内部延伸的供应入口464。供应入口464被构造以便流体流通地连接至外部加压流体源(图中未示出，但与图1所示的加压流体源48类似)，且被流体流通地连接至第二控制端口466，所述第二控制端口是由管道458形成的或者被连接至所述管道。
在理解了上述内容的情况下，第二断流阀子组件448与第一断流阀子组件446类似且包括第二控制端口466、阀体468和驱动机构470。阀体468具有与第二控制端口466的尺寸和形状相称的尺寸和形状，从而使得阀体468可阻塞通过第二控制端口466的流体流。尽管图中未示出，但多种的一个或多个释放端口布置和一个或多个相关阀结构可进一步与第二断流阀子组件448相关地被包括在内，以便确保达到足够的压力从而产生所需压力脉冲/体积，和/或夹带环境空气。
在一些实施例中，驱动机构470是具有第一端472和第二端474的细长梁。第一端472保持着阀体468，而第二端474被构造以便安装到内部肩部476上，在一些实施例中，该内部肩部是由管道458形成或提供的。
因而，在最终组装好之后，阀体468/驱动机构470被定位在管道458的内部，且阀体468与第二控制端口466对齐。在使用过程中，在病人用入口460内产生了正压空气流，且该流体流被引向第二控制端口466。第二断流阀子组件448进行运转以便周期性地中断通过第二控制端口466并进入病人用入口460内的流体流。特别是，且如前所述，驱动机构梁470使阀体468以循环方式相对于第二控制端口466进行移动，由此以变化的方式阻塞进入病人用入口460内的流体流。因此，当呼吸治疗装置440以主动模式运行时(即，当治疗装置440被连接至图1所示的加压流体源48时)，呼吸治疗装置440在病人的呼吸循环(包括吸气阶段在内)期间为病人提供CHFO医治。相反地，治疗装置440也可与加压流体源脱开连接(且供应入口464在流体流通方面被关闭)并以被动模式运行以便提供振荡PEP治疗。尽管图中未示出，但治疗装置440可包括附加的特征以便有助于使用该治疗装置440提供雾状药物、CPAP治疗(持续或可变)、等等其它情况，正如上文结合装置60所述地那样(图2)。更进一步地，治疗装置440可产生变型以便用作“仅主动(active only)”的装置，这例如是通过去掉第一断流阀子组件446而实现的。
图23A和图23B示出了又一种可选的示例性呼吸治疗装置500。呼吸治疗装置500包括壳体502(总体上的附图标记)和断流阀组件504(总体上的附图标记)。下文会提供各个部件的细节。然而，总的来说，壳体502保持着断流阀组件504，且形成了病人用入口506，所述病人用入口经由控制端口510被流体流通地连接至室508。断流阀组件504包括阀体512和驱动机构514(总体上的附图标记)。在使用过程中，驱动机构514使阀体512相对于控制端口510进行移动，从而使得阀体512以可变方式限制通过控制端口510的空气流。通过这种方式，使得在病人用入口506内形成了脉冲反压，由此提供了振动PEP治疗。
壳体502包括外部部分520、内部部分522和孔口本体524。外部部分520提供了外部框架，该外部框架被制成一定轮廓以便于使用者操纵该治疗装置500，且外部部分保持着其各个部件。
内部壳体部分522包括接口器526和管道528。接口器526被制成一定尺寸和形状以便于被安放在病人的嘴里(或者组装到适于安放在病人嘴里的独立部件上，该独立部件例如为喷雾器连接件)，且可与管道528一体成形。无论怎样，接口器526与管道528进行结合以便限定出病人用入口506，空气流通过该病人用入口流向病人或从病人处流出。就这方面而言，管道528从接口器526延伸至后侧530。
附加地参见图24，孔口本体524在管道528的后侧处被组装到该管道上或者被成形为该管道的一部分。孔口本体524包括缘边532和壁部534。如图24最佳示出地，控制端口510被成形在壁部534中。此外，壁部534形成了释放端口布置536，该释放端口布置包括一个或多个孔538。释放端口布置536保持着阀结构540，该阀结构使得空气流仅沿单个方向通过该孔538。无论怎样，缘边532形成了与控制端口510相邻的狭槽542。对于这种构型而言，被插置通过该狭槽542的本体可选择性地阻塞整个控制端口510或阻塞该控制端口的一部分。
