劉青華，石 巖，李 強(qiáng)，任 帥，3，郝黎明

(1.北方工業(yè)大學(xué) 機(jī)械與材料工程學(xué)院，北京 100041；2.北京航空航天大學(xué) 自動(dòng)化科學(xué)與電氣工程學(xué)院，北京 100191；3.流體動(dòng)力與機(jī)電系統(tǒng)國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，浙江 杭州 310063)

引言

2020年新冠狀病毒肆虐全球，造成大面積肺炎的感染，患者的肺部功能由于受到新冠病毒的損壞，產(chǎn)生大量黏液，氧氣吸收受阻，血氧飽和濃度降低，身體機(jī)能受到嚴(yán)重?fù)p害。呼吸機(jī)作為一種有效的治療裝置，能為失去呼吸能力的患者提供通氣支持，發(fā)揮著至關(guān)重要的作用。在臨床中，醫(yī)生發(fā)現(xiàn)適當(dāng)使用呼吸機(jī)能維持危重癥新冠肺炎病人機(jī)體氧供和氧耗的平衡，使病人并發(fā)癥的發(fā)生率降低[1-5]。

但是，臨床發(fā)現(xiàn)呼吸機(jī)在輔助通氣治療過(guò)程中也存在著許多安全問(wèn)題，如由于氣道壓過(guò)高導(dǎo)致的肺損傷，沒(méi)有足夠的呼氣時(shí)間導(dǎo)致的肺屏氣和長(zhǎng)時(shí)間通氣導(dǎo)致的撤機(jī)困難等[6-10]。呼吸機(jī)造成的安全問(wèn)題基本是由于通氣過(guò)程中人機(jī)異步而導(dǎo)致的。當(dāng)呼吸機(jī)設(shè)置參數(shù)不符合患者需求時(shí)，就會(huì)發(fā)生人機(jī)異步，嚴(yán)重的人機(jī)異步比例高達(dá)43%。通氣過(guò)度協(xié)助或協(xié)助不足會(huì)轉(zhuǎn)化為不同類型的異步，對(duì)患者產(chǎn)生不同的影響。因此，對(duì)呼吸異步的準(zhǔn)確識(shí)別與改善對(duì)患者的治療至關(guān)重要。

針對(duì)人機(jī)異步的監(jiān)測(cè)和解決，國(guó)內(nèi)外學(xué)者做了大量的研究。臨床上最廣泛接受的方法是通過(guò)目視分析氣道流量和壓力[11-12]。在輔助呼吸支持模式下，呼吸波形輸出是呼吸機(jī)與患者呼吸之間相互作用的結(jié)果，流量、體積和氣道壓力信號(hào)會(huì)受到患者-呼吸機(jī)相互作用，可以用作指導(dǎo)醫(yī)生采取適當(dāng)措施以改善患者與呼吸機(jī)之間同步性的工具；但由于醫(yī)療資源的緊張，醫(yī)生無(wú)法持續(xù)監(jiān)測(cè)機(jī)械通氣患者的異步情況。另外一種可靠的異步檢測(cè)方法是在食道中放置氣囊導(dǎo)管，以測(cè)量呼吸周期中胸腔內(nèi)壓力的變化。食管或?qū)Ч艿谋O(jiān)測(cè)的優(yōu)勢(shì)是可以反映患者每一次的吸氣情況[13-15]。除此之外，肌電圖也已用于通過(guò)比較呼吸肌的肌電信號(hào)與呼吸機(jī)輸送的吸氣流量的開(kāi)始來(lái)評(píng)估異步。研究者對(duì)接受壓力支持模式的健康受試者進(jìn)行試驗(yàn)誘導(dǎo)氣流受限，肌電圖記錄橫腹肌的活動(dòng)獲得呼氣肌活動(dòng)的時(shí)間和大小，并與根據(jù)血流描記法和肌電圖(EMG)確定的呼吸機(jī)循環(huán)和呼吸機(jī)活動(dòng)進(jìn)行比較，人機(jī)異步時(shí)，呼吸機(jī)氣流和肌肉群在受試者的循環(huán)中產(chǎn)生了明顯的相位差。兩種方法的缺點(diǎn)都是具有侵入性，并且某些患者尤其是機(jī)敏患者不能很好地耐受[16-17]。

