呼吸机气流输出控制方法与流程

本发明涉及一种呼吸机，更具体的说它涉及的是一整套呼吸机气流输出的控制方法。

背景技术：

正压人工呼吸机的基本工作原理就是在气道开口形成一个可控的正压高度。吸气开始时，呼吸机在气道开口所建立的正压高度与远端气道之间形成压力差、为气流进入肺内提供了动力，胸肺因此扩张、胸肺容量增加；而气道开口压力一旦撤去，气道内压也随之下降，即意味着呼气相开始，吸气相时扩张的胸肺组织所蓄积的扩张势能便转换成动能而驱使肺内气体呼出气道，如此形成一个气流进出的通气周期。因此，呼吸机的工作，在本质上就是呼吸机气流输出的节奏控制和动力支持强度的控制两个方面。

现有技术中，本专利的基础、公告号为cn102451506a的专利文献，已经公开了一种呼吸机气流控制方法，将流量稳定的连续气流由气源输入呼吸机气路系统，通过控制位于气流出口端的流出阻力控制阀的阀口运动节奏和阀口运动幅度来动态地控制系统内压力的切换和压力变化高度，从而相应地控制与系统相通的病人气道的气流进出和气道内的气流动力，从而实现对患者的通气支持。但是在该公开的技术方案中，还存在着一些不完善之处，气流输出的激发方式即指令通气模式和自主通气工作模式之间的选择和切换需要人工的判断和操作；而呼吸机提供的动力支持强度目标潮气量参数还不完全适合病人气道状况的合理需要即真正实现让呼吸机的工作来顺服病人的通气需要，因此存在着根据通气过程中病人气道内的动力信息的反馈，来实现对呼吸机工作数据进行智能控制的技术改进空间。

技术实现要素：

为实现使呼吸机的工作能完全顺服病人需要的设计目标，本发明提供了如下技术方案：

总体设计：

一种呼吸机气流输出控制方法，利用气源将气流稳定地输入到系统气路中，并且通过通气节奏中央处理器和目标潮气量中央处理器对阀动作控制模块发送信号，控制系统气流出口端上的阻力阀的阀口运动节奏和运动幅度，动态地调整系统气路内的通气节奏和通气压力，从而在系统的病人气道接口段实现对患者的呼吸支持，其特征是：

通气节奏中央处理器包括指令通气模块、自主通气时相响应模块和阀动作整合模块，其工作模式为：指令通气控制模块通过人工设定呼吸机的通气频率和吸呼时长比而决定的相应吸气间歇时长信号a，自主通气时相响应模块通过流量传感器和流量处理模块检测出患者的吸气间歇时长信号b，阀动作整合模块则对信号a和信号b进行整合比较，由吸气间歇时长短的模块主导阀动作控制模块，控制阀口的运动节奏；

目标潮气量中央处理器则包括潮气量积分运算模块和目标潮气量控制模块，其工作模式为：潮气量积分运算模块通过流量传感器、流量处理模块所测得的吸气相瞬时流量曲线和吸气相时长计算出实际进入患者气道的潮气量信号c，目标潮气量控制模块则根据实际测得的信号c，对下一次的阀口运动幅度进行调整，以把信号c维持在设定的目标水平上；并且通过通气支持力度测定和控制模块、理想通气支持力度调控模块、肺充盈保护模块和呼吸暂停自动处置模块多个次级调控模块的调控，从各个角度把目标潮气量自动调控在符合病情治疗需要的参数上。

呼吸机工作方式即阀动作激发机制通过指令通气频率设定的自动选择

优选的，指令通气控制模块按设定的最低通气频率和设定的呼吸时间比，将相应的指令通气阀动作激发信号、指令通气阀复位信号和吸气间歇时长信号a输入阀动作整合模块，由其决定是否由指令通气控制模块来主导阀动作控制器，以控制阀口的动作节奏。