返回图23A和图23B，阀体512被制成一定尺寸以便被可滑动地插入狭槽542内且该阀体包括前部部段544和后部部段546。前部部段544被制成一定尺寸以便被可滑动地安放在狭槽542内，且在一些实施例中，该前部部段具有渐细形状。无论怎样，后部部段546被构造以便附接到驱动机构514的相应部件上，正如下文所述。
对于图23A和图23B的实施例而言，驱动机构514被构造以便作为EMF谐振器进行运转且包括谐振器系统548(包括梁550和微型马达组件552)、控制电路554、致动器556和电源558。总的来说，电源558为微型马达组件552供电。响应于使用者在致动器556处实施的引发行为，电路554启动微型马达552，这进一步导致梁550产生谐振，在一些实施例中，该梁在梁的固有频率下进行谐振。无论怎样，梁550产生振动，这导致附接的阀体512相对于控制端口510移动。
梁550相对较薄且由刚性材料制成。在一些实施例中，梁550由钢制成，该材料呈现出低阻尼特性；另一种可选方式是，也可使用其它材料如塑料、陶瓷等。例如，在梁550由钢制成的情况下，其可具有0.01英寸大小的厚度。在使用其它不同材料的情况下，梁550的名义厚度可增加或减少
如下文更详细地描述地，在使用过程中，梁550经受振动力，这导致其前部部分560产生谐振(而后部部分562被保持固定)。在这种情况下，在一些实施例中，梁550被构造(例如在其材料和大小方面被构造)以便不仅装配在壳体的外部部分520的所需占据区域内，并且还呈现出高于所需水平的固有频率，从而使得当微型马达组件552和阀体512被附接到前部部分560上时，谐振器系统548的由此产生的固有频率将大约为所需的固有频率。例如，在一些实施例中，谐振器系统548(在梁550的前部部分560处)的所需固有频率为约15Hz。因而，在没有微型马达组件552和阀体512的质量的情况下，在一些实施例中，梁550呈现出高于15Hz(例如40-80Hz大小)的固有频率。因而，在存在阀体512和微型马达组件552的质量的情况下，可将附加的质量添加到梁550上以便将谐振器系统548的总的固有频率“微调(fine tune)”至约15Hz。当然，在其它实施例中，由梁550单独地和/或与微型马达组件552和阀体512相结合地呈现出的其它频率也是可接受的。
如图23A最佳示出地，微型马达组件552包括速度可变的微型马达570，该速度可变的微型马达使输出轴572产生旋转。不平衡的质量体574被安装到输出轴572上。因而，对于这种构型而言，微型马达组件552的运行导致产生了运行频率下的振动力载荷。微型马达570可呈现出许多种形式，且在一些实施例中，该微型马达是带电刷的直流(DC)马达，该马达适于使输出轴572在一定旋转速度下进行旋转，所述旋转速度与被供应给微型马达570的输入电压成比例关系。例如，微型马达570可与手机中使用的用于产生振动力的微型马达类似，例如由Maduchi Motor Co生产的商标设计为Model RF-J2WA的一种微型马达。无论怎样，微型马达570通过电子器件被连接至电路554，所述电路进一步调节由电源558供应给微型马达570的电压。
在一些实施例中，控制电路554是控制芯片或电路板，该控制芯片或电路板适于基于阀体512/梁550的位移和频率调节被施加到微型马达570上的电压并限制提供给微型马达570的电流。就这方面而言，控制电路554适于监控梁550，实际上将该梁视作电容器。对于这种方案而言，可既对位移又对频率进行测量。更特别地，可利用频率测量来控制提供给微型马达570的输出电压并保持所需速度，同时可利用位移测量来改变微型马达570的速度以便避免在梁550上产生“硬(hard)”停动。由此，如果梁550出现“硬(hard)”停动，则梁550将停止振荡且将需要时间重新达到准确的阀门开度和频率。图25示出了控制电路554的一种典型示意性构型。然而，应该理解：该构型仅是其中一种可接受的构型。
