基于自適應(yīng)阻抗控制的智能心肺復(fù)蘇機(jī)設(shè)計(jì)*

李 楊,王 瑞,周宇飛,何 行,宋麗珍,朱明超

(1.中國(guó)科學(xué)院 長(zhǎng)春光學(xué)精密機(jī)械與物理研究所,吉林 長(zhǎng)春 130033;2.中國(guó)科學(xué)院大學(xué),北京 100049;3. 吉林大學(xué)第一醫(yī)院 二部急診科,吉林 長(zhǎng)春 130031)

0 引 言

心臟驟停,是一種常見(jiàn)的危重疾病,表現(xiàn)為心臟停止跳動(dòng),造成血液在人體的循環(huán)中斷。心臟停止向全身泵血,會(huì)對(duì)人體的重要器官造成缺氧性損傷,嚴(yán)重威脅生命安全。在出現(xiàn)心臟驟停時(shí),如果能及時(shí)對(duì)患者進(jìn)行心肺復(fù)蘇,幫助患者恢復(fù)自主心跳,就能有效挽救患者生命[1]。

心肺復(fù)蘇方法可以使患者的身體在出現(xiàn)心跳驟停后,維持一定程度的血液循環(huán)。完整的心肺復(fù)蘇包括胸外按壓、人工呼吸和電擊除顫三部分。其中,胸外按壓是最重要的環(huán)節(jié)。相關(guān)資料表明,即使對(duì)心臟驟停的患者只進(jìn)行胸外按壓,心肺復(fù)蘇的效果依然顯著[2]。胸外按壓可以促使人體體內(nèi)血液流向全身的器官,《國(guó)際心肺復(fù)蘇指南》建議,胸外按壓深度應(yīng)大于5 cm,以保證血液流動(dòng)的效果。但是,醫(yī)護(hù)人員在徒手進(jìn)行胸外按壓時(shí),經(jīng)常會(huì)因?yàn)轶w能原因,使按壓深度、持續(xù)時(shí)間和頻率得不到保證;在進(jìn)行人工呼吸時(shí),還要承擔(dān)傳染病的風(fēng)險(xiǎn);轉(zhuǎn)移的過(guò)程中,又會(huì)出現(xiàn)中斷等意外情況,難以在搶救過(guò)程中實(shí)現(xiàn)高質(zhì)量的胸外按壓[3]。

綜上所述,設(shè)計(jì)一款代替人手進(jìn)行胸外按壓的裝置,可以避免徒手按壓的缺點(diǎn)。現(xiàn)階段,自動(dòng)胸外按壓設(shè)備主要分為氣動(dòng)式和電動(dòng)式兩大類。

薩博(Thumper)心肺復(fù)蘇機(jī)是應(yīng)用較廣的一款氣動(dòng)式心肺復(fù)蘇機(jī),它根據(jù)氣壓傳動(dòng)的基本原理來(lái)設(shè)計(jì),采用壓縮的空氣或氧氣為動(dòng)力源(通常會(huì)使用醫(yī)用氧氣瓶),使用單片機(jī)控制電磁閥的開(kāi)關(guān),驅(qū)動(dòng)機(jī)械活塞裝置往復(fù)運(yùn)動(dòng),以進(jìn)行胸外按壓[4]。其按壓深度可調(diào)節(jié),范圍為0～7 cm;并可以按照一定按壓-通氣比進(jìn)行按壓。此類裝置通常存在運(yùn)動(dòng)控制差、摩擦生熱的缺點(diǎn),并且需要配備相應(yīng)的氣源才能實(shí)施心肺復(fù)蘇。

Autopulse束帶式胸外按壓器[5]是由美國(guó)卓爾公司設(shè)計(jì)研發(fā)的。它由背部固定板和綁帶兩部分組成,在工作原理上突破了以往心肺復(fù)蘇機(jī)單點(diǎn)式按壓的工作模式,使用時(shí)根據(jù)患者體型調(diào)節(jié)綁帶的尺寸,用帶狀的氣囊環(huán)繞患者胸部,使壓力可以在整個(gè)胸腔上得到均勻的分布。在工作時(shí),按壓器位于背板的電機(jī)將綁帶按照設(shè)定的頻率進(jìn)行收緊和放松,對(duì)胸部輪廓進(jìn)行擠壓。

