用于包括具有自由空间喷嘴特征的非密封通气界面的无创通气的方法、系统和装置

摘要

一种用于提供通气支持的系统，包括鼻界面，该鼻界面设计成连通病人的鼻子而又允许病人直接地呼吸环境空气而不流经鼻界面。喷嘴可以在与鼻子相距一定距离处与鼻界面相连。喷嘴可以连接至气体传输回路和气体传输源。喷嘴可以能够通过在喷嘴附近生成负压区域并且在在鼻子入口附近生成正压区域而将气体传输到鼻通道内。来自气体传输源的气体和由离开喷嘴的气体夹带的空气的组合可以提供通气支持。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2009年9月3日提交的美国临时专利申请No.61/239,728、 2009年10月28日提交的美国临时专利申请No.61/255,760、2010年1月12日 提交的美国临时专利申请No.61/294,363和2010年2月19日提交的美国临时 专利申请No.61/306,370的优先权；其内容通过整体引用包含在此。本申请 还要求2010年4月2日提交的美国非临时专利申请No.12/753,846、2010年4 月2日提交的PCT专利申请No.PCT/US2010/029871、2010年4月2日提交的美 国非临时专利申请No.12/753,851、2010年4月2日提交的PCT专利申请 No.PCT/US2010/029873、2010年4月2日提交的美国非临时专利申请No. 12/753,853、2010年4月2日提交的美国非临时专利申请No.12/753,854、 2010年4月2日提交的PCT专利申请No.PCT/US2010/029874、2010年4月2日提 交的美国非临时专利申请No.12/753,856和2010年4月2日提交的PCT专利申 请No.PCT/US2010/029875的优先权；其内容通过整体引用包含在此。该申 请通过引用包含2010年9月3日提交的名称为“METHODS，SYSTEMS AND  DEVICES  FOR  NON-INVASIVE  VENTILATION  INCLUDING A  NON-SEALING  VENTILATION INTERFACE WITH AN ENTRAINMENT PORT AND/OR PRESSURE  FEATURE”的美国非临时专利申请No.______和2010年9月3日提交的名称为 “METHODS，SYSTEMS AND DEVICES FOR NON-INVAS IVE VENTILATION  INCLUDING A NON-SEALING VENTILATION INTERFACE WITH AN ENTRAINMENT  PORT AND/OR PRESSURE FEATURE”的PCT专利申请No.______。

技术领域

本发明涉及用于遭受呼吸和通气失调例如呼吸机能不全和睡眠呼吸暂 停的人的通气疗法领域。更具体地，本发明涉及利用使用非密封无创鼻通 气病人界面的方法和装置提供开放式气道通气。

发明背景

对于传输机械通气支持或正气道压力并且不会妨碍病人的最低程度地 突出的鼻罩和通气系统存在需要。存在一系列需要将会受益于这种罩和系 统的通气疗法的临床综合症例如呼吸机能不全、气道或睡眠失调、充血性 心力衰竭、神经肌肉病，和一系列将会受益的情况例如慢性、急性、紧急、 重大伤亡和流行情况。

使用不会妨碍病人的装置有利于氧气疗法。然而，与通气疗法相比， 氧气疗法用于远不那么严重的形式的临床综合症。例如，为了通过夹带空 气到罩中传输空气和氧气的混合物，已经开发了一些鼻罩氧气疗法系统， 然而这些不是经过深思熟虑的通气疗法或呼吸支持，因为它们并不机械地 有助于呼吸功。近年来，已经应用了被称为高流量氧气疗法(HFOT)的氧 气疗法的变体。在这种情形下，氧气流速增大超过标准长期氧气疗法 (LTOT)，例如高15LPM。因为高流速，氧气必须被加湿以防止使病人的 气道干燥。已经报告，HFOT可以略微降低自主呼吸期间病人的绝对胸膜压 力，因此对呼吸功具有轻微的影响。因为它们消耗的大量的氧气，使它们 成为非活动系统并且妨碍病人，因此这些系统是无效的。

存在向病人提供机械通气(MV)并且机械地有助于呼吸功的呼吸支持 和通气疗法。MV疗法通过使用翻边的或未折边的气管导管或密封面或鼻罩 或密封鼻套管插入病人来连接至病人。虽然有助于支持呼吸功，但是用于 MV的病人界面对于使用者是突出的和/或创伤性的，并且MV不便于移动性或 日常生活活动，因此妨碍了病人并且对于许多潜在的使用者而言是一个缺 点。存在使用脸或鼻罩而不需要插管来使病人通气的无创通气(NIV)，它 在许多情况下是一个优点。然而，病人不能使用他们的上气道，因为界面 会在鼻子和/或嘴上形成外部密封，并且此外系统不是活动的，其组合不能 够进行日常生活活动。

为了治疗阻塞性睡眠呼吸暂停(OSA)，黄金标准通气疗法是持续性正 气道压力(CPAP)或双水平气道正压(BiPAP)，它是NIV的变体，其中病 人通过罩中的排气口部分地呼气并且回到大的气体传输管件内，而不是如 MV中那样通过呼气回路。由通气机通过密封在鼻子或脸上的鼻罩或面罩向 病人施加的持续性正压可以防止上气道阻塞。虽然有效，但是该疗法具有 差的病人顺应性，因为病人界面对于病人是突出的，并且因为病人通过罩 和气体传输回路不自然地呼吸。

总之，现有的疗法和现有技术具有下列缺点：它们不以不会妨碍病人 的方式提供呼吸支持或气道支持并且(1)是无创的，并且是非突出的，这 样它就允许移动性和日常生活活动，(2)允许从周围环境正常地呼吸的感 觉，并且(3)提供在很容易便携的系统或可以由病人很容易地携带或佩戴 的系统中。

发明内容

本发明可以使用无创开放式气道通气(NIOV)和在不会完全地覆盖或 密封病人的嘴或鼻子的自由空间中具有喷嘴的非密封鼻罩界面向病人提供 通气。

本发明的实施例可以包括一种用于提供通气支持的系统，该系统包括 气体传输源：气体传输回路；鼻界面，设计成与病人的鼻子连通而又允许 病人直接地呼吸环境空气而不需要流经鼻界面；在与鼻子相距一定距离处 与鼻界面相连的喷嘴，其中喷嘴连接至气体传输回路和气体传输源；并且 其中喷嘴能够通过在喷嘴附近生成负压区域并且在鼻子入口附近生成正压 区域将气体传输到鼻通道内，其中来自气体传输源的气体和由离开喷嘴的 气体夹带的空气的组合提供通气支持。

本发明的实施例可以包括一种用于提供通气支持的方法，该方法包括： 提供鼻界面，该鼻界面允许病人通过鼻界面呼吸环境空气；在自由空间内 提供在与鼻子相距一定距离处于鼻界面的近端相连的喷嘴；使喷嘴与气体 传输回路和气体传输源流体连通，其中喷嘴能够将气体传输到鼻界面内以 在喷嘴附近生成负压区域并且在在鼻子入口附近生成正压区域，并且其中 来自气体传输源的气体和由喷嘴夹带的空气的组合提供通气支持。