参见图23A和图23B，致动器556被构造以便引发控制电路554从而启动或停止向微型马达570传输功率。就这方面而言，致动器556可呈现出多种形式，且在一些实施例中，致动器是从壳体的外部部分520伸出的按钮或相似本体。另一种可选方式是，致动器556可呈现出多种其它形式，例如基于膜的传感器、无线致动器等。
最后，电源558为微型马达570和控制电路554提供适当功率，在一些实施例中，电源558被承载在壳体502的隔室内，且可呈现出任何适当的形式(例如一个或多个蓄电池)。
图26A和图26B示出了组装形式的呼吸治疗装置550。特别是，阀体512被组装到梁550的前部部分560上，以使得前部部段544延伸远离梁550。微型马达组件552被安装到阀体512的后部部段546上，如图26A最佳示出地。就这方面而言，尽管后部部段546适于接收微型马达组件552，但在其它实施例中，微型马达组件552可被直接安装到梁550上。
孔口本体524被联接至管道528的后侧530以使得壁部534延伸穿过管道528。如图26A所示，单向阀结构540被组装到释放端口布置536上以便控制通过孔538的流体流。
梁550随后被组装到壳体502上以使得后部部分562相对于该壳体502被附固，且阀体512在孔口本体524的狭槽542内可滑动地延伸。如图26B最佳示出地，在梁550的自然状态下，阀体512的前部部段544部分地阻塞控制端口510。进一步地，且如图26A最佳示出地，在阀体512与孔口本体524的壁部534(且因此与控制端口510之间)形成了微小的间隙582(总体上的附图标记)。
电源558被组装到壳体502上，如图所示，且被电连接至控制电路554和微型马达570，这例如是经由配线(未示出)实现的。控制电路554以及致动器556以相似方式被组装到壳体502上。
在使用过程中，微型马达组件552进行运转以使梁550产生谐振，且因此使阀体512产生谐振。如上所述，在一些实施例中，谐振器系统548(即：梁550、微型马达552和阀体512)被构造以使其呈现出的固有谐振频率约为阀体512相对于控制端口510进行移动的所需移动频率。通过在选定的固有频率下激发该谐振器系统548(且因此激发梁550)，使得输入力和作用可小于仅使梁550产生偏斜所需的力，因此导致降低了功率需求。因此，当马达组件552振动时，梁550产生谐振，这导致阀体512相对于控制端口510来回移动(例如相对于图26B的取向而言上下移动)。因而，在梁550产生谐振的情况下，阀体512以振荡方式选择性地“打开(open)”和阻塞控制端口510。
无论是否为微型马达570提供功率，在病人的呼吸循环的吸气阶段期间，环境空气都易于经由释放端口布置536进入病人用入口506内。在呼气阶段期间(且在经由致动器556适当地启动驱动机构514的情况下)，驱动机构514导致阀体512以振荡方式打开和关闭控制端口510。例如，且参见图27A，当梁550向下(相对于图27A的取向而言)谐振时，阀体512基本上关闭了该控制端口510，从而使得处在病人用入口506内的呼出空气流无法流动通过控制端口510。结果使得在该病人用入口506内形成了反压。相反地，且如图27B所示，当梁550向上谐振时(相对于图27B的取向而言)，阀体512沿径向产生位移而远离控制端口510，从而使得病人用入口506内的空气流易于通过控制端口510并进入室508内(且因此被排往环境中)。就这方面而言，控制电路554进行运转以便调节供应给马达组件570的功率，从而使梁550在所需频率(例如15Hz的频率)下产生一致性地谐振。无论怎样，在病人的呼吸循环的呼气阶段期间在病人用入口506内形成(和释放出)的周期性反压使得实现了将振荡PEP治疗提供给病人的目的。在其它实施例中，可通过壳体502提供，或者由该壳体形成，一个或多个喷雾器端口(未示出)以便有利于将雾状药物传输给病人。相似地，喷雾器连接件(未示出)可以顺列方式被流体流通地连接至接口器526。
