CN117065165A - 一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，包括以下步骤：通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻；呼气触发时刻开始，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差大于设定误差时，则执行下一步骤；当前面罩压力大于设定EPAP压力值时，确定刹车间隔变量i的值，执行PWM脉宽调制式刹车方式以使风机运行；进入到呼气压力稳定阶段，即采用闭环控制风机转速。本发明通过实际面罩压力与呼气压力设定值的差值和呼气压力设定值联合判断PWM脉宽调制式刹车刹车间隔变量的值，使压力在由吸气相转变到呼气相的时候，压力能够快速稳定的下降。

Description

一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法

技术领域

本发明属于医用呼吸机压力流量自动控制装置领域，具体说是一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法。

背景技术

随着科技的发展，无创呼吸机已经可以做到多种模式，多参数控制了。其中双水平呼吸模式，是临床中最常使用的呼吸模式。

在使用双水平呼吸模式时，设备检测到呼气切换点，呼吸机在较短的时间由吸气相转变为呼气相，压力由设定吸气压转变为设定呼气压，压力快速释放，一些厂家的呼吸机将注意点放在了由高压下降到低压时，压力的快速下降，却忽略了压力也需要稳定下降；压力下降过于追求速度则会导致患者肺部的不适，长时间使用患者则会产生呼吸疲劳，影响患者健康的恢复。压力下降时稳定的话则会保护患者肺部的弹性，达到治疗的目的。

目前大多数的厂家将注意力放在吸气与呼气压力切换速度上，所以压力稳定下降控制还是有可以调整的空间，所以本发明将解决在呼吸机吸气转变为呼气的过程中压力稳定下降的问题。

发明内容

本发明目的是提供一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，以克服上述在呼吸机吸气转变为呼气的过程中压力下降不稳定的技术缺陷。

本发明为实现上述目的所采用的技术方案是：一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，包括以下步骤：

S1)通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻；

S2)吸气转为呼气即呼气触发时刻开始，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差大于设定误差时，则执行步骤S3)；

S3)当前面罩压力大于设定EPAP压力值时，确定刹车间隔变量i的值，执行PWM脉宽调制式刹车方式以使风机运行；

S4)进入到呼气压力稳定阶段，即根据设定EPAP压力值采用闭环控制风机转速。

所述通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻，包括以下步骤：

根据呼吸机出口端流量值得到患者的流速参数；

根据患者的流速参数得到吸气触发时刻与呼气触发时刻。

所述患者的流速参数包括患者的总漏气量、患者端漏气量、患者端流量中的至少一种。

步骤S2)中，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差小于等于设定误差时，执行步骤S4)。

步骤S3)中，当前面罩压力小于等于设定EPAP压力值时，执行步骤S4)。

步骤S3)中，所述确定刹车间隔变量i的值，具体如下：

当前面罩压力-设定EPAP压力值<＝1cmH2O，则i＝0，

当前面罩压力-设定EPAP压力值>k cmH2O，则i＝k；i＝1、2，

当前面罩压力-设定EPAP压力值>k cmH2O，且(设定IPAP压力值-设定EPAP压力值)<H cmH2O；则i＝H；i＝3、…、N，N＝9；H为设定数值。

步骤S3)中，所述执行PWM脉宽调制式刹车方式，包括以下步骤：

记录当前刹车间隔变量i未发生变化的计时器计时数值，判断所述计时数值是否大于等于最大刹车时间阈值与刹车间隔变量i之间的差值；

若小于，则以PWM的方式输出控制电信号，通过驱动风机驱动电路令风机工作；

否则，输出低电平信号，使风机刹车。

一种医用呼吸机双水平压力转换控制系统，包括：

流量获取模块，用于通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻；

压力转换模块，用于吸气转为呼气即呼气触发时刻开始，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差大于设定误差时，则当前面罩压力大于设定EPAP压力值时，确定刹车间隔变量i的值，执行PWM脉宽调制式刹车方式以使风机运行；

呼气稳定控制模块，用于进入到呼气压力稳定阶段，即根据设定EPAP压力值采用闭环控制风机转速。

一种医用呼吸机双水平压力转换控制装置，包括存储器和处理器；所述存储器，用于存储计算机程序；所述处理器，用于当执行所述计算机程序时，实现一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法。