优选的，流量传感器设置于系统的病人气道接口段中，其采集的进入接口段的流量数据信息被输入流量处理模块，将进入接口段的流量曲线滤波成为实际进入病人气道的瞬时流量曲线，该瞬时流量曲线进一步输入自主呼吸时相响应模块，由其检测出病人吸气动作的起始和转换节点、吸气间歇时长信号b，以带动自主通气的阀动作；瞬时流量数据和吸气时长数据则输入潮气量积分运算模块，由其计算出进入患者气道的瞬时肺充盈量和整个吸气时长的潮气量数据。

优选的，自主呼吸时相响应模块根据流量处理模块输入的实时流量曲线，检测出病人吸气动作的开始和结束节点，以及连续两个吸气动作开始节点的时长，把这些决定自主呼吸通气的阀动作时相节点，也就是自主通气阀动作激发信号、阀动作复位信号和吸气间隙时长信号b等数据输送给阀动作整合模块，由其决定是否由自主吸气时相响应模块的时相节点来主导阀动作控制器，由其控制阀口的动作节奏。

优选的，在自主通气频率较快、即吸气间歇时长信号b时长较短的工作模式下，阀动作整合模块在首先接到自主通气的阀动作激发信号时，在决定由其主导一次阀动作控制模块的同时，同步发送指令给指令通气控制模块，开始下一次指令通气周期的时长计数、以消除在此自主通气周期中有指令通气动作的出现。

优选的，如果指令通气设定较快、即吸气间歇时长信号a时长较短的工作模式下，阀动作整合模块则除由其主导阀动作控制器外，还停止阀动作控制模块对自主呼吸时相应模块信号特征的应答，来避免自主呼吸的干扰，但是自主呼吸本身仍可不受干扰地从系统中吸入相应气流。

优选的，自主呼吸时相响应模块设的定安全吸气间隙时长为10秒，如果在接受一次自主呼吸激发信号后吸气间隙时长b达到10秒时仍未接受任何阀口动作激发信号，则由其发出信号激发目标潮气量中央处理器的呼吸暂停自动处置模块，呼吸暂停自动处置模块立即发出信号给阀运动控制模块激发替补通气动作，以及时为患者气道提供呼吸支持。

优选的，自主呼吸时相响应模块还接受压力上升速度控制模块所计算的阀动作完成时长，来指令阀动作控制模块完成阀运动幅度的时间。

优选的压力上升速度控制模块根据设定的压力上升速度百分比和流量曲线所实测的上一次吸气相时长，按公式

阀门动作完成时长=吸气相时长×压力上升速度百分比，

指令阀口按阀口动作完成时长准确地完成下一次阀口的运动。

呼吸机所提供的通气动力支持强度即目标潮气量的合理调控：

优选的，目标潮气量中央处理器从多个角度通过阻力阀运动控制器对阻力阀的动作幅度和基础状态进行自动调控，从而对病人气道提供不同水平的动力支持、并且将其维持在稳定的水平上，包括：目标潮气量调控模块、基础气道压保护模块、肺充盈保护模块、自主呼吸强度测定模块、通气支持力度测定和控制模块、理想通气支持力度调控模块和呼吸暂停自动处置模块。

目标潮气量调控

优选的，潮气量积分运算模块的运算数据输入目标潮气量调控模块，对阀口的运动幅度进行动态调控；目标潮气量调控模块从潮气量积分运算模块和目标潮气量中央处理器获取上一次通气的实际潮气量和阀动作幅度，按公式

阀动作幅度=目标潮气量×上次阀动作幅度/实际潮气量

进行比例运算，得出在当时气道状况下，为将目标潮气量维持在设定水平所需要的阀动作幅度，由目标潮气量中央处理器发出阀动作幅度数据，指令下一次阻力阀的动作幅度。

肺的充盈保护

优选的，压力传感器设置于系统的病人气道接口段中，采集气道内压数据并将该反馈数据输入目标潮气量中央处理器的基础气道压控制模块，对阻力阀口的基础状态进行校准；同时，气道内压数据输入压力-容量曲线描记模块进行压力-容量曲线描记。

