CN103182120B - 有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置，其中的装置包括：测量得到气道压力、吸气流量和呼气流量；根据预先建立的漏气估计模型，利用所述气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；利用漏气流量补偿基础流。可见，本发明通过漏气估计模型对漏气流量进行估计，实现漏气补偿，从而达到改善有创呼吸机进行无创通气、改善人机同步性能的目的。

Description

有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置

技术领域

本发明涉及呼吸机技术领域，尤其涉及一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置。

背景技术

按照与患者的连接方式，呼吸机分为有创呼吸机和无创呼吸机，其中，有创呼吸机通过气道插管连接到患者，无创呼吸机通过面罩或鼻罩与患者连接。有创呼吸机，例如传统ICU(IntensiveCareUnit,重症监护室)呼吸机，一般采用带呼气阀的双肢通气回路，最初是为有创通气设计的，随着无创通气(Non-InvasiveVentilation,NIV)的广泛应用，它们增加了无创通气模式。NIV模式就是通过有别于气道插管的人机接口(如面罩、鼻罩等)对有自主呼吸能力的患者进行通气的一类模式。广义上NIV模式包括压力支持通气(PressureSupport,PSV)模式、压力控制通气(PressureControlVentilation,PCV)模式和容量控制通气(VolumeControlventilation,VCV)模式等所有用于有创通气的模式，狭义上NIV模式只是指PSV模式。

由于接受无创通气的患者一般意识清醒并具有自主呼吸能力，因此无创通气过程中，对人机交互的同步性要求较高，即要求患者可以控制吸气的开始(触发)和呼气的开始(切换)。人机同步的理想情况应该是:用呼吸机支持的病人能像正常人一样处于无阻碍状态，不受呼吸机支配的自由自在呼吸。只有人机同步，才能提高患者舒适度和耐受性，进而保障通气治疗的成功。临床研究表明，无创通气的失败率很高，其中一个重要因素就是人机不同步。

造成人机不同步的主要原因是人机接口处存在不可避免的漏气。因为传统的利用基础流的触发(呼气向吸气的转换)判断技术和利用峰值流百分比的切换(吸气向呼气的转换)判断技术，都依靠对肺流量进行准确的测量，漏气的存在造成肺流量的错误估计，进而造成不同步的触发和不同步的切换。

无创呼吸机一般都采用不带呼气阀的单肢回路通气结构，并且利用特殊的漏气补偿技术和触发/切换判断技术，因此表现出较高的人机同步性能。但是由于专用无创呼吸机和传统有创呼吸机在结构、控制算法、触发/切换机制等方面的不同，使得无创呼吸机所采用的人机同步技术无法无缝移植到传统有创呼吸机。因此，如何设计有效的人机交互机制，以提高传统有创呼吸机在NIV模式下的人机同步性，是一个技术难题。

发明内容

本发明的目的在于提高传统有创呼吸机在NIV模式下的人机同步性。

为达到上述目的，本发明是通过以下技术方案来实现的：

一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的方法，包括：测量得到气道压力、吸气流量和呼气流量；利用预先建立的漏气估计模型，根据所述气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；利用漏气流量补偿基础流。

优选地，上述方法还包括：在呼气末，记录本次呼吸切换时间和触发时间，在本次呼吸切换时间和触发时间分别与上次呼吸切换时间和触发时间的差小于预定差值时，通过数字滤波方式对触发/切换周期进行迭代学习，得到患者自主触发/切换周期。

优选地，上述方法还包括：根据患者自主触发/切换周期，分别在自主触发/切换时刻和其他时刻将触发/切换阈值设置为具有高灵敏度的阈值和具有低灵敏度的阈值。

其中，根据最新的患者自主触发/切换周期，对所述漏气估计模型的参数进行更新。

优选地，上述方法还包括：在吸气末，根据本次吸气潮气量和上次吸气潮气量，判断是否发生漏气增大异常，若是，对呼气相的基础流和触发阈值进行修改。

其中，触发的判断指标包括呼气流量梯度变化或不同压力滤波时间常数下的呼气滤波压力；切换的判断指标包括不同压力滤波时间常数下的吸气滤波压力。

其中，所述漏气估计模型为：f_l＝k_l·Paw^0.5；上述漏气估计模型中的f_l表示漏气流量，P_aw表示气道压力，k_l表示漏气模型参数；k_l通过以下参数估计模型计算得到：上述参数估计模型中的j表示某次呼吸，T_i表示吸气开始时刻，T_i+1表示下一次吸气开始时刻，f_i表示吸气流量，f_e表示呼气流量，N表示呼吸次数。

