CN108577845B - 节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法 - Google Patents

Abstract

本公开提供了一种节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法。该多孔节流件包括管和节流孔板，其中，管用于形成气流通道；节流孔板，设于所述管内，包括：多个第一组件，该多个第一组件与所述管同轴排布；以及多个第二组件，在所述管内呈放射状分布；由此，通过所述多个第一组件和多个第二组件在所述气流通道内形成多个管状节流孔。本公开提供的节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法，结构简单，成本低，对直管段的长度要求降低，测量范围更宽，有效改善了呼气/吸气过程中高流速情况下出现的涡流，实现了气流的平衡，提高了重复性和可靠性。

Description

节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法

技术领域

本公开涉及便携式医疗设备技术领域，具体而言，涉及一种节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法。

背景技术

目前，常用的测量肺功能参数的传感器类型有三种差压式、热线式、涡轮式。其中，差压式根据气流经过节流件产生的差压来计算流量，具有结构简单、成本低、重复性好的优点，但也存在零点漂移、压力损失大、量程范围窄、受涡流影响大的缺点；热线式方案根据热传递原理，通过传感器的电流大小与流速成正比的原理进行测量，灵敏度高，准确性好，但易受环境的影响，价格昂贵，易损坏；涡轮式方案根据涡轮转动速度与流速成正比测量，量程宽，但容易受到转动惯量的影响。

发明内容

(一)要解决的技术问题

为至少部分解决上述技术问题，本公开提供了一种基于节流件-差压传感器组合装置肺功能参数监测装置及基于差压确定流量的方法。本公开结构简单，成本低，对直管段的长度要求降低，测量范围更宽，有效改善了呼气/吸气过程中高流速情况下出现的涡流，实现了气流的平衡，提高了重复性和可靠性。

(二)技术方案

根据本公开的一个方面，提供了一种多孔节流件，包括：管，用于形成气流通道；以及节流孔板，设于所述管内，其包括：多个第一组件，该多个第一组件与所述管同轴排布；以及多个第二组件，在所述管内呈放射状分布；由此，通过所述多个第一组件和多个第二组件在所述气流通道内形成多个管状节流孔。

在一些实施例中，所述管为圆管，所述第一组件为环形件，所述第二组件为板状件，所述第一组件与所述第二组件一体成型。

在一些实施例中，所述多个第一组件包括内而外依次排布的第一环形件、第二环形件、第三环形件；所述多个第二组件包括：四个第一子板状件，该四个第一子板状件的其中一端交汇于所述管的轴线；另一端分别与所述管的内壁连接，在所述管内形成四个对称区域；及八个第二子板状件，该八个第二子板状件的其中一端分别与所述第一环形件的外壁连接；另一端分别与所述管的内壁连接；所述八个第二子板状件均匀分布在所述四个对称区域内，由内而外依次与所述第一环形件、第二环形件、第三环形件及所述管相连接。

根据本公开的另一个方面，提供了一种差压式肺功能参数监测装置，其包括所述的多孔节流件，还包括：差压传感器，与所述多孔节流件连接，用于测量经过所述节流件气流产生的差压。

在一些实施例中，所述管的内径D介于20～30mm之间；所述差压传感器的两个取压点分别设置于所述多孔节流件的节流孔板中心位置前后D/2处，两个取压点之间的距离与所述管的内径相等。

在一些实施例中，所述的差压式肺功能参数监测装置还包括：微处理器，与所述差压传感器连接，用于接收所述差压传感器发送的差压信号并进行处理，以及控制所述监测装置的采样率和时间；其中，所述微处理器内设有信号处理单元，用于根据所述差压信号确定流速，并根据流速确定所述肺功能参数。

在一些实施例中，所述的差压式肺功能参数监测装置还包括：显示单元，与所述微处理器连接，用于接收所述微处理器发送的肺功能参数并显示。

根据本公开的另一个方面，还提供了一种基于差压确定流量的方法，包括：确定差压；采用等节点或不等节点，对差压-流速进行最小二乘法分段曲线拟合，确定差压-流量的函数关系式；以及根据差压及所述函数关系式确定流量。

在一些实施例中，采用k次多项式进行曲线拟合以确定差压-流量的函数关系式，所述k次多项式为y＝a₀+a₁x+…+a_kx^k，式中y为流量，x为差压，a₀，a₁……a_k为系数，若x＜x₁，则y＝a₀+a₁x+…+a_kx^k；若x_n-1≤x＜x_n，则y＝n₀+n₁x+…+n_kx^k；n取整数，且n≥2。