系统和方法的某些实施例也可以包括可以在鼻子外部的一点处和远离 该点处生成的正压区域。正压区域可以生成在鼻孔边缘的边界和该边界的 远端处。正压区域可以生成在鼻孔气道内的一点和远离该点处。鼻界面系 统可以包括歧管，并且其中歧管包括喷嘴。歧管可以设计成将喷嘴置于远 离鼻孔入口一个距离处，并且可以设计成将喷嘴相对于鼻孔气道的中心线 成一定角度放置。本发明的实施例可以包括一个或多个传感器，其中一个 或多个传感器包括远离喷嘴朝向鼻子延伸且终止于正压区域内的检测通 道，和/或其中一个或多个传感器包括朝向远离喷嘴延伸的检测通道。检测 通道可以延伸到鼻子内。检测通道可以从鼻孔入口延伸到内部大致+/-5毫 米处。本发明的实施例可以每个鼻孔包括两个或更多喷嘴。喷嘴可以是卵 形气体传输喷嘴小孔。喷嘴可以包括多个以圆形或卵形图案布置的气体传 输喷嘴的阵列。本发明的实施例可以包括射流泵喉管，该射流泵喉管包含 流动路径。射流泵喉管可以与歧管相连，并且喷嘴可以通过射流泵喉管与 射流泵喉管流动路径相连。歧管可以包括与射流泵喉管流动路径连通的夹 带端口。喷嘴可以向内倾斜。喷嘴可以以大致1-20度的角度向内倾斜。喷 嘴可以在鼻孔气道内部生成卵形气体传输气流型廓。喷嘴可以是可旋转地 调节的。喷嘴可以包括至少一个左喷嘴和至少一个右喷嘴，其中至少一个 左喷嘴与至少一个右喷嘴之间的间距是可调节的。至少一个左喷嘴和至少 一个右喷嘴可以是可旋转地调节的。鼻孔入口与喷嘴之间的间距可以是可 调节的。鼻界面可以以不同的尺寸获得，在喷嘴间距、喷嘴旋转定向和喷 嘴到鼻孔入口的距离中产生不同。负压区域可以从喷嘴延伸到临近鼻子入 口的位置。负压可以小于环境压力。负压可以为大约-5至-28cmH₂O。正 压区域可以从喷嘴远端的位置延伸到鼻子入口。正压可以大于环境压力。 正压可以为大约0.01-0.50psi。来自气体传输源的气体和由离开喷嘴的 气体夹带的空气的组合可以是鼻子内部的层流。喷嘴可以放置在鼻子入口 外部大约0-1.5英寸处。气体通过喷嘴的传输可以与病人的呼吸模式同步。 来自气体传输源的气体可以由可佩戴的通气机控制。通气支持可以包括减 少呼吸功以治疗呼吸机能不全。通气支持可以包括提高气道压力以治疗睡 眠呼吸暂停。鼻界面可以包括用于将系统连接至鼻梁并且将至少一个气体 传输喷嘴对准鼻子入口的连接器。连接器可以包括凸耳以相对于鼻孔边缘 的边界定位。连接器可以调节喷嘴的角度以对准鼻孔气道的中心线。

本发明的实施例可以包括一种用于提供通气支持的系统，该系统包括： 气体传输源；气体传输回路；鼻界面，设计成与病人的鼻子连通而又允许 病人直接地呼吸环境空气而不需要流经鼻界面；在与鼻子相距一定距离处 与鼻界面相连的喷嘴，其中喷嘴连接至气体传输回路和气体传输源；射流 泵喉管包括穿过射流泵喉管的流动路径，其中射流泵喉管与歧管相连，并 且喷嘴通过射流泵喉管与射流泵喉管流动路径相连；和与射流泵喉管流动 路径连通的夹带端口，其中喷嘴能够通过在射流泵喉管流动路径内部的喷 嘴附近生成负压区域并且在远离喷嘴的射流泵喉管流动路径内部生成正压 区域而将气体传输到鼻通道内，其中来自气体传输源的气体和通过夹带端 口夹带的空气的组合提供通气支持。系统和方法的某些实施例可以包括通 气支持包括减少呼吸功以治疗呼吸机能不全。通气支持可以包括提高气道 压力以治疗睡眠呼吸暂停。

通过考虑下列详细说明、附图和权利要求，附加的特征、优点和本发 明的实施例就被阐明或显而易见。此外，应当理解，前述发明内容和下列 详细说明是示例性的并且预期提供进一步的解释而没有限制所要求保护的 本发明的范围。

附图说明

附图显示了本发明的优选实施例并且与详细说明一起用来解释本发明 的原理，其中，附图被包括以提供本发明的进一步理解，并且附图包含在 该说明书中并构成该说明书的一部分。