优选的，瞬时肺充盈容量和潮气量数据同时被输入压力-容量曲线描模块，由其进行压力-容量曲线的描记和分析。

优选的，压力-容量曲线描记模块以由潮气量积分运算模块通过对瞬时流量和吸气时长的实时积分运算结果所得到的实时肺充盈量测定值为纵坐标、以压力曲线模块所提供的相应的气道压力测定值为横坐标，同步描记吸气相肺充盈过程的压力-容量关系的连续变化曲线以及吸气相压力-容量曲线的平均斜率，并由压力-容量曲线描记模块检测出曲线的下转折点和上转折点，将下转折点数据输入基础气道压保护模块，通过提高基础气道压高度来消除下转折点，将上转折点数据输入目标潮气量中央处理器的潮气量保护模块，通过降低目标潮气量来消除上转折点。

优选的，肺充盈保护模块包括基础气道压保护模块，压力-容量曲线描记模块检测出下转折点，将该点压力读数输入压力-容量曲线描记模块，压力-容量曲线描记模块自动将前设定的基础气道压提高1厘米水柱，并将此数据输入基础气道压控制模块，缩小阀口基础位置，如此逐次调整，直至下转折点消失。

优选的，如果压力-容量曲线模块检测出上转折点，则将其容量读数输入潮气量保护模块模块，潮气量保护模块自动将前设定的潮气量下调50毫升，并将下调后潮气量数据输入目标潮气量中央处理器由其指令阻力阀动作幅度，如此逐次调整，直至上转折点消失。

通气支持强度的测量和控制

优选的，最大生理需要潮气量测量模块，在开始测量后，从下次通气开始逐级自动将目标潮气量增加10%，并维持三次，直至吸气间歇时长逐渐延长达到10秒；此时模块发出指令给通气节律中央处理器激发一次指令替代通气而阀动作幅度不变；如果吸气间歇再次达到10秒，此潮气量即为最大需要潮气量，模块再次发出替代通气指令，并将目标潮气量降低为最大需要潮气量的50%，待自主呼吸恢复即吸气间歇回复到10秒以内，模块即将目标潮气量恢复至测量前水平，测量完成。

优选的，自主呼吸强度测量模块，测量病人在完全没有动力支持下的自主呼吸潮气量，并根据已测量的最大生理需要潮气量，按公式:

自主呼吸强度=潮气量/最大需要潮气量×100%，

计算出其相对百分值。测量开始，自主呼吸强度测量模块发出指令暂停阻力阀运动控制模块的工作，待自主呼吸加快并稳定15秒后，由潮气量积分运算模块测得无动力支持条件下的潮气量，其与最大生理需要潮气量的百分值，即为评估病人自主呼吸可以满足其自身最大代谢需要的能力的、有横向可比性的指标。

优选的，通气支持力度测量和控制模块，根据最大需要潮气量模块已测得的最大需要潮气量与实测的即时潮气量，按公式计算出通气支持力度，即潮气量与最大需要潮气量百分值：

通气支持力度=潮气量/最大需要潮气量×100%，

通气力度的相对百分值较潮气量绝对值可以更客观地表达呼吸机动力支持力度；

反过来，按公式

目标潮气量=最大需要潮气量×设定通气支持力度百分值，

通气支持力度测量和控制模块也可以根据已测定的最大需要潮气量和设定的通气支持强度，计算出相应的目标潮气量，由目标潮气量中央处理器的目标潮气量调控模块，相应调整阻力阀动作幅度，以提供符合设定的通气力度。

优选的，理想通气支持力度调控模块，在自主通气时，根据流量处理模块测得的实际通气频率和潮气量积分计算模块输入的潮气量测值数据，计算出使呼吸频率如果在接受一个阀动作激发信号后10秒未再接受任何阀动作激发信号，则由其发出信号激发呼吸暂停自动处置模块，呼吸暂停自动处置模块立即发出信号给阀运动控制模块激发替补通气动作，

目标潮气量=实测潮气量×实测呼吸频率/10，

呼吸暂停自动处置模块将计算值输入目标潮气量中央处理器的目标潮气量调控模块，将目标潮气量调整为计算值，并相应调整阻力阀动作幅度，把实际潮气量调整在维持通气频率在10次/分的水平。

