CN109847160A - 一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机，涉及肺呼吸领域，一种肺呼吸助力控制方法，包括：测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；实时采集配备呼吸机时胸廓平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量。可以解决病人状态的差别使得呼吸机流量控制复杂以及需要进行较高要求漏气检测的问题。

Description

一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机

技术领域

本发明涉及肺呼吸领域，具体地涉及一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机。

背景技术

呼吸机，是一种能代替、控制或改变人的正常生理呼吸，增加肺通气量，改善呼吸功能，减轻呼吸功消耗，节约心脏储备能力的装置，呼吸机向肺充气、吸气向呼气转换，排出肺泡气以及呼气向吸气转换，依次循环往复。当婴幼儿并发急性呼吸衰竭时，经过积极的保守治疗无效，呼吸减弱和痰多且稠，排痰困难，阻塞气道或发生肺不张，应考虑气管插管及呼吸机。

目前，呼吸机按使用或应用的类型分为2类：1、控制性机械通气(CMV)，控制性机械通气定义：病人在自主呼吸减弱或消失的情况下，完全由机械通气机产生、控制和调节病人的呼吸；应用于疾病造成的自主呼吸消失或减弱；自主呼吸不规则或频率过快，机械通气无法与病人协调时，用人为的方法将自主呼吸抑制或减弱。2、辅助性机械通气(AMV)，辅助性机械通气(AMV)病人呼吸存在的情况下，由呼吸机辅助或增强病人的自主呼吸。机械通气的各种主要由病人的吸气负压或吸气气流所触发；应用于自主呼吸虽然存在且较规则，但自主呼吸减弱而通气不足的病人。

目前，呼吸机按吸、呼气相的切换方式分3类：1、定压型：呼吸道内压力达到预计值后，呼吸机打开呼气阀，胸廓和肺被动性萎陷或由负压产生呼气，当气道内压力不断下降，呼吸机再次通过正压产生气流，并引起吸气。定压型呼吸机是通过呼吸道内压力来启动呼吸机，呼吸道内压力的检测往往是有创的气管插管来检测。2、定容型：通过正压将预计潮气量送入肺内，达到预计潮气量后，停止供气，进入呼气状态。3定时型：按照预先设计的吸气及呼气时间供气。

人平静状态下的呼吸运动的过程和原理为：吸气时，肋间外肌收缩，肋骨上提，胸骨向上、向外移动，使胸廓的前后径和左右径都增大；同时，膈肌收缩，膈顶部下降，使胸廓的上下径增大。这时，胸廓扩大，肺随着扩张，肺的容积增大，肺内气压下降，外界空气就通过呼吸道进入肺，完成吸气动作；呼气时，肋间外肌舒张，肋骨因重力作用而下降，胸骨向下、向内移动，使胸廓的前后径和左右径都缩小：同时，膈肌舒张，厢顶部回升，使胸廓的上下径缩小。这时，胸廓缩小，肺跟着回缩，肺的容积缩小，肺内气压升高，迫使肺泡内的部分气体通过呼吸道排到体外，完成呼气动作。因此，胸廓横向地扩张和收缩，是肋间肌和膈肌收缩和舒张的结果，但无论是吸气还是呼气，在结束的一瞬间，肺内气压都等于外界气压。临床上常可见有些呼吸浅的病人会出现通气量不足和缺氧现象。在抢救呼吸骤然停止的病人时，用人工呼吸的方法使病人胸廓扩大和缩小来保持肺通气。但要注意既不要用力过猛，以防损伤肋骨，又要注意幅度，使肺泡通气达到足够的效果。

申请号为201510894628.5的用于人体胸腔数据采集的位移传感器，可应用于胸腔轮廓的实时采集，提供一种用于人体胸腔电阻抗层析成像胸腔轮廓数据采集的位移传感器，将其应用于胸腔轮廓的实时采集，以获得更新场域模型所需要的空间位置信息。使得人体胸腔在呼吸的过程中，能够带动作为位移传感器内电极的金属棒随着人体的呼吸做出相应的运动。在这种往返的运动中，位移传感器的内电极与外电极的正对面积发生改变，电容值也发生相应变化，最终反映在空间位置的变换上。

