УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ДЫХАТЕЛЬНОЙ ТЕРАПИИ Российский патент 2011 года по МПК A62B9/02 

Уровень техники

Изобретение относится к устройствам и способам дыхательной терапии для назначения пациенту лечения, связанного с дыханием (например, осцилляторным, непрерывного действия и т.д.). Более конкретно, оно относится к устройствам дыхательной терапии, способным создавать импульсы осцилляторного давления для дыхания в ответ на воздушный поток только от выдоха пациента, или соединенным с источником текучей среды с избыточным давлением (например, воздуха, кислорода и т.д.), или в том и другом случаях. В некоторых вариантах осуществления, как вариант, предлагаются один или более дополнительных видов терапии (например, постоянное избыточное давление в дыхательных путях, постоянное избыточное давление при выдохе, подача лекарственного средства в форме аэрозоля и т.д.).

В настоящее время доступно широкое разнообразие устройств дыхательной терапии для оказания помощи, лечения или улучшения состояния здоровья дыхательной системы пациента. Например, избыточное давление в дыхательных путях (PAP) долгое время признавалось как эффективный инструмент способствования бронхиальной гигиене путем облегчения проведения улучшенной оксигенации, увеличения объема легких и снижения венозного возврата у пациентов с застойной сердечной недостаточностью. Позднее избыточное давление в дыхательных путях признавалось как полезное средство, способствующее мобилизации и удалению секрета (например, слизи) из легких пациента. При этом избыточное давление в дыхательных путях (EPAP) при выдохе в форме высокочастотных осцилляций (HFO) столба воздуха пациента является признанной методикой, облегчающей удаление секрета. В целом HFO снижает вязкость мокроты внутри живого организма, что в свою очередь оказывает положительное влияние на очищение, вызываемое кашлем, имитируемым внутри живого организма. При этом HFO может быть подаваться или создаваться с помощью силы, приложенной к стене грудной клетки пациента (то есть физиотерапии грудной клетки (CPT), такой, при которой мягкая накладка с электрическим приводом вибрирует на грудной клетке пациента), или прикладывая силы непосредственно к дыхательным путям пациента (то есть лечение дыханием, такое как высокочастотная осцилляция воздушных путей). Многие пациентов и лица, осуществляющие уход за больными, предпочитают подход с лечением через дыхание, поскольку он не требует больших усилий и может более легко применяться. С этой целью были разработаны способы бронхиальной гигиены с использованием PAP как эффективная альтернатива CPT для расширения легких и мобилизации секрета.

В контексте лечения через дыхание с использованием высокочастотных осцилляций предлагаются различные устройства. В целом устройства дыхательной терапии обычно содержат одно или более трубчатых тел, через которые пациент дышит, причем трубчатое тело или тела создают или определяют схему дыхания пациента. С учетом этого эффект осцилляторного воздушного потока может быть получен посредством периодического создания давления или воздушного потока при избыточном давлении в схеме дыхания пациента во время одной или обеих фаз вдоха или выдоха дыхательного цикла пациента. Например, избыточное давление (PEP) при выдохе может работать "против" дыхания пациента во время фазы выдоха при дыхании. Давление может создаваться посредством периодического (или в некоторых случаях непрерывного) сопротивления или ограничения в схеме дыхания пациента для воздушного потока при выдохе от пациента или вводом принудительного потока текучей среды (от источника газа с избыточным давлением) в схему дыхания пациента в направлении, противоположном выдыхаемому пациентом воздуху. При подходе с сопротивлением воздушному потоку отдельный источник газа с избыточным давлением не требуется. Более конкретно, многие устройства терапии с осцилляторным давлением при выдохе ("осцилляторное PEP") используют только дыхание пациента для управления ограничением осцилляторного потока текучей среды и, таким образом, могут упоминаться как "пассивные" устройства (в отличие от "активного" устройства дыхательной терапии, которое использует отдельный источник газа с избыточным давлением, как описано ниже). Устройства с пассивным осцилляторным PEP используются самостоятельно и являются переносными.

Устройство Flutter® очистки от слизи (предлагаемое компанией Axcan Scandipharm Inc., Бирмингем, штат Алабама) является одним из примеров предлагаемого пассивного устройства терапии с осцилляторным PEP. В общем виде устройство Flutter имеет форму трубы со стальным шариком в "чашеобразной" части корпуса, которая без крепления накрыта перфорированной крышкой. Шарик расположен на пути воздуха, проходящего через дыхательные пути, образуемом корпусом устройства; когда пациент делает вдох внутрь корпуса, шарик временно перекрывает воздушный поток, таким образом создавая в дыхательных путях избыточное давление при выдохе. Чаша, внутри которой располагается шарик, позволяет шарику совершать периодические движения (например, перекатываться и/или подпрыгивать) или неустойчиво колебаться, создавая осцилляторное или вибрационное сопротивление выдыхаемому воздушному потоку. Являясь относительно недорогим и жизнеспособным, устройство довольно чувствительно, требуя от пациента держать устройство под определенным углом, чтобы достигать соответствующего эффекта PEP. Другие пассивные осцилляторные устройства с избыточным давлением при выдохе, такие как вибрационная система Acapella® терапии с использованием PEP (предлагаемая компанией Smith Medical of London, Англия) и устройство Quake® терапии для очистки от секрета (предлагаемое компанией Thayer Medical Corp., Тусон, штат Аризона), являются известными альтернативами устройству Flutter и имеют целью достижение меньшей чувствительности к положению, в котором пациент держит устройство во время использования. Хотя эти и другие переносные устройства терапии с осцилляторным PEP жизнеспособны, возможности усовершенствования остаются и пациенты продолжают желать более единообразных результатов терапии с осцилляционным PEP.

Как альтернатива пассивным устройствам с осцилляторным PEP, описанным выше, также предлагаются высокочастотные осцилляторные системы лечения непрерывного действия (CHFO). В целом система CHFO содержит переносное устройство, определяющее схему дыхания пациента, к которому по текучей среде присоединяется источник газа с избыточным давлением (например, воздуха, кислорода и т.д.). Источник давления и/или устройство дополнительно содержит соответствующие механизмы (например, управляющие клапаны, обеспечиваемые как часть приводного блока помимо переносного устройства), которые осуществляют подачу прерывистого потока газа в схему дыхания пациента и, таким образом, перкуссивную вентиляцию легких пациента. При таком подходе пациент дышит через мундштук, через который подается интенсивный поток, "мини-выбросы" газа. Во время этих перкуссивных выбросов в дыхательных путях поддерживается постоянное давление, превышающее давление окружающий среды, в то время как пульсирующий перкуссивный воздушный поток периодически увеличивает давление в дыхательных путях. Каждый цикл перкуссии может программироваться пациентом или амбулаторным персоналом с помощью определенных систем и может использоваться на протяжении как фазы вдоха, так и фазы выдоха дыхательного цикла.

К примерам устройств CHFO относятся вентиляторное устройство IPV® (от компании PercussionAire Corp., Сэндпойнт, штат Айдахо) и система PercussiveNeb™ (от компании Vortran Medical Technology 1, Inc., Сакраменто, штат Калифорния). Эти и другие подобные "активные" системы способны легко обеспечивать не только CHFO-лечение, но также и другие режимы работы с воздушным потоком при избыточном давлении (например, при непрерывном избыточном давлении в дыхательных путях (CPAP)). Однако для них требуется источник избыточного давления, такой, что предлагаемые активные системы дыхательной терапии не могут с легкостью переноситься и относительно дороги (особенно при сравнении с пассивными осцилляторными PEP-устройствами, описанными выше). Поэтому часто активные системы дыхательного лечения имеются только в амбулаториях и пациент не имеет возможности продолжать дыхательную терапию дома. Вместо этого должно быть также обеспечено отдельное устройство, такое же, как переносное, пассивное осцилляторное PEP-устройство, описанное выше. Дополнительно, переносная часть некоторых традиционных активных систем дыхательной терапии должна соединяться с соответствующим приводным устройством, которое в свою очередь должно программироваться, чтобы обеспечивать желаемый поток текучей среды для пациента (например, CHFO, CPAP и т.д.). То есть переносная часть некоторых активных систем не работает автономно, а вместо этого для использования требует приводное устройство. Любые усилия в направлении снятия этих и других ограничений предлагаемых активных устройств дыхательной терапии должны приветствоваться. Это ограничение представляет существенный недостаток.

В свете сказанного выше существует необходимость в дыхательных устройствах, способных обеспечивать осцилляторную PEP-терапию, использующую только дыхание пациента, а также CHFO-терапию (и, по желанию, другие терапии, такие как CPAP) при подключении к источнику избыточного давления. Кроме того, необходимы также улучшенные пассивные устройства осцилляторной PEP-терапии или активные устройства дыхательной терапии.

Сущность изобретения

Несколько аспектов, соответствующих принципам настоящего изобретения, относятся к устройствам обеспечения дыхательной терапии для пациента в течение, по меньшей мере, части дыхательного цикла пациента, иным способом осуществляющим фазу вдоха и фазу выдоха. Устройство содержит корпус и клапанное устройство прерывателя. Корпус содержит впуск для пациента, отверстие выпуска, камеру и питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением. В отношении прохождения текучей среды камера располагается между вводом для пациента и выпускным отверстием. Клапанное устройство прерывателя связано с корпусом и содержит порт управления, соединенный по текучей среде со впуском для пациента и камерой. Дополнительно, клапанное устройство прерывателя содержит корпус клапана, выполненный с возможностью выборочно перекрывать поток текучей среды через порт управления. С учетом этого устройство выполнено с возможностью работы в первом, пассивном, режиме и во втором, активном, режиме. В пассивном режиме воздушный поток с избыточным давлением для питающего впуска не обеспечивается. Клапанное устройство прерывателя взаимодействует с выдыхаемым воздухом пациента, чтобы создавать эффект осцилляторного избыточного давления при выдохе в течение, по меньшей мере, фазы выдоха. Напротив, в активном режиме имеет место поток текучей среды с избыточным давлением, направленный к питающему впуску для подачи текучей среды, и клапанное устройство прерывателя взаимодействует с этим потоком текучей среды, чтобы создать эффект непрерывной высокочастотной осцилляции. При такой конфигурации дыхательное устройство может также служить как пассивное, осцилляторное PEP-устройство для использования пациентом фактически в любом месте. Кроме того, при соединении с источником газа с избыточным давлением устройство дыхательной терапии обеспечивает активную терапию. В некоторых вариантах осуществления клапанное устройство прерывателя содержат приводной механизм, схожий с реверсной воздуходувкой Рутса, использующей нагнетаемый воздух (например, воздушный поток при выдохе пациента или воздушный поток от отдельного источника газа с избыточным давлением), чтобы в свою очередь заставить корпус клапана периодически открывать и закрывать порт управления. В других вариантах осуществления устройство может обеспечивать или облегчать проведение одной или более дополнительных терапий, таких как непрерывная PEP-терапия, CPAP-терапия, подача лекарственного средства в форме аэрозоля и т.д.

Другие аспекты, соответствующие настоящему изобретению, относятся к способу обеспечения дыхательной терапии для пациента во время, по меньшей мере, части дыхательного цикла пациента, содержащего фазу вдоха и фазу выдоха. Способ содержит обеспечение устройства дыхательной терапии, содержащего корпус и клапанное устройство прерывателя. Корпус содержит впуск для пациента, отверстие выпуска и питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением. Клапанное устройство прерывателя выполнено с возможностью выборочно перекрывать поток текучей среды, движущейся к впуску для пациента или от него. Источник текучей среды с избыточным давлением присоединяется по текучей среде ко впуску для подачи текучей среды. Лечение пациента с использованием непрерывной высокочастотной осцилляции осуществляется таким устройством терапии, которое работает в активном режиме. Поток текучей среды от источника текучей среды с избыточным давлением в направлении ввода для подачи текучей среды прекращается. Затем пациента просят неоднократно периодически выполнить свой дыхательный цикл, используя устройство терапии. При этом устройство терапии осуществляет лечение пациента, используя осцилляторное избыточное давление выдоха, работая в пассивном режиме. В некоторых вариантах осуществления пассивный режим работы отличается тем, что уровень лечения с использованием осцилляторного избыточного давления при выдохе является функцией усилия пациента при дыхании, тогда как активный режим отличается тем, что уровень непрерывного лечения с использованием высокочастотной осцилляции независим от усилия пациента при дыхании. В всех других вариантах осуществления способ дополнительно содержит назначение пациенту одной или более дополнительных терапий с использованием такого устройства, как устройство CPAP-терапии, непрерывной PEP-терапии, подачи лекарственного средства в форме аэрозоля и т.д.

Краткое описание чертежей

фиг.1 - блок-схема устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

фиг.2 - вид в перспективе с пространственным разделением деталей устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

фиг.3A - вид в перспективе корпуса устройства, показанного на фиг.2;

фиг.3B - вид снизу корпуса, показанного на фиг.3A;

фиг.4A - вид в продольном разрезе вдоль впуска для пациента для корпуса, показанного на фиг.3А;

фиг.4B - вид сзади в перспективе передней части корпуса, показанного на фиг.3A;

фиг.4C - вид в продольном разрезе вдоль питающего впуска для подачи управления для корпуса, показанного на фиг.3А;

фиг.5А - вид в перспективе с пространственным разделением деталей приводного механизма устройства, показанного на фиг.2;

фиг.5B - вид в перспективе приводного механизма, показанного на фиг.5А, при окончательной сборке;

фиг.6A - вид в перспективе при частичной сборке устройства, показанного на фиг.2;

фиг.6B - вид в продольном разрезе вдоль впуска для пациента для устройства, показанного на фиг.2, при окончательной сборке;

фиг.7A и 7B - использование в пассивном режиме устройства, показанного на фиг.2;

фиг.8A-8C - использование в активном режиме устройства, показанного на фиг.2;

фиг.9 - вид в перспективе с пространственным разделением деталей альтернативного устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

фиг.10 - вид спереди, в плане передней части корпуса устройства, показанного на фиг.9;

фиг.11 - вид в перспективе с частичным разрезом части устройства, показанного на фиг.9, при окончательной сборке;

фиг.12 - вид в перспективе с пространственным разделением деталей альтернативного устройства, показывающий сборку устройства, показанного на фиг.9;

фиг.13A - вид в перспективе устройства, показанного на фиг.9;

фиг.13B - вид в перспективе в продольном разрезе устройства, показанного на фиг.9;

фиг.14A и 14B - использование устройства, показанного на фиг.9, в котором воздушный поток проходит от впуска для пациента в камеру;

фиг.15A и 15B - использование устройства, показанного на фиг.9, в котором воздушный поток от впуска для пациента до камеры перекрыт;

фиг.16 - упрощенный вид сбоку в разрезе альтернативного устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

фиг.17 - вид в перспективе с пространственным разделением деталей другого варианта осуществления устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

фиг.18A - вид в продольном разрезе устройства, показанного на фиг.17;

фиг.18B - увеличенный вид части, показанной на фиг.18A;

фиг.19A и 19B - использование устройства, показанного на фиг.17;

фиг.20 - вид клапанного устройства прерывателя, полезного для использования совместно с устройством, показанным на фиг.17;

фиг.21A и 21B - упрощенный вид альтернативного клапанного устройства прерывателя, полезного для использования совместно с устройством, показанным на фиг.17;

фиг.22 - вид в продольном разрезе другого варианта осуществления устройства дыхательной терапии, соответствующего настоящему изобретению;

Фиг.23А - вид в перспективе с пространственным разделением деталей другого варианта осуществления устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения;

Фиг.23B - вид в перспективе с местным разрезом устройства, показанного на фиг.23A, при окончательной сборке;

Фиг.24 - увеличенный вид в перспективе части сборочного узла диафрагмы устройства, показанного на фиг.23A;

Фиг.25 - упрощенная электрическая схема управления, полезная при использовании совместно с устройством, показанным на фиг.23A;

Фиг.26А и 26B - устройство, показанное на фиг.23, при окончательной сборке;

Фиг.27А и 27B - использование устройства, показанного на фиг.23A;

Фиг.28 - вид в продольном разрезе другого варианта осуществления устройства дыхательной терапии, соответствующего принципам настоящего изобретения.