為解決人機(jī)不同步問(wèn)題，NELSON C等[18]開(kāi)發(fā)了一種基于專家知識(shí)的算法，能最大程度地減少通氣壓力并根據(jù)通氣需求而變化，該算法實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)呼吸機(jī)頻率和吸氣峰值，然后進(jìn)行單獨(dú)或組合閉環(huán)控制來(lái)自動(dòng)解算確定分鐘通氣量和潮氣量；RICHARD F等[19]設(shè)計(jì)了能夠滿足病人理想分鐘通氣量的自適應(yīng)通氣控制器,該控制器基于調(diào)節(jié)呼吸機(jī)通氣頻率和通氣量來(lái)調(diào)節(jié)控制；石鵬等[20]設(shè)計(jì)了一種新的自適應(yīng)通風(fēng)控制策略，以PID為控制方法，在給定的潮氣量調(diào)節(jié)下自動(dòng)調(diào)節(jié)壓力和吸氣持續(xù)時(shí)間，以單肺模型為例使用STM32微控制器做了驗(yàn)證；YRONE F等[21]通過(guò)調(diào)節(jié)呼吸機(jī)運(yùn)行時(shí)的單次呼吸潮氣量和呼吸頻率，控制患者動(dòng)脈二氧化碳濃度濃度。有研究以患者血液中pH值、氧濃度和二氧化碳濃度為輸入量，采用神經(jīng)模糊控制系統(tǒng)和中心神經(jīng)控制系統(tǒng)調(diào)節(jié)呼吸機(jī)參數(shù)[22]。陳小飛[23]根據(jù)模糊控制原理,設(shè)計(jì)了呼吸機(jī)自動(dòng)調(diào)壓控制框架,通過(guò)儲(chǔ)能單元的控制策略,實(shí)現(xiàn)功率分配，依據(jù)二次平移調(diào)節(jié)原理,利用獲取的電壓幅值比較檢測(cè)電壓值與預(yù)設(shè)值，實(shí)現(xiàn)自動(dòng)調(diào)壓。目前對(duì)于人機(jī)不同步問(wèn)題的研究大多基于通氣壓力的設(shè)置和自動(dòng)調(diào)整[24-25]。

針對(duì)目前人機(jī)異步存在的一些問(wèn)題，搭建了壓力支持實(shí)驗(yàn)平臺(tái)，采用臨床醫(yī)生判斷人機(jī)異步的方法，基于呼吸波形，引入人機(jī)異步事件的量化定義和評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)，提取6項(xiàng)呼吸波形特征，實(shí)現(xiàn)了人機(jī)異步事件的自動(dòng)識(shí)別，利用模糊邏輯控制技術(shù)，實(shí)現(xiàn)了呼吸機(jī)吸氣觸發(fā)閾值、呼氣切換百分比和呼氣末正壓的實(shí)時(shí)調(diào)整。

1 人機(jī)異步類型及評(píng)價(jià)

1.1 人機(jī)異步類型

臨床研究中對(duì)人機(jī)異步的識(shí)別主要參照流速時(shí)間波形和壓力時(shí)間波形。當(dāng)肺功能發(fā)生一定的變化，能夠提供直觀的參考信息，這些波形也作為判定人機(jī)異步的重要依據(jù)。臨床中常見(jiàn)的人機(jī)異步事件分為觸發(fā)異步和切換異步，觸發(fā)異步包含無(wú)效觸發(fā)、誤觸發(fā)、雙觸發(fā)3種，切換異步包含切換過(guò)早和切換過(guò)晚。

無(wú)效觸發(fā)為呼吸機(jī)無(wú)法感知患者努力。當(dāng)患者產(chǎn)生吸氣動(dòng)作，呼吸機(jī)無(wú)法識(shí)別患者吸氣，導(dǎo)致無(wú)法向患者供氣。無(wú)效努力的主要特征是由于患者吸氣努力而在壓力-時(shí)間波形中產(chǎn)生氣道壓降，從而降低了氣道壓力，并產(chǎn)生吸氣流量。如圖1所示，在標(biāo)識(shí)處壓力出現(xiàn)下降，流速出現(xiàn)上升，表明患者此時(shí)有吸氣動(dòng)作，后期無(wú)大幅度的壓力上升出現(xiàn)，表明呼吸機(jī)并未觸發(fā)。