一种计算机可读存储介质，所述存储介质上存储有计算机程序，当所述计算机程序被处理器执行时，实现一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法。

本发明应用于一种医用呼吸机空氧混合装置，包括第一壳体、第二壳体和风机组件，其中第一壳体内设有上导流通道和上腔体，第二壳体内设有下导流通道和下腔体，第一壳体与第二壳体密封连接，并且所述上导流通道与下导流通道对应衔接形成折弯的空氧混合进气通道，第一壳体上设有氧气进气口与所述上导流通道连通，第二壳体上设有空气进气口与所述下导流通道连通，所述上腔体和下腔体对应衔接形成容置腔，并且风机组件设于所述容置腔中，所述容置腔设有腔体进气口与所述空氧混合进气通道连通，并且所述空氧混合进气通道的输出端设有流量检测元件，所述腔体进气口设有氧浓度传感器，所述容置腔设有腔体出气口，所述第二壳体设有壳体出气口，且所述腔体出气口与壳体出气口连通。

所述风机组件包括风机、第三壳体和第四壳体，其中第三壳体和第四壳体密封连接形成风机仓，且所述风机仓设于所述容置腔中，风机设于所述风机仓中，所述第三壳体上设有风机仓进气口与所述容置腔内部连通，所述风机上设有风机进气口和风机出气口，且所述风机出气口伸出风机仓后与所述腔体出气口连接。

所述风机设于一个风机托上，所述风机托下侧设有风机托支腿，所述第四壳体内设有与所述风机托支腿配合的风机托固定柱。

所述流量检测元件包括气阻组件和压差传感器，其中所述气阻组件包括气阻网格和设于所述气阻网格上的第一连通口和第二连通口，所述空氧混合进气通道的输出端设有气阻卡槽，所述气阻网格安装在所述气阻卡槽上，并且第一连通口和第二连通口分别设于气阻卡槽两侧，所述压差传感器设于第一壳体上，并且所述压差传感器上设有压力第一检测口和压力第二检测口，其中压力第一检测口与所述第一连通口连接，压力第二检测口与所述第二连通口连接。

所述容置腔的腔体进气口设有安装所述氧浓度传感器的氧浓度传感器卡槽。所述第二壳体上设有出气腔，且所述容置腔的腔体出气口和所述壳体出气口均与所述出气腔连通。所述第一壳体上设有第一氧气进气口和第二氧气进气口。述第一壳体和第二壳体之间设有壳体密封件。所述腔体出气口和壳体出气口与所述壳体密封件一体设置。

本发明具有以下有益效果及优点：

1.通过实际面罩压力与呼气压力设定值的差值和呼气压力设定值联合判断PWM脉宽调制式刹车刹车间隔变量的值，使压力在由吸气相转变到呼气相的时候，压力能够快速稳定的下降。

2.由于从风机直接吹出来的气流不具有稳定性，所以本发明使得从风机仓出口(即本实施例使用的空氧混合装置中壳体出气口18)吹出来的气体是流畅的气流；并且在此基础上设计了自动调整PWM脉宽频率与自动调整PWM占空比的方法在压力下降的情况下刹车控制风机，能够更加自如的调整压力下降的稳定程度，使压力下降的程度能够满足患者的舒适程度。

附图说明

图1为本发明的方法流程图一；

图2为本发明的压力上升压力波形对比图；

图3为本实施例应用的空氧混合装置整体结构示意图；

图4为本实施例应用的空氧混合装置结构分解示意图；

图5为本实施例应用的空氧混合装置的剖视图；

图6为图4中的第一壳体结构示意图；

图7为图4中的第二壳体结构示意图；

图8为图4中的压差传感器示意图；

图9为图4中的气阻组件结构示意图；

图10为图4中的壳体密封件结构示意图；

图11为图4中的风机与风机托的结构示意图；

图12为图4中的第四壳体结构示意图；

其中，1、压差传感器；2、第一壳体；3、氧浓度传感器；4、壳体密封件；5、风机仓进气口；6、第三壳体；7、风机；8、风机托；9、第四壳体；10、第二壳体；11、密封盖；12、空气进气口；13、下导流通道；14、气阻组件；15、第二氧气进气口；16、上导流通道；17、第一氧气进气口；18、壳体出气口；19、气阻卡槽；20、氧浓度传感器卡槽；21、固定柱；22、压力第一检测口；23、压力第二检测口；24、气阻网格；25、第一连通口；26、第二连通口；27、腔体出气口；28、出气腔进气口；29、出气腔；30、风机托支腿；31、风机进气口；32、风机出气口；33、风机托固定柱；34、上腔体；35、下腔体。