Подробное описание изобретения

В целом аспекты настоящего описания касаются устройств дыхательной терапии и сопутствующих способов использования, которые: 1) способны работать в активном режиме (например, CHFO) или в пассивном режиме (например, осцилляторный PEP); или 2) улучшают только пассивные осцилляторные PEP-устройства; или 3) улучшают только активные устройства (CHFO и/или CPAP). Термин "устройство активной терапии", как он используется в настоящем описании, относится к устройству, требующему отдельного источника текучей среды с избыточным давлением, чтобы осуществлять назначенную дыхательную терапию, тогда как термин "устройство пассивной терапии" относится к устройству, которое проводит назначенную дыхательную терапию автономно (то есть отдельный источник текучей среды с избыточным давлением не требуется). Таким образом, устройство "только активной" терапии является устройством, которое должно быть соединено с отдельным источником текучей среды с избыточным давлением. Напротив, устройство "только пассивной" терапии является устройством, не имеющим возможности приема от отдельного источника текучей среды с избыточным давлением. С учетом этих определений несколько вариантов осуществления, связанных с настоящим изобретением, имеют базовые конструкции, соответствующие только пассивным, осцилляторным PEP-применениям, а также модифицированные базовые конструкции, способствующие использованию устройства как осцилляторного устройства PEP-терапии или, когда оно по текучей среде соединено с источником текучей среды с избыточным давлением, как устройства CHFO-терапии. В еще одних других вариантах осуществления базовая конструкция может использоваться с устройством "только активной" терапии, которое обеспечивает CHFO-терапию (и в некоторых вариантах осуществления другие виды дыхательной терапии, такие как CPAP-терапия), когда соединяется с источником текучей среды с избыточным давлением. При любом из этих вариантов осуществления могут вводиться необязательные признаки, позволяющие облегчить подачу лекарственного вещества в форме аэрозоля.

С учетом сказанного выше на фиг.1 показана блок-схема, представляющая признаки устройства 30 дыхательной терапии, соответствующего некоторым аспектами настоящего изобретения. В целом устройство 30 дыхательной терапии выполнено с возможностью работы в пассивном режиме (например, осцилляторная PEP-терапия) и в активном режиме (например, CHFO-терапия и, как вариант, CPAP-терапия) и обычно содержит корпус 32 и клапанное устройство 34 прерывателя. Корпус 32 образует или содержит впуск 36 для пациента, по меньшей мере, одну камеру 38, отверстие 40 выпуска и, по меньшей мере, один питающий впуск 42 для подачи текучей среды 42 с избыточным давлением. Клапанное устройство 34 прерывателя содержит, по меньшей мере, один порт 44 управления и корпус 46 клапана. Порт(-ы) 44 управления по текучей среде соединен(-ы) с впуском 36 для пациента и камерой 38, тогда как корпус 46 клапана выполнен с возможностью выборочно перекрывать или прерывать поток текучей среды через порт(-ы) 44 управления. Подробности о различных компонентах приводятся ниже. В целом, однако, путем управления или работы корпуса 46 клапана, чтобы по выбору перекрывать (частично или полностью) порт(-ы) 44 управления, клапанное устройство 34 прерывателя изменяет характеристики воздушного потока/давления потока, поступающего к впуску 36 для пациента или идущего от него. Например, когда питающий впуск 42 не присоединяется к отдельному источнику 48 текучей среды с избыточным давлением, по мере того как пациент (не показан) делает выдох во впуск 36 для пациента, клапанное устройство 34 прерывателя работает так, чтобы периодически, по меньшей мере, частично закрывать порт(-ы) 44 управления, таким образом создавая сопротивление воздушному потоку или обратное давление во впуске 36 для пациента. Это периодическое обратное давление в свою очередь обеспечивает осцилляторную PEP-терапию. Кроме того, когда питающий впуск 42 соединен по текучей среде с источником 48 текучей среды с избыточным давлением, клапанное устройство 34 прерывателя действует так, чтобы периодически, по меньшей мере, частично перекрывать поток текучей среды от питающего впуска 42 к впуску 36 для пациента. Такая прерывистая подача давления к пациенту служит в качестве CHFO-терапии. Как описано ниже, устройство 30 может, как вариант, содержать признаки, которые выборочно запрещают работу всего или части клапанного устройства 34 прерывателя вместе с подачей текучей среды с избыточным давлением к питающему впуску 42 при обеспечении CPAP-терапии (параллельной или одновременной с CHFO-терапией).

В свете вышесказанного устройство 30 дыхательной терапии обеспечивает как активный, так и пассивный режимы работы, позволяя пациенту (не показан) получать осцилляторное PEP-лечение с помощью устройства 30 фактически в любом месте, а также CHFO-лечение (и, как вариант, другие виды активного лечения типа CPAP-терапии), когда пациент находится в месте, в котором имеется источник 48 текучей среды с избыточным давлением. Устройство 30 дыхательной терапии может дополнительно быть выполнено с возможностью облегчения дополнительных видов дыхательной терапии, таких как подача лекарственного средства в форме аэрозоля (например, через распылитель 50). Распылитель 50 может быть соединен с портом (не показан), обеспечиваемым корпусом 32, или может содержать соответствующую соединительную деталь (например, T-образный соединитель или линию), которая по текучей среде соединена с корпусом 32 (например, с впуском 36 для пациента), когда это желательно. Наконец, хотя источник 48 текучей среды с избыточным давлением показан отдельно от корпуса 32, в других вариантах осуществления источник 48 текучей среды с избыточным давлением может быть присоединен к корпусу 32 или являться его частью (например, баллон с избыточным давлением, установленный в корпус 32).

С учетом сказанного выше устройство 30 дыхательной терапии может иметь различные формы, пригодные для работы в пассивном режиме (например, осцилляторная PEP-терапия) и в активном режиме (например, CHFO-терапия). Один из вариантов осуществления устройства 60 дыхательной терапии, обеспечивающий эти признаки, показан на фиг.2. Устройство 60 терапии обычно содержит корпус 62 (упоминаемый в целом) и клапанное устройство 64 прерывателя (упоминаемое в целом). Корпус 62 содержит переднюю секцию 66, заднюю секцию 68 и торцевую пластину 69. Передняя секция 66 образует впуск 70 для пациента, тогда как задняя секция 68 образует первую камеру 72, вторую камеру (скрытую на фиг.2), отверстие выпуска (скрытое на фиг.2) и один или более питающих впусков 74. Клапанное устройство 64 прерывателя содержит пластину 76, формирующую один или более портов 78 управления (например, порты 78a, 78b управления), корпус 80 клапана и приводной механизм 82. Подробности различных компонентов приводятся ниже. В целом, однако, приводной механизм 82 крепится внутри второй камеры корпуса 62 и соединяется с корпусом 80 клапана, чтобы вызывать его вращение. Корпус 80 клапана в свою очередь располагается в непосредственной близости к портам 78 управления, так что вращение корпуса 80 клапана выборочно открывает и закрывает (создавая, например, частичное или полное перекрытие) порты 78 управления относительно первой камеры 72 и впуска 70 для пациента. Наконец, питающий впуск(-и) 74 по текучей среде соединяет(-ют)ся с точками распределения внутри корпуса 62. Во время использования и в пассивном режиме работы устройство 60 терапии создает осциллирующее PEP за счет работы приводного механизма 82 в ответ на выдох пациента. Кроме того, устройство 60 терапии обеспечивает активный режим работы, в который клапанное устройство 64 прерывателя вызывает подачу потока текучей среды для CHFO-терапии к впуску 70 для пациента под действием потока текучей среды с избыточным давлением от питающего(-их) впуска(-ов) 74. При этом может обеспечиваться средство 84 управления (упоминаемое в целом), облегчающее работу устройства 60 терапии в желаемом режиме.

Корпус 62 показан более подробно на фиг.3А и 3B при окончательной сборке. Корпус 62 обычно имеет размеры и форму для удобства пациента при обращении с ним, с передней секцией 66, образующей мундштук 86 с размерами, пригодными для его помещения в рот пациента, через который дыхательный цикл пациента взаимодействует с впуском 70 для пациента. Мундштук 86 может быть изготовлен целиком вместе с одним или более компонентами корпуса 62 или может изготавливаться отдельно и впоследствии прикрепляться к нему.

Корпус 62 может формировать или определять признаки потока текучей среды в дополнение к питающим впускам 74. Например, и как лучше всего показано на фиг.3A, задняя секция 68 формирует щель 90 как часть сборочного узла 84 управления (фиг.2). Как описано ниже, сборочный узел 84 управления может принимать самые разные формы, но в некоторых вариантах осуществления содержит корпус, установленный с возможностью скольжения относительно щели 90. В альтернативных конструкциях, однако, щель 90 может быть исключена.

Со ссылкой на вид сверху в перспективе, показанный на фиг.3A, корпус 62 может дополнительно формировать первое и второе устройства 92, 94 портов выпуска. Также может быть обеспечено устройство 96 третьего порта выпуска, как представлено на виде снизу, показанном на фиг.3B. Наконец, как лучше всего видно на фиг.2, внутри корпуса 62 обеспечивается устройство 98 четвертого порта выпуска. Работа устройства 60 терапии, связанная с устройствами 92-98 портов выпуска, описана ниже более подробно. В целом, однако, каждое из устройств 92-98 портов выпуска содержит одну или более прорезей 99 и выполнено с возможностью поддержки клапанной структуры (не показана), такой как однонаправленный зонтичный клапан, позволяющий потоку текучей среды входить в прорезь(-и) 99 устройств 92-98 соответствующих портов или выходить из них только в одном направлении. Такие устройства 92-98 портов выпуска могут принимать различные конфигурации, отличающиеся от показанных на чертежах. Точно так же могут обеспечиваться дополнительные устройства портов выпуска, в других вариантах осуществления одно или более устройств 92-98 портов выпуска могут быть исключены.

Возвращаясь к фиг.2, питающие впуски 74, в ином случае выполняемые или изготавливаемые вместе с корпусом 62, содержат в некоторых вариантах осуществления первый и второй впуски 74a, 74b для пациента, а также питающий впуск 74c управления. Питающие впуски 74a, 74b для пациента по текучей среде соединены с первым и вторым наконечниками 100a, 100b соответственно, каждый из которых устанавливается так, чтобы направлять поток текучей среды в направлении соответствующего одного из портов 78a, 78b управления (в ином случае формируемого пластиной 76). Взаимосвязь наконечников 100a, 100b и портов 78a, 78b управления с внутренними особенностями корпуса 62 представлена ниже. Для начала следует, однако, понимать, что хотя показаны и описаны два из портов 78a, 78b управления, в других вариантах осуществления также доступны один или три (или более) портов управления. Точно так же нет необходимости обеспечивать наконечник/питающий впуск для пациента для каждого из портов 78a, 78b управления (например, питающий впуск 74b для пациента/наконечник 100b может быть исключен), или два или более питающих впуска/наконечника могут быть направлены к одному единственному порту 78 управления. Более того, два или более питающих впусков 74 могут быть по текучей среде связаны с одним единственным соплом 100.

С учетом сказанного выше на фиг.4A показан вид в продольном разрезе корпуса 62 при окончательной сборке, сделанный по первому питающему впуску 74a для пациента. Передняя часть 66, задняя часть 68 и торцевая пластина 69 обычно собираются друг с другом, как показано на чертеже. Как точка для ссылки вид, представленный на фиг.4A, дополнительно показывает средство 84 управления в открытом положении относительно корпуса 62 и отражает, что пластина 76 может быть неотъемлемым компонентом корпуса 62. Несмотря ни на что корпус 62 показан на фиг.4A как образующий первую камеру 72, а также вторую камеру 101 и камеру 102 выпуска. Первая камера 72 частично образуется пластиной 76 и промежуточной стенкой 104, где пластина 76 по текучей среде отделяет впуск 70 для пациента от первой камеры 72. При этом впуск 70 для пациента по текучей среде соединяется с первой камерой 72 через порты 78 управления (понятно, что на фиг.4А виден только первый порт 78a управления). Первая камера 72 отделяется от второй камеры 101 промежуточной стенкой 104, а соединение по текучей среде между камерами 72, 101 обеспечивается каналом 106. Как более подробно описано ниже, канал 106 может закрываться для прохождения текучей среды за счет работы средства 84 управления. Независимо от этого вторая камера 101 соединяется по текучей среде с камерой 102 выпуска через выходное отверстие 108. Первая камера 72 по текучей среде также соединена с камерой 102 выпуска через устройство 98 четвертого порта выпуска. В качестве точки для ссылки фиг.4A отражает, что однонаправленная конструкция 110 клапана связана с четвертым портом 98 выпуска и выполнена таким образом, что поток текучей среды может иметь место только из первой камеры 72 к камере 102 выпуска. Наконец, камера 102 выпуска заканчивается отверстием 112 выпуска, которое во всех случаях открыто в окружающую среду.

Учитывая описанные выше условия, первый наконечник 100a располагается внутри первой камеры 72 и содержит или образует конец 114 впуска и конец 116 выпуска. Конец 114 впуска по текучей среде соединен с первым питающим впуском 74a для пациента, так что поток текучей среды через первый питающий впуск 74a для пациента направляется к концу 116 выпуска. Конец 116 выпуска в свою очередь совмещается с первым портом 78a управления, чтобы направить поток текучей среды от первого наконечника 100a к первому порту 78а управления. В некоторых вариантах осуществления первый наконечник 100a сужается в диаметре от конца 114 впуска к концу 116 наконечника, так что образуется подобный реактивному поток текучей среды от первого питающего впуска 74a для пациента к первому порту 78a управления. В этом случае окружающий воздух может захватываться в поток текучей среды от наконечника 100a (а также наконечника 100b) через устройство 94 второго порта выпуска. Однонаправленная клапанная структура 118 показана на фиг.4A как прикрепленная к устройству 94 порта выпуска и определяет, что окружающий воздух может входить только в первую камеру 72 (и, таким образом, поток текучей среды через наконечник 100). Хотя на чертеже не показано, работа клапанной структуры 118 может дополнительно управляться механизмом управления, который служит для выборочного поддержания клапанной структуры 118 в закрытом состоянии (например, во время пассивного режима работы, как описано ниже). В других вариантах осуществления поток захваченного окружающего воздуха внутри первой камеры 72 может обеспечиваться другим способом (например, не используя устройство 94 порта выпуска) или может быть исключен.

Независимо от того, вводится ли окружающий воздух в первую камеру 72, промежуток 120 (упоминаемый в общем) устанавливается между концом 116 выпуска и пластиной 76 (и, таким образом, первым портом 78a управления). Как описано ниже более подробно, промежуток 120 имеет размер, позволяющий облегчить сборку и перемещение корпуса 80 клапана (фиг.2). Хотя на чертеже не показано, второй питающий впуск 74b для пациента/второй наконечник 100b (фиг.2) имеет подобную конструкцию и связь с пластиной 76/вторым портом 78b управления. Таким образом, как лучше всего видно на фиг.4B, первый питающий впуск 74a для пациента/наконечник 100a направляет текучую среду с избыточным давлением от отдельного источника к первому порту 78a управления, а второй питающий впуск 74b для пациента/наконечник 100b направляет текучую среду с избыточным давлением от отдельного источника ко второму порту 78b управления.