(三)有益效果

从所述技术方案可以看出，本公开节流件、差压式肺功能参数监测装置及流量确定方法至少具有以下有益效果其中之一：

(1)本公开节流件、肺功能参数监测装置及基于差压确定流量的方法稳定可靠、使用方便、成本低、灵敏度高。

(2)利用双向差压传感器，实现了呼气过程的呼气参数和吸气过程的吸气参数的准确测量。

(3)利用本公开多孔节流件的结构有效改善了呼气/吸气过程中出现的涡流，实现了气流的平衡，提高了重复性和可靠性。

(4)考虑到气体的可压缩性，针对流量随差压增加而增大且是一种非线性关系，并在实际应用中系数呈动态不确定性，本公开方法在不同差压范围内，通过最小二乘法分段函数拟合，设置不同的系数，提高了测量精确度，改善了非线性误差。

(5)本公开采用改进结构的流量传感器，流量传感器为多孔平衡节流件，其内径D优选为20mm，孔板的两个取压点设置在取压孔中心位置前后D/2，对直管段长度要求降低，测量范围更宽、精度更高。

附图说明

通过附图所示，本公开的上述及其它目的、特征和优势将更加清晰。在全部附图中相同的附图标记指示相同的部分，并未刻意按实际尺寸等比例缩放绘制附图，重点在于示出本公开的主旨。

图1为依据本公开实施例节流件主视图。

图2为依据本公开实施例节流件侧视图。

图3为依据本公开实施例节流件正面剖视图。

图4为依据本公开实施例节流件侧面剖视图。

图5为依据本公开实施例流量及差压拟合曲线图。

图6为依据本公开实施例流量计算过程示意图。

图7为依据本公开实施例监测装置结构示意图。

图8为依据本公开实施例监测装置进行呼气监测示意图。

图9为依据本公开实施例监测装置进行吸气监测示意图。

图10为依据本公开实施例监测装置使用方法流程图。

<符号说明>

1-圆管；2、3、4-环形件；5、6、7、8-第一子板状件；9、10、11、12、13、14、15、16-第二子板状件；17、18取压点；19、20连接管。

具体实施方式

为使本公开的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本公开进一步详细说明。

需要说明的是，在附图或说明书描述中，相似或相同的部分都使用相同的图号。附图中未绘示或描述的实现方式，为所属技术领域中普通技术人员所知的形式。另外，虽然本文可提供包含特定值的参数的示范，但应了解，参数无需确切等于相应的值，而是可在可接受的误差容限或设计约束内近似于相应的值。实施例中提到的方向用语，例如“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”等，仅是参考附图的方向。因此，使用的方向用语是用来说明并非用来限制本公开的保护范围。

根据伯努利定理，理想流体在节流件中流动时，流速在节流件处形成局部收缩，因而流速增加，静压力降低，在节流件的前后形成了压差。流体流量越大，产生的压差越大，这样可依据压差来衡量流量的大小。

假设理想、不可压缩流体，作定常流动，根据单位容积气流的压力能+单位容积气流的动能＝单位容积气流的总能量可以得到伯努利方程(1)：

根据气流连续性定理可得到连续性(质量守恒)方程(2)成立：

V₁A₁＝V₂A₂＝C (2)

式中，ρ：流体密度，P₁、P₂为节流件前后压强，V₁、V₂为节流件前后的气体速度，A₁、A₂为横截面积。

根据伯努利方程和连续性定理，可推导出差压和流速的数学关系(3)：

其中，q_v：体积流量，β通径比(即β＝d/D，D为管道通径，d：通径孔直径)，ΔP：节流孔板前后压差，ρ：流体密度。

在实际应用时，若要精确地测量流速，则尽可能的使

ΔP变化比较大，但D不能过大；而若d过小，则可能导致气道的阻塞，故要求更高精度的差压传感器。所以如果直接使用传统节流件测量流速，会导致流量灵敏度较低。但当前消费品市场上的医疗监护设备良莠不齐，或功能单一，或测量精度不够；结合医学背景和肺功能监测技术的限制，肺功能仪应该向更小型化、网络化、一体化发展，需要能够可靠地检测肺功能生理参数的监测装置，也需要可靠的方法克服现有方案的局限性。因此亟需一种新型、小型、有效的节流件、肺功能监测装置及其所需使用的流量确定方法。

本公开提供一种节流件、差压式肺功能参数监测装置及基于差压确定流量的方法以低制造成本和低复杂性实现高灵敏度和可靠的性能。所述节流件与差压传感器相结合配置成能获得高灵敏度和低成本的测量系统。在吸气或呼气的过程中，气流经过节流件和差压传感器，使差压传感器两端感受压力，形成差压。所述差压传感器具备小型化、灵敏度高等优点，所述节流件可通过3D打印等工艺进行加工，成本相对较低；由此本公开监测装置除了节约成本外，实现了整体结构小型化。

针对于传统节流件对直管段长度要求长，测量范围窄、在高流速时出现涡流情况、精度不够高等缺点，本公开采用改进结构的节流件，其为多孔平衡节流件，包括：管，用于形成气流通道；以及节流孔板，设于所述管内，其包括：多个第一组件，该多个第一组件与所述管同轴排布；以及多个第二组件，在所述管内呈放射状分布；由此，通过所述多个第一组件和多个第二组件在所述气流通道内形成多个管状节流孔。本公开节流件稳定可靠、有利于减小涡流。

