包括气体调节阀的呼吸辅助设备及呼吸辅助方法.pdf

本发明涉及一种用于患者（P）的呼吸辅助设备，所述设备包括：加压呼吸气体源（S）；气体输送管（31），其包括耦连到所述加压呼吸气体源的远端（31d）和耦连到所述患者的近端（31p）；气体调节阀（32、50），其在近端位置插入气体输送管内，包括漏气孔（531）和阻塞装置（54），所述阻塞装置（54）根据控制装置（35）的信号能够改变所述漏气孔的开口，并且在呼气和吸气阶段都允许通过所述漏气孔的双向气体流动。

权利要求书一种用于与呼吸辅助设备一起使用的气体调节阀，其适于在最接近患者的位置插入所述呼吸辅助设备的气体输送管内，并包括：
外壳，所述外壳具有近端部分和远端部分，所述近端部分和所述远端部分共轴地耦连在一起并且包括贯穿其中的通道以允许加压气体的供应在使用中从气体源循环到患者；
通到大气的漏气孔，所述漏气孔形成于所述近端部分中；
阻塞元件，所述阻塞元件包括耦连至阻塞件的可移动元件，所述阻塞元件能够改变所述漏气孔的开口；以及
控制器，所述控制器控制所述阻塞元件的移动，
其中，所述可移动元件围绕所述通道并且构造成在使用期间与所述通道中的所述加压气体的供应密封地隔离。
如权利要求1所述的气体调节阀，其中，所述阻塞件为弹性膜。
如权利要求2所述的气体调节阀，其中，所述弹性膜由橡胶或硅树脂制成。
如权利要求2或3所述的气体调节阀，其中，所述弹性膜将所述可移动元件与所述通道隔离。
如权利要求1至4中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件为电磁阻塞元件。
如权利要求5所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件还包括磁性元件，并且，所述可移动元件为线圈，且所述线圈围绕所述磁性元件。
如权利要求1至6中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件包括金属电枢，所述金属电枢共轴地固定在所述远端部分内。
如权利要求7所述的气体调节阀，其中，所述电枢包括通过环形部耦连在一起的内圆筒形部分和外圆筒形部分，所述内圆筒形部分的直径小于所述外圆筒形部分的直径。
如权利要求8所述的气体调节阀，其中，所述可移动元件定位在所述电枢的所述外圆筒形部分内且能够在其中平移。
如权利要求8或9所述的气体调节阀，其中，所述磁性元件固定至所述电枢的所述内圆筒形部分，并且，所述磁性元件构造成控制所述可移动元件的移动。
如权利要求8所述的气体调节阀，其中，所述电枢的所述内圆筒形部分形成为用于所述加压气体的供应的所述通道的一部分。
如权利要求8或9所述的气体调节阀，其中，所述外圆筒形部分的近端包括环形脊，所述环形脊适于耦连至所述阻塞件。
如权利要求2至12中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述阻塞件包括推动器元件，所述推动器元件适于使所述膜变形以改变所述漏气孔的开口。
如权利要求1至13中的任一项所述的气体调节阀，还包括至少一个传感器，所述至少一个传感器用于感应所述气体通道中的流动和/或压力，所述传感器与所述控制器相关联。
如权利要求14所述的气体调节阀，其中，所述远端部分包括适于接收所述至少一个传感器的外室。
如权利要求14或15所述的气体调节阀，还包括处理模块，所述处理模块构造成将所述传感器连接至所述控制器。
如权利要求16所述的气体调节阀，其中，所述处理模块以可拆卸的方式连接至所述外壳。
如权利要求17所述的气体调节阀，其中，所述处理模块包括用于将所述处理模块以可拆卸的方式连接至所述外壳的夹紧装置。
一种供患者以连续周期呼吸的呼吸辅助设备，各周期定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段，所述呼吸辅助设备包括：
加压呼吸气体源；
患者接口装置；
气体输送管，所述气体输送管包括远端和近端，所述远端耦连到所述气体源，所述近端适于耦连到所述患者接口装置；
控制器，所述控制器控制所述装置的操作；以及
如权利要求1至18中的任一项所述的气体调节阀，所述气体调节阀在所述气体输送管的近端附近插入所述气体输送管内。
一种用于与呼吸辅助设备一起使用的气体调节阀，其适于在最接近患者的位置插入所述呼吸辅助设备的气体输送管内，并包括：
外壳，所述外壳包括气流管道和壳体；
通到大气的漏气孔，所述漏气孔形成于所述壳体中；
阻塞元件，所述阻塞元件位于所述壳体内；
保护元件，所述保护元件位于所述壳体内并且位于所述漏气孔与所述阻塞元件之间；以及
所述阻塞元件适于响应于控制器的控制而移动，其中，所述气流管道包括近端和远端，所述近端适于在患者方向上耦连至所述输送管，所述远端适于在气体源方向上耦连至所述输送管，所述气流管道构造成在所述气体源与所述患者之间容纳可吸入气流；
其中，所述壳体的第一侧与所述气流管道相连通；并且
其中，所述阻塞元件包括可移动元件，所述可移动元件作用于所述保护元件以响应于来自所述控制器的信号而改变所述漏气孔的开口，所述保护元件将所述阻塞元件与所述气流管道隔离。
如权利要求20所述的气体调节阀，其中，所述保护元件为膜。
如权利要求21所述的气体调节阀，其中，所述膜由橡胶或硅树脂制成。
如权利要求20至22中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述壳体相对于所述气体输送管横向地安装。
如权利要求20至23中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件为电磁阻塞元件。
如权利要求24所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件还包括线圈，所述线圈围绕所述可移动元件，并且，所述可移动元件包括磁性元件。
如权利要求25所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件包括金属电枢，所述金属电枢固定在所述壳体内。
如权利要求26所述的气体调节阀，其中，所述电枢包括：顶盘，所述顶盘具有顶部圆形开口；底盘，所述底盘具有较大的底部圆形开口，所述顶盘和所述底盘通过外周共轴圆筒形部分共轴地耦连到一起，所述外周共轴圆筒形部分具有与所述底部圆形开口的直径相同的直径；内圆筒形通道，所述内圆筒形通道延伸至所述底部圆形开口中；以及环形空间，所述环形空间位于所述内圆筒形通道与所述外周共轴圆筒形部分之间。
如权利要求27所述的气体调节阀，其中，所述可移动元件定位在所述电枢的所述环形空间内且能够在其中平移。
如权利要求27或28所述的气体调节阀，其中，所述线圈固定于围绕所述电枢的位置以控制所述磁性元件的移动。
如权利要求26至29中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述保护元件的外周边缘耦连至所述电枢。
如权利要求20至30中的任一项所述的气体调节阀，其中，所述阻塞元件还包括返回装置，保证在没有来自所述控制器的信号的情况下使所述漏气孔打开。
如权利要求31所述的气体调节阀，其中，所述返回装置为压缩弹簧。
如权利要求20至32中的任一项所述的气体调节阀，还包括至少一个传感器，所述至少一个传感器用于感应所述气体通道中的流动和/或压力，所述传感器定位在所述壳体中且与所述控制器相关联。
如权利要求33所述的气体调节阀，还包括处理模块，所述处理模块构造成将所述传感器连接至所述控制器。
如权利要求20至34中的任一项所述的气体调节阀，还包括壳体盖，所述壳体盖耦连至所述外壳的第二侧。
一种供患者以连续周期呼吸的呼吸辅助设备，各周期定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段，所述呼吸辅助设备包括：