Питающий впуск 74c управления (фиг.2) подобным образом соединен по текучей среде с внутренностью корпуса 62. В частности, питающий впуск 74c управления по текучей среде соединяется со второй камерой 101, как показано на фиг.4C. Как описано ниже более подробно, часть приводного механизма 82 (фиг.2) находится внутри второй камеры 101 и поток текучей среды от питающего впуска 74c управления служит для приведения в действие или управления приводным механизмом 82 во время активного режима работы.

Возвращаясь к фиг.2, клапанное устройство 64 прерывателя опять содержит корпус 80 клапана, который управляется приводным механизмом 82. В некоторых вариантах осуществления корпус 80 клапана имеет конструкцию, подобную пропеллеру, и содержит основание 130, первый пластинчатый сегмент 132 клапана и второй пластинчатый сегмент 134 клапана. Основание 130 выполнено с возможностью установки при сборке в соответствующую часть приводного механизма 82, как описано ниже. Пластинчатые сегменты 132, 134 расширяются по радиусу от основания 130 и каждый имеет размер и форму, соразмерные размеру и форме одного из соответствующих портов управления 78a, 78b. Например, размер и/или форма пластинчатых сегментов 132, 134 могут быть идентичными, слегка меньшими или слегка большими, чем размер и/или форма портов 78a, 78b управления. Дополнительно, в некоторых вариантах осуществления круговое расположение пластинчатых сегментов 132, 134 относительно основания 130 соответствует расположению портов управления 78a, 78b, так что, когда основание 130 располагается по центру между портами 132, 134 управления, порты 78a, 78b управления могут перекрываться одновременно пластинчатыми сегментами 132, 134. Таким образом, для одного из вариантов осуществления, показанного на фиг.2, порты 78a, 78b управления симметрично противоположны и пластинчатые сегменты 132, 134 клапана ориентируются подобным образом. Альтернативно, положение пластинчатых сегментов 132, 134 клапана может быть пространственно смещено относительно положения портов 78a, 78b управления; при такой альтернативной конструкции во время перемещения корпуса 80 клапана порты 78a, 78b управления не перекрываются одновременно.

Хотя корпус 80 клапана показан как содержащий два пластинчатых сегмента 132, 134 клапана, любое другое количество, большее или меньшее, также приемлемо и количество обеспечиваемых пластинчатых сегментов 132, 134 не обязательно равно количеству портов 78 управления. В других вариантах осуществления, например, корпус 80 клапана выполнен и расположен таким образом, чтобы по текучей среде сопрягаться только с одним из портов 78 управления, как описано ниже. И еще дополнительно, корпус 80 клапана может иметь конфигурации, отличающиеся от показанной конструкции, подобной пропеллеру. Независимо от этого в некоторых вариантах осуществления корпус 80 клапана конструируется таким образом, что весь порт(-ы) 78 управления может перекрываться одновременно (например, блокироваться полностью или блокироваться меньше, чем полностью) корпусом 80 клапана.

Приводной механизм 82 показан более подробно на фиг.5A. В некоторых вариантах осуществления приводной механизм 82 близок к устройству реверсной воздуходувки Рутса и содержит первое и второе кулачковые устройства 140, 142 и первый и второй передаточные механизмы 144, 146. Кулачковые устройства 140, 142 могут быть идентичны, причем первое кулачковое устройство 140 содержит корпус 150 рабочего кулачка и вал 152. Корпус 150 рабочего кулачка содержит три продольных выступа 154 рабочего кулачка, которые отделены друг от друга углублением 156. Хотя на фиг.5А показаны три выступа 154 рабочего кулачка/углубления 156, приемлемо также любое другое количество; однако предпочтительно обеспечиваются, по меньшей мере, два выступа 154 рабочего кулачка/углубления 156. Независимо от этого вал 152 в некоторых вариантах осуществления устанавливается соосно внутри корпуса 150 рабочего кулачка, проходя от первого конца 158 до второго конца 160. Первый конец 158 имеет размеры для установки в основание 130 корпуса клапана (фиг.2), тогда как второй конец 160 имеет размеры для установки в первый передаточный механизм 144. Рассматриваются также другие конструкции, такие как изготавливаемые прессованием или целиком вместе двух или более корпусов 150 рабочих кулачков, вала 154 и/или передаточного механизма 140. Второе кулачковое устройство 142 сконструировано подобным образом и обычно содержит корпус 162 рабочего кулачка, соосно поддерживаемый валом 164, который в свою очередь имеет установочные размеры и/или изготавливается как часть второго передаточного механизма 146.

Как показано на фиг.5B, корпусы 150, 162 рабочих кулачков выполнены с возможностью вхождения в зацепление (например, один из выступов 154 корпуса 162 второго рабочего кулачка заходит в одно из углублений 156 корпуса 160 первого рабочего кулачка), так что они являются первым и вторым передаточным механизмами 144, 146 (это понимается так, что при окончательной сборке достигается одновременное вхождение в зацепление между корпусами 150, 162 рабочих кулачков и между передаточными механизмами 144, 146). При такой конструкции затем кулачковые устройства 140, 142 вращаются в тандеме, но в противоположных направлениях (например, для ориентации, показанной на фиг.5B, вращение по часовой стрелке первого корпуса 150 рабочего кулачка преобразуется во вращение против часовой стрелки второго корпуса 162 рабочего кулачка). Валы 152, 164 присоединены к соответствующим корпусам 150, 162 рабочих кулачков соответственно, так что вращение корпусов 150, 162 рабочих кулачков передается напрямую передаточным механизмам 144, 146 соответственно через валы 152, 164. Таким образом, передаточные механизмы 144, 146 служат для поддержания желаемого взаимного зацепления между корпусами 150, 162 рабочих кулачков. В конфигурации приводного механизма 82 в виде реверсной воздуходувки Рутса требуется относительно малая сила (например, поток текучей среды), чтобы инициировать и поддерживать движение кулачковых устройств 140, 142 с желаемой угловой скоростью. В других вариантах осуществления количество выступов 154 рабочего кулачка может быть увеличено так, чтобы корпуса 150, 162 рабочих кулачков эффективно сопрягались как передаточные механизмы и чтобы передаточные механизмы 144, 146 могли быть исключены. Независимо от этого при окончательной сборке вращение первого кулачкового устройства 140 преобразуется во вращение корпуса 80 клапана.

Сборка клапанного устройства 64 прерывателя с корпусом 62 частично показана на фиг.6A. В частности, корпус 80 клапана поддерживается в непосредственной близости от наконечников 100a, 100b с помощью вала 152, который в любом случае проходит в первую камеру 72. Вал 164 второго кулачкового устройства 142 (упоминаемый в целом на фиг.6A и показанный более подробно на фиг.5A) также проходит и поддерживается в первой камере 72 (понятно, что противоположный конец каждого из валов 152, 164 также поддерживается, например, на или с помощью торцевой пластины 69 (фиг.2)). Как показано на фиг.6B, которая является видом в продольном разрезе, сделанном через первый питающий впуск 74a для пациента, первый корпус 150 рабочего кулачка поддерживается внутри второй камеры 101, как и второй корпус 162 рабочего кулачка (скрыт на виде, приведенном на фиг.6B). Вал 152 поддерживает корпус 80 клапана, так что пластинчатые сегменты 132, 134 (понятно, что второй пластинчатый сегмент 134 скрыт на виде, представленном на фиг.6B) расположены в промежутке 120 между концом 116 выпуска первого наконечника 100a и пластиной 76 (а также между вторым наконечником 100b, который в противном случае скрыт на виде, представленном на фиг.6B, и пластиной 76). При вращении корпуса 80 клапана (через приводной механизм 82) пластинчатые сегменты 132, 134 периодически перекрывают и "открывают" порты 78 управления относительно первой камеры 72. Другими словами, клапанное устройство 64 прерывателя (показанное в общем виде на фиг.6B) работает, чтобы периодически останавливать или, по существу, останавливать поток текучей среды между впуском 68 для пациента и первой камерой 72, как описано ниже. Хотя корпус 80 клапана был описан как присоединяемый при сборке к первому валу 152, в других вариантах осуществления корпус 80 клапана вращает второй вал 164. В других вариантах осуществления каждый из валов 152, 164 может поддерживать корпус клапана.

С учетом сказанного выше принудительное движение приводного механизма 82 может происходить одним из двух способов, которые в свою очередь являются функцией того, работает ли устройство 60 в пассивном режиме (например, осцилляторная PEP-терапия) или в активном режиме (например, CHFO-терапия). Например, в пассивном режиме устройство 60 дыхательной терапии 60 и, в частности, приводной механизм 82 действуют исключительно от выдыхаемого пациентом воздуха или дыхания. При этом и со ссылкой на фиг.2 и 6B в пассивном режиме средство 84 управления располагается так, что канал 106 открыт и по текучей среде присоединен к первой и второй камерам 72, 101. В некоторых вариантах осуществления средство 84 управления содержит щиток 166, который располагается внутри щели 90 и может скользить в ней; в "открытом" состоянии, показанном на фиг.2 и 6B, щиток вытягивается из щели 90. Средство 84 управления может принимать самые разные другие формы, также способные по выбору открывать или закрывать канал 106. Питающие впуски 74a-74c для пациента закрываются по текучей среде или иначе изолируются по текучей среде от любого внешнего источника текучей среды с избыточным давлением (например, источник 48 текучей среды с избыточным давлением, показанный на фиг.1, отсоединяется от устройства 60 дыхательной терапии; поток текучей среды от источника 48 текучей среды с избыточным давлением отклоняется от впусков 74a-74c, и т.д.). С этой целью в некоторых вариантах осуществления питающие впуски 74a-74c могут быть закрыты снаружи (например, устройством крышки (не показано)).

Для устройства 60 терапии, выполненного с соответствии с приведенным выше описанием, пассивный режим работы может повлечь за собой то, что мундштук 86 (или другая деталь сопряжения с пациентом (не показана), в противном случае прикрепляемая к мундштуку 86) вставляется в рот пациента и пациента просят вдохнуть через устройство 60 терапии. Во время фазы вдоха дыхательного цикла пациента окружающий воздух легко засасывается в корпус 62 через устройство 96 третьего порта выпуска (которое в противном случае содержит однонаправленную клапанную структуру 170 (фиг.6B), управляющую воздушным потоком через нее). Таким образом, пациент может легко и с готовностью вдыхать воздух.

В течение фазы выдоха выдыхаемый воздушный поток направляется от пациента/мундштука 86 через впуск 68 для пациента к пластине 76. Выдыхаемый воздух может проходить или протекать как текучая среда от впуска 68 для пациента к первой камере 72 через порты 78 управления в том случае, когда порты 78 управления не перекрываются полностью корпусом 80 клапана (и, в частности, пластинчатыми сегментами 132, 134). На фиг.7А показан пример такого взаимодействия, при котором корпус 80 клапана вращается так, что пластинчатые сегменты 132, 134 "уходят" от порта 78a управления (а также от порта управления 78b (скрыт на виде, показанном на фиг.7A)). Таким образом, выдохнутый воздух проходит через порты 78 управления и в первую камеру 72 (показано стрелками на фиг.7A).

Когда воздушный поток в первую камеру 72 имеет давление ниже давления открывания клапанного устройства 172, связанного с устройством 98 четвертого порта выпуска, прорези 99 устройства 98 четвертого порта выпуска остаются закрытыми по текучей среде и весь воздушный поток через первую камеру 72 проходит во вторую камеру 101 через канал 106 (показано стрелками на фиг.7A). Наоборот, когда давление внутри первой камеры 72 выше байпасного давления, связанного с клапанным устройством 172, клапанное устройство 172 "открывается", чтобы позволить части воздушного потока внутри первой камеры 72 проходить в камеру 102 выпуска. Таким способом, падение давления во второй камере 101 остается приблизительно равным давлению открывания, связанному с клапанным устройством 172. Альтернативно, может также использоваться другое клапанное устройство и/или параметры потока.

Воздушный поток из первой камеры 72 во вторую камеру 101 (через канал 106) служит для управления приводным механизмом 82. В частности, воздушный поток внутри второй камеры 101 действует на кулачковые устройства 140, 142 (устройство 142 рабочего кулачка показано на фиг.7A), заставляя их работать как нагнетательную роторную воздуходувку. В общих чертах и с дополнительной ссылкой на фиг.5B воздушный поток через вторую камеру 101 заставляет корпусы 150, 162 рабочих кулачков вращаться воздушным потоком, проходящим через или между корпусами 150, 162 рабочих кулачков и затем к выходному отверстию 108. В этом случае кулачковые устройства 140, 142 работают как воздуходувка Рутса, создавая падение давления на второй камере 101. Как показано на фиг.7B, когда порты 78 управления периодически "закрываются" пластинчатым сегментом 132, 134, воздушный поток через порты 78 управления ограничивается, создавая сопротивление потоку или обратное давление внутри впуска 68 для пациента. Это сопротивление потоку/обратное давление происходит периодически (то есть когда пластинчатые сегменты 132, 134 клапана поворачиваются в сторону от портов 78 управления, обратное давление внутри впуска 68 для пациента сбрасывается через порты 78 управления). В результате создается желаемый осцилляторный эффект PEP-терапии. Примечательно то, что кулачковые устройства 140, 142 продолжают вращаться за счет инерции, даже когда воздушный поток через канал 106 периодически прерывается. Точно так же кулачковые устройства 140, 142 могут быть выполнены с возможностью действия как махового колеса, понижая тем самым чувствительность ко времени открывания портов 78 управления.

В некоторых вариантах осуществления размерные характеристики приводного механизма 82 коррелируются с корпусом 80 клапана и портом(-ами) 78 управления, так что при скорости потока 10 литров в минуту при давлении 100 Па корпус 80 клапана создает приблизительно 15 импульсов в секунду в портах 78 управления с импульсами давления приблизительно 3 000 Па. При скоростях потока более 10 литров в минуту клапанное устройство 172 будет открываться и может вибрировать, чтобы поддерживать давление на впуске в приводной механизм 82. Устройство 98 четвертого порта выпуска может быть выполнено с возможностью установки скорости потока до 20 литров в минуту при давлении 100 Па (например, когда клапанное устройство 172 "открыто"), так чтобы поддерживать обратное давление и скорость приблизительно совместимыми при скорости потока от 10 литров в минуту до 30 литров в минуту. Альтернативно, однако, устройство 60 терапии может быть выполнено с возможностью демонстрации других рабочих характеристик.

Со ссылкой на фиг.2 и 8A в активном режиме работы средство 84 управления действует так, чтобы по текучей среде "закрыть" канал 106 (например, щиток 166 полностью вставлен в щель 90). Дополнительно, впуски 74a-74c по текучей среде соединяются с источником 48 текучей среды с избыточным давлением (фиг.1). Например, в некоторых вариантах осуществления сборочный узел отклоняющей перегородки потока (не показан) может использоваться для присоединения по текучей среде единого источника текучей среды с избыточным давлением (например, газа при избыточном давлении, такого как воздух, кислород и т.д.) к каждому из питающих впусков 74a-74c; альтернативно, могут обеспечиваться два или более источников текучей среды. Независимо от этого воздух, кислород или другой газ нагнетается или направляется в питающие впуски 74a-74c. С конкретной ссылкой на фиг.8A поток текучей среды в первый питающий впуск 74a для пациента показан стрелкой А и направляется наконечником 100a к порту 78a управления. Окружающий воздух захватывается в поток, созданный наконечником 100a, через устройство 94 второго порта выпуска, как описано ранее. В случаях, когда корпус 80 клапана и, в частности, пластинчатые сегменты 132, 134 не перекрывают как-либо иначе порт 78a управления (относительно наконечника 100a), воздушный поток продолжает проходить через порт 78a управления и ко впуску 68 для пациента. Хотя на виде, показанном на фиг.8A, это скрыто, подобная зависимость устанавливается между вторым питающим впуском 74b для пациента/вторым наконечником 100b и вторым портом 78a управления.