盧卡斯(LUCAS)[6]心肺復(fù)蘇機(jī)是一款根據(jù)《國(guó)際心肺復(fù)蘇指南》設(shè)計(jì)的電驅(qū)動(dòng)心肺復(fù)蘇裝置,截至2016年已有三代產(chǎn)品。它以直流電機(jī)為動(dòng)力源,采用直流電源供電和電池供電兩種供電方式,能保證復(fù)蘇機(jī)長(zhǎng)時(shí)間的連續(xù)工作。其按壓深度為4 cm～5 cm,按壓頻率為100 times/min,能按照連續(xù)按壓和通氣比按壓兩種模式來(lái)運(yùn)行。

我國(guó)心肺復(fù)蘇機(jī)的研發(fā)起步較晚[7]。藍(lán)仕威克MCPR-100和蘇邦MSCPR-1A型心肺復(fù)蘇機(jī)是兩款應(yīng)用較廣的氣動(dòng)心肺復(fù)蘇機(jī),后者與薩博的設(shè)計(jì)較為相似。天津普瑞FSJ-20B型心肺復(fù)蘇機(jī)是一款電動(dòng)型心肺復(fù)蘇機(jī),內(nèi)置了空氣壓縮機(jī),解決了氣源的供應(yīng)問(wèn)題;后續(xù)天津普瑞又研發(fā)了FSJ-20C型,該型號(hào)結(jié)合單點(diǎn)式按壓和束帶包裹的按壓方式,在國(guó)內(nèi)開(kāi)創(chuàng)了三維按壓的工作模式,并于2018年被科技部收錄到創(chuàng)新醫(yī)療器械產(chǎn)品目錄中。

總體來(lái)說(shuō),在按壓性能的綜合表現(xiàn)上,電驅(qū)動(dòng)式心肺復(fù)蘇機(jī)要優(yōu)于氣動(dòng)式,但是目前的諸多產(chǎn)品只能按照開(kāi)啟時(shí)設(shè)定的頻率和深度執(zhí)行按壓,不能做到因人而異,面對(duì)不同病人的情況不能做出有利于搶救的調(diào)整—如在病人胸骨韌性較好時(shí)可以通過(guò)加大按壓深度,提升胸外按壓的效果。并且,面對(duì)按壓過(guò)程中可能出現(xiàn)的骨折、氣胸等情況,也沒(méi)有相應(yīng)的監(jiān)測(cè)措施。因此,心肺復(fù)蘇機(jī)不僅需要代替人手進(jìn)行按壓,還需要進(jìn)一步提高按壓的質(zhì)量,并保證其安全性。

張廣[8]設(shè)計(jì)了一種閉環(huán)自動(dòng)胸外按壓系統(tǒng),綜合考慮了血流灌注和骨折風(fēng)險(xiǎn),在機(jī)械按壓的過(guò)程中調(diào)節(jié)按壓深度,提升了心肺復(fù)蘇的成功率。

不同于其他機(jī)械式心肺復(fù)蘇機(jī),筆者設(shè)計(jì)一款心肺復(fù)蘇機(jī),按照制定的醫(yī)療策略來(lái)規(guī)劃按壓流程,進(jìn)一步提高搶救的成功率。

考慮到機(jī)械裝置的持續(xù)按壓對(duì)胸腔和器官造成的損傷,筆者利用阻抗控制對(duì)按壓頭的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行規(guī)劃,即在按壓深度較深、反彈力較大時(shí)體現(xiàn)出柔順性,減少對(duì)胸腔的傷害,進(jìn)一步降低骨折風(fēng)險(xiǎn)。

1 心肺復(fù)蘇機(jī)傳動(dòng)結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

智能心肺復(fù)蘇機(jī)傳動(dòng)部分裝配圖如圖1所示。

圖1 心肺復(fù)蘇機(jī)傳動(dòng)部分裝配圖1—直桿型導(dǎo)向軸;2—大、小同步帶輪;3—伺服電機(jī);4—滾珠絲杠螺母座;5—按壓軸;6—直線軸承;7—一維力傳感器(按壓頭);8—固定側(cè)絲杠支座;9—滾珠絲杠;10—箱式直線軸承;11—支柱固定夾;12—支撐側(cè)絲杠支座