加压呼吸气体源；
患者接口装置；
气体输送管，所述气体输送管包括远端和近端，所述远端耦连到所述气体源，所述近端适于耦连到所述患者接口装置；
控制器，所述控制器控制所述装置的操作；以及
如权利要求20至35中的任一项所述的气体调节阀，所述气体调节阀在所述气体输送管的近端附近插入所述气体输送管内。

说明书包括气体调节阀的呼吸辅助设备及呼吸辅助方法
本申请是申请日为2006年5月2日、国家申请号为200680014921.7、名称为“包括气体调节阀的呼吸辅助设备及呼吸辅助方法”的中国专利申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及一种供患者用的呼吸辅助设备。
更精确地，本发明涉及一种供患者以连续呼吸周期呼吸的呼吸辅助设备，每个周期定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段。
背景技术
当今有多种呼吸辅助设备，在本文中我们也将其总称为“呼吸器”。
这些呼吸器配备有加压呼吸气体源。它们能够是“自动的”，因为外部加压气体供给不需要操作它们。
在每次吸气时，这些设备提供给患者呼吸气体（通常是可加入诸如氧气等补充气体的环境空气）。
已知有不同类型的呼吸器。这些不同类型的呼吸器可进行分类，例如根据它们的尺寸分类。
实际上，这些设备的尺寸是重要参数：为了便于同一单个设备在不同地方和环境（例如家庭、以及医院）中操作，以及为了提高患者的可动性，通常希望缩小尺寸。
非便携式设备
第一种类型的呼吸器涉及适于非便携式的呼吸器。此第一类型在图1a至1d中示意性示出。
这种设备通常配备有尺寸和/或重量非常大的呼吸气体源S1。此气体源能够在设备的内部，在这种情况下设置于中央单元10内，如在下文中描述并在图1a至1d中示出的非便携式呼吸器那样。此气体源也能够设置在设备外部。
在这些设备中，气体源通过两个管道耦连到患者P，吸气管11用于吸气阶段并且患者P通过此吸气管从气体源吸入加压气体，呼气管12用于呼气阶段并且患者通过此呼气管能够排出呼出的气体，例如二氧化碳等。
这些非便携式呼吸器进一步提供有吸气阀13和呼气阀14。这两个阀分别在吸气管11和呼气管12上靠近气体源S1定位。
在呼吸阶段，吸气阀13允许控制传送到患者的加压气体的流量。
呼气阀14允许将患者的呼出气从呼气管12排出到环境大气中。为此目的，呼气阀能够进一步通过PEP（正呼气压力）控制。
呼吸器的大多数操作模式需要监视呼出气流和/或呼出压力。因此，在呼吸器中必须提供用于检测气流和/或压力的传感器19。
每个传感器通常需要通过至少三条线连接到呼吸器的中央单元10，以便于供电及输送数据信息。
因此传感器19通常位于气体源S1附近，以避免由于增加传感器和线而进一步增加已经非常复杂且庞大的双传输回路的复杂性。
期望传感器19位于呼气阀附近，从而所述呼气阀14必须位于气体源S1附近。
吸气阀和呼气阀都需要特定的并且通常很复杂的控制装置15，即控制器15，以便于正常操作。
非便携式的呼吸器通常提供有相对较长的管道，约为150至180cm。
此构造导致高呼吸阻力，高呼吸阻力增加了患者呼吸所做的功。
实际上，如果呼气阀14位于呼气管12的在气体源S1附近的端部处（远端），并且呼气管12相对较长，则患者P将需要“推动”他的通过呼气管12的呼气，直到呼出的空气达到呼气阀以排出到大气中。
便携式呼吸器
第二种类型的呼吸器能够称作便携式呼吸器，如图2a至2d中示意性地示出。这种类型的便携式呼吸器具有中央单元20，其包括内部呼吸气体源S2。
气体源S2可以是小的涡轮机或鼓风机，具有优化的特性以便于限制设备占用的体积。
另一种限制这些设备的体积的方法是，与具有两个管道（吸气管和呼气管）的设备相比，在气体源S2和患者P之间使用单个气体输送管21。
这些呼吸器的操作原理基于在患者P附近（即在管道的近端）使用了置于单个管道21上的呼气阀22。
此呼气阀22的近端定位允许——特别是在呼气阶段——避免呼气阀位于管道的远端时由于呼气管的长度引起的呼吸阻碍现象。
在已知的便携式呼吸器中，例如图2a至2d中所示，此呼气阀22是借助于加压空气供给导管23操作的气动阀，导管23与呼吸气体源S2耦连（或者耦连到另一压力源，例如独立的微型鼓风机），并且使呼气阀22的阻塞套囊24充气。
因此呼气阀的这种控制需要特定的导管23，其限制了呼吸器的小型化。
在此呼气阶段，呼气阀24是打开的或者是部分关闭的，以便于在气体输送管中建立正呼气压力（PEP）以平衡患者肺部中的剩余的过压。
为了建立这种PEP，需要非常精确地控制呼气阀24的套囊24的气动充气压力。这增加了呼吸器的控制装置25的复杂度。
在一些呼吸器的模式中，呼气阀必须尽可能地实时操作，但是由于相关的气动惯性，在这些呼气阀中这样做非常困难。
此外，这种已知呼吸器的构造将PEP的值限制为约20mBar，而一些呼吸器的模式会需要更高的PEP值（例如40mBar或者更高）。
由于与非便携式呼吸器相同的原因，必须控制呼气气流和/或呼气压力，因此在呼气阀22附近必须设置气流和/或压力传感器29。
这里也需要设置有在包含气体源S2的中央单元20和患者P之间沿着气体输送管21的线（即三条线——两条用于供电，一条用于数据传输——用于每个压力传感器，以及用于每个气流传感器的两条供电线）。因为一般必须测量呼气气流和压力，所以在中央单元20和设备近端的呼气阀22之间需要至少五条线的连接线缆26。
对于呼气阀控制出现故障情形的评述
为了患者安全地使用呼吸器，呼吸器或者是便携式的，或者不是，但是此设备当然必须允许患者在任意情况下都能呼吸，包括如果加压气体源失效（故障或其它）时。因此要满足安全标准，从而即使气体源失效时呼吸辅助设备也能够工作。
因此，利用具有如前所述的单个气体输送管21以及用于呼气阀22的气动控制的特定的导管23的呼吸器，即使呼气阀22的气动供给出现故障时，通过气动呼气阀22，患者P能够总是呼气，如图2d中所示。
实际上，如果呼气阀的气动供给失效（这是当气体源失效时的情况，如果气体源提供对阀的控制），呼气阀22的套囊24将不会再被供给，因此防止了PEP控制，但仍然允许患者P通过呼气阀22排出呼出的气体Ep。
但是在这种情况下，患者P将不可能通过此气动呼气阀22吸气，因为由于患者的吸气Ip，套囊24会阻塞输送管道21的内侧和外侧之间的通道。
因此，如图2a至2d所示的便携式呼吸器包括在气体源S2附近的安全回流截止阀27。如图2a中所示，在来自气体源S2的压力供给Gs作用下，此安全阀27将正常地关闭，但是，如果气体源S2失效，则患者吸气Ip将打开安全阀27，允许患者P从外部吸入空气，如图2c所示。
气体源S2的失效对应于呼气阀22的气动控制的失效的特定的情况。在本文中特别指出，气体源S2的这种失效可理解为通常提到的呼气阀22的气动控制的失效。
为了允许安全的吸气能够通过安全阀27及管道21的整个长度，管的直径将必须较大。
在这方面规定，为处理此安全问题，要满足通常的压力损失标准要求。例如，法国标准规定气体源和患者之间的最大压力损失对于成年人来说每升秒不超过6hPa，对于儿童来说每0.5升秒不超过6hPa。
并且为了满足这些要求，例如图2a至2d中所示的已知设备的输送管道必须具有对于成年人来说最小22mm的直径，对于儿童来说最小15mm的直径。
管的这种大直径当然有碍于设备的小型化。
对于非便携式呼吸器（参见图1a至1d），患者P将总是能够通过呼气管12呼气，即使气体源S1失效，如图1d中所示。
如果气体源S1失效，如图1c中所示，通过位于吸气管11上在气体源S1附近的安全回流截止阀16可以进行吸气阶段。
此安全回流截止阀不位于呼气管12上，因为对于患者P来说，通过其中包含二氧化碳塞的呼气管12吸气将会是危险的。