Напротив, и как показано на фиг.8B, когда порт 78a управления и порт 78b управления (не видны на фиг.8B) перекрываются или "закрываются" за счет действия пластинчатых сегментов 132, 134 клапана, воздушный поток от наконечников 100a, 100b к впуску 68 для пациента эффективно прекращается (следует понимать, что на фиг.8B видны только первый впуск 74a для пациента/наконечник 100a, первый порт 78a управления и первый пластинчатый сегмент 132). И опять приводной механизм 82 действует так, чтобы непрерывно вращать корпус 80 клапана относительно портов 78a, 78b управления, так чтобы избыточный воздушный поток от питающих впусков 74 к впуску 68 для пациента "прерывался" или осциллировал, чтобы установить режим лечения CHFO-терапии во время дыхательного цикла пациента (содержащего, по меньшей мере, фазу вдоха пациента).

Чтобы лучше обеспечить воздушный поток с избыточным давлением в направлении впуска 68 для пациента (и, таким образом, пациенту), средство 84 управления закрывает канал 106, так чтобы весь воздух внутри первой камеры 72 нагнетался через порты 78 управления. В этом случае приводной механизм 82 и, в частности, кулачковые устройства 140, 142 действуют и управляются потоком текучей среды через питающий впуск 74c управления, как показано на фиг.8C. В частности, нагнетаемый поток текучей среды от источника 48 текучей среды с избыточным давлением (фиг.1) входит во вторую камеру 101 через питающий впуск 74c управления и воздействует на корпусы 150, 162 рабочих кулачков, как описано ранее. Другими словами, работа устройства 60 терапии в активном режиме не зависит от дыхания пациента. Дополнительно, во время фазы выдоха дыхательного цикла пациента пульсирующий поток газа от наконечников 100a, 100b к впуску 70 для пациента продолжается, создавая осцилляторный эффект PEP-терапии. В качестве точки отсчета, чтобы минимизировать возможные возникновения учащенных дыханий, воздух, выдыхаемый пациентом, может выпускаться из впуска 70 для пациента через устройство 92 первого порта выпуска. Например, однонаправленное клапанное устройство 174 может соединяться с устройством 92 порта выгрузки, действуя (в активном режиме) так, чтобы позволить воздушному потоку через устройство 92 порта выпуска выходить только наружу от впуска 70 для пациента, таким образом позволяя свободный выдох во время периодов, когда порты 78a, 78b управления блокированы. Дополнительно, может обеспечиваться дополнительный механизм управления (не показан), который по текучей среде "закрывает" устройство 92 порта выпуска/клапанное устройство 174, когда устройство 60 действует в пассивном режиме, описанном выше (то есть когда весь выдыхаемый воздух от пациента проходит через порты 78a, 78b управления). Альтернативно, устройство 60 может содержать другие признаки (не показанные), которые облегчают выпуск выдыхаемого воздуха из впуска 70 для пациента, и/или устройство 92 первого порта выпуска может быть исключено. Точно так же в активном режиме устройство 96 третьего порта 170 выпуска может быть постоянно "закрыто", чтобы весь поток вдоха обеспечивался через порты 78a, 78b управления.

Хотя устройство 60 было описано выше как обеспечивающее CHFO-терапию посредством, по существу, идентичного потока текучей среды от обоих впусков 74a, 74b для пациента, в других вариантах осуществления устройство 60 может быть выполнено с возможностью предоставления пользователю возможность выбрать или изменить уровень CHFO-терапии. Например, может обеспечиваться механизм (не показан), который заставляет, чтобы поток текучей среды от одного из питающих впусков 74a или 74b не возникал (когда желателен более низкий уровень CHFO-терапии), и постоянно "блокирует" соответствующий порт 78a или 78b управления (например, питающий впуск 74a или 74b может быть по текучей среде отсоединен от источника давления и закрывающее средство (не показано) приводится в действие относительно соответствующего порта 78a или 78b управления). Дополнительно, устройство 60 может быть видоизменено, чтобы содержать три питающих впуска/наконечника 74/100 и три порта 78 управления с соответствующими одним из питающих впусков/наконечников 74/100, выборочно активируемых/деактивируемых, и соответствующие порты 78 управления, выборочно блокируемые, чтобы обеспечивать три уровня CHFO-терапии. Альтернативно, три питающих впуска 74 могут объединяться в одиночном наконечнике 100, опять же позволяя пользователю выбрать желаемый уровень CHFO-терапии, "активируя" желаемое количество впусков 74.

В дополнение к пассивному (например, осцилляторная PEP-терапия) и активному (например, CHFO-терапия) режимам, описанным выше, устройство 60 терапии может дополнительно быть выполнено с возможностью обеспечения дополнительных форм дыхательной терапии. Например, возвращаясь к фиг.1, распылитель 50 (фиг.1) по текучей среде может быть присоединен (и по желанию быть отсоединен) к впуску 36 для пациента для обеспечения лекарственного средства в форме аэрозоля и прочего лечения для пациента. Со ссылкой на устройство 60 терапии, показанное на фиг.2, в этом случае корпус 62 может иметь в своем составе или содержать дополнительный порт (не показан), к которому распылитель 50 присоединяется по текучей среде. В некоторых вариантах осуществления порт распылителя обеспечивается на мундштуке 86 или вблизи него, так чтобы поток от распылителя направлялся прямо к пациенту и не подвергался воздействию клапанного устройства 64 прерывателя. Альтернативно, порт распылителя может быть сформирован на торцевой пластине 69 или в любой другой точке на корпусе между торцевой пластиной 69 и мундштуком 86. В других вариантах осуществления один или более портов 74a-74c впуска могут служить в качестве порта для распылителя. В других дополнительных вариантах осуществления распылитель 50 может содержать соединительную деталь, которая физически крепится к мундштуку 86. Независимо от этого распыленный воздух может обеспечиваться во время работы клапанного устройства 64 прерывателя (в пассивном или активном режиме). Альтернативно, устройство 60 дыхательной терапии может быть выполнено таким, что при работе в режиме распылителя клапанное устройство 64 прерывателя временно "блокируется", так что корпус 80 клапана не вращается и пластинчатые сегменты 132, 134 не перекрывают порты управления 78.

Альтернативно или в дополнение, устройство 60 терапии может быть выполнено с возможностью обеспечения CPAP-терапии (с одновременным лечением лекарственным средством в форме аэрозоля или без этого), когда это желательно, посредством присоединения по текучей среде источника 48 текучей среды с избыточным давлением (фиг.1) к одному или к обоим питающим впускам 74a, 74b для пациента, при этом также "блокируя" клапанное устройство 64 прерывателя. В частности, клапанное устройство 64 прерывателя удерживается в блокированном положении, за счет чего корпус 80 клапана не вращается и порты 78a, 78b управления не перекрываются пластинчатыми сегментами 132, 134, так что воздушный поток с избыточным давлением поступает к пациенту непрерывно. Например, со ссылкой на фиг.5A и 8A могут обеспечиваться один или более механизмов, которые, когда приводятся в действие, отсоединяют первый приводной вал 152 от корпуса 150 первого рабочего кулачка (так чтобы приводной вал 152 не вращался при вращении корпуса 150 рабочих кулачков) и поддерживают корпус 80 клапана в "открытом" положении, как показано на фиг.8A (например, с помощью магнита, тело которого удерживает один или оба пластинчатых сегмента 132, 134, и т.д.). Точно так же устройство 60 может модифицироваться, чтобы предоставлять постоянную CPAP-терапию с начальным давлением с одновременным лечением с использованием CHFO-терапии или без нее. Например, клапанное устройство 64 прерывателя может быть выполнено таким образом, что корпус 80 клапана влияет только на поток текучей среды от первого питающего впуска 74a, тогда как поток текучей среды от второго питающего впуска 74b непрерывно подается к впуску 70 для пациента. При таком подходе второй питающий впуск 74b обеспечивает специфическое начальное давление (например, 5 см водяного столба), как при CPAP-терапии, тогда как клапанное устройство 64 прерывателя действует на поток текучей среды от первого питающего впуска 74a при создании CHFO-эффекта, как описано выше. В этом отношении клапанное устройство 64 прерывателя может быть "блокировано", как описано выше, в течение периодов, когда CHFO-терапия нежелательна. В еще одном сопутствующем варианте осуществления устройство 60 может быть выполнено с возможностью обеспечения переменного, выбираемого уровня CPAP-терапии. Например, может содержаться механизм (не показан), частично ограничивающий (на непрерывной основе) в желаемой степени конец 114 впуска (фиг.4A) и/или конец 116 выпуска (фиг.4A) наконечника(-ов) 100 или соответствующий питающий впуск 74 (таким образом устанавливая уровень предоставляемой CPAP-терапии). Альтернативно, в систему может вводиться управляемая утечка (например, на одном или обоих впусках 70 для пациента и/или первой камере 72 может обеспечиваться устройство порта выпуска и соответствующий клапан управления, осуществляющий выпуск в окружающую среду). Еще дополнительно, один или оба впуска 74 для пациента могут выборочно "активироваться", чтобы обеспечивать CPAP-терапию, как описано выше (следует понимать, что уровень CPAP-терапии будет больше, когда поток текучей среды обеспечивается через оба впуска 74 для пациента, если сравнивать его только с одним из впусков 74 для пациента).

В еще одних других вариантах осуществления устройство может быть выполнено с возможностью по желанию обеспечивать непрерывную PEP-терапию в пассивном режиме. В частности, клапанное устройство 64 прерывателя "блокируется" в открытом состоянии, как описано ранее, и питающие впуски 74 отключаются от источника 48 текучей среды с избыточным давлением (фиг.1). В результате порты 78 управления служат в качестве ограничителей потока в выдыхаемый воздух, тем самым создавая или предоставляя PEP-эффект.

Независимо от того, обеспечиваются ли дополнительные режимы работы, устройство 60 терапии обеспечивает отмеченное преимущество над предыдущими конструкциями, будучи работоспособным как в пассивном, так и в активном режимах. Например, пациенту можно давать устройство 60 терапии немедленно после хирургической операции, при поступлении в лечебное учреждение (например, в больницу) и т.д. и давать инструкции по использованию устройства 60 терапии в пассивном режиме. Это позволяет пациенту начинать получение осцилляторной PEP-терапии немедленно. В дальнейшем, после обследования (рентгеновское обследование, звуки дыхания, анализ крови и т.д.), лечащим врачом может быть потребована более агрессивная осцилляторная терапия, чтобы помочь в очистке и/или расширении дыхательных путей, и тогда устройство 60 терапии может быть подключено к источнику газа с избыточным давлением (например, к источнику 48 текучей среды, показанному на фиг.1) и переключено в активный режим. По окончании активного лечения врач может оставить устройство 60 терапии пациенту, чтобы пациент мог продолжить пассивную терапию без необходимости присутствия лечащего врача. Другими словами, пациент может продолжать использовать то же самое устройство 60 терапии фактически в любом месте вдали от лечебного учреждения.

Хотя устройство 60 дыхательной терапии было описано как обеспечивающее как пассивный, так и активный режимы работы, в других вариантах осуществления, соответствующих настоящему описанию, подобные принципы работы могут использоваться только в пассивном или осцилляторном PEP-устройстве (которое в противном случае взаимодействует с дыханием пациента). Например, устройство 186 дыхательной терапии, соответствующее альтернативному варианту осуществления, показано на фиг.9 с пространственным разделением деталей. Устройство 186 терапии во многих отношениях схоже с устройством 60 дыхательной терапии (фиг.2), описанным ранее, и содержит корпус 188 (упоминаемый в целом) и клапанное устройство 190 прерывателя. Корпус 188 содержит переднюю секцию 192, промежуточную пластину 194, заднюю секцию 196 и торцевую пластину 198. Клапанное устройство 190 прерывателя содержит один или более портов 200a, 200b управления, корпус 202 клапана и приводной механизм 204. Как более подробно описано ниже, приводной механизм 204 вращает корпус 202 клапана в ответ на выдыхаемый воздушный поток пациента, чтобы периодически перекрывать или закрывать порты 200a, 200b управления.

Передняя секция 192 корпуса 188 содержит конический мундштук 208 и формирует или определяет впуск 210 для пациента, тогда как задняя секция 196 формирует первую камеру 212. Пластина 194 разделяет впуск 210 для пациента и первую камеру 212 и формирует один или более портов 200a, 200b управления. Как и в предыдущих вариантах осуществления, хотя на чертеже показаны два порта 200a, 200b управления, приемлемым также является любое их количество, меньшее или большее. Независимо от этого поток текучей среды между впуском 210 для пациента и первой камерой 212 проходит через порт(-ы) 200a, 200b управления.

Задняя секция 196 дополнительно формирует вторую камеру 220 и в некоторых вариантах осуществления камеру выпуска (не видна на фиг.9). Вторая камера 220 имеет размеры, пригодные для введения в нее соответствующей части приводного механизма 204, как описано ниже, и по текучей среде изолирована от первой камеры 212 промежуточной стенкой 222. При этом, и как лучше всего видно на фиг.10, промежуточная стенка 222 формирует канал 224, через который может иметь место поток текучей среды из первой камеры 212 (фиг.9) во вторую камеру 220 (упоминаемую в целом на фиг.10). Кроме того, промежуточная стенка 222 образует первое и второе отверстия 226a, 226b с размерами, пригодными для приема соответствующих компонентов приводного механизма 204, как описано ниже. Наконец, и возвращаясь к фиг.9, торцевая пластина 198 выполнена с возможностью присоединения к задней секции 196 и служит для закрывания второй камеры 220. Как показано на чертеже, торцевая пластина 198 может формировать канавки 228 с размерами, пригодными для удержания при вращении соответствующих компонентов приводного механизма 204, как описано ниже.

Корпус 202 клапана подобен корпусу 80 клапана (фиг.2), описанному ранее, и в некоторых вариантах осуществления содержит основание 230, первый пластинчатый сегмент 232 клапана и второй пластинчатый сегмент 234 клапана. Пластинчатые сегменты 232, 234 клапана имеют форму и размеры, соответствующие портами 200a, 200b управления, так что когда они совмещаются друг с другом, пластинчатые сегменты 232, 234 могут одновременно перекрывать или "блокировать" порты 200a, 200b управления. Независимо от этого пластинчатые сегменты 232, 234 направлены по радиусу от основания 230, которое в противном случае выполняется с возможностью крепления к соответствующему компоненту приводного механизма 204.

Приводной механизм 204 похож на сборочный узел реверсной воздуходувки Рутса и содержит первое и второе кулачковые устройства 240, 242 и первый и второй передаточные механизмы 244, 246. Каждое из кулачковых устройств 240, 242 содержит корпус 250a, 250b рабочих кулачков, соосно установленный на валу 252a, 252b или изготовленный целиком вместе с ним соответственно. Валы 252a, 252b в свою очередь собираются или изготавливаются вместе с соответствующим передаточным механизмом 244 или 246, с корпусом 202 клапана, устанавливаемым на валу 252a первого кулачкового устройства 240. После окончательной сборки корпусы 250a, 250b рабочих кулачков взаимодействуют друг с другом за счет зацепления, так же как и передаточные механизмы 244, 246.

С начальной ссылкой на фиг.11 устройство 186 дыхательной терапии содержит корпусы 250a, 250b рабочих кулачков/передаточные механизмы 244, 246, размещенные внутри второй камеры 220, образуемой корпусом 188. Как показано на чертеже, валы 252a, 252b проходят из второй камеры 220 в первую камеру 212. Корпус 202 клапана собирается на валу 252a первого кулачкового устройства 240 (или на валу 252b второго блока кулачкового устройства 242) и, таким образом, расположен рядом с первой камерой 212. Промежуточная стенка 222 служит для изоляции по текучей среде первой и второй камер 212, 220, за исключением канала 224.

