技术领域
[0001] 本
发明涉及一种智能型流出阻力切换模拟呼吸装置，属于医学仪器技术领域。
背景技术
[0002] 外呼吸的完成需要
肺通气和肺换气两个过程的参与，即通过进出气道的气流运动实现外界与肺泡的气体交换，通过血液循环实现肺泡与血液的气体交换。进出气道的气流在气道内的运动需要胸廓活动来为其提供动力，病理情况下，如果牵引胸廓活动的呼吸肌肉失去神经冲动，或者呼吸肌肉疲劳不能进行有效收缩，就需要借阻
呼吸机，来代替或者帮助呼吸肌肉为气流运动提供有效的动力支持。正常的呼吸功能是维持生命及
机体的内外环境稳定的重要生理活动之一，呼吸机在现代医学中已经成为最重要的生命救治设备。
[0003] 肺是一个弹性器官，对于压力通气的呼吸机，其潮气量与充盈压力之间的关系取决于肺的弹性特性。由于肺的弹性特征是因人而异的，而且会因患者的
疾病状况和呼吸状态而变化，因此，在通气过程中不可能一成不变地设定一个固定不变的潮气量，从而避免了容量通气的呼吸机气道内压不可控制的致命缺点。但是，正因为潮气量的易变性，使得其合理正确的使用需要有较高的理论素养和训练要求，限制了其技术的推广。
发明内容
[0004] 为了克服以上不足，本发明提出了一种智能型流出阻力切换模拟呼吸装置，它以进入病人气道的流量
信号来调控主机系统的压力变化，自动控制
阀的运动，从而决定呼吸机辅助气流的节奏和强度。
[0005] 本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：本发明包括
风机，空气缓冲腔，进气流
传感器，气囊，出气流传感器，气阀，压强传感器，
信号处理与控制单元。
[0006] 空气缓冲腔有三个圆口，第一圆口与风机连通，第二圆口通过软管连接至气囊形成进气通道，进气流传感器固定在进气通道上，第三圆口通过软管连接至气阀形成排气通道，出气流传感器固定在排气通道上，压强传感器固定在空气缓冲腔上；气阀的运动幅度和运动节奏决定了气囊的充盈容量和呼吸机的通气节奏；进气流传感器、出气流传感器、压强传感均连接到信号处理与控制单元，分别用于检测呼吸装置的进气通道的通气流量、排气通道的通气流量和气道压力，并将采集到
信号传输到信号处理与控制单元做进一步处理；信号处理与控制单元包括信号处理与控制
电路和计算机加载的信号处理与控制
软件，并利用信息采集卡实现信号的传递，对风机和气阀进行驱动和操作控制，实现呼吸装置的各项功能。
[0007] 所述信号处理与控制电路包括电源模
块、
电机信号滤波模块、阀运动控
制模块、流量处理模块和气压
电压处理模块；其中，气压电压处理模块由电压相减模块、电压放大模块和气压电压滤波模块组成；电源模块为系统提供电压，气压电压滤波模块将气压电压信号滤波后传送到电压相减模块，电压放大模块对电压相减模块输出的电压信号进行放大后传送到计算机，流量处理模块将气流电压信号滤波后传送到计算机，电机信号滤波模块根据计算机输出的指令控制风机的运动，阀运动
控制模块根据计算机输出的指令控制气阀的运动。
[0008] 所述电源模块包括AMS1117稳压器两个，电容C1，电容C2，电容C3，电容C4，电容C5，电容C6，电容C7，电容C8，电容C9，电容C10，电容C11，电容C12，电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18，电容C19，电容C20，电容C21，电容C22，
电阻R9，电阻R10，电阻R11， 7905稳压芯片以及CON4插座。CON4插座1脚接地，2脚接12V电压，3脚接-12V电压，4脚接5V电压。第一个AMS1117稳压器脚1接地，脚2接5V电压，且连接电容C3正端，电容C3另一端接地，C3与C4并联；脚3接12V电压，且连接C2正端，C2另一端接地，C2与C1并联。第二个AMS1117稳压器2脚接10V电压，且连接R9一端，R9另一端接AMS1117稳压器1脚和R10一端，R10与R11
串联，R11另一端接地，AMS1117稳压器2脚同时接电容C7正端，C7另一端接地，C8与C7并联；AMS1117稳压器3脚接12V电压，且连接电容C6正端，C6另一端接地，电容C5与C6并联。7905稳压芯片1脚接地；2脚接-12V电压，且连接电容C20负端，C20另一端接地，电容C19与C20并联；3脚接-5V电压，且连接电容C21负端，C21另一端接地，电容C22与C21并联。