圖1中,心肺復(fù)蘇機(jī)傳動(dòng)部分主要包括:伺服電機(jī)、滾珠絲杠、同步帶輪、直線軸承等。

筆者設(shè)計(jì)的心肺復(fù)蘇機(jī)采用電驅(qū)動(dòng)的方式,選擇了伺服電機(jī)作為動(dòng)力源。

心肺復(fù)蘇機(jī)在運(yùn)行時(shí),對(duì)進(jìn)給速度、平穩(wěn)性和響應(yīng)速度有較高的要求,而滾珠絲杠具有傳動(dòng)比精確、傳動(dòng)穩(wěn)定、傳動(dòng)效率高、能實(shí)現(xiàn)急速翻轉(zhuǎn)等優(yōu)點(diǎn)[9],故使用滾珠絲杠作為傳動(dòng)機(jī)構(gòu),將電機(jī)的正/反旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)轉(zhuǎn)化為螺母的上/下往復(fù)運(yùn)動(dòng)。

電機(jī)軸與滾珠絲杠之間使用同步帶輪傳動(dòng)。預(yù)選滾珠絲杠導(dǎo)程L=10 mm/r,有效行程Y=70 mm,絲杠直徑D=15 mm,基本額定動(dòng)載荷5.5 kN。滾珠絲杠螺母在豎直方向上有旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的趨勢(shì),使用直線導(dǎo)軌與直線軸承配合工裝板來(lái)加以限制;由螺母帶動(dòng)按壓頭實(shí)現(xiàn)胸外按壓,按壓頭末端安裝了一維力傳感器,用于反饋按壓過(guò)程中力變化的情況。

2 阻抗控制與按壓運(yùn)動(dòng)規(guī)劃

2.1 阻抗控制

阻抗控制是1984年由HOGAN N提出的[10]。阻抗控制常用于機(jī)械臂的力/位置控制中。它面對(duì)不同的環(huán)境能表現(xiàn)出良好的魯棒性。BA Kai-xian[11]采用了一種新型阻抗控制方法,解決了由于負(fù)載力瞬間力控制與位置控制切換引起的機(jī)械仿生腿運(yùn)動(dòng)失速問(wèn)題。SANTOS W D[12]設(shè)計(jì)了一種阻抗控制器,利用機(jī)械腿對(duì)神經(jīng)受損的患者進(jìn)行腿部康復(fù)訓(xùn)練。PENG Jin-zhu[13]設(shè)計(jì)了一種改進(jìn)的阻抗控制器,該控制器在機(jī)械手與環(huán)境接觸時(shí),能快速消除力的跟蹤誤差,得到滿意的力跟蹤效果。

在機(jī)械臂執(zhí)行任務(wù)時(shí),特別是在與環(huán)境有接觸的情況下,阻抗控制能實(shí)現(xiàn)一定的柔順性。對(duì)于胸外按壓這一動(dòng)作而言,要提高安全性和舒適性,就要讓按壓動(dòng)作在胸骨的彈力面前表現(xiàn)出一定的屈服性。給阻抗控制系統(tǒng)輸入一個(gè)力/位置的信號(hào),就會(huì)輸出相應(yīng)的運(yùn)動(dòng)。

阻抗控制系統(tǒng)具有阻抗和導(dǎo)納兩種特性,當(dāng)按壓頭末端有位置偏差時(shí),阻抗特性會(huì)產(chǎn)生力或者力矩的輸出;而導(dǎo)納特性則會(huì)通過(guò)末端的作用力來(lái)產(chǎn)生位置信息。

其過(guò)程框圖,即阻抗導(dǎo)納特性示意如圖2所示。

圖2 阻抗的導(dǎo)納特性示意

將阻抗控制應(yīng)用在心肺復(fù)蘇機(jī)中,可以將被伺服電機(jī)控制的按壓頭看作一個(gè)由質(zhì)量、阻尼和彈簧構(gòu)成的系統(tǒng),在自由按壓過(guò)程中(未與胸腔接觸),加速度、速度和位置的變化會(huì)產(chǎn)生力的變化,其動(dòng)力學(xué)方程表示為:

(1)

阻抗控制可以將按壓頭在按壓過(guò)程中的位置與環(huán)境力作為一個(gè)整體來(lái)考慮,通過(guò)阻抗模型,計(jì)算按壓過(guò)程中環(huán)境力的誤差和位置誤差的關(guān)系,調(diào)節(jié)按壓頭末端的位置與力的動(dòng)態(tài)關(guān)系,以實(shí)現(xiàn)力/位置控制。在按壓頭與胸腔接觸時(shí),按壓頭不再是自由運(yùn)動(dòng),而需考慮胸腔環(huán)境。