Промежуточная пластина 194 и передняя секция 192 затем соединяются с задней секцией 196, как показано на фиг.12 (следует понимать, что в некоторых вариантах осуществления передняя секция 192 и пластина 194 могут быть изготовлены вместе друг с другом). В частности, при сборке передней секции 192/пластины 194 корпус 202 клапана соединяется с портом(-ами) 200a, 200b управления. Например, корпус 202 клапана устанавливается так, что пластинчатые сегменты 232, 234 выборочно совмещаются с соответствующими портами 200a, 200b управления с помощью вращения корпуса 202 клапана. На фиг.13 показано устройство 186 терапии при окончательной сборке.

Соотношения между различными компонентами устройства 186 терапии лучше всего видны на виде в разрезе, показанном на фиг.13B. И снова впуск 210 для пациента по текучей среде соединяется с первой камерой 212 через порты 200a, 200b управления (следует понимать, что на фиг.13В виден только первый порт управления 200а). Корпус 202 клапана находится в первой камере 212, так что пластинчатые сегменты 232, 234 (следует понимать, что на виде, показанном на фиг.13В, виден только первый пластинчатый сегмент 232) выборочно совмещаются с портами 200a, 200b управления, чтобы перекрывать поток текучей среды между впуском 210 для пациента и первой камерой 212. Первая камера 212 по текучей среде соединена со второй камерой 220 через канал 224. Во второй камере 220 находятся кулачковые устройства 240, 242 (следует понимать, что на виде, показанном на фиг.13В, видно только первое кулачковое устройство 240). Дополнительно, вторая камера 220 по текучей среде соединена с камерой 254 выпуска через отверстие 256 выпуска. Первая камера 212 также по текучей среде соединена с камерой 254 выпуска через устройство 258 порта выпуска, к которому крепится клапанное устройство 260 (например, однонаправленный, зонтичный клапан). Наконец, камера 254 выпуска открывается в окружающую среду через отверстие 262 выпуска. В качестве точки ссылки камера 254 выпуска служит для минимизации возможности перекрытия по неосторожности одного или обоих отверстий 256 при использовании. В других вариантах осуществления, однако, камера 254 выпуска может быть исключена.

Во время использования работа клапанного устройства 190 прерывателя заключается во вращении кулачковых устройств 240, 242 в ответ на воздушный поток, входящий во вторую камеру 220, как описано ниже более подробно. Вращение первого кулачкового устройства 240 заставляет корпус 202 клапана вращаться аналогичным образом, тем самым периодически перемещая пластинчатые сегменты 232, 234, совмещая их и выводя из совмещения с соответствующими портами 200a, 200b управления, тем самым создавая осцилляторный PEP-эффект на впуске 210 для пациента при выдохе пациента.

Например, со ссылкой на фиг.14A и 14B мундштук 208 (или другой компонент, присоединенный к мундштуку 208, такой как соединитель распылителя) вставляется в рот пациента (не показан), и пациент выполняет дыхательный цикл через впуск 210 для пациента. Во время фазы вдоха окружающий воздух легко входит во впуск 210 для пациента через устройство 266 порта выпуска, поток через которое управляется однонаправленным клапанным устройством 268 (типа зонтичного клапана). Во время фазы выдоха воздух от пациента направляется через впуск 210 для пациента и к пластине 194. При соответствующем размещении корпуса 202 клапана относительно портов 200a, 200b управления, как показано на фиг.14A и 14B, пластинчатые сегменты 232, 234 не совмещаются с портами 200a, 200b управления, так что выдохнутый пациентом воздух проходит от впуска 210 для пациента через порты управления 200a, 200b и в первую камеру 212. Этот пример потока показан стрелками на фиг.14A и 14B. Воздушный поток внутри первой камеры 212 протекает через канал 224 и во вторую камеру 220, а затем взаимодействует с кулачковыми устройствами 240, 242. В частности, воздушный поток внутри второй камеры 220 заставляет кулачковые устройства 240, 242 вращаться воздушным потоком, который затем выходит из второй камеры 220 (через отверстие 256 выпуска, показанное на фиг.14A) в камеру 254 выпуска. Воздух внутри камеры 254 выпуска затем выходит в окружающую среду через выходное отверстие 262.

Как показано на фиг.14A и 14B, клапанное устройство 260 управляет потоком текучей среды через устройство 258 порта выпуска, расположенное между первой камерой 212 и камерой 254 выпуска. В некоторых вариантах осуществления клапанное устройство 260 является однонаправленным байпасным клапаном, имеющим заранее определенное давление открывания или байпасное давление. Учитывая это, пока давление воздушного потока внутри первой камеры 212 ниже давления открывания клапанного устройства 260, клапанное устройство 260 остается закрытым, так что весь воздух проходит во вторую камеру 220, как описано выше. Когда, однако, давление внутри первой камеры 212 выше давления открывания клапанного устройства 260, клапанное устройство 260 "откроется" и позволит части воздуха внутри первой камеры 212 обойти вторую камеру 220/кулачковые устройства 240, 242 и пойти напрямую в камеру 254 выпуска через устройство 258 порта выпуска. Таким образом, падение давления на второй камере 220 остается приблизительно равным давлению открывания клапанного устройства 260.

Вращение кулачковых устройств 240, 242 в ответ на выдыхаемый воздух, входящий во вторую камеру 220, заставляет корпус 202 клапана вращаться. Чтобы учесть случаи, в которых корпус 202 клапана первоначально совмещен с портами 200a, 200b управления (и, таким образом, может препятствовать прохождению во вторую камеру 200 желаемого воздушного потока, достаточного для начала вращения кулачковых устройств 240, 242), может быть обеспечено средство (не показано), посредством которого пользователь может самостоятельно начинать движение корпуса 282 клапана, может быть предусмотрен снабженный клапаном канал, который напрямую по текучей среде соединяет впуск 210 для пациента со второй камерой 220 и т.д. Независимо от этого пластинчатые сегменты 232, 234 клапана будут периодически совмещаться с соответствующими портами 200a, 200b управления, как показано, например, на фиг.15A и 15B. При совместном совмещении выдыхаемому воздуху от пациента на впуске 210 для пациента, по существу, препятствуется в прохождении через порты 200a, 200b управления. В результате внутри впуска 210 для пациента создается обратное давление, которое в свою очередь передается пациенту. Этот воздушный поток представлен стрелками на фиг.15A и 15B. Поскольку корпус 202 клапана вращается, по существу, непрерывно в ответ на выдохнутый воздух, это обратное давление создается на периодической или осциллирующей основе. Другими словами, внутри впуска 210 для пациента создаются "импульсы" обратного давления, "выпускаемые" из впуска 210 для пациента по мере того, как пластинчатые сегменты 232, 234 перемещаются, отходя от портов 200a, 200b управления. В некоторых вариантах осуществления устройство 186 дыхательной терапии выполняется так, что при скорости выдыхаемого воздуха 10 литров в минуту и давлении 100 Па оно управляет клапанным устройством 190 прерывателя, создавая 15 импульсов в секунду в портах 200a, 200b управления при величине импульсов давления приблизительно 3000 Па. При скоростях потока более 10 литров в минуту клапанное устройство 260 открывается и может колебаться, чтобы поддерживать давление на впуске в приводной механизм 204. В сопутствующих вариантах осуществления клапанное устройство 260 выполняется с возможностью установления скорости потока до 20 литров в минуту при давлении 100 Па, который, по существу, поддерживает желаемое обратное давление на впуске 210 для пациента и скорость вращения постоянными в диапазоне от 10 литров в минуту до 30 литров в минуту. Альтернативно, однако, устройство 186 дыхательной терапии может быть выполнено с возможностью представления множества рабочих характеристик, отличающихся от тех, которые описаны выше.

Другой вариант осуществления устройства 280 дыхательной терапии показан в целом на фиг.16 и подобен по конструкции описанному ранее устройству 60 (фиг.2). В частности, устройство 280 содержит корпус 282 и клапанное устройство 284 прерывателя. Корпус 282 схож с корпусом 62 (ранее показанным на фиг.2) и в целом определяет впуск 286 для пациента, первую камеру 288, вторую камеру 290 и питающие впуски 292 (один из которых показан на фиг.16). По сравнению с корпусом 62 первая и вторая камеры 288, 290 по текучей среде постоянно изолированы друг от друга (то есть канал 106 (фиг.4A) не предусматривается). Клапанное устройство 284 прерывателя схоже с клапанным устройством 64 прерывателя (фиг.2) и содержит порты 294 управления (один из которых показан на чертеже) между впуском 286 для пациента и первой камерой 288, корпус 296 клапана и приводной механизм 298.

В целом устройство 280 действует в конфигурации "только активное", за счет чего возможность отсоединения источника 48 текучей среды с избыточным давлением (фиг.1) от питающих впусков 292 и выполнения ручной пассивной осцилляторной PEP-терапия не обеспечивается. Однако CHFO-терапия (и, по желанию, CPAP-терапия) осуществляется, как ранее описано, способом, представляющим отмеченное улучшение по сравнению с существующими устройствами CHFO-терапии. Например, устройство 280 может быть напрямую соединено фактически с любым источником текучей среды с избыточным давлением и при этом обеспечивать CHFO-терапию (то есть отдельный блок "управления" не требуется, поскольку устройство 280 само преобразует входящий поток текучей среды с избыточным давлением в осциллирующий поток для пациента). Точно так же и в отличие от существующих конструкций устройство 280 может быть изменено, как описано ранее, по сравнению с устройством 60 (фиг.2), чтобы обеспечивать дополнительные режимы работы, такие как подача лекарственного средства в форме аэрозоля, CPAP-терапия и т.д., отдельно или одновременно с CHFO-лечением.

Еще один другой вариант осуществления устройства 300 дыхательной терапии, соответствующий принципам настоящего изобретения, показан на фиг.17. Устройство 300 дыхательной терапии содержит корпус 302 (упоминаемый в целом) и клапанное устройство 304 прерывателя. Корпус 302 в целом содержит внешнюю часть 306 корпуса и внутреннюю часть 308 корпуса, которые соединяются, чтобы образовать первую камеру 310 (упоминаемую в целом на фиг.17 относительно внешней части 306 корпуса) и впуск 312 для пациента. Клапанное устройство 304 прерывателя содержит корпус 314 клапана, приводной механизм 316 и порт 318 управления. Ниже приводятся подробности о различных компонентах. В целом, однако, после окончательной сборки корпус 314 клапана выборочно связывается с портом 318 управления (в противном случае образованным внутренней частью 308 корпуса). Приводной механизм 316 выборочно управляет перемещением корпуса 314 клапана в направлении порта 318 управления и от него, например, в ответ на воздух, выдыхаемый пациентом во время фазы выдоха дыхательного цикла, чтобы установить периодически меняющееся обратное давление внутри впуска 312 для пациента. Это обратное давление в свою очередь обеспечивает для пациента осцилляторную PEP-терапию.

Внешняя часть 306 корпуса является цилиндрической и имеет размеры, пригодные для приема и удержания внутренней части 308. С дополнительной ссылкой на фиг.18A внешняя часть 306 корпуса образует первый торец 320, второй торец 322 и промежуточную секцию 324. Первый торец 320 формирует канал 326, имеющий диаметр или основной размер, соизмеримый с диаметром или основным размером соответствующего сегмента внутренней части 308 корпуса, так что после сборки внешняя часть 306 и внутренняя часть 308 герметизированы по текучей среде на первом торце 320. Напротив, второй торец 322 формирует отверстие 328, имеющее диаметр или основной размер, больший, чем соответствующий размер внутренней части 308 корпуса (и любых других компонентов, прикрепленных к ней). При такой конфигурации корпус 302 по текучей среде открыт в окружающую среду через второй торец 322. Наконец, промежуточный сегмент 324 подобным образом определяет диаметр или основной размер, который больше, чем диаметр или основной размер внутренней части 308 корпуса, чтобы определить размеры первой камеры 310 между внутренней частью 308 корпуса и промежуточным сегментом 304 внешней части 306 корпуса.

Внутренняя часть 308 корпуса в некоторых вариантах осуществления содержит мундштук 330 и трубку 332. Мундштук 330 выполнен с возможностью удобного размещения во рту пациента (или присоединения к отдельному компоненту (например, к детали для присоединения распылителя), который в свою очередь выполнен с возможностью размещения во рту пациента) и, таким образом, в некоторых вариантах осуществления может иметь овалоподобную форму, как показано на фиг.17. Независимо от этого мундштук 330 соединяется с трубкой 332 с помощью комбинации компонентов для создания впуска 312 от пациента в форме непрерывного канала.

Трубка 332 может иметь множество различных конструкций и содержит или образует ближнюю секцию 334 и дальнюю секцию 336. Как показано на фиг.17 и 18A, трубка 332 имеет на ближней секции 334 внешний выступ 338. Как описано ниже более подробно, выступ 338 служит в качестве опоры или точки опоры для приводного механизма 316 при окончательной сборке. Независимо от этого порт 318 управления формируется на дальней секции 336 или вблизи нее и устанавливает соединение по текучей среде между впуском 312 для пациента и камерой 310. Хотя порт 318 управления показан как часть внутренней части 308 корпуса, он фактически является частью клапанного устройства 304 прерывателя.

В дополнение к порту 318 управления клапанное устройство 304 прерывателя содержит корпус 314 клапана и приводной механизм 316, как показано на фиг.18A. Корпус 314 клапана в некоторых вариантах осуществления является диском, имеющим размер и форму, сопоставимые с размером и формой порта 318 управления (например, корпус 314 клапана может иметь те же самые размеры и форму, что и порт 318 управления, или может быть большим или меньшим, чем порт 318 управления). В некоторых вариантах осуществления диск корпуса 314 клапана имеет размеры, несколько большие, чем порт 318 управления, чтобы добиваться лучшего, более полного выборочного перекрытия порта 318 управления. Как лучше всего показано на фиг.18B, диск корпуса 314 клапана определяет противоположные первую и вторую основные поверхности 340, 342. В одном из вариантов осуществления, показанном на фиг.18B, первая поверхность 340 плоская. В других вариантах осуществления, однако, первая поверхность 340 может принимать различную форму типа полусферической, конической и т.д. Независимо от этого первая поверхность 340 выполнена с возможностью в целом сопрягаться с внешней поверхностью 344 внутренней части 308 корпуса, на которой формируется порт 318 управления.

Возвращаясь к фиг.18A, приводной механизм 316 в некоторых вариантах осуществления является родственным устройству балочного или другого консольного типа и содержит передний конец 350 и задний конец 352. Передний конец 350 крепится к корпусу 314 клапана, тогда как задний конец 352 выполнен с возможностью крепления к выступу 338 внутренней части 308 корпуса. Как описано ниже, приводной механизм 316 работает по типу консольной балки (стержня) и, таким образом, обладает желаемой жесткостью для многократного циклического изгиба. Учитывая это, в некоторых вариантах осуществления приводной механизм/стержень 316 изготавливается из стальной пружины, хотя также приемлемы и другие материалы.

Наконец, и как показано на фиг.17-18B, в некоторых вариантах осуществления устройство 300 дыхательной терапии дополнительно содержит клапанное устройство 354, установленное во внутреннюю часть 308 корпуса. Клапанное устройство 354 может принимать самые разные конфигурации и может быть схоже с однонаправленным клапаном (например, створчатым или зонтичным обратным клапаном). Таким образом, в некоторых вариантах осуществления клапанное устройство 354 содержит раму 356, формирующую одно или более отверстий 358, вместе с клапанным устройством 360, которое по выбору перекрывает отверстия 358. В такой конструкции клапанное устройство 354 позволяет окружающему воздушному потоку проходить в трубку 332/впуск 312 для пациента, но ограничивает или препятствует прохождению воздушного потока наружу от трубки/впуска 312 для пациента.

