李 楊,王 瑞,周宇飛,何 行,宋麗珍,朱明超

(1.中國科學(xué)院 長春光學(xué)精密機械與物理研究所,吉林 長春 130033;2.中國科學(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 長春 130031)

0 引 言

心臟驟停,是一種常見的危重疾病,表現(xiàn)為心臟停止跳動,造成血液在人體的循環(huán)中斷。心臟停止向全身泵血,會對人體的重要器官造成缺氧性損傷,嚴重威脅生命安全。在出現(xiàn)心臟驟停時,如果能及時對患者進行心肺復(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,即使對心臟驟停的患者只進行胸外按壓,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,以保證血液流動的效果。但是,醫(yī)護人員在徒手進行胸外按壓時,經(jīng)常會因為體能原因,使按壓深度、持續(xù)時間和頻率得不到保證;在進行人工呼吸時,還要承擔(dān)傳染病的風(fēng)險;轉(zhuǎn)移的過程中,又會出現(xiàn)中斷等意外情況,難以在搶救過程中實現(xiàn)高質(zhì)量的胸外按壓[3]。

綜上所述,設(shè)計一款代替人手進行胸外按壓的裝置,可以避免徒手按壓的缺點?，F(xiàn)階段,自動胸外按壓設(shè)備主要分為氣動式和電動式兩大類。

薩博(Thumper)心肺復(fù)蘇機是應(yīng)用較廣的一款氣動式心肺復(fù)蘇機,它根據(jù)氣壓傳動的基本原理來設(shè)計,采用壓縮的空氣或氧氣為動力源(通常會使用醫(yī)用氧氣瓶),使用單片機控制電磁閥的開關(guān),驅(qū)動機械活塞裝置往復(fù)運動,以進行胸外按壓[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-通氣比進行按壓。此類裝置通常存在運動控制差、摩擦生熱的缺點,并且需要配備相應(yīng)的氣源才能實施心肺復(fù)蘇。

Autopulse束帶式胸外按壓器[5]是由美國卓爾公司設(shè)計研發(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)蘇機單點式按壓的工作模式,使用時根據(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,使壓力可以在整個胸腔上得到均勻的分布。在工作時,按壓器位于背板的電機將綁帶按照設(shè)定的頻率進行收緊和放松,對胸部輪廓進行擠壓。

盧卡斯(LUCAS)[6]心肺復(fù)蘇機是一款根據(jù)《國際心肺復(fù)蘇指南》設(shè)計的電驅(qū)動心肺復(fù)蘇裝置,截至2016年已有三代產(chǎn)品。它以直流電機為動力源,采用直流電源供電和電池供電兩種供電方式,能保證復(fù)蘇機長時間的連續(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運行。

我國心肺復(fù)蘇機的研發(fā)起步較晚[7]。藍仕威克MCPR-100和蘇邦MSCPR-1A型心肺復(fù)蘇機是兩款應(yīng)用較廣的氣動心肺復(fù)蘇機,后者與薩博的設(shè)計較為相似。天津普瑞FSJ-20B型心肺復(fù)蘇機是一款電動型心肺復(fù)蘇機,內(nèi)置了空氣壓縮機,解決了氣源的供應(yīng)問題;后續(xù)天津普瑞又研發(fā)了FSJ-20C型,該型號結(jié)合單點式按壓和束帶包裹的按壓方式,在國內(nèi)開創(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。

總體來說,在按壓性能的綜合表現(xiàn)上,電驅(qū)動式心肺復(fù)蘇機要優(yōu)于氣動式,但是目前的諸多產(chǎn)品只能按照開啟時設(shè)定的頻率和深度執(zhí)行按壓,不能做到因人而異,面對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可以通過加大按壓深度,提升胸外按壓的效果。并且,面對按壓過程中可能出現(xiàn)的骨折、氣胸等情況,也沒有相應(yīng)的監(jiān)測措施。因此,心肺復(fù)蘇機不僅需要代替人手進行按壓,還需要進一步提高按壓的質(zhì)量,并保證其安全性。

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

不同于其他機械式心肺復(fù)蘇機,筆者設(shè)計一款心肺復(fù)蘇機,按照制定的醫(yī)療策略來規(guī)劃按壓流程,進一步提高搶救的成功率。

考慮到機械裝置的持續(xù)按壓對胸腔和器官造成的損傷,筆者利用阻抗控制對按壓頭的運動進行規(guī)劃,即在按壓深度較深、反彈力較大時體現(xiàn)出柔順性,減少對胸腔的傷害,進一步降低骨折風(fēng)險。