图1显示了用于实施氧气疗法的现有技术的传统氧气传输套管。

图2显示了使用鼻罩并且使用CPAP或BiPAP通气模式的现有技术的传统 无创通气。

图3显示了使用本发明的实施例来在走动时接收呼吸功支持的不受妨 碍的病人。

图4是显示本发明的示例性系统的示意图。

图5显示了其中开放式非密封鼻通气罩配置成置于使用者的鼻子下方 并且可以从脸的中线双向地延伸到鼻子的侧面的示例性实施例。

图6是图5的鼻罩组件的透视图。

图7显示了本发明的鼻罩的一个实施例的正视示意图。

图8显示了图5的鼻罩的前视-顶视-侧视图。

图9显示了图8的鼻罩的隐线视图，显示了气体流动路径和呼吸压力检 测路径。

图10显示了图5的鼻罩的顶视图。

图11显示了图10的鼻罩的隐线视图，显示了气体流动路径和呼吸压力 检测路径。

图12显示了图5的鼻罩的后视-顶视图。

图13显示了图12的鼻罩的隐线视图，显示了气体流动路径和呼吸压力 检测路径。

图14显示了由来自气体传输喷嘴的气流排放生成的图案。

图15显示了由来自气体传输喷嘴的气流排放生成的图案。

图16显示了具有卵形气体传输喷嘴的图5中所示鼻罩的一个实施例。

图17显示了具有以解剖学上功能模式布置的多个气体传输喷嘴的图5 中所示鼻罩的一个实施例。

图18显示了鼻罩的一个实施例的罩视图的隐线视图，显示了气体流动 路径和呼吸压力检测路径，其中气体传输喷嘴向内朝中线倾斜。

图19显示了图5中所示罩的一个实施例，所述罩具有在罩歧管底部处具 有文丘里入口的射流泵喉管的。

图20显示了由使用者佩戴的罩并具有在喉管底部附近歧管的顶部处具 有文丘里入口的射流泵喉管。

图21显示了鼻罩的一个替代实施例，其中气体传输喷嘴由具有延伸臂 的鼻零件置于鼻子下方。

图22显示了鼻孔气道中图21的鼻罩的压力检测和气体传输气流模式。

图23显示了图21中所示鼻罩的罩组件。

图24显示了图21中所示鼻罩的一个可选实施例，其中气体传输喷嘴由 延伸的鼻零件置于鼻子下方。

图25显示了具有最小化的鼻零件和流线型的垂直臂和水平臂的图21中 所示鼻罩的一个实施例。

图26显示了图21中所示鼻罩的一个实施例，其中气体传输喷嘴由头工 具和托架置于鼻子下方。

图27图形地显示了当本发明用于肺疾病或神经肌肉疾病应用时本发明 可以如何有利地影响病人的呼吸功。

图28在x轴上图形地显示了肺容量并且在y轴上图形地显示了肺压以显 示与传统通气相比如何以NIOV在肺模拟器台模型上实现肺容量。

图29图形地显示了与氧气疗法相比使用肺模拟器台模型以NIOV实现的 肺容量。

图30A图形地显示了依照一个实施例的正方形波形气体传输压力。

图30B图形地显示了图30A的容积传输。

图30C图形地显示了图30A的生成的肺压。

图30D图形地显示了依照一个实施例的正弦波形气体传输压力。

图30E图形地显示了图30D的容积传输。

图30F图形地显示了图30D的生成的肺压。

图30G图形地显示了依照一个实施例的用于一部分吸气阶段的正方形 波形气体传输压力。

图30H图形地显示了图30G的容积传输。

图30I图形地显示了图30G的生成的肺压。

图30J图形地显示了依照一个实施例的多级波形气体传输压力。

图30K图形地显示了图30J的容积传输。

图30L图形地显示了图30J的生成的肺压。

图31A图形地显示了依照一个实施例的上升波形气体传输压力。

图31B图形地显示了图31A的容积传输。

图31C图形地显示了图31A的生成的肺压。

图31D图形地显示了依照一个实施例的下降波形气体传输压力。

图31E图形地显示了图31D的容积传输。

图31F图形地显示了图31D的生成的肺压。

图31G图形地显示了依照一个实施例的用于一部分吸气阶段的两级波 幅波形气体传输压力。

图31H图形地显示了图31G的容积传输。

图31I图形地显示了图31G的生成的肺压。

图31J图形地显示了依照一个实施例的振荡波形气体传输压力。

图31K图形地显示了图31J的容积传输。

图31L图形地显示了图31J的生成的肺压。

图32图形地显示了依照一个实施例的呼吸频率可调的气流波幅传输的 定时和波幅。

具体实施方式

图1显示了用于实施氧气疗法的现有技术的传统氧气传输套管101。套 管101上的伸出部105配置成进入鼻孔103。套管101的近端(未显示)连接 至一旦检测到吸气努力就在1-6LPM下向使用者的鼻子传输连续流氧气或 者传输一团氧气的氧气传输装置。图1的系统不会机械地支持病人的呼吸 功，但是并不被相信可以有效防止中等到严重形式的OSA。图1的套管也用 于另一种氧气传输疗法即高流量氧气疗法(HFOT)，其中大于15LPM的潮 湿氧气以连续流速传输至使用者的鼻子。由于HFOT所需的高流量，系统是 非便携式的并且氧气必须是潮湿的。

图2显示了用于无创通气(NIV)的现有技术的呼吸支持疗法，该疗法 以双水平气道正压(BiPAP)通气模式使用鼻罩201。NIV用于使病人呼吸， 或者可以用于帮助病人的呼吸，在该情形中病人的自主呼吸努力触发通气 机以传输基于压力或容积的机械通气(MV)。往返于肺部传输的所有容积 可以从通气回路203和鼻罩201传输并且除去。

与图2相似的系统可以用于OSA，其中罩密封到脸上，这样通气气体就 由通气机提供并且一部分呼出气体就通过排气孔205呼出。NIV、持续性正 气道压力(CPAP)和BiPAP被认为是对自主呼吸病人在临床上有效的模式和 疗法。然而，这些模式和疗法不便于日常生活活动(ADL)。例如，通气机 不能由病人携带，病人由于密封罩而不能自然和自由地呼吸室内空气，并 且病人的上气道不能正常和自然地作用，因为它被外部罩密封密封起来， 并且此外气体传输管件过于庞大而不能实际地支持移动性和ADL。

现在将参照剩余的图描述本发明的实施例。呼吸支持或气道支持是以 病人不受妨碍的方式和方法提供的。无创、非密封和不阻碍的系统和方法 可以允许移动性和日常生活活动。系统和方法允许从周围环境正常呼吸的 感觉。系统和方法提供可以由病人很容易地携带或佩戴的、很容易地便携 的系统和不会妨碍病人的气体传输管件。

系统和方法可以包括气体传输源、气体传输回路和允许经过鼻界面呼 吸环境空气的鼻界面。穿过鼻界面的气体流动路径可以具有远端气体流动 路径开孔。喷嘴可以与远端气体流动路径开孔相距一定距离处的鼻界面的 近端相连。在某些实施例中，至少一部分夹带端口可以在喷嘴与远端气流 开孔之间。喷嘴可以将气体传输到鼻界面内以在夹带端口处的气体流动路 径中生成负压区域。鼻界面和喷嘴可以在夹带端口与鼻界面的远端之间生 成正压区域。来自气体传输源的气体和通过夹带端口夹带的空气可以增大 气道压力。

图3显示了在活动时使用本发明的一个实施例提供机械通气支持或呼 吸功支持的病人301。传统的通气机需要病人在接收通气支持时不动，或者 使用轮椅搬运传统的通气机所需的庞大而沉重的设备。传统的通气机还需 要妨碍性的密封罩和大孔气体传输管件。病人也可以佩戴通气机模块307， 它可以是超小的，能够在本发明被用于呼吸机能不全时提供移动性。通气 机可以由管件或其它设施309连接至空气和或氧气供给311。通气机模块307 可以包括显示器313和/或输入装置。

本发明可以包括以小孔气体传输管件连接至通气机的非密封鼻罩病人 界面。鼻罩可以是独特地非密封的，这样病人就可以在接收通气支持时直 接地通过罩吸入和呼出环境空气，其中在罩中有可以忽略的死腔容积。罩 可以包括独特的文丘里系统，该系统可以使通气机传输相对少量的气体以 实现相对高级的通气支持或气道压力。文丘里罩更详细地描述在图6-31 中。

在下列披露中详细描述了鼻界面303的各个实施例。与标准罩相比，鼻 界面303可以最低程度地突出，这样病人就可以在接受治疗时正常地感觉和 行动。例如，使用鼻界面和疗法，病人可以说话、吞咽、吃饭或饮水并且 感觉他们像是正常地呼吸。与标准通气机管件相比，所需的气体传输管件 可以非常小，这更容易允许病人带着系统四处走动，并且隐藏疗法所需的 设备和管件。使用低水平的气体容积实现治疗级的肺或气道压力的文丘里 系统的效率允许气体供应相对较小，还可以实现病人的移动性和或通气设 备的小型化。鼻界面可以设计成与病人的鼻子连通而又允许病人直接地呼 吸环境空气而不需要流经鼻界面。