其中，在漏气平稳和异常增大/减小时分别取较大数值和较小数值。

一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置，包括：测量单元，用于测量得到气道压力、吸气流量和呼气流量；漏气估计单元，用于利用预先建立的漏气估计模型，根据测量单元测量得到的气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；补偿单元，用于利用漏气流量补偿基础流。

优选地，上述装置还包括：自主触发/切换周期学习单元，用于在呼气末，记录本次呼吸切换时间和触发时间，在本次呼吸切换时间和触发时间分别与上次呼吸切换时间和触发时间的差小于预定差值时，通过数字滤波方式对触发/切换周期进行迭代学习，得到患者自主触发/切换周期，并利用最新的患者自主触发/切换周期更新所述漏气估计模型的参数。

优选地，上述装置还包括：触发/切换阈值更新单元，用于根据自主触发/切换周期学习单元的得到的患者自主触发/切换周期，在自主触发/切换时刻将触发/切换阈值设置为高灵敏度阈值，在其他时刻将触发/切换阈值设置为低灵敏度阈值。

优选地，上述装置还包括：漏气异常处理单元，用于在吸气末，根据本次吸气潮气量和上次吸气潮气量，判断是否发生漏气增大异常，若是，分别指示补偿单元和触发/切换阈值更新单元对呼气相的基础流和触发阈值进行修改。

其中，所述漏气估计模型为：f_l＝k_l·Paw^0.5；上述漏气估计模型中的f_l表示漏气流量，P_aw表示气道压力，k_l表示漏气模型参数；k_l通过以下参数估计模型计算得到：上述参数估计模型中的j表示某次呼吸，T_i表示吸气开始时刻，T_i+1表示下一次吸气开始时刻，f_i表示吸气流量，f_e表示呼气流量，N表示呼吸次数。

可见，本发明通过漏气估计模型对漏气流量进行估计，最终进行漏气补偿，从而达到改善有创呼吸机进行无创通气、改善人机同步性能的目的。

并且，在每个呼吸周期更新漏气估计模型中的参数，并且根据漏气的变化情况自适应的选择参数估计所需的呼吸次数，利用估计的参数可以实现较准确的漏气估计。进一步，在出现漏气增大异常时，对基础流和触发阈值进行修改，保证在漏气很大或者漏气异常的情况下也能较为准确的估计出漏气流量和肺流量。

并且，本发明提出了患者自主触发/切换周期学习机制，从而可利用患者自主触发/切换周期作为触发/切换阈值设计的基础，并且，自主触发/切换阈值是随时间变化的，而非固定值，从而可以在防止误触发/切换的前提下最大限度的减小患者的触发/切换做功。

此外，本发明提出了呼气流量梯度变化作为触发的判断指标，可以避免漏气对触发的影响，从而进一步提高人机同步性能；同时，提出了利用滤波算法得到的PEEP和实际气道压力差值作为判断触发的另一指标，可以避免漏气对触发的影响，从而提高人机触发同步性。

附图说明

图1为本发明有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的方法流程图；

图2为本发明有创呼吸机在无创通气模式下工作示意图；

图3为本发明方法实施例流程图；

图4为本发明方法实施例自主呼吸周期学习流程图；

图5为本发明方法实施例自主触发/切换阈值变化示意图；

图6为本发明方法实施例呼气流量梯度变化示意图；

图7a、7b为本发明方法实施例呼气相压力滤波示意图；

图8为本发明方法实施例装置结构示意图。

具体实施方式

本发明提出用于有创呼吸机(例如：传统ICU呼吸机)NIV模式下的人机同步方案，具体地，通过预先建立的漏气估计模型，对人机接口的漏气进行估计，从而利用漏气流量对基础流进行补偿，改善人机同步性能。