尽管上文已经对仅在被动模式下运行(例如振荡PEP)或仅提供被动模式的呼吸治疗装置500进行了描述，但在其它实施例中，可使用相似地设计特征来提供一种能够既在被动模式下运行又在主动模式下运行(例如CHFO)的治疗装置。例如，图28示出了另一种示例性呼吸治疗装置600，该装置与前述治疗装置500(图22A)是非常相似地。更特别地，该呼吸治疗装置600包括前面所述的壳体502和断流阀组件504这些部件，且包括供应入口602。该供应入口602适于被流体流通地连接至外部加压流体源(图中未示出，但与图1所示的加压流体源48类似)，并终止于喷嘴端604处。如图所示，喷嘴端604将流体流从供应入口602引向控制端口510。进一步地，喷嘴端604相对于壳体502的外部所处的位置使得可将环境空气夹带在从喷嘴端604流出的流体流内。可选地可提供附加的阀配置(未示出)以便防止发生呼吸累积。
在被动运行模式下(即，供应入口602与加压流体源脱开连接)，治疗装置600以前述方式运行(例如在病人的呼吸循环的呼气阶段期间，驱动机构514使阀体512相对于控制端口510产生谐振，以便在提供振荡PEP治疗的过程中在病人用入口506内产生周期性反压)。在主动运行模式下，正压流体流受力通过供应入口602且被喷嘴端604引向控制端口510。与该被供应的受力空气流相结合地，驱动机构514再次导致阀体512相对于控制端口510产生谐振，因此周期性地中断从喷嘴端604流动通过控制端口510且因此进入病人用入口506内的流体流。因此，在主动运行模式下，呼吸治疗装置600进行运转以便在整个呼吸循环(至少包括呼吸的吸气阶段)期间为病人提供CHFO医治。尽管图中并未示出，但治疗装置600可包括附加的特征以便有利于使用该特征传输雾状药物、提供CPAP治疗等，正如上文结合装置60(图2)所述地那样。更进一步地，治疗装置600可产生变型以便用作“仅主动(active only)”的装置，这例如是通过在接口器506与控制端口510之间设置排放阀布置而实现的。
本发明的呼吸治疗装置与以前的设计相比有明显改进。在一些实施例中，提供了一种独立的既能在被动模式下运行又能在主动模式下运行的呼吸治疗装置。在被动模式下，治疗装置为病人提供振荡PEP医治，且在多个实施例中，治疗装置仅响应于病人的呼出就能实现所述振荡PEP医治。在主动运行模式下，外部加压流体源被连接至装置，且装置独立地影响来自外部流体源的流体流以便提供CHFO医治。与现有构型不同的是，提供主动运行模式的本发明的披露内容的实施例可被连接至实际上任何的加压流体源(例如，调节或非调节的壁式流体源、家用压缩机、氧气罐、机械/气动式的体中断流器或“流体驱动器(driver)”、独立通风器系统等)。就这方面而言，当被连接至现有的产生了脉冲形式的加压流体的断流器/“流体驱动器”时，驱动器使得能够“定制(tailor)”提供给特定病人的实际治疗。在另外的其它实施例中，呼吸治疗装置通过以前从未考虑过的方式提供了被动治疗(例如振荡PEP)。在另外的其它实施例中，提供了改进的“仅主动(active only)”的治疗装置。进一步地，对于任何实施例而言，都可提供附加的治疗，如CPAP和/或喷雾器治疗。
尽管上文已经结合优选实施例对本发明进行了描述，但所属领域技术人员将认识到，可在不偏离本发明的精神和范围的情况下对本发明的形式和细节作出改变。

Claims (33)

1、一种装置，所述装置用于在病人的呼吸循环过程的至少一部分过程期间为病人提供呼吸治疗，所述呼吸循环包括吸气阶段和呼气阶段，所述装置包括：
壳体，所述壳体包括病人用入口、排放出口、第一室和第一加压流体供应入口，所述第一室被流体流通地设置在所述病人用入口与所述排放出口之间；和