1 心肺復(fù)蘇機傳動結(jié)構(gòu)設(shè)計

智能心肺復(fù)蘇機傳動部分裝配圖如圖1所示。

圖1 心肺復(fù)蘇機傳動部分裝配圖1—直桿型導(dǎo)向軸;2—大、小同步帶輪;3—伺服電機;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)蘇機傳動部分主要包括:伺服電機、滾珠絲杠、同步帶輪、直線軸承等。

筆者設(shè)計的心肺復(fù)蘇機采用電驅(qū)動的方式,選擇了伺服電機作為動力源。

心肺復(fù)蘇機在運行時,對進給速度、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比精確、傳動穩(wěn)定、傳動效率高、能實現(xiàn)急速翻轉(zhuǎn)等優(yōu)點[9],故使用滾珠絲杠作為傳動機構(gòu),將電機的正/反旋轉(zhuǎn)運動轉(zhuǎn)化為螺母的上/下往復(fù)運動。

電機軸與滾珠絲杠之間使用同步帶輪傳動。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,基本額定動載荷5.5 kN。滾珠絲杠螺母在豎直方向上有旋轉(zhuǎn)運動的趨勢,使用直線導(dǎo)軌與直線軸承配合工裝板來加以限制;由螺母帶動按壓頭實現(xiàn)胸外按壓,按壓頭末端安裝了一維力傳感器,用于反饋按壓過程中力變化的情況。

2 阻抗控制與按壓運動規(guī)劃

2.1 阻抗控制

阻抗控制是1984年由HOGAN N提出的[10]。阻抗控制常用于機械臂的力/位置控制中。它面對不同的環(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,解決了由于負載力瞬間力控制與位置控制切換引起的機械仿生腿運動失速問題。SANTOS W D[12]設(shè)計了一種阻抗控制器,利用機械腿對神經(jīng)受損的患者進行腿部康復(fù)訓(xùn)練。PENG Jin-zhu[13]設(shè)計了一種改進的阻抗控制器,該控制器在機械手與環(huán)境接觸時,能快速消除力的跟蹤誤差,得到滿意的力跟蹤效果。

在機械臂執(zhí)行任務(wù)時,特別是在與環(huán)境有接觸的情況下,阻抗控制能實現(xiàn)一定的柔順性。對于胸外按壓這一動作而言,要提高安全性和舒適性,就要讓按壓動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)輸入一個力/位置的信號,就會輸出相應(yīng)的運動。

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

其過程框圖,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)蘇機中,可以將被伺服電機控制的按壓頭看作一個由質(zhì)量、阻尼和彈簧構(gòu)成的系統(tǒng),在自由按壓過程中(未與胸腔接觸),加速度、速度和位置的變化會產(chǎn)生力的變化,其動力學(xué)方程表示為:

(1)

阻抗控制可以將按壓頭在按壓過程中的位置與環(huán)境力作為一個整體來考慮,通過阻抗模型,計算按壓過程中環(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態(tài)關(guān)系,以實現(xiàn)力/位置控制。在按壓頭與胸腔接觸時,按壓頭不再是自由運動,而需考慮胸腔環(huán)境。

可以將胸腔視為一個由彈簧和阻尼構(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—按壓頭的實時位置;Xd—期望位置

阻抗控制的導(dǎo)納特性,表達了實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,實現(xiàn)對力/位置的跟蹤,此處引入一個參考力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式,即:

(2)

式中:md—阻抗模型的慣性參數(shù);bd—阻尼參數(shù);kd—剛度參數(shù)。

引入位置誤差E,即:

E=Xc-Xd

(3)

進行拉普拉斯變換,得到頻率域的表達式為:

(4)

對其進行雙線性變換,即:

(5)

得到的離散表達式為:

(6)

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

ω1,ω2,ω3表達式分別為:

ω1=4md+2bdT+kdT2

(7)

ω2=2kdT2-8md

(8)

ω3=kdT2+4md-2bdT

(9)

為方便由計算機實現(xiàn),進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動規(guī)劃

一個完整的胸外按壓周期為600 ms,如圖4所示。

圖4 胸外按壓單位周期的流程A—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個階段的持續(xù)時間按順序依次為120 ms、180 ms、120 ms和180 ms。

但是,電機在實際運動時,由于負載的原因,無法嚴格按照理想按壓流程進行啟停轉(zhuǎn)換,需要根據(jù)實際情況調(diào)整電機的工作流程。

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)對運動規(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。