由于与便携式呼吸器相同的原因，管的直径必需相对较大以满足压力损失要求，即对于儿童来说至少15mm，对于成年人来说至少20mm，以便于允许通过安全阀16安全吸气。
在此，这种大直径同样也有碍于小型化。
对根据不同模式操作的性能的评述
另外，应当注意，要通过呼吸器治疗的病理和疾病多种多样，从而呼吸辅助设备能够具有不同的类型，例如压力控制式的或体积控制式的，并且根据不同的操作模式操作。
每种操作模式都通过特定的设定和检查变量限定，但是也通过特定类型的材料限定。
一些设备能够称为混合式的设备，其能够根据几种操作模式工作。然而它们的材料构造——特别是附件（如气体源和患者之间管的类型，存在或不存在呼气阀，有孔的面罩的使用等）——必须适于所选定的操作模式。并且期望根据很多种模式操作相同的单个设备，而不需要改进设备（即改进其管道、附件等）。
一般地，本发明的目的是解决本文中上述的一个或多个局限和缺点。
发明内容
本发明的第一方面是使呼吸器设备小型化。
在本发明的一种形式中，位于气体源和患者之间的管道直径减小，同时完全考虑到安全要求。
再一方面是提供一种简单构造。在一种形式中，位于呼吸器的中央单元和管道近端之间的线的数量减小。
另一方面是容许实时地控制该设备。在本发明的一种形式中，对设备的气体调节阀提供实时的控制。
本发明的又一方面是容许单一呼吸器设备内的多个操作模式，而不需要修改该设备。
在一种形式中，本发明涉及一种如权利要求1所述的呼吸辅助设备。
特别地，本发明涉及供患者以连续周期呼吸的呼吸辅助设备，各周期定义为至少一个吸气阶段和至少一个呼气阶段，所述呼吸辅助设备包括：
－加压呼吸气体源，
－气体输送管，其包括耦连到所述气体源的远端和耦连到所述患者的近端，
－气体调节阀，其包括位于所述管道的内侧和外侧之间的至少一个漏气孔，以及能够在接收到控制器的信号时改变所述漏气孔的开口的阻塞元件，
其特征在于，所述气体调节阀在近端位置插入所述管道，且所述阻塞元件能够容许在呼气和吸气阶段通过所述漏气孔进行双向气体流动。
此种呼吸辅助设备的优选但非限制的方面如下所述：
－阻塞元件被电动控制，且阻塞元件可为电磁阻塞元件；
－阻塞元件包括返回装置，使得在没有来自控制器的信号时，所述漏气孔保持至少部分地打开；
－所述返回装置是磁性赤道；
●电磁阻塞元件包括线圈固定于其内的金属护套，所述线圈可由控制器控制并围绕可移动磁性元件，金属护套和可移动磁性元件限定磁性赤道；
●所述磁性元件包括环形磁体、第一磁极件以及第二磁极件，所述第一磁极件和所述第二磁极件共轴地固定在环形磁体的各侧并为不同的极性，且所述第二磁极件包括能够阻塞漏气孔的阻塞件。磁性元件能够沿环形磁体的旋转轴线平移；
●电磁阻塞元件可包括两个可由控制器控制的共轴线圈，第一线圈大致围绕环形磁体和第一磁极件，且第二线圈大致围绕环形磁体和第二磁极件；
●电磁阻塞元件相对于气体输送管共轴地安装；
－所述返回装置是压缩弹簧；
●所述电磁阻塞元件包括由线圈所围绕的电枢，所述线圈可由控制器控制，且所述电枢包括磁性元件在其内可平移的内部环形空间；
●磁性元件能够阻塞漏气孔；
●磁性元件由压缩弹簧限制；
●磁性元件包括环形磁体和磁体引导件；
●电磁阻塞元件相对于气体输送管横向地安装。
－所述返回装置是橡胶膜；
●所述橡胶膜包括波纹管，其设计成用于将阻塞元件保持在漏气孔至少部分地打开的位置；
●所述波纹管设计成如果阀内的气压增加则增强返回功能；
●所述波纹管具有朝向阀壁的凸曲率；
●所述阻塞元件被至少部分地限制在独立于管道的空间内部。
本发明的另一方面涉及用本发明的呼吸辅助设备辅助患者的呼吸辅助方法，如权利要求17所限定的。
特别地，它涉及一种用依据本发明的呼吸辅助设备辅助患者的呼吸辅助方法，其特征在于，在没有来自控制器的信号时，所述漏气孔至少部分地打开。
此种呼吸辅助方法的优选但非限制的方面如下所述：
－在吸气阶段，漏气孔完全地被阻塞，而在呼气阶段，漏气孔被至少部分地打开；
－在呼气阶段，漏气孔被打开，使得正呼气压力（PEP）保持等于所述患者的呼吸压力；
－在加压呼吸气体源故障的情况下，所述漏气孔被完全地打开。
本发明进一步涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，如权利要求25所述。
特别地，它涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，其在近端位置插入所述呼吸辅助设备的气体输送管内，并包括至少一个位于所述管道的内侧和外侧之间的漏气孔，以及能够在收到控制器的信号时改变所述漏气孔的开口的阻塞元件，其特征在于，所述气体调节阀能够容许在呼气和吸气阶段时的向内或向外的气流。
此种气体调节阀的优选但非限制的方面如下所述：
－所述阻塞元件包括返回装置，使得在没有来自控制器的信号时，漏气孔保持至少部分地打开；
－所述阻塞元件是电磁阻塞元件，所述电磁阻塞元件包括线圈固定于其内的金属护套，所述线圈可由控制器控制并围绕可平移的磁性元件，所述磁性元件包括环形磁体、第一磁极件和第二磁极件，所述第一磁极件和所述第二磁极件共轴地固定在所述环形磁体的各侧并且具有不同的极性，且所述第二磁极件包括能够阻塞所述漏气孔的阻塞件；
－所述阻塞元件是包括由线圈围绕的电枢的电磁阻塞元件，所述线圈可由控制器控制，且所述电枢包括磁性元件在其内可平移的内部环形空间，所述磁性元件能够阻塞漏气孔并由压缩弹簧限制。
本发明进一步涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，如权利要求29所述。
特别地，它涉及一种用于呼吸调节设备的气体调节阀，包括：至少一个通到大气的漏气孔和能够在收到控制器的信号时改变所述漏气孔的开口的阻塞元件，以及位于阀和加压气体源之间的通道装置，其特征在于，所述阻塞元件能够在阻塞元件封闭所述通道装置的位置和阻塞元件封闭所述漏气孔的位置之间移动。
本发明进一步涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，如权利要求30和31所述。
特别地，它涉及一种用于呼吸辅助设备的气体调节阀，包括：设置有至少一个漏气孔的外壳，能够在收到控制器的信号时改变所述漏气孔的开口的阻塞元件，以及用于将测定装置连接到控制器35的处理部104，其特征在于，所述处理部设计成以可移动方式连接到所述外壳。也就是说，所述处理部可包括设计成围绕所述外壳的夹紧装置，使得所述处理部能够以可拆卸方式夹紧在所述外壳上。
附图说明
参见附图并研读以下仅用于解释目的而无意限制的描述，可清楚本发明的其它特点和优点，除了在上面已经说明的图1a至1d和图2d至2d之外，在附图中：
－图3是依据本发明的呼吸辅助设备的示意图；
－图4a是依据本发明第一实施方式的气体调节阀的分解立体图；
－图4b是图4a的气体调节阀的分解平面图；
－图4c是图4a的气体调节阀的侧视图；
－图4d是具有关闭的漏气孔的图4a的气体调节阀的截面图；
－图4e是具有打开的漏气孔的图4a的气体调节阀的截面图；
－图5a是依据本发明第二实施方式的气体调节阀的分解立体图；
－图5b是图5a的气体调节阀的分解平面图；
－图5c是图5a的气体调节阀的侧视图；
－图5d是具有关闭的漏气孔的图5a的气体调节阀的截面图；
－图5e是具有打开的漏气孔的图5a的气体调节阀的截面图；
－图6a是依据本发明第三实施方式的气体调节阀的分解立体图；
－图6b是图6a的气体调节阀的分解平面图；
－图6c是图6a的气体调节阀的侧视图；
－图6d是具有关闭的漏气孔的图6a的气体调节阀的截面图；
－图6e是具有打开的漏气孔的图6a的气体调节阀的截面图；
－图6f是图6a的气体调节阀的分解截面图；
－图7a是在吸气阶段正常操作中依据本发明的第一实施方式和第二实施方式的气体调节阀的示意图；