Сборка устройства 300 дыхательной терапии содержит крепление клапанного устройства 354 к дальней секции 336 внутренней части 308 корпуса. Задний конец 352 стержня 316 приводного механизма крепится (например, приваривается, припаивается и т.д.) к выступу 338 внутренней части 308 корпуса. Как показано на фиг.18A, при сборке стержень 316 приводного механизма, по существу, выпрямляется и устанавливает или совмещает корпус 314 клапана с портом 318 управления или "поверх" него.

В нейтральном состоянии или в состоянии покоя, показанном на фиг.18A, корпус 314 клапана находится в самой непосредственной близости к порту управления 318, чтобы явным образом ограничивать поток текучей среды через порт 318 управления. В некоторых вариантах осуществления, и как лучше всего показано на фиг.18B, приводной механизм 316 выполнен таким образом, что с помощью стержня 316 приводного механизма, находящегося в нейтральном состоянии или в состоянии покоя, между корпусом 314 клапана и внешней поверхностью 344 внутренней части 308 корпуса устанавливается небольшой промежуток 362 (иначе, определяющий порт 318 управления). Размер промежутка 362 определяет уровень падения давления внутри впуска 312 для пациента, причем размер промежутка 362 имеет обратную зависимость от падения давления внутри впуска 312 для пациента. Учитывая это, в некоторых вариантах осуществления промежуток 362 составляет менее 0,1 дюйма (2,5 мм), в других вариантах осуществления - меньше 0,08 дюйма (2 мм), в еще одних других вариантах осуществления - меньше 0,04 дюйма (1 мм). Альтернативно, однако, приемлемы также и другие размеры, в том числе исключение промежутка 362. Неожиданно было обнаружено, например, что когда порт 318 управления имеет диаметр порядка 0,28 дюйма (7,1 мм), корпус 314 клапана является диском с диаметром порядка 0,36 дюйма (9,1 мм) и массой 11,6 г, когда стержень 316 приводного механизма изготовлен из нержавеющей стали и имеет длину порядка 2,5 дюймов (63,5 мм), желаемое падение давления/реакция устройства 300 дыхательной терапии при скорости потока 20 литров в минуту достигается при размере промежутка 362, равном 0,011 дюйма (0,28 мм), в частности, устройство 300 дыхательной терапии 300 в некоторых вариантах осуществления при скорости потока 20 литров в минуту показало падение давления в диапазоне 100-2500 Па.

Во время использования устройство 300 терапии предоставляется пациенту вместе с инструкциями по желательной ориентации во время использования. В этом отношении и в некоторых вариантах осуществления устройство 300 терапии обеспечивает оптимальную характеристику, когда порт 318 управления пространственно располагается "сбоку" устройства 300 терапии, когда держится пациентом. Овальная или продолговатая форма мундштука 330 обеспечивает пациенту визуальный ориентир для такой желаемой ориентации. Хотя устройство 300 терапии может действовать, когда оно пространственно ориентировано так, что порт управления 318 обращен "вниз" (например, в ориентации, показанной на фиг.18A и 18B) или "вверх", вертикальная ориентация может лучше учитывать действие силы тяжести во время работы клапанного устройства 304 прерывателя.

Независимо от сказанного выше работа устройства 300 терапии для простоты иллюстрации описывается со ссылкой на фиг.19A и 19B с устройством 300 терапии, иначе говоря, в ориентации "вниз". Следует понимать, однако, что в других вариантах осуществления устройства 300 терапии предпочтительно, чтобы пациент пространственно держал его так, чтобы порт 318 управления/корпус 314 клапана располагался "сбоку" от устройства терапии (то есть как показано на фиг.19A и 19B). Учитывая это, вслед за вставлением мундштука 330 (или другого компонента, присоединенного к мундштуку 330) в рот пациента пациент выполняет многочисленные дыхательные циклы. Во время фазы вдоха поток окружающего воздуха легко входит во впуск 312 для пациента через прорезь 358/клапанное устройство 354. Во время фазы выдоха воздух от пациента с избыточным давлением проходит через впуск 312 для пациента и в направлении дальней секции 336 трубки 332. Клапанное устройство 354 предотвращает выход выдыхаемого воздуха из трубки 332 через отверстия 358. Вместо этого поток выдыхаемого воздуха направляется через порт 318 управления; воздушный поток, выходящий из порта 318 управления, оказывает давление на корпус 314 клапана в направлении от трубки 332 (и, таким образом, от порта 318 управления), как показано стрелками на фиг.19A. Стержень 316 приводного механизма изгибается, чтобы позволить перемещение корпуса 314 клапана в ответ на силу, поворачиваясь относительно выступа 338. По мере того как корпус 314 клапана перемещается в направлении от порта 318 управления, давление внутри впуска 312 для пациента падает и воздушный поток проходит в камеру 310 и затем в окружающую среду через отверстие 328.

Стержень 316 приводного механизма выполнен с возможностью изгиба только в ограниченной степени в ответ на ожидаемые силы, действующие на корпусе 314 клапана (то есть ожидаемые давления воздушного потока в порту 318 управления 318, связанные с фазой выдоха при дыхании взрослого пациента), и, таким образом, препятствует явному перемещению корпуса 314 клапана от порта 318 управления. Кроме того, по мере того как корпус 314 клапана все дальше удаляется от порта 318 управления, сила, воздействующая на корпус 314 клапана за счет воздушного потока/давления со стороны порта 318 управления, по существу, уменьшается из-за увеличения площади промежутка 362. В точке максимального изгиба (фиг.19A) пружинящее свойство стержня 316 приводного механизма далее создает силу, воздействующую на корпус 314 клапана в обратном направлении к порту 318 управления, так что корпус 314 клапана снова явно перекрывает воздушный поток через порт 318 управления. Стержень 316 приводного механизма в конечном счете возвращается в почти нейтральное положение, показанное на фиг.19B, в котором корпус 314 клапана, по существу, закрывает порт 318 управления и внутри впуска 312 для пациента снова устанавливается обратное давление. Сила, присутствующая на корпусе 314 клапана, затем увеличивается, заставляя стержень 316 приводного механизма снова изгибаться, как описано выше. Такое циклическое перемещение клапанного устройства 304 прерывателя продолжается на протяжении всей фазы выдоха, создавая тем самым периодически возникающее обратное давление внутри впуска 312 для пациента. Пациент в свою очередь ощущает лечебное осцилляторное PEP-воздействие, и выдыхаемый воздух служит в качестве единственной входной силы, воздействующей на стержень 316 приводного механизма.

Хотя устройство 300 дыхательной терапии было описано в связи с клапанным устройством 304 прерывателя с резонатором консольного типа, в других вариантах осуществления может использоваться другая конфигурация. Например, на фиг.20 схематично показано клапанное устройство 370 прерывателя альтернативного варианта осуществления, связанное с трубкой 372, иначе формирующей впуск 373 для пациента и порт 374 управления. Как пункт для ссылки трубка, показанная на фиг.20, схожа с трубкой 332 на фиг.18A. Независимо от этого клапанное устройство 370 прерывателя использует конструкцию типа качалки и содержит корпус 376 клапана и приводной механизм 378. Корпус 376 клапана имеет размеры, соответствующие размерам порта 374 управления (например, идентичные, несколько меньшие или несколько большие), и удерживается в положении или управляется приводным механизмом 378. В этом случае приводной механизм 378 содержит рычаг 380, опору 382 и устройство 384 компенсации.

Рычаг 380 удерживает корпус 376 клапана в его положении и крепится к основанию 382 с возможностью вращения вокруг точки 386 вращения. Рычаг 380 содержит первую сторону 388, на которой сформован или прикреплен корпус 376 клапана, и противоположную вторую сторону 390. Как показано на чертеже, вторая сторона 390 выполнена с возможностью обеспечения дополнительной массы для компенсации массы корпуса 376 клапана. Независимо от этого опора 382 поддерживает с возможностью шарнирного вращения рычаг 380 и может прикрепляться к трубке 372 или изготавливаться как ее часть.

Устройство 384 компенсации прикладывает к корпусу 376 клапана компенсирующую силу в направлении, противоположном порту 374 управления. В некоторых вариантах осуществления устройство 384 компенсации является спиральной пружиной, прикрепленной первым концом 392 к корпусу 376 клапана/рычагу 380 и противоположным, вторым, концом 394 к опорной конструкции 396 (показано в целом на фиг.20). Как пункт для ссылки в некоторых вариантах осуществления опорная конструкция 396 может быть изготовлена вместе с внешней частью 306 корпуса или обеспечиваться как ее часть (фиг.18A).

Независимо от конкретной конструкции клапанное устройство 370 прерывателя обеспечивает конструкцию с уравновешенной качалкой, где устройство 384 компенсации служит в качестве элемента жесткости. Во время использования корпус 376 клапана ограничивает воздушный поток от впуска 373 для пациента/порта 374 управления с помощью расстояния или промежутка между корпусом 376 клапана и портом 374 управления (и, таким образом, с помощью сопротивления выдыхаемому воздушному потоку), циклически управляемым устройством 384 компенсации. И снова по мере того как корпус 376 клапана приближается к порту 374 управления, внутри впуска 373 для пациента создается обратное давление (в сочетании с постоянным воздушным потоком от пациента во время фазы выдоха при дыхании). При такой конструкции затем осцилляторная PEP-терапия может быть предоставлена с помощью клапанного устройства 370 прерывателя, действующего независимо от пространственной ориентации соответствующего устройства дыхательной терапии/корпуса. Хотя на чертежах не показано, вместе с корпусом 302 может обеспечиваться или изготавливаться дополнительный порт(-ы) распылителя, через который пациенту может подаваться лекарственное средство в форме аэрозоля.

Для еще одного другого варианта осуществления клапанное устройство 400 прерывателя схематично показано на фиг.21A и 21B. Как лучше всего видно на фиг.21B, клапанное устройство 400 прерывателя связано с трубкой 402, которая схожа с трубкой 332 (фиг.18A), описанной ранее, и, иначе говоря, определяет впуск 404 для пациента и порт 406 управления.

Учитывая вышесказанное, клапанное устройство 400 прерывателя содержит порт 406 управления, корпус 408 клапана и приводной механизм 410. И снова корпус 408 клапана имеет размеры и форму, соответствующие размерам и форме порта 406 управления, как было описано ранее (например, идентичный, несколько больший, несколько меньший и т.д.). Для варианта осуществления, показанного на фиг.21А и 21B, приводной механизм 410 схож с пропорциональной пружинно-массовой системой и содержит маховое колесо 412 и компенсирующее устройство 414. Маховое колесо 412 крепится с возможностью вращения относительно трубки 402, например, с помощью шпинделя 416. Как показано на фиг.21A, например, шпиндель 416 может устанавливаться или удерживаться различными поверхностями 418a, 418b, обеспечиваемыми корпусом (не показан) соответствующего устройства терапии. Независимо от этого маховое колесо 412 может свободно вращаться.

Компенсирующее устройство 414 определяет первый конец 420 и второй конец 422. Первый конец 420 крепится к корпусу 408 клапана, тогда как второй конец 422 крепится к маховому колесу 412, например, пальцем 424, как показано на фиг.21A. В некоторых вариантах осуществления компенсирующее устройство 414 является пружиной с линейной характеристикой, а в других вариантах осуществления оно может принимать другие формы, такие как спиральная торсионная пружина.

Независимо от конкретной конструкции во время использования корпус 408 клапана служит для ограничения воздушного потока от впуска 404 для пациента через порт 406 управления. В этом отношении уровень сопротивления воздушному потоку (и, таким образом, обратное давление, создаваемое внутри впуска 404 для пациента во время фазы выдоха дыхательного цикла пациента) является функцией величины промежутка 426 (фиг.21B) между корпусом 408 клапана и портом 406 управления. Приводной механизм 410 в свою очередь диктует размер или величину этого промежутка. В частности, по мере того как выдыхаемый воздух направляется через порт 406 управления, корпус 408 клапана выжимается от порта 406 управления компенсирующим устройством 414, обеспечивающим компенсацию сопротивления силе воздушного потока, приложенной к корпусу 408 клапана. Дополнительно, по мере того как корпус 408 клапана отодвигается от порта 406 управления, сила передается на компенсирующее устройство 414 и затем на маховое колесо 412. В результате маховое колесо 412 немного поворачивается (например, против часовой стрелки относительно ориентации, показанной на фиг.21B). В некоторой точке сила пружины компенсирующего устройства 414 преодолевает силу воздушного потока, проходящего через порт 406 управления, так что компенсирующее устройство 414 отжимает корпус 408 клапана обратно к порту 406 управления. В этом отношении маховое колесо 412 служит как направляющая для движения корпуса 408 клапана, обеспечивая, что корпус 408 клапана движется обратно в направлении совмещения с портом 406 управления. Таким образом, при этом внутри впуска 404 для пациента создается периодическое обратное давление, осуществляя тем самым пациенту осцилляторную PEP-терапию во время фазы выдоха дыхания пациента.

Хотя устройство 300 дыхательной терапии 300 (фиг.17) наряду с различными клапанными устройствами 370 прерывателя (фиг.20), 400 (фиг.21A, 21B) было описано в контексте только пассивного устройства (например, обеспечивающего осцилляторную PEP-терапию в ответ на выдох пациента), в других вариантах осуществления подобные конфигурации конструкции могут использоваться для обеспечения устройства дыхательной терапии, способного к работе как в пассивном режиме (например, осцилляторная PEP-терапия), так и в активном режиме (например, CHFO-терапия). Например, на фиг.22 показано другое устройство 440 дыхательной терапии альтернативного варианта осуществления, соответствующего аспектам настоящего изобретения. Устройство 440 дыхательной терапии очень похоже на устройство 300 дыхательной терапии (фиг.17), описанное ранее, и содержит корпус 442 и клапанное устройство 444 прерывателя, содержащее первое клапанное субустройство 446 прерывателя и второе клапанное субустройство 448 прерывателя. И снова корпус 442 содержит внешнюю часть 450 и внутреннюю часть 452, соединение которых образует камеру 454. Внутренняя часть 452 содержит мундштук 456 и трубку 458, которые при соединении образуют впуск 460 для пользователя. Дополнительно, трубка 458 формирует первый порт 462 управления, соединяя по текучей среде впуск 460 для пациента и камеру 454. В этом отношении первое клапанное субустройство 446 прерывателя похоже на клапанное устройство 304 прерывателя (фиг.17), описанное ранее, и обеспечивает осцилляторное обратное давление внутри впуска 460 для пациента в ответ на выдыхаемый воздух. Другими словами, первое клапанное субустройство 446 прерывателя действует так, как описано ранее, организуя режим осцилляторной PEP-терапии.

В дополнение к сказанному выше корпус 442 содержит питающий впуск 464, проходящий от внутренней части 452 корпуса и выступающий из внешней части 450 корпуса. Питающий впуск 464 выполнен с возможностью присоединения по текучей среде к внешнему источнику текучей среды с избыточным давлением (не показан, но он схож с источником 48 текучей среды с избыточным давлением, показанным на фиг.1) и присоединения по текучей среде ко второму порту 666 управления, изготовленному вместе с трубкой или присоединенному к трубке 458.

Учитывая сказанное выше, второе клапанное субустройство 448 прерывателя схоже с первым клапанным устройством 446 прерывателя и содержит второй порт 466 управления, корпус 468 клапана и приводной механизм 470. Корпус 468 клапана имеет размер и форму, сопоставимые с размером и формой второго порта 466 управления, так что корпус 468 клапана может перекрывать поток текучей среды через второй порт 466 управления. Хотя на чертеже не показано, различные конструкции порта выпуска и сопутствующие клапанные конструкции могут быть введены дополнительно для соединения со вторым клапанным субустройством 448 прерывателя, чтобы гарантировать достижение адекватного давления для создания желаемого импульса/величины давления и/или захватывания окружающего воздуха.

