主動模擬肺平臺的設計和研究

劉曉梅 許琳媛 魏立峰 陳少純

(沈陽化工大學信息工程學院，遼寧 沈陽 110142)

0 引言

隨著醫療器械產業的迅速壯大，呼吸機越來越普遍地應用于臨床搶救、麻醉、呼吸衰竭及手術后的支持治療中。為了防止呼吸機失準、故障等隱患對患者生命構成的威脅［1］，需要使用模擬肺對呼吸機進行定期檢測。

目前常用于呼吸機檢測的模擬肺大多是被動的，無法模擬患者的自主呼吸。國外僅有的一款主動模擬肺ASL5000通過上位機軟件控制，存在全英文操作界面使用不便、功能復雜、價格昂貴等缺點;國內有關模擬肺的研究還停留在初級階段，多以氣阻和順應性作為模擬參數，算法復雜。因此，在呼吸機性能的綜合測試中急需一種新型的主動模擬肺，以彌補上述不足［2］。

本文通過直線電機搭建主動模擬肺平臺，設計運動控制器，并通過設置呼吸頻率、潮氣量等參數，模擬人體呼吸，測量呼吸流量、壓力等呼吸力學參數。該平臺具有算法簡單、使用方便、價格相對低廉、精準度高、易普及等優點，可以為呼吸機提供較為全面的綜合測試，并判斷呼吸機是否失準、是否能用于病人，提高了設備使用率［3］;同時，其也可作為臨床醫學研究的模擬設備。

1 系統總體方案設計

系統主要由機械運動和控制采集兩部分組成。系統總體方案設計如圖1所示。

圖1 系統總體方案設計Fig.1 Design of the overall systematic scheme

機械運動部分由直線電機、活塞、麻醉機風箱氣囊組成，直線電機帶動麻醉機風箱氣囊、活塞做往復運動，模擬人體肺部的呼吸過程［4］。系統選用 Servo Shaft公司的3210直線電機。該電機能將電能直接轉換成直線運動的機械能，不需要任何中間轉換機構，消除了傳統機械傳動鏈中間環節所帶來的一系列不良影響。同時直線電機還具有磨損小、噪聲低、速度快、精度高等特點，較傳統步進電機加滾珠絲桿有更好的性能和可靠性［5］。

控制采集部分由壓力傳感器、流量傳感器、直線電機驅動器和運動控制器構成，主要完成直線電機運動控制以及壓力、流量數據的實時采集和顯示。

2 運動控制器硬件設計

運動控制器的硬件部分主要包括ARM lm3s1138主機電路、按鍵、LCD顯示電路、信號調理電路及直線電機控制電路等幾部分。運動控制器結構框圖如圖2所示。

圖2 運動控制器結構框圖Fig.2 Structural block diagram of the motion controller

ARM lm3s1138是基于ARM?CortexTM-M3的控制器。ARM?CortexTM-M3是一個滿足低功耗、高性能、低成本的內核，它提供了出色的計算性能和優越的系統中斷響應能力。芯片集成了8通道10位的ADC模擬比較器，滿足信號采集要求;3個完全可編程的UART、2個I2C模塊、4個定時器和46個通用 I/O引腳，滿足本設計需求。

2.1 信號調理電路

MPXV5004G系列氣體壓力傳感器是FreeScale公司生產的硅壓阻傳感器。該系列傳感器中的差壓型氣體壓力傳感器測量范圍為0～3.92 kPa，輸出信號為1～4.9 V直流信號。

FS1002UN型流量傳感器是矽翔微機電系統有限公司生產的MEMS流量傳感器，量程范圍為0～200 L/min，響應時間為 12 ms，精度為 ±1.5%，輸出信號為0.5～4.5 V直流信號。

信號調理電路如圖3所示。模擬信號的采集使用微控制器的A/D變換器。由于壓力、流量傳感器的輸出信號分別為1～4.9 V和0.5～4.5 V的電壓直流信號，而微控制器的A/D轉換器最大模擬輸入電壓為3 V，因此需要對傳感器輸出信號進行調理和適當的濾波，以滿足使用要求。