－图7b是在呼气阶段正常操作中依据本发明的第一实施方式和第二实施方式的气体调节阀的示意图；
－图7c是当控制器失效时，依据本发明的第一实施方式和第二实施方式的气体调节阀的示意图；
－图8a是在吸气阶段正常操作时依据本发明第三实施方式的气体调节阀的示意图；
－图8b是在呼气阶段正常操作时依据本发明第三实施方式的气体调节阀的示意图；
－图9a是依据本发明第四实施方式的气体调节阀的分解立体图；
－图9b是图9a的气体调节阀的另一分解立体图；
－图9c是图9a的气体调节阀的分解平面图；
－图9d是具有打开的漏气孔的图9a的气体调节阀的截面图；
－图9e是图9a的气体调节阀的返回装置的局部截面图；
－图10a是依据本发明第四实施方式的气体调节阀的分解立体图；
－图10b是图10a的气体调节阀的另一分解立体图；
－图10c是图10a的气体调节阀的分解平面图；
－图10d是具有打开的漏气孔的图10a的气体调节阀的截面图；
－图11a－11f是调节阀装置（本文称作“主动阀”）的全部或部分的不同视图，该调节阀装置可结合到上面所述和在前面的附图中示出的呼吸辅助设备中，但并不限于此种设备。
具体实施方式
结构
设备的总体结构
我们将首先描述依据本发明的设备（呼吸器）的总体结构。参见图3，以示意性方式示出依据本发明的呼吸辅助设备。
这种设备包括中央单元30，中央单元30本身包括将呼吸加压气体供给患者P的内部气体源S。内部气体源S典型地为小型鼓风机。
呼吸辅助设备进一步包括位于中央单元30和患者P之间的气体输送回路，以容许患者P吸气和呼气。
气体调节阀32插入所述气体输送回路内的近端位置处。通过近端定位，可以理解，气体调节阀32定位于气体输送回路耦连到患者P的端部附近（即，典型地为几厘米）。如该文进一步描述的，调节阀可依据不同实施方式制造（此外其可包括在“主动阀”部分所述的特定阀装置）。
气体源S将优选地能够依据若干个呼吸模式进行操作。
此气体源连接到用于采集供应到患者P的环境空气的空气入口33a。
也可提供另一入口33b，用于例如氧气等第二呼吸气，以使丰富环境空气。
气体源S通过电源装置即电源37供电。此电源37装置可为内部电池或外部电源。
气体输送回路可由一个或多个气体输送管组成。如图3所示，本发明的呼吸辅助装置优选地包括由单一气体输送管31组成的气体输送回路。
气体输送管31包括耦连到气体源S的远端31d和耦连到患者P的近端31P。
输送管道31的近端31P通过连接装置即患者接口36连接到患者P。此患者接口36可例如为适用于气管切开术的设备或面罩。
呼吸辅助设备进一步包括控制器35，控制器35用于经接线39（用于数据传输和电力供应）控制气体调节阀32。这种接线39可为连接线缆39。
控制器35关联到测量设备，即传感器34（尤其是气流传感器和压力传感器）。
更精确地，“关联”表示控制器35包括此种传感器34，或者经接线连接到它们。
这些传感器的部分或全部实际上可定位于近端，亦即定位于气体调节阀32附近。这些传感器的部分或全部也可以定位在气体输送管31的其余处，例如其远端31d附近。
控制器35进一步包括数据处理装置，即数据处理器，特别是能够对来自不同传感器的信号进行处理。
控制器35的数据处理器大体上全部位于远端位置，亦即位于气体源S上。
但是，数据处理器38可定位于近端位置，亦即位于患者P附近。实际上，在气体调节阀32的附近存在越多的传感器，在连接线缆39内沿气体输送管31必须存在越多的电线，以既给这些传感器供电也收集不同发射信号。
因此提供近端数据处理器38是有利的，使得来自传感器的不同信号可被处理以通过单一数据输送线输送到控制器35的远端数据处理器。因此，数据处理器的配置将着重在于小型化处理，位于远端数据处理设备和近端传感器之间的连接线缆39仅需要三根线，即一根数据传输线和两根电源线。
气体输送管31可具有不同的直径。尤其是，这种气体输送管31可具有比图1a至1d和图2a至2d中所示的公知呼吸辅助设备中所用的管道的直径小的直径。
也就是说，无需最小直径管道，本发明的插入气体输送管31内的特定气体调节阀32就能够满足压力损失和安全标准。因此，气体输送管31对成人而言可具有小于22mm的直径，对于儿童而言可具有小于15mm的直径。
气体调节阀32实际上具有着重于使呼吸辅助设备小型化的结构。实际中，气体调节阀32被电动控制，不需要空气供给管道，因此使得该设备更紧凑。进一步地，如上所述，气体输送管可比通常的管道小。最后，当使用定位于气体调节阀上即近端的数据处理器时，呼吸辅助设备的小型化程度也提高。
如该文进一步披露的，呼吸辅助设备还保持高度安全和可靠。
本发明第一实施方式
依据本发明第一实施方式的呼吸辅助设备包括在图4a至4e中示出的气体调节阀。依据本发明第一实施方式的气体调节阀40相对于气体输送管31共轴地安装。
气体调节阀40包括由三个中空部分——即远端部分41、中央部分42和近端部分43——所制成的外壳。
该三个部分共轴地连接在一起以形成一体外壳。各部分形成为使得该外壳包括一个通道，加压气体能够通过此通道从气体源S循环到患者P，反之亦然。
远端部分41和近端部分43形成为分别沿气体源S和患者P方向连接到气体输送管31。
近端部分43设置有孔431以在气体调节阀40的内侧和外侧之间形成漏气孔。因此气体可从气体输送回路泄漏到大气中，反之亦然。这个孔优选地尽可能地宽，亦即该孔覆盖近端部分43的圆周的大部分。
气体调节阀40进一步包括阻塞装置，即阻塞元件44，以改变漏气孔的开口。阻塞元件44优选地是电磁阻塞元件。
阻塞元件44包括金属环形护套441，优选地由软铁制成，在护套441内固定有线圈442。该组件绕近端部分43固定，并由外壳的中央部分42围绕。
线圈442可为单一环形线圈，但可优选地使用两个共轴的环形线圈，且两种线圈都由环形护套441围绕。线圈442由控制器35经连接线缆39供电。
阻塞元件44进一步包括磁性元件，该磁性元件包括环形磁体444、第一磁极件443和第二磁极件445。这些磁极件共轴地固定到环形磁体444的各侧上，并且为不同的极性。磁极件相对于环形磁体444的旋转轴线旋转对称，并且包括一个通道，气体能够通过此通道从气体源S循环到患者P，反之亦然。
这种磁性元件设置于近端部分43内，并至少部分地由线圈442围绕。磁性元件在近端部43内可移动，也就是说磁性元件沿环形磁体444的旋转轴线可平移。这种平移运动至少部分地限制在线圈442内，两个极限位置由设置于外壳内侧内的抵接件限定。
磁性元件设置有能够阻塞近端部分43的漏气孔431的阻塞件446。此阻塞件446固定在磁性元件的磁极件上，并且因此跟随磁性元件的平移运动。
阻塞件446的尺寸和形状依据漏气孔431和磁性元件的特性而定。也就是说，阻塞元件44的尺寸必须构造成使得当磁性元件定位于其两个极限位置之一时，阻塞件446完全封闭漏气孔431。阻塞件446也优选地由硬质材料制成。
因此磁性元件由不同部件组成，部件的形状和构造允许有通道，气体能够通过此通道从气体源S循环到患者P，反之亦然。
本发明的此实施方式的另一装置可具有一个阻塞元件，该阻塞元件包括：固定磁性元件，亦即至少一个固定磁体；以及可移动线圈，所述可移动线圈设置有阻塞件以能够阻塞近端部分的漏气孔。此种装置可采用下述的第四实施方式的形式。
本发明第二实施方式
依据本发明的呼吸辅助设备的另一实施方式包括在图5a至5e中所示的气体调节阀。该第二实施方式的气体调节阀50与根据本发明第一实施方式的气体调节阀40非常相似。
也就是说，第二实施方式的气体调节阀50具有与依据本发明第一实施方式的气体调节阀40——尤其关于阻塞元件——相同的结构。但是，气体调节阀50包括近端部分53，近端部分53设置有用于经连接线缆39连接到控制器35的传感器的壳体532。