优选的，自主通气呼吸暂停自动处置模块，设计用来在自主通气工作方式下一旦出现呼吸暂停时，呼吸机自动做出的一系列应对和判断的处置，

（1）如果阀动作整合模块在接受一个阀动作激发信号后10秒未再接受任何阀动作激发信号，则由其发出信号激发呼吸暂停自动处置模块，呼吸暂停自动处置模块立即发出信号给阀运动控制模块激发替补通气动作，阻力阀动作幅度仍按上一次目标潮气量条件；如下次吸气间歇回到10秒之内，阀动作整合模块仍按权利要求8工作；

（2）如果继续连续出现呼吸暂停两次，模块除通过阀运动控制模块维持替代通气外，同时指令目标潮气量中央处理器的目标潮气量调控模块将目标潮气量修正为原设定值的80%，如下次吸气间歇回到10秒之内，维持下调后的目标潮气量；

（3）如果呼吸暂停再次出现，则重复步骤1）或/和2），但将目标潮气量进一步下调为原设定值的60%；

（4）目标潮气量下降60%后，如继续出现呼吸暂停三次，则将通气节律中央处理器的指令通气控制模块的频率设定修改为12次/分、吸呼时相比1:2，而指令目标潮气量中央处理器将目标潮气量设定恢复到最初水平。

这样，本发明的主要创新要点在于：利用阀动作整合模块，通过对各自相应的吸气间歇时长信号a和吸气间歇时长信号b的比较，有效地使呼吸机在指令通气模式和自主呼吸模式之间实现自动选择；同时，目标潮气量中央处理器根据病人气道流量和压力的动力学信息反馈对阀运动幅度作出自动调控，使呼吸机提供的通气动力支持水平即指标目标潮气量也能在各个角度切合病情的需要和治疗的要求，从而为临床提供一种全新的按需型智能呼吸机。

附图说明

图1为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的工作原理图；

图2为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的流量处理模块与原理图；

图3为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的压力处理模块原理图；

图4为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的潮气量积分模块原理图；

图5为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的通气节律中央处理器的原理图；

图6为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例的基础气道压调控模块原理图；

图7为本发明呼吸机气流输出控制方法实施例压力-容量曲线描记原理图。

具体实施方式

通过图1至图7对本发明呼吸机气流输出控制方法作进一步的说明。

一种呼吸机气流输出控制方法，利用气源将气流稳定地输入到系统气路中，并通过通气节奏中央处理器和目标潮气量中央处理器向阀动作控制模块发送信号，控制阻力阀口端的阀口运动节律和运动幅度，动态地调整系统气路内的通气节奏和通气压力，从而在系统的病人气道接口段实现对患者的呼吸支持，通气节律中央处理器包括指令通气模块、自主呼吸时相响应模块和阀动作整合模块，工作模式为：指令通气控制模块通过人工设定患者的吸气间歇时长信号a，自主呼吸时相响应模块通过流量传感器检测出患者的吸气间歇时长信号b，阀动作整合模块对信号a和信号b进行整合比较，由吸气间歇时长短的模块主导阀动作控制模块，控制阀口的运动节奏；目标潮气量中央处理器包括潮气量积分运算模块和目标潮气量控制模块，其工作模式为：潮气量积分运算模块通过流量传感器、流量处理模块所测得的吸气相瞬时流量曲线和吸气相时长计算出实际进入患者气道的潮气量信号c，目标潮气量控制模块则根据实际测得的信号c，对下一次的阀口运动幅度进行调整，以把信号c维持在设定的目标水平上；同时，通过通气支持力度测定和控制模块、理想通气支持力度调控模块、肺充盈保护模块和呼吸暂停自动处置模块等多个次级调控模块的调控，从各个角度把目标潮气量自动调控在符合病情治疗需要的参数上。

最低通气频率设置：

最低通气频率设置，是通过治疗者对指令通气频率的设定，把指令通气与自主通气状态进行整合，而自动决定呼吸机单一通气节奏的自动控制机制。通气节奏的控制就是由呼吸机的通气节奏中央处理器发出的对阻力阀动作节律的控制，而通气节奏中央处理器发出的动作激发信号则由它的组成之一阀动作整合模块对上面的两个模块即指令通气控制模块和自主呼吸时相响应模块所给的信息进行整合而发出。