以及，申请号为201520526583.1的微位移传感器、微位移变化频率及呼吸频率检测装置，无需介入人体，其中微位移传感器的第一金属板设置在人体的胸前，微位移传感器的第二金属板设置于人体的背部，当人进行呼吸运动时，胸腔的气容量发生周期性变化，使得第一金属板和第二金属板件的间距做周期性变化，即产生位移，也为本发明提供硬件上的支持。

2015年东南大学硕士学位论文《呼吸机检测与控制算法的研究与应用》，増强了漏气检测的准确性，但是漏气往往不容易被克服。

发明内容

有鉴于此，本发明提供一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机，以胸廓的位移的物理变化确定呼吸机向肺充气的供气量，以解决病人状态的差别使得呼吸机流量控制复杂以及需要进行较高要求漏气检测的问题。

第一方面，本发明提供一种肺呼吸助力控制方法，包括：

测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；

实时采集配备呼吸机时胸廓平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

优选地，所述的控制方法，还包括：

测量人体胸廓在正常深呼吸时时的呼气和正常吸气两个过程产生的最大位移；

根据所述最大位移，确定所述供气量的最大值；

所述供气量的最大值为所述呼吸机向肺充气的最大供气量。

优选地，根据所述第一位移以及所述最大位移，确定位移量程；

将所述位移量程划分为若干位移区间，每个所述位移区间与一个供气量档位相对应；

判断所述偏差值的在所述若干位移区间的位置；

根据所述位置，控制所述呼吸机向肺充气的供气量档位。

优选地，记录目前供气量档位；

若所述偏差值在所述若干位移区间内的某一区间内，则对所述某一区间进行计数；

若所述计数达到预设数量时，确定所述位置以及清除所述位置之外其他所述若干位移区间的计数；

将所述目前供气量档位调整到所述位置对应的供气量档位，并清除所述目前供气量档位，记录调整后的供气量档位，重复上述步骤。

优选地，若所述偏差值在所述若干位移区间的区间划分点时，对在所述区间划分点右侧的位移区间进行计数。

优选地，记录所述目前供气量档位对应的第K时刻位移区间；

计算K+1时刻的所述偏差值对应的K+1时刻位移区间；

判断所述K+1时刻位移区间与所述第K时刻位移区间是否为相邻区间；

若是，则控制所述呼吸机按照所述K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；

若不是，则确定所述K+1时刻位移区间与所述第K时刻位移区间的中间位移区间，控制所述呼吸机按照所述中间位移区间对应的供气量档位向肺充气。

优选地，记录所述K+1时刻位移区间或所述中间位移区间；

计算K+2时刻的所述偏差值对应的K+2时刻位移区间；

判断所述K+2时刻位移区间是否与所述第K时刻位移区间或者所述K+1时刻位移区间相同；

若是，则控制所述呼吸机按照所述第K时刻位移区间或者所述K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；

若不是，则控制所述呼吸机按照所述K+2时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气。

优选地，若所述偏差值大于报警位移值时，对所述偏差值进行报警计数；

若下一次所述偏差值报警计数大于报警位移值时，所述报警计数加1，否则清除所述报警计数；

当所述报警计数达到所述预设报警计数时，控制所述呼吸机报警，同时清除所述报警计数；

其中，所述报警位移值为所述最大位移。

第二方面，本发明提供一种肺呼吸助力控制装置，包括：

存储器和处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述计算机程序为如上述一种肺呼吸助力控制方法，所述处理器执行所述程序时实现以下步骤：