虽然图3显示了病人使用本发明用于移动性，但是本发明也可以应用于 睡眠呼吸障碍。在后一种情形中，本发明的优点是罩和管件小于标准的睡 眠呼吸暂停疗法罩和管件。此外，病人可以具有更直接地呼吸环境空气的 感觉，这使病人更容易容忍该疗法，而不是通过机器呼吸，这是在使用标 准的睡眠呼吸暂停通气装置时的感觉。

图4是描述本发明的示例性系统的框图。图4的示例性系统可以是具有 如图3所示的便携式气体源的可佩戴通气机，或者可以是另一种通气机和/ 或气体源。示意性地显示了与系统相关的通气机和病人界面特征。图4显示 了无创开放式鼻界面400。将在在此所述的各个实施例中描述无创开放式鼻 界面，例如在图5-8B(弯曲的鼻罩)、图9-15(柔性接头)和图16-25 及29-31(人机工程学配置)中。

通气机模块401可以包括几个其它功能附件或者与几个其它功能附件 连通。图3中的通气机和病人的内部解剖学结构在图4中以图解格式显示。 通常会包括鼻腔导气管压力传感器429。可以包括发射器403以向远程位置 传递关于病人、病人的疗法和通气机性能的信息用于检查、分析、远程干 预、双向通信和归档。例如，可与监视和评价病人对疗法的顺应性或疗法 的利用。重要信息可以是趋势化的，例如病人的呼吸速率、I∶E比、氧气使 用、活动级别或呼吸深度。而且信息可以发送至通气机433，例如，发送程 序指令用于针对通气机输出设置滴定选项以满足病人的需要或者像病人发 送指令。病人也可以通过通气机和发射器403向远程临床医生发送信息或问 题。

氧气源407和/或压缩空气源409通常包括在通气机模块401的外部。然 而，在某些实施例中，如果该疗法被用于不动的使用例如在家里，则氧气 源407和/或压缩空气源409可以在通气机模块401内部。可以包括混合器411 以控制在气体传输回路413中部分传输的O₂。脉动血氧计415可以被用于通气 机模块401的滴定设定以满足病人的生理需要，例如设置正确的氧气混合器 设定或通气机容积输出。除了氧气和空气的压缩供应之外，通气机模块401 可以包括内部或外部空气和氧气生成系统417例如压缩机、泵或鼓风机来生 成压缩空气，氧气发生器和/或泵来生成增压氧气，和/或压缩气体蓄积器。 氧气源也可以是液体氧气或液体氧气生成系统。可以包括内部或外部加湿 器405用于疗法的延伸使用，或者用于干燥气候中。

因为该疗法频繁地用于助于ADL并且用于促进活动，所以可以在通气机 模块401内部或外部包括计步器419和/或腕动计传感器421。可选的传感器 可以包括CO₂传感器425，和/或外部呼吸传感器单元437。也可以存在CO₂检 测管路439和/或气道压力检测管路441。可以包括一个或多个其它外部传感 器。例如，其它外部传感器可以包括外部呼吸传感器或呼吸努力传感器427， 例如呼吸肌肉努力传感器、胸部阻抗传感器435或其它类型的传感器例如气 管或其它传声器或振动传感器443或声学或超声波传感器。一个或多个外部 传感器可以用作鼻气流或鼻压力传感器429的冗余传感器，或者补充从鼻气 流或鼻压力传感器429获得的信息，或是代替鼻气流或鼻压力传感器429。 也可以使用口腔气流呼吸传感器，例如鼻气流或鼻压力传感器429或者可以 是口腔气流传感器。

可以在通气机模块401内部或外部包含药物传输模块431。因为面对当 前雾化的药物传输吸入器的挑战，药物传输模块431可以用于将药物颗粒推 动和沉积到呼吸系统的深处而不使用载体推进剂。因为使用该疗法的病人 通常需要处方药物，所以这是便利和高效的施用药物的方式。

当该疗法用于呼吸支持时，使用者可以具有两个选项：(1)穿着或携 带通气机模块401，这样使用者就可以走动或是享受日常生活活动，或者(2) 固定使用，如果病人打算不动或者不具有走动的能力的话。对于后者，可 选地以25-100英尺的长度提供传输回路，这样气体源和通气机模块401就 可以在病人的家里不动，而病人仍然可以在佩戴界面并且接受治疗时在他 们的家里来回移动。或者气体源可以是不动的，并且使用25-100英尺的软 管连接至通气机模块401，这样病人可以佩戴或携带通气机并且在软管的范 围内活动。

通气机模块401可以包括一个或多个处理器445和一个或多个存储器 447以分析信息并且输出疗法。

通气气体449可以在夹带环境空气451的速度下离开，这样如果病人自 主地呼吸，通气气体449、夹带的环境空气451和自主地吸入的空气的组合 就在功率下传输至病人的气道例如鼻腔455、口咽气道457、气管459、肺461 和其它以在肺和气道上生成临床地有效的效果。病人可以通过鼻子或嘴呼 气463。还包括各种气道，例如鼻孔气道473、鼻腔导气管475、口腔气道481、 上气道477和下气道479。

当使用本发明时，虽然通过界面接收了机械支持，但是病人可以通过 他们的上气道并且通过他们的鼻子正常地呼吸。在呼气期间，呼出的气体 优选地不进入气体传输回路而是离开鼻子或嘴直接进入环境空气，或者通 过或跨过或围绕鼻界面400进入环境空气。在使用过程中例如吸气过程中， 病人可以闭上他们的嘴以助于将机械支持导向下气道并且经过口腔465、舌 头467的根部、腭469和食管471，或者可以使用护口器或下颚带，如果有必 要的话。病人在使用该疗法时可以通过他们的嘴呼气。

图5-26描述了在自由空间内具有喷嘴的非密封开放式气道鼻罩的实 施例。描述了用于以不会妨碍使用者的方式使病人通气的系统和方法，该 方式使用允许使用者呼吸界面附近的环境空气的鼻通气病人界面和系统。 气体传输喷嘴可以在与鼻子相距一定距离处与鼻界面相连。喷嘴可连接至 气体传输回路和通气机，并且向鼻子传输鼻界面前面的气体。鼻界面和喷 嘴可以在喷嘴附近生成负压区域并且在在鼻子入口附近生成正压区域。来 自通气机的气体和夹带的空气的组合传输至病人以支持呼吸功。