步骤1.根据病人呼吸状况和治疗需要设定最低通气频率，可调范围在6~24次/分之间。指令通气控制模块即据此计算出相应的指令间歇时长和指令通气的阀动作激发和复位节点，并将数据送入阀动作整合模块。

步骤2.位于呼吸机病人气道连接段上的流量传感器，如果测出病人气道内有进入气流发生，即把瞬时流量信号输入流量处理模块，经过滤波处理，即截去基础流量，把流量曲线的最低值调整为零，得到可以准确提供实际吸入气道的瞬时流量曲线。

步骤3.自主呼吸时相响应模块接收流量处理模块输入的瞬时流量曲线，当流量从零上上升并达到设定的吸气灵敏度阈值时，确定为阻力阀动作的激发节点；而当流量从峰值逐渐下降到呼吸相转换阈值时则为阀复位节点；同时测出连续两次自主呼吸开始的时长即自主呼吸间歇时长，这些病人吸气动作的信息和数据也送入阀动作整合模块。

步骤4.阀动作整合模块对送入的自主呼吸吸气时长和指令通气时长进行比对整合，由间歇时长较短的那组信号主导阀运动控制模块。如果指令通气间歇时长较短，自主吸气动作信号不会由阀动作整合模块下传给阀运动控制模块，但是自主吸气动作仍能从系统中吸入气流；而如果自主呼吸吸气时长较短，在由一次吸气动作的信号主导阀运动控制模块的同时，发出指令给指令通气节奏控制模块开始下一次通气周期的时长计数，这样在下次自主通气动作之前不会有指令信号的发出，可以避免了指令通气对自主呼吸节奏的干扰。从而使呼吸机只发出单一节奏的通气动作。如果在在接受一个阀动作激发信号后10秒未再接受任何阀动作激发信号，则由其发出信号激发呼吸暂停自动处置模块，除立即发出信号给阀运动控制模块激发替补通气动作、以确保避免通气停顿外，还开始一系列逻辑程序、以判明原因、准确应对处置；

步骤5.当病人因为某些特殊治疗需要，要求通气频率保持在较快的频率，或者因为中枢病变而需要稳定其通气节律的连续性，在这种情况下，只须要把指令通气频率设定在需要的水平下，使指令通气间歇时长短于病人的自主呼吸间歇时长，就可使病人的通气频率满足治疗需要。

步骤6.大多数病人呼吸中枢稳定，自主呼吸无暂停之虞，在这种情况下可以把最低指令通气频率设定在6~8次/分左右的较慢频率上，这样相应的较长指令通气间歇时长基本不会干扰自主呼吸频率，给自主呼吸频率以充分的生理调节空间。而8次/分的指令通气频率，也可给自主呼吸节律提供安全的替补备份。

步骤7.无论是呼吸中枢病变还是对通气支持强度过大的生理性负反馈，都可能在呼吸机上出现自主呼吸的停顿。流量处理模块根据流量传感器的信息判断当吸气间歇时长达到10秒，阀动作整合模块即可定义为自主呼吸停顿，按设定程序自动发放指令动作信号，直接指令阻力阀的替补动作以维持病人通气，并开始进入呼吸暂停自动处置程序，保证病人的通气连续性和合理的参数设置。

需要明确的是：有关病人自主呼吸的所有信息，均由系统中所设计的反映病人通气状况的信息源，也就是流量传感器和流量曲线处理模块所提供的吸气相流量曲线所实时提供。

如此，本发明通过频率整合设计，以一个通气频率的设定，把病人的指令通气与自主呼吸状况整合成一个单一的通气节律控制机制。通过指令频率的设定可以把病人的通气频率保证在一个较高节奏上，而又不必抑制自主呼吸、让自主呼吸有有自由的气流吸入；而把指令频率设定在较低值上就可以给病人以充分的自主呼吸调节空间，并且在呼吸暂停时有可靠的替代通气从而保证病人在呼吸机的通气安全。这样就涵盖了在所有临床情况下病人对通气节奏的要求。