圖1 無(wú)效觸發(fā)壓力流速-時(shí)間曲線

誤觸發(fā)定義為在吸氣階段患者并未產(chǎn)生吸氣努力，但由于呼吸機(jī)管道泄漏或患者的咳嗽等原因?qū)е職獾缐毫眲∠陆涤|發(fā)了呼吸機(jī)進(jìn)入了吸氣階段。誤觸發(fā)的主要特征是較短的吸氣時(shí)間和較小的峰值流速，如圖2所示，誤觸發(fā)后，呼吸機(jī)進(jìn)入吸氣階段，流速曲線開(kāi)始上升但由于患者并未呼吸，吸氣階段峰值流速較小，呼吸機(jī)很快切換。

圖2 誤觸發(fā)壓力流速-時(shí)間曲線

雙觸發(fā)定義為2個(gè)周期間隔很短的呼氣時(shí)間。如果在呼吸機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)至呼氣階段后患者的吸氣努力繼續(xù)進(jìn)行，并且患者產(chǎn)生的這些努力能夠克服臨床醫(yī)生設(shè)定的觸發(fā)閾值，則可能會(huì)觸發(fā)呼吸機(jī)進(jìn)行第2次呼吸。雙觸發(fā)的主要特征是患者切換到呼氣階段后很快轉(zhuǎn)入吸氣階段，如圖3所示，患者的呼氣在壓力-時(shí)間波形中產(chǎn)生氣道壓降后，立刻達(dá)到觸發(fā)壓力，進(jìn)入吸氣階段。

圖3 雙觸發(fā)壓力流速-時(shí)間曲線

過(guò)早切換定義為呼吸機(jī)預(yù)設(shè)的吸氣時(shí)間小于患者自主的吸氣時(shí)間，吸氣階段時(shí)，患者還未吸氣完成呼吸機(jī)主動(dòng)切換為呼氣。過(guò)早切換和雙觸發(fā)的區(qū)別在于，在過(guò)早切換中，患者的吸氣努力不足以觸發(fā)第2次呼吸，如圖4所示，呼吸波形出現(xiàn)較短的時(shí)間的吸氣階段。

圖4 過(guò)早切換壓力流速-時(shí)間曲線

切換過(guò)晚定義為呼吸機(jī)中設(shè)定的吸氣時(shí)間超過(guò)患者吸氣時(shí)間。如果患者的吸氣階段結(jié)束后，呼吸機(jī)將在吸氣階段繼續(xù)運(yùn)行，從而減少了可用于呼氣階段的時(shí)間，該現(xiàn)象在呼氣階段產(chǎn)生空氣滯留可能導(dǎo)致無(wú)效的努力，如圖5所示，呼吸波形出現(xiàn)較長(zhǎng)的吸氣階段。

圖5 過(guò)晚切換壓力流速-時(shí)間曲線

1.2 人機(jī)異步評(píng)價(jià)

采用人機(jī)異步發(fā)生率A作為人機(jī)同步的評(píng)價(jià)指標(biāo)，即人機(jī)異步的呼吸數(shù)除以總呼吸數(shù)(呼吸機(jī)輔助通氣和患者自主呼吸的總和)，無(wú)效觸發(fā)、誤觸發(fā)、雙觸發(fā)、切換過(guò)早、切換過(guò)晚的呼吸數(shù)分別為N1,N2,N3,N4,N5，總模擬觸發(fā)數(shù)為N，表示為百分比[26]：

(1)

臨床研究表明，當(dāng)異步率大于10%時(shí)，機(jī)械通氣時(shí)間延長(zhǎng)，撤機(jī)失敗率增加，氣管切開(kāi)率、ICU和住院病死率升高[6]。

1.3 人機(jī)異步的識(shí)別

人機(jī)異步的產(chǎn)生主要是因?yàn)楹粑鼨C(jī)和患者之前的呼吸不匹配，要改善這種異步現(xiàn)象，減緩患者在機(jī)械通氣治療中的痛苦，首先就是要對(duì)人機(jī)異步進(jìn)行有效的識(shí)別。在臨床治療中，醫(yī)生主要通過(guò)呼吸機(jī)的監(jiān)測(cè)波形和患者的治療狀態(tài)來(lái)判定，但由于醫(yī)療資源的限制，人機(jī)不同步現(xiàn)象往往無(wú)法及時(shí)的識(shí)別，因此，人機(jī)異步的自動(dòng)識(shí)別十分重要。

