CN114939212A - 一种人机同步呼吸装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种人机同步呼吸装置，包括：气路结构、传感器模块、控制模块、风机和电磁阀；传感器模块安装在气路结构内部，用于采集气路结构内的压力信号；控制模块用于对压力信号进行运算，当压力信号为负压值，且达到吸气触发阈值时，控制风机打开送气，并控制电磁阀关闭；当压力信号达到设定值并维持一定时间后降低至峰值流量的设定百分比后，达到吸气终止条件，此时控制风机关闭，并控制电磁阀打开。本发明能够对气道压力的实时监测和控制，实现压力支持通气模式。
Description
技术领域
本发明涉及呼吸机技术领域，更具体的说是涉及一种人机同步呼吸装置。
背景技术
呼吸机能够为缺乏呼吸能力和需要充氧的病人提供通气，是一种挽救生命的重要治疗装置。近年来，随着人们对呼吸原理的了解越来越深入，呼吸机相关制造技术和控制水平不断提高，新型呼吸机和先进通气模式被研发出来，这些为呼吸机的广泛应用提供了广阔的前景。
呼吸机对肺部感染患者的治疗起着至关重要的作用。病毒会破坏患者的肺部功能，在肺部分泌黏液，氧气吸收受阻，血氧饱和浓度下降，患者身体机能受到严重损害。在临床中，医生发现恰当使用呼吸机能维持危重症新冠肺炎病人体内供氧和耗氧的平衡，使病人并发症的发生率降低。
临床发现辅助通气治疗过程中存在着许多安全问题，比如：(1)肺脏损伤：指由于气道压力过高产生的张力性气胸、纵隔气肿及相关并发症。(2)动态性过度充盈：即由于缺乏足够的呼气时间，在下一次吸气开始前呼气不能完成导致的肺屏气、呼气结束后出现呼气末正压，肺呈现过度膨胀的状态。(3)低血压：由于呼吸机导致胸腔内压力增高，静脉回心血量受到影响，低血压发生率升高。(4)呼吸机相关肺炎：病人在气管切开或插管进行治疗两天后或呼吸机拔管后两天以内由于通气原因导致的获得性肺炎。(5)撤机困难：指失去呼吸机治疗后，单靠病人的呼吸无法满足维持机体要求。
因此，如何提供一种能够对气道压力流量进行实时精准监测，实现人机同步的呼吸装置是本领域技术人员亟需解决的问题。
发明内容
有鉴于此，本发明提供了一种人机同步呼吸装置，能够对气道压力的实时监测和控制，实现压力支持通气模式。
为了实现上述目的，本发明采用如下技术方案：
一种人机同步呼吸装置，包括：气路结构、传感器模块、控制模块、风机和电磁阀；
所述传感器模块安装在所述气路结构内部，用于采集所述气路结构内的压力信号；
所述控制模块用于对所述压力信号进行运算，当所述压力信号为负压值，且达到吸气触发阈值时，控制所述风机打开送气，并控制所述电磁阀关闭；当所述压力信号达到设定值并维持一定时间后降低至峰值流量的设定百分比后，达到吸气终止条件，此时控制所述风机关闭，并控制所述电磁阀打开。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述控制模块包括：中央处理模块、风机接口控制模块和电磁阀接口控制模块；所述中央处理模块分别与所述风机接口控制模块、所述电磁阀接口控制模块和所述传感器模块电性连接；所述风机接口控制模块与所述风机电性连接；所述电磁阀接口控制模块与所述电磁阀电性连接；
所述中央处理模块用于根据所述压力信号大小，发送电平信号至所述电磁阀接口控制模块，并发送脉冲信号至所述风机接口控制模块；
所述电磁阀接口模块用于在接收到高电平信号时，控制所述电磁阀打开，接收到低电平信号时，控制所述电磁阀关闭；
所述风机接口控制模块用于根据接收到的脉冲信号大小控制所述风机的转速大小。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述中央处理模块的核心板型号为STM32F103ZET6；所述核心板用于采用中位值平均滤波法对所述传感器模块发送的压力信号进行滤波。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述中央处理模块采用增量式PID算法对输出的脉冲信号进行控制；所述增量式PID算法的表达式为：
Δu(k)＝KP*Δe(k)+KI*e(k)+KD[Δe(k)-Δe(k-1)]；
其中，Δe(k)＝e(k)-e(k-1)；KP为比例单元，是整个PID控制的基础，直接反映控制误差，影响稳态误差以及调节时间；KI为积分单元，能够影响静态误差，积分时间决定了积分模块的强度，时间越小则强度越大，时间越大则强度越小；KD为微分单元，与误差的变化率有关。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，还包括：通信模块；所述中央处理模块通过所述通信模块与上位机进行数据交互。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述通信模块通过串行接口与上位机和中央处理模块通信连接。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述传感器模块内部集成有降压模块；所述降压模块用于将所述传感器模块采集的压力信号进行降压处理后，传输至所述中央处理模块。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述电磁阀的型号为SMCVX230，接口直径为15mm，临界压力比为0.39，上游压力为20cmH2O，下游压力为0cmH2O。
