ES2985195T3 - Aparato de asistencia respiratoria - Google Patents

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ES2985195T3 ES21178640T ES21178640T ES2985195T3 ES 2985195 T3 ES2985195 T3 ES 2985195T3 ES 21178640 T ES21178640 T ES 21178640T ES 21178640 T ES21178640 T ES 21178640T ES 2985195 T3 ES2985195 T3 ES 2985195T3
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flow
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Dean Barker
Mikael Stewart
Peter Hawkins
Kevin O'donnell
Russel Burgess
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Fisher and Paykel Healthcare Ltd
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Abstract

Un aparato de asistencia respiratoria (10) configurado para proporcionar una corriente de gases calentada y humidificada, que comprende: una carcasa principal (26, 28) que comprende: una o más entradas de gases configuradas para recibir uno o más gases para formar una corriente de gases; una unidad sopladora configurada para presurizar la corriente de gases; una unidad de humidificación (15) configurada para calentar y humidificar la corriente de gases; una salida de gases (12) que sigue a la unidad sopladora y la unidad de humidificación para la corriente de gases; y un conjunto de sensores (60) en una trayectoria de flujo (54, 56) de la carcasa principal, comprendiendo el conjunto de sensores una carcasa de sensores que es un componente modular y está montada de forma liberable dentro de la trayectoria de flujo, y en donde la carcasa de sensores comprende un sistema de sensor de composición de gas por ultrasonidos para detectar una o más concentraciones de gas dentro de la corriente de gases. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Aparato de asistencia respiratoria
Antecedentes de la invención
Campo de la invención
Esta invención está relacionada con un aparato de asistencia respiratoria que proporciona una corriente de gases calentados y humidificados a un usuario con fines terapéuticos. En particular, aunque no exclusivamente, el aparato de asistencia respiratoria puede proporcionar asistencia respiratoria a pacientes o usuarios que requieran un suministro de gases calentados y humidificados para terapias respiratorias, tales como terapia de humidificación respiratoria, oxigenoterapia de alto flujo, terapias de presión positiva de las vías respiratorias (PAP por Positive Airway Pressure), incluyendo terapia CPAP, terapia Bi-PAP y terapia OPAP, y típicamente para el tratamiento de enfermedades tales como la Apnea Obstructiva del Sueño (Obstructive Sleep Apena, OSA), ronquidos o Enfermedad Pulmonar Obstructiva Crónica (Chronic Obstructive Pulmonary Disease, EPOC).
Descripción de la técnica relacionada
Los dispositivos o sistemas de asistencia respiratoria para proporcionar un flujo de gases humidificados y calentados a un paciente con fines terapéuticos son bien conocidos por los expertos en la técnica. Los sistemas para proporcionar terapia de este tipo (por ejemplo, humidificación respiratoria) tienen típicamente una estructura en la que los gases son suministrados a una cámara humidificadora desde una fuente de gases, como un soplador (también conocido como compresor, una unidad de respiración asistida, una unidad de ventilador, un generador de flujo o un generador de presión). A medida que los gases pasan sobre el agua caliente, o a través del aire calentado y humidificado en la cámara humidificadora, se saturan con vapor de agua. Los gases calentados y humidificados son suministrados entonces a un usuario o paciente corriente abajo desde la cámara humidificadora, mediante un conducto de gases y una interfaz de usuario.
En una forma, tales sistemas de asistencia respiratoria pueden ser sistemas modulares que comprenden una unidad humidificadora y una unidad sopladora, que son elementos (modulares) separados. Los módulos están conectados en serie mediante conductos de conexión para permitir a los gases pasar desde la unidad sopladora a la unidad humidificadora. Por ejemplo, la Figura 1 muestra una vista esquemática de un usuario 1 que recibe una corriente de aire calentado y humidificado desde un sistema modular de asistencia respiratoria. Se proporciona aire presurizado desde una unidad de respiración asistida o unidad sopladora 2a mediante un conducto conector 10 a una cámara humidificadora 4a. La corriente de aire humidificado, calentado y presurizado sale de la cámara de humidificación 4a mediante un conducto de usuario 3, y es proporcionada al paciente o usuario 1 mediante una interfaz de usuario 5.
En una forma alternativa, los sistemas de asistencia respiratoria pueden ser sistemas integrados en los que la unidad sopladora y la unidad humidificadora están contenidas dentro de la misma carcasa. Un sistema integrado típico consiste en una unidad sopladora principal o unidad de respiración asistida, que proporciona un flujo de gases presurizados, y una unidad humidificadora que está acopla con, o conectada rígidamente de otro modo, a la unidad sopladora. Por ejemplo, la unidad humidificadora está acoplada a la unidad sopladora mediante una conexión deslizable o por empuje, lo que garantiza que la unidad humidificadora está conectada rígidamente y sujeta firmemente en su lugar en la unidad sopladora principal. La Figura 2 muestra una vista esquemática del usuario 1 que recibe aire calentado y humidificado desde un sistema de asistencia respiratoria integrado 6. El sistema funciona del mismo modo que el sistema modular que se muestra en la Figura 1, excepto que la cámara de humidificación 4b ha sido integrada en la unidad sopladora para formar el sistema integrado 6.
La interfaz de usuario 5 que se muestra en las Figuras 1 y 2 es una mascarilla nasal, que cubre la nariz del usuario 1. No obstante, debe tenerse en cuenta que, en sistemas de estos tipos, una mascarilla que cubra la boca y la nariz, una mascarilla facial completa, una cánula nasal o cualquier otra interfaz de usuario adecuada podría sustituirse por la mascarilla nasal que se muestra. También podría utilizarse una conexión solo de boca o mascarilla oral. El paciente o extremo del usuario del conducto puede conectarse a un accesorio de traqueotomía, o una intubación endotraqueal.
El documento US 7.111.624 incluye una descripción detallada de un sistema integrado. Una cámara de agua ‘deslizante’ está conectada a una unidad sopladora en uso. Una variación de este diseño es un diseño deslizable o sujeto con pinza, donde la cámara está encerrada dentro de una porción de la unidad integrada en uso. Un ejemplo de este tipo de diseño se muestra en el documento WO 2004/112873, que describe un soplador, o generador de flujo 50, y un humidificador 150 asociado.
El documento US 2011/0120462 describe un sistema de asistencia respiratoria y un método de control de la temperatura de la cámara humidificadora del sistema, para un control preciso de la humedad de la corriente de gases suministrada a un usuario.
El documento US 5.060.506 describe un método y un aparato para monitorizar el contenido de las mezclas binarias de gases utilizando ondas ultrasónicas.
El documento US 2012/0065533 describe un sistema de presión positiva de las vías respiratorias, y en particular un método y sistemas de control de la retención de CO2 del paciente dentro de la mascarilla del paciente.
Para estos sistemas integrados, el modo de funcionamiento más común es el siguiente: el aire es arrastrado por el soplador a través de una entrada en la cubierta que rodea y encierra al menos la porción del soplador del sistema. El soplador presuriza la corriente de aire desde la salida del generador de flujo, y la pasa a la cámara humidificadora. La corriente de aire se calienta y humidifica en la cámara humidificadora, y sale de la cámara humidificadora a través de una salida. Una manguera o conducto flexible está conectado directa o indirectamente a la salida del humidificador, y los gases calentados y humidificados se pasan a un usuario a través del conducto. Esto se muestra esquemáticamente en la Figura 2.
Tanto en los sistemas modulares como integrados, los gases proporcionados por la unidad sopladora se obtienen generalmente de la atmósfera circundante. No obstante, algunas formas de estos sistemas pueden estar configuradas para permitir que un gas suplementario se mezcle con el aire atmosférico para terapias particulares. En tales sistemas, un conducto de gases que suministra el gas suplementario está conectado típicamente o bien directamente a la cámara humidificadora, o bien en otro lugar en el lado de alta presión (salida de flujo) de la unidad sopladora, o alternativamente al lado de entrada de la unidad sopladora, como se describe en el documento WO 2007/004898. Este tipo de sistema de asistencia respiratoria se utiliza generalmente cuando un paciente o usuario requiere oxigenoterapia, suministrándose el oxígeno desde una fuente de gases central. El oxígeno de la fuente de gases se mezcla con el aire atmosféri
En esta memoria descriptiva, donde se hace referencia a memorias descriptivas de patente, otros documentos externos u otras fuentes de información, esto es generalmente con el propósito de proporcionar un contexto para comentar las características de la invención. Salvo que se indique específicamente lo contrario, la referencia a tales documentos externos no debe interpretarse como una admisión de que tales documentos, o tales fuentes de información, en cualquier jurisdicción, son técnica anterior, o forman parte del conocimiento general común en la técnica.
Es un objeto de la presente invención proporcionar un aparato de asistencia respiratoria con una capacidad de detección de la composición del gas mejorada, o al menos proporcionar al público una elección útil.
Sumario de la invención
El alcance de la invención es como se define por las reivindicaciones adjuntas.
En un primer aspecto, la presente invención consiste a grandes rasgos en un aparato de asistencia respiratoria configurado para proporcionar una corriente de gases calentados y humidificados, que comprende: una entrada de gases configurada para recibir un suministro de gases; una unidad sopladora configurada para generar una corriente de gases presurizados a partir del suministro de gases; una unidad de humidificación configurada para calentar y humidificar la corriente de gases presurizados; una salida de gases para la corriente de gases calentados y humidificados; una trayectoria del flujo para la corriente de gases a través del dispositivo respiratorio desde la entrada de gases a través de la unidad sopladora y la unidad de humidificación hasta la salida de gases; un conjunto sensor proporcionado en la trayectoria del flujo antes de la unidad de humidificación, comprendiendo el conjunto sensor un sistema de sensor ultrasónico de la composición del gas, para detectar una o más concentraciones de gas en la corriente de gases.
Preferentemente, el sistema sensor ultrasónico de la composición de gas puede comprender un par de transductores transmisor y receptor, que puede hacerse funcionar para transmitir impulsos acústicos de flujo cruzado desde el transmisor al receptor, a través de la corriente de gases, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor.
En una forma, el par de transductores transmisor y receptor puede estar dispuesto de forma que los impulsos acústicos atraviesen la corriente de gases en un flujo cruzado que esté en una dirección sustancialmente perpendicular a la dirección de flujo de la corriente de gases.
En otra forma, el par de transductores transmisor y receptor puede estar dispuesto de modo que los impulsos acústicos atraviesen la corriente de gases en un flujo cruzado que esté en ángulo pero no perpendicular con respecto a la dirección de flujo de la corriente de gases.
En una forma, el par de transductores transmisor y receptor puede comprender un transductor que está configurado como un transmisor, y un transductor que está configurado como un receptor para transmitir impulsos acústicos unidireccionales.
En otra forma, el par de transductores transmisor y receptor puede comprender un par de transductores transmisorreceptor que están configurados para transmitir impulsos acústicos bidireccionales.
En una forma, el transmisor y el receptor pueden estar alineados entre sí en relación con la dirección de flujo de la corriente de gases, y situados uno frente a otro en lados opuestos de la trayectoria del flujo.
En otra forma, el transmisor y el receptor pueden estar desplazados entre sí en la dirección del flujo de la corriente de gases.
Preferentemente, los impulsos acústicos pueden tener una trayectoria de haz que sea directa entre el transmisor y el receptor. Alternativamente, los impulsos acústicos pueden tener una trayectoria de haz que sea indirecta entre el transmisor y el receptor, y que sufre una o más reflexiones.
En otra forma, el par de transductores transmisor y receptor puede tener la forma de un único transmisor-receptor que está configurado para transmitir impulsos acústicos de flujo cruzado y recibir los impulsos de retorno de eco.
En otra forma, el sistema de sensor ultrasónico de composición del gas puede comprender un par de transductores transmisor y receptor, que pueden hacerse funcionar para transmitir impulsos acústicos de flujo continuo desde el transmisor al receptor, a través de la corriente de gases, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor.
Preferentemente, el aparato de asistencia respiratoria puede comprender además un sistema de control de sensor que está conectado operativamente al par de transductores transmisor y receptor del sistema de sensor ultrasónico de composición del gas, y que está configurado para hacer funcionar el par de transductores para detectar y generar una señal de la velocidad del sonido indicativa de la velocidad del sonido a través de la corriente de gases.
Preferentemente, el sistema de control del sensor está configurado para generar una o más señales de concentración de gas indicativas de la concentración de gas dentro de la corriente de gases, en base al menos a la señal indicativa de la velocidad del sonido en la corriente de gases.
En una forma, el conjunto sensor puede comprender además un sensor de temperatura que está configurado para medir la temperatura de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor, y generar una señal de temperatura representativa, y donde el sistema de control de sensor está configurado para generar una o más señales de concentración del gas indicativas de la concentración del gas dentro de la corriente de gases, en base a la señal de la velocidad del sonido y la señal de temperatura.
En otra forma, el conjunto sensor puede comprender además un sensor de humedad, que está configurado para medir la humedad de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor, y generar una señal de humedad representativa, y donde el sistema de control del sensor está configurado para generar una o más señales de concentración del gas, indicativas de la concentración del gas dentro de la corriente de gases, en base a la señal de la velocidad del sonido y la señal de humedad. A modo de ejemplo, el sensor de humedad puede ser un sensor de humedad relativa o un sensor de humedad absoluta.
En otra forma, el conjunto sensor puede comprender tanto un sensor de temperatura como un sensor de humedad para medir la temperatura y la humedad de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor, y generar señales representativas respectivas de temperatura y humedad, y donde el sistema de control del sensor está configurado para generar una o más señales de concentración del gas indicativas de la concentración del gas dentro de la corriente de gases, en base a la señal de la velocidad del sonido, la señal de temperatura y la de humedad.
Preferentemente, el sistema de control del sensor puede estar configurado para aplicar una corrección de temperatura a la señal de temperatura, para compensar cualquier error de detección de temperatura predicho creado por el calor dentro del dispositivo respiratorio que afecta al sensor de temperatura.
Preferentemente, el conjunto sensor puede comprender además un sensor de caudal que está configurado para detectar el caudal de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor, y generar una señal de caudal representativa; y el sistema puede comprender además: un sensor de velocidad del motor que se proporciona, que está configurado para detectar la velocidad del motor de la unidad sopladora y generar una señal de velocidad del motor representativa, y donde la corrección de temperatura es calculada por el sistema de control del sensor en base al menos a la señal de caudal y/o la señal de velocidad del motor.
En una forma, el sistema de control del sensor puede estar configurado para generar una señal de concentración del gas que representa la concentración de oxígeno en la corriente de gases.
En otra forma, el sistema de control del sensor puede estar configurado para generar una señal de concentración del gas que representa la concentración de dióxido de carbono en la corriente de gases.
Preferentemente, el conjunto sensor puede estar montado de forma desmontable dentro de la trayectoria de flujo.
Preferentemente, la trayectoria del flujo puede estar conformada o configurada para promover el flujo estable de la corriente de gases al menos en una sección o porción de la trayectoria del flujo.
Preferentemente, la trayectoria del flujo puede estar conformada o configurada para promover el flujo estable en una sección o porción de la trayectoria del flujo que contiene el conjunto sensor.
Preferentemente, la trayectoria del flujo puede comprender uno o más directores de flujo en o hacia la entrada de gases. Más preferentemente, cada director de flujo puede tener forma de aleta arqueada.
En una forma, la trayectoria del flujo puede comprender al menos una porción o sección en espiral para facilitar el flujo estable de la corriente de gases. Preferentemente, la trayectoria del flujo puede comprender una sección de entrada que se extiende entre la entrada de gases y la unidad sopladora, y la sección de entrada comprende al menos una porción en espiral.
Preferentemente, el conjunto sensor puede estar localizado en una porción en espiral de la trayectoria del flujo. Más preferentemente, la porción en espiral comprende una o más secciones sustancialmente rectas, y el conjunto sensor está situado en una de las secciones rectas.
Preferentemente, el conjunto sensor puede comprender una carcasa del sensor que comprende un cuerpo principal que es hueco y está definido por paredes periféricas que se extienden entre un primer extremo abierto, y un segundo extremo abierto, para definir así un pasaje de detección en el cuerpo principal entre las paredes, por el que puede fluir la corriente de gases en la dirección de un eje de flujo que se extiende entre el primer y el segundo extremo del cuerpo principal, y donde el par de transductores, transmisor y receptor, están localizados en paredes o lados opuestos del pasaje de detección. Más preferentemente, la carcasa del sensor puede comprender: un cuerpo principal incluyendo dos paredes laterales separadas, paredes superior e inferior que se extienden entre las paredes laterales, para definir el pasaje de detección a lo largo del cuerpo principal entre sus extremos primero y segundo; y un par de conjuntos de montaje del transductor situados en paredes opuestas del cuerpo principal, configurado cada uno para recibir y retener un transductor respectivo del par de transductores, de forma que estén alineados, uno frente al otro, en el pasaje de detección del cuerpo principal.
Preferentemente, la unidad sopladora puede funcionar para generar una corriente de gases en la salida de gases con un caudal de hasta 100 litros por minuto.
En una forma, la entrada de gases puede estar configurada para recibir un suministro de gases comprendiendo una mezcla de aire atmosférico y oxígeno puro desde una fuente de suministro de oxígeno. En otra forma, la entrada de gases puede estar configurada para recibir un suministro de gases comprendiendo una mezcla de aire atmosférico y dióxido de carbono desde una fuente de dióxido de carbono.
Preferentemente, la trayectoria del flujo está en la trayectoria del flujo en masa del aparato.
En un segundo aspecto, la presente invención consiste a grandes rasgos en un conjunto sensor para la detección de la trayectoria del flujo en línea de una corriente de gases en un aparato de asistencia respiratoria que comprende: una carcasa del sensor que incluye un cuerpo principal que es hueco y está definido por paredes periféricas que se extienden entre un primer extremo abierto y un segundo extremo abierto, para definir así un pasaje de detección en el cuerpo principal entre las paredes, a través del cual puede fluir la corriente de gases en la dirección de un eje de flujo que se extiende entre el primer y el segundo extremo del cuerpo principal; un sistema de sensor ultrasónico de composición del gas montado en la carcasa del sensor para detectar una o más concentraciones de gas dentro de la corriente de gases que fluye por el pasaje de detección; un sensor de temperatura montado en la carcasa del sensor para detectar la temperatura de la corriente de gases que fluye por el pasaje de detección; y un sensor de caudal montado en la carcasa del sensor para detectar el caudal de la corriente de gases que fluye por el pasaje de detección.