例如提供气流压力传感器（例如热线式传感器）和压力传感器。在这种情况下，连接线缆39包括至少七根线。也就是说，需要用于气流压力传感器的两根电源线、用于压力传感器的两根电源线和一根数据传输线、以及两根为气体调节阀50的磁性机构供电的附加线。
本发明第三实施方式
依据本发明的呼吸辅助设备的第三实施方式包括如图6a至6f中所示的气体调节阀。依据本发明此实施方式的气体调节阀60相对于气体输送管31横向地安装。
气体调节阀60包括具有远端611和近端612的外壳61，远端611沿气体源S方向耦连到气体输送管31，且近端612沿患者P方向耦连到气体输送管31。
外壳61的形状与管道非常相似，只是外壳61还包括用于容纳阻塞元件62的壳体613。
第一孔614设置于外壳61的管道616和壳体613的第一区6131之间。
第二孔615设置于壳体613的第一区6131内，使得气流可在外壳61的内侧和外侧之间循环。
因此第一孔614和第二孔615限定漏气孔617。气体可从气体源S通过此漏气孔617从气体输送回路循环到大气，反之亦然。
可预见到盖63封闭壳体613，并且保护设置于所述壳体613的第二区6132内的阻塞元件62。
阻塞元件62优选地为电磁阻塞元件。
阻塞元件62包括金属电枢622，金属电枢622固定于壳体613的第二区6132内。这种电枢622可由软铁制成。电枢622包括圆筒形通道6221，圆筒形通道6221的旋转轴线垂直于外壳61的管道616。
电枢622优选地为旋转实心体，其旋转轴线与圆筒形通道6221的旋转轴线对应。电枢622包括在其中央处具有圆形开口的底盘6222和在其中央处具有圆形开口的顶盘6223，底盘6222的直径和底盘6222的圆形开口的直径分别比顶盘6223的直径和顶盘6223的圆形开口的直径大。
底盘6222和顶盘6223通过外周共轴圆筒形部分6224共轴地耦连到一起，圆筒形部分6224具有与底盘的圆形开口之一的直径相同的直径。
中央共轴圆筒形部分6225设置于电枢622内，位于底盘6222和顶盘6223之间。这种中央共轴圆筒形部分6225具有与顶盘圆形开口之一的直径相同的直径，并且具有固定到顶盘6223的端部。
与中央共轴圆筒形部分6225之一直径相同的中央盘6226共轴地固定到中央共轴圆筒形部分6225的另一端部。该中央盘6226在其中心设置有圆形开口。
在这种构造中，电枢622的外周共轴圆筒形部分6224和中央共轴圆筒形部分6225限定环形空间6227。
阻塞元件62进一步包括线圈621，线圈621围绕电枢622的第一圆筒形部分。
因此这种构造在线圈621和电枢622的中央共轴圆筒形部分6225之间的环形空间6227内产生空气间隙，该空气间隙的一端由电枢622的顶盘6223封闭。
阻塞元件62也包括磁性元件，该磁性元件包括环形磁体624和磁体引导件623。
磁体引导件623是包括底盘6231和较大直径的顶盘6232的旋转体，顶盘6232在其中心具有圆形开口，该开口的直径与顶盘的直径相同。底盘6231和顶盘6232通过与底盘6231直径相同的外周共轴圆筒形部分6233共轴地耦连。具有较小直径的中央共轴圆筒形部分6234设置于底盘6231上，位于顶盘6232和底盘6231之间。
环形磁体624具有与磁体引导件623的第一圆筒形部分6233的直径相同的内径，使得磁体引导件623插入环形磁体624内部。
环形磁体624的外径与电枢622的外周共轴圆筒形部分6224的内径相同。磁体引导件623的顶盘6232的圆筒形开口的直径与电枢622的中央共轴圆筒形部分6225的外径相同。磁体引导件623的中央共轴圆筒形部分6234具有与电枢622的中央盘6226的圆形开口的直径相同的外径。因此，磁性元件能够共轴地插入由电枢622的外周共轴圆筒形部分6224和中央共轴圆筒形部分6225所限定的环形空间6227内部。
磁性元件可移动，也就是说，它在由电枢622的外周共轴圆筒形部分6224和中央共轴圆筒形部分6225所限定的环形空间6227内部、沿电枢622的旋转轴线平移。
环形脊6141设置在壳体613内第一孔614的外周上。环形磁体624的外径比第一孔614的直径大。因此，磁性元件的平移运动限制于电枢622和第一孔614之间。更精确地，磁性元件在第一极限位置抵接电枢622（参见图6e），并且在第二极限位置抵接第一孔614的环形脊6141（参见图6d）。
在第二极限位置（参见图6d），阻塞元件62的磁性元件完全地封闭第一孔614，并因此防止气体调节阀60的管道616和壳体613之间的任何气体流动。结果，在该第二极限位置，气体不能在气体调节阀60的内侧和外侧之间循环。
在阻塞元件62的这种构造中，依据控制器35所控制的线圈621的状态，磁性元件在环形空间6227内部平移。
阻塞元件62进一步包括弹簧626，弹簧626具有与电枢622的中央共轴圆筒形部分6225的内径相同的外径，并且插入电枢622的所述中央共轴圆筒形部分6225内部。弹簧626优选地为压缩弹簧。
弹簧626由螺钉627保持在电枢622的中央共轴圆筒形部分6225内部，螺钉627拧入磁体引导件623的中央共轴圆筒形部分6225内部。也就是说，弹簧626具有一个抵接螺钉627头部的端部和另一抵接电枢622的中央盘6226的端部。
气体调节阀60可包括位于外壳61的壳体613内部的保护元件625。该保护元件625界定壳体613内部的第一区和第二区，第一孔614和第二孔615定位在第一区6131内，并且第二区6132容纳阻塞元件62。
保护元件625是气密性的，并且因此防止气体调节阀61管道内的气体污染阻塞元件62。
保护元件625可为橡胶膜。这种膜是包括中央盘6251的旋转体，该中央盘6251具有相对较大的外周圆形凹槽6252。
保护元件625的外周边缘由电枢622抵靠着位于壳体613的第一区和第二区之间的圆形抵接件挤压。电枢622的环形脊6228防止保护元件625的外周边缘移动。
本发明的此实施方式的另一装置设置阻塞元件，该阻塞元件包括：被固定的磁性元件，亦即至少一被固定的磁体；以及可移动线圈，所述可移动线圈容许阻塞漏气孔。
外壳613可包括第三区6133，第三区6133用于接收测定气体调节阀60管道内的气流和/或压力的传感器65，诸如气流和/或压力传感器。
传感器65可经连接线缆26直接地连接到定位于气体源S上的控制器35。在这种情况下，连接线缆39设置有至少七根电线（两根用于流体压力传感器的电源线，用于压力传感器的两根电源线和一根数据传输线，以及两根为气体调节阀的磁性机构供电的附加电线）。
因此，优选地在传感器65和连接线缆39之间设置处理装置64。这种处理装置64定位于外壳613内部，并位于传感器65和阻塞元件62两者上。
处理装置64连接到传感器65和阻塞元件62。因此，处理装置64容许传感器65和阻塞元件62被供电。再者，处理装置64能够管理来自传感器65的数据，以精确地控制阻塞元件62。处理装置64能够在处理来自传感器65的数据并因此操作阻塞元件62时控制PEP。
位于处理装置64和控制器35之间的连接线缆39也简单得多，仅设置有三根线缆，即两根电源线和一根数据线。
因为气体调节阀60的控制完全地由处理装置64操纵，所以即使没有完全地移除，定位于中央单元30内的控制器35也可被简化。因此，这有助于使呼吸辅助设备小型化。
本发明第四实施方式
现将描述依据本发明的呼吸辅助设备的第四实施方式。
在这种实施方式中，像其它所有实施方式一样，调节阀位于患者附近的近端位置。
依据本发明已披露的优点，这种实施方式特别地容许：
●提供特别高的避免漏气（例如在阀的内部元件的内壁之间）的性能，同时容许阀的主元件绕管道纵轴线对准的共轴构造（这种类型的构造趋于减小阀的尺寸，并因此提高能力），
●容许在阀的控制——特别是实时控制——方面的优良性能，因为在此阀的特定构造中，移动部件具有较小惯性，并且便于它们快速地和精确地移动，
