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(yī)療器械產業(yè)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(shù)，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(shù)，模擬人體呼吸，測量呼吸流量、壓力等呼吸力學參數(shù)。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(yōu)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(yī)學研究的模擬設備。

1 系統(tǒng)總體方案設計

系統(tǒng)主要由機械運動和控制采集兩部分組成。系統(tǒng)總體方案設計如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)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(tǒng)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(tǒng)機械傳動鏈中間環(huán)節(jié)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(tǒng)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(shù)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(yōu)越的系統(tǒng)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(tǒng)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?shù)臑V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(yōu)點是:信號單向傳輸，輸入端與輸出端完全實現(xiàn)了電氣隔離，抗干擾能力強，工作穩(wěn)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(shù)設計

呼吸頻率(respiratory rate，RR)是指每分鐘呼吸的次數(shù)，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(fā)實際脈沖數(shù)×0.1 mm。所以首先給直線電機發(fā)送不同的脈沖數(shù)，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(shù)的對應關系，由此可計算出實際脈沖數(shù)。

呼吸次數(shù)(respiratory count，RC)是指觸發(fā)呼吸的總次數(shù)，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(shù)進行設定，從而實現(xiàn)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(tǒng)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(xiàn)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(shù):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(shù)。

吸氣過程如圖5(b)所示，ΔT時間內發(fā)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(shù)N。根據正弦函數(shù)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(shù)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(fā)脈沖，既可以實現(xiàn)對呼吸波形的模擬，又滿足運動控制器的參數(shù)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(shù)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(shù)加1。當初始脈沖數(shù)等于實際脈沖數(shù)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(shù)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(shù)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(shù)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(shù):RR=10 次/min、TI=2 s、TV=500 mL、RC=15 次。根據參數(shù)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(fā)現(xiàn)呼吸機主界面參數(shù)和波形都與主動模擬肺設定的參數(shù)相一致，證明呼吸機參數(shù)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(shù)準確性測試結果證明，主動模擬肺平臺所設定的參數(shù)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(shù)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。

［1］呂鵬，陳雅楠，曹德森.呼吸機測試儀的研制［J］.北京生物醫(yī)學工程，2006，25(1):70 －72.

［2］王偉.基于活塞運動的主動模擬肺的研究與設計［D］.上海:上海理工大學，2012.

［3］易韋韋，張玘，王躍科.主動模擬肺ASL5000在呼吸機檢測中的應用［J］.中國醫(yī)療設備，2008，23(7):93 －94.

［4］張坤，徐海琴，徐新民，等.基于主動模擬肺的呼吸機測試系統(tǒng)設計［J］.醫(yī)療衛(wèi)生裝備，2011，32(4):6 －8.

［5］杜志強，黃桂琴，朱德榮，等.直線電機驅動系統(tǒng)及應用［J］.洛陽理工學院學報:自然科學版，2009，19(4):35－38.

［6］李釗，王健琪，荊西京，等.用于生命探測的人體呼吸運動模擬系統(tǒng)研制［J］.醫(yī)療衛(wèi)生裝備，2010，31(3):40 －41.

［7］張艷敏，羅海兵.基于ARM芯片的步進電機加減速控制［J］.河北工程技術高等?？茖W校學報，2009(2):47－49.

［8］錢國維，張凌.一種步進電動機運行曲線的在線計算方法［J］.微電機，1997，30(2):28 －31.