可以將胸腔視為一個(gè)由彈簧和阻尼構(gòu)成的系統(tǒng),如圖3所示。

圖3 阻抗模型與人體胸腔環(huán)境示意圖Xc—按壓頭的實(shí)時(shí)位置;Xd—期望位置

阻抗控制的導(dǎo)納特性,表達(dá)了實(shí)際接觸力和位置誤差之間的關(guān)系。為了利用阻抗控制的導(dǎo)納特性,實(shí)現(xiàn)對(duì)力/位置的跟蹤,此處引入一個(gè)參考力Fd,與力傳感器反饋的環(huán)境力Fe相減,獲得力的誤差ΔF=Fe-Fd,從而得到新的阻抗模型表達(dá)式,即:

(2)

式中:md—阻抗模型的慣性參數(shù);bd—阻尼參數(shù);kd—?jiǎng)偠葏?shù)。

引入位置誤差E,即:

E=Xc-Xd

(3)

進(jìn)行拉普拉斯變換,得到頻率域的表達(dá)式為:

(4)

對(duì)其進(jìn)行雙線性變換,即:

(5)

得到的離散表達(dá)式為:

(6)

式中:T—采樣周期;ω1—二次項(xiàng)系數(shù);ω2—一次項(xiàng)系數(shù);ω3—常數(shù)項(xiàng)。

ω1,ω2,ω3表達(dá)式分別為:

ω1=4md+2bdT+kdT2

(7)

ω2=2kdT2-8md

(8)

ω3=kdT2+4md-2bdT

(9)

為方便由計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn),進(jìn)一步得到阻抗控制的差分方程為:

E(n)=ω1[F(n)T2+2T2F(n-1)+
T2F(n-2)-ω2E(n-1)-ω3E(n-2)]

(10)

2.2 基于阻抗控制的按壓運(yùn)動(dòng)規(guī)劃

一個(gè)完整的胸外按壓周期為600 ms,如圖4所示。

圖4 胸外按壓?jiǎn)挝恢芷诘牧鞒藺—向下按壓;B—保持;C—向上提升;D—保持

圖4中,在理想狀態(tài)下,4個(gè)階段的持續(xù)時(shí)間按順序依次為120 ms、180 ms、120 ms和180 ms。

但是,電機(jī)在實(shí)際運(yùn)動(dòng)時(shí),由于負(fù)載的原因,無(wú)法嚴(yán)格按照理想按壓流程進(jìn)行啟停轉(zhuǎn)換,需要根據(jù)實(shí)際情況調(diào)整電機(jī)的工作流程。

考慮到胸外按壓的關(guān)鍵要素為按壓深度和頻率,因此,只需要保證在開(kāi)始的300 ms內(nèi)完成向下按壓,并且在后300 ms內(nèi)完成復(fù)位即可。

為研究阻抗參數(shù)對(duì)運(yùn)動(dòng)規(guī)劃的影響,筆者采用了控制變量法,依次調(diào)整調(diào)整阻抗模型的md,bd,kd。

進(jìn)行仿真實(shí)驗(yàn)后,結(jié)果如圖(5～7)所示。其中,改變md對(duì)響應(yīng)曲線的影響如圖5所示。

圖5 改變md對(duì)響應(yīng)曲線的影響

改變bd對(duì)響應(yīng)曲線的影響如圖6所示。

圖6 改變bd對(duì)響應(yīng)曲線的影響

改變kd對(duì)響應(yīng)曲線的影響如圖7所示。

圖7 改變kd對(duì)響應(yīng)曲線的影響

由圖(5～7)可知:md的增大會(huì)導(dǎo)致響應(yīng)速度的減小;且其增大到一定程度后,開(kāi)始出現(xiàn)超調(diào),到達(dá)穩(wěn)定的時(shí)間也越來(lái)越長(zhǎng);bd對(duì)響應(yīng)速度的影響較大,響應(yīng)時(shí)間則隨著bd的增大而增大;而kd主要影響的是穩(wěn)態(tài)值,隨著kd的增大,穩(wěn)態(tài)值逐漸變小。

根據(jù)以上分析可得出結(jié)論:合理地調(diào)整阻抗參數(shù),能夠計(jì)算出按壓頭的理想運(yùn)動(dòng)軌跡,使心肺復(fù)蘇機(jī)對(duì)患者進(jìn)行安全的按壓。

在了解到阻抗參數(shù)對(duì)響應(yīng)的影響后,筆者擬根據(jù)一定的策略來(lái)調(diào)節(jié)阻抗參數(shù),控制按壓頭,按照接近理想按壓狀態(tài)的軌跡進(jìn)行胸外按壓,如圖8虛線部分所示。