●进一步容许利用弹性膜平滑地操作阀，在弹性膜的功能中有一平滑地恢复阀的移动部件的参考位置的功能。
这种第四实施方式包括在图9a至9e中所示的气体调节阀。依据本发明这种实施方式的气体调节阀90相对于气体输送管31共轴地安装。依据本发明的这种实施方式，阻塞元件包括：具有固定磁体的固定磁性元件；以及可移动线圈，所述可移动线圈设置有阻塞件以能够阻塞设置于呼气阀的近端部分内的漏气孔。
气体调节阀90包括由两个中空部分——即远端部分91和近端部分93——所制成的外壳（尤其在图9c中所图示）。
这两个部分共轴地连接在一起以形成一体外壳。各部分形成为使得外壳包括一个通道，加压气体能够通过此通道从气体源S循环到患者P，反之亦然。
形成远端部分91和近端部分93以分别地沿气体源S方向和患者P方向连接到气体输送管31。
近端部分93设置有孔931以在气体调节阀90的内侧和外侧之间形成漏气孔。因此，气体可从气体传输回路漏到大气中，反之亦然。优选地，该孔尽可能地宽，亦即该孔覆盖近端部分93的圆周的大部分。
气体调节阀90进一步包括阻塞元件，以改变漏气孔的开口。阻塞元件优选地为电磁阻塞元件。
在图9中所示的示例中，阻塞元件92包括共轴地固定在远端部分91内部的金属电枢922。这种电枢922可由软铁制成。
电枢922优选地为旋转体，其旋转轴线与近端部分93和远端部分91的旋转轴线对应。电枢922包括两个共轴圆筒形部分，即内圆筒形部分9221和外圆筒形部分9222，内圆筒形部分9221的直径比外圆筒形部分9222的直径小。
这两个圆筒形部分9221和9222由定位于电枢近端侧上的环形部9223耦连到一起。环形部9223设置有多个孔，各孔优选地具有弯曲狭槽的形式。
外圆筒形部分9222的近端部分可设置有环形脊9224，环形脊9224用于保持阻塞元件92（下述）的被压在电枢922和近端部分93之间的阻塞件925、926、927。
阻塞元件92进一步包括磁性元件，该磁性元件包括环形磁体924和环形金属件923。
环形磁体924和环形金属件923两者具有与内圆筒形部分9221的外径相似的内径。环形磁体924和环形金属件923两者都以固定方式围绕电枢922的内圆筒形部分9221。
环形磁体924和环形金属件923的外径比外圆筒形部分9222的内径小，因此在电枢922内部产生环形空间9225。因此，在环形磁体924和金属电枢922的外圆筒形部分9222之间的环形空间9225内部存在空气间隙，该空气间隙的一端由电枢922的环形部分9223封闭。
阻塞元件92进一步包括可移动线圈921，可移动线圈921适于插入环形空间9225内部，并可在其内被共轴地平移。
可移动线圈921优选地为旋转体，旋转体的旋转轴线与电枢922的旋转轴线对应。可移动线圈921包括在其中心具有圆形开口的底盘9211和在其中心具有圆形开口的顶盘9212。底盘9211和顶盘9212的圆形开口的直径都与环形磁体924的外径相同。顶盘9212的外径与电枢922的外圆筒形部分9222的内径相同，使得顶盘9212能够在环形空间9225内部平移。底盘9211的外径比电枢922的外圆筒形部分9222的内径大，使得底盘9212可抵接电枢922以限制线圈921的平移运动。
底盘9211和顶盘9212通过与盘的圆形开口的直径相同的共轴圆筒形部分9213共轴地耦连到一起。
顶盘9212设置有绕其圆形开口的多个凸部9214。各凸部9214大致是扁平的，并以与圆筒形部分9213相同的曲率弯曲，以延长圆筒形部分9213。进一步地，各凸部9214在其近端设置有脊9215，这种脊9215能够将可移动线圈921和阻塞件925、926、927耦连。
阻塞件包括：弹性膜925（例如由橡胶或硅树脂制成）；以及推动器元件927，其适用于依据环形空间9225内部的线圈921的平移使膜925变形。
膜925为相对弹性，并且适于在线圈921朝近端部分平移时阻塞近端部分93的漏气孔931。膜925可为包括环形部分9251的旋转体，该环形部9251包括相对较大外周圆形凹槽9252，凹槽9252朝向近端。环形部分9251的外周边缘被保持压在近端部分93和电枢922的外圆筒形部分9222之间。
膜925进一步设置有具有与环形部分9251内径相同的直径的圆筒形部分9253。该圆筒形部分9253设置有用于将推动器元件927耦连到膜925的环形脊9254。
最后，膜925包括波纹管9255，波纹管9255从圆筒形部分9253延伸并包括环形脊9256（在图9e中未示出）。这种环形脊9256能够使膜925的内边缘例如由环形元件926保持在电枢922上。
使用此种橡胶膜925容许吸收气体调节阀在阻塞件移动时可遭受到的震动。
进一步地，除其弹性外，膜925的特定形状，尤其是波纹管9255的特定形状，表示膜925可作为用于线圈921的回复装置——即回复件——工作。特别地，如下文所详细解释的，膜925将在线圈921的操作没有正确地进行情况下，防止漏气孔931被阻塞。
此种膜也可用于其它实施方式，例如与第三实施方式相似的横向安装的气体调节阀。实际上，这种特定膜可用作代替弹簧的回复件。
如上所述，推动器元件927适用于在线圈921平移时使膜925变形。优选地，推动器元件927包括具有弯曲外周边缘9272的环形扁平部分9271。弯曲外周边缘9272适于与线圈921的凸部9214的脊9215配合，使得推动器元件927与线圈921接合。环形扁平部分9271适于与膜925的环形部分9251配合。更精确地，它能够在线圈921在环形空间9225内部运动时，使膜925变形，特别使凹槽9252和波纹管9255变形。
阀的这种特定实施方式、特别是在阀内部的阻塞元件的构造，提高了其可靠性。实际上，可移动线圈限制于专用空间内部，该专用空间与加压气体从气体源循环到患者所通过的阀通道隔离。因此，这种构造防止如果可移动元件定位于通道内侧，在可移动元件和通道内壁之间可能发生的不希望的泄漏。
气体调节阀可进一步适用于接收用于测定气体调节阀90的管道内的气流和/或压力的传感器95，诸如气流和/或压力传感器。
为此目的，远端部分91设置有外室912，外室912设置有孔，传感器95可通过该孔插入。因此，传感器的有效部分定位于阀的气体管道内。
然后，传感器95可直接地连接到定位于气体源S的控制器35上。但是，与第三实施方式相似，处理装置94优选地设置于传感器95和连接线缆39之间。
为此目的，远端部分91进一步设计成接收处理装置94。在这种情况下，远端部分91需要更大以能够接收处理装置94。在这种情况下，可预见到由盖911封闭远端部分91，并且盖911保护传感器95和处理装置94。
本发明第五实施方式
现将描述本发明的变型，尤其是作为以上参照图9描述的阀的改型。
这种变型之所以作为本发明的单独——因此为第五——实施方式呈现，是因为它表示出作为由不同模块所制成的模块化组件的阀组件的特定构造。
这种模块化构造也能够与图10所特别示出的阀不同的阀一起使用，且这种构造本身提供很多特别优点，这将在本部分中描述。
为给气体调节阀90提供处理装置，例如图9的装置94，实际上可以使用独立的处理模块104，如在图10c中特别示出的。
图10a至10d示出依据本发明第五实施方式的气体调节阀100，该阀具有与呼气阀90的阻塞元件相似的阻塞元件，但其封闭于模块外壳内。
与第四实施方式相似，气体调节阀100包括由两个中空部分制成的外壳，该两个中空部分即远端部分101和近端部分103。
再次，这两个部分共轴地连接在一起以形成一体外壳。各部分形成为使得外壳包括一个通道，加压气体能够通过此通道从气体源S循环到患者P，反之亦然。