目标潮气量的自动调控技术和多指标的智能控制

潮气量大小是呼吸机通气动力支持效应的最终评估指标，任何现在呼吸机上所采用的工作参数如流量、频率、气道压力等其它指标都不能直接反映通气支持的力度，而且设定后的通气效应也可能因为受到气道状况、保护设定等诸多因素的影响而不能维持稳定，因此我们的专利设计直接用潮气量作为指标来设定通气支持力度是最合乎辑的，而目标潮气量调控功能的发明保证了潮气量作为支持力度设定指标的可行性；在这个技术基础上，本发明从多个角度对目标潮气量进行了智能调控，以符合相应的治疗需要，具体如下：

肺泡充盈保护的自动调控

如果从吸气相开始描记一条完整的肺充盈过程的压力-容量曲线，在大多数情况下，曲线可以呈现三段：最初的一段斜率低平，意味着肺容量的增加需要以气道压力的明显升高为代价；但是随后，曲线斜率出现转折，形成曲线斜率明显改善的第二段，即肺容量的增加并不造成气道压力明显升高，这个低肺容量区的转折点通常被称为下转折点；随着肺容量增加到高位，曲线斜率再次发生明显变化，转为第三段即相对的高平段，这意味着，在这之后肺容量的进一步增加将会造成肺内压力的显著升高，这个高位转折则被称为上转折点，上转折点和下转折点为肺泡损伤特别发生的两个区间，在下转折点前（低肺容量），在呼气末小气道处于不同程度的关闭状态，在充盈气流重新打开小气道时将会产生过大的剪切力而损伤肺泡；而在高肺容量的上转折点后，其组织可扩张性已超出正常，肺泡的高度充盈将会造成肺泡壁的极度紧张牵拉，导致肺血管内皮、肺上皮细胞的损伤。所谓肺泡充盈的保护，实质就是通过提高基础气道压来来避免小气道关闭、消除肺泡充盈压力-容量曲线上的下转折点；用降低潮气量充盈来消除上转折点的出现、避免肺的过度充盈。

肺泡充盈保护的自动调控功能是通过压力-容量曲线描记模块和压力-容量曲线转折点检出和处理模块来实现的。

步骤1.潮气量运算模块通过对瞬时流量和吸气时长的实时积分运算结果得到的实时肺容量数据、压力曲线模块提供的实时压力数据，都同步进入压力-容量曲线描记模块，压力-容量曲线描记模块以肺容量为纵坐标、气道压力为横坐标，描记出吸气相的压力-容量曲线，由显示屏显示。压力-容量曲线描记模块，同时根据曲线起点和结束的坐标计算出表达肺组织的平均可扩张性的吸气相压力-容量曲线的平均斜率，也由显示屏显示。

步骤2.压力-容量曲线转折点检出和处理模块对描记的曲线从起点到结束做整体检视，以发现斜率明显变化的转折点。低位有明显斜率变化，低平段与上扬段的交点、或两段延长线的交点为下转折点；而如果在高位有斜率变化，则上扬段与高平段的交点或两段延长线的交点为上转折点。

步骤3.压力-容量曲线转折点检出和处理模块，在确定下转折点后，发出指令给基础气道压调控模块，自动从下次通气开始将基础气道压提高到比下转折点压力高1厘米水柱的水平。而如能确定上转折点，则发出指令给目标潮气量调控模块，自动从下次通气开始将目标潮气量较上转折点肺容量调低50毫升。渐次调整，至转折点消失。

具体来说，在呼气末要运用适当的基础气道压来避免肺泡容量过低而造成小气道关闭，在充盈后段则要用控制潮气量来避免肺泡的过度充盈和肺泡内压的明显升高。本机设计配置的肺泡充盈的保护性自动调控功能和模块，根据自动描记的压力-容量曲线和下、上转折点的检出，来自动判断和限制潮气量以避免肺泡的过度充盈，和/或自动判断和调整基础气道压以避免呼气末小气道的关闭，从而对肺起到保护作用。