断流阀组件，所述断流阀组件与所述壳体相关联且包括将所述病人用入口与所述第一室流体流通地连接起来的控制端口，且所述断流阀组件包括阀体，所述阀体适于选择性地阻塞通过所述控制端口的流体流；
其中所述装置适于：
以第一被动模式运行，在所述被动模式下，不会出现向所述第一加压流体供应入口流动的流体流且所述断流阀组件与呼出的空气相互作用以便在所述呼气阶段形成振荡呼气期正压效应，和
以第二主动模式运行，在所述主动模式下，则会出现向所述加压流体供应入口流动的流体流且所述断流阀组件与所述流体流相互作用从而产生持续高频振荡效应。
2、根据权利要求1所述的装置，其中所述断流阀组件包括多个控制端口，且所述阀体被构造以便选择性地阻塞所述控制端口中相应的控制端口。
3、根据权利要求1所述的装置，其中所述断流阀组件进一步包括可旋转的驱动轴，所述驱动轴保持着所述阀体以使得所述驱动轴的旋转导致所述阀体选择性地阻塞所述控制端口。
4、根据权利要求3所述的装置，其中所述断流阀组件进一步包括用于使所述驱动轴旋转的驱动机构。
5、根据权利要求4所述的装置，其中所述驱动机构包括第一叶片本体和第二叶片本体。
6、根据权利要求5所述的装置，其中所述壳体进一步包括与所述第一室相邻的第二室，且其中所述叶片本体被保持在所述第二室内。
7、根据权利要求6所述的装置，其中所述第一室和所述第二室通过孔流体流通地连接起来，从而使得从所述第一室流至所述第二室的流体流作用在所述叶片本体上以便导致所述叶片本体产生旋转。
8、根据权利要求7所述的装置，其中所述第二室形成了出口孔，所述出口孔被流体流通地连接至所述排放出口。
9、根据权利要求7所述的装置，其中所述壳体进一步形成了处在所述第一室中的与所述控制端口分开的释放端口布置，所述装置进一步包括控制通过所述释放端口布置的流体流的阀结构，从而使得当所述第一室内的流体压力超过预定水平时，所述阀结构使所述释放端口布置流体流通地被打开。
10、根据权利要求9所述的装置，其中所述壳体进一步形成了排放室，所述排放室限定出所述排放出口且经由所述释放布置被流体流通地连接至所述第一室。
11、根据权利要求10所述的装置，其中所述排放室经由出口孔被流体流通地连接至所述第二室。
12、根据权利要求1所述的装置，其中所述第一加压流体入口被流体流通地连接至所述第一室。
13、根据权利要求12所述的装置，其中所述装置进一步包括喷嘴，所述喷嘴具有流体流通地通往所述第一加压流体入口的入口侧和流体流通地通往所述控制端口的出口侧，且进一步地，其中所述阀体可在所述喷嘴出口侧与所述控制端口之间移动以便选择性地阻塞从所述喷嘴出口侧流向所述控制端口的流体流。
14、根据权利要求13所述的装置，其中所述断流阀组件进一步包括驱动轴，所述驱动轴承载着所述阀体，从而使得随着所述驱动轴的旋转，所述阀体选择性地覆盖所述控制端口，且所述断流阀组件还包括用于使所述驱动轴旋转的驱动机构。
15、根据权利要求14所述的装置，其中所述壳体进一步形成了第二室，所述驱动机构的至少一部分被保持在所述第二室内，所述壳体还形成了可被流体流通地连接至加压流体源的第二加压流体供应入口，且进一步地，其中所述装置适于使得在所述主动模式下，通过从所述第二加压流体供应入口流至所述第二室的流体流驱动所述驱动机构。
16、根据权利要求15所述的装置，其中所述驱动机构包括被保持在所述第二室中的第一叶片本体和第二叶片本体。
17、根据权利要求16所述的装置，进一步包括：
被设置在所述第一室与所述第二室之间的板，所述板形成了将所述第一室与所述第二室流体流通地连接起来的通路；和
与所述通路相关联的控制器件，所述控制器件用于选择性地打开和关闭所述通路。
18、根据权利要求1所述的装置，其中所述装置被构造以使得：
在所述被动模式下，所述振荡呼气期正压效应的程度与病人的呼吸努力程度成函数关系；且
在所述主动模式下，持续高频振荡效应的程度与病人的呼吸努力程度无关。