测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；

实时采集配备呼吸机时平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

第三方面，本发明提供一种呼吸机，包括：

如上述一种肺呼吸助力控制方法，或如上述一种肺呼吸助力控制装置；

所述控制装置，分别与位移采集装置和所述呼吸机连接；

所述位移采集装置，用于实时采集配备呼吸机时平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

所述控制装置，计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

本发明提供一种肺呼吸助力控制方法及应用其的控制装置和呼吸机，以胸廓的位移的物理变化确定呼吸机向肺充气的供气量，以解决病人状态的差别使得呼吸机流量控制复杂以及需要进行较高要求漏气检测的问题。

上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的具体实施方式。

附图说明

通过以下参考附图对本发明实施例的描述，本发明的上述以及其它目的、特征和优点更为清楚，在附图中：

图1是本发明实施例的一种肺呼吸助力控制方法的流程图；

图2是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位划分方法的流程图；

图3是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位调整方法的流程图；

图4是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位突变过大时的调整方法的流程图；

图5是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位突变过大下一时刻的调整方法的流程图；

图6是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的报警控制方法的流程图；

图7是本发明实施例一种肺呼吸助力控制装置示意图。

具体实施方式

以下基于实施例对本发明进行描述，但是值得说明的是，本发明并不限于这些实施例。在下文对本发明的细节描述中，详尽描述了一些特定的细节部分。然而，对于没有详尽描述的部分，本领域技术人员也可以完全理解本发明。

此外，本领域普通技术人员应当理解，所提供的附图只是为了说明本发明的目的、特征和优点，附图并不是实际按照比例绘制的。

同时，除非上下文明确要求，否则整个说明书和权利要求书中的“包括”、“包含”等类似词语应当解释为包含的含义而不是排他或穷举的含义；也就是说，是“包含但不限于”的含义。

图1是本发明实施例的一种肺呼吸助力控制方法的流程图。如图1所示，一种肺呼吸助力控制方法，包括：步骤S101测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；步骤S102实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；步骤S103计算第一位移和第二位移的偏差值；步骤S104根据偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；其中，偏差值与供气量呈线性正向比例关系；正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。本发明仅以胸廓的位移的物理变化确定呼吸机向肺充气的供气量，以解决病人状态的差别使得呼吸机流量控制复杂以及需要进行较高要求漏气检测的问题，即使呼吸机存在漏气的问题，患者由于吸入呼吸机向肺充气的供气量减少，患者自身就会主动增大第二位移，此时第一位移和第二位移的偏差值就会增大，偏差值增大，呼吸机向肺充气的供气量也即相应增加，在一个呼吸周期内即完成了呼吸机向肺充气的供气量的调节，依据的变量单一，调节速度较快。同时，测量人体胸廓在正常深呼吸时时的呼气和正常吸气两个过程产生的最大位移；根据最大位移，确定供气量的最大值；供气量的最大值为呼吸机向肺充气的最大供气量。

从理论上来说，判断如第一位移和时刻一的第二位移的偏差值是否为0；如第一位移和时刻一的第二位移的偏差值为0时，呼吸机按照时刻零对应的供气量向肺充气(也就是说，此时呼吸机向肺充气的供气量不变)；如第一位移和时刻一的第二位移的偏差值不为0时，确定偏差值的大小，根据偏差值的大小确定呼吸机向肺充气的供气量的增加量或者减小量。其中，时刻零为时刻一的前一个时刻，可以理解为本次呼吸周期的前一个周期，本发明中的时刻均为一个呼吸周期或设定的几个周期。

但是，由于第二位移的过程是存在心跳或者腹腔的运动干扰，或者患者自身的运动干扰或者测量采集误差，因此第一位移和第二位移的偏差值基本上不可能为0，即使利用申请号为201520526583.1的微位移传感器、微位移变化频率及呼吸频率检测装置，或者申请号为201510894628.5的用于人体胸腔数据采集的位移传感器，第一位移和第二位移的偏差值基本上不可能为0。因此，对偏差值的利用采用位移区间判断的方法，每个位移区间对应一个档位，具体可见图2中的描述。