图5描述了本发明的一个实施例，显示了具有设计成置于使用者的鼻子 503下方的鼻罩501的通气鼻罩组件500，而没有密封或阻止环境空气自由地 流入和流出鼻子503。鼻罩501可以包括歧管505。鼻罩501也可以包括靠近 鼻孔入口放置的一个或多个呼吸压力检测端口507或传感器。鼻罩501可以 包括与鼻子入口503间隔一个距离的一个或多个气体传输喷嘴509。一个或 多个气体传输喷嘴509可以将通气气体导入鼻腔导气管内，并且将环境空气 夹带到鼻腔导气管内。

来自如图4中所示通气机的气体传输管件511和压力检测管件515可以 在歧管505的近端处连接到歧管505上。气体传输管件511和压力检测管件 515可以是远离歧管505并且围绕使用者的耳朵513双侧向地路线。

图6显示了鼻罩组件500的等角视图，包括鼻罩组件500的远端处的鼻罩 501、在气体传输管件511和压力检测管件515的远端处连接至歧管505的气 体传输管件511和压力检测管件515、在气体传输管件511和压力检测管件 515的每个臂的近端处连接气体传输管件511与压力检测管件515的Y型连接 器601，和从Y型连接器601延伸至通气机连接器605的组合的气体传输和压 力检测管件603。

在某些实施例中，气体传输管件511与歧管503之间的旋转接头517和/ 或压力检测管515与歧管503之间的旋转接头519可以包括棘爪配置。这些棘 爪配置接头517、519可以用于调节歧管503的角度以调节气体传输喷嘴507 的角度以对准病人的鼻孔气道。或者，气体传输管件511和压力检测管件515 可以以不同的旋转定向连接至歧管503以同样使气体传输喷嘴507对准病人 的鼻孔气道。

图7描述了鼻罩701的正视横截面图示，显示了鼻罩701的一个示例性侧 面，例如左侧。图7显示了鼻孔气道703、鼻孔壁705、鼻孔入口707、气体 传输喷嘴713、穿过气体传输喷嘴713的气流通道711、结合气体传输喷嘴713 的歧管709、呼吸压力检测套管715和气体传输喷嘴713与鼻孔入口707之间 的距离717。气体传输喷嘴713的圆形远侧尖端可以用于助于由离开气体传 输喷嘴713的气体产生的声音的降低。

图7显示了特定的喷嘴尖端以显示喷嘴尖端可以是扩口的或圆形的用 于声音减轻。扩口是一种选项。

从喷嘴到鼻子的距离：

气体传输喷嘴713可以集成到歧管709中，并且歧管709可以成形、尺寸 设置和设计成将气体传输喷嘴713置于鼻孔入口707下方的理想位置处。气 体传输喷嘴713与鼻孔入口707的距离可以选取成使由气体传输喷嘴713和 鼻孔生成的文丘里的功能最优化。最佳功能可以描述为在鼻孔气道703中生 成最大压力而气体传输对于使用者仍然舒适并且可容忍。

通常，应该在气流到达鼻孔深处之前形成分层的正压气流。该正压气 流可以由离开气体传输喷嘴713的气体界定的气流锥体内部和远端的区域 界定。该锥体外部的区域为由文丘里生成机械通气支持负压，它夹带环境 空气进入鼻子和鼻通道，因此生成机械通气支持所需的能量。当该锥体与 鼻孔的内壁交叉时，交点的远端侧为正压。

可替换的是，基于气体传输喷嘴713的位置和其它操作参数和装置尺 寸，该锥体在达到鼻孔时可以比鼻孔入口更宽。在此情况下，正压会出现 在鼻孔外部并且向远侧延伸。而且可替换的是，该锥体可以在鼻孔内部一 定距离处于鼻孔壁交叉，从而允许负压区域出现在鼻孔入口和略微内部处， 但是然后过渡至交点远端的正压。因为横截面几何形状是非均匀的，例如 不是完美的圆形，所以在锥体和鼻孔圆周周围的与鼻孔壁的气流锥体交点 就存在可变性。如随后将描述的那样，鼻罩的特定实施例可以解决该细微 差别，这样就可以实现更均匀和可预测的性能。

在图7的实施例中，鼻孔入口707可以充当射流泵入口并且鼻通道可以 充当射流泵喉管。直觉地，会期望最佳功能将会命令将气体传输喷嘴713置 于鼻孔入口707处或是鼻孔的略微内部；然而，通过实证检验已经确定，在 平均成人使用者中，对于气体传输喷嘴713实现最佳文丘里功能的最佳位置 是将气体传输喷嘴713置于从鼻孔入口707大致0.950英寸处。

呼吸压力检测端口的位置：

为使本发明的实施例有效，需要测量和监测病人的呼吸以适当地同步 通气机气体传输控制系统与病人的自主呼吸模式，如果在临床上希望的话。 因此，虽然气体传输喷嘴713理想地置于远离使用者的鼻孔入口707一定距 离处，但是呼吸压力检测套管715、呼吸压力检测端口或其它传感器可能需 要置于鼻孔入口707附近、鼻孔入口707处或内部。例如，压力检测套管715 的远端可以置于鼻子略微内部处在其中已经由文丘里系统生成正压的区域 中。

有益的是具有用于测量压力的多个位置。例如，一个位置可以用于检 测并测量病人的自主呼吸压力，并且另一个位置用于测量由通气系统生成 的压力。例如，呼吸压力检测端口可以置于鼻孔入口707的略微内部，并且 通气气体压力传感器可以置于鼻孔入口707的外部，或者鼻孔气道703内部 更深处。

压力检测端口例如呼吸压力检测套管715的位置可以选取成使精度和 保真度最优化。例如，呼吸压力检测端口例如呼吸压力检测套管715可以布 置成它位于鼻孔气道703的内侧方附近或是鼻孔气道703的后方处。也可以 使用多个呼吸压力检测位置。例如，在鼻孔气道703的内侧后方处的检测端 口可以用于精确地测量吸气压力，并且在鼻孔气道703的前方处的检测端口 可以用于精确地测量呼气压力。

除鼻孔气道呼吸压力传感器之外，可以使用其它传感器类型或位置。 例如，传声器或超声波传感器在置于使用者的颈部以检测气管中空气的运 动时可以用于检测呼吸阶段。可以使用其它传感器和传感器位置。

除由鼻子外部的压力检测端口测量通气压力之外，在鼻孔入口处或鼻 孔气道内部，通气压力可以由其它装置和方法得到。例如，通过测量关键 的相关病人参数例如气道阻力和呼吸路径顺应性并且将这些参数与基于气 体传输压力的传输压力相关，气体传输回路中的气体传输压力可以与由通 气系统传输至病人的传输呼吸通气压力相互关联。

图8显示了图5的替代实施例的顶视-侧视图，显示了气体传输喷嘴809 和压力检测套管803。气体传输喷嘴809可以包括一对用于右和左气体传输 喷嘴809的出口801。如下文所述，双出口801可以改进装置的功能和使用者 耐受性。