进一步的，在上述一种人机同步呼吸装置中，所述风机的型号为WS7040，风机接口直径为17mm，最大风量为280L/min，最大风压65cmH2O。
经由上述的技术方案可知，与现有技术相比，本发明公开提供了一种人机同步呼吸装置，具有以下有益效果：
1、本发明基于PSV(压力支持)通气模式，在有创和无创呼吸机上都可实现，适用性强。
2、本发明采用压力支持通气，适用于治疗可以自主呼吸的病人，病人吸气产生负压触发呼吸机，呼吸机送气使气道压迅速升高，当气道压达到设定值后维持该气道压力直至吸气流量降低至峰值流量的设定百分比，此时，病人从吸气阶段转为呼气阶段。压力支持通气模式主要适用于病人脱离呼吸机的训练过程，较压力控制通气更符合正常生理呼吸，病人的舒适感提高，呼吸功和耗氧量减少。
3、本发明人机交互采用串口通信实现数据的实时传输，通过脉冲调制控制风机的运转，在线调试能力强。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据提供的附图获得其他的附图。
图1附图为本发明提供的人机同步呼吸装置的结构示意图；
图2附图为本发明提供的人机同步呼吸装置的控制原理图；
图3附图为本发明提供的利用CCRx控制PWM脉冲信号的示意图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
如图1-2所示，本发明实施例公开了一种人机同步呼吸装置，一种人机同步呼吸装置，包括：气路结构1、传感器模块2、控制模块、风机3和电磁阀4；
传感器模块2安装在气路结构1内部，用于采集气路结构1内的压力信号；
控制模块用于对压力信号进行运算，当压力信号为负压值，且达到吸气触发阈值时，控制风机3打开送气，并控制电磁阀4关闭；当压力信号达到设定值并维持一定时间后降低至峰值流量的设定百分比后，达到吸气终止条件，此时控制风机3关闭，并控制电磁阀4打开。
控制模块为呼吸机工作的中枢，既要负责监测整个呼吸机的运行状态，传输各种人机交互信息，同时要控制风机的启停，是控制算法能够有效实现的硬件基础。
在一个具体实施例中，控制模块包括：中央处理模块5、风机接口控制模块6和电磁阀接口控制模块7；中央处理模块5分别与风机接口控制模块6、电磁阀接口控制模块7和传感器模块2电性连接；风机接口控制模块6与风机3电性连接；电磁阀接口控制模块7与电磁阀4电性连接；
中央处理模块5用于根据压力信号大小，发送电平信号至电磁阀接口控制模块7，并发送脉冲信号至风机接口控制模块6；
电磁阀接口模块7用于在接收到高电平信号时，控制电磁阀4打开，接收到低电平信号时，控制电磁阀4关闭；
风机接口控制模块6用于根据接收到的脉冲信号大小控制风机3的转速大小。
其中，中央处理模块5的核心板型号为STM32F103ZET6；核心板用于采用中位值平均滤波法对传感器模块发送的压力信号进行滤波。核心板上板载有至少两个模数转换器，每个模数转换器都有18个通道，最大转换频率为1Mhz，转换时间为1us。本发明实施例的数据采样使用ADC的通道1，工作模式为独立模式，设置分频因子为8，时钟为72/8＝9MHz，采样周期设为55.5。采集到的传感器数据滤波方法采用中位值平均滤波法，将采集到的数据依次10个为一组，将该组中排序最大的和最小的去除，剩余的8个数据取平均值。该算法不需要对数据进行排序，它只需要计算最大值、最小值和总和，然后计算平均值。它可以消除由脉冲噪声引起的样本值偏差，并结合了“中值滤波方法”和“算术平均滤波方法”的优点。
对电磁阀4的控制，采用中央处理模块5发出高低电平至电磁阀接口控制模块7，电磁阀接口控制模块7接收到高电平则控制电磁阀4打开，接收到低电平，则控制电磁阀4关闭。本实施例中的电磁阀接口控制模块7采用继电器。本实施中，将STM32F103ZET6的PA6设置为电磁阀控制输出口，首先使能GPIOA端口时钟，将PA6设置为推挽输出，当控制电磁阀指令为开启时，PA6输出高电平，关闭时，输出低电平。
对风机3的控制，采用脉冲宽度调制(PWM)控制，是利用微处理器的数字输出来对模拟电路进行控制的一种非常有效的技术，简称脉宽调制。STM32F103ZET6包括FSMC、TIMER(定时器)、SPI、IIC、USB、CAN、IIS、SDIO、ADC、DAC、RTC、DMA等众多外设及功能，具有极高的集成度。STM32F103ZET6的定时器除了TIM6和7，其他的定时器都可以用来产生PWM输出。本实施例采用TIM4通道1产生PWM输出，选择比较输出使能，输出极性为高。