具体实施方式

下面结合附图及实施例对本发明做进一步的详细说明。

如图1所示，本发明通过PWM脉宽调制的方法令呼吸机压力从较高的吸气时的设定IPAP压力值下降到呼气时的设定EPAP压力值；风机工作时属于PWM信号的高电平，风机刹车属于PWM信号的低电平，且风机工作时转数不一致，所以需要自适应调整PWM脉宽和频率。

本发明包括以下步骤：

步骤一：数据采集

S101：将电压输出数字量与面罩端压力的关系拟合成函数，用于在反馈控制的过程中已知压力信号时能够计算出所需的电压，并将电压输出数字量作为控制输出，得到能够稳定跟随设定压力值的实时面罩端压力。

S102：设定呼吸机控制参数数据，其中包括，压力上升时间，(IPAP、EPAP)压力设定值。

S103：通过差压传感器采集呼吸机出口端的差压(与流量传感器的实际流量进行拟合，由已知的差压就能够得到此刻的流量值)进行呼吸机出口端流量采集；通过压力传感器采集呼吸机的出口端压力与患者佩戴面罩端的压力值；

步骤二：

S201：根据得到的流量值能够计算出患者的总漏气量，患者端漏气量，患者端流量等参数值，再将这些参数作为呼吸触发常见的算法，流速差分法、图形法和容积法等的输入，分析出患者的自主呼吸时刻，进行吸气与呼气标志的监测，时刻准备触发压力，当呼气标志被触发时，压力转变为呼气压力；

其中，分析出患者的自主呼吸时刻可以通过以下方式中的一种获取：

根据患者端流速参数，通过流速差分法得到流速差分曲线，近而而判断吸气与呼气触发时刻；根据患者流速参数，通过图形法得到图形法流速参考曲线，近而而判断吸气与呼气触发时刻；根据患者流速参数，通过容积法得到患者端流速的积分曲线，近而而判断吸气与呼气触发时刻；

S202：呼气参数初始化，

判断当前患者面罩端压力与设定EPAP压力值相减大于1cmH₂O，则执行下一步骤，实施PWM脉宽调制式刹车方式，令风机根据PWM信号运行，使压力下降；否则，转至S205。

S203：判断当前面罩压力是否小于等于设定EPAP压力值；

若大于等于，则用于通过判断在当前面罩压力与设定EPAP压力值相减的值在大于等于1cmH₂O时，确定刹车变量i的值，变化范围是在0-9之间，近而自动调整PWM脉宽和频率。否则，执行步骤S205。

其中，确定刹车变量i的值具体如下：

S204：判断在步骤S203中，记录当前刹车变量i未发生变化的计时器的计时数值(用于计算在呼吸机压力下降过程中刹车变量不发生改变的时间)，是否小于等于设定值10与刹车间隔变量i之间的差值，小于则输出实际压力对应的DA值，通过输出给呼吸机的风机驱动电路，令风机工作；否则风机刹车。其中，变量i用于确定PWM的脉宽(高电平保持时间)和频率。

风机刹车属于PWM的低电平，风机工作则属于PWM的高电平，确定PWM脉宽调制刹车方式的PWM脉宽和频率，且通过这种方法，PWM每一个周期的占空比都不同都不同，所以压力下降的过程中PWM频率也在随时的自适应调整；即，通过计算呼吸机压力下降过程中刹车变量i不发生改变的时间个位数，与数字10和刹车变量差值的大小关系，控制PWM占空比。