图9显示了图8中所示鼻罩800和歧管805歧管隐线视图，包括从歧管805 的第一近端903延伸向并且通过每个压力检测套管803的压力检测管腔901 和从歧管805的第二近端907延伸向并且通过每个出口801的气体传输管腔 905。图10显示了图8中所示鼻罩800的顶视图，并且图11显示了图8中所示 鼻罩800的隐线视图。图12显示了图8中所示鼻罩800的前视-顶视图，并且 图13显示了图12中所示鼻罩800的隐线视图。

通气鼻罩的关键尺寸和值示于表1中。通气鼻罩和系统提供的参数示于 表2中。通气鼻罩的附加的示例性尺寸、值和材料示于表3中。

喷嘴图案：

在某些情况下中，由于在病人的鼻孔和鼻空气通道几何形状中发现的 可变性，通气气体通过一个左和一个右气体传输喷嘴向病人的传输可能不 会形成期望的层流。因此，在本发明的某些实施例中，罩的左和右气体传 输均可以由多个喷嘴执行。

例如，如图8中所示，一对左和一对右气体出口801可以包含在歧管805 中，如此由离开出口801的气体生成的图案就以接近鼻孔气道的横截面面积 的图案展开，并且因此便于生成分层的正压气流。由来自出口801的气流排 放生成的图案1401显示在图14和15中。该气流和压头型廓展开并使气流型 廓平坦，这可以优化流量特性，并且便于生成具有最小干扰和阻力的分层 的正压气流。也可以使用其它实施例。例如，如图16中所示的卵形气体传 输喷嘴小孔1601或单个气体传输喷嘴1703的气体传输喷嘴阵列1701，例如 以如图17中所示的圆形或卵形图案布置。可以使用任意的喷嘴图案。

除气体传输喷嘴图案之外，由左和右喷嘴生成的气体流动路径轴线或 喷嘴图案之间的包括的夹角可以是不平行的。例如，如图18中所示，喷嘴 气体流动路径1801和离开轴线可以向内倾斜，例如以大致0.5-20度的角度 向内，并且优选地以大致2-6度的角度向内。该角度可以将进入鼻孔气道 的通气气流对准鼻孔气道，这可以优化流量特性，并且便于生成具有最小 干扰和阻力的分层的正压气流。

图14和15描述了进入鼻子的气体流动路径图案。作为一个实例，在该 说明书中使用了双左和双右气体传输喷嘴图案。如可以看到的那样，由双 喷嘴配置在鼻孔气道内生成的组合的气流模式可以将传输的气流和速度型 廓在鼻孔气道路径的适当横截面上均匀地分配。这可以改进气体移动到鼻 腔导气管深处之前的正压形成，改进层流，并且减少刺激使用者的湍流。 例如，如果气流型廓更集中，高速气流可以冲击鼻通道内部上的神经受体， 这对使用者会是无法忍受的。在试验中，更集中的气流型廓被发现会刺激 使用者，而更分散的气流型廓被发现是可忍受的。喷嘴的间距、角度、旋 转位置和或定向可以是可调节的，或者罩可以以不同的尺寸获得，这样由 喷嘴生成的气流模式就匹配使用者鼻解剖学结构的尺寸和形状。例如，当 使用双喷嘴时，喷嘴位置可以旋转以旋转由该对喷嘴生成的卵形图案的旋 转位置，这样卵形图案就与使用者的鼻孔气道的卵形定向匹配。

具有射流泵喉管的鼻罩：

另外，如图19和20中所示，罩可以包括射流泵喉管部分1901。图19具 有在歧管1907的底部上开口的夹带端口1905。图20显示了相同的喉管部分 1901，但是在喉管部分1901的底座处的歧管的顶部上具有夹带端口1905。 在图19中，环境空气可以夹带通过歧管1907的底部。在图20中，环境空气 可以夹带经过歧管1907的顶部。

通过使病人解剖学结构对于性能的影响减小到最低，射流泵喉管部分 1901可以用于在不同的人之间生成通气系统的一致的性能。射流泵喉管部 分1901也可以用于抑制由离开气体传输喷嘴1903并且夹带环境空气的高速 气体生成的声音。射流泵喉管部分1901或者可以包括如图20中所示在射流 泵喉管部分1901的底座处的夹带端口1905，或者歧管1907可以包括如图19 所示充当夹带孔的通孔1909，该通孔1909从歧管1907的底部延伸穿过歧管 1907的厚度到歧管1907的顶部并且与气体传输喷嘴1903连通。图19中所示 罩的喉管部分1901也可以用于降低由文丘里生成的声音并且同样地该实施 例可以用于睡眠呼吸暂停应用，其中最小的声音是关键的性能要求。在图 19中夹带端口1905显示为在歧管1907的底部，但是它可以在射流泵喉管部 分1901的侧面上例如在喷嘴1903附近。气体传输管腔1911可以包括在歧管 1907的任一近端。

图19中的喷嘴可以是任意类型的喷嘴。在图19中，可以有作为歧管的 一部分并且在鼻子外部的喉管选项。

其它罩形成因素：

图21描述了鼻罩2101的替代实施例，其中气体传输喷嘴2103通过使用 水平延伸臂2105置于鼻子下方的正确位置中，其中水平延伸臂2105连接至 从设计成放置并且固定到鼻子前面上的鼻零件2109向下延伸的竖直延伸臂 2107上。鼻零件2109可以通过多种方式固定到鼻子上，例如通过使用连接 至鼻罩2101以将鼻零件2109固定到脸上的气体传输管2115和压力检测管 2111。鼻零件2109也可以通过其它方式固定到鼻子上，例如通过捆带条、 粘合剂、摩擦配合或其组合。

竖直延伸臂2107可以调节至气体传输喷嘴2103处于与使用者适当距离 的位置，并且水平延伸臂2105可以可旋转地调节至气体传输喷嘴2103正确 地对准鼻孔气道的角度。气体传输喷嘴2103之间的间距是可以调节的，例 如通过水平臂内的线性调节。

呼吸压力检测端口(未显示)可以从鼻零件2109向上延伸以主动地位 于鼻子入口处、附近或内部。鼻零件2109可以在其底端处包括用于置于抵 靠鼻孔边缘的搁板2113。呼吸压力检测管2111可以连接至鼻零件2109的一 侧，在图21中为使用者的右侧，并且气体传输管2115可以连接至相对侧。

鼻罩2101也可以包括附加的检测功能，比如CO₂气体采样端口(未显示) 和延伸至二氧化碳检测计(未显示)的管道，它可以通过将辅助通道集成 到气体传输管件或压力检测管件中并且将必要(requsite)通道集成到罩 鼻零件和或延伸臂中而包括在内。鼻零件2109也可以当鼻罩2101并未适当 地适合使用者时防止从气体传输喷嘴2103传输的气体导向眼睛。

鼻罩2101也可以包括附加的检测功能比如CO₂气体采样端口(未显示) 和二氧化碳检测计(未显示)的管道。鼻零件2109也可以当鼻罩2101并未 适当地适合使用者时防止从气体传输喷嘴2103传输的气体导向眼睛。