19、根据权利要求1所述的装置，其中所述壳体进一步形成了吸入释放端口布置且所述装置进一步包括单向阀结构，所述单向阀结构被组装到所述吸入释放端口布置上以便允许环境空气流在所述吸气阶段期间流入所述病人用入口内。
20、根据权利要求1所述的装置，其中所述断流阀组件进一步包括用于将所述阀体选择性地锁定在打开位置处的锁定机构，在所述打开位置处，所述控制端口是打开的从而使得所述装置可以第三持续模式运行，在所述第三持续模式下，出现了流向所述加压流体供应入口的正压流体流以便形成持续气道正压效应。
21、根据权利要求1所述的装置，其中所述断流阀组件进一步包括用于控制所述阀体相对于所述控制端口的位置的驱动机构，所述驱动机构包括悬臂梁。
22、根据权利要求21所述的装置，其中所述驱动机构进一步包括被安装到所述梁的前端上的振动马达。
23、一种在病人的呼吸循环过程的至少一部分过程期间为病人提供呼吸治疗的方法，所述呼吸循环包括吸气阶段和呼气阶段，所述方法包括：
提供呼吸治疗装置，所述呼吸治疗装置包括：
壳体，所述壳体包括病人用入口、排放出口和加压流体供应入口，和
断流阀组件，所述断流阀组件用于选择性地中断通往所述病人用入口或来自所述病人用入口的流体流；
将加压流体源流体流通地联接至所述加压流体供应入口；
当所述治疗装置在主动模式下运行时，借助于所述治疗装置向病人施用持续高频振荡治疗；
中断从所述加压流体源流向所述加压流体供应入口的流体流；
提示病人重复性地进行病人呼吸循环；并且
当所述治疗装置在被动模式下运行时，借助于所述装置向病人施用振荡呼气期正压治疗。
24、根据权利要求23所述的方法，其中所述被动运行模式的特征在于，所述振荡呼气期正压治疗的程度与病人的呼吸努力程度成函数关系。
25、根据权利要求23所述的方法，其中所述主动运行模式的特征在于，所述持续高频振荡治疗的程度与病人的呼吸努力程度无关。
26、根据权利要求23所述的方法，其中所述断流阀组件包括使所述病人用入口与室流体流通地相连的至少一个控制端口、选择性地阻塞所述控制端口的阀体和控制所述阀体相对于所述控制端口的位置的驱动机构，且进一步地，其中施用振荡呼气期正压治疗的步骤包括响应于病人呼出的空气流而致动所述驱动机构。
27、根据权利要求26所述的方法，其中所述驱动机构包括第一叶片组件和第二叶片组件，所述第一叶片组件保持着所述阀体，且进一步地，其中施用振荡呼气期正压治疗的步骤包括通过病人呼出的空气流导致所述叶片组件进行旋转。
28、根据权利要求23所述的方法，其中所述加压流体供应入口被流体流通地连接至所述断流阀组件，且所述断流阀组件包括使所述病人用入口与室流体流通地相连的至少一个控制端口、选择性地阻塞所述控制端口的阀体和控制所述阀体相对于所述控制端口的位置的驱动机构，且进一步地，其中施用持续高频振荡治疗的步骤包括通过来自所述加压流体源的流体流致动所述驱动机构。
29、根据权利要求23所述的方法，进一步包括：
在施用治疗之前选择所述装置的运行模式。
30、根据权利要求29所述的方法，其中所述装置进一步包括控制突片，所述控制突片选择性地打开和关闭流体流通地介于所述病人用入口与所述排放出口之间的孔，且进一步地，其中选择运行模式的步骤包括改变所述控制突片相对于所述孔的位置。
31、根据权利要求23所述的方法，进一步包括：
将所述断流阀组件锁定在打开状态；
将所述加压流体源流体流通地联接至所述加压流体供应入口；并且
在CPAP运行模式下，借助于所述装置向病人施用持续气道正压治疗。
32、根据权利要求31所述的方法，其中所述CPAP运行模式的特征在于，所述断流阀组件保持固定。
33、根据权利要求23所述的方法，其中所述装置进一步包括喷雾器端口，所述喷雾器端口流体连通地在所述病人用入口的入口端与所述断流阀组件之间被流体流通地联接至所述病人用入口，所述方法进一步包括：
将喷雾器流体流通地联接至所述喷雾器端口；并且
在所述主动运行模式和所述被动运行模式中的至少一种运行模式期间将雾状流体供应给病人。
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