Preferentemente, la carcasa del sensor puede estar configurada para un acoplamiento desmontable en una abertura de retención complementaria en la trayectoria del flujo del aparato de asistencia respiratoria.
Preferentemente, el sistema de sensor ultrasónico de composición del gas puede comprender un par de transductores, transmisor y receptor, que pueden funcionar para transmitir impulsos acústicos desde el transmisor al receptor, a través de la corriente de gases, en una dirección sustancialmente perpendicular al eje del flujo de la corriente de gases que fluye por el pasaje de detección.
Preferentemente, el par de transductores, transmisor y receptor, pueden estar localizados en paredes o lados opuestos del pasaje de detección.
Preferentemente, el cuerpo principal de la carcasa del sensor puede comprender: dos paredes laterales separadas, y paredes superiores e inferiores que se extienden entre las paredes laterales, para definir el pasaje de detección a lo largo del cuerpo principal entre sus extremos primero y segundo; y un par de conjuntos de montaje de transductor situados en paredes opuestas del cuerpo principal, configurado cada uno para recibir y retener un transductor respectivo del par de transductores, de forma que queden alineados, y uno frente al otro en el pasaje de detección del cuerpo principal.
Preferentemente, el par de conjuntos de montaje del transductor pueden estar localizados en paredes laterales opuestas del cuerpo principal, y donde cada conjunto de montaje de transductor comprende una cavidad de retención donde se recibe y retiene un transductor respectivo del par.
Preferentemente, cada conjunto de montaje de transductor puede comprender una porción de base cilíndrica que se extiende desde una pared lateral respectiva del cuerpo principal, y al menos un par de clips opuestos que se extienden desde la porción de base, y la porción de base y los clips definen colectivamente la cavidad de retención.
Preferentemente, cada pared lateral del cuerpo principal puede comprender una abertura de transductor que está coalineada con su conjunto de montaje de transductor asociado, y a través de la cual se puede extender la cara operativa frontal del transductor para acceder al pasaje de detección.
Preferentemente, los conjuntos de montaje de transductor pueden estar configurados para ubicar sus transductores respectivos de forma que las caras operativas de los transductores estén sustancialmente al ras con la superficie interior de su pared respectiva del cuerpo principal de la carcasa del sensor.
El segundo aspecto de la invención puede tener una cualquiera o más de las características mencionadas respecto al conjunto sensor del primer aspecto de la invención.
La frase "flujo estable", como se utiliza en esta memoria descriptiva y las reivindicaciones, y salvo que el contexto sugiera otra cosa, significa un tipo de corriente de gases, laminar o turbulenta, que promueve o provoca que las propiedades o características del flujo que se mide o detecta, sean sustancialmente invariables en el tiempo, para una serie determinada de condiciones en la escala a la que se miden o detectan las propiedades o características.
Las frases "haz de flujo cruzado" o "flujo cruzado", como se utilizan en esta memoria descriptiva o las reivindicaciones, y salvo que el contexto sugiera otra cosa, significan un impulso o haz ultrasónico que se trasmite en una trayectoria de haz a través o transversalmente a la dirección o eje principal de la trayectoria del flujo de los gases, en lugar de a lo largo de la dirección de la trayectoria principal del flujo de gases. Por ejemplo, un haz de flujo cruzado puede ser transmitido a través de la trayectoria del flujo de gases, en una dirección sustancialmente perpendicular a la dirección o eje principal de la trayectoria del flujo de gases, aunque se pretende que el término cubra también otros ángulos de flujo cruzado
Las frases "haz de flujo continuo" o "flujo continuo", como se utilizan en esta memoria descriptiva y las reivindicaciones, y salvo que el contexto sugiera otra cosa, significan un impulso o haz ultrasónico que se trasmite en una trayectoria de haz a través que está sustancialmente alineada, ya sea forma paralela o coincidente, con la dirección o eje principal de la trayectoria de flujo de los gases, ya se transmita en una dirección que esté con o contra la dirección de flujo de los gases.
El término "comprende", como se utiliza en esta memoria descriptiva y las reivindicaciones, significa "compuesto al menos en parte por". Al interpretar cada afirmación de esta memoria descriptiva y las reivindicaciones que incluye el término "comprende", también pueden estar incluidas características distintas a las que se refiere el término. Términos relacionados, como "comprende" y "comprenden" deben ser interpretados del mismo modo.
Intervalos de números
Debe interpretarse que la referencia a un intervalo de números divulgados aquí (por ejemplo, 1 a 10) incorpora también la referencia a todos los números racionales dentro de dicho intervalo (por ejemplo, 1, 1,1,2, 3, 3,9, 4, 5, 6, 6,5, 7, 8, 9 y 10) y también cualquier intervalo de números racionales dentro de ese intervalo (por ejemplo, 2 a 8, 1,5 a 5,5 y 3,1 a 4,7) y, por tanto, todos los subintervalos de todos los intervalos divulgados expresamente aquí son por el presente divulgados expresamente. Estos son solo ejemplos de lo que se pretende específicamente, y todas las combinaciones posibles de valores numéricos entre el valor más bajo y el valor más alto enumerados deben ser consideradas como expresamente mencionadas en esta aplicación, de forma similar.
Como se emplea aquí, el término "y/o" significa "y" u "o", o ambos.
Como se emplea aquí, "(s)" detrás de un sustantivo significa las formas plural y/o singular del sustantivo.
La invención consiste en lo que antecede, y también considera construcciones de las que a continuación se dan ejemplos solamente.
Breve descripción de las figuras
Las realizaciones preferentes de la invención se describirán solo a título de ejemplo, y con referencia a las figuras, en las que:
La Figura 1 es una vista esquemática de una forma conocida de aparato de asistencia respiratoria, con una unidad sopladora de configuración modular conectada a una unidad humidificadora;
La Figura 2 es una vista esquemática de otra forma conocida de aparato de asistencia respiratoria, en el que la unidad sopladora y la unidad humidificadora están integradas en una sola carcasa principal;
La Figura 3 muestra una vista en perspectiva de la carcasa principal de un aparato de asistencia respiratoria conforme con una realización de la invención;
La Figura 4 muestra una vista lateral en alzado del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 3;
La Figura 5 muestra una vista frontal en alzado del aparato de asistencia respiratoria desde la dirección A en la Figura 4;
La Figura 6 muestra una vista posterior en alzado del aparato de asistencia respiratoria desde la dirección B de la Figura 4;
La Figura 7 muestra una vista inferior del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 3;
La Figura 8 muestra una vista en planta del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 3;
La Figura 9 muestra una vista en perspectiva del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 3, con una pieza superior de la carcasa principal retirada y exponiendo la circuitería de control electrónico y el compartimento de la unidad sopladora;
La Figura 10 muestra una vista en perspectiva del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 9 con la circuitería de control electrónico, la cubierta de la unidad sopladora exterior, y otros componentes retirados descubriendo el lado superior de la cubierta del soplador interior para el motor y el impulsor;
La Figura 10A muestra una vista en perspectiva del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 3, con una parte inferior de la carcasa principal y el compartimento de base retirados y mostrando la parte inferior de la cubierta exterior principal de la unidad sopladora y la cubierta del soplador interior;
La Figura 11 muestra una vista en perspectiva del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 10, con la cubierta interior del soplador y el conector de entrada de la cámara de humidificación retirados dejando al descubierto el lado superior del compartimento de base de la carcasa principal;
La Figura 12 muestra una vista en perspectiva del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 11, con la parte inferior de la carcasa principal retirada y descubriendo el compartimento de base y el compartimento de la unidad humidificadora;
La Figura 13 muestra una vista en planta del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 12;
La Figura 14 muestra una vista en alzado de la parte trasera del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 12 desde la dirección C;
La Figura 15 muestra una vista inferior del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 12, y mostrando un conjunto sensor y una primera realización de una sección de entrada de la trayectoria de flujo de la corriente de gases, con una trayectoria de flujo en espiral;
La Figura 16 muestra una vista en perspectiva de la parte inferior del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 12;
La Figura 17 muestra una vista en perspectiva de un primer plano de la parte inferior del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 12, y en particular una porción de la sección de entrada de la trayectoria de flujo de la corriente de gases y el conjunto sensor;
La Figura 18A muestra una vista inferior del aparato respiratorio de la Figura 12, presentando un conjunto sensor y una segunda realización de una sección de entrada de la trayectoria de flujo de la corriente de gases con una trayectoria de flujo directa;
La Figura 18B muestra una vista en alzado de la parte trasera del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 18A con la trayectoria de flujo de entrada directa;
La Figura 18C muestra una vista en perspectiva de la parte inferior del aparato de asistencia respiratoria de la Figura 18A;
La Figura 19 muestra una vista en perspectiva de una carcasa de un conjunto sensor conforme con una realización de la invención;
La Figura 20 muestra una vista en perspectiva de la carcasa del conjunto sensor de la Figura 19, con una disposición de sensores montados en la carcasa;
La Figura 21 muestra una vista inferior de la carcasa del conjunto sensor de la Figura 19;
La Figura 22 muestra una vista en planta de la parte superior de la carcasa del conjunto sensor de la Figura 19;
La Figura 23 muestra una vista lateral en alzado de la carcasa del conjunto sensor de la Figura 19;
La Figura 24 muestra una vista del extremo en alzado de la carcasa del conjunto sensor de la Figura 19;
La Figura 25 muestra un diagrama de bloques de un sistema de control del sensor del aparato de asistencia respiratoria conforme con una realización de la invención;
Las Figuras 26A-26E muestran diagramas esquemáticos de varias configuraciones de transductor ultrasónico para el conjunto sensor utilizando haces de flujo cruzado; y
Las Figuras 27A-27C muestran diagramas esquemáticos de varias configuraciones de transductor ultrasónico para el conjunto sensor utilizando haces de fuljo continuo.
Descripción detallada de las realizaciones preferidas
Visión general
Esta invención se refiere principalmente a un conjunto sensor y una circuitería de control del sensor asociado, para detectar diversas características de una corriente de gases que fluye en un aparato de asistencia respiratoria. A modo de ejemplo, se describirá una realización del conjunto sensor y el sistema de control del sensor, con referencia a un aparato de asistencia respiratoria del tipo de sistema integrado, en el que la unidad sopladora está integrada con la unidad de humidificación en una sola carcasa. No obstante, se apreciará que el conjunto sensor y el sistema de control del sensor asociado pueden implementarse en un sistema de aparato de asistencia respiratoria de tipo modular, en el que la unidad de humidificación está separada de la unidad sopladora.
Además, la realización que se describe es con referencia a un aparato de asistencia respiratoria que se utiliza particularmente en la terapia de humidificación y oxigenoterapia de alto flujo, en la que la corriente de gases puede ser considerada una mezcla de gases binaria de aire atmosférico mezclado con oxígeno suplementario (O2), de forma que la fracción del oxígeno de la corriente de gases suministrada al usuario final tiene un fracción del oxígeno aumentada en relación con el aire atmosférico. En la técnica, suplementar o mezclar los gases atmosféricos con otro gas se conoce como "aumento", y se utiliza típicamente para variar la concentración de un gas en particular, como oxígeno o nitrógeno, en relación con su concentración en el aire atmosférico.
Se apreciará que el conjunto sensor y la circuitería de detección se pueden implementar alternativamente en otros aparatos de asistencia respiratoria que están particularmente configurados para o controlados para su uso en otras terapias respiratorias, como son las terapias PAP, tanto si tales sistemas suministran una corriente de gases presurizados del aire atmosférico solo, como aire atmosférico aumentado con otro gas en particular, como oxígeno o nitrógeno. Se apreciará que mientras el conjunto sensor y el sistema de control del sensor están principalmente configurados para detectar la fracción del oxígeno de una mezcla de gases binaria, comprendiendo gases atmosféricos aumentados con oxígeno, el conjunto sensor y el sistema de control del sensor pueden estar también configurados o adaptados para detectar las características de una corriente de gases que comprende otras mezclas de aire aumentadas o mezclas de gases binarias, como aire atmosférico aumentado con nitrógeno (N2) de un suministro de nitrógeno, o aumentado con dióxido de carbono (CO2) de un suministro de dióxido de carbono, o cualquier otro gas suplementario adecuado, o helio aumentado con oxígeno, o cualquier otra mezcla de gases binaria adecuada.
Aparato de asistencia respiratoria integrado para terapia de alto flujo de oxígeno y humidificación
Con referencia a la Figura 3, se muestra la carcasa principal del aparato de asistencia respiratoria integrado 10 (dispositivo respiratorio) conforme con una realización de la invención. El dispositivo respiratorio 10 comprende una unidad sopladora que genera una corriente de gases presurizados o de alto flujo, que se calienta y humidifica mediante una unidad de humidificación del modo previamente descrito. Aunque no se muestra en la Figura 3, la corriente de gases generada por el dispositivo respiratorio 10 es suministrada típicamente al paciente mediante una interfaz de paciente que comprende típicamente un conducto o tubo de suministro flexible, que está conectado por un extremo a una salida de gases 12 del dispositivo respiratorio 10, y por el otro, a una interfaz de usuario, que es típicamente una cánula nasal, o puede ser alternativamente una mascarilla nasal, una mascarilla completa, un accesorio de traqueotomía o cualquier otra interfaz de usuario adecuada.
En esta realización, el dispositivo respiratorio 10 está provisto de una unidad de humidificación 15 del tipo descrito previamente con referencia a la Figura 2, como ejemplo. La unidad de humidificación 15 comprende una cámara de agua de humidificación 17 y una placa calentadora 19, instaladas en un compartimento de la unidad de humidificación, indicado generalmente en 14, localizado en o hacia el extremo frontal 11 de la carcasa principal. Con referencia a las Figuras 3 y 5, la cámara de humidificación 17 está provista de un orificio de entrada 16 y un orificio de salida 18, para conectar la cámara a la trayectoria de flujo del dispositivo respiratorio cuando está instalado. Por ejemplo, el orificio de entrada 16 está conectado a la trayectoria de flujo después de la unidad sopladora, de forma que la cámara de humidificación 17 recibe una corriente de gases presurizados o de alto flujo a través de la entrada desde la unidad sopladora situado en o hacia el extremo posterior 13 de la carcasa principal. Una vez calentada y humidificada, la corriente de gases sale de la cámara de humidificación a través de su orificio de salida 18, que está conectado fluidamente a la salida de gases 12 del dispositivo respiratorio 10.
Con referencia a la Figura 6, se muestra un conjunto de entrada de gases 20 del dispositivo respiratorio 10 en el extremo posterior 13 de la carcasa principal. En esta realización, el conjunto de la entrada de gases 20 comprende uno o más respiraderos 22 de entrada de aire atmosférico, por los que el aire atmosférico ambiental es arrastrado dentro del dispositivo por la unidad sopladora, y una entrada de conexión de gas suplementario 24, que puede estar conectada a un suministro de gases central de un gas suplementario, como un flujo de oxígeno para mezclarse con el aire atmosféri
gas binaria de aire y oxígeno es arrastrada o succionada por la unidad sopladora, y presurizada formando una corriente de gas de un caudal deseado, para su posterior suministro a la unidad de humidificación, donde es calentada y humidificada antes del suministro al usuario final a través de una interfaz de paciente, para completar el circuito respiratorio.
Volviendo a la Figura 3, en esta realización la carcasa principal del dispositivo respiratorio 10 es una construcción de dos partes, comprendiendo una parte de carcasa inferior 26 que está acoplada o ajustada de forma desmontable a una parte de carcasa superior 28, y que cuando se montan juntas forman la carcasa o cubierta principal completa, que contiene la unidad sopladora y proporciona el compartimento de la unidad de humidificación para recibir la cámara de humidificación. No obstante, se apreciará que pueden emplearse alternativamente una construcción de carcasa multipiezas de más de dos piezas, o una carcasa principal integral única. En esta realización, las partes de la carcasa están moldeadas en plástico, pero se apreciará que uno o más componentes o partes de la carcasa pueden estar formados de otros materiales si se desea.
Con referencia a la Figura 7, se muestra la base principal o porción inferior 26a de la parte baja de la carcasa 26. Con referencia a la Figura 8, se proporciona una interfaz de control de usuario 30 en la porción superior principal 28a de la parte superior de la carcasa 28, que puede comprender controles del usuario y/o un monitor para el usuario, para controlar el dispositivo respiratorio 10.
Con referencia a la Figura 9, se muestra el dispositivo respiratorio 10 con la parte superior de la carcasa 28 retirada y exponiendo la cubierta principal o exterior de la unidad sopladora 32 del compartimento de la unidad sopladora, que en esta realización está alojado y situado hacia el extremo posterior 13 de la carcasa principal. También en la Figura 9 se ve una placa de circuitos impresos 31, que comprende la electrónica del sistema de control del dispositivo respiratorio 10 y que está montada junto a la cubierta de la unidad sopladora 32. También se muestran más claramente los conectores y/o conductos 23, 25 que conectan fluidamente los orificios de entrada 16 y de salida 18 de la cámara de humidificación 17 a la unidad sopladora y la salida de gases 12, respectivamente. La Figura 10 muestra la cubierta interior del soplador 34, que aloja el motor y el impulsor de la unidad sopladora. La salida de gases de la unidad sopladora está indicada generalmente en 35. La cubierta interior del soplador 34 está montada o alojada dentro de la cubierta principal de la unidad sopladora 32, que se muestra en la Figura 9.
Con referencia a la Figura 10A, puede verse más claramente la salida de gases 35 de la unidad sopladora. La unidad sopladora está también provista de una abertura o orificio de entrada de gases central 37, a través de la cual los gases son arrastrados por el impulsor giratorio de la unidad sopladora. En esta realización, el orificio de entrada 37 de la unidad sopladora está conectado fluidamente por una trayectoria de flujo al conjunto de la entrada de gases 20.
Con referencia a la Figura 11, un compartimento base 36 está situado bajo la unidad sopladora en o hacia el extremo posterior 13 de la carcasa principal. En esta realización, el compartimento base 36 está montado en o dentro de la parte inferior de la carcasa 26. El compartimento base 36 comprende un orificio o abertura de salida 38 en su parte superior o tapa 36a, que está conectado fluidamente mediante conducto y/o conectores al orificio de entrada 37 de la unidad sopladora, de forma que, cuando funciona, la corriente de gases fluye a través en la unidad sopladora desde el compartimento de base 36 tras entrar en el conjunto de la entrada de gases 20. La Figura 12 muestra el compartimento de base 36 más claramente, con la parte inferior de la carcasa 26 de la carcasa principal omitida de la imagen. El compartimento de la unidad de humidificación 14 resulta también más claramente visible en la Figura 12.