但是，与第四实施方式对比，远端部分101更紧凑。实际上，远端部分101设计成仅接收阻塞元件102。如果传感器105可插在远端部分101上，则无法提供用于接收控制器35或任何处理装置的连接器的空间。因此，如果不需要测定，则气体调节阀保持非常紧凑并且可靠。
万一需要测定气体调节阀管道内的气流和/或压力，则独立的处理模块104可连接到阀。这种处理模块设计成以可拆卸方式连接到外壳上，亦即处理模块是如果需要测定则可直接地并容易地安装到外壳上的独立模块。例如该处理模块可设计为夹到远端部分101上。
处理模块104可包括支撑装置1041，支撑装置1041设置有夹紧装置1042，夹紧装置1042设计成用来围绕远端部分101并保持绕远端部分101接合的处理模块。支撑装置1041进一步适用于支撑其上的处理装置1044。也可预见到穿过支撑装置1041的孔1043，使得处理装置1044可连接到插在远端部分101上的传感器105。
最后，盖1045包封位于支撑装置1041上的处理装置1044以保护它。也提供穿过盖1045的孔以将处理装置1044连接到控制器35。
不仅这种气体调节阀具有紧凑的优点，而且该模块装置在维修方面也非常有利。
因为该阀拟主要用于医疗应用，所以该阀必须适用于诸如借助于高压灭菌器的杀菌过程。更精确地，可能被气流污染的各个元件必须适于杀菌。远端部分101、阻塞元件102、近端部分103、以及最后的传感器105就是这种情况。实际上，处理模块104完全独立于气流通道，这表示与其它元件对比，它不需要被高压灭菌。这在制造可高压灭菌的处理模块104、且特别是可高压灭菌的处理装置1044较为困难且成本高昂时特别有利。也就是说，具有可高压灭菌组件的处理装置1044将是昂贵的。进一步地，连接器——尤其是处理装置1044和控制器35之间的连接器——可不承受高压灭菌处理。
具有独立处理模块的另一优点是它可作为单一单元从阀移除，因此防止处理模块1044或者连接器的任何损坏。
本发明第六实施方式
现在参见图11a至11f，现将描述依据本发明可使用的阀装置。
这种阀装置可特别用于在图3中总体示出的上述呼吸辅助装置中的调节阀。
但是，此种阀装置本身组成可用于不同阀和/或设备构造中的特定特征。
在图11f中示出非常紧凑的呼吸辅助设备110的示例，具有：
●鼓风机111（实际上为压缩器鼓风机，但通常称作“鼓风机”），其用于供给患者压缩空气（该鼓风机可以设置有用于诸如氧气等第二气体的进气口），
●阀壳体112，其通过其第一端部1121密封地附接到鼓风机的出气口1110，
●阀113，其设置进阀壳体内并具有出气口1131，出气口1131能够患者直接地接触（即患者直接在出气口1131处呼吸）。
图11a示出阀113的元件的分解图。
这些元件共轴地设置，绕阀壳体112（其本身典型地与鼓风机的出气口对准）的轴线A对准。
在图11a的分解图上，从阀的近端（与阀壳体相对的一侧）到其远端（接近阀壳体的一侧），这些元件是：
●出气口1131，其位于中空阀主体1132上，
○阀主体1132具有顺序地沿轴线A对准的两级线圈11321和11322，
●弹簧1133，
●圆筒体1134，其由适于较轻的诸如塑料等材料制成，适于接合进阀主体的中心空腔内，
●另一圆筒体1135，其例如由铁等材料制成，并具有与具有线圈的阀主体1132的外径对应的内径，
●组件1136，其由被两个铁筒体11361和11362沿轴向围绕的永久磁体11360制成，所有三个部件形成单件制成的单一组件1136。因为该组件的所有部件均具有沿轴向的中央孔，所以该组件是中空的，并具有环形的总体形状，
●O形环1137，
●环1138，称作流道环，因为其设置有绕其中央轴线规则地配置的孔13380，以使气流从中循环（这些孔11380由径向臂隔开，径向臂将流道环11381的中央部分接合到其外周11382——在图中看不到这些臂）。孔的数量可被适配（例如绕中央部分的外周规则地配置的两个、三个或更多孔——或甚至是单个孔），
○流道环的中央部分的外径与组件的内径对应，具有容许这两个元件沿轴线A相对运动的公差，
○以及，组件1136的远端部分具有适于封闭该流道环的孔11380的宽度，
●更精确地，一旦这些元件安装在一起，流道环1138密封地安装在阀主体的远端的内侧，以限定具有关于孔11380的环的形状的内通道11350，所述通道位于阀主体的内壁和流道环的中央部分的外壁之间（参见图11b），
●以及，组件1136的宽度与通道11350的宽度相同，具有容许所述组件沿纵向滑进该通道内的公差，
●用于检测流体和/或压力的传感器11385，例如热线式传感器。该传感器配置于附接到流道环的中央部11381的近端的轴向臂，以在安装该设备时被放置于轴线A上。
图11b示出一旦这些元件安装到一起时，这些元件形成两个主要部件：
●固定部件，其包括：
○具有其线圈的阀主体，
○所述线圈由铁筒体1135围绕，
○具有其臂和传感器11381的流道环1138，所述流道环安装在阀主体的远端，使得当所述阀主体安装在阀壳体112内侧时，任何往返于鼓风机的空气必须流经孔11380，
●所述流道环1138进一步设置有远端偏转器，所述偏转器用于将来自鼓风机的空气朝孔11380平滑地偏转，
●以及移动部件，其包括下列附接到一起的元件：
○组件1136（如上所述适于在通道11350内轴向滑动从而密封地封闭该通道），
○圆筒体1134，
○弹簧1133
●所述弹簧设计成抵接阀主体的内台肩11323，以在因为移动部件朝所述固定部件的近端移动而使所述弹簧受到压缩时，朝固定部件的远端推动该移动部件。
设备的操作
依据本发明的呼吸辅助设备能够被操作，即使在气体源S和/或控制器35失效（例如在故障的情况下）时亦如此。
如图7a至7c和图8a至8b所示，我们将描述呼吸辅助设备在不同情况下的操作。
正常操作
该设备的正常操作与在气体源S和控制器35正常地操作的情况对应。
在吸气阶段，气体调节阀的阻塞元件72、82是使气体调节阀的漏气孔71、81被完全地阻塞的极限位置，如图7a至8a所示。
因此，当患者P吸气时，来自气体源S的加压气体Gs输送到患者P。也就是说，当气体调节阀的漏气孔71、81被封闭时，加压气体Gs能够在气体输送管内循环到患者P。
图4d至5d表示在吸气阶段——亦即在漏气孔431、531被完全地封闭时——依据本发明第一实施方式和第二实施方式的气体调节阀40、50。
在这种情况下，控制器35操作阻塞元件44、54的线圈442、542，使得磁性元件在气体调节阀40、50的近端部分43、53内部平移，并抵接设置于气体调节阀40、50的近端部分43、53内部的抵接件。
因此，磁性元件的阻塞件446、546完全地封闭漏气孔431、531。因此，气体调节阀40、50的内侧和外侧之间的通道封闭，且来自气体源S的加压气体仅从远端部分41、51循环到近端部分43、53，然后到达患者P。
依据本发明第四实施方式和第五实施方式的气体调节阀的操作是相似的。差别仅在于阻塞元件的位置、尤其是隔离空间内移动的可移动元件的位置。
图6d示出在吸气阶段——亦即在漏气孔617被完全地封闭时——依据本发明第三实施方式的气体调节阀60。
在这种情况下，控制器35操作阻塞元件62的线圈621，使得磁性元件平移，直到它抵接外壳613的环形脊6141为止。
因此，漏气孔617封闭，且气体不能在气体调节阀60的内侧和外侧之间循环。也就是说，磁性元件阻塞穿过壳体613的第一孔614设置的通道。在这种情形下，来自气体源S的加压气体Gs没有别的途径，只能到达患者P。
在图7b和8b所示的呼气阶段过程中，漏气孔71、81至少部分地打开。也就是说，阻塞元件72、82具有气流能够通过漏气孔71、81在气体调节阀的内侧和外侧之间循环的位置。
在这种情况下，患者P排出必须被排空的呼出气体Ep。气体调节阀的漏气孔71、81容许此呼出气体排空。