[0009] 所述电压相减模块包括CON4插座，OP07
单片机，电阻R1，电阻R2，电阻R3，电阻R4。CON4插座1脚接5V电压；2脚接电阻R3，R3另一端接R4和OP07单片机3脚，电阻R4另一端接地；3脚接地；4脚接电阻R2一端，R2另一端接电阻R1与OP07单片机2脚，电阻R1另一端同时接OP07单片机6脚、气压电压滤波模块中CON2插座1脚和电压放大模块中100OPAMP单片机2脚。OP07单片机4脚接-5V电压，7脚接5V电压，1脚、5脚与8脚不接。
[0010] 所述气压电压滤波模块包括CON2插座，CON4插座，电容C9，电容C10，电容C11，电容C12。CON2插座2脚与电容C9，C10正端相连，电容C11和C12与C10并联，电容另一端接地。CON4插座1脚接地，2脚接电压放大模块中100OPAMP单片机5脚，3脚接流量计信号处理模块中电阻R7、R8之间的连线，4脚接流量计信号处理模块中电阻R5、R6之间的连线。
[0011] 所述流量处理模块包括CON3插座两个，电阻R5，电阻R6，电阻R7，电阻R8，电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18。第一个CON3插座1脚接地，2脚接10V电压，3脚接电阻R5，R5另一端接电阻R6和LLout1，电阻R6另一端与R8相连且接地，R8另一端接LLout2和电阻R7，电阻R7另一端接第二个CON3插座3脚，第二个CON3插座
2脚接10V电压，1脚接地。
[0012] 所述电机信号滤波模块包括电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18。电容C13、C14和C15并联，一端接呼吸阀驱动模块中第一个CON2插座1脚，另一端接地；C16、C17和C18并联，一端接呼吸阀驱动模块中第一个CON2插座2脚，另一端接地。
[0013] 所述阀运动控制模块包括CON2插座两个，L9110单片机，电阻R12，电阻R13，电阻R14，电阻R15，电阻R16，电阻R17，电阻R18，电阻R19。L9110单片机1脚与电阻R16、R12、R15依次串联，电阻R15另一端接第一个CON2插座1脚；L9110单片机2脚与3脚相连且接入5V电压；L9110单片机4脚与电阻R18、R19、R17依次串联，电阻R17另一端接第一个CON2插座1脚；L9110单片机5脚和8脚相连且接地；L9110单片机6脚同时接第二个CON2插座2脚和电阻R14，电阻R14另一端接R13且接入5V电压，电阻R13另一端同时接L9110单片机7脚和第二个CON2插座1脚。
[0014] 所述电压放大模块包括100OPAMP单片机，CON2插座。100OPAMP单片机1脚、4脚和6脚接空,；3脚和8脚接地；7脚接5V电压。CON2插座两脚相连且接地。
[0015] 所述信号处理与控制
软件包括潮气量积分运算模块、压力曲线描记模块、压力-容量曲线描记模块、呼吸相转换模块、指令通气节奏控制模块、最大充盈状态占比控制模块、
基础气道压调控模块、目标潮气量调控模块、肺损伤保护通气模块、通气支持强度测定和控制模块、呼吸暂停自动处置模块。
[0016] 所述潮气量积分运算模块根据流量处理模块输出的瞬时流量数据
对流量曲线进行校正后计算瞬时肺容量和潮气量，同时对流量曲线的时相
节点进行识别，并计算呼/吸气相时长、呼吸间歇、呼吸
频率等。
[0017] 所述压力曲线描记模块根据压力处理模块输出的瞬时压力信号描记压力-时间曲线，并计算压力上升速度。
[0018] 所述压力-容量曲线描记模块根据潮气量积分运算模块输出的瞬时肺容量和压力处理模块输出的瞬时压力信号描记压力-容量曲线。
[0019] 所述呼吸相转换模块在自主呼吸模式下根据潮气量积分运算模块输出的流量曲线的呼吸相节点，发送指令给阀运动控制模块，
控制阀的缩小动作和恢复动作；根据压力曲线描记模块输出的压力上升速度，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的动作时长。