S205：进入到呼气压力稳定阶段，采用PID控制风机的转数，使患者面罩端压力能够满足设定EPAP压力；返回步骤S101。

现有技术中，压力下降在调整阶段会出现压力下降过于缓慢，在IPAP压力与EPAP压力的过度过程中由于实际压力高于设定EPAP压力，所以压力波形会形成一个坡度；并且在更换不同的肺模型时压力下降波形不一致，有时会压力波形有坡度，但是有时压力会在短时间内低于设定压力值，在压力波形上形成一个凹陷的情况。

经过本发明的PWM脉宽调制式刹车算法，在压力下降的过程中，更换肺模型时压力波形有时出现的凹陷或压力波形出现坡度的问题都解决了；减少了压力下降的时间，并且使压力下降的过程趋于稳定平滑。

呼吸机使用的风机在所能达到的压力与流量范围内时，输入电压与实际产生的压力之间理论上会形成线性关系，但是由于实际环境中存在阻力，所以大部分风机输入电压与实际产生的压力之间形成的是非线性的二次单调递增的函数关系，并且不同的呼吸机会设计不同的内部结构，就会导致风机所在环境的阻力不同，并且由于各个呼吸机厂家使用的风机能够达到的压力范围不同，使用的电机驱动芯片不同，综上一些原因导致风机的响应时间不同，到达相同稳定压力的时间不同等特性不同的问题，即呼吸机的本身的特性之一压力的响应时间不同，近而使得呼吸由吸气相转向呼气相和呼气相转向吸气相的过程中出现的特性是不同的，有些少数的呼吸机可能在压力上升的时候其实不需要做什么处理压力，只是使用普通的PID控制，就可以使压力上升到稳定的吸气压力设定值，压力下降的时候由于管路设计的很符合流体力学，同样不需要过多的设计压力其他的算法，使用普通的PID控制也能够使压力稳定且快速的由吸气压力过渡到呼气。所以针对不同的特性处理的方法是不同的。

由于从风机直接吹出来的气流不具有稳定性，所以本实施例使用的呼吸机设计的内部结构(医用呼吸机空氧混合装置)增加气体在风机仓(即空氧混合进气通道)中的路径，所以使得从风机仓出口(即本实施例使用的空氧混合装置中壳体出气口18)吹出来的气体是流畅的气流；并且在此基础上设计了自动调整PWM脉宽频率与自动调整PWM占空比的方法在压力下降的情况下刹车控制风机，能够更加自如的调整压力下降的稳定程度，使压力下降的程度能够满足患者的舒适程度。

所以针对本实施例使用的呼吸机设计的呼吸机内部结构，与所选用的风机，电机，电机驱动芯片等元器件，本本实施例使用的呼吸机表现出来的压力，流量特性，目前申请的技术手段能够使压力稳定且快速下降。

从图2可以看出来，未使用PWM脉宽调制式刹车方法的压力下降时间为2.266-1.584＝0.682s和1.846-1.782＝0.064s，图2上的压力下降初期太快，但是下降后期的调整太缓慢了；图2中的压力下降的太快速了，均不符合呼吸力学；使用PWM脉宽调制式刹车方法的压力下降时间为2.664-2.53＝0.134s，即通过图2的对比能够证明在呼吸机在同样的设置情况下，IPAP压力转向设定EPAP压力的过程中既保持了压力下降的稳定又较快速的压力下降的速度，符合患者感受舒适的的压力下降曲线。

本实施可以用于以下医用呼吸机空氧混合装置：

如图3～12所示，医用呼吸机空氧混合装置包括第一壳体2、第二壳体10和风机组件，其中如图4所示，所述第一壳体2内设有上导流通道16和上腔体34，所述第二壳体10内设有下导流通道13和下腔体35，所述第一壳体2与第二壳体10密封连接，并且所述上导流通道16与下导流通道13对应衔接形成折弯的空氧混合进气通道，第一壳体2上设有氧气进气口与所述上导流通道16连通，第二壳体10上设有空气进气口12与所述下导流通道13连通，所述上腔体34和下腔体35对应衔接形成容置腔，并且所述风机组件设于所述容置腔中，如图6所示，所述容置腔设有腔体进气口与所述空氧混合进气通道连通，并且所述空氧混合进气通道的输出端设有流量检测元件，所述腔体进气口设有氧浓度传感器3，如图10所示，所述容置腔设有腔体出气口27，所述第二壳体10设有壳体出气口18，且所述腔体出气口27与壳体出气口18连通。本装置工作时，氧气经由氧气进气口进入上导流通道16，空气经由空气进气口12进入下导流通道13，氧气和空气在由所述上导流通道16和下导流通道13组合而成的空氧混合进气通道内实现混合，由于所述空氧混合进气通道为折弯状，从而可以大大延长空氧混合行程，保证空气和氧气充分混合，提高了空气和氧气的混合均匀性，另外混合气体由空氧混合进气通道输出时通过所述流量检测元件检测并计算气体流量，进入所述容置腔时再通过所述氧浓度传感器3检测氧浓度情况，以实现氧浓度的精准调控，然后混合气体进入风机组件中，并通过风机组件作用由所述容置腔的腔体出气口27排出，最后由第二壳体10上的壳体出气口18输出。