参见图1，为本发明有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的方法流程图，该方法包括以下步骤：

S101：测量得到气道压力、吸气流量和呼气流量；

S102：利用预先建立的漏气估计模型，根据气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；

S103：利用漏气流量补偿基础流。

进一步，本发明在同步触发/切换判断方面进行改进，它包括：基于患者自主呼吸周期学习机制下的自主流量触发/切换阈值设计、基于呼气流梯度变化的吸气触发判断、不同压力滤波时间常数下的滤波压力触发/切换判断、漏气异常突变情况下的触发阈值修改。

实验表明，通过本发明，传统ICU呼吸机NIV模式下的人机同步性可以达到和专用无创呼吸机性能相当的程度，即在发生漏气改变后1-2个呼吸周期内漏气被完全补偿。

下面结合附图对本发明方案进行详细描述。

参见图2，有创呼吸机在无创通气模式下工作示意图。呼吸机通过一套双肢管路和面罩对患者进行机械通气，呼吸机内安装有吸气流量传感器、呼气流量传感器分别进行吸气流量和呼气流量的测量。气道压力Paw可以通过如图2所示的在Y型口近患者端安装压力传感器进行测量，也可以通过在呼吸机内分别安装吸气压力传感器和呼气压力传感器进行测量。

吸气时呼气阀关闭，呼吸机送出的气体通过吸气肢路流向患者，部分气体经由面罩漏气口排出。呼气时呼气阀打开，呼吸机送出的基础流和患者呼出的气体通过呼气肢路流向呼吸机内的呼气阀，呼气中仍有部分气体经由面罩漏气口排出。无论是吸气过程还是呼气过程中，各流量都满足如下方程：

f_alv＝f_i-f_l-f_e……………………………………..公式1

公式1中，f_alv表示肺流量，f_i表示吸气流量，f_e表示呼气流量，f_l表示漏气流量。

参见图3，为本发明实施例有创呼吸机在无创通气模式下人机同步实现的方法流程图。

通过用户选择NIV模式并设置相应的模式参数(步骤S301)，如吸气压力、呼气末正压、压力上升时间、最大吸气时间、触发/切换阈值等，进入循环流程。

在每个采样时刻，无论是吸气区间还是呼气区间，都先进行流量、压力等测量值的获取(S302)；然后根据上次呼气末更新的漏气模型参数估计漏气流量和肺流量(S303)；再计算最新漏气模型参数估计所需的吸气/呼气差值积分和压力开方积分(S304)；接下来根据患者吸气/呼气动作判断此采样时刻处于吸气区间还是呼气区间。

如果在吸气区间，要计算峰值流量、自主切换阈值，并对压力信号进行小时间常数的滤波(S305)；然后判断是否进行吸气向呼气的转换(S306)。如果满足切换条件，则进行切换并记录下吸气潮气量、本次切换时间(S307)，然后判断是否出现漏气增大异常(S308)，若有异常则进行漏气异常突变相应的处理(S309)后，等待下一个采样时刻的到来。如果不满足切换条件，则进入吸气压力/流量控制(S310)。

如果在呼气区间且呼气时间已经大于一个预设值(S311)，例如呼气时间大于200ms时,则计算自主流量触发阈值自主触发阈值和大时间常数的压力滤波(S312)；然后计算呼气流量梯度变化量(S313)；然后判断是否进行呼气向吸气的转换(S314)。如果满足触发条件，则进行触发并记录呼气潮气量和本次触发时间(S315)，然后，判断是否推出此模式(S316)，若不退出此模式，就根据本次呼吸记录的切换/触发时间和上次呼吸记录的切换/触发时间，运用本发明提出的学习机制(后面将详述)更新患者自主触发/切换周期(S317)，接着进行漏气模型参数估计和更新(S318)以及下次呼气基础流的更新(S319)；如果不满足触发条件，则进入呼气压力/流量控制(S320)。