[0020] 所述指令通气节奏控制模块在指令通气模式下根据设定的通气频率和呼吸相时长比，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的缩小动作和恢复动作。
[0021] 所示最大充盈状态占比控制模块在指令通气模式下根据设定的最大充盈状态占比及上次的吸气相时长计算下次的吸气相时长，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的动作时长。
[0022] 所述基础气道压调控模块根据阀初始
位置与系统压力的关系，传送指令给令给阀运动控制模块，调整阀的基础位置。
[0023] 所述目标潮气量调控模块根据实际潮气量，传送指令给阀运动控制模块，调整阀的运动幅度。
[0024] 为了减少呼吸机相关性肺损伤，所述肺损伤保护通气模块根据压力-容量曲线描记模块描记的压力-容量曲线确定压力-容量曲线的下转折点和上转折点，如果存在上转折点，发送指令给目标潮气量调控模块，逐渐调低目标潮气量，直至上转折点消失；如果存在下转折点，发送指令给基础气道压调控模块，逐渐调高PEEP值，直至下转折点消失。阀运动控制模块根据目标潮气量调控模块的指令调整阀的运动幅度，根据基础气道压调控模块的指令调整阀的基础位置。
[0025] 为了提供病人适当的通气支持强度，保证病人在呼吸机上的通气安全，在自动呼吸模式下自动运行通气支持强度测定和控制模块和呼吸暂停自动处置模块。
[0026] 所述通气支持强度测定和控制模块根据病人的呼吸频率和相应的潮气量计算最大生理需要通气支持强度和理想通气支持强度。当选择理想通气支持强度时，通气支持强度测定和控制模块根据设定的通气支持强度百分比和测得的最大生理需要通气支持强度计算目标潮气量，目标潮气量调控模块根据通气支持强度测定和控制模块的指令，重新设定目标潮气量，同时发送指令给阀运动控制模块，调整阀的运动幅度。
[0027] 所述呼吸暂停自动处置模块根据自主呼吸模式下出现呼吸暂停的次数，发送指令给目标潮气量调控模块，重新设定目标潮气量；当出现呼吸暂停的次数超出允许范围，发送指令给指令通气节奏控制模块，将自主呼吸模式转换成指令通气模式。
[0028] 本发明的有益效果是：通过自动调整阀的运动幅度和运动节奏来实现潮气量和通气节奏的自动控制，易于操作。此外，本发明还设计了一些智能调控功能，从保证病人在呼吸机上的通气安全、提供适当的通气支持强度、减少呼吸机相关性肺损伤等
角度来提升呼吸装置的智能化
水平，有利于帮助操作者对复杂情况的准确判断和正确处理。
附图说明
[0029] 图1为本发明结构示意图；图2为信号处理与控制示意图；
图3为电源模块电路图；
图4为电机信号滤波模块电路图；
图5为阀运动控制模块电路图；
图6为流量处理模块电路图；
图7为气压电压滤波模块电路图；
图8为电压相减模块电路图；
图9为电压放大模块电路图；
图10为信号处理与控制软件功能模块示意图；
图11为呼吸装置自动定容方法
流程图；
图12为通气节奏的自动控制功能示意图；
图13为肺损伤保护通气功能示意图；
图14为通气支持强度测定和控制功能示意图；
图15为呼吸暂停自动处置功能示意图。
具体实施方式
[0030] 下面结合附图和
实施例对本发明进一步说明。
[0031] 如图1所示，智能型流出阻力切换模拟呼吸装置由风机1，空气缓冲腔2，进气流传感器3，气囊4，出气流传感器5，气阀6，压强传感器7和信号处理与控制单元8组成。其中，信号处理与控制单元8包括信号处理与控制电路和计算机加载的信号处理与控制软件。空气缓冲腔2有3个圆口，1端口与风机1连通，2端口通过软管连接至气囊4形成进气通道，进气流传感器3固定在进气通道上，3端口通过软管连接至气阀6形成排气通道，出气流传感器5固定在排气通道上，压强传感器固定在空气缓冲腔上。进气流传感器3、出气流传感器5、压强传感器7均连接到信号处理与控制单元8。
[0032] 风机1在吸气状态下为呼吸机提供
氧气，气囊4用于模拟肺，空气由空气缓冲腔2进入气囊4，减缓了空气直流使气流更均匀舒缓。进气流传感器3、出气流传感器5和压强传感器7分别用于检测呼吸机的吸气支路的通气流量、呼气支路的通气流量和气道压力，并将采集到流量信号和压强信号传输到信号处理与控制单元8做进一步处理，进而对风机1和气阀6进行驱动和控制，实现呼吸装置的各项功能。