通气动力支持力度的测定和智能调控

在呼吸机通气支持中，需要对病人呼吸肌本身的能力能满足通气需要的程度、呼吸机提供的通气支持能在多大程度上满足病人的最大通气需要，都有明确的评估，然后才能据此提供合理的通气支持水平。

通气动力支持力度的测定和控制包括最大生理需要潮气量测定、自主呼吸强度测定、通气支持力度测量和控制和理想通气支持力度调控四个层次的指标。

步骤1.最大生理需要潮气量测量由最大需要潮气量测定模块实施。

步骤1-1.测量开始，最大需要潮气量测定模块从下次通气开始即自动将潮气量积分运算模块测得的潮气量值增加10%，并将数据输入给目标潮气量中央处理器，由其发出指令，调控阻力阀动作幅度，并重复进行三次。

步骤1-2.如1-1.，逐级递增10%、并重复三次。

步骤1-3.直至吸气间歇时长逐渐延长达到10秒时，最大需要潮气量测定模块发出指令给通气节律中央处理器激发一次指令替代通气而阀动作幅度维持不变；如果吸气间歇再次达到10秒，此潮气量即为最大需要潮气量。

步骤1-4.最大需要潮气量测定模块再次发出替代通气指令，并将目标潮气量降低为最大需要潮气量的50%；待自主呼吸恢复即吸气间歇回复到10秒以内，模块即将目标潮气量恢复至测量前水平。

测量完成，模块退出。

目标潮气量增大到发生呼吸暂停时，即表明此时的潮气量已经满足最最大生理需要，即为要测量的最大生理需要潮气量。这是因为当呼吸机提供的动力支持已经完全能满足病人的代谢需要时，病人本身即不再需要自主呼吸的努力而出现呼吸暂停。

步骤1-5.测量完成，在显示屏流量曲线区块上显示测量结果，并将数据输入自主呼吸强度测量模块和通气支持力度测量和控制模块备用。

数据显示后，模块退出。

步骤2.自主呼吸强度测量由自主呼吸强度测量模块实施。

步骤2-1.开始测量，自主呼吸强度测量模块发出指令暂停阻力阀控制器工作，待呼吸频率加快、潮气量下降后稳定15秒。

步骤2-2.自主呼吸测定模块从潮气量积分运算模块输入此时的潮气量，并计算出此时的潮气量与最大需要测定的百分值，即为自主呼吸强度，以此来评估病人自主呼吸可以满足其自身最大代谢需要的能力。

测量完成，在显示屏流量曲线区块上显示测量结果。

数据显示后，模块退出。

步骤3.通气支持力度测量由通气支持力度测量和控制模块实施。

通气支持力度就是指的在呼吸机的动力支持下所取得的潮气量大小，但是用潮气量与最大需要潮气量的相对百分值来表达，可以更客观、更有可比性地来表达支持的力度。

步骤3-1.测量开始，如果通气支持力度测量和控制模块内尚未储存有最大生理需要潮气量数据，模块立即实施步骤1，指令最大需要潮气量测量模块进行最大需要潮气量测量，并将数据存入模块。

步骤3-2.如果模块已经储存有最大生理需要潮气量数据，则可直接开始百分值的运算。

步骤3-3.通气支持测量和控制模块从潮气量积分运算模块输入最新的潮气量测量数据，并进行潮气量与最大需要潮气量百分值的运算，得到通气支持力度测量结果。

测量完成，在显示屏流量曲线区块上显示测量结果。

数据显示后，模块退出。

步骤4.通气支持力度的控制同样由通气支持力度测量和控制模块实施。按设定的对病人所提供的通气支持力度百分值，直接由模块换算成目标潮气量的绝对值由呼吸机执行。

步骤4-1.在设定和确认了通气支持力度百分值后，通气支持力度测量和控制模块将其与已经测得的最大需要潮气量相乘，即可得到所需目标潮气量值。

步骤4-2.通气支持力度测量和控制模块模块随即将此所需目标潮气量值输入目标潮气量中央处理器，通过对阻力阀动作幅度的调控，将目标潮气量调整到与设定的通气力度相应的潮气量上水平上。使得治疗者能够非常直接地控制呼吸机对病人所提供的呼吸支持力度。