下面对发明方案中的一些技术关键点进行详细叙述。

1、漏气估计和漏气补偿

这里假定面罩漏气流量满足如下漏气估计模型：

f_l＝k_l·Paw^0.5…………..公式2

公式2中，f_l表示漏气流量，k_l表示漏气模型参数，P_aw表示气道压力。

漏气估计就是根据可以直接测量的吸气流量、呼气流量和气道压力估计出不能直接测量的漏气流量。

根据公式1和公式2，且假设患者每次呼吸吸入的气量近似等于呼出的气量的话，将有如下近似等式：

$V_{leak}=\underset{i=j}{\overset{j-N+1}{\Σ}}{\∫}_{T_i}^{T_{i+1}}{f}_i\·dt\≈\underset{i=j}{\overset{j-N+1}{\Σ}}{\∫}_{T_i}^{T_{i+1}}(f_i-f_e)\·dt\≈k_l\·\underset{i=j}{\overset{j-N+1}{\Σ}}{\∫}_{T_i}^{T_{i+1}}{P}_{aw}^{0.5}\·dt$

………………公式3

公式3中，V_leak表示N次呼吸中的总漏气量，j表示某次呼吸，T_i表示吸气开始时刻，T_i+1表示下一次吸气开始时刻。根据公式3就可以得到漏气模型参数的估计公式：

$k_l=\frac{\underset{i=j}{\overset{j-N+1}{\Σ}}{\∫}_{T_i}^{T_{i+1}}{P}_{aw}^{0.5}\·dt}{\underset{i=j}{\overset{j-N+1}{\Σ}}{\∫}_{T_i}^{T_{i+1}}(f_i-f_e)\·dt}$

………………公式4

上述公式中的呼吸次数N的选取至关重要，当漏气比较平稳时N取大值，当漏气异常增大或减小时N取小值，一个优选例子为：

$\left\{\begin{array}{c}\begin{array}{ccc}if& \left(\right|{\&Integral;}_{T_j}^{T_{j+1}}1000\&CenterDot;\left(f_i-f_e-f_l\right)/60\&CenterDot;dt|<100ML)and\left(\right|{\max }_j{f}_i-{\max }_{j-1}{f}_i|<10L/\min )& N=3\end{array}\\ \begin{array}{cc}else& N=1\end{array}\end{array}\right.$

…………公式5

公式5中的j仍表示某次呼吸，式中的流量单位用升/分钟，容量单位用毫升，积分时间的单位是秒。

在每次呼气末都可以通过公式4估计出当前的漏气模型参数k_l，然后在下一次呼吸中，就可以根据公式2估计出每个时刻的漏气流量。进而可以根据公式1估计出肺流量f_alv。并且根据估计的漏气模型参数，可以用下式更新下一次呼气时的基础流：

$baseflow(j+1)={\mathrm{baseflow}}_{set}+k_l\left(j\right)\&CenterDot;{\mathrm{PEEP}}_{set}^{0.5}$

…………公式6

公式6的j仍表示某次呼吸，PEEP_set表示设置的呼气末正压，baseflow_set表示设置的或默认的基础流。

2、患者自主触发/切换周期学习

进行无创通气的患者一般都有较强的自主呼吸能力，因此他们的自主呼吸频率，亦即自主呼吸周期，在较长的时间段内都是基本稳定的。如果可以获知患者的自主呼吸周期，就可以在他最可能吸气(或呼气)的时段设置最灵敏的触发/切换阈值,而在其他时段设置不敏感的触发/切换阈值，这样做的好处就是：可以在减少误触发/切换的前提下最大限度的节省患者的触发/切换做功。

获知患者的自主呼吸周期的具体方式是：在每次呼吸结束，也就是呼气末，都记录本次呼吸的切换时间和触发时间，在本次呼吸切换时间和触发时间分别与上次呼吸切换时间和触发时间的差小于预定差值时,即在本次切换/触发时间和上次呼吸的切换/触发时间很近似的情况下，就说明患者的自主呼吸频率是稳定的，因此启动患者自主触发/切换周期学习；如果本次切换/触发时间和上次切换/触发时间相差较大时，说明患者的自主呼吸频率不稳定或患者不具有自主呼吸能力，这时不启动学习。学习过程一经启动，则在后面的每次呼吸迭代进行，直到用户改变模式设置参数或某次呼吸不是由患者触发时才结束。