Trayectoria del flujo de la corriente de gases
En funcionamiento, el flujo o corriente de gases es transportado desde el conjunto de la entrada de gases 20 a la salida de gases 12, a través de una trayectoria de flujo a través del dispositivo respiratorio 10. En esta realización, la trayectoria de flujo comienza en el conjunto de la entrada de gases 20, donde la corriente de gases, como aire atmosférico mezclado con oxígeno suplementario, entra en el dispositivo respiratorio 10, y es canalizada o transportada a través de una sección de entrada de la trayectoria del flujo en el compartimento de base 36, antes de penetrar en el compartimento de la unidad sopladora por encima. Al salir de la sección de entrada de la trayectoria del flujo, la corriente de gases entra en la unidad sopladora, donde los gases son presurizados o acelerados en una corriente de gas de alto flujo con un caudal controlable, lo que es típicamente de alto flujo para las terapias de humidificación de alto flujo. En tales aplicaciones, el caudal puede oscilar de aproximadamente 1 l/min, a aproximadamente 100 l/min, y más preferentemente de aproximadamente 2 l/min a aproximadamente 60 l/min. La trayectoria del flujo sale de la unidad sopladora y entra en la unidad de humidificación conectada fluidamente (ej., a través de conductos y/o conectores y/o orificios), en la que la corriente de gases es calentada y humidificada. La trayectoria del flujo termina con la corriente de gases que es transportada desde la salida 18 de la unidad de humidificación a la salida de gases 12 del dispositivo respiratorio 10.
Se apreciará que determinadas porciones o secciones de la trayectoria del flujo de la corriente de gases pueden estar totalmente selladas, por ejemplo, la trayectoria del flujo tras la unidad de humidificación. Adicionalmente, la trayectoria del flujo puede estar también sellada entre la unidad de humidificación y la unidad sopladora, y la sección de entrada de la trayectoria del flujo anterior a la unidad sopladora opcionalmente puede estar también sustancialmente sellada en una porción importante tras el conjunto de entrada de gases 20. Se apreciará que la trayectoria de flujo para el transporte de la corriente de gases puede estar definida por conductos, orificios y/o conectores conectando fluidamente varios componentes, como la unidad sopladora a la unidad de humidificación, y/o generalmente por la formación de la carcasa y las cubiertas en el dispositivo respiratorio, que puede ser configurado con canales o pasos cerrados, por ejemplo, formados por paredes o superficies internas, para dirigir la corriente de gases a través del dispositivo respiratorio.
Trayectoria de flujo de entrada en espiral - primera realización
La Figura 14 muestra la abertura de entrada 58 formada en la parte posterior del compartimento de base 36. La apertura de entrada 58 está situada tras el conjunto de entrada de gases 20. Con referencia a la Figura 15, se describirá una primera realización de la sección de entrada de la trayectoria del flujo de la corriente de gases. La sección de entrada de la trayectoria del flujo de la corriente de gases se proporciona en el compartimento de base 36 de la carcasa principal, y se extiende desde el conjunto de la entrada de gases 20 en la parte posterior del dispositivo respiratorio 10, al orificio de salida 38 del compartimento de base, antes de entrar en el orificio de entrada 37 de la unidad sopladora más arriba. Como se muestra en la Figura 15, la sección de entrada de la trayectoria del flujo, como se muestra generalmente, sigue la trayectoria indicada con flechas XX.
En esta realización, al menos una porción de la sección de entrada de la trayectoria del flujo está formada o configurada para facilitar un flujo de aire estable al llegar al orificio de salida 38, y antes de entrar en el compartimento de la unidad sopladora a través del orificio de salida 38. El flujo de aire estable ayuda a reducir el ruido y aumenta la precisión de las características del gas detectadas, medidas por el conjunto sensor en la zona del sensor de la trayectoria del flujo. En esta realización, el flujo estable es creado o proporcionado al menos por una porción de la sección de entrada de la trayectoria del flujo que está en espiral, o que proporciona un curso o trayectoria en espiral. Por ejemplo, como se muestra en la Figura 15, al menos una porción de la trayectoria del flujo indicada por flechas XX tiene forma de una trayectoria que se estrecha gradualmente. Las frases "en espiral" o "espiral" significan cualquier forma de trayectoria de flujo que es continua y gradualmente gira sobre sí misma desde un punto de partida a un punto final, con uno o múltiples giros. Se pretende cubrir cualquier trayectoria en espiral uniforme o no uniforme, con una curva continua y que se estrecha gradualmente de un radio que se reduce, respecto a un punto o eje central, donde el índice de reducción del radio puede ser constante o variable, o una trayectoria en espiral de forma arbitraria como se muestra en la Figura 14, donde la trayectoria del flujo gira sobre sí misma (es decir, al menos un giro), de forma que la trayectoria discurre en espiral hacia un punto de referencia situado dentro del giro más exterior, tanto si el punto de referencia está situado centralmente como si no.
La porción en espiral de la trayectoria del flujo forma una parte importante de la sección de entrada completa de la trayectoria del flujo, o alternativamente puede constituir una parte menor de la sección de entrada de la trayectoria del flujo, dependiendo de los requisitos de diseño. En esta realización, la porción en espiral de la trayectoria del flujo empieza en aproximadamente donde se indica en 42, y termina justo sobre un giro en espiral hacia dentro en aproximadamente donde se indica en 44. La sección de entrada de la trayectoria del flujo empieza en una zona de entrada con una sección o porción inicial indicada generalmente en 46, antes del inicio 42 de la porción en espiral, y luego acaba en una sección o porción final indicada generalmente en 48 después del extremo 44 de la porción en espiral. En esta realización, la porción final de la sección de entrada de la trayectoria del flujo tiene forma de una trayectoria del flujo que se ensancha gradualmente, que se abre a una zona de transición 48 más amplia dentro de la cual está ubicado el orificio de salida 38 de la unidad sopladora. La zona de transición 48 comprende una pared perimetral sustancialmente curvada, que puede conformar sustancialmente al menos una porción de la circunferencia de un círculo, o que tiene otra forma curvada o cóncava vista en planta. En la Figura 15, la sección de pared perimetral circular de la zona de transición se define entre 50 y 52 en torno al punto central Y en la zona de transición 48. La forma de la pared en la zona de transición está configurada para continuar facilitando el flujo estable de la corriente de gases cuando sale de la sección de entrada de la trayectoria del flujo y entra en la unidad sopladora.
Como se ha descrito previamente, la trayectoria del flujo en el dispositivo respiratorio 10 puede tener la forma de una combinación de conducto o tubo o la carcasa o las cubiertas del dispositivo respiratorio, incluyendo conectores, orificios y/u otros acoplamientos que conectan fluidamente las diversas secciones de la trayectoria de flujo. En esta realización, la sección de entrada de la trayectoria del flujo está definida sustancialmente por dos paredes 54 y 56 que se coextienden, que están separadas entre sí y que quedan dentro del compartimento de base para formar un conducto, canal o pasaje cerrados por paredes superiores e inferiores o superficie que se extienden horizontalmente, como la tapa superior 36a del compartimento de base, y la base o porción inferior 26a de la parte inferior de la carcasa 26 de la carcasa principal (ver Figura 7). Como se muestra en esta realización, las paredes 54, 56 son verticales y se extienden sustancialmente de forma perpendicular o vertical en relación con la tapa superior 36a, sustancialmente horizontal, del compartimento de base y la porción inferior 26a de la parte inferior de la carcasa 26. Se apreciará que la trayectoria del flujo definida por las paredes que se coextienden 54 y 56, pueden ser cerradas desde arriba y/o desde abajo por una o más placas planas o miembros. En esta realización, la trayectoria del flujo, al menos dentro de la porción en espiral de la sección de entrada, tiene una forma de sección transversal sustancialmente rectangular o cuadrada, aunque se apreciará que esto no es esencial. En realizaciones alternativas, la trayectoria del flujo puede estar configurada para tener cualquier otra forma de sección transversal, incluyendo circular, ovalada u otras, y la forma puede ser uniforme a lo largo de la trayectoria del flujo, o puede variar entre dos o más formas y/o tamaños. También se apreciará que la sección de entrada, y en particular la porción en espiral de la sección de entrada de la trayectoria del flujo puede estar formada a partir de un conducto o tubo conformado de forma rígida, que está formado para extenderse en la forma espiral deseada.
En esta realización, el área de la sección transversal de la porción en espiral de la sección de entrada de la trayectoria del flujo es sustancialmente uniforme a lo largo de la porción en espiral, aunque en realizaciones alternativas el área de la sección transversal puede no ser uniforme a lo largo de la porción en espiral. En particular, en esta realización la anchura (W) entre las paredes que se coextienden 54 y 56, es sustancialmente constante en la porción en espiral de la sección de entrada, pero en realizaciones alternativas puede variar a lo largo de la porción en espiral, si se desea. Con referencia a la Figura 17, la altura (H) de las paredes es también preferentemente constante a lo largo al menos de la porción en espiral de la sección de entrada de la trayectoria del flujo, pero puede estar configurada para variar en otras realizaciones si se desea.
En esta realización, toda la sección de entrada de la trayectoria del flujo se extiende sustancialmente dentro del mismo plano, en el compartimento de base 36, de forma que no hay desviación o desplazamiento vertical de la trayectoria del flujo dentro de la sección de entrada, y al menos dentro de la porción en espiral de la sección de entrada, hasta que la trayectoria del flujo transiciona al orificio de salida 38, donde se extiende verticalmente hacia arriba hasta la cubierta de la unidad sopladora 32 sobre el compartimento de base 36.
En esta realización, hay una sola porción en espiral situada sustancialmente antes de la zona de transición de la trayectoria del flujo donde este entra en el compartimento de la unidad sopladora 32. No obstante, en realizaciones alternativas, se apreciará que la trayectoria del flujo puede comprender dos o más porciones en espiral separadas situadas en serie en la trayectoria del flujo. Si hay diversas porciones en espiral, pueden estar todas situadas antes de la unidad sopladora, o en la trayectoria del flujo después de la unidad sopladora, antes de la unidad de humidificación, o alternativamente, al menos se puede proporcionar una porción en espiral en cada región. En la realización preferida, la porción o porciones en espiral se proporcionan preferentemente antes de que la trayectoria del flujo entre en la unidad de humidificación, y más preferentemente, antes de que la trayectoria del flujo entre en la unidad sopladora, o cualquier otra sección de la trayectoria del flujo en la que la facilitar un flujo estable sea positivo para la reducción del ruido o la precisión de la detección de las características de la corriente de gases.
Conjunto sensor
Con referencia a las Figuras 15-17, el dispositivo respiratorio 10 comprende un conjunto sensor 60 localizado o situado en línea con la trayectoria de flujo antes de la unidad de humidificación, para detectar diversas características o parámetros de la corriente de gases. En esta realización, el conjunto sensor 60 se proporciona en una zona de sensor de la sección de entrada de la trayectoria del flujo, y preferentemente dentro de la porción en espiral de la sección de entrada de la trayectoria del flujo, cuando la corriente de gases tiene características de flujo estables. El conjunto sensor 60 comprende una carcasa del sensor como se muestra en las Figuras 16 y 17, que está configurada o dispuesta para recibir y retener uno o más sensores o componentes de sensor o disposiciones de sensor, para detectar o determinar una o más de las características de la corriente de gases que fluye por la trayectoria del flujo. Las Figuras 16 y 17 muestran la carcasa del conjunto sensor 60 sin ningún sensor para mayor claridad. La carcasa y los sensores se expondrán en más detalle con referencia a las Figuras 19-24.
En esta realización, la carcasa del sensor es un componente modular que está asegurado, montado, acoplado, retenido o encajado de forma desmontable dentro de la trayectoria del flujo, para que pueda ser extraído si se desea para su sustitución, mantenimiento o reparación. En esta realización, las paredes 56 y 54 de la trayectoria del flujo en la sección de entrada son discontinuas en una sección sustancialmente recta 61 de la trayectoria del flujo, para proporcionar así una ranura, abertura, rebaje o hueco de recepción o de montaje dentro del cual puede recibirse y retenerse la carcasa del sensor del conjunto sensor 60. Cuando está instalada, la carcasa del conjunto sensor cierra la ranura de retención proporcionada por las paredes discontinuas 54, 56, para completar la trayectoria del flujo. Con esta configuración, el conjunto sensor 60 está configurado para proporcionar la detección de una o más características del flujo de gases en el flujo global o trayectoria de flujo primaria del dispositivo respiratorio. En otras palabras, el conjunto sensor 60 no está localizado en una cámara separada o trayectoria del flujo secundaria en relación con la trayectoria del flujo global o primario a través del dispositivo respiratorio.
En esta realización, la carcasa del sensor está configurada para ser recibida y retenida dentro de la abertura de montaje de la trayectoria del flujo a través de un ajuste de fricción. No obstante, se apreciará que cualquier otra configuración de montaje o sistema de retención desmontable puede ser usado alternativamente, incluyendo un sistema de clip, sistema de pestillo, de ajuste a presión o cualquier otra configuración desmontable.
El conjunto sensor 60 puede estar configurado o adaptado para montar uno o más sensores, para detectar una o más características del flujo de gases en la trayectoria del flujo. Cualquier sensor adecuado puede ser montado en la carcasa del sensor, como se apreciará. En esta realización, el conjunto sensor comprende al menos un sensor de composición del gas, para detectar o medir la composición del gas, o la concentración de uno o más gases en la corriente de gases. En esta realización, el sensor de composición del gas es en forma de un sistema sensor ultrasónico de composición del gas, que utiliza ondas ultrasónicas o acústicas para determinar las concentraciones del gas. En particular, el sensor ultrasónico de composición del gas utiliza la detección o análisis binario de gas para determinar las concentraciones de gas relativas de dos gases en una mezcla de gas binaria. En esta realización, el sensor de composición del gas está configurado para medir la fracción del oxígeno en el flujo de la corriente de gases global, compuesto por aire atmosférico aumentado con oxígeno suplementario, que es esencialmente una mezcla de gas binaria de nitrógeno (N2) y oxígeno (O2). También se apreciará que el sensor ultrasónico de concentración de gas puede estar configurado para medir las concentraciones de gas de otros gases de aumento que se hayan mezclado con el aire atmosférico en la corriente de gases, incluyendo nitrógeno (N2) y dióxido de carbono (CO2), o cualquier otra proporción de dos gases. Por ejemplo, el sensor ultrasónico de concentración de gas puede estar configurado para medir el dióxido de carbono (CO2) y suministrar al paciente niveles controlados de dióxido de carbono para controlar el patrón de respiración del paciente. Ajustando los niveles de dióxido de carbono del paciente, se puede controlar su respiración Cheyne-Stokes. Controlar el patrón de respiración del paciente puede ser útil en algunas situaciones, como en el entrenamiento de atletas, para simular condiciones de gran altitud.
Como se ha descrito previamente, en esta realización, el dispositivo respiratorio 10 comprende un conjunto de entrada de gases 20 que está configurado para recibir aire atmosférico ambiental y un gas suplementario, como es el oxígeno, procedente de una línea de suministro de oxígeno o una botella de gas. No obstante, se apreciará que el suministro de aire no tiene necesariamente que ser ambiental, y que puede ser suministrado al conjunto de entrada de gases desde una línea de suministro de aire o una botella de gas. Además, se apreciará que el dispositivo respiratorio 10 no tiene que recibir necesariamente un suministro de aire. El dispositivo respiratorio 10 puede estar configurado para recibir un suministro de dos o más gases adecuados para la mezcla y posterior suministro al usuario final, a través de una interfaz de paciente. Los gases pueden ser suministrados al conjunto de entrada de gases del dispositivo respiratorio por cualquier medio adecuado, incluyendo líneas centrales de suministro de gases, botellas de gas u otras.
En esta realización, el conjunto sensor 60 comprende también un sensor de temperatura que está configurado para medir la temperatura de la corriente de los gases, y un sensor de caudal que está configurado para detectar el caudal de la corriente de gases en la trayectoria del flujo.
Trayectoria del flujo de entrada directa - segunda realización
Con referencia a las Figuras 18A-18C, se describirá una segunda realización de la sección de entrada de la trayectoria del flujo de la corriente de gases en el compartimento 36. Los números de referencia iguales en las figuras representan componentes iguales respecto a la trayectoria del flujo de entrada en espiral de la primera realización, descritos con referencia a las Figuras 14-17. En esta segunda realización, la sección de entrada de la trayectoria del flujo es una trayectoria de flujo más corta y más directa entre la abertura de entrada 58 y el orificio de salida 38 del compartimento de base 36. La trayectoria del flujo más corta y más directa reduce el tiempo de permanencia del gas en el compartimento de base, lo que disminuye el calentamiento del gas causado por los componentes electrónicos circundantes.
En esta realización, la trayectoria del flujo de entrada puede estar definida por tres zonas principales o regiones que se extienden entre la abertura de entrada 58 y el orificio de salida 38. Las tres regiones son una zona de entrada 39, una zona de sensor 41, y una zona de transición 43.
Con referencia a la Figura 18A, la zona de entrada o región 39, se extiende entre la abertura de entrada 58 y aproximadamente la línea de transición EE antes de la zona de sensor 41. En esta realización la zona de entrada 39 de la trayectoria del flujo de entrada está definida entre dos paredes 45, 47, que se extienden desde a o hacia la abertura de entrada 58 y a través del conjunto sensor 60. En esta realización, el área de la sección transversal de la zona de entrada 39 disminuye o se reduce gradualmente desde la abertura de entrada 58 hacia la línea de transición EE a la zona del sensor 41, de forma que el perfil de las paredes en la zona de entrada tiene una configuración tipo embudo. Por ejemplo, las paredes laterales 45 y 47 tienen un desplazamiento más amplio entre sí en la abertura de entrada 58, en relación con su desplazamiento entre sí en o hacia la línea de transición EE. En otras palabras, esta distancia o desplazamiento entre las paredes laterales 45,47 se reduce desde la abertura de entrada 58 a la línea de transición EE, de forma que la zona de entrada 39 comienza con una amplia abertura de entrada 58, y la trayectoria de flujo se estrecha progresivamente hacia la línea de transición EE antes de la zona del sensor 41. Esta configuración tipo embudo de la zona de entrada crea un flujo de corriente acelerado que facilita un flujo de gas más estable en la siguiente zona del sensor.