本发明的该实施例可以使用鼻梁的内侧方的角度来使该疗法匹配病 人。在试验期间，确定了最佳性能是当气体传输喷嘴2103对准以平行于鼻 梁以将通气气体的喷嘴对准鼻孔时实现的。鼻罩2101的气体传输喷嘴2103 可以对准以平行于鼻零件2109，这样通过将鼻零件2109置于鼻梁上，气体 传输喷嘴2103就可以平行于鼻梁。

如果有一些不对准，性能就会降低。气体传输喷嘴2103优选地是适当 地将鼻开口对准鼻孔轴线保持在10度之内。同样地，当病人向左或向右移 动他们的鼻子(例如通过以夸张的方式移动下巴)时，鼻罩2101可以跟随 鼻子，确保气体传输喷嘴2103仍然对准鼻子的中心线并因此对准鼻孔。在 图22中，气体传输图案2205可以包括两个相交圆以生成有效的卵形图案， 例如由双喷嘴生成，如此前为了在鼻孔气道内形成气流的分层横截面和正 压而解释的那样。

图22显示了鼻子2201的底视图和图21的鼻罩2101如何对准鼻子2201。 呼吸压力检测位置2203和气体传输图案2205重叠在鼻子2201和由两个大卵 形所示的鼻孔气道2207的底视图像上。气体传输图案2205和鼻气压检测位 置2203分别由大和小圆圈表示。在此实例中图案2205是由用于左和右鼻孔 的两个气体传输喷嘴生成的，这适用于除了图22的罩之外的本发明的其它 的罩实施例。

鼻气压检测端口可以是凸起以助于实现检测端口在鼻孔中的呼吸路径 中的正确位置。气体传输端口可以放置成气体传输路径具有通向鼻孔气道 的清洁的路径。可以有两个或更多尺寸的鼻罩2201和/或鼻罩中的调节特 征，这样检测端口和气体传输区域就会与鼻腔导气管路径适当地对准。先 前的图描绘了检测位置必须邻近鼻孔入口，可以在内部、与入口共面或略 微在外部，但远离入口不超过5毫米，而气体传输喷嘴尖端位于与鼻孔入口 一段距离处，例如远离10-25毫米。该配置可以允许鼻罩2201利用喷射泵几 何形状而不牺牲检测精度，这样通气机就与病人适当地同步。而且，气流 型廓在进入病人的鼻孔之前会变得更加有组织的，而不是进入鼻孔的紊动 射流，后者对于病人而言将是非常不舒适和难以忍受的。

图23显示了图21中所示鼻罩2201的病人回路组件2301的等角视图。显 示了连接呼吸压力检测管2111与气体传输管2115的Y型连接器2303，并且显 示了在病人回路的近端处的组合的管件2305和通气机连接器2307。

图24和25描述了图21中所示鼻罩的美学上的流线型的版本。鼻零件 2401、2501的特征可以调整以优化舒适性并且使对于使用者的突出减小到 最低。在图24中，气体传输喷嘴2403可以由鼻零件2401本身的伸出部2405 置于鼻子下方，而在图21中为通过罩的竖直延伸臂。在图25中，鼻零件2501 可以是在鼻梁的顶部上的带并且气体传输喷嘴2503可以通过使用流线型的 竖直臂2505和流线型的水平臂2507放置。

图26显示了图21中所示罩的一种型式，其中气体传输喷嘴2601使用具 有延伸臂2605的头工具2603置于鼻子下方的正确位置处。头工具2603和延 伸臂2605能够可调节以将气体传输喷嘴2601和呼吸压力检测端口(未显示) 置于正确的位置。

下面的表仅仅列出了示例性值并且并不解释为限制本公开。

表1：鼻罩示例性关键尺寸和值

表2：示例件通气支持参数

表3：附加的示例性尺寸、值和材料

(1)正方形、圆形、下降、上升、正弦、振荡。

*所列的尺寸是示例性的并且用于平均尺寸的成年人；小儿尺寸小 20％，新生儿尺寸小50％。

所列的直径是有效直径(平均横截面尺寸)。

图27描述了本发明的作用机理，以及当本发明用于肺疾病或神经肌肉 疾病应用时，本发明可以如何有利地影响病人的呼吸功。病人的肺容量可 以曲线图示为肺压的函数，曲线内部的面积表示功，通常以焦耳每升(J/L) 表示，并且对于正常的健康成年人可以为0.3-0.6J/L。对于呼吸受损病 人，在休息期间需要4-10倍更多的功或者在努力期间需要更多功来克服组 织的患病状态，例如在COPD的情形中克服静止和动态充气过度，或者在纤 维化或ARDS的情况下克服高气道阻力。

在所示曲线图中，压力轴下曲线内的面积是吸气WOB，并且由压力轴上 方曲线内的区域界定的面积是呼气WOB。箭头显示了单个呼吸随着时间的过 去的进展，从RV开始到VT，然后从VT返回RV。RV1和VT1是不使用该疗法的 残余容积和潮流气量。线3201表示自主呼吸而没有无创开放式鼻通气。线 3203表示自主呼吸且具有无创开放式鼻通气，使用了吸气扩增和呼气末正 压(PEEP)疗法。RV2和VT2是使用该疗法的残余容积和潮流气量。如可以 看到的那样，RV随该疗法而增大，因为在该实例中，呼气流量提供为本疗 法的一部分，这可以增大残余容积。重要的是，VT随着本疗法而增大并且 比RV增大得更多，这表示更多容积由于该疗法而进入和离开肺。潮流气量 的增大被认为是临床上有效的，然而在开放式通气、无创和最低程度突出 的系统中实现在技术上存在挑战。如曲线图中所示，当本发明为打开(ON) 时病人的吸气WOB可以比本发明为关闭(OFF)时病人的吸气WOB小大约25％。 而且，吸气肺压增大(负值较小)并且潮流气量增大，并且可选地，如果 在呼气期间提供该疗法，呼气压力会增大。虽然在所示实例中残余容积会 因为通气机在此实例中呼气阶段期间提供气体而增大，但是通气参数可以 滴定为不影响残余容积，并且因为当接受该疗法时病人锻炼他们的肺肌的 能力，病人的肺机构可能在COPD的情形中重塑，实际上导致残余容积减小 为更正常的值。在所示曲线图中，具有该疗法的波形对通气机吸气阶段疗 法输出采取早期吸气触发时间，并且容积输出在病人的吸气时间内传输。 然而，可选地，可以执行能够调节WOB曲线的不同的传输波形和传输同步。 例如，通气机吸气阶段疗法可以在人的吸气循环中较晚传输，且传输在吸 气结束时完成，且使用正方形或上升波形轮廓传输。在这种情形下，使用 该疗法的WOB曲线将向曲线的右侧向上倾斜，这样吸气就在肺压零轴上方的 点处结束并且过渡到呼气。