進行仿真實驗后,結(jié)果如圖(5～7)所示。其中,改變md對響應(yīng)曲線的影響如圖5所示。

圖5 改變md對響應(yīng)曲線的影響

改變bd對響應(yīng)曲線的影響如圖6所示。

圖6 改變bd對響應(yīng)曲線的影響

改變kd對響應(yīng)曲線的影響如圖7所示。

圖7 改變kd對響應(yīng)曲線的影響

由圖(5～7)可知:md的增大會導(dǎo)致響應(yīng)速度的減小;且其增大到一定程度后,開始出現(xiàn)超調(diào),到達穩(wěn)定的時間也越來越長;bd對響應(yīng)速度的影響較大,響應(yīng)時間則隨著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),能夠計算出按壓頭的理想運動軌跡,使心肺復(fù)蘇機對患者進行安全的按壓。

在了解到阻抗參數(shù)對響應(yīng)的影響后,筆者擬根據(jù)一定的策略來調(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

3.1 阻抗參數(shù)的調(diào)整

根據(jù)《國際心肺復(fù)蘇指南》的建議,標準的胸外按壓深度應(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)驗基礎(chǔ)上,利用心肺復(fù)蘇機和醫(yī)用人體模型經(jīng)多次實驗摸索,通過試湊法得到了最優(yōu)的質(zhì)量參數(shù)md和阻尼參數(shù)bd的值,使響應(yīng)時間符合標準按壓頻率,之后根據(jù)一定的策略來調(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(一個周期)

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

根據(jù)對實驗數(shù)據(jù)的統(tǒng)計,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,與標準按壓頻率基本一致。

在進行胸外按壓時,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)險也越高。所以,需制定相應(yīng)的策略來調(diào)整剛度參數(shù)kd,讓心肺復(fù)蘇機在面對不同的患者時,規(guī)劃出不同的按壓運動,這樣既能提升血流灌注程度,又能避免骨折;同時阻抗控制的參與能讓按壓頭在胸骨反彈力較大時,表現(xiàn)出屈服性,以進一步減輕按壓對患者的傷害。

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,準確的心輸出量檢測需要在病人情況穩(wěn)定時,或者有專業(yè)儀器的情況下進行,有的方法還會造成創(chuàng)口,不適應(yīng)于急救過程。

相關(guān)研究結(jié)果表明:呼氣末二氧化碳分壓(PETCO2)與血液流動情況具有強相關(guān)性,且PETCO2的監(jiān)測對心肺復(fù)蘇具有指導(dǎo)性作用[15]。因此,國內(nèi)外眾多醫(yī)療科研機構(gòu)將呼氣末二氧化碳分壓(PETCO2)代替心輸出量,以反映當前血流灌注程度的生理指標(Benefit)。

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

筆者通過使用模糊控制器,綜合考量血流灌注和骨折風(fēng)險來調(diào)節(jié)kd,選取合適的阻尼參數(shù)bd控制按壓頻率,從而實現(xiàn)對不同患者高質(zhì)量的胸外按壓。模糊控制則按照經(jīng)驗來設(shè)計,將Benefit與Risk按照醫(yī)療經(jīng)驗進行分級作為輸入。

Benefit的分級如表1所示。

表1 Benefit的分級

Risk的分級如表2所示。

表2 Risk的分級

3.3 模糊控制方案

調(diào)試經(jīng)驗設(shè)計模糊規(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)驗設(shè)計模糊規(guī)則(表3)和隸屬度函數(shù)(圖(10～12)),計算出剛度參數(shù)kd的變化量Δkd,進而通過阻抗控制器,計算出按壓頭的運動軌跡。

模糊控制需要根據(jù)設(shè)計者的經(jīng)驗來設(shè)計隸屬度函數(shù)和調(diào)整規(guī)則。

以圖10的SP為例,當PETCO2低于5 mmHg時,認為此時的復(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,與Benefit1的隸屬度為0。Risk的設(shè)計規(guī)則同上。DeltaK的隸屬度函數(shù)設(shè)計主要依靠調(diào)試經(jīng)驗。

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)險分別影響下一次按壓深度和力度,而模糊控制會根據(jù)PETCO2和骨折風(fēng)險,計算出剛度參數(shù)kd的改變量Δkd,生成新的阻抗模型,以此來規(guī)劃下一次的按壓運動。