参见图4，为自主呼吸周期学习流程图，首先获得某次和上次切换/触发时间(S401)，判断患者自主呼吸频率是否稳定(S402)，若稳定，启动患者自主触发/切换周期学习(S403)，接着等待下次呼气末(S404)，判断是否推出此模式(S405)，若是退出，若不退出，且用户进行了新的参数设置(S406)，则终止学习(S407)并返回S401，如果用户没有进行新的参数设置，则返回S403继续进行周期学习；若患者自主呼吸频率不稳定，则不启动学习(S408)，然后返回S401。

患者自主触发/切换周期是通过数字滤波的方式进行迭代学习，可采用如下公式计算：

learn_trig_time_j＝α·learn_trig_time_j-1+(1-α)·trig_time_j

learn_cyc_time_j＝β·learn_cyc_time_j-1+(1-β)·cyc_time_j

………公式7

公式7中，j表示某次呼吸，learn_trig_time表示学习得到的患者自主触发周期，learn_cyc_time表示学习得到的患者自主切换周期，trig_time表示本次触发时间，cyc_time表示本次切换时间，这四个变量都是以某次呼吸的吸气开始时刻为基准。式中的α,β都是0-1之间的常数。

3、自主触发/切换阈值动态调整

为了达到在减少误触发/切换的前提下最大限度节省患者触发/切换做功的目的，自主触发/切换阈值的设计出发点是：在学习获知的自主触发/切换时刻将阈值设计为用户设置值，在其它时刻将阈值设计为不敏感值。具体的计算公式如下：

S_C_TH＝set_cyc_TH·exp((t-learn_cyc_time)/100)

$S\_T\_TH\left(t\right)=\left\{\begin{array}{cc}20& t\&le;cyc\_time+300\\ 20-(20-set\_trig-TH)\&CenterDot;\exp \left(\right(t-learn\_trig\_time+100)/50)& cyc\_time+300<t\&le;learn\_trig\_time-100\\ set\_trig\_TH& else\end{array}\right.$

………………公式8

公式8中，t表示以吸气开始时刻为基准的呼吸中的某一时刻，S_C_TH表示自主切换阈值，S_T_TH表示自主触发阈值，set_cyc_TH表示用户设置的切换阈值(峰值流百分比),set_trig_TH表示用户设置的触发阈值(流量)。式中的流量单位是升/分钟，时间单位都是毫秒。

自主触发/切换阈值随呼吸时间的变化如图5中的曲线所示。从公式8和图4可以看出，自主触发阈值随时间指数减小，自主切换阈值随时间指数增大。但是应该知道，根据本文的思想，阈值随时间变化的曲线形式可以是多种多样的，而不是局限于指数函数。

4、呼气流量梯度变化计算

基于呼气流量梯度变化的触发机制是基于这样一个事实：当患者用力吸气时，呼气流量波形将出现一个明显的拐点，这可以从图6中看出，此图是对主动模拟肺ASL5000进行通气并且存在漏气的情况下测得的呼气流量波形。由于这个特征信息受漏气的影响很小，因此利用这一信息进行触发判断可以减少漏气造成的误触发。

呼气流量梯度相当于呼气流量的差分，即fe(T-ΔT)-fe(T),亦即呼气流量在ΔT时间的变化量，这里ΔT取50ms。呼气流量梯度变化相当于呼气流量的二阶差分，即2*fe(T-ΔT)-fe(T-2ΔT)-fe(T)。根据梯度定义和图5可知，呼气相内呼气流梯度一直在减小，而在拐点处发生了增大。因此定义呼气流量梯度变化触发准则为：(2*fe(T-ΔT)-fe(T-2ΔT)-fe(T))>2，这里流量的单位是升/分钟。