图28图形地显示了与传统的通气相比在肺模拟器台模型上使用NIOV实 现的肺容量。在所有波形中，模拟病人在造成245ml的潮流气量的相同吸 气努力下自主地呼吸，并且临床目标是将病人的潮流气量从245ml(见3301) 增大到380ml(见3303)。在曲线图中从左到右的第一波形中，病人的呼吸 3305是未辅助的并且因此病人接受245ml的潮流气量。在下一个波形中，具 有相同努力的模拟病人被辅助以传统的封闭系统通气机，例如使用密封的 呼吸罩或翻边的气道管。通气机输出3309设置为一个级别从而实现380ml的 期望的“辅助”潮流气量。通气机设置为420ml以实现该目标，因为在由通 气机传输至肺的气体与由通气机传输到时并未达到肺并且浪费到环境3307 中的气体之间存在差异。在第三波形中，小泄漏导入传统的通气机系统中， 例如在对病人切断通气机的情况下完成的那样。为了实现380ml的期望的 “辅助”潮流气量，通气机显著必须设置在705ml处。在第二和第三波形中， 还可以看到，由病人的肺接受的所有容积源于通气机，而它必须在这些传 统系统中。在第四波形中，病人辅助以NIOV，并且可以看出，NIOV通气机 输出仅仅必须设置在90ml处以实现380ml的期望的“辅助”级别。在这种情 形下，380ml潮流气量中仅仅一些来自通气机，并且380ml中的相当部分来 自夹带和自主吸入的环境空气3311，因此使NIOV系统比其他系统更加高效、 舒适和健康。

图29使用肺模拟器台模型图形地显示了与氧气疗法比较的NIOV。在左 边的第一波形上，病人未被辅助并且在-0.8cmH₂O的努力下呼吸，生成248ml 的吸入潮流气量3401。在第二波形和第三波形中，病人分别经由鼻套管接 收氧气的连续流3403和脉动流3405，而对于肺压和潮流气量没有或具有可 忽略的效果。在第四波形中，使用了NIOV 3407，这显示出肺压和潮流气量 的显著增加，因此表示NIOV有助于此前所述的呼吸功，尽管NIOV是开放式 气道系统。

图30A-30L显示了本发明的示例性通气气体传输型廓和它们对肺容量 和肺压各自的影响。

图30A、30D、30G和30J显示了由通气机传输的示例性压力和/或流量波 形。图30A描述了在完全吸气循环期间的正方形波形3501；图30D描述了上 升和下降波形3503；图30G描述了用于病人的自主吸气时间的第一部分传输 的正方形波形3507；图30J显示了具有在吸气阶段期间传输的第一波幅3511 和在呼气阶段传输的第二波幅3513的多级波幅波形3509，其中第二波幅 3513例如被用于传输呼气末正压(PEEP)，这在一些临床应用中是有效的。 其它波形也包括在本发明中，例如下降梯形或上升梯形方波。从通气机进 入气体传输管件的压力和流速输出通常在5-40psi和6-30lpm的范围内。

图30B、30E、30H和30K描述了由该疗法传输的肺容量，包括通气机输 出3515和夹带的容积3517。

图30C、30F、30I和30L显示了没使用由虚线3519表示的疗法的肺压， 和使用由实线3521表示的疗法的生成的肺压，在图30C中显示对于整个吸气 阶段为正吸气压力，在图30F和30I中对于吸气阶段的一部分为正吸气压力， 且疗法延伸到呼气3523中，并且在图30L中显示了提高的负吸气压力。

图31A-31L描述了本发明的附加的示例性通气气体传输型廓和它们对 肺容量和肺压的各自的影响。

图31A描述了上升波形3601。图31D描述了下降波形3603。图31G描述了 多级波形3605，它在吸气阶段的第一部分中具有较低的波幅，例如以在呼 吸阶段中较早地向肺传输必需的氧气分子，并且在吸气阶段的第二部分中 具有较高的波幅，例如以传输疗法的机械支持部分以助于呼吸功。图31J描 述了振荡波形3607，它可以更高效地使用气体供应而又生成几乎相同的文 丘里、夹带和治疗效果。

图31B、31E、31H和31K描述了由该疗法传输的肺容量，包括通气机输 出3609和夹带的容积3611。

图31C、31F、31I和31L显示了没有使用由虚线3613表示的疗法的肺压， 和使用由实线3615表示的疗法的生成的肺压。

由该疗法生成的肺压可以由下列因子的组合控制：气体传输回路压力、 射流泵设计和配置、病人的肺顺应性和气道阻力、病人的呼吸努力、通气 机输出相对于病人的吸气阶段的定时以及通气机输出波形。然而，通常， 传输具有正方形波形的100ml的30psi的气体传输回路压力和在病人的吸气 阶段开始时传输500msec可以增大肺压5-15cmH₂O。并且，通常传输具有梯形 波形的250ml的30psi的气体传输回路压力和在病人的大部分吸气阶段期间 传输700msec可以使肺压增大10-25cmH₂O。由通气机传输的气体可以是氧 气、空气、氧气-空气混合物或治疗气体例如氦气。在本发明的主要作用 机理中，病人的肺压和肺容量增大，这允许病人自己运用它们而不必受到 疲劳和呼吸困难的限制。在本发明的另一个主要作用机理中，病人响应由 疗法提供的压力和容积支持减小他们的呼吸努力，因此不会从该疗法导致 总肺容量的变化，但是会生成减少的呼吸功。在本发明的另一个主要实施 例中，可以出现上述两个作用机理的组合。

图32是依照一个实施例的定时和气流传输的图形。气流传输速度3701 的波幅使用呼吸速率调节以影响气道压力3703。呼吸速率越快，波幅越高。 除非由使用者改变，否则容积传输可以在宁静状态和施加状态之间维持在 恒速下。然而，由系统传输的功率量可以在施加状态期间更高，因为流速 越快，就会夹带更多气体，这会在吸气阶段期间生成更多功率和更高的肺 压。另外，传输的气流的传输时间可以由使用者调节为呼吸周期的百分比。 例如，如果呼吸周期是3秒，25％的传输时间设定将等于0.75秒的传输流量 脉冲宽度。传输流量脉冲宽度将随呼吸速率而改变；然而，它可以继续为 呼吸周期的25％(除非由使用者改变)。设定可以在例如呼吸周期的15％至 70％的范围内设置。设定可以不依赖于容积设定。例如，一个25％对40％的设 定仍然可以传输相同的设定容积，并且可以仅仅以不同流速传输设定容积。 用于调节传输流量脉冲时间的算法可以例如查看在前的3到5次呼吸以确定 当前呼吸周期是什么，并且可以具有校正系数以排除异常的呼吸。

虽然前述说明指向本发明的优选实施例，但是应当指出，其他变型和 修改对于本领域的技术人员将是显而易见的，并且可以做出而不脱离本发 明的精神或范围。此外，结合本发明的一个实施例描述的特征可以与其它 实施例一起使用，即使上文并未明示。