Opcionalmente, la zona de entrada 39 puede estar provista de uno o más directores de flujo 49. En esta realización, la zona de entrada 39 comprende una curva, ya que no es una trayectoria de flujo recta directamente desde el conjunto de entrada de gases a la zona del sensor, y esto puede generar un flujo o gradiente de velocidad desigual en la trayectoria del flujo de entrada, en una o más regiones de la trayectoria del flujo de entrada. Para contrarrestar esto, la zona de entrada 39 está provista de una pluralidad de directores de flujo 49, en forma de aletas arqueadas o curvadas (que se ven más claramente en la Figura 18C), configuradas o provistas de un perfil o forma que ayuda a facilitar un flujo de aire uniforme en la zona del sensor 41, que no se desvía hacia ninguna pared en particular de la trayectoria del flujo. Se apreciará que el número y forma o perfil de los directores de flujo 49 puede variar para ayudar a dirigir el flujo de aire con el ángulo deseado a la zona del sensor 41, pero preferentemente el flujo global está configurado para penetrar en la zona del sensor en una dirección sustancialmente perpendicular en relación con la línea de transición EE, o abertura central del conjunto del sensor 60. En esta realización, las aletas 49 ayudan a proporcionar un flujo estable a través de la zona del sensor 41. Con referencia a la Figura 18B, las aletas 49 pueden funcionar también como protecciones o dispositivos de protección para evitar el acceso del usuario al conjunto sensor 60 que puede contener componentes del sensor sensibles o calibrados. En esta realización, las aletas 49 están formadas integralmente y suspendidas en la zona de entrada desde la tapa superior 36a del compartimento de base 36, aunque se apreciará que las aletas pueden estar formadas integralmente o unidas de forma que se extiendan hasta la zona de entrada desde la base o porción inferior 26a de la parte inferior de la carcasa 26. Se apreciará también que las aletas no tienen que estar siempre orientadas verticalmente, sino que alternativamente pueden estar orientadas en sentido horizontal, de forma que se extiendan desde las paredes laterales de la zona de entrada de la trayectoria del flujo de entrada, u orientadas en cualquier otro ángulo o combinaciones de ángulos convenientes.
La zona del sensor 41 está definida entre el extremo de la zona de entrada en aproximadamente la línea de transición EE, hasta el comienzo de la zona de transición 43 en aproximadamente la línea de transición FF. La zona del sensor comprende un conjunto sensor modular extraíble 60 del tipo descrito previamente con referencia a las Figuras 15-17, y que está situado en línea con la trayectoria del flujo global para detectar diversas características o parámetros de la corriente de gases. Como se muestra, la porción final de las paredes laterales 45, 47 se extiende hasta el lado de abertura frontal del conjunto sensor 60, y las porciones finales de una pared en bucle 51 de la zona de transición 43 se extienden hasta el lado de salida posterior opuesto del conjunto sensor 60. De modo similar al de la realización descrita con referencia a las Figuras 15-17, el conjunto sensor 60 está retenido de forma desmontable dentro de una ranura de retención provista o formada entre las porciones finales de las paredes laterales 45, 47 y la pared en bucle 51.
La zona de transición 43 está definida por un perímetro sustancialmente curvado 51, que puede conformar sustancialmente al menos una porción sustancial de la circunferencia de un círculo, o que tiene otra forma curvada o cóncava visto en planta. En esta realización, la pared en bucle 51 puede extenderse circularmente en torno al punto central 53. La abertura a la zona de transición 43 está definida por las porciones finales de la pared en bucle que se extiende hacia fuera en relación con el punto central 53, para acoplarse con el lado de salida del conjunto sensor 60. Como se muestra, la zona de transición 43 sustancialmente circular o bulbosa comprende una salida para el flujo de aire por el orificio de salida 38, provista en la tapa superior 36a del compartimento de base 36.
Como en la realización de la trayectoria del flujo de entrada en espiral descrita con referencia a las Figuras 14-17, la trayectoria del flujo de entrada directa más corta de las Figuras 18A-18C, está también cerrada por arriba y por debajo por paredes o superficies superiores e inferiores que se extienden horizontalmente, para formar un canal o paso de flujo de aire cerrado. La trayectoria del flujo está principalmente definida por las paredes laterales que se coextienden 45,47, y la pared en bucle 51, y estas paredes laterales están cerradas por arriba y por abajo, por ejemplo, por la tapa superior 36a del compartimento de base, y la base o la porción inferior 26a de la parte inferior de la carcasa 26 de la carcasa principal (ver Figura 7). Como se muestra, en esta realización las paredes 45, 47, 51 son verticales y se extienden sustancialmente de forma perpendicular o vertical en relación con la tapa superior de cierre 36a sustancialmente horizontal del compartimento de base, y la porción inferior 26a de la parte inferior de la carcasa 26.
Carcasa del sensor y localización
En las anteriores realizaciones, el conjunto sensor 60 está situado en una zona del sensor con la sección de entrada de la trayectoria del flujo antes de la unidad sopladora. No obstante, el conjunto sensor puede estar también situado alternativamente en una zona del sensor localizada en cualquier otra parte adecuada de la trayectoria del flujo antes de la unidad de humidificación. En particular, la zona del sensor de la trayectoria del flujo puede estar situada en cualquier localización en la trayectoria del flujo corriente arriba de (es decir, antes de) la unidad de humidificación, incluyendo antes o después de la unidad sopladora.
Ahora se describirá con más detalle la carcasa del sensor y los sensores del conjunto sensor 60. El conjunto sensor puede utilizarse en las realizaciones de trayectoria del flujo de entrada en espiral o directo descritas con referencia a las Figuras 14-18C. Con referencia a las Figuras 19-23, el conjunto sensor 60 comprende una carcasa del sensor 62 en la que se montan uno o más sensores, para medir varias características de la corriente de los gases en la trayectoria del flujo global. En esta realización, la carcasa del sensor 62 comprende un cuerpo principal central 63 que se extiende entre un primer extremo 74 y un segundo extremo 76. El cuerpo principal 63 es hueco y tiene aberturas en ambos extremos, de forma que proporciona un paso o pasaje de detección 86, para que la corriente de gases pase a través desde el primer extremo 74 al segundo extremo 76 del cuerpo principal 63. En particular, la corriente de gases fluye en general en la dirección del eje de flujo 110 que se muestra en la Figura 20, que se extiende desde el primer extremo 74 al segundo extremo 76 del cuerpo principal 63.
En esta realización, el cuerpo principal 63 está formado entre el primer 74 y el segundo extremo 76 por dos paredes laterales verticales 64 y 66 separadas, y las paredes superior 68 e inferior 70 que se extienden horizontalmente entre las paredes laterales 64, 66 que se extienden verticalmente, y donde las paredes forman y definen conjuntamente el pasaje de detección. El cuerpo principal está abierto en ambos extremos 74, 76, que cuando se está usando están alineados con la dirección de la trayectoria del flujo, de forma que la corriente de gases se desplaza por el interior hueco o cavidad del cuerpo principal, definido por las superficies interiores de las paredes laterales, superior e inferior. En esta realización, la anchura W entre las paredes laterales 64, 66 y la altura (H) entre las paredes superior e inferior 68, 70, corresponde sustancialmente a las dimensiones de la sección transversal de la porción o sección de la trayectoria del flujo que rodea inmediatamente ambos lados del conjunto sensor.
Montaje de sensores
Sensores de temperatura y caudal
Con referencia a las Figuras 19, 20 y 22, esta realización del conjunto sensor está provista de aberturas de montaje 78, 80 para recibir y retener un sensor de temperatura 82 y un sensor de caudal 84. Por ejemplo, en la pared superior 68 del cuerpo principal de la carcasas del sensor se proporciona una abertura de montaje del sensor de temperatura 78, y está configurada para recibir y retener un sensor de temperatura. De forma similar, en la pared superior 68 del cuerpo principal 63 de la carcasa del sensor 62 se proporciona una abertura de montaje del sensor de caudal 80, y está configurada para recibir y retener un sensor de caudal. Los sensores 82, 84 pueden ser retenidos en sus aberturas de montaje 78, 80 respectivas mediante ajuste por fricción, ajuste por presión o cualquier otra configuración de acoplamiento o sujeción. El sensor de temperatura puede estar también provisto opcionalmente con componentes de protección contra la radiación infrarroja.
Con referencia a la Figura 20, el sensor de temperatura 82 y el sensor de caudal 84 están montados de forma que están suspendidos en el pasaje de detección 86, desde la pared superior 68 del cuerpo principal 63. Preferentemente, el sensor de temperatura 82 y el sensor de caudal 84 están suspendidos sustancialmente de forma central entre los extremos 74, 76 del cuerpo principal. Los sensores 82, 84 no necesitan estar necesariamente suspendidos de la pared superior, ni tampoco necesariamente estar orientados en sentido vertical. En otras realizaciones, los sensores 82, 84 pueden montarse o asegurarse en cualquiera de las paredes superiores, inferiores o laterales del cuerpo principal 63 de la carcasa del sensor. Además, la orientación de los sensores 82, 84 dentro del pasaje de detección desde su soporte o pared de montaje puede ser vertical, horizontal o con cualquier otro ángulo adecuado. Los sensores 82, 84 no tienen necesariamente que estar localizados de forma central respecto a su pared de soporte, sino que pueden estar situados en cualquier posición adecuada dentro del pasaje de detección, central o no. Los sensores 82, 84 pueden extenderse también desde la misma o distinta pared de soporte.
En esta realización, el sensor de temperatura 82 puede ser un transmisor de temperatura monolítico, digital, IC, pero puede utilizarse cualquier tipo alternativo de sensor de temperatura, analógico o digital. En esta realización, el sensor de temperatura 82 es un transmisor de temperatura de banda de silicio.
En esta realización, el sensor de caudal 84 comprende un detector de flujo de anemómetro con cable caliente (HWA). En una forma, el sensor de caudal 84 es un HWA de resistencia constante, en el que el detector comprende un termistor de microesferas calentado de temperatura controlada localizado en el pasaje de detección, y desde el cual se puede determinar el caudal, en base a la energía (corriente) requerida para mantener la microesfera a una temperatura predeterminada. La temperatura predeterminada se configura preferentemente para ser establecida a un nivel que no altere apreciablemente la temperatura local de la corriente de gases que fluye en el pasaje de detección, en el contexto de medición de O2. Se apreciará que, en otras formas, el sensor de caudal 84 puede comprender un HWA de corriente constante en el que el caudal se determina a partir del cambio en la resistencia de la microesfera calentada. Se apreciará que, si se desea, se puede utilizar cualquier otra forma adecuada de sensor o detector de caudal.
Sistema de sensor ultrasónico de composición del gas
En esta realización, el sensor ultrasónico de composición del gas está implementado y configurado para detectar las concentraciones de gas relativas de una mezcla de gas binaria en la corriente de gases, utilizando análisis binario de gas basado en un haz de flujo transversal, impulso u onda de energía ultrasónica, como se explicará en detalle más adelante.
La carcasa del sensor comprende conjuntos de montaje de transductor indicados generalmente en 90 y 92, para recibir y retener componentes ultrasónicos de transductor del sistema de sensor ultrasónico de composición del gas. En esta realización, los conjuntos de montaje del transductor 90, 92 se proporcionan en lados opuestos del cuerpo principal 63, de modo que sostienen o montan un par de transductores en lados opuestos del pasaje de detección 86. Los transductores están alineados con el pasaje de detección 86, y enfrentados entre sí. Los conjuntos de montaje del transductor 90, 92 están montados o fijados sobre la pared lateral respectiva 64, 66 del cuerpo principal. Cada conjunto o formación de montaje del transductor está configurado para proporcionar una cavidad de retención 90a, 92a, que está dimensionada y conformada para recibir y retener un componente del transductor, dimensionado y conformado complementario, del sistema de sensor de composición del gas. En esta realización, las cavidades de recepción 90a, 92a son sustancialmente cilíndricas y están alineadas o coaxiales con aberturas de transductor circulares proporcionadas a través de cada una de las paredes laterales 64, 66 del cuerpo principal. La Figura 19 muestra una abertura de transductor 66a de la pared lateral 66, y de forma similar, la pared lateral 64 tiene la correspondiente abertura de transductor, aunque no resulta visible. Se apreciará que el par de transductores, en realizaciones alternativas, podría montarse en las paredes superior 68 e inferior 70 del cuerpo principal, estando montados los restantes sensores de temperatura y caudal 82, 84 para extenderse por el pasaje de detección desde cualquiera de las paredes laterales 64, 66.
Con referencia a las Figuras 23 y 24, en esta realización cada conjunto de montaje del transductor 90, 92 tiene una porción de base cilíndrica 90b, 92b, que está fijada o montada en un extremo de una superficie externa respectiva de una pared respectiva 64, 66 del cuerpo principal 63, y en el otro extremo está provista de al menos un par de clips opuestos o porciones de sujeción o dedos 90c, 92c, que se extienden desde la porción de base cilíndrica. La porción de base cilíndrica en combinación con los clips que se extienden define colectivamente la cavidad de retención 90a, 92a dentro de la cual el componente del transductor es recibido y retenido de forma segura. En esta realización, cada conjunto de montaje del transductor está provisto de un conjunto circular de clips o porciones de sujeción 90c, 92c interespaciados por toda la circunferencia de la porción de base cilíndrica 90b, 92b. En esta realización, se proporcionan seis porciones de sujeción 90c, 92c, que forman tres pares opuestos, pero se apreciará que el número de pares de porciones de sujeción puede variar si se desea.
Las porciones de sujeción 90c, 92c, pueden ser elásticas flexibles de forma que pueden ser flexionadas ligeramente hacia fuera en relación con el eje de su cavidad de recepción 90a, 92a respectiva indicado en 90d, 92d, respectivamente. Las porciones de sujeción 90c, 92c, pueden ser también configuradas estrechándose en punta hacia el eje de su cavidad respectiva 90d, 92d, según se extienden alejándose de sus porciones de base cilíndrica respectivas 90b, 92b. Esto proporciona una cavidad de retención cilíndrica con un diámetro que se reduce o se conifica gradualmente según se extiende alejándose de la porción de base 90b, 92b. Como se muestra en la Figura 24, capa porción de sujeción 90c, 92c es sustancialmente de forma arqueada o cóncava cuando se mira en sección transversal a lo largo de su extensión, desde su porción de base cilíndrica 90b, 92b asociada, de forma que coincide con una porción circular de un cilindro. Con referencia a la Figura 23, y a modo de ejemplo, cada porción de sujeción se extiende entre un primer extremo 94 situado en la porción de base cilíndrica 90b, y un segundo extremo o final 96, que define el extremo de la cavidad de recepción del transductor 90a. En esta realización, las superficies interiores hacia el extremo final 96 de cada porción de sujeción está provisto con una porción de cresta o reborde 97 que se extiende hasta la cavidad de retención, y que está configurada para actuar como tope o agarre para asegurar el componente del transductor dentro de su cavidad de retención.
Al instalar los componentes del transductor, que son típicamente de forma cilíndrica, dentro de sus respectivos conjuntos de montaje del transductor 90, 92, las porciones de sujeción 90c, 92c se flexionan ligeramente hacia fuera con la inserción parcial de los componentes del transductor, y luego vuelven a su estado de reposo tras el acoplamiento completo de los transductores dentro de las cavidades, para así sujetar o retener seguramente el transductor dentro de su respectiva cavidad de retención.
Se apreciará que se podrían utilizar otros conjuntos de montaje del transductor alternativamente para recibir y retener los elementos del transductor dentro de la carcasa del sensor, si se desea. Preferentemente, los conjuntos de montaje del transductor están configurados para permitir que los componentes del transductor estén fijados de forma desmontable, de modo que los transductores puedan ser extraídos de la carcasa del sensor para su sustitución o reparación si se desea.
En esta realización, el cuerpo principal 63 y los conjuntos de montaje del transductor están formados íntegramente uno con otro de un material adecuado, como el plástico. No obstante, se apreciará que las partes de la carcasa del sensor pueden formarse por separado y luego fijarlas o conectarlas juntas.
Con referencia a la Figura 20, se muestran los transductores 100, 102 instalados en sus respectivos conjuntos de montaje del transductor 90, 92 de la carcasa del sensor. En esta realización, los transductores y los conjuntos de montaje del transductor están configurados para cooperar, de forma que las superficies frontales de los transductores se extienden en sus respectivas aberturas de transductor en las paredes laterales 64, 66 del cuerpo principal 63, de forma que se asientan a ras con las restantes superficies interiores de las paredes laterales. Por ejemplo, con referencia a la Figura 20, se muestra que la superficie frontal 102b del transductor 102 está sustancialmente a ras con la superficie interior 66b de la pared lateral 66. Se proporciona la misma configuración para el componente del transductor opuesto 100.
Como se muestra, esta configuración proporciona un par de transductores 100, 102 que están alineados y enfrentados entre sí desde lados opuestos del pasaje de detección 86 del cuerpo principal 63, de forma que las ondas ultrasónicas se transmiten en una dirección que es sustancialmente perpendicular a la dirección o eje de flujo 110 del flujo de gases, que se desplaza por el pasaje 86 desde el primer extremo 74 al segundo extremo 76 del cuerpo principal.
La distancia (por ejemplo, indicada por W en la Figura 19) entre el par de transductores 100, 102, que define la longitud de trayectoria del haz acústico, está seleccionada para ser lo suficientemente amplia para proporcionar la sensibilidad deseada, pero lo bastante corta para evitar la ambigüedad de fase envolvente. Por ejemplo, la distancia entre los transductores está seleccionada lo suficientemente amplia para aumentar la sensibilidad, pero se limita en base al cambio de fase total esperado para el intervalo de composiciones del gas y temperaturas que se detectan.
Sistema de control del sensor y circuitería
Con referencia a la Figura 20, los terminales eléctricos o conectores 100a, 102a de los transductores 100, 102 sobresalen de los lados del cuerpo principal 63 de la carcasa del sensor, y los terminales eléctricos 82a, 84a de los sensores de temperatura y caudal 82, 84 son accesibles en la superficie exterior de la pared superior 68 del cuerpo principal 63. Un cableado o cinta flexibles 112 puede extenderse por los lados y la superficie superior de la carcasa del sensor para proporcionar conexiones de cableado a los terminales eléctricos de los sensores. El cableado 112 se extiende al sistema de control del sensor y la circuitería del dispositivo respiratorio 10, que está configurado para controlar los sensores, como se describirá ahora en más detalle.