5、吸气相/呼气相不同时间常数的压力滤波

相对于流量而言，压力信号受漏气的影响要小，并且在患者用力吸气和呼气时，压力都会发生明显的变化，因此可以将压力信号超过某一阈值作为判断触发/切换的备用准则。为了减小压力信号内混杂的干扰信号对正确判断切换的影响，本发明中对吸气相的压力进行了低通滤波处理，但是为了不影响压力的变化趋势，滤波时间常数取值较小，如图7a所示。呼气相压力滤波的目的是监测实际的呼气相PEEP，PEEP是一个常值，因此呼气相的压力滤波器时间常数取值较大，如图7b所示。图7b中的滤波压力还考虑了呼气流量流经呼气阀造成的压降对PEEP测量的影响，具体的计算公式如下：

LP_PEEP_i＝0.99·LP_PEEP_i-1+0.01·(Paw-R_e·f_e)

………………公式9

公式9中，i表示某一采样时刻，LP_PEEP表示测量的呼气末气道正压(PositiveEndExpiratory，PEEP)值，P_aw表示压力值，R_e表示呼气阀气阻，f_e表示呼气流量。数字滤波器的采样时间为1ms，时间常数为0.1s。

6、切换判断

切换即是吸气向呼气转换的这一动作。切换基于多个信息特征判断条件，可以是吸气流量和峰值流量之比低于自主切换阈值，或是吸气滤波压力高于某一压力设置阈值，也或者是实际的吸气时间超出了设置的最大吸气时间。各个判断条件之间并没有优先级的区别，只要某一条件满足及转向呼气。

7、触发判断

触发即是呼气向吸气转换的这一动作。和切换一样，触发也基于多个信息特征判断条件，可以是估计的肺流量高于自主触发阈值，或是呼气压力与监测的PEEP之差超过某一压力设置阈值，或者满足呼气梯度变化触发准则，也或者是呼气时间大于某一预设值而启动备用通气。各个判断条件之间并没有优先级的区别，只要某一条件满足及转向吸气。

8、漏气增大异常处理

前面述及的漏气估计和漏气补偿技术是在每次触发后(亦即每次吸气开始)进行一次漏气参数估计和漏气补偿,这样的话，当某次吸气相发生漏气的增大异常时，若不及时进行相应的处理，将可能造成下次吸气的误触发。本发明根据本次吸气潮气量和上次吸气潮气量之判断是否发生漏气增大异常，进而对呼气相的基础流和触发阈值进行相应的修改，具体修改量如下式：

$\begin{array}{cc}leak\_change=\frac{{\mathrm{VI}}_j-{\mathrm{VI}}_{j-1}}{cyc\_{\mathrm{time}}_j}\&CenterDot;{\left(\frac{PEEP}{Pc}\right)}^{0.5}\&CenterDot;60& if\left(\right({\mathrm{VI}}_j-{\mathrm{VI}}_{j-1})>100)\end{array}$

…………公式10

公式10中，j表示某次呼吸，leak_change表示呼气相基础流和触发阈值在漏气增大异常时进行的修改量，VI表示吸气潮气量，cyc_time表示本次吸气向呼气切换的时间，P_c表示吸气相设置压力，PEEP表示呼气末气道压力。式中潮气量的单位是毫升，时间的单位是毫秒，流量的单位是升/分钟。

与上述方法相对应，本发明还提供一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置。本领域技术人员可以理解，该装置可以集成在呼吸机中，也可以独立于呼吸机之外对呼吸机进行控制，在实现上可以通过硬件、软件或软硬件结合方式实现。

参见图8,为该装置结构示意图。该装置包括：

测量单元800，用于测量得到气道压力、吸气流量和呼吸流量；

漏气估计单元801，用于根据预先建立的漏气估计模型，根据测量单元800测量得到的气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；

补偿单元802，用于利用漏气流量补偿基础流。

有关漏气补偿的具体原理和计算公式与方法实施例描述一致，具体请参见公式1-5的描述。

优选地，该装置还包括：

自主触发/切换周期学习单元803，用于在呼气末，记录本次呼吸切换时间和触发时间，在本次呼吸切换时间和触发时间分别与上次呼吸切换时间和触发时间的差小于预定差值时，通过数字滤波方式对触发/切换周期进行迭代学习，得到患者自主触发/切换周期，并利用最新的患者自主触发/切换周期更新所述漏气估计模型的参数。