图2是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位划分方法的流程图。如图2所示，一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位划分方法，包括：步骤S201根据第一位移以及最大位移，确定位移量程；步骤S202将位移量程划分为若干位移区间，每个位移区间与一个供气量档位相对应；步骤S203判断偏差值的在若干位移区间的位置；步骤S204根据位置，控制呼吸机向肺充气的供气量档位。具体地说，若干位移区间的个数可通过现有的呼吸机的流量进行控制，呼吸机的气源具有阀门，通过控制阀门的开度对供气量档位的档位进行调节。在步骤S201根据第一位移以及最大位移，确定位移量程中；给定划分条件，给定划分条件即为位移区间的端点值，根据给定划分条件按照步骤S202将位移量程划分为若干位移区间，每个位移区间与一个供气量档位相对应；当步骤S203判断偏差值的在若干位移区间的位置时，即偏差值在若干位移区间中的一个区间时，此时按照步骤S204根据位置，控制呼吸机向肺充气的供气量档位。

以若干位移区间为3个位移区间为例进行详细说明，3个位移区间，分别是高档位移区间、中档位移区间和低档位移区间。高档位移区间对应供气量高档位(如：阀门开度为70％以上)，中档位移区间对应供气量中档位(如：阀门开度为50％～70％)，低档位移区间对应供气量低档位(如：阀门开度为40％～50％)；当偏差值在中档位移区间内时，控制呼吸机向肺充气的供气量档位为中档位。然而，在实际过程中，我们发现有时偏差值偶尔落下位移区间的端点值时，此时我们认为落在端点值右侧的位移区间内(因为此时认为患者急需要稍微高的档位)，具体可详见图3的说明。

图3是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位调整方法的流程图。如图3所示，步骤S301记录目前供气量档位；步骤S302若偏差值在若干位移区间内的某一区间内，则对某一区间进行计数；步骤S303若计数达到预设数量时，确定位置以及清除位置之外其他若干位移区间的计数；步骤S304将目前供气量档位调整到位置对应的供气量档位，清除目前供气量档位，记录调整后的供气量档位，重复上述步骤；步骤S305若偏差值在若干位移区间的区间划分点时，对在区间划分点右侧的位移区间进行计数。具体地说，计数达到预设数量可以为3，以若干位移区间为3个位移区间为例，第一个呼吸周期的偏差值在中档位移区间内，则对中档位移区间进行计数加1；如第二个呼吸周期的偏差值在高档位移区间内，则对高档位移区间进行计数加1，第三个呼吸周期和第四个呼吸周期的偏差值在中档位移区间内，此时中档位移区间的计数值为3，达到了预设数量，此时将目前供气量档位调整到供气量档位的中档位，同时清除高档位移区间的计数；并清除目前供气量档位，记录调整后的供气量的中档位，重复上述步骤。若偏差值在若干位移区间的区间划分点时，对在区间划分点右侧的位移区间(即，大于划分点的位移区间)进行计数，如偏差值在中档位移区间和低档位移区间的划分点时，对中档位移区间计数，不对低档位移区间计数；当某一个位移区间计数达到预设数量3时，确定偏差值的位置在达到预设数量3的位移区间，以及清除位置之外其他若干位移区间的计数。

患者在呼吸比较平稳，供气量档位会在上一档位或者下一档位之间波动；在实际测量过程中，我们发现由于患者动作或由于呼吸机能快速衰退，导致某一个偏差值特别大，而且通过上述供气量档位调整方法仍不能消除这种影响，因此我们考虑到了气量档位突变过大时的调整方法，具体详见图4的说明。