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

4 實驗與結(jié)果分析

4.1 實驗平臺設(shè)計

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

圖14 半物理實驗平臺

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

伺服電機的運動由德國Beckhoff公司的實時控制軟件TwinCAT3來進行編程控制,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++作為實時應(yīng)用程序的編程語言。

實驗采用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)過驗證結(jié)果表明,該模型能較好地計算出胸外按壓過程中,PETCO2的變化情況,實現(xiàn)對Benefit的監(jiān)測;利用伺服電機的編碼器和心肺復(fù)蘇機運動機構(gòu)的傳動比,可以計算出胸骨的位移X及力傳感器的反饋值F。

計算得到按壓時的骨折風(fēng)險表達式為:

(11)

由此,在實驗過程中可實現(xiàn)對Risk的監(jiān)測。

4.2 基于醫(yī)用人體模型的半物理實驗

為了驗證心肺復(fù)蘇機的效果,筆者使用醫(yī)用人體模型進行半物理仿真實驗。該人體模型根據(jù)人體胸腔環(huán)境來設(shè)計,可以良好地反映出胸腔被按壓時的情況。

實驗首先對人體模型進行標準按壓,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時的壓力450 N;之后根據(jù)仿真經(jīng)驗和設(shè)備的實際運行情況,設(shè)定md=0.005,bd=13,初始kd=30;運行設(shè)備進行實驗。

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)當前的情況,輸出Δkd對剛度參數(shù)kd進行迭代計算,進而使每一次按壓深度緩慢加深;實驗進行了一段時間后,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的變化情況與標準按壓的對比,如圖18所示。

圖18 Benefit變化情況

由上述實驗可以看出:隨著按壓的進行,模糊控制器對kd進行調(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,與固定深度的標準按壓相比,調(diào)節(jié)后的按壓帶來的收益更大,進一步提高了搶救效率。

為避免按壓深度過大造成傷害,需要對最大按壓深度進行限制。筆者將實驗中的剛度參數(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,筆者通過心肺復(fù)蘇機的傳動比計算出65 mm對應(yīng)的編碼器碼值,一旦超過該數(shù)值,視為按壓結(jié)束,電機將立即轉(zhuǎn)換旋轉(zhuǎn)方向,回歸零位。

因為不同患者胸骨的軟硬程度不同,筆者對力傳感器采集的信號做了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)蘇機的優(yōu)化按壓與傳統(tǒng)機械按壓的數(shù)據(jù)對比,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)蘇機面對環(huán)境變化做出了相應(yīng)的調(diào)整;當放大倍數(shù)大于2.5倍時,心肺復(fù)蘇機為保證按壓效果,將按壓深度控制在了50 mm左右。

表4 半物理實驗結(jié)果

當放大倍數(shù)為1～2.1倍時,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)不同實驗環(huán)境剛度參數(shù)kd的穩(wěn)態(tài)值,如表5所示。

表5 不同實驗環(huán)境剛度參數(shù)kd的穩(wěn)態(tài)值

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

而標準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,經(jīng)阻抗控制規(guī)劃的胸外按壓不會一味地向骨折風(fēng)險妥協(xié),能保持一定的按壓深度來維持血液在身體里的循環(huán);

并且,從按壓運動的軌跡來看,模糊控制可以綜合考慮血流灌注和骨折風(fēng)險來迭代剛度參數(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的風(fēng)險;在下壓運動的末程,按壓的深度較深時,胸骨彈力較大,按壓頭沒有對胸骨繼續(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,減小了進給速度,進一步減小了按壓對胸腔的傷害。

5 結(jié)束語

筆者針對人工進行胸外按壓的弊端,設(shè)計了一款智能心肺復(fù)蘇機,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,對阻抗控制模型進行了調(diào)整,進而由阻抗控制規(guī)劃按壓運動;利用醫(yī)用人體模型和在計算機上搭建的生理數(shù)學(xué)模型,進行了心肺復(fù)蘇機的半物理實驗。

研究結(jié)果表明:

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

(2)面對患者胸骨硬度的變化,心肺復(fù)蘇機表現(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)蘇機能在患者胸骨較軟時,進一步促進血液流動,提升患者恢復(fù)自主循環(huán)的能力。從仿真結(jié)果來看,最高可將PETCO2提升4.58 mmHg。

在接下來的工作中,筆者將繼續(xù)對心肺復(fù)蘇機的結(jié)構(gòu)進行優(yōu)化,并且將研究的重點聚焦在心肺復(fù)蘇機的便攜性上,即使用更小、更輕便的控制器或單片機,集成控制代碼,對復(fù)蘇機進行實時控制。