圖8 阻抗控制的按壓軌跡

3 基于模糊控制的阻抗控制器設(shè)計(jì)

3.1 阻抗參數(shù)的調(diào)整

根據(jù)《國(guó)際心肺復(fù)蘇指南》的建議,標(biāo)準(zhǔn)的胸外按壓深度應(yīng)在5 cm～7 cm之間,按壓頻率為100 times/min～120 times/min。

為滿足按壓頻率和深度的要求,在累積的仿真經(jīng)驗(yàn)基礎(chǔ)上,利用心肺復(fù)蘇機(jī)和醫(yī)用人體模型經(jīng)多次實(shí)驗(yàn)摸索,通過(guò)試湊法得到了最優(yōu)的質(zhì)量參數(shù)md和阻尼參數(shù)bd的值,使響應(yīng)時(shí)間符合標(biāo)準(zhǔn)按壓頻率,之后根據(jù)一定的策略來(lái)調(diào)整剛度參數(shù)kd,控制按壓深度和力度。

固定理想?yún)?shù)后,調(diào)整剛度參數(shù)kd得到的實(shí)際軌跡如圖9所示。

圖9 不同剛度參數(shù)kd的按壓軌跡(一個(gè)周期)

由圖9可以看出:剛度參數(shù)kd的改變對(duì)按壓深度改變較大,但是按壓周期基本保持不變。

根據(jù)對(duì)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的統(tǒng)計(jì),在不斷改變剛度參數(shù)kd的情況下,任意一次按壓的周期可以控制在590 ms～610 ms,即按壓頻率保持在98.4 times/min和101 times/min之間,與標(biāo)準(zhǔn)按壓頻率基本一致。

在進(jìn)行胸外按壓時(shí),按壓深度越深,血流灌注全身情況越好,但是發(fā)生骨折的風(fēng)險(xiǎn)也越高。所以,需制定相應(yīng)的策略來(lái)調(diào)整剛度參數(shù)kd,讓心肺復(fù)蘇機(jī)在面對(duì)不同的患者時(shí),規(guī)劃出不同的按壓運(yùn)動(dòng),這樣既能提升血流灌注程度,又能避免骨折;同時(shí)阻抗控制的參與能讓按壓頭在胸骨反彈力較大時(shí),表現(xiàn)出屈服性,以進(jìn)一步減輕按壓對(duì)患者的傷害。

3.2 策略調(diào)整

心臟泵血量,可以最直接地衡量血流灌注程度。根據(jù)王燦[14]的調(diào)查研究,準(zhǔn)確的心輸出量檢測(cè)需要在病人情況穩(wěn)定時(shí),或者有專業(yè)儀器的情況下進(jìn)行,有的方法還會(huì)造成創(chuàng)口,不適應(yīng)于急救過(guò)程。

相關(guān)研究結(jié)果表明:呼氣末二氧化碳分壓(PETCO2)與血液流動(dòng)情況具有強(qiáng)相關(guān)性,且PETCO2的監(jiān)測(cè)對(duì)心肺復(fù)蘇具有指導(dǎo)性作用[15]。因此,國(guó)內(nèi)外眾多醫(yī)療科研機(jī)構(gòu)將呼氣末二氧化碳分壓(PETCO2)代替心輸出量,以反映當(dāng)前血流灌注程度的生理指標(biāo)(Benefit)。

由于在按壓過(guò)程中會(huì)出現(xiàn)胸骨骨折的可能,并且有研究表明,與徒手按壓相比,使用機(jī)械裝置進(jìn)行按壓的骨折率要高出許多,且會(huì)對(duì)胸腔造成一定程度的損傷[16],所以對(duì)骨折風(fēng)險(xiǎn)進(jìn)行監(jiān)測(cè)規(guī)避尤為重要。但目前很少有對(duì)胸外按壓與骨折風(fēng)險(xiǎn)的研究。在張廣的閉環(huán)自動(dòng)胸外按壓系統(tǒng)中,將胸骨彈性模量(Kchest)作為骨折風(fēng)險(xiǎn)(Risk)的監(jiān)測(cè)指標(biāo),但沒(méi)有考慮到機(jī)械裝置的持續(xù)按壓對(duì)胸腔和器官造成的損傷。