Con referencia a la Figura 25, se describirá a modo de ejemplo una muestra del sistema de control del sensor 150 que está conectado eléctricamente a través del cableado 112 de los componentes del sensor 100, 102, 84 y 82. Se apreciará que el sistema de control del sensor electrónico 150 puede ser implementado en el software o hardware, incluyendo la implementación de cualquier dispositivo programable, como un microprocesador, microcontrolador, Procesador de Señal Digital o similar, y que puede tener memoria y circuitería de entrada y salida asociados, como se apreciará. Se apreciará que los diversos módulos del sistema de control del sensor 150 pueden ser variados, o más separados o integrados, y la Figura 25 se describirá solo como ejemplo en cuanto a la funcionalidad general del sistema de control del sensor. El sistema de control del sensor 150 puede estar integrado con el sistema de control principal del dispositivo respiratorio, o puede ser un subsistema aparte que se comunica con el controlador principal o sistema de control. El sistema de control del sensor 150 se describirá con referencia a una disposición o configuración especiales de los sensores que están dispuestos para determinar la composición del gas, o las concentraciones de gases relativas en una mezcla de gas binaria, como una mezcla de aire/oxígeno, que es sustancialmente equivalente a una mezcla de nitrógeno/oxígeno. No obstante, se apreciará que el sistema de control del sensor puede ser adaptado para proporcionar información indicativa de otras concentraciones de gas dentro de la corriente de gases.
Módulo del caudal
El sensor de caudal 84 está configurado para detectar el caudal, por ejemplo en litros por minuto, de la corriente de gases 110 que fluye por el pasaje de detección 86 de la carcasa del sensor, y generar una señal de caudal representativa 152 que es recibida y procesada por un módulo de caudal 154 en el sistema de control del sensor 150. Un sensor de velocidad del motor 120 se proporciona preferentemente en la unidad sopladora para detectar la velocidad del motor, por ejemplo en revoluciones por minuto (rpm), del motor de la unidad sopladora. El sensor de velocidad del motor 120 genera una señal de velocidad del motor representativa 156, que es recibida y procesada por el módulo de velocidad del motor 158.
Módulo de temperatura
Un módulo de temperatura 160 está configurado para recibir y procesar una señal de temperatura 162 que es generada por el sensor de temperatura 82, que representa la temperatura de la corriente de gases que fluye por el pasaje de detección 86 de la carcasa del sensor. En esta realización, el sensor de temperatura 82 está configurado para detectar la temperatura de la corriente de gases en las proximidades de la trayectoria del haz acústico entre los transductores 100, 102.
El módulo de temperatura 160 está configurado opcionalmente para aplicar una compensación de temperatura a la señal de temperatura 162, para compensar potenciales errores o derivaciones generados por el sensor de temperatura 82. En particular, como el conjunto sensor 60 está situado debajo del compartimento de la unidad sopladora y otra circuitería electrónica, el calor de la circuitería y el motor, dependiendo de las condiciones operativas, puede afectar a la temperatura que es detectada por el sensor de temperatura 82. Por ejemplo, debido al calor sobre el conjunto sensor, la señal de temperatura 162 puede indicar una temperatura de la corriente de gas que sea superior a la verdadera temperatura. Para compensar este potencial error en determinadas condiciones operativas, el módulo de temperatura 160 está configurado para aplicar un factor de compensación de la temperatura o corrección, en base a la siguiente fórmula:Tcorregida = Tsensor ÚT,donde:
•Tcorregidaes la temperatura corregida tras la compensación,
•Tsensores la temperatura como la detecta el sensor de temperatura 82, representada por la señal 162, y
•ÚTes el error de temperatura calculado o previsto en base a las condiciones operativas presentes del dispositivo respiratorio.
El error de temperatura(ÚT)variará dependiendo de las condiciones operativas del dispositivo respiratorio 10. En esta realización, el error de temperatura es calculado en base a una relación proporcional con las condiciones del sistema, respecto al caudal actual 152 de la corriente de gases en el dispositivo respiratorio y la velocidad actual del motor 156. Típicamente, un caudal aumentado tiene un efecto refrescante, mientras que un aumento de la velocidad del motor provoca un mayor calentamiento dentro de la carcasa del dispositivo respiratorio, debido al mayor consumo de energía. En funcionamiento, el módulo de temperatura está configurado para calcular continua o periódicamente el error de temperaturaÚT,en base a las presentes condiciones operativas del sistema, y en particular, el caudal actual 152 y la velocidad del motor 156. El error de temperatura actualizadoATse aplica entonces a la temperatura detectada entrante,Tsensor162, desde el sensor de temperatura para generar la temperatura corregida,Tcorrected.
En una realización,AT=ax (velocidad del motor/ caudal), dondeaes una constante. No obstante, se apreciará queATpuede ser calculado alternativamente en base a una tabla de consulta u otro algoritmo que tenga en cuenta una o más condiciones operativas distintas o variables de sistema, relacionadas con el funcionamiento del dispositivo respiratorio, y que tengan un impacto sobre la variación de la temperatura que es probable que se produzca en las proximidades del sensor de temperatura 82. En algunas realizaciones,ATpuede incorporar efectos dependientes del tiempo, que tienen un impacto sobre la variación de la temperatura, tales como el almacenamiento de calor en el dispositivo respiratorio durante periodos de funcionamiento prolongados. Por ejemplo,ATpuede expresarse también como una ecuación integro-diferencial para expresar efectos de variante de tiempo como los causados por la capacitancia térmica de una o más partes del dispositivo respiratorio.
Módulo de composición del gas
El sistema del sensor de composición del gas está configurado como un sistema ultrasónico de detección de gas binario. Como se menciona, el sistema de detección de la composición del gas, en esta realización, comprende un par de componentes de transductor ultrasónico 100, 102, que se proporcionan en lados opuestos del pasaje de detección de la carcasa del sensor. Uno de los componentes del transductor 100 está configurado como un transmisor ultrasónico para transmitir un ultrasonido unidireccional u onda de haz acústico o impulso por el pasaje, en una dirección sustancialmente perpendicular a la dirección de la corriente del flujo de gases por el pasaje de detección al otro transductor ultrasónico, que está configurado como un receptor ultrasónico, para recibir la onda o impulso ultrasónicos transmitidos en el otro lado del pasaje. En esta realización, los componentes del transductor 100, 102 pueden ser elementos de transductor piezocerámicos, que funcionan típicamente en un ancho de banda estrecho, o cualesquiera otros elementos de transductor ultrasónicos operables adecuados. En esta realización, los elementos del transductor funcionan a una frecuencia de aproximadamente 25 kHz, aunque esto puede variar según se desee. En formas preferidas, la frecuencia operativa se selecciona para que esté por encima del espectro acústico audible para los humanos, de forma que la detección de la composición del gas es silenciosa para el usuario, y/o a una frecuencia suficientemente alta como para reducir o minimizar la interferencia de fuentes de ruido.
El transmisor 100 y el receptor 102 ultrasónicos son controlados respectivamente por la circuitería del impulsor 170 y receptor 172 del módulo de la composición del gas 174. En particular, la circuitería del impulsor 170 proporcionan una señal de control de excitación 176 al transductor ultrasónico, para impulsarlo a transmitir impulsos de energía ultrasónica. El receptor ultrasónico 102 detecta el impulso y genera una señal de recepción representativa 178, que es recibida y procesada por su circuitería receptora 172. Aunque se utiliza un sistema pulsado en esta realización, se puede emplear un enfoque de onda continua u onda estacionaria en realizaciones alternativas.
El análisis de gas binario utilizando ultrasonido se basa en detectar la velocidad de un impulso acústico a través de la muestra de gas, que en este caso es el flujo global o primario de la corriente de gases por el pasaje de detección 86 de la carcasa del sensor. La velocidad del sonido es una función del peso molecular medio y la temperatura. En esta configuración, el módulo de composición del gas 174 recibe una señal de temperatura 164 desde el módulo de temperatura 160, representando una temperatura indicativa de los gases que fluyen entre la trayectoria del haz, entre transductores ultrasónicos. Conociendo la velocidad del sonido y la temperatura detectadas, se puede determinar o calcular la composición del gas en la corriente de gases. En particular, se pueden utilizar mediciones de la velocidad del sonido en el pasaje de detección, para inferir la proporción de dos gases conocidos, por referencia a relaciones empíricas, algoritmos estándar o datos almacenados en forma de tablas de consulta, como es conocido en la técnica del análisis de gas binario con ultrasonido. Se apreciará que se puede utilizar alternativamente una estimación de la temperatura de la corriente de gases en la trayectoria del haz de los transductores ultrasónicos, en los cálculos del análisis de gas binario, si no se emplea un sensor de temperatura. En tales realizaciones alternativas, la temperatura de la corriente de gases puede estar condicionada o controlada dentro de una banda de temperatura estrecha, para permitir una estimación de temperatura de la corriente de gases en la trayectoria del haz a utilizar.
En algunas realizaciones, el dispositivo respiratorio puede estar también provisto de un sensor de humedad que está situado en la trayectoria del flujo, y que está configurado para generar una señal de humedad indicativa de la humedad de la corriente de gases que fluye por el conjunto sensor. En tales realizaciones, la composición del gas puede ser determinada por la velocidad del sonido detectada, y la temperatura y/o la humedad detectadas. El sensor de humedad puede ser un sensor de humedad relativa o un sensor de humedad absoluta. En algunas realizaciones, la composición del gas puede ser determinada en base a la velocidad del sonido detectada y la humedad detectada, sin necesidad de un sensor de temperatura.
El sistema de detección de la composición del gas puede ser utilizado para medir las proporciones respectivas de dos gases conocidos cualesquiera en una composición gaseosa. En esta realización, el módulo de composición del gas está configurado para determinar la concentración de gas relativa en una mezcla de aire con oxígeno suplementario, que es sustancialmente equivalente a una mezcla nitrógeno/ oxígeno. En tal mezcla de gas binario, monitorizando la velocidad del sonido y teniendo en cuenta la temperatura, se puede determinar el peso molecular medio del gas, y así las concentraciones relativas de los dos gases. De esta proporción se puede extraer la fracción del oxígeno o la fracción del nitrógeno de la corriente de gases.
En esta realización, el módulo de composición del gas 124 comprende un analizador o controlador 180 que está configurado para hacer funcionar los transductores ultrasónicos 100, 102 a través de su circuitería de impulsor 170 y de receptor 172 respectivos, con señales de control 171, 173. El analizador 180 también está configurado para recibir y procesar la señal de temperatura corregida 164 desde el módulo de temperatura 160. En funcionamiento, el analizador 180 está configurado para trasmitir periódicamente con una frecuencia deseada impulsos unidireccionales ultrasónicos o acústicos por el pasaje de detección, para determinar la velocidad del sonido de los impulsos acústicos. La medición de la velocidad del sonido se utiliza entonces para determinar la composición del gas, conociendo la temperatura por el módulo de temperatura 160. La velocidad del impulso acústico se puede determinar por cualquier manera que se desee, incluyendo el uso de circuitería de temporizador para determinar el tiempo de tránsito del impulso acústico, para desplazarse por el pasaje desde el transmisor 100 al receptor 102, directa o indirectamente mediante la fase de detección. Se apreciará que esta fase puede ser rastreada para minimizar efectos "envolventes" si se implementa un procesamiento de señal adecuado. La distancia entre los elementos de transductor 100, 102 es conocida y equivalente a la anchura (W en la Figura 19) entre las paredes laterales 64, 66 de la carcasa del sensor, y por consiguiente la velocidad del sonido puede ser determinada en base al tiempo de tránsito y la distancia entre los transductores (que corresponde a la longitud de la trayectoria del haz). En particular, el analizador puede ser preprogramado y calibrado con los datos indicadores de la distancia entre los transductores, y/ o cualquier otra característica aplicable en general o específica del dispositivo, útil en la determinación de la composición del gas mediante la detección de la velocidad del sonido. La calibración puede tener en cuenta el cambio de distancia entre los elementos del transductor 100, 102 como función de la temperatura. Por ejemplo, la distancia entre las paredes laterales 64, 66 de la carcasa del sensor puede aumentar o disminuir según cambie la temperatura.
Opcionalmente, el módulo del sensor de la composición del gas puede estar configurado con un factor de escala o de corrección seleccionado o preprogramado por el usuario, para tener en cuenta el argón al determinar la fracción del oxígeno, lo que se utiliza preferentemente cuando el oxígeno es suministrado al dispositivo respiratorio desde un concentrador de oxígeno comercial, que utiliza una técnica de adsorción por oscilación de presión. Por ejemplo, el usuario puede activar el sistema de control para emplear el factor de escala o corrección del argón para modificar la fracción del oxígeno detectada, para eliminar todo componente de argón y obtener la fracción calculada de oxígeno.
El sistema de control del sensor 150 puede generar datos o señales indicativos de las diversas características detectadas por el conjunto sensor u otros sensores. Por ejemplo, las señales o datos de salida 182, 184 y 186 de los módulos 154, 158, 160 pueden representar el caudal detectado 182, la velocidad del motor 184 y la temperatura 186. Del mismo modo, el módulo de composición del gas está configurado para generar una o más señales de salida o datos 188, indicativos de la composición del gas como es detectada por el sistema de detección ultrasónico de composiciones del gas. En esta realización, la señal de salida 188 puede representar la fracción del oxígeno o la concentración del oxígeno (O2) en la corriente de gases. Alternativamente, la señal o una señal adicional puede representar la concentración o fracción del nitrógeno (N2). Se apreciará también que el sistema puede ser modificado para proporcionar señales que representen otras concentraciones de gas dentro de la corriente de gases, incluyendo entre otros el dióxido de carbono (CO2), por ejemplo.
La señal o señales de salida de concentración del gas 188 se pueden recibir entonces y ser procesadas por el controlador principal del dispositivo respiratorio. Por ejemplo, el controlador principal puede estar configurado para mostrar una lectura de oxígeno detectada en un monitor de salida del dispositivo respiratorio, basado en la señal del oxígeno 188. En una realización, la interfaz de control del usuario 30 (ver Figura 8) puede estar configurada para mostrar una lectura de concentración del gas, ej., la concentración del oxígeno u otro o más niveles de concentración del gas, detectado por el sistema de sensor ultrasónico de composición del gas.
En algunas realizaciones, el controlador principal está configurado para determinar si uno o más niveles de concentración del gas, por ejemplo la concentración del oxígeno, se mantienen dentro de intervalos definidos por el usuario, definidos por umbrales máximos y/o mínimos. Por ejemplo, en tales realizaciones, el controlador principal puede estar configurado para comparar el nivel de concentración del gas detectado, basado en la señal de salida de la concentración del gas 188, con los umbrales de nivel de concentración del gas definidos o seleccionados por el usuario. Si el nivel detectado está por debajo del umbral mínimo, o por encima de un umbral máximo, o fuera de otro modo de un intervalo definido por el usuario, el controlador principal puede desencadenar o activar una alarma incorporada en el dispositivo, que puede ser audible, visual, táctil o cualquier combinación de lo anterior. Opcionalmente, el controlador principal puede apagar el dispositivo o activar cualquier otra función operativa conveniente, según la alarma activada respectiva.
En algunas realizaciones, el dispositivo respiratorio 10 comprende un sistema de desinfección y/o modo de limpieza del tipo descrito en WO 2007/069922. Tales sistemas de desinfección utilizan desinfección térmica haciendo circular gases secos calentados a través de algunas partes de la trayectoria del flujo de gases, hasta la interfaz del usuario. En tales realizaciones, el controlador principal está configurado para determinar si el nivel de concentración del oxígeno en la trayectoria del flujo de gases está por debajo de un nivel de concentración del oxígeno predeterminado, basado en la señal del oxígeno detectada 188, antes de iniciar cualquier sistema de desinfección o modo de limpieza. Por ejemplo, el controlador principal puede estar configurado para evitar la iniciación de todo modo de limpieza hasta que la fracción del oxígeno detectada esté dentro de un intervalo seguro, preferentemente inferior a aproximadamente un 30%, para minimizar los riesgos de incendio.
La señal del oxígeno 188 puede ser utilizada además para controlar automáticamente la velocidad del motor de la unidad sopladora, para alterar el caudal de la corriente de gases, y por tanto alterar o modificar la fracción del oxígeno al nivel deseado, o detener el funcionamiento del dispositivo si la fracción del oxígeno se desplazará fuera de los umbrales superior o inferior predeterminados. Alternativamente, el usuario del dispositivo respiratorio puede controlar manualmente el caudal del suministro de oxígeno desde la fuente central de gases conectada al dispositivo respiratorio, para variar así la fracción del oxígeno en base a la retroalimentación en tiempo real de la lectura del oxígeno mostrada, sin necesidad de calcular la fracción del oxígeno en base a tablas de consulta impresas. En algunas realizaciones, el dispositivo respiratorio puede tener una válvula que altere o modifique automáticamente el caudal del suministro de oxígeno desde la fuente central de gases, para variar así la fracción del oxígeno. El controlador principal puede recibir la señal del oxígeno 188 y ajustar en consecuencia la válvula del oxígeno hasta alcanzar un valor predeterminado para la señal del oxígeno 188, que corresponda a la fracción del oxígeno deseada.
Configuraciones alternativas del sistema de sensor ultrasónico de composición del gas
Con referencia a las Figuras 26A-26E, se describirán varias configuraciones alternativas de los transductores ultrasónicos para el sistema de detección de la composición del gas, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases por la transmisión y recepción de haces o impulsos ultrasónicos. Números de referencia iguales representan iguales componentes.
Con referencia a la Figura 26A, se ilustra esquemáticamente la configuración del transductor 200 de la realización descrita más arriba con referencia a las Figuras 19-25. Como se muestra, la configuración del transductor proporciona una disposición en la que hay un par de transductores 202, 204, opuestos entre sí desde lados opuestos del pasaje de detección 206, con la dirección de la trayectoria del flujo de aire indicada generalmente como 208. En esta configuración 200, cada uno de los transductores 202, 204 es accionado como un transmisor o receptor exclusivo, de forma que los impulsos ultrasónicos 210 son transmitidos unidireccionalmente por la trayectoria del flujo de aire, desde el transmisor al transductor receptor. Como se muestra, el par de transductores está alineado (es decir, no desplazado corriente arriba o corriente abajo entre sí) en relación con la dirección de la trayectoria del flujo de aire 208, y está configurado para transmitir impulsos de flujo cruzado que son sustancialmente perpendiculares a la dirección de la trayectoria del flujo de aire.