Приводной механизм 470 в некоторых вариантах осуществления является удлиненным стержнем, имеющим первый конец 472 и второй конец 474. Первый конец 472 поддерживает корпус 468 клапана, тогда как второй конец 474 выполнен с возможностью крепления к внутреннему выступу 476, который в некоторых вариантах осуществления формируется или обеспечивается трубкой 458.

Тогда при окончательной сборке корпус 468 клапана/приводной механизм 470 располагается, по сути, внутри трубки 458, причем корпус 468 клапана совмещен со вторым портом 466 управления. Во время использования внутри впуска 460 для пациента организуется воздушный поток с избыточным давлением, с потоком текучей среды, направляемым ко второму порту 466 управления. Второе клапанное субустройство 448 прерывателя действует так, чтобы периодически перекрывать поток текучей среды через второй порт 466 управления и ко впуску 460 для пациента. В частности, и как описано ранее, стержень 470 приводного механизма циклически перемещает корпус 468 клапана относительно второго порта 466 управления, таким образом создавая переменное перекрытие потока текучей среды во впуск 460 для пациента. Таким образом, при работе в активном режиме (то есть когда устройство 400 терапии присоединено к источнику 48 текучей среды с избыточным давлением, показанному на фиг.1) устройство 440 дыхательной терапии обеспечивает CHFO-лечение пациента во время дыхательного цикла пациента (в том числе фазы вдоха). Напротив, устройство 440 терапии может быть отсоединено от источника текучей среды с избыточным давлением (и от питающего впуска 464, закрытого по текучей среде) и действовать в пассивном режиме, чтобы обеспечивать осцилляторную PEP-терапию. Хотя на чертежах не показано, устройство 440 терапии может содержать дополнительные признаки, облегчающие использование устройства 440 терапии, чтобы предоставлять лекарственные средства в форме аэрозоля, CPAP-терапию (постоянную или переменную) и т.д., как описано выше в отношении устройства 60 (фиг.2). И еще дополнительно, устройство 440 терапии может модифицироваться, чтобы служить в качестве "только активного" устройства, например, исключая первое клапанное субустройство 446 прерывателя.

Устройство 500 дыхательной терапии, соответствующее еще одному альтернативному варианту осуществления, показано на фиг.23A и 23B. Устройство 500 дыхательной терапии содержит корпус 502 (упоминаемый в общем) и клапанное устройство 504 прерывателя (упоминаемое в общем). Подробности о различных компонентах предоставляются ниже. В целом, однако, корпус 502 содержит клапанное устройство 504 прерывателя и изготавливается вместе с впуском 506 для пациента, соединенным по текучей среде с камерой 508 через порт 510 управления. Клапанное устройство 504 прерывателя содержит корпус 512 клапана и приводной механизм 514 (упоминаемый в общем). Во время использования приводной механизм 514 перемещает корпус 512 клапана относительно порта 510 управления так, что корпус 512 клапана периодически ограничивает воздушный поток через порт 510 управления. Таким образом, внутри впуска 506 создается импульсное обратное давление, обеспечивая осцилляторную PEP-терапию.

Корпус 502 содержит внешнюю часть 520, внутреннюю часть 522 и корпус 524 отверстия. Внешняя часть 520 обеспечивает внешнюю раму, обладающую формой, удобной для пользователя при обращении с устройством 500 терапии, и содержит внутри различные компоненты.

Внутренняя часть 522 корпуса содержит мундштук 526 и трубку 528. Мундштук 526 имеет размеры и форму, пригодные для удобного расположения во рту пациента (или присоединяется к отдельному компоненту, выполненному с возможностью помещения в рот пациента, такому как деталь соединителя распылителя), и может быть изготовлен целиком вместе с трубкой 528. Независимо от этого мундштук 526 и трубка 528 соединяются, чтобы образовать впуск 506 для пациента, через который воздушный поток идет напрямую к пациенту и от него. В этом случае трубка 528 проходит от мундштука 526 до задней стороны 530.

С дополнительной ссылкой на фиг.24 корпус 524 отверстия присоединяется или изготавливается как часть трубки 528 на задней стороне 530. Корпус 524 отверстия содержит обод 532 и стенку 534. Как лучше всего показано на фиг.24, порт 510 управления формируется в стенке 534. Кроме того, стенка 534 формирует устройство 536 порта выпуска, состоящее из одной или более прорезей 538. Устройство 536 порта выпуска содержит клапанное устройство 540, которое позволяет воздушному потоку проходить через прорези 538 только в одном направлении. Независимо от этого обод 532 формирует щель 542, расположенную вблизи порта 510 управления. При такой конфигурации корпус, вставленный через щель 542, может по выбору перекрывать весь или часть порта 510 управления.

Возвращаясь к фиг.23А и 23B, корпус 512 клапана имеет размеры, пригодные для вставления путем скольжения внутрь щели 542, и содержит передний сегмент 544 и задний сегмент 546. Передний сегмент 544 имеет размеры, пригодные для вставления путем скольжения внутрь щели 542, и в некоторых вариантах осуществления имеет коническую форму. Независимо от этого задний сегмент 546 выполнен с возможностью крепления к соответствующему компоненту приводного механизма 514, как описано ниже.

Для варианта осуществления, показанного на фиг.23A и 23B, приводной механизм 514 выполнен с возможностью работы в качестве электромагнитного вибратора и содержит систему 548 вибратора (состоящую из стержня 550 и устройства 552 микродвигателя), электрическую схему 554 управления, выключатель 556 и источник 558 электропитания. В целом источник 558 электропитания обеспечивает электропитание устройства 552 микродвигателя. В ответ на воздействие пользователя на управляющее устройство 556 электрическая схема 554 приводит в действие микродвигатель 552, что в свою очередь заставляет стержень 550 вибрировать, в некоторых вариантах осуществления - на собственной частоте стержня. Независимо от этого стержень 550 вибрирует, заставляя прикрепленный к нему корпус 512 клапана двигаться относительно порта 510 управления.

Стержень 550 относительно тонкий и изготовлен из жесткого материала. В некоторых вариантах осуществления стержень 550 изготавливается из стали, которая демонстрирует низкие характеристики демпфирования; альтернативно, могут также использоваться другие материалы, такие как пластмасса, керамика и т.д. Например, когда стержень 550 изготовлен из стали, он может иметь толщину порядка 0,01 дюйма (0,25 мм). При использовании других материалов номинальная толщина стержня 550 может быть увеличена или уменьшена.

Как описано ниже более подробно, во время использования стержень 550 подвергается воздействию вибрационной силы, заставляющей переднюю его часть 560 резонировать (тогда как задняя часть 562 удерживается неподвижной). Учитывая это, в некоторых вариантах осуществления стержень 550 конструируется (например, с точки зрения материала и размеров) так, что он не только устанавливается в пределах желательной площади опоры внешней части 520 корпуса, но также обладает собственной частотой выше желательного уровня, такой, что когда устройство 552 микродвигателя и корпус 512 клапана крепятся к передней секции 560, результирующая собственная частота системы 548 вибратора будет примерно равна желаемой собственной частоте. Например, в некоторых вариантах осуществления желаемая собственная частота системы 548 вибратора (в передней секции 560 стержня 550) приблизительно равна 15 Гц. Без учета массы устройства 552 микродвигателя и корпуса 512 стержень 550 в некоторых вариантах осуществления демонстрирует собственную частоту гораздо выше 15 Гц (например, порядка 40-80 Гц). С учетом массы корпуса 512 клапана и устройства 552 микродвигателя к стержню 550 может быть добавлена дополнительная масса, чтобы "точно настроить" общую собственную частоту системы 548 вибратора и сделать ее равной 15 Гц. Конечно, в других вариантах осуществления также приемлемы другие частоты для самого стержня 550 и/или для его комбинации с устройством 552 микродвигателя 552 и корпусом 512 клапана.

Как лучше всего показано на фиг.23A, устройство 552 микродвигателя содержит микродвигатель 570 с переменной скоростью, который вращает выходной вал 572. Неуравновешенная масса 574 крепится на выходной вал 572. При такой конфигурации работа устройства 552 микродвигателя создает нагрузку в виде вибрационной силы на рабочей частоте. Микродвигатель 570 может иметь широкое разнообразие форм, и в некоторых вариантах осуществления микродвигатель является щеточным двигателем постоянного тока (DC), выполненным с возможностью вращения выходного вала 572 со скоростью вращения, пропорциональной входному напряжению, подаваемому на микродвигатель 570. Например, микродвигатель 570 может быть схожим с микродвигателем, используемым в прикладной программе для сотового телефона для создания вибрации, например микродвигателем, изготовленным Maduchi Motor Co. под торговым названием Model RF-J2WA. Независимо от этого микродвигатель 570 с помощью электронных средств соединяется с электрической схемой 554, которая в свою очередь регулирует напряжение, подаваемое на микродвигатель 570 от источника 558 электропитания.

Электрическая схема 554 управления в некоторых вариантах осуществления является управляющей микросхемой или печатной платой, выполненной с возможностью регулирования напряжения, прикладываемого к микродвигателю 570, и ограничения тока микродвигателя 570, основываясь на смещении и частоте корпуса 512 клапана/стержня 550. При этом электрическая схема 554 управления выполнена с возможностью контроля стержня 550, фактически рассматривая стержень 550 как конденсатор. При таком подходе может быть сделано измерение как смещения, так и частоты. Более конкретно, результат измерения частоты может использоваться для управления выходным напряжением, подаваемым на микродвигатель 570, и поддержания желаемой скорости, в то время как результат измерения смещения может использоваться для изменения скорости микродвигателя 570, чтобы избежать воздействия на стержень 550 "жестких" остановок. В качестве пункта для ссылки, если стержень 550 наталкивается на "жесткую" остановку, стержень 550 прекращает колебаться и потребуется время, чтобы восстановить правильное открывание клапана и частоту. Один из примеров построения схемы 554 управления приведен на фиг.25. Следует понимать, однако, что это всего лишь одно из приемлемых построений.

Возвращаясь к фиг.23A и 23B, управляющее устройство 556 выполняется с возможностью указания схеме 554 управления начать или остановить подачу электропитания на микродвигатель 570. В этом отношении управляющее устройство 556 может принимать самые разные формы и в некоторых вариантах осуществления является кнопкой или подобным органом, выступающим из внешней части 520 корпуса. Альтернативно, управляющее устройство 556 может принимать самые разные другие формы, например мембранный датчик, беспроводной исполнительный механизм и т.д.

Наконец, источник 558 электропитания обеспечивает подачу соответствующей мощности на микродвигатель 570 и схему 554 управления. В некоторых вариантах осуществления источник 558 электропитания располагается внутри отсека 576 корпуса 502 и может принимать любую подходящую форму (например, одна или более батарей).

Устройство 500 дыхательной терапии в собранном виде показано на фиг.26A и 26B. В частности, корпус 512 клапана присоединяется к передней секции 560 стержня 550 так, что передний сегмент 544 проходит далеко от стержня 550. Устройство 552 микродвигателя установлено на заднем сегменте 546 корпуса 512 клапана, как лучше всего видно на фиг.26A. При этом, хотя задний сегмент 546 выполняется с возможностью установки устройства 552 микродвигателя, в других вариантах осуществления устройство 552 микродвигателя может устанавливаться непосредственно на стержень 550.

Корпус 524 отверстия присоединяется к задней стороне 530 трубки 528, так что стенка 534 проходит поперек трубки 528. Как показано на фиг.26A, однонаправленное клапанное устройство 540 монтируется к устройству 536 порта выпуска, чтобы управлять потоком текучей среды через прорези 538.

Стержень 550 затем монтируется к корпусу 502, так что задняя секция 562 крепится относительно корпуса 502 и корпус 512 клапана со скользящей посадкой проходит внутри щели 542 корпуса 524 отверстия. Как лучше всего показано на фиг.26B, в естественном состоянии стержня 550 передний сегмент 544 корпуса 512 клапана частично перекрывает порт 510 управления. Дополнительно, и как лучше всего показано на фиг.26A, небольшой промежуток 582 (упоминаемый в целом) образован между корпусом 512 клапана и стенкой 534 корпуса 524 отверстия (и, таким образом, портом 510 управления).

Источник 558 электропитания присоединяется к корпусу 502, как показано на чертеже, и электрически соединяется со схемой 554 управления и микродвигателем 570, например, с помощью проводного монтажа (не показан). Схема 554 управления, а также устройство 556 управления присоединяются подобным образом к корпусу 502.

Во время использования устройство 552 микродвигателя приводится в действие, чтобы стержень 550 резонировал и, таким образом, резонировал корпус 512 клапана. Как указано выше, в некоторых вариантах осуществления система 548 вибратора (то есть стержень 550, микродвигатель 552 и корпус 512 клапана) сконструирована так, чтобы иметь собственную резонансную частоту примерно равной желаемой частоте движения корпуса 512 клапана относительно порта 510 управления. Путем возбуждения системы 548 вибратора (и тем самым стержня 550) на выбранной собственной частоте входная сила и функция могут быть меньше, чем сила, требуемая для отклонения только одного стержня 550, тем самым приводя в результате к пониженным требованиям к мощности. Таким образом, по мере того как устройство 552 двигателя вибрирует, стержень 550 резонирует, заставляя корпус 512 клапана двигаться вперед-назад (например, вверх и вниз относительно ориентации, показанной на фиг.26B) относительно порта 510 управления. По существу, с помощью резонанса стержня 550 корпус 512 клапана, осциллируя, избирательно "открывает" и перекрывает порт 510 управления.

Независимо от того, подано ли электропитание на микродвигатель 570, во время фазы вдоха дыхательного цикла пациента окружающий воздух легко входит во впуск 506 для пациента через устройство 536 порта выпуска. Во время фазы выдоха (и при соответствующей активации приводного механизма 514 через управляющее устройство 556) приводной механизм 514 заставляет корпус 512 клапана открывать и закрывать порт 510 управления осциллирующим образом. Например, со ссылкой на фиг.27A, по мере того как стержень 550 при резонировании опускается (относительно ориентации, показанной на фиг.27A), корпус 512 клапана, по существу, закрывает порт управления 510, так что выдыхаемый воздушный поток внутри впуска 506 для пациента не может проходить через порт 510 управления. В результате внутри впуска 506 для пациента создается обратное давление. Напротив, как показано на фиг.27B, по мере того как стержень 550 при резонировании поднимается (относительно ориентации, показанной на фиг.27В), корпус 512 клапана радиально перемещается от порта 510 управления, так что воздушный поток внутри впуска 506 для пациента легко проходит через порт 510 управления и в камеру 508 (и, таким образом, выходит в окружающую среду). При этом схема 554 управления работает так, чтобы регулировать напряжение электропитания, подаваемое на устройство 570 двигателя, чтобы должным образом заставлять стержень 550 вибрировать на желаемой частоте (например, 15 Гц). Независимо от этого периодическое обратное давление, созданное внутри (впуска 506 для пользователя и сбрасываемое через него) во время фазы выдоха дыхательного цикла пациента, предоставляет пациенту осцилляторное PEP-лечение. В других вариантах осуществления один или более порт(-ов) распылителя (не показан) может обеспечиваться корпусом 502 или изготавливаться вместе с корпусом 502, чтобы облегчить подачу пациенту лекарственного средства в аэрозольном виде. Точно так же деталь для присоединения распылителя (не показана) может по текучей среде присоединяться в линию, идущую к мундштуку 526.