筆者通過(guò)使用模糊控制器,綜合考量血流灌注和骨折風(fēng)險(xiǎn)來(lái)調(diào)節(jié)kd,選取合適的阻尼參數(shù)bd控制按壓頻率,從而實(shí)現(xiàn)對(duì)不同患者高質(zhì)量的胸外按壓。模糊控制則按照經(jīng)驗(yàn)來(lái)設(shè)計(jì),將Benefit與Risk按照醫(yī)療經(jīng)驗(yàn)進(jìn)行分級(jí)作為輸入。

Benefit的分級(jí)如表1所示。

表1 Benefit的分級(jí)

Risk的分級(jí)如表2所示。

表2 Risk的分級(jí)

3.3 模糊控制方案

調(diào)試經(jīng)驗(yàn)設(shè)計(jì)模糊規(guī)則如表3所示。

表3 剛度參數(shù)Δkd調(diào)整規(guī)則表

Benefit隸屬度函數(shù)如圖10所示。

圖10 Benefit隸屬度函數(shù)

Risk隸屬度函數(shù)如圖11所示。

圖11 Risk隸屬度函數(shù)

DeltaK隸屬度函數(shù)如圖12所示。

圖12 DeltaK隸屬度函數(shù)

筆者根據(jù)調(diào)試經(jīng)驗(yàn)設(shè)計(jì)模糊規(guī)則(表3)和隸屬度函數(shù)(圖(10～12)),計(jì)算出剛度參數(shù)kd的變化量Δkd,進(jìn)而通過(guò)阻抗控制器,計(jì)算出按壓頭的運(yùn)動(dòng)軌跡。

模糊控制需要根據(jù)設(shè)計(jì)者的經(jīng)驗(yàn)來(lái)設(shè)計(jì)隸屬度函數(shù)和調(diào)整規(guī)則。

以圖10的SP為例,當(dāng)PETCO2低于5 mmHg時(shí),認(rèn)為此時(shí)的復(fù)蘇率極低,故與Benefit1的隸屬度為1;隨著PETCO2的上升,與Benefit2的隸屬度逐漸升高,在PETCO2大于10 mmHg時(shí),與Benefit1的隸屬度為0。Risk的設(shè)計(jì)規(guī)則同上。DeltaK的隸屬度函數(shù)設(shè)計(jì)主要依靠調(diào)試經(jīng)驗(yàn)。

模糊控制改變阻抗模型參數(shù)的流程圖如圖13所示。

圖13 模糊控制改變阻抗模型流程圖

由圖13可知:在該次按壓結(jié)束后,PETCO2和骨折風(fēng)險(xiǎn)分別影響下一次按壓深度和力度,而模糊控制會(huì)根據(jù)PETCO2和骨折風(fēng)險(xiǎn),計(jì)算出剛度參數(shù)kd的改變量Δkd,生成新的阻抗模型,以此來(lái)規(guī)劃下一次的按壓運(yùn)動(dòng)。

根據(jù)阻抗控制的特性,按壓的深度和力度只需要改變kd就能實(shí)現(xiàn)混合控制。

4 實(shí)驗(yàn)與結(jié)果分析

4.1 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)設(shè)計(jì)

為了驗(yàn)證智能心肺復(fù)蘇機(jī)的效果,筆者根據(jù)以上研究和已有的硬件條件,搭建半物理實(shí)驗(yàn)平臺(tái)。平臺(tái)主要由工控機(jī)、心肺復(fù)蘇機(jī)和醫(yī)用人體模型3部分組成,如圖14所示。

圖14 半物理實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

網(wǎng)絡(luò)擴(kuò)展模塊耦合器EK1100通過(guò)EtherCAT總線連接力傳感器、伺服控制器和工控機(jī)。

伺服電機(jī)的運(yùn)動(dòng)由德國(guó)Beckhoff公司的實(shí)時(shí)控制軟件TwinCAT3來(lái)進(jìn)行編程控制,它是一款基于PC端、Windows操作系統(tǒng)的工控軟件,具備良好的可視化界面和豐富的功能塊。TwinCat3集成于Visual Studio,可以使用C/C++作為實(shí)時(shí)應(yīng)用程序的編程語(yǔ)言。

實(shí)驗(yàn)采用Charles F. Babbs的人體血液循環(huán)模型,輸入頻率為100 times/min,深度分別為5 cm、5.5 cm、6 cm、6.5 cm的按壓曲線,得到按壓過(guò)程中生理參數(shù)的變化,如圖15所示。