如图4和图11～12所示，本实施例中，所述风机组件包括风机7、第三壳体6和第四壳体9，其中第三壳体6和第四壳体9密封连接形成风机仓，所述风机仓设于所述容置腔中，风机7设于所述风机仓中，如图4所示，所述第三壳体6上设有风机仓进气口5与所述容置腔连通，如图11所示，所述风机7设有风机进气口31和风机出气口32，且如图5所示，所述风机出气口32伸出风机仓后与所述腔体出气口27连接，混合气体由所述容置腔的腔体进气口进入后经由所述风机仓进气口5进入风机仓中，并经由所述风机进气口31进入风机7中，最后由风机出气口32输出。

如图11所示，所述风机7设于一个风机托8上，所述风机托8下侧设有风机托支腿30，如图12所示，所述第四壳体9内设有与所述风机托支腿30配合的风机托固定柱33。本实施例中，所述风机托8为弹性硅胶材质，可对风机7起到减震作用。另外如图6所示，所述第一壳体2和第二壳体10内设有固定柱21用于辅助固定所述风机仓。

如图4和图8～9所示，本实施例中，所述流量检测元件包括气阻组件14和压差传感器1，其中如图9所示，所述气阻组件14包括气阻网格24和设于所述气阻网格24上的第一连通口25和第二连通口26，如图6所示，所述空氧混合进气通道的输出端设有气阻卡槽19，所述气阻网格24卡在所述气阻卡槽19上实现固定，并且第一连通口25和第二连通口26分别设于气阻卡槽19两侧，如图3所示，压差传感器1设于第一壳体2上，并且如图8所示，所述压差传感器1上设有压力第一检测口22和压力第二检测口23，其中压力第一检测口22与所述第一连通口25连接，压力第二检测口23与所述第二连通口26连接，混合气体经过气阻组件14时会在气阻网格24两侧形成压力差，压差传感器1中的压力第一检测口22检测流经气阻组件14前的气体压力，压力第二检测口23检测流经气阻组件14后的气体压力，控制系统根据两侧压力差计算混合气体流量，并根据流量和氧浓度情况调整氧气和空气输入。所述气阻网格24和压差传感器1均为本领域公知技术且为市购产品，本实施例中，所述气阻网格24横截面最小网格面积大于或等于5mm2，网格数量大于或等于18个，通气面积大于或等于150mm2，另外根据压力差计算气体流量也为本领域公知技术。

如图6所示，所述容置腔的腔体进气口设有氧浓度传感器卡槽20用于安装所述氧浓度传感器3，所述氧浓度传感器3为本领域公知技术且为市购产品。

如图7所示，本实施例中，所述第二壳体10上设有带出气腔进气口28的出气腔29，且所述容置腔的腔体出气口27与所述出气腔进气口28连通，所述出气腔29与所述壳体出气口18连通。如图4～5所示，所述第二壳体10下侧设有密封盖11用于密封所述出气腔29。

如图4所示，本实施例中，所述第一壳体2上设有第一氧气进气口17和第二氧气进气口15，且所述第一氧气进气口17和第二氧气进气口15均与所述上导流通道16连通，所述第二氧气进气口15为氧气备用进气口。