图4是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位突变过大时的调整方法的流程图。如图4所示，步骤S401记录目前供气量档位对应的第K时刻位移区间；步骤S402计算K+1时刻的偏差值对应的K+1时刻位移区间；步骤S403判断K+1时刻位移区间与第K时刻位移区间是否为相邻区间；步骤S404若是，则控制呼吸机按照K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；步骤S405若不是，则确定K+1时刻位移区间与第K时刻位移区间的中间位移区间，控制呼吸机按照中间位移区间对应的供气量档位向肺充气。具体地说，以若干位移区间为3个位移区间为例，记录目前(即，K时刻)供气量档位对应的第K时刻位移区间为低档位移区间；若K时刻的下一时刻K+1时刻位移区间为高档位移区间，此时K+1时刻位移区间为高档位移区间，而K时刻位移区间为低档位移区间，K+1时刻位移区间和K时刻位移区间不相邻，此时K+1时刻位移区间与第K时刻位移区间的中间位移区间为中档位移区间，控制呼吸机按照中档位移区间对应的供气量中档位向肺充气；若K时刻的下一时刻K+1时刻位移区间为中档位移区间，此时K+1时刻位移区间为中档位移区间，而K时刻位移区间为低档位移区间，K+1时刻位移区间和K时刻位移区间相邻，此时控制呼吸机按照中档位移区间(即，K+1时刻位移区间)对应的供气量中档位向肺充气，即先强制降低供气量的档位，并进行后续处理，具体详见图5的说明，其中，K＝0、1、2…。

图5是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的供气量档位突变过大下一时刻的调整方法的流程图。如图5所示，步骤S501记录K+1时刻位移区间或中间位移区间；步骤S502计算K+2时刻的偏差值对应的K+2时刻位移区间；步骤S503判断K+2时刻位移区间是否与第K时刻位移区间或者K+1时刻位移区间相同；步骤S504若是，则控制呼吸机按照第K时刻位移区间或者K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；步骤S505若不是，则控制呼吸机按照K+2时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气。具体地说，以若干位移区间为3个位移区间为例，若供气量档位突变过大时，控制呼吸机按照中间位移区间对应的供气量档位向肺充气，此时记录中间位移区间，如上述K+1时刻位移区间为高档位移区间；同时，在每个呼气周期内，都需要计算2个呼气周期的偏差值，即执行步骤S502计算K+2时刻的偏差值对应的K+2时刻位移区间(如计数达到预设数量可以为3，确定K+2时刻位移区间则至少需要3个呼吸周期)；在图4的步骤S401记录目前供气量档位对应的第K时刻位移区间，之前K时刻位移区间为低档位移区间，若K+2时刻位移区间为高档位移区间，则说明患者出现突发情况，如呼吸困难导致呼吸机能快速衰退，而并不是因为患者动作而产生供气量档位突变，因为至少已经经过了3个呼吸周期；若K+2时刻位移区间为低档位移区间，则说明因为患者动作而产生供气量档位突变；若K+2时刻位移区间即不是低档位移区间，也不是高档位移区间，则按照步骤S501记录K+1时刻中间位移区间对应的供气量档位向肺充气。然后，根据图3的方法，计算K+3时刻的偏差值对应的K+3时刻位移区间，直至出现图4中步骤S405才进入图5的流程中。

也就是说，在本发明中，实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；第一位移为给定值，一般来说按照第一位移确定呼吸机向肺充气的供气量，如：偏差值为0或者在给定的误差之内时，则呼吸机向肺充气的供气量档位不变。当第二时刻位移区间与第一时刻位移区间不为相邻区间，则确定第二时刻位移区间与第一时刻位移区间的中间位移区间，控制呼吸机按照中间位移区间对应的供气量档位向肺充气，然后按照图5是实施例的供气量档位突变过大下一时刻的调整方法进行调整。

图6是本发明实施例一种肺呼吸助力控制方法的报警控制方法的流程图。如图6所示，步骤S601若偏差值大于报警位移值时，对偏差值进行报警计数；步骤S602若下一次偏差值报警计数大于报警位移值时，报警计数加1，否则清除报警计数；步骤S603当报警计数达到预设报警计数时，控制呼吸机报警，同时清除报警计数；其中，报警位移值为最大位移。

图7是本发明实施例一种肺呼吸助力控制装置示意图。如图7所示，一种肺呼吸助力控制装置，包括：存储器701和处理器702及存储在存储器701上并可在处理器702上运行的计算机程序，计算机程序为上述一种肺呼吸助力控制方法，处理器702执行程序时实现以下步骤：测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；计算第一位移和第二位移的偏差值；根据偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；其中，偏差值与供气量呈线性正向比例关系；正常为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