依據(jù)異步事件的定義和有關(guān)文獻(xiàn)的調(diào)查研究得到人機(jī)異步事件的量化定義[26]：無(wú)效觸發(fā)定義為吸氣觸發(fā)時(shí)間txc大于平均吸氣時(shí)間tex的1.5倍且吸氣功Px大于平均吸氣功Pex的1.5倍；誤觸發(fā)定義為吸氣峰值流速vp小于平均吸氣峰值流速vep的1/2；雙觸發(fā)定義為呼氣時(shí)間th小于平均呼氣時(shí)間teh的1/2；吸氣時(shí)間tx小于平均吸氣時(shí)間tex的1/2；切換偏早定義為吸氣時(shí)間tx大于平均吸氣時(shí)間tex的1/2；切換偏晚定義為吸氣時(shí)間大于平均吸氣時(shí)間tex的2倍。

如圖6所示，根據(jù)臨床異步事件量化定義提取6項(xiàng)呼吸波形特征：

圖6 呼吸波形特征

(1) 吸氣觸發(fā)時(shí)間txc，上一周期降至呼氣末正壓后至呼吸機(jī)觸發(fā)前的時(shí)間；

(2) 吸氣功Px，吸氣階段壓力低于呼氣末正壓的觸發(fā)面積(PTP=壓力與時(shí)間的乘積)；

(3) 吸氣時(shí)間tx，吸氣觸發(fā)至呼吸切換的時(shí)間；

(4) 峰值流速vp，壓力達(dá)到峰值時(shí)的吸氣流速；

(5) 呼氣時(shí)間th，呼氣切換至壓力降至呼氣末正壓的時(shí)間。

(6) 呼氣末正壓phm，呼氣末期在呼吸道保持的一定正壓。

根據(jù)人機(jī)異步的量化定義，判定標(biāo)準(zhǔn)是基于當(dāng)前監(jiān)測(cè)量與前期監(jiān)測(cè)量的均值進(jìn)行比較得到的，這種判斷的依據(jù)是呼吸節(jié)律，即人在靜息狀態(tài)下，呼吸的節(jié)律基本是均勻而整齊的。對(duì)此，以提取特征的均值為特征庫(kù)，在初始階段以前30次呼吸的特征均值為初始特征庫(kù)，之后的每次呼吸同特征庫(kù)特征值比較，以識(shí)別人機(jī)異步現(xiàn)象，如本次呼吸無(wú)人機(jī)異步現(xiàn)象，將本次提取的特征值納入特征庫(kù)然后更新特征庫(kù)，識(shí)別過(guò)程如圖7所示。

圖7 人機(jī)異步的自動(dòng)識(shí)別流程圖

2 壓力支持通氣模式試驗(yàn)平臺(tái)搭建

2.1 壓力支持通氣模式

壓力支持通氣模式(PSV)在有創(chuàng)和無(wú)創(chuàng)呼吸機(jī)上都可實(shí)現(xiàn)，通用性強(qiáng)，適用于治療可以自主呼吸的病人，工作過(guò)程如圖8所示。病人吸氣產(chǎn)生負(fù)壓觸發(fā)呼吸機(jī)，呼吸機(jī)送氣使氣道壓迅速升高，當(dāng)氣道壓達(dá)到設(shè)定值后，維持該氣道壓力直至吸氣流量降低至峰值流量的設(shè)定百分比，此時(shí)，病人從吸氣階段轉(zhuǎn)為呼氣階段。壓力支持通氣模式主要適用于病人脫離呼吸機(jī)的訓(xùn)練過(guò)程中[27]。