如图4所示，本实施例中，所述第一壳体2和第二壳体10之间设有壳体密封件4实现密封，如图10所示，所述壳体密封件4形状与第一壳体2和第二壳体10形状以及内部的空氧混合进气通道、容置腔等结构相匹配，本实施例中所述壳体密封件4采用H型密封圈，并且所述腔体出气口27和壳体出气口18与所述壳体密封件4一体设置以保证密封效果。

本装置的工作原理为：

本装置工作时，氧气经由第一壳体2上的氧气进气口进入上导流通道16，空气经由第二壳体10上的空气进气口12进入下导流通道13，并且氧气和空气在由所述上导流通道16和下导流通道13组合而成的空氧混合进气通道内实现混合，由于所述空氧混合进气通道为折弯状，从而可以大大延长空氧混合行程，保证空气和氧气充分混合，提高了空气和氧气的混合均匀性，另外混合气体由空氧混合进气通道输出时通过所述流量检测元件检测并计算气体流量，进入所述容置腔时再通过所述氧浓度传感器3检测氧浓度情况，以实现氧浓度的精准调控，然后混合气体进入风机组件中，并通过风机组件作用由所述容置腔的腔体出气口27排出，最后由第二壳体10上的壳体出气口18输出。

Claims (10)

1.一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，包括以下步骤：

S1)通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻；

S2)吸气转为呼气即呼气触发时刻开始，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差大于设定误差时，则执行步骤S3)；

S3)当前面罩压力大于设定EPAP压力值时，确定刹车间隔变量i的值，执行PWM脉宽调制式刹车方式以使风机运行；

S4)进入到呼气压力稳定阶段，即根据设定EPAP压力值采用闭环控制风机转速。

2.根据权利要求1所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，所述通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻，包括以下步骤：

根据呼吸机出口端流量值得到患者的流速参数；

根据患者的流速参数得到吸气触发时刻与呼气触发时刻。

3.根据权利要求2所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，所述患者的流速参数包括患者的总漏气量、患者端漏气量、患者端流量中的至少一种。

4.根据权利要求1所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，步骤S2)中，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差小于等于设定误差时，执行步骤S4)。

5.根据权利要求1所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，步骤S3)中，当前面罩压力小于等于设定EPAP压力值时，执行步骤S4)。

6.根据权利要求1所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，步骤S3)中，所述确定刹车间隔变量i的值，具体如下：

当前面罩压力-设定EPAP压力值<＝1cmH2O，则i＝0，

当前面罩压力-设定EPAP压力值>k cmH2O，则i＝k；i＝1、2，

当前面罩压力-设定EPAP压力值>k cmH2O，且(设定IPAP压力值-设定EPAP压力值)<HcmH2O；则i＝H；i＝3、…、N，N＝9；H为设定数值。

7.根据权利要求1所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法，其特征在于，步骤S3)中，所述执行PWM脉宽调制式刹车方式，包括以下步骤：

记录当前刹车间隔变量i未发生变化的计时器计时数值，判断所述计时数值是否大于等于最大刹车时间阈值与刹车间隔变量i之间的差值；

若小于，则以PWM的方式输出控制电信号，通过驱动风机驱动电路令风机工作；

否则，输出低电平信号，使风机刹车。

8.一种医用呼吸机双水平压力转换控制系统，其特征在于，包括：

流量获取模块，用于通过获取的呼吸机出口端的差压得到呼吸机出口端流量值，进而得到患者的自主呼吸时刻；

压力转换模块，用于吸气转为呼气即呼气触发时刻开始，当采集的当前面罩端压力与设定EPAP压力值的差大于设定误差时，则当前面罩压力大于设定EPAP压力值时，确定刹车间隔变量i的值，执行PWM脉宽调制式刹车方式以使风机运行；

呼气稳定控制模块，用于进入到呼气压力稳定阶段，即根据设定EPAP压力值采用闭环控制风机转速。

9.一种医用呼吸机双水平压力转换控制装置，其特征在于，包括存储器和处理器；所述存储器，用于存储计算机程序；所述处理器，用于当执行所述计算机程序时，实现如权利要求1-7任一项所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法。

10.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述存储介质上存储有计算机程序，当所述计算机程序被处理器执行时，实现如权利要求1-7任一项所述的一种医用呼吸机双水平压力转换控制算法。