Хотя устройство 500 дыхательной терапии было описано как работающее или обеспечивающее только пассивный режим (например, осцилляторную PEP-терапию), в других вариантах осуществления подобные конструктивные характеристики могут использоваться для обеспечения устройства терапии, способного работать как в пассивном режиме, так и в активном режиме (например, для CHFO-терапии). Например, на фиг.28 показан другой вариант осуществления устройства 600 дыхательной терапии, которое в большой степени подобно устройству терапии 500 (фиг.22A), описанному ранее. Более конкретно, устройство 600 дыхательной терапии 600 содержит корпус 502 и компоненты клапанного устройства 504 прерывателя, как описано ранее, а также питающий впуск 602. Питающий впуск 602 выполнен с возможностью подключения линии подачи текучей среды к внешнему источнику текучей среды с избыточным давлением (не показан, но схож с источником 48 текучей среды с избыточным давлением, приведенным на фиг.1) и заканчивается на конце 604 наконечника. Как показано на чертеже, конец 604 наконечника направляет поток текучей среды от питающего впуска 602 к порту 510 управления. Дополнительно, положение конца 604 наконечника относительно внешней части корпуса 502 позволяет захват окружающего воздуха в поток текучей среды от конца 604 наконечника. Как вариант, может предусматриваться дополнительная клапанная система (не показана), чтобы предотвратить возникновение прерывистого дыхания.

В пассивном режиме работы (то есть питающий впуск 602 отсоединен от источника текучей среды с избыточным давлением), устройство 600 терапии действует, как описано ранее (например, во время фазы выдоха дыхательного цикла пациента приводной механизм 514 подвергает вибрации корпус 512 клапана порта 510 управления, чтобы создать периодическое обратное давление внутри впуска 506 для пациента при обеспечении осцилляторной PEP-терапии). В активном режиме работы поток текучей среды при избыточном давлении нагнетается через питающий впуск 602 и направляется концом 604 мундштука к порту 510 управления. Под действием этого нагнетаемого воздушного потока приводной механизм 514 снова заставляет корпус 512 клапана вибрировать относительно порта 510 управления, таким образом периодически прерывая поток текучей среды от конца 604 мундштука через порт 510 управления и, таким образом, во впуск 506 для пациента. Тем самым в активном режиме работы устройство 600 дыхательной терапии действует так, чтобы обеспечивать CHFO-лечение для пациента в течение всего дыхательного цикла (содержащего, по меньшей мере, фазу вдоха дыхания). Хотя на чертеже не показано, устройство 600 терапии может содержать дополнительные признаки, которые облегчают его использование для подачи лекарственного средства в форме аэрозоля, CPAP-терапии и т.д., как описано выше в отношении устройства 60 (фиг.2). И дополнительно, устройство 600 терапии может модифицироваться, чтобы служить в качестве "только активного" устройства, например, обеспечивая устройство выпускного клапана между мундштуком 506 и портом 510 управления.

Устройство дыхательной терапии, соответствующее настоящему изобретению, обеспечивает заметное улучшение по сравнению с предыдущими конструкциями. В некоторых вариантах осуществления обеспечивается автономное устройство дыхательной терапии, способное работать в пассивном режиме и в активном режиме. В пассивном режиме устройство терапии выполняет осцилляторное PEP-лечение для пациента и во многих вариантах осуществления делает это исключительно в ответ на выдох пациента. В активном режиме работы внешний источник текучей среды с избыточным давлением присоединяется к устройству и устройство независимо воздействует на поток текучей среды от внешнего источника, чтобы обеспечивать CHFO-лечение. В отличие от существующих конфигураций варианты осуществления, представленные в настоящем описании, обеспечивающие активный режим работы, могут присоединяться фактически к любому источнику текучей среды с избыточным давлением (например, к источнику с регулируемой или нерегулируемой стенкой, домашнему компрессору, кислородному баллону, механическому/пневматическому прерывателю потока или "драйверу", автономной вентиляционной системе и т.д.). При этом при присоединении к существующему прерывателю потока/драйверу, который, иначе говоря, создает текучую среду с избыточным давлением в импульсной форме, драйвер может обеспечивать возможность "приспосабливать" фактическую терапию, предоставляемую конкретному пациенту. В еще одних других вариантах осуществления устройство дыхательной терапии обеспечивает пассивную терапию (например, осцилляторную PEP-терапию) способом, не рассматривавшимся ранее. В еще одних других вариантах осуществления обеспечивается улучшенное "только активное" устройство терапии. Дополнительно, при любом из вариантов осуществления могут обеспечиваться дополнительные терапии, такие как CPAP-лечение или лечение с использованием распылителя.

Хотя настоящее изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления, специалисты в данной области техники должны признать, что в форму и в детали могут быть внесены изменения без отхода от объема и сущности настоящего изобретения.

Изобретение относится к устройствам и способам дыхательной терапии для назначения пациенту лечения, связанного с дыханием (например, осцилляторным, непрерывного действия и т.д.). Устройство способно создавать импульсы осцилляторного давления для дыхания в ответ на воздушный поток только от выдоха пациента, или соединено с источником текучей среды с избыточным давлением (например, воздуха, кислорода и т.д.), или в том и другом случаях. Устройство дыхательной терапии содержит корпус и клапанное устройство прерывателя. Корпус содержит впуск для пациента, отверстие выпуска, камеру и питающий впуск. Клапанное устройство прерывателя соединено с корпусом и содержит порт управления, соединяющий по текучей среде впуск для пациента и первую камеру, и корпус клапана, выполненный с возможностью выборочно перекрывать поток текучей среды через порт управления. В пассивном режиме поток текучей среды при избыточном давлении к питающему впуску отсутствует и клапанное устройство прерывателя взаимодействует с выдыхаемым воздухом, создавая осцилляторный РЕР-эффект. В активном режиме имеет место поток текучей среды к питающему впуску и клапанное устройство прерывателя действует так, чтобы создать CHFO-эффект. Дыхательное устройство может служить в качестве пассивного осцилляторного РЕР-устройства, а когда оно присоединено к источнику избыточного давления - в качестве активного устройства. 2 н. и 31 з.п. ф-лы, 45 ил.

1. Устройство для обеспечения пациенту дыхательной терапии в течение, по меньшей мере, части дыхательного цикла пациента, содержащего фазу вдоха и фазу выдоха, причем указанное устройство содержит: корпус, содержащий впуск для пациента, отверстие выпуска, первую камеру, расположенную по текучей среде между впуском для пациента и отверстием выпуска, и первый питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением; и клапанное устройство прерывателя, связанное с корпусом и содержащее порт управления, по текучей среде соединяющий впуск для пациента и первую камеру, и корпус клапана, выполненный с возможностью выборочно перекрывать поток текучей среды через порт управления; где устройство выполнено с возможностью: работы в первом, пассивном режиме, в котором поток текучей среды к первому питающему впуску для подачи текучей среды с избыточным давлением не возникает и клапанное устройство прерывателя взаимодействует с выдыхаемым воздухом, чтобы во время фазы выдоха создать осциллирующий эффект избыточного давления выдоха, и работы во втором, активном режиме, в котором поток текучей среды к питающему впуску для подачи текучей среды с избыточным давлением возникает и клапанное устройство прерывателя взаимодействует с потоком текучей среды для создания непрерывного высокочастотного осциллирующего эффекта.

2. Устройство по п.1, в котором клапанное устройство прерывателя содержит множество портов управления и корпус клапана выполнен с возможностью выборочно перекрывать соответствующие порты управления.

3. Устройство по п.1, в котором клапанное устройство прерывателя дополнительно содержит вращающийся ведущий вал, поддерживающий корпус клапана так, что вращение ведущего вала заставляет корпус клапана выборочно перекрывать порт управления.

4. Устройство по п.3, в котором клапанное устройство прерывателя дополнительно содержит приводной механизм для вращения ведущего вала.

5. Устройство по п.4, в котором приводной механизм содержит первый и второй корпуса рабочих кулачков.

6. Устройство по п.5, в котором корпус дополнительно содержит вторую камеру, расположенную рядом с первой камерой, и корпуса рабочих кулачков находятся внутри второй камеры.

7. Устройство по п.6, в котором первая и вторая камеры соединены по текучей среде прорезью так, что поток текучей среды из первой камеры во вторую камеру воздействует на корпуса рабочих кулачков, чтобы вызвать их вращение.

8. Устройство по п.7, в котором вторая камера образует выходное отверстие, по текучей среде связанное с отверстием выпуска.

9. Устройство по п.7, в котором корпус дополнительно формирует устройство порта выпуска в первой камере помимо порта управления, причем устройство дополнительно содержит клапанное устройство, управляющее потоком текучей среды через устройство порта выпуска так, что, когда давление текучей среды внутри первой камеры превышает заданный уровень, клапанное устройство по текучей среде открывает устройство порта выпуска.

10. Устройство по п.9, в котором корпус дополнительно формирует камеру выпуска, определяющую отверстие выпуска и по текучей среде соединенную с первой камерой через устройство выпуска.

11. Устройство по п.10, в котором камера выпуска по текучей среде соединена со второй камерой через выходное отверстие.

12. Устройство по п.1, в котором первый впуск текучей среды с избыточным давлением соединен с первой камерой.

13. Устройство по п.12, в котором устройство дополнительно содержит наконечник, имеющий сторону впуска, по текучей среде открытую в первый впуск текучей среды с избыточным давлением, и сторону выпуска, по текучей среде открытую в порт управления, и где дополнительно корпус клапана выполнен с возможностью перемещения между стороной выпуска наконечника и портом управления, чтобы выборочно перекрывать поток текучей среды от стороны выпуска наконечника к порту управления.

14. Устройство по п.13, в котором клапанное устройство прерывателя дополнительно содержит ведущий вал, несущий корпус клапана так, что при вращении ведущего вала корпус клапана выборочно перекрывает порт управления, и приводной механизм для вращения ведущего вала.

15. Устройство по п.14, в котором корпус дополнительно формирует вторую камеру, внутри которой находится, по меньшей мере, часть приводного механизма, второй питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением, способный по текучей среде присоединяться к источнику текучей среды с избыточным давлением, и где дополнительно устройство выполнено с возможностью приведения в действие приводного механизма в активном режиме потоком текучей среды от второго питающего впуска для текучей среды с избыточным давлением во вторую камеру.

16. Устройство по п.15, в котором приводной механизм содержит первый и второй корпуса рабочих кулачков, находящиеся во второй камере.

17. Устройство по п.16, дополнительно содержащее: пластину, расположенную между первой и второй камерами, причем пластина формирует канал, по текучей среде соединяющий первую и вторую камеры; и средство управления, связанное с каналом для выборочного открывания и закрывания канала.

18. Устройство по п.1, в котором устройство выполнено так, что: в пассивном режиме уровень осциллирующего эффекта избыточного давления выдоха является функцией усилия пациента при дыхании; и в активном режиме уровень непрерывного эффекта с высокочастотной осцилляцией является независимым от усилия пациента при дыхании.

19. Устройство по п.1, в котором корпус дополнительно формирует устройство ингаляционного порта выпуска и устройство дополнительно содержит однонаправленное клапанное устройство, присоединенное к устройству ингаляционного порта выпуска, позволяя прохождение потока окружающего воздуха во впуск для пациента во время фазы вдоха.

20. Устройство по п.1, в котором клапанное устройство прерывателя дополнительно содержит запирающий механизм для выборочной блокировки корпуса клапана в открытом положении, в котором порт управления открыт, так что устройство способно работать в третьем, непрерывном режиме, в котором имеет место поток текучей среды к питающему впуску для текучей среды с избыточным давлением для создания непрерывного эффекта избыточного давления в дыхательных путях.

21. Устройство по п.1, в котором клапанное устройство прерывателя дополнительно содержит приводной механизм для управления положением корпуса клапана относительно порта управления, причем приводной механизм содержит консольный стержень.

22. Устройство по п.21, в котором приводной механизм дополнительно содержит вибрационный двигатель, установленный на переднем конце стержня.

23. Способ обеспечения дыхательной терапии для пациента в течение, по меньшей мере, части дыхательного цикла пациента, содержащего фазу вдоха и фазу выдоха, при этом способ содержит этапы, на которых: обеспечивают устройство дыхательной терапии, содержащее: корпус, содержащий впуск для пациента, отверстие выпуска и питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением, и клапанное устройство прерывателя для выборочного перекрытия потока текучей среды ко впуску для пациента или от него; присоединяют по текучей среде источник текучей среды с избыточным давлением к питающему впуску для подачи текучей среды с избыточным давлением; назначают пациенту терапию с непрерывной высокочастотной осцилляцией с помощью устройства терапии, работающего в активном режиме; прерывают поток текучей среды от источника текучей среды с избыточным давлением к питающему впуску для подачи текучей среды с избыточным давлением; командуют пациенту, чтобы он периодически выполнял дыхательный цикл пациента; и назначают пациенту проведение осцилляторной терапии с избыточным давлением выдоха, используя устройство, работающее в пассивном режиме.

24. Способ по п.23, в котором пассивный режим работы отличается тем, что уровень осцилляторной терапии с избыточным давлением при выдохе является функцией усилия пациента при дыхании.

25. Способ по п.23, в котором активный режим работы отличается тем, что уровень терапии с использованием непрерывной высокочастотной осцилляции является независимым от усилия пациента при дыхании.

26. Способ по п.23, в котором клапанное устройство прерывателя содержит, по меньшей мере, один порт управления, по текучей среде соединяющий впуск для пациента с камерой, корпус клапана, выборочно перекрывающий порт управления, и приводной механизм, управляющий положением корпуса клапана относительно порта управления, и где, дополнительно, назначение осцилляторной терапии с избыточным давлением при выдохе содержит приведение в действие приводного механизма в ответ на воздушный поток выдоха от пациента.

27. Способ по п.26, в котором приводной механизм содержит первый и второй кулачковые устройства, причем первое кулачковое устройство поддерживает корпус клапана, и где, дополнительно, назначение осцилляторной терапии с избыточным давлением при выдохе содержит воздушный поток выдоха от пациента, заставляющий кулачковые устройства вращаться.

28. Способ по п.23, в котором питающий впуск для подачи текучей среды с избыточным давлением соединен по текучей среде с клапанным устройством прерывателя и клапанное устройство прерывателя содержит, по меньшей мере, один порт управления, по текучей среде соединяющий впуск для пациента с камерой, корпус клапана выборочно перекрывает порт управления, и приводной механизм управляет положением корпуса клапана относительно порта управления, и где, дополнительно, назначение непрерывной осцилляторной высокочастотной терапии включает в себя поток текучей среды от источника текучей среды с избыточным давлением, приводящий в действие приводной механизм.

29. Способ по п.23, дополнительно содержащий этап, на котором выбирают режим работы устройства перед назначением терапии.

30. Способ по п.29, в котором устройство дополнительно содержит управляющий щиток, выборочно открывающий и закрывающий прорезь для прохождения текучей среды между впуском для пациента и отверстием выпуска, и в котором дополнительно выбор режима работы содержит изменение положения управляющего щитка относительно прорези.

31. Способ по п.23, дополнительно содержащий этапы, на которых: блокируют клапанное устройство прерывателя в открытом состоянии; присоединяют по текучей среде источник текучей среды с избыточным давлением к питающему впуску для подачи текучей среды с избыточным давлением и назначают пациенту терапию с непрерывным избыточным давлением в дыхательных путях с помощью устройства в режиме работы СРАР.

32. Способ по п.31, в котором режим работы СРАР отличается тем, что клапанное устройство прерывателя остается неподвижным.

33. Способ по п.23, в котором устройство дополнительно содержит порт распылителя, по текучей среде присоединенный к впуску для пациента между впускным концом впуска для пациента и клапанным устройством прерывателя, причем способ дополнительно содержит этапы, на которых: присоединяют по текучей среде распылитель к порту распылителя и подают пациенту текучую среду в форме аэрозоля в течение, по меньшей мере, одного из активного режима работы или пассивного режима работы.