圖8 PSV通氣模式呼吸波形示意圖

由PSV通氣模式的原理可知，該模式輸入量為氣道壓力和流量，在使用呼吸機(jī)時(shí)，需要預(yù)設(shè)的呼吸機(jī)參數(shù)為吸氣觸發(fā)閾值pxt、呼氣切換百分比E、水平壓力ps、呼氣末正壓phm。試驗(yàn)平臺(tái)的設(shè)計(jì)包括氣路設(shè)計(jì)和電路設(shè)計(jì)，呼吸機(jī)的結(jié)構(gòu)和閾值設(shè)置均參考美國(guó)萬(wàn)靈科公司Pb700系列呼吸機(jī)，水平壓力范圍：0～70 cmH2O，呼氣切換百分比范圍：1%～80%。

2.2 試驗(yàn)平臺(tái)的設(shè)計(jì)

如圖9所示，試驗(yàn)平臺(tái)的整體結(jié)構(gòu)包括3部分：吸氣道、呼氣道與氣源。呼吸機(jī)治療氣源采用自然氣源，控制電路通過(guò)驅(qū)動(dòng)風(fēng)機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)鼓風(fēng)為氣路提供一定的風(fēng)壓與流量以完成治療，氣路采用醫(yī)用波紋管，醫(yī)用波紋管具有柔韌性好、易于彎曲、抗壓、耐磨與減振等優(yōu)點(diǎn)，呼吸機(jī)面罩采用非排氣面罩，將氣路固定于患者口鼻，實(shí)現(xiàn)患者吸氣道與氣路的連通。

圖9 呼吸機(jī)氣路

吸氣時(shí)，當(dāng)壓力流量傳感器監(jiān)測(cè)到壓力信號(hào)達(dá)到預(yù)設(shè)值，風(fēng)機(jī)打開(kāi)，電磁開(kāi)關(guān)閥關(guān)閉，空氣進(jìn)入氣道，氣道壓上升；呼氣時(shí)，當(dāng)壓力流量傳感器監(jiān)測(cè)到流量信號(hào)到達(dá)吸氣終止條件時(shí)，風(fēng)機(jī)進(jìn)入低壓供氣狀態(tài)，電磁開(kāi)關(guān)閥打開(kāi)，當(dāng)氣路壓力達(dá)到設(shè)定壓力，呼氣末正壓閥打開(kāi)，肺內(nèi)氣體排向大氣。

搭建實(shí)物測(cè)試平臺(tái)如圖10所示，呼吸機(jī)的中央處理模塊核心芯片采用基于ARMCortex-M3的32位微控制器-STM32F103ZET6，擁有數(shù)模轉(zhuǎn)化和串口通信等模塊，能實(shí)現(xiàn)傳感器的信息采集和對(duì)風(fēng)機(jī)、電磁閥的有效控制。

圖10 整體測(cè)試平臺(tái)

壓力流量傳感器采用美國(guó)矽翔傳感器型號(hào)FS6122，其適用環(huán)境為相對(duì)濕度不大于100%且無(wú)水汽凝結(jié)的空氣，工作溫度-5～65 ℃，壓力滿量程測(cè)量精度為±(0.8+0.5 fs)%，測(cè)量范圍為-5～45 cmH2O，流量滿量程測(cè)量精度為±(2.5+0.5 fs)%，測(cè)量范圍為-100～100 L/min。

風(fēng)機(jī)選用東萊WS7040，風(fēng)機(jī)自帶控制板WS2403，支持脈沖調(diào)制的控制方式，風(fēng)機(jī)接口直徑17 mm，最大風(fēng)量達(dá)280 L/min，最大風(fēng)壓65 cmH2O。

電磁開(kāi)關(guān)閥選用SMCVX230，接口直徑15 mm，臨界壓力比為0.39，上游壓力20 cmH2O，下游壓力0 cmH2O，最大流量可達(dá)129 L/min。