如图3所示，CCRx为设置的PWM值，定时器的功能是从零开始计数，当计数值大于CCRx，则输出高电平，小于CCRx，则输出低电平，以实现控制风机的转速大小，风机的转速加大气道压力升高，减小压力下降。
在其他具体实施例中，风机3是医疗呼吸机的动力源头，并且是呼吸机控制电路中的主要控制对象。风机类型和控制电路的选择是影响呼吸机通气性能的关键因素，风机接口控制模块6的功能是将中央处理模块5提供的PWM脉冲信号转换为风机定子的磁势，并在运行期间收集风机的转速，并以电流信号的形式反馈回中央处理模块5。
本实施例的需求流量应达100L/min，风压达20cmH2O，气道直径15～20mm，因此采用的风机型号为东莱WS7040，风机自带控制板WS2403，支持脉冲调制的控制方式，风机接口直径17mm，最大风量达280L/min，最大风压65cmH2O。
本发明实施例采用PID技术控制风机接口模块的脉冲控制量。具体如下：
本发明目的在于实现压力支持(PSV)通气模式，该通气模式适用于治疗可以自主呼吸的病人，病人吸气产生负压触发呼吸机，呼吸机送气使气道压迅速升高，当气道压达到设定值后维持该气道压力直至吸气流量降低至峰值流量的设定百分比，此时，病人从吸气阶段转为呼气阶段，压力支持通气模式主要适用于病人脱离呼吸机的训练过程。
PSV通气模式的输入量为气道压力和流量，在使用呼吸机时，需要预设的呼吸机参数包括：吸气触发阈值、呼气灵敏度(Esens)、水平压力(PS)、呼气末正压(Peep)。呼吸机可调参数为：
吸气触发阈值:0.1～2cmH2O，水平压力:0～70cmH2O，呼气末正压:0～5cmH2O，呼气灵敏度:1～80％。
对风机的控制为接收PWM脉冲信号，进行风速大小控制，PWM值越高，风机转速越高。风机的控制为接收pwm脉冲控制，pwm值越高风机转速越高。由压力支持通气模式的原理可知，水平压力的控制直接影响呼吸机的人机同步性，呼吸机的压力控制过程是以闭环控制过程为核心。反馈控制理论包括三个部分：监测、对比和执行。在测量实际值时，将实际值与期望值进行对比获得误差，然后将该误差用作反馈控制执行机构。
由于在实际控制过程中，监测到的信号绝大多数是离散的，所以，必须将连续的PID控制信号进行离散处理，满足实际控制的需要。如果采样周期满足香农采样定理，将离散化后的PID表达式如下列出：
上式中，k表示的是采样的次数，e(k)表示是第k次的采样的误差，u(k)是第k次采样时经PID控制所输出的控制量。
e(k)＝p设定-p实测。
本发明实施例采用的是增量式PID算法，即在每次PID算法控制的输出的是控制变量的增量Δu(k)。从上式可以得到k-1次的控制量为表达式如下：
u(k)＝KP*e(k-1)+KI*∑e(k)+KD[e(k-1)-e(k-2)]。
化简后可得到增量式PID的表达式，如下：
Δu(k)＝KP*Δe(k)+KI*e(k)+KD[Δe(k)-Δe(k-1)]。
式中，Δe(k)＝e(k)-e(k-1)。
在增量式PID算法的各个参数设置中，比例单元KP是整个PID控制的基础，它能直接的反映控制误差，构成了PID控制的主体，影响了稳态误差以及调节时间；积分单元KI能够影响静态误差，如果对KI的调整恰当则可能造成***发生超调。积分时间决定了积分模块的强度，时间越小则强度越大，时间越大则强度越小；微分单元KD与误差的变化率有关，如果出现超调现象可以对积分KD进行适当的调整。
最终通过实验的参数整定，得到了相应的PID控制参数，其数值分别为KP为6，KI为0.1，KD为2，，***的上升时间为0.35s，调节时间0.6s，稳态误差0.3cmH2O。
传感器模块用于测量患者气道的气压，通过当前市场呼吸机的研究，测量的上限至少为20cmH2O，流量测量上限值为100L/min，气道直径22mm。因此，本发明实施例传感器模块采用美国矽翔传感器型号FS6122，其适用环境为相对湿度不大于100％且无水汽凝结的空气，工作温度-5～65℃，压力满量程测量精度为±(0.8+0.5fs)％，测量范围为-5～45cmH2O。流量满量程测量精度为±(2.5+0.5fs)％，测量范围为-100～100L/min。
由于FS6122传感器输出电压为0.5～4.5V，STM32f103的ADC监测电压为0～3.3V，因此在传感器模块内部集成降压模块，降压模块采用电阻分压的原理，将传感器模块采集的压力信号的电压降低五倍传送给中央处理模块，电压输入范围为DC0～25V，电压监测范围为DC0.02245V～25V,电压理论分辨率为0.00489V。
电磁阀起着保证气道封闭和控制气体排出体外的作用，本发明实施例电磁阀选用SMCVX230，其接口直径为15mm，临界压力比为0.39，上游压力为20cmH2O，下游压力为0cmH2O，经计算为亚声速流，最大流量可达129L/min，因此，满足需求流量应达100L/min的要求。流量的计算过程如下：