圖15 模擬胸外按壓PETCO2變化情況

經(jīng)過(guò)驗(yàn)證結(jié)果表明,該模型能較好地計(jì)算出胸外按壓過(guò)程中,PETCO2的變化情況,實(shí)現(xiàn)對(duì)Benefit的監(jiān)測(cè);利用伺服電機(jī)的編碼器和心肺復(fù)蘇機(jī)運(yùn)動(dòng)機(jī)構(gòu)的傳動(dòng)比,可以計(jì)算出胸骨的位移X及力傳感器的反饋值F。

計(jì)算得到按壓時(shí)的骨折風(fēng)險(xiǎn)表達(dá)式為:

(11)

由此,在實(shí)驗(yàn)過(guò)程中可實(shí)現(xiàn)對(duì)Risk的監(jiān)測(cè)。

4.2 基于醫(yī)用人體模型的半物理實(shí)驗(yàn)

為了驗(yàn)證心肺復(fù)蘇機(jī)的效果,筆者使用醫(yī)用人體模型進(jìn)行半物理仿真實(shí)驗(yàn)。該人體模型根據(jù)人體胸腔環(huán)境來(lái)設(shè)計(jì),可以良好地反映出胸腔被按壓時(shí)的情況。

實(shí)驗(yàn)首先對(duì)人體模型進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)按壓,采集胸腔位移與壓力的信息,將期望力Fd設(shè)定為深度為6.5 cm時(shí)的壓力450 N;之后根據(jù)仿真經(jīng)驗(yàn)和設(shè)備的實(shí)際運(yùn)行情況,設(shè)定md=0.005,bd=13,初始kd=30;運(yùn)行設(shè)備進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。

按壓軌跡變化如圖16所示。

圖16 按壓軌跡變化

由圖16可以看出:在每一次按壓結(jié)束后,模糊控制器根據(jù)當(dāng)前的情況,輸出Δkd對(duì)剛度參數(shù)kd進(jìn)行迭代計(jì)算,進(jìn)而使每一次按壓深度緩慢加深;實(shí)驗(yàn)進(jìn)行了一段時(shí)間后,按壓軌跡已基本穩(wěn)定。

期間剛度參數(shù)kd的變化情況如圖17所示。

圖17 剛度參數(shù)kd變化情況

由圖17可以看出:在開(kāi)始按壓初期,kd的變化較快,然后逐漸收斂,并穩(wěn)定在1.2左右。

按壓期間Benefit的變化情況與標(biāo)準(zhǔn)按壓的對(duì)比,如圖18所示。

圖18 Benefit變化情況

由上述實(shí)驗(yàn)可以看出:隨著按壓的進(jìn)行,模糊控制器對(duì)kd進(jìn)行調(diào)節(jié),使每次的按壓深度不斷加深,最后趨于穩(wěn)定;PETCO2逐步升高后也趨于穩(wěn)定,與固定深度的標(biāo)準(zhǔn)按壓相比,調(diào)節(jié)后的按壓帶來(lái)的收益更大,進(jìn)一步提高了搶救效率。

為避免按壓深度過(guò)大造成傷害,需要對(duì)最大按壓深度進(jìn)行限制。筆者將實(shí)驗(yàn)中的剛度參數(shù)kd的最大值限制在30,最小值限制為0.9,這樣就將最大按壓深度控制在47 mm～65 mm之間。另外,筆者通過(guò)心肺復(fù)蘇機(jī)的傳動(dòng)比計(jì)算出65 mm對(duì)應(yīng)的編碼器碼值,一旦超過(guò)該數(shù)值,視為按壓結(jié)束,電機(jī)將立即轉(zhuǎn)換旋轉(zhuǎn)方向,回歸零位。

因?yàn)椴煌颊咝毓堑能浻渤潭炔煌?筆者對(duì)力傳感器采集的信號(hào)做了1～2.5倍放大處理,用以模擬不同患者的胸部環(huán)境。

智能心肺復(fù)蘇機(jī)的優(yōu)化按壓與傳統(tǒng)機(jī)械按壓的數(shù)據(jù)對(duì)比,如表4所示。

由表4可知:隨著放大倍數(shù)的增大,患者胸部環(huán)境變硬,心肺復(fù)蘇機(jī)面對(duì)環(huán)境變化做出了相應(yīng)的調(diào)整;當(dāng)放大倍數(shù)大于2.5倍時(shí),心肺復(fù)蘇機(jī)為保證按壓效果,將按壓深度控制在了50 mm左右。