同时，本发明提出的一种呼吸机，可以应用于如上述的一种肺呼吸助力控制方法，或者可以包括如上述的一种肺呼吸助力控制装置；所述控制装置，分别与位移采集装置和呼吸机连接；位移采集装置，用于实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；控制装置，计算第一位移和第二位移的偏差值；根据偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；其中，偏差值与供气量呈线性正向比例关系；正常为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

在上述实施例中，对各个实施例的描述都各有侧重，某个实施例中没有详述的部分，可以参见其他实施例的相关描述。

可以理解的是，上述方法及装置中的相关特征可以相互参考。另外，上述实施例中的“第一”、“第二”等是用于区分各实施例，而并不代表各实施例的优劣。

所属领域的技术人员可以清楚地了解到，为描述的方便和简洁，上述描述的***，装置和单元的具体工作过程，可以参考前述方法实施例中的对应过程，在此不再赘述。

在此提供的算法和显示不与任何特定计算机、虚拟***或者其它设备固有相关。各种通用***也可以与基于在此的示教一起使用。根据上面的描述，构造这类***所要求的结构是显而易见的。此外，本发明也不针对任何特定编程语言。应当明白，可以利用各种编程语言实现在此描述的本发明的内容，并且上面对特定语言所做的描述是为了披露本发明的最佳实施方式。

在此处所提供的说明书中，说明了大量具体细节。然而，能够理解，本发明的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。

类似地，应当理解，为了精简本公开并帮助理解各个发明方面中的一个或多个，在上面对本发明的示例性实施例的描述中，本发明的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或者对其的描述中。然而，并不应将该公开的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本发明要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如下面的权利要求书所反映的那样，发明方面在于少于前面公开的单个实施例的所有特征。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本发明的单独实施例。

本领域那些技术人员可以理解，可以对实施例中的设备中的模块进行自适应性地改变并且把它们设置在与该实施例不同的一个或多个设备中。可以把实施例中的模块或单元或组件组合成一个模块或单元或组件，以及此外可以把它们分成多个子模块或子单元或子组件。除了这样的特征和/或过程或者单元中的至少一些是相互排斥之外，可以采用任何组合对本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征以及如此公开的任何方法或者设备的所有过程或单元进行组合。除非另外明确陈述，本说明书(包括伴随的权利要求、摘要和附图)中公开的每个特征可以由提供相同、等同或相似目的的替代特征来代替。

此外，本领域的技术人员能够理解，尽管在此所述的一些实施例包括其它实施例中所包括的某些特征而不是其它特征，但是不同实施例的特征的组合意味着处于本发明的范围之内并且形成不同的实施例。例如，在下面的权利要求书中，所要求保护的实施例的任意之一都可以以任意的组合方式来使用。

本发明的各个部件实施例可以以硬件实现，或者以在一个或者多个处理器上运行的软件模块实现，或者以它们的组合实现。本领域的技术人员应当理解，可以在实践中使用微处理器或者数字信号处理器(DSP)来实现根据本发明实施例的肺呼吸助力控制装置中的一些或者全部部件的一些或者全部功能。本发明还可以实现为用于执行这里所描述的方法的一部分或者全部的设备或者装置程序(例如，计算机程序和计算机程序产品)。这样的实现本发明的程序可以存储在计算机可读介质上，或者可以具有一个或者多个信号的形式。这样的信号可以从因特网网站上下载得到，或者在载体信号上提供，或者以任何其他形式提供。

应该注意的是上述实施例对本发明进行说明而不是对本发明进行限制，并且本领域技术人员在不脱离所附权利要求的范围的情况下可设计出替换实施例。在权利要求中，不应将位于括号之间的任何参考符号构造成对权利要求的限制。单词“包含”不排除存在未列在权利要求中的元件或步骤。位于元件之前的单词“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括有若干不同元件的硬件以及借助于适当编程的计算机来实现。在列举了若干装置的单元权利要求中，这些装置中的若干个可以是通过同一个硬件项来具体体现。单词第一、第二、以及第三等的使用不表示任何顺序。可将这些单词解释为名称。