[0033] 如图2 所示，信号处理与控制电路由电源模块9、电机信号滤波模块10、阀运动控制模块11、流量处理模块12和气压电压处理模块13组成。其中，气压电压处理模块13包括电压相减模块、电压放大模块和气压滤波模块。电源模块9为系统提供电压，信号处理与控制电路和计算机加载的信号处理与控制软件之间通过信息采集卡实现信号传输。气压滤波模块将压强传感器7输出的两个压力的电压信号滤波后传送到电压相减模块，电压放大模块11将处理后的电压放大100倍后传送到计算机，流量处理模块12将进气流量传感器3和出气流传感器5输出的气流信号的电压信号滤波后传送到计算机，电机信号滤波模块10根据计算机输出的指令控制风机1的运动，阀运动控制模块11根据计算机输出的指令控制气阀6的运动。
[0034] 如图3所示，电源模块9包括AMS1117稳压器两个，电容C1，电容C2，电容C3，电容C4，电容C5，电容C6，电容C7，电容C8，电容C9，电容C10，电容C11，电容C12，电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18，电容C19，电容C20，电容C21，电容C22，电阻R9，电阻R10，电阻R11， 7905稳压芯片以及CON4插座。CON4插座1脚接地，2脚接12V电压，3脚接-12V电压，4脚接5V电压。第一个AMS1117稳压器脚1接地，脚2接5V电压，且连接电容C3正端，电容C3另一端接地，C3与C4并联；脚3接12V电压，且连接C2正端，C2另一端接地，C2与C1并联。第二个AMS1117稳压器2脚接10V电压，且连接R9一端，R9另一端接AMS1117稳压器1脚和R10一端，R10与R11串联，R11另一端接地，AMS1117稳压器2脚同时接电容C7正端，C7另一端接地，C8与C7并联；AMS1117稳压器3脚接12V电压，且连接电容C6正端，C6另一端接地，电容C5与C6并联。7905稳压芯片1脚接地；2脚接-12V电压，且连接电容C20负端，C20另一端接地，电容C19与C20并联；3脚接-5V电压，且连接电容C21负端，C21另一端接地，电容C22与C21并联。
[0035] 如图4所示，电机信号滤波模块包括电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18。电容C13、C14和C15并联，一端接呼吸阀驱动模块中第一个CON2插座1脚，另一端接地；C16、C17和C18并联，一端接呼吸阀驱动模块中第一个CON2插座2脚，另一端接地。
[0036] 如图5所示，阀运动控制模块包括CON2插座两个，L9110单片机，电阻R12，电阻R13，电阻R14，电阻R15，电阻R16，电阻R17，电阻R18，电阻R19。L9110单片机1脚与电阻R16、R12、R15依次串联，电阻R15另一端接第一个CON2插座1脚；L9110单片机2脚与3脚相连且接入5V电压；L9110单片机4脚与电阻R18、R19、R17依次串联，电阻R17另一端接第一个CON2插座1脚；L9110单片机5脚和8脚相连且接地；L9110单片机6脚同时接第二个CON2插座2脚和电阻R14，电阻R14另一端接R13且接入5V电压，电阻R13另一端同时接L9110单片机7脚和第二个CON2插座1脚。
[0037] 如图6所示，流量处理模块包括CON3插座两个，电阻R5，电阻R6，电阻R7，电阻R8，电容C13，电容C14，电容C15，电容C16，电容C17，电容C18。第一个CON3插座1脚接地，2脚接10V电压，3脚接电阻R5，R5另一端接电阻R6和LLout1，电阻R6另一端与R8相连且接地，R8另一端接LLout2和电阻R7，电阻R7另一端接第二个CON3插座3脚，第二个CON3插座2脚接10V电压，1脚接地。
[0038] 如图7所示，气压电压滤波模块包括CON2插座，CON4插座，电容C9，电容C10，电容C11，电容C12。CON2插座2脚与电容C9，C10正端相连，电容C11和C12与C10并联，电容另一端接地。CON4插座1脚接地，2脚接电压放大模块中100OPAMP单片机5脚，3脚接流量计信号处理模块中电阻R7、R8之间的连线，4脚接流量计信号处理模块中电阻R5、R6之间的连线。