其中，Q为空气流量[dm3/min(ANR)]，C为声速流导[dm3/(s·bar)]，b为临界压力比；P1为上游压力[MPa]；P2为下游压力[MPa]；t为温度[℃]。
在一个实施例中，还包括：通信模块8；中央处理模块5通过通信模块8与上位机9进行数据交互。通信模块8的重点在于STM32的串行接口与上位机接口之间的有效连接。板子的P3口是ALIENTEK精英STM32F103板载USB串口连接口。TXD/RXD是USB串口的发送和接收引脚。通信模块是呼吸机必不可少的模块，它不仅可以将传感器模块采集到的数据传送到上位机显示出来，还能够将上位机的指令(调制与控制信号)发送到中央处理模块。
本说明书中各个实施例采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。对于实施例公开的装置而言，由于其与实施例公开的方法相对应，所以描述的比较简单，相关之处参见方法部分说明即可。
对所公开的实施例的上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。
Claims (9)
1.一种人机同步呼吸装置，其特征在于，包括：气路结构、传感器模块、控制模块、风机和电磁阀；
所述传感器模块安装在所述气路结构内部，用于采集所述气路结构内的压力信号；
所述控制模块用于对所述压力信号进行运算，当所述压力信号为负压值，且达到吸气触发阈值时，控制所述风机打开送气，并控制所述电磁阀关闭；当所述压力信号达到设定值并维持一定时间后降低至峰值流量的设定百分比后，达到吸气终止条件，此时控制所述风机关闭，并控制所述电磁阀打开。
2.根据权利要求1所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述控制模块包括：中央处理模块、风机接口控制模块和电磁阀接口控制模块；所述中央处理模块分别与所述风机接口控制模块、所述电磁阀接口控制模块和所述传感器模块电性连接；所述风机接口控制模块与所述风机电性连接；所述电磁阀接口控制模块与所述电磁阀电性连接；
所述中央处理模块用于根据所述压力信号大小，发送电平信号至所述电磁阀接口控制模块，并发送脉冲信号至所述风机接口控制模块；
所述电磁阀接口模块用于在接收到高电平信号时，控制所述电磁阀打开，接收到低电平信号时，控制所述电磁阀关闭；
所述风机接口控制模块用于根据接收到的脉冲信号大小控制所述风机的转速大小。
3.根据权利要求2所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述中央处理模块的核心板型号为STM32F103ZET6；所述核心板用于采用中位值平均滤波法对所述传感器模块发送的压力信号进行滤波。
4.根据权利要求2所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述中央处理模块采用增量式PID算法对输出的脉冲信号进行控制；所述增量式PID算法的表达式为：
Δu(k)＝KP*Δe(k)+KI*e(k)+KD[Δe(k)-Δe(k-1)]；
其中，Δe(k)＝e(k)-e(k-1)；KP为比例单元，是整个PID控制的基础，直接反映控制误差，影响稳态误差以及调节时间；KI为积分单元，能够影响静态误差，积分时间决定了积分模块的强度，时间越小则强度越大，时间越大则强度越小；KD为微分单元，与误差的变化率有关。
5.根据权利要求2所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，还包括：通信模块；所述中央处理模块通过所述通信模块与上位机进行数据交互。
6.根据权利要求5所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述通信模块通过串行接口与上位机和中央处理模块通信连接。
7.根据权利要求2所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述传感器模块内部集成有降压模块；所述降压模块用于将所述传感器模块采集的压力信号进行降压处理后，传输至所述中央处理模块。
8.根据权利要求1所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述电磁阀的型号为SMCVX230，接口直径为15mm，临界压力比为0.39，上游压力为20cmH2O，下游压力为0cmH2O。
9.根据权利要求1所述的一种人机同步呼吸装置，其特征在于，所述风机的型号为WS7040，风机接口直径为17mm，最大风量为280L/min，最大风压65cmH2O。
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