圖3 信號調理電路Fig.3 Signal conditioning circuit

2.2 直線電機控制電路

直線電機控制電路如圖4所示。直線電機控制電路采用光電耦合的控制方式，其主要優點是:信號單向傳輸，輸入端與輸出端完全實現了電氣隔離，抗干擾能力強，工作穩定，傳輸效率高。

圖4 直線電機控制電路Fig.4 Control circuitry of the linear motor

3 運動控制器算法設計

3.1 呼吸參數設計

呼吸頻率(respiratory rate，RR)是指每分鐘呼吸的次數，設定范圍為1～40次/min。

吸氣時間(inspiratory time，TI)是指每分鐘吸氣所占的時間，設定范圍為 TI＜60/RR－0.5，s;呼氣時間(expiratory time，TE)是指每分鐘呼氣所占的時間，TE=60/RR－TI，s。由此可計算出吸呼比(I∶E)。

潮氣量(tidal volume，TV)是指人體平靜呼吸時每次吸入或呼出的氣量，設定范圍為50～1200 mL。此外，潮氣量=吸氣時間×供氣流速，即潮氣量與直線電機位移相對應，直線電機位移=控制器所發實際脈沖數×0.1 mm。所以首先給直線電機發送不同的脈沖數，通過Certifier FA Plus氣流分析儀記錄對應的潮氣量值;然后在Matlab軟件上利用最小二乘法，可得到潮氣量與實際脈沖數的對應關系，由此可計算出實際脈沖數。

呼吸次數(respiratory count，RC)是指觸發呼吸的總次數，設定范圍為1～+∞。呼吸時間=RC×60/RR。

在運動控制器上對以上四個參數進行設定，從而實現對人體各種呼吸情況的模擬。

3.2 呼吸波形設計

在本設計中，系統通過程序控制脈沖頻率的變化。根據不同算法，可模擬方波、梯形波、三角波和正弦波等呼吸波形，也可利用程序延時模擬人體屏氣，從而實現不同呼吸波形的模擬。

以模擬一個完整的人體呼吸波形為例，呼吸波形模擬結果如圖5所示。

圖5 呼吸波形模擬Fig.5 Simulation of the respiratory waveform

圖5(a)中實線部分為一名身體健康的男性青年的一個完整的呼吸波形，RR=15 次/min，I∶E=1∶1.5［6］。吸氣過程類似于正弦波，呼氣過程類似于三角波，所以在程序中吸氣過程采用正弦波算法，呼氣過程采用三角波算法，如圖5(a)虛線部分所示。在運動控制器中設置如下參數:RR=15 次/min、TI=1.6s、TV=500mL、RC=15 次。由此可計算出一次完整呼吸的時間(RT)=60/RR=4 s/次、TE=RT －TI=2.4 s、I∶E=1∶1.5 和實際脈沖數。

吸氣過程如圖5(b)所示，ΔT時間內發送一個脈沖，直線電機走一步所圍成的陰影部分面積為1，則TI內的總面積=脈沖個數N。根據正弦函數公式可遞推出每個脈沖所對應的頻率值［7］。

呼氣過程如圖5(c)所示，方法與吸氣過程類似，可分為加速和減速兩部分計算，由直線函數公式遞推出每個脈沖所對應的頻率值［8］。

將按上述算法計算出的頻率給直線電機發脈沖，既可以實現對呼吸波形的模擬，又滿足運動控制器的參數要求。

4 運動控制器軟件設計

本文設計的主動模擬肺平臺選用mega-fabs公司的D1驅動器。運動控制器控制直線電機運動部分軟件流程圖如圖6所示。

圖6 直線電機控制軟件流程圖Fig.6 Flowchart of the control software for linear motor

吸氣時，電機設為正轉，初始脈沖數為1，按所需模擬波形計算初始脈沖頻率。開中斷，直線電機每走一步，脈沖頻率按所需模擬波形的算法改變一次，脈沖數加1。當初始脈沖數等于實際脈沖數時，吸氣模擬結束。呼氣時，電機反轉，過程同吸氣。