[0039] 如图8所示，电压相减模块包括CON4插座，OP07单片机，电阻R1，电阻R2，电阻R3，电阻R4。CON4插座1脚接5V电压；2脚接电阻R3，R3另一端接R4和OP07单片机3脚，电阻R4另一端接地；3脚接地；4脚接电阻R2一端，R2另一端接电阻R1与OP07单片机2脚，电阻R1另一端同时接OP07单片机6脚、气压电压滤波模块中CON2插座1脚和电压放大模块中100OPAMP单片机2脚。OP07单片机4脚接-5V电压，7脚接5V电压，1脚、5脚与8脚不接。
[0040] 如图9所示，电压放大模块包括100OPAMP单片机，CON2插座。100OPAMP单片机1脚、4脚和6脚接空；3脚和8脚接地；7脚接5V电压。CON2插座两脚相连且接地。
[0041] 如图10所示，信号处理与控制软件由潮气量积分运算模块、压力曲线描记模块、压力-容量曲线描记模块、目标潮气量调控模块、基础气道压调控模块、呼吸相转换模块、指令通气节奏控制模块、最大充盈状态占比控制模块、肺损伤保护通气模块、通气支持强度测定和控制模块、呼吸暂停自动处置模块组成。各功能模块间相互作用，共同实现呼吸装置的自动定容、通气节奏控制、通气支持强度测定和控制、肺损伤保护通气和呼吸暂停自动处置等智能控制功能。
[0042] 如图11所示，呼吸装置以预设的工作参数进行初始通气，随后采用逐次调整阀的运动幅度的方法使实际潮气量尽可能地接近目标潮气量，也就是根据前一次的通气气压和由流量传感器所实测的吸气相流量曲线积分而得的实际潮气量，来计算和调整下一次的通气气压，以使下一次的潮气量尽可能接近设定的目标值，从而实现目标潮气量的调控通气。
[0043] 如图12所示，在自主呼吸模式下，呼吸相转换模块根据潮气量积分运算模块输出的流量曲线的呼吸相节点，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的缩小动作和恢复动作；根据压力曲线描记模块输出的压力上升速度，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的动作时长。在指令通气模式下，指令通气节奏控制模块根据设定的通气频率和呼吸相时长比，发送指令给阀运动控制模块，控制阀的缩小动作和恢复动作；最大充盈状态占比控制模块根据设定的最大充盈状态占比及上次的吸气相时长计算下次的吸气相时长，发送指令给阀运动控制模块，控制缩阀的动作时长。
[0044] 如图13所示，肺损伤保护通气模块根据压力-容量曲线描记模块描记的压力-容量曲线确定压力-容量曲线的上转折点和下转折点，如果存在上转折点，发送指令给目标潮气量调控模块，将目标潮气量调低50 ml，直至上转折点消失；如果存在下转折点，发送指令给基础气道压调控模块，将PEEP调高2 cm H2O，直至下转折点消失。阀运动控制模块根据目标潮气量调控模块的指令调整阀的运动幅度，根据基础气道压调控模块的指令调整阀的基础位置。
[0045] 如图14所示，在自主呼吸模式下，通气支持强度测定和控制模块根据病人的呼吸频率和相应的潮气量计算最大生理需要通气支持强度和理想通气支持强度。当选择理想通气强度时，将呼吸频率调整能把呼吸频率维持在10-12次/分时的目标潮气量；根据设定的通气支持强度百分比和测得的最大生理需要通气支持强度计算目标潮气量，目标潮气量调控模块根据通气支持强度测定和控制模块的指令将目标潮气量
修改成相应值，同时发送指令给阀运动控制模块，调整阀的运动幅度。
[0046] 如图15所示，在自主呼吸模式下，当吸气间歇超过10秒时，呼吸暂停自动处置模块发送指令给阀运动控制模块，启动阀的缩小运动，阀的运动幅度由目标潮气量调控模块控制。连续出现两次呼吸暂停时，呼吸暂停自动处置模块发送指令给目标潮气量调控模块，将目标潮气量调整为预设值的80%，若下次的吸气间歇回到10秒之内，则维持下调后的目标潮气量；再次出现呼吸暂停时，发送指令给目标潮气量调控模块，将目标潮气量进一步下调为预设值的60%，若下次的吸气间歇回到10秒之内，则维持下调后的目标潮气量；继续出现呼吸暂停三次时，发送指令给指令通气节奏控制模块，将自主呼吸模式转换成指令通气模式，指令频率为12次/分，吸呼时长比为1: 2，直至重新设定指令通气条件。