Con referencia a la Figura 26B, se ilustra una configuración del transductor alternativa 220, en la que se proporciona un par de transductores 222, 224 opuestos entre sí sobre lados opuestos del pasaje de detección, pero donde cada transductor puede operar como un transmisor y como un receptor, es decir, es un transmisor-receptor o transceptor ultrasónico. En esta configuración, se pueden enviar impulsos ultrasónicos bidireccionales 226 entre el par de transductores 222, 224. Por ejemplo, se pueden enviar de ida y vuelta alternativamente impulsos entre los transductores, o según cualquier otra secuencia o patrón. También aquí, el par de transductores está alineado en relación con la dirección de la trayectoria del flujo de aire, y está configurado para transmitir impulsos de flujo cruzado que son sustancialmente perpendiculares a la dirección de la trayectoria del flujo de aire.
Con referencia a la Figura 26C, se ilustra una configuración alternativa del transductor de eco 230, en la que el par transductor transmisor y receptor se proporciona en forma de un único transductor transmisor-receptor ultrasónico 232 que se proporciona en un lado del pasaje de detección, y que está configurado para transmitir impulsos acústicos de flujo cruzado 236, por el pasaje de detección 206, y recibir el impulso o eco reflejado de vuelta desde el lado opuesto del pasaje de detección.
Con referencia a la Figura 26D, se ilustra una configuración 240 alternativa del transductor, en la que el transductor transmisor 242 y el transductor receptor 244 están desplazados entre sí, en relación con la dirección de la trayectoria del flujo de aire (es decir, uno está corriente arriba del otro), y sobre lados opuestos del pasaje de detección. En la Figura 26D, el receptor está corriente arriba del transmisor, aunque se puede utilizar la configuración opuesta. Con esta disposición, el transmisor 242 puede transmitir impulsos de flujo cruzado directos por el pasaje de detección 206 al receptor 244, como se muestra por el haz 246, o puede crear un tramo de trayectoria indirecta más largo por una trayectoria reflejada, que comprende al menos dos reflejos como se indica con el haz 248. Como se muestra, con esta configuración desplazada, los impulsos acústicos tienen una dirección de flujo cruzado que se atraviesa de forma angular, en lugar de sustancialmente perpendicular a la dirección de la trayectoria del flujo de aire 208. Se apreciará también que, aunque se muestra una configuración unidireccional, los transductores 242, 244 pueden ser alternativamente transmisores-receptores ultrasónicos, para permitir la transmisión en ambos sentidos de impulsos de haz bidireccionales entre los transductores (es decir, corriente arriba y corriente abajo respecto al flujo de aire).
Con referencia a la Figura 26E, se ilustra una configuración de transductor alternativa 250, que es una modificación de la configuración de la Figura 26D, donde el transmisor 252 y el receptor 254 están también desplazados entre sí en la dirección del flujo de aire 208, pero están situados en el mismo lado del pasaje de detección, de forma que los impulsos de flujo cruzado transmitidos 256 comprenden al menos un reflejo (o múltiples reflejos en una trayectoria más larga) desde el lado opuesto del pasaje de detección 206. Por otra parte, son aplicables las mismas opciones alternativas que las descritas con referencia a la Figura 26D, incluyendo el funcionamiento bidireccional e intercambiando la ubicación del transmisor y el receptor.
Con referencia a las Figuras 27A-27C, se describirán otras varias configuraciones alternativas de los transductores ultrasónicos para el sistema de detección de la composición del gas, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases por la transmisión y recepción de haces o impulsos ultrasónicos de flujo continuo. Números de referencia iguales representan iguales componentes.
Con referencia a la Figura 27A, se ilustra una configuración del transductor alternativa 260, en la que hay un par de transductores 262, 264, opuestos entre sí desde lados opuestos del pasaje de detección 206, con la dirección o el eje de la trayectoria del flujo de aire indicados generalmente como 208. En esta configuración 260, cada uno de los transductores 262, 264 es accionado como un transmisor o receptor exclusivos, de forma que los impulsos ultrasónicos de flujo directo 266 son transmitidos unidireccionalmente en una trayectoria de haz entre el transmisor y el receptor, que está sustancialmente alineada o paralela al eje de la trayectoria del flujo de gases 208 en el pasaje de detección 206. En la realización que se muestra, el transmisor está corriente arriba del receptor, pero se apreciará que se puede emplear la disposición opuesta. Con esta configuración, se proporciona un sensor de caudal en el pasaje de detección para proporcionar una señal de caudal indicativa del caudal de la corriente de gases en el pasaje de detección. Se apreciará que la velocidad del sonido en el pasaje de detección puede ser derivada o determinada de forma similar a lo descrito previamente en las realizaciones anteriores, y que la señal del caudal se utiliza en el procesado de la señal para eliminar o compensar el caudal de gases en la señal de la velocidad del sonido calculada.
Con referencia a la Figura 27B, se ilustra una configuración del transductor alternativa 270, en la que se proporciona un par de transductores 272, 274 opuestos entre sí sobre lados opuestos del pasaje de detección, como en la Figura 27A, pero donde cada transductor puede operar como un transmisor y como un receptor, es decir, es un transmisorreceptor o transceptor ultrasónico. En esta configuración, se pueden enviar impulsos ultrasónicos de flujo continuo bidireccionales 276 entre el par de transductores 272, 274. Por ejemplo, se pueden enviar de ida y vuelta alternativamente impulsos entre los transductores, o según cualquier otra secuencia o patrón. También aquí, el par de transductores están alineados con el eje de la trayectoria del flujo del aire 208, y están configurados para transmitir impulsos de flujo cruzado en una trayectoria o trayectorias de haz que están sustancialmente alineadas o son paralelas al eje de la trayectoria del flujo de aire 208 en el pasaje de detección 206. Con esta configuración, no tiene que proporcionarse necesariamente un sensor de caudal separado, ya que el componente del caudal de la señal de la velocidad del sonido puede derivarse o determinarse directamente procesando los impulsos acústicos transmitidos y recibidos.
Con referencia a la Figura 27C, se ilustra una configuración alternativa del transductor de eco 280, en la que el par transductor transmisor y receptor se proporciona en forma de un único transductor transmisor-receptor ultrasónico 282, que se proporciona en un extremo del pasaje de detección (al principio o al final), y que está configurado para transmitir impulsos acústicos de flujo continuo 286, por el pasaje de detección 206, en una trayectoria de haz sustancialmente alineada o paralela al eje del flujo de aire 208, y recibir el impulso o eco reflejado de vuelta desde el lado opuesto del pasaje de detección. En la realización que se presenta, el transmisor-receptor 282 se muestra al extremo del pasaje, pero alternativamente podría estar situado al principio del mismo. Como en la configuración de la Figura 27A, se proporciona un sensor de caudal en el pasaje de detección para permitir que el cálculo de la velocidad del sonido compense por el componente del caudal de aire.
Con las configuraciones alternativas de las Figuras 26B-26E y 27A-27C, se apreciará que la circuitería de impulsor y de receptor, y el procesamiento de la señal, pueden ser adaptados convenientemente para la detección de la velocidad del sonido en el pasaje de detección, lo que a su vez es utilizado para determinar la composición del gas como se ha explicado previamente.
La anterior descripción de la invención incluye sus formas preferentes. Se pueden introducir modificaciones en la misma sin desviarse del alcance de la invención definida en las reivindicaciones adjuntas.

Claims (24)

REIVINDICACIONES
1. Un aparato de asistencia respiratoria (10) configurado para proporcionar una corriente de gases calentados y humidificados, que comprende:
una carcasa principal (26, 28) que comprende:
una entrada o entradas de gases (22, 24) configuradas para recibir uno o más gases para formar una corriente de gases;
una unidad sopladora (34) configurada para presurizar la corriente de gases;
una unidad de humidificación (15) configurada para calentar y humidificar la corriente de gases;
una salida de gases (12) detrás de la unidad sopladora y la unidad de humidificación para la corriente de gases; y
un conjunto sensor (60) en una trayectoria de flujo de la carcasa principal, comprendiendo el conjunto sensor una carcasa del sensor (62) que es un componente modular y montado de forma desmontable dentro de la trayectoria de flujo, y en donde la carcasa del sensor comprende un sistema sensor ultrasónico de composición del gas (100, 102) para detectar una o más concentraciones de gas dentro de la corriente de gases.
2. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la trayectoria de flujo es para la corriente de gases a través de la carcasa principal desde la entrada de gases a través de la unidad sopladora y la unidad de humidificación a la salida de gases, y/o en donde la trayectoria de flujo está en una trayectoria del flujo en masa del aparato, y/o en donde el conjunto sensor está configurado para proporcionar la detección de una o más concentraciones de gas de la corriente de gases en la trayectoria del flujo en masa del aparato.
3. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 1 o reivindicación 2, en donde la carcasa del sensor del conjunto sensor está montada de forma desmontable dentro de la trayectoria de flujo mediante un ajuste de fricción.
4. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 1 o reivindicación 2, en donde la carcasa del sensor del conjunto sensor está montada de forma desmontable dentro de la trayectoria de flujo mediante un sistema de retención desmontable, y, preferentemente, en donde el sistema de retención desmontable es uno cualquiera de los siguientes: sistema de clip, sistema de pestillo, o sistema de ajuste a presión.
5. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en donde el sistema sensor ultrasónico de composición del gas comprende un par de transductores, transmisor y receptor que se pueden hacer funcionar para transmitir impulsos acústicos de flujo cruzado desde el transmisor al receptor, a través de la corriente de gases, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor.
6. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 1, donde el sistema sensor ultrasónico de composición del gas comprende un par de transductores transmisor y receptor que se pueden funcionar para transmitir impulsos acústicos de flujo continuo desde el emisor hasta el receptor, a través de la corriente de gases, para detectar la velocidad del sonido en la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor.
7. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 5 o reivindicación 6 que comprende además un sistema de control del sensor que está operativamente conectado al par de transductores transmisor y receptor del sistema sensor ultrasónico de composición del gas y que está configurado para: hacer funcionar el par de transductores para generar una señal de la velocidad del sonido indicativa de la velocidad del sonido a través de la corriente de gases; y generar una o más señales de concentración de gas indicativas de la(s) concentración(es) de gas dentro de la corriente de gases, en base al menos a la señal indicativa de la velocidad del sonido a través de la corriente de gases.
8. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 7, en donde el conjunto sensor comprende además un sensor de temperatura que está configurado para medir la temperatura de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor y generar una señal de temperatura representativa, y en donde el sistema de control del sensor está configurado para generar la una o más señales de concentración de gas indicativas de la(s) concentración(es) de gas dentro de la corriente de gases en base a la señal de la velocidad del sonido y la señal de temperatura.
9. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 7, donde el conjunto sensor comprende además un sensor de humedad que está configurado para medir la humedad en la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor y generar una señal de humedad representativa, y en donde el sistema de control del sensor está configurado para generar la una o más señales de concentración de gas indicativas de la(s) concentración(es) de gas dentro de la corriente de gases, en base a la señal de velocidad del sonido y la señal de humedad.
10. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 7 a 9, en donde el sistema de control del sensor está configurado para generar una señal de concentración de gas que representa la concentración de oxígeno detectada en la corriente de gases, y preferentemente en donde el aparato comprende también una pantalla de salida que está configurada para mostrar la concentración de oxígeno detectada en la corriente de gases.
11. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 7 a 10, en donde un controlador principal del aparato está configurado para comparar el(los) nivel(es) de concentración de gas detectada representada por la(s) señal(es) de concentración de gas a intervalos definidos por el usuario respectivo definidos por umbrales máximos y/o mínimos, y está configurado además para disparar o activar una alarma del aparato si el(los) nivel(es) detectado es inferior al umbral mínimo, o superior a un umbral máximo, o se encuentre de otro modo fuera del intervalo definido por el usuario respectivo.
12. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, donde el conjunto sensor comprende además un sensor de caudal que está configurado para detectar el caudal de la corriente de gases en las proximidades del conjunto sensor y generar una señal de caudal representativa, preferentemente en donde el sensor de caudal comprende un detector de flujo de anemómetro con cable caliente.
13. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 12, en donde la unidad de humidificación comprende además una placa calentadora, y en donde la unidad de humidificación comprende además una cámara de agua de humidificación.
14. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 13, en donde una o más de las siguientes secciones de la trayectoria de flujo para la corriente de gases a través de la carcasa principal están selladas: una porción importante de una sección de entrada de la trayectoria del flujo anterior a la unidad sopladora, la trayectoria del flujo entre la unidad sopladora y la unidad humidificadora, y/o la trayectoria del flujo posterior a la unidad humidificadora.
15. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, en donde la unidad de humidificación comprende un compartimento de la unidad de humidificación con una placa calentadora y para recibir una cámara de agua de humidificación, y en donde la carcasa principal del aparato contiene la unidad sopladora y proporciona el compartimento de la unidad de humidificación para recibir la cámara de agua de humidificación.
16. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 15, en donde la corriente de gases presurizados es de alto flujo.
17. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 16, en donde la corriente de gases presurizados tiene un caudal en el intervalo de 1 l/min y 100 l/min.
18. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, en donde la corriente de gases presurizados tiene un caudal en el intervalo de 2 l/min y 60 l/min.
19. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 18, en donde el conjunto sensor está situado en la trayectoria del flujo corriente arriba de o antes de la unidad de humidificación.
20. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 19, en donde el conjunto sensor está situado en la trayectoria de flujo después de la unidad sopladora.
21. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 20, en donde la corriente de gases comprende una mezcla de gases binaria de aire atmosférico mezclado con un gas suplementario.
22. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 21, en donde la carcasa principal comprende un conjunto de entrada de gases, comprendiendo el conjunto de entrada de gases: la entrada o entradas de gases configuradas para recibir aire atmosférico; y una entrada de conexión de gas suplementario configurada para recibir un suministro de gases suplementario de un suministro de gases suplementario para mezclarlo con el aire atmosférico para formar la corriente de gases que comprende la mezcla de gases binaria.
23. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con la reivindicación 22, en donde el conjunto de entrada de gases está corriente arriba de la unidad sopladora de tal forma que el aire atmosférico y el gas suplementario se mezclan junto a la mezcla de gas binario antes de entrar en la unidad sopladora.
24. Un aparato de asistencia respiratoria de acuerdo con una cualquiera de las reivindicación 1 a 23, en donde la unidad sopladora y la unidad de humidificación están integradas en la carcasa principal.
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PL (2) PL3915620T3 (es)
WO (1) WO2013151447A1 (es)

Families Citing this family (58)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2113274B1 (en) 2008-04-30 2016-04-27 ResMed R&D Germany GmbH Apparatus for controlled delivery of a breathing gas to the respiratory tracts of a user
PL3335756T3 (pl) 2011-08-10 2023-02-13 Fisher & Paykel Healthcare Limited Łącznik przewodowy do urządzenia oddechowego pacjenta
CA3176668A1 (en) 2012-03-15 2013-09-19 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory gas humidification system
AU2013244090B2 (en) 2012-04-05 2018-04-05 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory assistance apparatus
US9974921B2 (en) 2012-04-27 2018-05-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Usability features for respiratory humidification system
USD747471S1 (en) 2012-08-10 2016-01-12 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector
US9815557B2 (en) * 2012-09-20 2017-11-14 Humbay Health, LLC Aircraft humidifier
US9459243B2 (en) * 2013-04-30 2016-10-04 Life Safety Distribution Ag Ultrasonic transducers in aspirating smoke detectors for transport time measurement
GB2534496B (en) 2013-09-13 2020-04-01 Fisher & Paykel Healthcare Ltd A cartridge for a respiratory humidifier
TWI663995B (zh) 2013-12-17 2019-07-01 澳大利亞商瑞思邁私人股份有限公司 呼吸壓治療系統
NL1040590C2 (nl) * 2014-01-07 2015-07-08 Alcmair Partners B V Leidingsysteem voor een inrichting voor het beademen van patiënten.