表4 半物理實(shí)驗(yàn)結(jié)果

當(dāng)放大倍數(shù)為1～2.1倍時(shí),患者胸部環(huán)境較軟,平均按壓深度維持在63 mm～65 mm之間,變化較小,所以未在表4中呈現(xiàn)不同實(shí)驗(yàn)環(huán)境剛度參數(shù)kd的穩(wěn)態(tài)值,如表5所示。

表5 不同實(shí)驗(yàn)環(huán)境剛度參數(shù)kd的穩(wěn)態(tài)值

與標(biāo)準(zhǔn)按壓的比較可知,在患者胸骨表現(xiàn)出較好的韌性時(shí),增加按壓深度帶來(lái)的收益要大于骨折風(fēng)險(xiǎn)。因此,阻抗控制規(guī)劃了比標(biāo)準(zhǔn)按壓更大的按壓深度,提高了Benefit的水平,促進(jìn)血液在患者體內(nèi)的流動(dòng),有利于患者恢復(fù)自主呼吸的能力。

而標(biāo)準(zhǔn)按壓的深度是固定的,按壓收益也是固定的;隨著胸骨逐漸變硬,按壓的風(fēng)險(xiǎn)加大,經(jīng)阻抗控制規(guī)劃的胸外按壓能綜合考慮Benefit和Risk的情況,逐漸減小按壓深度;

從胸骨較硬的數(shù)據(jù)可以看出,在患者胸骨表現(xiàn)出較差的韌性時(shí),經(jīng)阻抗控制規(guī)劃的胸外按壓不會(huì)一味地向骨折風(fēng)險(xiǎn)妥協(xié),能保持一定的按壓深度來(lái)維持血液在身體里的循環(huán);

并且,從按壓運(yùn)動(dòng)的軌跡來(lái)看,模糊控制可以綜合考慮血流灌注和骨折風(fēng)險(xiǎn)來(lái)迭代剛度參數(shù)kd,緩慢地增加最大按壓深度,避免了按壓深度突然加大帶來(lái)的風(fēng)險(xiǎn);在下壓運(yùn)動(dòng)的末程,按壓的深度較深時(shí),胸骨彈力較大,按壓頭沒(méi)有對(duì)胸骨繼續(xù)產(chǎn)生剛性的沖擊,而是在胸骨的彈力面前表現(xiàn)出順應(yīng)性,減小了進(jìn)給速度,進(jìn)一步減小了按壓對(duì)胸腔的傷害。

5 結(jié)束語(yǔ)

筆者針對(duì)人工進(jìn)行胸外按壓的弊端,設(shè)計(jì)了一款智能心肺復(fù)蘇機(jī),并提出了一種自適應(yīng)阻抗控制算法,即利用模糊控制,根據(jù)患者的PETCO2和潛在骨折風(fēng)險(xiǎn),對(duì)阻抗控制模型進(jìn)行了調(diào)整,進(jìn)而由阻抗控制規(guī)劃按壓運(yùn)動(dòng);利用醫(yī)用人體模型和在計(jì)算機(jī)上搭建的生理數(shù)學(xué)模型,進(jìn)行了心肺復(fù)蘇機(jī)的半物理實(shí)驗(yàn)。

研究結(jié)果表明:

(1)在性能方面,該心肺復(fù)蘇機(jī)能夠執(zhí)行頻率為100 times/min,深度為5 cm～6.5 cm的胸外按壓;

(2)面對(duì)患者胸骨硬度的變化,心肺復(fù)蘇機(jī)表現(xiàn)出了良好的自適應(yīng)性,調(diào)整按壓深度和力度,可保證安全性;

(3)相比于傳統(tǒng)按壓裝置,該心肺復(fù)蘇機(jī)能在患者胸骨較軟時(shí),進(jìn)一步促進(jìn)血液流動(dòng),提升患者恢復(fù)自主循環(huán)的能力。從仿真結(jié)果來(lái)看,最高可將PETCO2提升4.58 mmHg。

在接下來(lái)的工作中,筆者將繼續(xù)對(duì)心肺復(fù)蘇機(jī)的結(jié)構(gòu)進(jìn)行優(yōu)化,并且將研究的重點(diǎn)聚焦在心肺復(fù)蘇機(jī)的便攜性上,即使用更小、更輕便的控制器或單片機(jī),集成控制代碼,對(duì)復(fù)蘇機(jī)進(jìn)行實(shí)時(shí)控制。