3 呼吸參數(shù)自調(diào)整

模糊控制用模糊的語(yǔ)句對(duì)被控對(duì)象的狀態(tài)特征進(jìn)行相應(yīng)的描述,能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)非線性系統(tǒng)的有效控制[28-32]。本研究采用的模糊參數(shù)自調(diào)整控制器是根據(jù)控制系統(tǒng)中當(dāng)前吸氣功相對(duì)誤差e1、呼氣時(shí)間相對(duì)誤差e2和吸氣流速相對(duì)誤差e3作為信息，對(duì)吸氣觸發(fā)閾值pxt、呼氣末正壓phm和呼氣切換百分比E進(jìn)行調(diào)整，進(jìn)而達(dá)到自適應(yīng)的效果。在實(shí)際控制中，通過(guò)單片機(jī)實(shí)時(shí)的采集當(dāng)時(shí)的吸氣功相對(duì)誤差、呼氣時(shí)間相對(duì)誤差和吸氣流速相對(duì)誤差，通過(guò)已設(shè)置的程序進(jìn)行模糊解算，從而實(shí)現(xiàn)呼吸機(jī)參數(shù)的實(shí)時(shí)調(diào)整，由此使整個(gè)控制系統(tǒng)獲得更好的控制結(jié)果。

3.1 模糊輸入量

采用吸氣功相對(duì)誤差e1、呼氣時(shí)間相對(duì)誤差e2和吸氣流速相對(duì)誤差e3作為輸入變量，對(duì)于呼氣末正壓的設(shè)置由吸氣功和呼氣時(shí)間決定,觸發(fā)閾值由吸氣功和吸氣流速?zèng)Q定：

(2)

(3)

(4)

吸氣功相對(duì)誤差，使用“大”(B)、“中”(M)、“小”(S) 3個(gè)模糊詞對(duì)應(yīng)量化，最終取[-1,1]為吸氣功相對(duì)誤差的量化域，{B,M,S}為相對(duì)應(yīng)的模糊詞集；

呼氣時(shí)間相對(duì)誤差，使用“長(zhǎng)”(L)、“中”(M)、“短”(S)3個(gè)模糊詞對(duì)應(yīng)量化，最終取[-0.5,0.5]為呼氣時(shí)間相對(duì)誤差的量化域，{L,M,S}為相對(duì)應(yīng)的模糊詞集；

吸氣流速相對(duì)誤差，使用“大”(B)、“中”(M)、“小”(S)3個(gè)模糊詞對(duì)應(yīng)量化，最終取[-0.5,0.5]為吸氣流速相對(duì)誤差的量化域，{B,M,S}為相對(duì)應(yīng)的模糊詞集。

表1 隸屬度表

3.2 模糊規(guī)則

依據(jù)人機(jī)異步率最小原則和經(jīng)驗(yàn)得到如下的調(diào)整原則。

1) 呼氣末正壓的調(diào)整原則

呼氣末正壓是指病人在呼氣后呼吸道仍保持一定正壓。呼氣末正壓主要針對(duì)肺泡早期閉合和肺不張的病人，能擴(kuò)張肺泡，減少的功能殘氣量的增加，達(dá)到提高血氧的目的；但在壓力支持通氣模式中，較大呼氣末正壓會(huì)導(dǎo)致患者吸氣觸發(fā)困難，易造成無(wú)效觸發(fā)及雙觸發(fā)。呼氣末正壓增量比值Kp的模糊規(guī)則見(jiàn)表2。

表2 呼氣末正壓增量比值的模糊規(guī)則

2) 吸氣觸發(fā)閾值調(diào)整原則

吸氣觸發(fā)閾值是指，在吸氣階段，患者如果產(chǎn)生吸氣動(dòng)作且達(dá)到設(shè)定的吸氣觸發(fā)閥值，呼吸機(jī)就按照設(shè)定的參數(shù)壓力供氣。觸發(fā)閾值的設(shè)定在PSV通氣模式中十分重要，觸發(fā)閾值設(shè)置的過(guò)大容易造成無(wú)效觸發(fā)，觸發(fā)閾值過(guò)小會(huì)造成誤觸發(fā)和雙觸發(fā)，吸氣觸發(fā)調(diào)整規(guī)則見(jiàn)表3。

表3 吸氣觸發(fā)調(diào)整規(guī)則

3.3 解算輸出量

基于調(diào)研市場(chǎng)呼吸機(jī)的參數(shù)設(shè)置情況，將呼氣末正壓增量比值和觸發(fā)閾值增量比值作為輸出量，隸屬函數(shù)的選擇為三角隸屬函數(shù)。采用重心法解算輸出信息即式(5)，得推理輸出圖11和圖12。

圖11 呼氣末正壓增量比值的推理輸出圖

圖12 吸氣觸發(fā)增量比值的推理輸出圖

(5)