WO2015119515A1 (en) 2014-02-07 2015-08-13 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory humidification system
CN110393839B (zh) 2014-05-27 2023-03-24 费雪派克医疗保健有限公司 用于医疗装置的气体混合和测量
CN112370630A (zh) * 2014-06-03 2021-02-19 费雪派克医疗保健有限公司 用于呼吸治疗系统的流动混合器
DE102014111366A1 (de) * 2014-08-08 2016-02-11 Peter Ganshorn Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung des Anteils an molekularem Sauerstoff in einem Atemgas
CA2980522A1 (en) 2015-03-31 2016-10-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Apparatus for use in a respiratory support system
CA2988239A1 (en) * 2015-06-24 2016-12-29 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
EP3319675B1 (en) 2015-07-07 2020-11-04 ResMed Pty Ltd Respiratory pressure therapy device
WO2017037660A1 (en) 2015-09-04 2017-03-09 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connectors for conduits
US11123512B2 (en) * 2015-10-23 2021-09-21 Inogen, Inc. Connection of a spontaneous delivery device to a concentrator
CN114796783A (zh) * 2015-12-02 2022-07-29 费雪派克医疗保健有限公司 流量治疗设备的流动路径感测
CN114848996A (zh) * 2016-05-17 2022-08-05 菲舍尔和佩克尔保健有限公司 用于流量治疗设备的流动路径感测
EP3469349B1 (en) * 2016-06-08 2023-04-19 Eaton Intelligent Power Limited Fluid sensor assembly
USD809656S1 (en) 2016-06-10 2018-02-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector for a breathing circuit
USD852949S1 (en) 2016-09-22 2019-07-02 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector for a nasal cannula assembly
WO2018106126A1 (en) 2016-12-07 2018-06-14 Fisher And Paykel Healthcare Limited Sensing arrangements for medical devices
US11400247B2 (en) 2016-12-22 2022-08-02 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
US10946160B2 (en) 2017-03-23 2021-03-16 General Electric Company Medical vaporizer with carrier gas characterization, measurement, and/or compensation
EP4579233A3 (en) 2017-04-14 2025-08-20 Fisher & Paykel Healthcare Limited Flow path sensing for flow therapy apparatus
CN107432973B (zh) * 2017-06-29 2020-08-11 天津怡和嘉业医疗科技有限公司 一种能量回馈制动系统及呼吸机
EP4512329A3 (en) * 2017-10-06 2025-04-23 Fisher & Paykel Healthcare Limited Closed loop oxygen control
RU2688796C1 (ru) * 2018-05-07 2019-05-22 Общество с ограниченной ответственностью "БФСофт" (ООО "БФСофт") Дыхательный тренажер
CN119215295B (zh) * 2018-10-26 2026-07-24 北京瑞迈特医疗科技股份有限公司 加湿组件和呼吸通气设备
WO2020117836A1 (en) 2018-12-03 2020-06-11 Mallinckrodt Hospital Products IP Limited Gas sensor module
EP3897798B1 (en) 2018-12-18 2024-06-19 ResMed Pty Ltd Humidifier reservoir
CN109432564B (zh) * 2018-12-26 2024-03-26 南京舒普思达医疗设备有限公司 一种呼吸机螺旋风道模块
TWI902240B (zh) 2019-03-21 2025-10-21 紐西蘭商費雪＆佩凱爾關心健康有限公司 用於提供氣泡持續氣道正壓(cpap)的呼吸系統
CN109876256A (zh) * 2019-03-28 2019-06-14 广州鲸科医疗科技有限公司 一种呼吸治疗仪
WO2020206002A1 (en) * 2019-04-01 2020-10-08 Inogen, Inc. Compact portable oxygen concentrator
CN113365682A (zh) * 2019-06-06 2021-09-07 东莞永胜医疗制品有限公司 带有噪声阻尼构件的呼吸设备
FR3098122B1 (fr) * 2019-07-05 2021-06-04 Air Liquide Medical Systems Ventilateur médical à caisson interne incluant une micro-soufflante motorisée et des circuits de gaz
USD1006981S1 (en) 2019-09-06 2023-12-05 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing conduit
CN110575591A (zh) * 2019-09-09 2019-12-17 浙江莱福医疗科技有限公司 一种呼吸管路接口及应用该呼吸管路接口的呼吸机
USD948027S1 (en) 2019-09-10 2022-04-05 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector for a breathing conduit
CN114450053A (zh) 2019-09-10 2022-05-06 费雪派克医疗保健有限公司 用于控制流量治疗设备中的氧气输送的方法和系统
TWI785276B (zh) * 2019-09-27 2022-12-01 雃博股份有限公司 呼吸系統
USD940861S1 (en) 2020-03-03 2022-01-11 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector for a respiratory system conduit
DE102020108199B4 (de) 2020-03-06 2025-08-14 Ac Aircontrols Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen von Volumenstrom, Druck und Zusammensetzung eines Gases
US20230270970A1 (en) * 2020-07-17 2023-08-31 Bmc (Tianjin) Medical Co., Ltd Humidification tank and ventilation treatment device
USD974551S1 (en) 2020-12-09 2023-01-03 Fisher & Paykel Healthcare Limited Connector assembly and connector
WO2022195528A1 (en) * 2021-03-19 2022-09-22 Reuvers Eduard Johannis Adrianus Plant growing apparatus and method for enriching air with exhaled co2
USD1073919S1 (en) 2021-05-17 2025-05-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory system conduit with connector
CN113262371B (zh) * 2021-05-26 2025-01-07 深圳市安保医疗科技股份有限公司 气路模块和呼吸机
USD995758S1 (en) 2021-06-11 2023-08-15 Fisher & Paykel Healthcare Limited Tube assembly and connector
DE102023133562A1 (de) * 2023-11-30 2025-06-05 Hamilton Medical Ag Beatmungsvorrichtung und Verfahren des Betreibens einer Beatmungsvorrichtung
US20260021264A1 (en) * 2024-07-19 2026-01-22 Wallenberg Union Llc Noise-reducing air passage device for use in a pap machine
US12337108B1 (en) 2024-07-25 2025-06-24 Wallenberg Union Llc Noise-reducing air passage device and its components for use in ventilator systems
US12403279B1 (en) 2024-07-25 2025-09-02 Wallenberg Union Llc Noise-reducing respiratory device

Family Cites Families (247)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB191210428A (en) 1912-05-05 1913-02-20 Alfred Julius Boult Improvements in or relating to Apparatus for use in Administering Gas for Medical or like purposes.
US1269599A (en) 1914-04-30 1918-06-18 Fritz Haber Method and apparatus for testing gases.
US1570781A (en) 1921-12-20 1926-01-26 Ruben Samuel Testing apparatus and method
DE404809C (de) 1923-05-08 1924-10-21 Willi Kunze Dr Verfahren zum Nachweis und zur quantitativen Analyse von Gasen aus der Tonhoehe eines oder mehrerer mit dem zu bestimmenden Medium gefuellter und elektrisch zu Schallschwingungen erregter Resonatoren
US2283750A (en) 1940-01-16 1942-05-19 Gen Electric Apparatus for measuring the density of gases
US2568277A (en) 1942-08-01 1951-09-18 Bendix Aviat Corp Fluid testing apparatus
GB792986A (en) 1954-11-17 1958-04-09 Parsons & Co Sir Howard G Improvements in or relating to sonic gas analysers
US2984097A (en) 1956-09-11 1961-05-16 Merck & Co Inc Gas measuring apparatus
US3120750A (en) 1958-11-28 1964-02-11 Iii Elihu Root Gas analyzer
NL302089A (es) 1963-01-28
NL150210B (nl) 1964-09-14 1976-07-15 Polva Nederland Bv Buigzame strook voor het schroefvormig wikkelen tot een buis.
US3468157A (en) 1966-03-03 1969-09-23 Phillips Petroleum Co Acoustical apparatus for detecting the composition of a gas
US3762197A (en) 1970-09-14 1973-10-02 Phillips Petroleum Co Acoustical detecting apparatus
US3724484A (en) 1971-07-13 1973-04-03 Us Air Force Particle density control system for colloid core nuclear reactor
BE791154A (fr) 1971-11-10 1973-05-09 Synthelabo Respirateur a turbine
DE2308418B2 (de) 1972-06-21 1976-04-08 Petzetakis, Aristovoulos George, Moschaton, Piräus (Griechenland) Verfahren und vorrichtung zum herstellen eines insbesondere grosskalibrigen rohres aus thermoplastischem kunststoff
US4033808A (en) 1972-06-21 1977-07-05 Aristovoulos George Petzetakis Apparatus for the production of hollow bodies, especially large-diameter ducts from thermoplastic synthetic resin
US3805590A (en) 1973-03-09 1974-04-23 Us Navy Oxygen partial pressure sensor
US3848457A (en) 1973-05-14 1974-11-19 Minnesota Mining & Mfg Gaseous fluid monitoring apparatus
US3981176A (en) 1974-09-16 1976-09-21 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health, Education And Welfare Dual frequency acoustic gas composition analyzer
US4155246A (en) 1977-04-13 1979-05-22 Harley E. Schear Rapid gas analyzing system
US4215409A (en) 1978-03-13 1980-07-29 Mckesson Company Flow control system for anesthesia apparatus
JPS554528A (en) 1978-06-27 1980-01-14 Sumitomo Bakelite Co Ltd Method and apparatus for measuring gas concentration
NO791305L (no) 1978-08-04 1980-02-05 Sub Sea Oil Services Ssos Gassanalysator
US4255964A (en) 1978-11-30 1981-03-17 The Garrett Corporation Fluid monitor
JPS55166163A (en) 1979-06-13 1980-12-25 Citizen Watch Co Ltd Controller for anesthetic gas
DE2926747C2 (de) 1979-07-03 1982-05-19 Drägerwerk AG, 2400 Lübeck Beatmungsanlage mit von Patientenwerten gesteuertem Beatmungsgerät
DE2945575A1 (de) 1979-11-10 1981-05-27 Drägerwerk AG, 2400 Lübeck Frischgaseinrichtung mit mischer fuer medizinische und atmungsgeraete
US4340044A (en) 1980-03-20 1982-07-20 Berkshire Research Partners Volume ventilator
US4331025A (en) * 1980-10-14 1982-05-25 Mapco, Inc. Methods of measuring fluid viscosity and flow rate
GB2087559A (en) 1980-11-15 1982-05-26 Nat Maritime Inst Determining gas compositions acoustically
US4380167A (en) 1981-03-18 1983-04-19 Energy Controls, Inc. Apparatus and method for detecting a fraction of a gas
US4435856A (en) 1982-04-14 1984-03-13 Esperance Francis A L Bifocal intraocular lens structure and spectacle actuation frame
US4452090A (en) 1982-05-17 1984-06-05 Airco, Inc. Ultrasonic flowmeter
JPS5931308Y2 (ja) * 1982-06-14 1984-09-05 株式会社ほくさん ガス混合ユニツト
DE3246247A1 (de) 1982-12-14 1984-06-14 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Doppelwandiger, flexibler schlauch
US4520654A (en) 1983-03-14 1985-06-04 General Electric Company Method and apparatus for detecting hydrogen, oxygen and water vapor concentrations in a host gas
US4555932A (en) 1984-02-03 1985-12-03 Rca Corporation Method and apparatus for assaying the purity of a gas
US4662212A (en) 1984-09-10 1987-05-05 Sumitomo Bakelite Company Limited Measuring instrument for concentration of gas
US4989595A (en) 1985-09-23 1991-02-05 Battelle Development Corporation Aspirator/nebulizer
US4773448A (en) 1987-02-26 1988-09-27 Francis Norman L Freeze-resistant plastic pipe and method for its manufacture
DE3717418C1 (de) 1987-05-23 1988-10-06 Baston Artur Vobau Zylindrischer Hohlkoerper aus schraubenlinienfoermig aufgewickeltem Kunststoffprofil
US4889116A (en) 1987-11-17 1989-12-26 Phospho Energetics, Inc. Adaptive control of neonatal fractional inspired oxygen
US4938066A (en) 1988-01-29 1990-07-03 Xecutek Corporation Ultrasonic apparatus for measuring the speed of sound in a gaseous medium
JPH01321508A (ja) 1988-06-23 1989-12-27 Kojima Seisakusho:Kk 酸素濃度制御装置
FI82133C (sv) 1988-08-17 1991-01-10 Kwh Pipe Ab Oy Spirallindat rör
US5060507A (en) 1989-06-21 1991-10-29 John Urmson Method and apparatus for fluid mixture monitoring, constituent analysis, and composition control
GB8918068D0 (en) 1989-08-08 1989-09-20 Front Engineering Ltd An apparatus for determining the time taken for sound to cross a body of fluid in an enclosure
US5060506A (en) 1989-10-23 1991-10-29 Douglas David W Method and apparatus for monitoring the content of binary gas mixtures
US5060514A (en) * 1989-11-30 1991-10-29 Puritan-Bennett Corporate Ultrasonic gas measuring device
WO1991009306A1 (de) 1989-12-08 1991-06-27 Oscar Oehler Selektive gasdetektion durch feldseparation und schallgeschwindigkeitsmessung: o2-detektion
US5237987A (en) 1990-06-07 1993-08-24 Infrasonics, Inc. Human lung ventilator system
US5179862A (en) 1990-06-29 1993-01-19 Panametrics, Inc. Snap-on flow measurement system
US5365922A (en) 1991-03-19 1994-11-22 Brigham And Women's Hospital, Inc. Closed-loop non-invasive oxygen saturation control system
FI95219C (sv) 1992-04-30 1996-01-10 Kwh Pipe Ab Oy Svetsningsförfarande vid framställning av spirallindat rör och svetshuvud för utförande av förfarandet
US5343760A (en) 1992-07-09 1994-09-06 General Motors Corporation Gas concentration and flow rate sensor
JPH0724111Y2 (ja) * 1992-07-31 1995-06-05 公道 奥山 低酸素空気生成装置
US5247826B1 (en) 1992-11-12 1995-07-18 Devilbiss Health Care Inc Gas concentration and/or flow sensor
GB9224797D0 (en) 1992-11-26 1993-01-13 Normalair Garrett Ltd Air-oxygen mixture controllers for breathing demand regulators
EP0646346A3 (de) 1993-09-30 1998-06-17 NDD Medizintechnik GmbH Vorrichtung zur Messung von Atemgasparametern
US5351522A (en) 1993-11-02 1994-10-04 Aequitron Medical, Inc. Gas sensor
US6675797B1 (en) 1993-11-05 2004-01-13 Resmed Limited Determination of patency of the airway
US5392635A (en) 1993-12-30 1995-02-28 At&T Corp. Acoustic analysis of gas mixtures
US5463906A (en) 1994-01-24 1995-11-07 Triton Technology, Inc. Interchangeable disposable acoustic for use with an ultrasonic flowmeter, particularly during extracorporeal measurement of blood flow
JPH08109984A (ja) 1994-03-15 1996-04-30 Fisher & Paykel Ltd 加湿ガスを送るための導管及びその製造工程
DE59505211D1 (de) 1994-04-19 1999-04-08 Jakob Boesherz Beatmungsgerät, insbesondere zur behandlung von ateminsuffizienzen, sowie verfahren zu dessen betrieb
US5490763A (en) 1994-09-15 1996-02-13 Abrams; Andrew L. Pump for shear sensitive fluids
US5551419A (en) 1994-12-15 1996-09-03 Devilbiss Health Care, Inc. Control for CPAP apparatus
US5581014A (en) 1995-04-05 1996-12-03 Douglas; David W. Method and apparatus for acoustic analysis of binary gas mixtures with continuous self-calibration
US5809997A (en) 1995-05-18 1998-09-22 Medtrac Technologies, Inc. Electronic medication chronolog device
US5627323A (en) 1995-05-25 1997-05-06 Stern; Michael Ultrasonic binary gas measuring device
US6041777A (en) * 1995-12-01 2000-03-28 Alliance Pharmaceutical Corp. Methods and apparatus for closed-circuit ventilation therapy
US5625140A (en) 1995-12-12 1997-04-29 Lucent Technologies Inc. Acoustic analysis of gas mixtures
EP0788805A3 (en) 1996-02-06 1998-05-13 DeVilbiss Health Care, Inc. Control for CPAP apparatus
GB9608265D0 (en) 1996-04-22 1996-06-26 British Gas Plc Apparatus for measuring a gas value
US5792665A (en) 1996-05-29 1998-08-11 Morrow, Iii; Donald W. Oxygen sensing method and hand held analyzer therefore
EP0813060B1 (en) 1996-06-13 2007-01-10 Leybold Inficon, Inc. Acoustic sensor with resonator cell for in-line continuous monitoring of gasses
US5917135A (en) 1996-06-14 1999-06-29 Invacare Corporation Gas concentration sensor and control for oxygen concentrator utilizing gas concentration sensor
US5823186A (en) 1996-06-20 1998-10-20 Dragerwerk Ag Respirator
US5701883A (en) 1996-09-03 1997-12-30 Respironics, Inc. Oxygen mixing in a blower-based ventilator
US5915834A (en) 1997-06-09 1999-06-29 Litton Systems, Inc. Variable set point oxygen concentration mixer
CA2619893C (en) 1997-06-17 2011-11-15 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory humidification system
AUPO742297A0 (en) 1997-06-18 1997-07-10 Resmed Limited An apparatus for supplying breathable gas
JP2001516623A (ja) 1997-09-19 2001-10-02 レスピロニックス・インコーポレイテッド 医療用呼吸器
US6306235B1 (en) 1997-10-16 2001-10-23 Nomaco, Inc. Spiral formed products and method of manufacture
US6138674A (en) 1997-10-16 2000-10-31 Datex-Ohmeda, Inc. Active temperature and humidity compensator for anesthesia monitoring systems
US6142149A (en) 1997-10-23 2000-11-07 Steen; Scot Kenneth Oximetry device, open oxygen delivery system oximetry device and method of controlling oxygen saturation
US6039696A (en) 1997-10-31 2000-03-21 Medcare Medical Group, Inc. Method and apparatus for sensing humidity in a patient with an artificial airway
US20050121033A1 (en) 1998-02-25 2005-06-09 Ric Investments, Llc. Respiratory monitoring during gas delivery
US6116080A (en) 1998-04-17 2000-09-12 Lorex Industries, Inc. Apparatus and methods for performing acoustical measurements
AU5441599A (en) 1998-09-04 2000-03-27 Caradyne (R & D) Limited A continuous positive airway pressure controller
US6105649A (en) 1998-09-30 2000-08-22 Jerry C. Levingston Pipe extrusion apparatus including winding a hollow profile
US7687039B2 (en) 1998-10-28 2010-03-30 Covaris, Inc. Methods and systems for modulating acoustic energy delivery
JP2000176017A (ja) 1998-12-15 2000-06-27 Suzuki Motor Corp 高頻度人工呼吸器の振動空気圧発生機構
WO2000045883A1 (en) 1999-02-04 2000-08-10 Versamed Medical Systems Ltd. Computer-controlled portable ventilator
US6178827B1 (en) 1999-04-22 2001-01-30 Murray F. Feller Ultrasonic flow sensor
US6899684B2 (en) 1999-08-02 2005-05-31 Healthetech, Inc. Method of respiratory gas analysis using a metabolic calorimeter
SE9903192D0 (sv) * 1999-09-09 1999-09-09 Siemens Elema Ab Förfarande för bestämning av gashalt
US6487916B1 (en) * 2000-02-02 2002-12-03 Bechtel Bxwt Idaho, Llc Ultrasonic flow metering system
US6629934B2 (en) 2000-02-02 2003-10-07 Healthetech, Inc. Indirect calorimeter for medical applications