对具有气体调节阀的阻塞元件72、82的漏气孔71、81的打开进行控制也是控制PEP的方法。也就是说，气体输送管内的PEP对于患者P正确地呼出而言较为重要，因为PEP是平衡患者肺内的残留过压的方法。
因为阻塞元件被电动控制，所以对漏气孔的打开的控制是实时过程。
图4e至5e示出在呼气阶段，依据本发明第一实施方式和第二实施方式的气体呼气阀40、50。
也就是说，这些图示出具有被完全打开的漏气孔431、531的气体调节阀。阻塞元件44、54实际上由控制器35通过线圈442、542操作，以平移到设置在气体调节阀40、50的远端部分41、51的抵接件。
依据本发明第四实施方式和第五实施方式的气体调节阀的操作是相似的。
图6e示出在呼气阶段，依据本发明第三实施方式的气体调节阀60。
也就是说，该图示出完全被打开的漏气孔。实际上，阻塞元件62的磁性元件由控制器35通过线圈621操作以平移，直到抵接电枢622为止。
在该位置，位于气体调节阀的管道616和壳体613之间的第一孔614被宽敞地打开。因此，气流能够在气体调节阀60的管道616和壳体613之间流通，然后该气流能够从壳体613的第一区通过漏气孔617循环到气体调节阀60的外侧。
应注意到，在平移阻塞元件62的磁性元件时，位于气体调节阀60的管道616和壳体613之间的第一孔614的打开能够被精确地控制。
参考图11a－11f所述的第六实施方式的阀装置的操作特别地参考图11c－11e示出。
图11c示出在患者呼气阶段阀装置的操作。此种阀装置能够由设备进行控制（例如如图11f中所示，或更一般地以图3中的示意性方式，或甚至更一般地以任何类型的具有用于通过对线圈11321、11322的适配电力来控制阀操作的控制装置的呼吸辅助设备）。
在此呼气阶段，对线圈进行控制，以将阀装置的移动部件带（通过吸引磁体11360）至封闭孔11380的轴向位置——因此防止气体流经通道11350。
在该移动部件的此位置，鼓风机不能向患者送任何空气（或接受来自患者的任何空气）。
另一方面，阀壳体112的近端设置有孔1121，孔1121容许患者呼出的流体在移动部件的该位置排到大气中。
实际上，在该位置，移动部件阻塞气体源（鼓风机）和患者之间的连通，但仍旧容许通过阀壳体的孔呼气。
在该位置，患者所呼出的空气不能朝气体源（鼓风机）流动，且因此没有污染鼓风机元件（或者在阀和气体源之间的管道，如果存在）的风险。
也应注意，这就容许利用以恒定模式操作的鼓风机（即，鼓风机的转子以恒定速度转动）。这可以是有利的，因为在一些构造中希望具有以此恒定模式操作的鼓风机——这使鼓风机的操作非常简单——同时仅由阀对流体进行调节（而不是改变鼓风机转子的速度）。
因为没有气体能够从鼓风机流经阀，所以这也使得避免“损失”来自鼓风机的气体。如果存在第二气体，例如氧气，则因为其经济而显示其优点。
移动部件的该位置也与仅受弹簧1133作用的该移动部件的参考位置对应（即当不给线圈供电时）。
在图11d中，移动部件被控制（总是由线圈选择性地供电），以：
●保持气体源与患者隔离（孔11380通气而通道11350保持被阻塞），
●同时也阻挡空气通过孔1121排空。
这可由移动部件的受控位置（沿纵向轴线A）来获得。
以这种模式，移动部件能够通过线圈的选择性供电而平移，以选择性地容许通过孔1121的受控的泄漏（即通过朝阀的远端——朝图11的右侧——移动该移动部件，从而以控制方式打开漏气孔1121）。在孔1121的此受控打开过程中，通道11350保持被阻塞，且借助于通过孔1121的受控泄漏提供PEP调节。
图11e示出一构造，在该构造中移动部件的位置被选择性地控制以打开通道，以容许气体从鼓风机通过阀的内部空间流动到患者。在此构造中，孔1121也被封闭。
可以实时地精确控制此阀装置的移动部件的位置，以借助于通道11350的近端出口11351的打开，在任何时刻通过通道11350调节气体源和患者之间的空气连通。
当气体源失效时设备的操作
当气体源S失效时，例如当它发生故障时，患者P无论如何必须能够呼吸。依据本发明的气体调节阀容许患者P在此种情况下正常地呼吸。
也就是说，呼吸辅助设备的控制器将操作气体调节阀，使得在吸气和呼气阶段漏气孔保持打开或至少部分地打开。
也就是说，在呼气阶段，患者P将能够像呼吸辅助设备正常操作时一样地通过气体调节阀呼气。
实际上，在呼气阶段，来自气体源的加压气体仅起控制PEP的作用。但是，控制器容许通过控制阻塞元件而对漏气孔的打开进行非常精确和实时的控制。因此，来自气体源的加压气体的缺乏能够通过漏气孔的打开的特定操作被平衡。
吸气阶段也是可能的，因为气体调节阀打开并容许在气体调节阀的内侧和外侧之间的气流。因此，患者P将能够通过气体调节阀的漏气孔从大气吸进空气。
当控制器故障时的设备操作
当控制器失效时，例如当控制器发生故障时，阻塞装置不能够再受控制。因此，在气体调节阀内设置返回装置，使得在没有来自控制器的信号时，漏气孔保持打开。
当控制器失效时气体调节阀的漏气孔保持打开，患者P既能够通过气体调节阀的漏气孔吸气也能够通过该漏气孔呼气。
但是，因为漏气孔的打开不再受控，所以不可能再控制PEP。
第一实施方式和第二实施方式的气体调节阀40、50包括返回装置，该返回装置由金属环形护套441、541和环形磁体444、544组成。因为环形磁体444、544共轴地配置在金属环形护套441、541内部，因此这天然地限定磁性赤道ME。
实际上，如图7c所示，在没有来自控制器的信号时，因为磁力在环形磁体73和金属环形护套74之间操作，因此环形磁体73保持定位于金属环形护套74的中央。环形磁体73的位置所限定的平面是磁性赤道ME。
气体调节阀的阻塞元件72优选地成形为使得当控制器故障时，亦即当阻塞元件72的环形磁体73定位于磁性赤道ME上时，漏气孔71宽敞地打开。
本发明的第三实施方式的气体调节阀60也包括返回装置。该返回装置包括弹簧626和螺钉627。
如图6d和6e所示，弹簧626是压缩弹簧。当控制器控制线圈621时，该压缩弹簧626被压缩，使得磁性元件抵接第一孔614的圆形脊，亦即此时漏气孔封闭（如图6d所示）。
如果控制器失效，磁性元件将不再受线圈621限制，并因此能够在环形空间6227内自由地平移。但是，因为磁性元件经磁体引导件623与压缩弹簧626耦连，因此压缩弹簧626拉动磁性元件使其抵住电枢622的顶盘。
万一控制器失效，压缩弹簧626将平移阻塞元件62的磁性元件，因此使漏气孔宽敞地打开（如图6e所示）。
最后，如已经解释的，在依据第四实施方式和第五实施方式的气体调节阀内部也预见到返回装置，该返回装置体现为膜925。
实际上，膜925由高弹性材料制成。膜925具有特定形式，特别是使用具有朝阀壁的凸曲率的波纹管9255。实际上，如果控制器35失效，则线圈921不再受限制，但除膜925的特定形式外，该材料的天然弹性将使得推动器元件927和线圈921附接到一起，以向后移至漏气孔不再被阻塞的位置。又一次地，患者P因此能够通过阀自由地呼吸。
进一步地，由于其特定设计，管道内的压力增强膜925的返回功能。实际上，内压，更具体地是吸气压力，以进一步保持线圈921位于漏气孔931打开的位置的方式，使膜925变形。波纹管9255以拉动圆筒形部分9253和环形部分9251的方式，更精确地变形，使得推动器元件927进一步保持在打开位置。
在图11的阀装置的情况下，当不给线圈供电时，移动部件来到图11c所示的参考位置。
当气体源和控制都故障时的设备操作
在这种情况下，由于设置于气体调节阀内的返回装置，患者P能够呼吸。实际上，从以上可以看出，气体源S不提供用于在控制器失效时操作呼吸辅助设备的解决方案。
因此，当气体源和控制器都失效时，依据本发明的呼吸辅助设备以仅当控制器失效时的相同方式操作。
读者可以理解，在不超出本文所述的新信息和优点时可进行很多修改。因此，这种类型的所有修改将落入附带的权利要求所限定的呼吸辅助设备以及方法的范围内。