下一次的切換百分比E(k+1)、呼氣末正壓設(shè)定值phm(k+1)和觸發(fā)閾值pxt(k+1)可由式(6)～式(8)求得。

(6)

phm(k+1)=phm(k)+Kppehm

(7)

pxt(k+1)=pxt(k)+Ktrpext

(8)

式中，E(k)——當(dāng)前切換百分比

tx(k)——吸氣時(shí)間

tex(k)——吸氣時(shí)間均值

phm(k)——當(dāng)前呼氣末正壓設(shè)定值

Kp——呼氣末正壓增量比值

pehm——呼氣末正壓均值

pxt(k)——當(dāng)前吸氣觸發(fā)閾值

Ktr——吸氣觸發(fā)增量比值

pext——吸氣觸發(fā)均值

4 結(jié)果分析

4.1 觸發(fā)效果評(píng)價(jià)

圖13為呼吸機(jī)識(shí)別無(wú)效觸發(fā)的壓力流量波形圖，呼吸時(shí)間3.8 s，呼吸頻率16次/min，平均吸氣時(shí)間1.0 s，平均呼氣時(shí)間2.8 s，呼吸比2.8∶1，呼氣末正壓為3.90 cmH2O。初始吸氣觸發(fā)閾值為1.00 cmH2O，吸氣觸發(fā)時(shí)間為1.2 s，得到平均吸氣功為0.0107 cmH2O·s；之后吸氣觸發(fā)閾值不斷增大至2.00 cmH2O，此時(shí)，產(chǎn)生了吸氣觸發(fā)困難，呼吸機(jī)檢測(cè)到呼吸功為0.1070 cmH2O·s，吸氣觸發(fā)時(shí)間為6.5 s，識(shí)別為無(wú)效觸發(fā)；呼吸機(jī)迅速做出調(diào)整，將吸氣觸發(fā)閾值降至1.63 cmH2O，吸氣功降至0.010 cmH2O·s，吸氣觸發(fā)時(shí)間降至1.1 s，人機(jī)異步消除。

圖13 無(wú)效觸發(fā)識(shí)別壓力流量波形圖

圖14為呼吸機(jī)識(shí)別誤觸發(fā)的壓力流量波形圖，呼吸時(shí)間2.50 s，呼吸頻率24次/min，平均吸氣時(shí)間1.07 s，平均呼氣時(shí)間1.50 s，呼吸比1.5∶1。初始吸氣觸發(fā)閾值為0.50 cmH2O，吸氣時(shí)間為0.15 s，呼氣末正壓3.50 cmH2O，得到平均吸氣功為0.0011 cmH2O·s，峰壓流速為15.50 L/min；之后吸氣觸發(fā)閾值不斷降低至為0.34 cmH2O，此時(shí)，呼吸機(jī)檢測(cè)到呼吸功為0.0001 cmH2O·s ，吸氣時(shí)間為0.52 s，峰壓流速為-37.78 L/min，識(shí)別為雙觸發(fā)；呼吸機(jī)識(shí)別后做出調(diào)整，將吸氣觸發(fā)閾值升至0.69 cmH2O ，吸氣功升至0.0080 cmH2O·s，峰值流速升至46.00 L/min，人機(jī)異步消除。

圖14 誤觸發(fā)識(shí)別壓力流量波形圖

圖15為呼吸機(jī)識(shí)別雙觸發(fā)的壓力流量波形圖，呼吸時(shí)間2.5 s，呼吸頻率24次/min。平均吸氣時(shí)間0.90 s，平均呼氣時(shí)間1.60 s，呼吸比1.7 ∶1，初始吸氣觸發(fā)閾值為0.50 cmH2O，吸氣觸發(fā)時(shí)間為0.50 s，呼氣末正壓3.50 cmH2O，得到平均吸氣功為0.0029 cmH2O·s，峰壓流速為14.11 L/min，不斷增大吸氣觸發(fā)閾值至0.66 cmH2O，此時(shí)，呼吸機(jī)檢測(cè)到呼吸功為0.0034 cmH2O·s，呼氣時(shí)間0.27 s，峰值流速-4.15 L/min為誤觸發(fā)，呼吸機(jī)將吸氣觸發(fā)閾值升至1.00 cmH2O，呼氣末正壓降低為3.10 cmH2O，調(diào)整后呼氣時(shí)間0.90 s，人機(jī)異步消除。