进一步，该装置还可包括：

触发/切换阈值更新单元804，用于根据自主触发/切换周期学习单元的得到的患者自主触发/切换周期，在自主触发/切换时刻将触发/切换阈值设置为高灵敏度阈值，在其他时刻将触发/切换阈值设置为低灵敏度阈值。

另外，该装置还可包括：

漏气异常处理单元805，用于在吸气末，根据本次吸气潮气量和上次吸气潮气量，判断是否发生漏气增大异常，若是，分别指示补偿单元802和触发/切换阈值更新单元804对呼气相的基础流和触发阈值进行修改。

可见，本发明通过漏气估计模型对漏气流量进行估计，从而实现漏气补偿的目的，并且，在每个呼吸周期更新漏气估计模型中的参数，并且根据漏气的变化情况自适应的选择参数估计所需的呼吸次数N，利用估计的参数可以实现较准确的漏气估计。进一步，在出现漏气增大异常时，对基础流和触发阈值进行修改，保证在漏气很大或者漏气异常的情况下也能较为准确的估计出漏气流量和肺流量。

并且，本发明提出了患者自主触发/切换周期学习机制，从而可利用患者自主触发/切换周期作为触发/切换阈值设计的基础，并且，自主触发/切换阈值是随时间变化的，而非固定值，从而可以在防止误触发/切换的前提下最大限度的减小患者的触发/切换做功。

此外，本发明提出了呼气流量梯度变化作为触发的判断指标，可以避免漏气对触发的影响，从而进一步提高人机同步性能；同时，提出了利用滤波算法得到的PEEP和实际气道压力差值作为判断触发的另一指标，可以避免漏气对触发的影响，从而提高人机触发同步性。

上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围的内。

Claims (5)

1.一种有创呼吸机在无创通气模式下人机同步的装置，其特征在于，包括：

测量单元，用于测量得到气道压力、吸气流量和呼气流量；

漏气估计单元，用于利用预先建立的漏气估计模型，根据测量单元测量得到的气道压力、吸气流量和呼气流量计算得到漏气流量；

补偿单元，用于利用漏气流量补偿基础流；

自主触发/切换周期学习单元，用于在呼气末，记录本次呼吸切换时间和触发时间，在本次呼吸切换时间和触发时间分别与上次呼吸切换时间和触发时间的差小于预定差值时，通过数字滤波方式对触发/切换周期进行迭代学习，得到患者自主触发/切换周期，并利用最新的患者自主触发/切换周期更新所述漏气估计模型的参数。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括：

触发/切换阈值更新单元，用于根据自主触发/切换周期学习单元得到的患者自主触发/切换周期，在自主触发/切换时刻将触发/切换阈值设置为高灵敏度阈值，在其他时刻将触发/切换阈值设置为低灵敏度阈值；

和/或

漏气异常处理单元，用于在吸气末，根据本次吸气潮气量和上次吸气潮气量，判断是否发生漏气增大异常，若是，分别指示补偿单元和触发/切换阈值更新单元对呼气相的基础流和触发阈值进行修改。

3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，根据最新的患者自主触发/切换周期，对所述漏气估计模型的参数进行更新。

4.根据权利要求1、2或3所述的装置，其特征在于，触发的判断指标包括呼气流量梯度变化或不同压力滤波时间常数下的呼气滤波压力；切换的判断指标包括不同压力滤波时间常数下的吸气滤波压力。

5.根据权利要求1、2或3所述的装置，其特征在于，所述漏气估计模型为：

f_l＝k_l·Paw^0.5；

其中，f_l表示漏气流量，P_aw表示气道压力，k_l表示漏气模型参数；

k_l通过以下参数估计模型计算得到：

其中，j表示某次呼吸，T_i表示吸气开始时刻，T_i+1表示下一次吸气开始时刻，f_i表示吸气流量，f_e表示呼气流量，N表示呼吸次数，其中N的选取准则为：在漏气平稳和异常增大/减小时分别取相对大的数值和相对小的数值。