US7111624B2 (en) 2000-03-21 2006-09-26 Fisher & Paykel Healthcare Limited Apparatus for delivering humidified gases
US6918389B2 (en) * 2000-03-21 2005-07-19 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
JP2001278604A (ja) 2000-03-31 2001-10-10 Ngk Spark Plug Co Ltd 酸素濃縮装置
JP2001321508A (ja) 2000-05-16 2001-11-20 Fuji Shoji:Kk 遊技機
CN1139787C (zh) * 2000-07-28 2004-02-25 山东科技大学资源与环境工程学院 组合式管道气、液流体多参数一体化传感器组件
AU2001293226A1 (en) 2000-08-28 2002-03-13 Healthtech, Inc. Respiratory gas sensors in flow path
US6895803B2 (en) * 2000-10-20 2005-05-24 Fisher & Paykel Healthcare Limited Humidity sensor
US6581595B1 (en) 2000-11-14 2003-06-24 Sensormedics Corporation Positive airway pressure device with indirect calorimetry system
US20020062681A1 (en) * 2000-11-30 2002-05-30 Livingston Richard A. Oxygen sensor and flow meter device
JP4169483B2 (ja) * 2001-01-22 2008-10-22 帝人株式会社 超音波式ガス濃度流量測定方法及び装置
WO2002057770A1 (en) * 2001-01-22 2002-07-25 Teijin Limited Equipment and method for measuring concentration and flow rate of gas ultrasonically
JP4612218B2 (ja) 2001-04-16 2011-01-12 帝人株式会社 酸素濃縮装置
US7066175B2 (en) 2001-05-07 2006-06-27 Emergent Respiratory Products, Inc. Portable gas powered positive pressure breathing apparatus and method
DE10161057A1 (de) 2001-12-12 2003-07-10 Heptec Gmbh Verfahren zur Steuerung des Differenzdrucks in einem CPAP-Gerät sowie CPAP-Gerät
SE0200184D0 (sv) 2002-01-24 2002-01-24 Siemens Elema Ab Acoustic Gas Meter
JP4398736B2 (ja) 2002-04-24 2010-01-13 エアーセップ・コーポレーション 低騒音酸素濃縮機
US6827084B2 (en) 2002-06-21 2004-12-07 Lloyd Thomas Grubb, Jr. Automatic gas blender
AU2003258918B2 (en) 2002-08-30 2005-11-17 Fisher & Paykel Healthcare Limited Humidification system
AU2003278649B2 (en) * 2002-11-01 2009-06-11 Fisher & Paykel Healthcare Limited System for sensing the delivery of gases to a patient
WO2004069922A1 (ja) 2003-02-07 2004-08-19 The Nippon Synthetic Chemical Industry Co., Ltd. 樹脂組成物およびその用途
JP4897477B2 (ja) 2003-02-19 2012-03-14 フィッシャー，ジョセフ 被験者の肺血流の測定を自動的に行うための装置
US7183552B2 (en) 2003-03-07 2007-02-27 Ric Investments, Llc Optical system for a gas measurement system
US7432508B2 (en) 2003-02-21 2008-10-07 Ric Investments, Llc Gas measurement system
US7501630B2 (en) 2003-02-21 2009-03-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Gas measurement system
US6954702B2 (en) 2003-02-21 2005-10-11 Ric Investments, Inc. Gas monitoring system and sidestream gas measurement system adapted to communicate with a mainstream gas measurement system
US6910481B2 (en) 2003-03-28 2005-06-28 Ric Investments, Inc. Pressure support compliance monitoring system
SE0301226D0 (sv) 2003-04-28 2003-04-28 Siemens Elema Ab Acoustic Determination of Moisture Content of a Gas Mixture
CN108837255B (zh) * 2003-06-20 2020-12-22 瑞思迈私人有限公司 带有加湿器的可吸入气体设备
AU2003903139A0 (en) 2003-06-20 2003-07-03 Resmed Limited Breathable gas apparatus with humidifier
JP4263063B2 (ja) 2003-09-26 2009-05-13 帝人株式会社 呼吸用気体供給装置
US7237440B2 (en) 2003-10-10 2007-07-03 Cidra Corporation Flow measurement apparatus having strain-based sensors and ultrasonic sensors
US8109266B2 (en) 2004-02-20 2012-02-07 Pneumoflex Systems, Llc Nebulizer having flow meter function
DE102004017403B4 (de) 2004-04-08 2010-03-25 Dräger Medical AG & Co. KG Messvorrichtung zur Messung des Volumenstromes eines Gases, dessen Strömungsrichtung sich umkehren kann
DE102004030747A1 (de) 2004-06-25 2006-01-19 Weinmann Geräte für Medizin GmbH + Co. KG Verfahren und Vorrichtung zum Mischen von Sauerstoff und Luft
US6945123B1 (en) 2004-06-28 2005-09-20 The General Electric Company Gas flow sensor having redundant flow sensing capability
US7970631B2 (en) 2004-08-31 2011-06-28 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Medical effector system
SE529989C2 (sv) 2004-09-03 2008-01-29 Ric Investments Llc Gasregulator
DE102004060065B4 (de) 2004-12-14 2016-10-20 Robert Bosch Gmbh Ultraschall Durchflussmesser mit Leitelementen
US7370651B2 (en) 2005-04-01 2008-05-13 Ric Investments, Llc Gas conserving device
JP5058982B2 (ja) 2005-05-26 2012-10-24 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 呼吸補助装置
US8561611B2 (en) 2005-06-21 2013-10-22 Ric Investments, Llc Respiratory device measurement system
EP3434332B1 (en) 2005-07-01 2023-12-20 Fisher & Paykel Healthcare Limited A breathing assistance apparatus with a manifold to add auxiliary gases to ambient gases
US20070044799A1 (en) 2005-07-08 2007-03-01 Hete Bernie F Modular oxygen regulator system and respiratory treatment system
DE102005038599A1 (de) * 2005-08-16 2007-02-22 Robert Bosch Gmbh Ultraschallmesseinheit mit integrierter Feuchteermittlung
US7448376B2 (en) 2005-08-27 2008-11-11 Pamela Lepel Medication delivery device and method
US8006692B2 (en) 2005-12-02 2011-08-30 Carefusion 2200, Inc. Gas blender with auxiliary mixed gas outlet
DE102005059062B4 (de) * 2005-12-08 2009-08-27 Continental Automotive Gmbh Vorrichtung zur Bestimmung eines Massenstroms
CA2633151C (en) 2005-12-15 2012-05-29 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
US7509957B2 (en) 2006-02-21 2009-03-31 Viasys Manufacturing, Inc. Hardware configuration for pressure driver
BRPI0702864A2 (pt) 2006-03-06 2011-03-15 Ric Investments Inc sistema de medição de gás
CN100522278C (zh) * 2006-03-10 2009-08-05 江苏凯泰医疗设备有限公司 无压缩空气智能化呼吸机空氧混合系统
US7810497B2 (en) 2006-03-20 2010-10-12 Ric Investments, Llc Ventilatory control system
US7574894B2 (en) 2006-04-25 2009-08-18 Parker-Hannifin Corporation ASM output ultrasonic oxygen sensor
US20070283958A1 (en) 2006-05-23 2007-12-13 Ray Naghavi Positive airway pressure device
US7766857B2 (en) 2006-08-21 2010-08-03 General Electric Company Non-invasive determination of cardiac output, gas exchange and arterial blood gas concentration
US20080060647A1 (en) 2006-09-12 2008-03-13 Invacare Corporation System and method for delivering a breathing gas
DE102006045739B3 (de) 2006-09-27 2007-08-30 Dräger Medical AG & Co. KG Vorrichtung mit einem Beatmungsgerät und einem Anfeuchter
BRPI0718544B8 (pt) 2006-11-06 2021-06-22 Fisher & Paykel Healthcare Ltd sistema integrado de soprador e de umidificação para fornecer gases umidificados aquecidos para um usuário
US20080156328A1 (en) 2006-11-13 2008-07-03 John Taube Solenoid air/oxygen system for use with an adaptive oxygen controller and therapeutic methods of use
CN103432672B (zh) * 2007-01-23 2016-08-24 菲舍尔和佩克尔保健有限公司 在气体通路的患者端设有rfid标签传感器的加湿设备
EP1961439B1 (en) 2007-02-23 2009-12-16 General Electric Company Inhalation anaesthesia delivery system and a method for leak detection in the inhalation anaesthesia delivery system
CN101680859B (zh) * 2007-05-31 2013-01-02 帝人制药株式会社 超声波式气体浓度测定方法及使用该方法的装置
WO2009002394A1 (en) 2007-06-21 2008-12-31 Avistar, Inc. Method and apparatus for controlling relative coal flow in pipes from a pulverizer
US8356593B2 (en) 2007-07-18 2013-01-22 Vapotherm, Inc. Delivery tube for breathing gas heating and humidification system
EP2017586A1 (en) 2007-07-20 2009-01-21 Map-Medizintechnologie GmbH Monitor for CPAP/Ventilator apparatus
EP2195061B1 (en) 2007-08-14 2018-08-22 Plastiflex Group A respiratory system
US20090065007A1 (en) 2007-09-06 2009-03-12 Wilkinson William R Oxygen concentrator apparatus and method
WO2009045198A1 (en) 2007-10-05 2009-04-09 Vapotherm, Inc. Hyperthermic humidification system
US20090107501A1 (en) 2007-10-24 2009-04-30 Ana Krieger System and method of monitoring respiratory airflow and oxygen concentration
CN101888870B (zh) 2007-10-26 2013-11-27 优特埃合伙有限公司 换气稳定系统
US8820135B2 (en) 2007-10-29 2014-09-02 Poseidon Diving Systems Ab Auto calibration / validation of oxygen sensor in breathing apparatus
ES2453483T3 (es) * 2007-11-15 2014-04-07 Teijin Pharma Limited Concentrador de oxígeno
DE112008003064T5 (de) 2007-11-16 2010-12-09 Fisher & Paykel Healthcare Ltd., East Tamaki Nasenolive mit hochvolumiger Bypassströmung und Verfahren zu deren Verwendung
US20090145428A1 (en) 2007-12-05 2009-06-11 Sequal Technologies, Inc. System and Method for Controlling Supply of Oxygen Based on Breathing Rate
US9802022B2 (en) 2008-03-06 2017-10-31 Resmed Limited Humidification of respiratory gases
US20090241953A1 (en) 2008-03-31 2009-10-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Ventilator with piston-cylinder and buffer volume
EP4706722A3 (en) 2008-05-27 2026-05-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Control of humidifier chamber temperature for accurate humidity control
US8485185B2 (en) 2008-06-06 2013-07-16 Covidien Lp Systems and methods for ventilation in proportion to patient effort
US20100006098A1 (en) 2008-07-10 2010-01-14 Mcginnis William J Cpap-oximeter hybrid device and method of using
JP2010073574A (ja) 2008-09-19 2010-04-02 Sony Corp 面光源装置及び表示装置
DE102008055164A1 (de) 2008-12-29 2010-07-01 Endress + Hauser Flowtec Ag Messsystem zur Bestimmung und/oder Überwachung des Durchflusses eines Messmediums durch das Messrohr mittels Ultraschall
WO2010084183A2 (en) 2009-01-22 2010-07-29 Plastiflex Belgium Heated sleeve for respiratory conduit
JP5759390B2 (ja) 2009-02-13 2015-08-05 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 圧サポート装置及びその運転方法
US20100224191A1 (en) 2009-03-06 2010-09-09 Cardinal Health 207, Inc. Automated Oxygen Delivery System
EP2411078B1 (en) 2009-03-23 2016-05-18 Koninklijke Philips N.V. Gas mixing control apparatus
CN102362178B (zh) 2009-03-23 2014-11-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用超声的气体感测
EP2236993A1 (en) 2009-04-02 2010-10-06 Kamstrup A/S Flow meter with housing and separate unit
CN201379872Y (zh) 2009-04-21 2010-01-13 嘉美科仪(北京)医疗设备有限公司 一种呼吸机
EP2429622B1 (en) 2009-05-13 2014-02-26 Maquet Critical Care AB Anesthetic breathing apparatus having volume reflector unit with controllable penetration
CN101554510B (zh) * 2009-05-18 2011-05-11 浙江新丰医疗器械有限公司 一种呼吸器的呼气阀
US20120109536A1 (en) 2009-07-07 2012-05-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multifunction sensor system and method for supervising room conditions
JP5543592B2 (ja) 2009-07-22 2014-07-09 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 転倒検出器及び転倒検出方法
CN102596030B (zh) 2009-11-03 2015-12-09 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于测量呼出气中特定气体的水平的设备
US20110112639A1 (en) 2009-11-06 2011-05-12 Moximed, Inc. Positioning Systems and Methods for Implanting an Energy Absorbing System
WO2011057196A1 (en) 2009-11-09 2011-05-12 Wayne State University Metaloxide-zr02 catalysts for the esterification and transesterification of free fatty acids and triglycerides to obtain bio -diesel
WO2011058196A1 (en) 2009-11-16 2011-05-19 Maquet Critical Care Ab Breathing apparatus with monitored delivery device
JP5374345B2 (ja) 2009-12-09 2013-12-25 花王株式会社 生理用ナプキン
US9285257B2 (en) 2009-12-18 2016-03-15 Maquet Critical Care Ab Gas meter for ultrasound measurements in a breathing apparatus having self-draining conduit arrangement
US9463293B2 (en) 2010-01-14 2016-10-11 Koninklijke Philips N.V. Servo ventilation using negative pressure support
JP2011143107A (ja) 2010-01-15 2011-07-28 Terumo Corp 酸素濃縮装置
JP5477051B2 (ja) 2010-03-01 2014-04-23 株式会社デンソー 超音波流量計
US20120065533A1 (en) 2010-05-28 2012-03-15 Carrillo Jr Oscar Positive Airway Pressure System and Method
CN102009697A (zh) 2010-06-13 2011-04-13 贾秉成 一种车架连接结构
WO2012014106A1 (en) 2010-07-27 2012-02-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Leak estimation using function estimation.
US20130152933A1 (en) 2010-08-10 2013-06-20 The Regents Of The University Of California, A California Corporation Automated fluid delivery system and method
EP3939640B1 (en) * 2010-08-13 2025-11-26 Fisher & Paykel Healthcare Limited Apparatus
US20120055474A1 (en) 2010-09-07 2012-03-08 Wilkinson William R Methods and systems for providing oxygen enriched gas
US8544343B2 (en) 2010-11-19 2013-10-01 Cameron International Corporation Chordal gas flowmeter with transducers installed outside the pressure boundary
EP2654562B1 (en) 2010-12-21 2015-03-18 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining carbon dioxide excreted during non-invasive ventilation
CN102266630B (zh) 2010-12-31 2014-10-01 北京谊安医疗系统股份有限公司 一种呼吸机气体比例控制方法及装置
US8752544B2 (en) 2011-03-21 2014-06-17 General Electric Company Medical vaporizer and method of monitoring of a medical vaporizer
US9861733B2 (en) 2012-03-23 2018-01-09 Nxstage Medical Inc. Peritoneal dialysis systems, devices, and methods
JP6002747B2 (ja) 2011-03-23 2016-10-05 レスメド・リミテッドＲｅｓＭｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ 換気の充足度の検出
CN102261937A (zh) 2011-04-25 2011-11-30 西安交通大学 一种高精度时差式超声波流量计及其流量测量方法
CN202057365U (zh) * 2011-05-04 2011-11-30 上海中核维思仪器仪表有限公司 压力变化状态下超声波前置信号自适应电路
US9302066B2 (en) 2011-09-12 2016-04-05 Resmed Limited Modularized respiratory treatment apparatus
US9649459B2 (en) 2011-09-26 2017-05-16 Resmed Paris Sas Ventilator apparatus and method
WO2013050907A1 (en) 2011-10-05 2013-04-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Respiratory therapy systems and methods using a gas mixing circuit
JP5371066B2 (ja) 2011-11-04 2013-12-18 正道 岩佐 超音波センサ及びこれを用いた超音波流量計
JP6342816B2 (ja) 2012-02-29 2018-06-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 圧力サポート装置における空気密度変動の補償
CA3176668A1 (en) 2012-03-15 2013-09-19 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory gas humidification system
US10449323B2 (en) 2012-03-30 2019-10-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Humidification system
AU2013244090B2 (en) * 2012-04-05 2018-04-05 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory assistance apparatus
JP2015517865A (ja) 2012-05-30 2015-06-25 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ ポータブル手持ち式混合気体富化圧力支援システム及び方法
US9562883B2 (en) 2012-08-07 2017-02-07 Lifeloc Technologies, Inc. Breath alcohol tester calibration station
CN104582774A (zh) 2012-08-13 2015-04-29 皇家飞利浦有限公司 具有药物和气体递送的手持式呼吸困难处置设备
JP6321663B2 (ja) 2012-10-12 2018-05-09 イノヴァ ラボ，インコーポレイテッド 酸素富化ガス送達のための方法およびシステム
US10589050B2 (en) 2012-11-14 2020-03-17 Fisher & Paykel Healthcare Limited Zone heating for respiratory circuits
CN103893872B (zh) 2012-12-26 2016-04-20 北京谊安医疗系统股份有限公司 一种麻醉机压力传感器零点标定方法和装置
US9884157B2 (en) 2013-03-15 2018-02-06 Microdose Therapeutx, Inc. Inhalation device, control method and computer program
CN203169777U (zh) 2013-05-06 2013-09-04 沈增贵 防止液水倒流的呼吸机
FR3005580B1 (fr) 2013-05-16 2016-08-12 Air Liquide Medical Systems Appareil de ventilation artificielle a capteur de pression absolue et capteur de pression differentielle
US10286175B2 (en) 2013-05-17 2019-05-14 Resmed Paris Sas Flow diffuser and sound cone
JP6783653B2 (ja) 2013-07-09 2020-11-11 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 呼吸治療のためのシステム及び方法
CA2926046A1 (en) 2013-09-11 2015-03-19 Advanced Inhalation Therapies (Ait) Ltd. System for nitric oxide inhalation
GB2534496B (en) 2013-09-13 2020-04-01 Fisher & Paykel Healthcare Ltd A cartridge for a respiratory humidifier
US10449320B2 (en) 2013-10-15 2019-10-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Sensing and control arrangements for respiratory device
US10532174B2 (en) 2014-02-21 2020-01-14 Masimo Corporation Assistive capnography device
US20150327807A1 (en) 2014-05-13 2015-11-19 Karl Kuefner GmbH & Co. KG Device and method for monitoring compressions at a cardiac massage
CN110393839B (zh) 2014-05-27 2023-03-24 费雪派克医疗保健有限公司 用于医疗装置的气体混合和测量
US11571539B2 (en) 2014-07-21 2023-02-07 Fisher & Paykel Healthcare Limited Fluid mixing structure
WO2016161036A1 (en) 2015-04-01 2016-10-06 Compliant Games, Inc. Respiratory therapy instrument offering game-based incentives,training, and telemetry collection
US20160287824A1 (en) 2015-04-03 2016-10-06 Invent Medical Corporation Ventilator
EP3334485B1 (en) 2015-08-14 2024-03-06 ResMed Pty Ltd Monitoring respiratory pressure therapy
EP3146897A1 (en) 2015-09-22 2017-03-29 Srett (Sas) Oxygen therapy monitoring device and method
CN114796783A (zh) 2015-12-02 2022-07-29 费雪派克医疗保健有限公司 流量治疗设备的流动路径感测
WO2017106636A1 (en) 2015-12-18 2017-06-22 Inova Labs, Inc. Use of an oxygen concentrator for cpap therapy

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Publication number Publication date
ES2906605T3 (es) 2022-04-19
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CA3246732A1 (en) 2025-10-30

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