圖15 雙觸發(fā)識(shí)別壓力流量波形圖

圖16為呼吸機(jī)識(shí)別切換過(guò)早的壓力流量波形圖，呼吸時(shí)間3.8 s，呼吸頻率16次。平均吸氣時(shí)間2.2 s，平均呼氣時(shí)間1.6 s，呼吸比0.7∶1，初始吸氣觸發(fā)閾值為0.5 cmH2O，吸氣觸發(fā)時(shí)間為0.2 s，呼氣末正壓2.5 cmH2O，呼氣切換百分比0.35，之后不斷降低切換百分比為0.22，此時(shí)，吸氣時(shí)間為1.0 s，呼氣時(shí)間為1.4 s，識(shí)別為切換過(guò)早，呼吸機(jī)將切換百分比降低到0.05，調(diào)整后吸氣時(shí)間1.7 s，人機(jī)異步消除。

圖16 切換過(guò)早識(shí)別壓力流量波形圖

圖17為呼吸機(jī)識(shí)別雙觸發(fā)的壓力流量波形，呼吸時(shí)間2.8 s，呼吸頻率21次。平均吸氣時(shí)間1.2 s，平均呼氣時(shí)間1.6 s，呼吸比1.3∶1，初始吸氣觸發(fā)閾值為0.5 cmH2O，吸氣觸發(fā)時(shí)間為0.3 s，呼氣末正壓2.5 cmH2O，呼氣切換百分比0.35，之后不斷降低切換百分比為0.23，此時(shí)，吸氣時(shí)間為4.6 s，呼氣時(shí)間為1.7 s，識(shí)別為切換過(guò)晚，呼吸機(jī)調(diào)整設(shè)置參數(shù)將切換百分比提高到0.80，調(diào)整后吸氣時(shí)間0.8 s，人機(jī)異步消除。

圖17 切換過(guò)晚識(shí)別壓力流量波形圖

5 結(jié)論

本研究對(duì)呼吸機(jī)的人機(jī)同步性進(jìn)行了研究，涉及到的關(guān)鍵技術(shù)有：人機(jī)異步量化定義、呼吸波形的特征提取、試驗(yàn)平臺(tái)的建立和呼吸機(jī)參數(shù)自調(diào)整等，主要研究結(jié)論如下：

(1) 基于呼吸波形，提出了5種人機(jī)異步事件的量化定義，基于人的呼吸節(jié)律實(shí)現(xiàn)了人機(jī)異步事件的自識(shí)別，為后續(xù)研究提供了理論基礎(chǔ)；

(2) 基于壓力支持通氣模式，針對(duì)呼吸參數(shù)無(wú)法調(diào)整、人機(jī)協(xié)調(diào)性差、控制精度低等問(wèn)題，設(shè)計(jì)了以 STM32F103為核心的呼吸機(jī)；

(3) 采用模糊邏輯的方法，設(shè)計(jì)了呼吸參數(shù)自調(diào)整控制器，以吸氣功、吸氣時(shí)間、呼氣時(shí)間為輸入量，呼氣末正壓、吸氣觸發(fā)閾值為輸出量，利用反復(fù)的調(diào)試以及醫(yī)學(xué)專家的知識(shí)經(jīng)驗(yàn)建立了模糊控制規(guī)則庫(kù)，建立了一套呼吸機(jī)參數(shù)調(diào)整算法；

(4) 在實(shí)現(xiàn)人機(jī)異步識(shí)別和良好試驗(yàn)平臺(tái)的基礎(chǔ)上，對(duì)呼吸機(jī)參數(shù)調(diào)整算法做了測(cè)試，試驗(yàn)表明，呼吸機(jī)能準(zhǔn)確識(shí)別無(wú)效觸發(fā)、誤觸發(fā)、雙觸發(fā)、切換過(guò)早和切換過(guò)晚5種異步事件，并針對(duì)不同的異步事件對(duì)呼氣末正壓、呼氣切換百分比、吸氣觸發(fā)閾值進(jìn)行實(shí)時(shí)調(diào)整。