设定的通气支持力度和相应的潮气量数据显示在在显示屏流量曲线区块上。

步骤5.理想通气支持力度调控由理想通气支持力度调控模块实施。

在自主通气模式下，病人理想的通气支持状态就是呼吸频率在10次/分左右时的安静、舒适的状态。

步骤5-1.在给出理想通气支持力度调控指令后，通气支持力度调控模块立即按流量处理模块和潮气量积分运算模块给出的病人通气频率和潮气量数据，按公式

理想目标潮气量=潮气量×通气频率/10，计算出通气频率为10次/分、即处于理想通气力度支持条件下的目标潮气量。

步骤5-2.理想通气支持力度调控模块将计算结果输入指令目标潮气量中央处理器，由其按计算的理想目标潮气量数值对阻力阀动作幅度进行自动调控，使呼吸频率保持在10次/分的水平上。

呼吸停顿的自动处置

呼吸停顿的自动处置程序由呼吸停顿自动处置模块实施。

步骤1-1.呼吸停顿自动处理模块接受流量处理模块的吸气间歇时长信号，如果出现呼吸停顿即吸气间歇时长达到10秒，立即发出指令给通气节奏中央处理器的指令通气控制模块，激发一次阀指令动作，以维持通气节奏；同时发出指令给目标潮气量中央处理器，阀动作幅度仍按原目标潮气量不变。模块同时记录暂停次数。

步骤1-2.在一次替代通气后，如果流量处理模块测得下次吸气间歇时长短于10秒，则继续原目标潮气量设定的自主通气。

步骤1-3.而如果呼吸暂停再次出现，重复步骤1-1。

步骤2-1.如果连续第三次出现呼吸停顿，即流量处理模块检测吸气间歇时长再次达到10秒，呼吸停顿自动处置模块除须立即发出指令给指令通气模块激发一次阀阻力阀动作，同时令目标潮气量中央处理器将目标潮气量降低为原设定的80%，依此指令阀动作幅度。模块记录下呼吸暂停连续出现的次数。

步骤2-2.按设新定的原目标潮气量的80%进行一次指令通气后，如果呼吸停顿不再出现，呼吸停顿自动处置模块乃发出指令给目标潮气量中央处理器，将目标潮气量设定值修改为原设定值的80%，使自主通气维持在降低的潮气量水平上：

步骤2-3.如果继续出现呼吸暂停，重复步骤2-2。

步骤3-1.当模块记录，目标潮气量下降80%后呼吸暂停连续出现三次，呼吸暂停自动处置模块按步骤1-1、步骤2-1路线，发出指令替代通气，并把目标潮气量进一步降低到60%。

步骤3-2.如果呼吸暂停消失，按步骤1-2、步骤2-2路线，使自主通气维持在原潮气量60%的水平上。

步骤3-3.而如果呼吸暂停仍未能消失，呼吸暂停自动处理模块即自动将指令通气控制模块的通气频率设定在12次/分、吸呼比2：1，同时将指令目标潮气量中央处理器，将目标潮气量恢复到最初水平，把病人置于指令通气下，以保证其的通气节奏的稳定和安全。

呼吸机最后工作条件在显示屏上相应显示。

呼吸暂停自动处置功能是为自主呼吸病人在通气支持发生呼吸暂停时，呼吸机自动采取应对措施，维持病人通气安全，并将呼吸机工作调整到适合病人状态而设计的一套软件模块，体现了对自主呼吸病人发生呼吸暂停的原因分析和应对步骤的经验逻辑，其中心逻辑就是，如果呼吸暂停是因为通气支持强度过大，那么降低目标潮气量将会使自主呼吸恢复；而如即使大幅减少目标潮气量，自主呼吸仍不能恢复，则应认定为系病人呼吸中枢受损所致，而须以指令通气来保证病人在呼吸机上的通气连续性，以策通气安全。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，本发明的保护范围并不仅局限于上述实施例，凡属于本发明思路下的技术方案均属于本发明的保护范围。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理前提下的若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。