5 測試分析

首先通過Certifier FA Plus氣流分析儀對主動模擬肺的模擬準確性進行測試。Certifier FA Plus氣流分析儀是美國TSI公司研制的一種理想的檢測設備，通過此設備可判斷平臺設計的準確性。然后，將主動模擬肺平臺應用于呼吸機測試。

5.1 參數準確性驗證

測試時，將主動模擬肺與Certifier FA Plus氣流分析儀相連接。在模擬呼吸過程中，通過Certifier FA Plus氣流分析儀記錄實際的潮氣量和呼吸頻率，并將模擬肺的設定值與測量的實際值進行比較，計算出誤差。驗證結果如表1、表2所示。

潮氣量驗證表如表1所示，驗證分為三組。以第一組為例，在運動控制器上設置RR=30次/min、TI=1 s、RC=25 次，由此可計算出 I∶E=1∶1。然后按照表1中TV的設定值，從50 mL到1000 mL分別對TV進行設置，在氣流分析儀上觀察對應的實際TV值，并將結果記錄于表1中。第二、三組的驗證方法同理。由誤差分析結果可以看出，潮氣量的最大誤差為+4.2%，小于潮氣量參數的預期設計誤差±5%，表明該平臺滿足測試需求。

呼吸頻率驗證表如表2所示，驗證分為三組。以第一組為例，在運動控制器上設置TV=150 mL、RC=25次，并讓 I∶E=1∶1.5;然后按照表 2 中 RR 的設定值，從40次/min到10次/min分別對RR進行設置。根據RR的設定值和吸呼比，可計算出對應的吸氣時間并在運動控制器上進行設置，然后在氣流分析儀上觀察對應的實際RR值，并將結果記錄于表2中。第二、三組的驗證方法同理。

由誤差分析結果可以看出，呼吸頻率的最大誤差為+1.34%，小于呼吸頻率參數的預期設計誤差±1.5%，表明該平臺滿足測試需求。

表1 潮氣量驗證表Tab.1 Verification table of tidal volume

表2 呼吸頻率驗證表Tab.2 Verification table of respiratory rate

5.2 呼吸機測試

測試時，將主動模擬肺與呼吸機相連，設置呼吸機工作模式為 S模式，吸氣壓力 =980 Pa、呼氣壓力=392 Pa、上升時間 =0.3 s，吸氣、呼氣靈敏度都為自動，升壓延時時間=0 min。在程序中吸氣過程模擬正弦波，呼氣過程模擬三角波，運動控制器設定以下參數:RR=10 次/min、TI=2 s、TV=500 mL、RC=15 次。根據參數可計算出 I∶E=1∶2、每分鐘通氣量(minute ventilation，MV)=5 L/min，其中，MV= 潮氣量(TV)×呼吸頻率(RR)。

呼吸機開始通氣后，啟動主動模擬肺。通過觀察發現呼吸機主界面參數和波形都與主動模擬肺設定的參數相一致，證明呼吸機參數準確，可以安全使用。

6 結束語

本文采用直線電機構建模擬人體呼吸的主動模擬肺平臺，設計以ARM lm3s1138為主控制芯片的運動控制器，提高了平臺的運行速度和模擬精準度，并可以通過控制脈沖頻率的變化，模擬各種呼吸波形。

參數準確性測試結果證明，主動模擬肺平臺所設定的參數值與實測值近似相等，因此可以利用主動模擬肺平臺模擬人體的各種呼吸狀況。

所設計的主動模擬肺平臺具有較好的實用性、可靠性和良好的可擴展性。針對臨床更多呼吸波形和參數計算的需要，還可以對所設計的平臺進行更多功能的擴展。

在下一步的研究和設計中，還需要通過建立不同的呼吸模型做進一步驗證，并在此基礎上進行改進與提高。

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