Claims (10)

1.一种肺呼吸助力控制方法，其特征在于，包括：

测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；

实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

2.根据权利要求1所述的控制方法，其特征在于，还包括：

测量人体胸廓在正常深呼吸时时的呼气和正常吸气两个过程产生的最大位移；

根据所述最大位移，确定所述供气量的最大值；

所述供气量的最大值为所述呼吸机向肺充气的最大供气量。

3.根据权利要求2所述的控制方法，其特征在于：

根据所述第一位移以及所述最大位移，确定位移量程；

将所述位移量程划分为若干位移区间，每个所述位移区间与一个供气量档位相对应；

判断所述偏差值的在所述若干位移区间的位置；

根据所述位置，控制所述呼吸机向肺充气的供气量档位。

4.根据权利要求3所述的控制方法，其特征在于：

记录目前供气量档位；

若所述偏差值在所述若干位移区间内的某一区间内，则对所述某一区间进行计数；

若所述计数达到预设数量时，确定所述位置以及清除所述位置之外其他所述若干位移区间的计数；

将所述目前供气量档位调整到所述位置对应的供气量档位，并清除所述目前供气量档位，记录调整后的供气量档位，重复上述步骤。

5.根据权利要求4所述的控制方法，其特征在于：

若所述偏差值在所述若干位移区间的区间划分点时，对在所述区间划分点右侧的位移区间进行计数。

6.根据权利要求4所述的控制方法，其特征在于：

记录所述目前供气量档位对应的第K时刻位移区间；

计算K+1时刻的所述偏差值对应的K+1时刻位移区间；

判断所述K+1时刻位移区间与所述第K时刻位移区间是否为相邻区间；

若是，则控制所述呼吸机按照所述K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；

若不是，则确定所述K+1时刻位移区间与所述第K时刻位移区间的中间位移区间，控制所述呼吸机按照所述中间位移区间对应的供气量档位向肺充气。

7.根据权利要求6所述的控制方法，其特征在于：

记录所述K+1时刻位移区间或所述中间位移区间；

计算K+2时刻的所述偏差值对应的K+2时刻位移区间；

判断所述K+2时刻位移区间是否与所述第K时刻位移区间或者所述K+1时刻位移区间相同；

若是，则控制所述呼吸机按照所述第K时刻位移区间或者所述K+1时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气；

若不是，则控制所述呼吸机按照所述K+2时刻位移区间对应的供气量档位向肺充气。

8.根据权利要求1～7任一项所述的控制方法，其特征在于：

若所述偏差值大于报警位移值时，对所述偏差值进行报警计数；

若下一次所述偏差值报警计数大于报警位移值时，所述报警计数加1，否则清除所述报警计数；

当所述报警计数达到所述预设报警计数时，控制所述呼吸机报警，同时清除所述报警计数；

其中，所述报警位移值为所述最大位移。

9.一种肺呼吸助力控制装置，其特征在于，包括：

存储器和处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述计算机程序为如权利要求1～8任一项所述一种肺呼吸助力控制方法，所述处理器执行所述程序时实现以下步骤：

测量人体胸廓在正常平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第一位移；

实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。

10.一种呼吸机，其特征在于，包括：

如权利要求1～8任一项所述一种肺呼吸助力控制方法，或如权利要求9所述一种肺呼吸助力控制装置；

所述控制装置，分别与位移采集装置和所述呼吸机连接；

所述位移采集装置，用于实时采集配备呼吸机时胸廓在平静呼吸时的呼气和正常吸气两个过程产生的第二位移；

所述控制装置，计算所述第一位移和所述第二位移的偏差值；

根据所述偏差值，确定呼吸机向肺充气的供气量；

其中，所述偏差值与所述供气量呈线性正向比例关系；所述正常，为人体自主呼吸且未配备呼吸机的情形。