在本公开的一具体实施例中，如图3所示，所述节流件包括圆管1；三个环形件2、3、4(由内而外依次为第一环形件2、第二环形件3、第三环形件4)；四个第一子板状件5、6、7、8，该四个第一子板状件5、6、7、8的其中一端交汇于所述管1的轴线，另一端分别与所述圆管1的内壁连接，在所述管内形成四个对称区域；及八个第二子板状件9、10、11、12、13、14、15、16，该八个第二子板状件9、10、11、12、13、14、15、16的其中一端分别与环形件2的外壁连接；另一端分别与所述管1的内壁连接；八个第二子板状件均匀分布在所述四个对称区域内，由内而外依次与环形件2、环形件3、环形件4及所述管1相交连接。优选的，上述各环形件及各板状件为一体成型。

如图4所示，所述管1的内径为D，D介于20～30mm之间，优选为20mm。所述节流件的两个取压孔分别设置在节流孔板中心位置(如图4中虚线所示)的前后D/2处。

当流体穿过多孔节流件的节流孔时，流体将被平衡整流，涡流被最小化，形成近似理想流体，通过差压传感器，可获得稳定的差压信号，根据获得的差压信号利用伯努利方程即可计算出体积流量、质量流量。本公开节流件，将流场平衡稳定后，高流速时涡流减小；对直管段要求比较低；长期稳定性好。

为进一步验证本公开节流件的效果，以下介绍本公开节流件的仿真实例。针对本公开所述节流装置与现有节流件利用comsol Multiphysics软件进行气体流速和压差的仿真，仿真结果表明本公开的节流件相较于现有的节流件，气流比较平衡，气流导致的压力变化比较均匀。

此外，本公开运用matlab对仿真得到的流量、差压进行拟合，曲线如图5所示。通过标准设备对流量、差压进行标定，流速从0.5m/s～35m/s，对应流量0-10L/s，每隔若干个点进行测量，得到一组标定曲线(未图示)。流量随差压增加而增大且是一种非线性关系，考虑到气体的可压缩性，实际应用中上述关系系数呈动态不确定性。因此，为提高测量的精确度，本公开在现有非线性校正方法的基础上，对传感器的非线性进行了校正。

已知的非线性校正方法包括：查表法、分段内插法和曲线拟合法等，具体而言：

1、查表法，将关系表存储在某种只读寄存器中，使用时通过查表求得所需的值。需要在整个测量过程中标定很多的测试数据。

2、对于非线性比较严重或测量范围比较宽的非线性特性，采用等距节点分段直线校正法或非等距节点分段直线校正法。

3、分段抛物线插值法。

4、对含有随机误差的实验数据，利用最小二乘法，选择误差平方和最小这一标准来衡量逼近结果。

5、新型的神经网络校正法、支持向量机方法、遗传算法，主要用于传感器的特性函数未知时建立使用的函数或反函数关系。

本公开提供了一种适用于微处理器系统的流量确定方法，包括以下步骤：确定差压；采用等节点或不等节点，对差压-流速进行最小二乘法分段曲线拟合，确定差压-流量的函数关系式；以及根据差压及所述函数关系式确定流量。在保证精度的情况下，选择计算量较少的分段最佳一致逼近法。在不同差压范围内，可采用等分节点或不等分节点进行逼近，根据原理和微处理器便于算法实现，一般多项式次数≤3。其中，确定差压-流量的函数关系式的具体过程如下：

首先通过得到的差压-流量值作为观测点，利用最小二乘法做k次多项式(k次多项式为y＝a₀+a₁x+…+a_kx^k，式中y为流量，x为差压，a₀，a₁……a_k为系数)拟合来建立差压-流量的函数关系。通过最小化误差的平方来寻找数据的最佳函数匹配。

设y为流量，x为差压，获得数据点(x_i，y_i)，i＝0，1，2，…，m。多项式次数不超过n(n≤m)的拟合多项式为：

k可以为整数或小数。

偏差的平方和为：

满足上式(2)的P_n(x)为最小二乘拟合多项式。当n＝1时，为线性拟合。

即求

将公式化简，用矩阵表示为：

设为x·A＝Y，求解得A＝(X^T·X)^-1·Y，便求出了拟合曲线和系数。

其中，

采用等节点，对差压-流速进行最小二乘法分段拟合的一示例如图6及表1所示：

表1

在本公开的一具体实施例中，提供了一种肺功能参数监测装置，如图7所示，所述肺功能参数监测装置包括：所述多孔节流件、差压传感器、以及用于连接所述差压传感器和所述多孔节流件的连接管；其中，

在所述多孔节流件的节流管道中均匀分布管状节流孔，在节流件的两侧端部具有开口，用于吹气或吸气，并使流速发生变化，多孔节流件的设计改善了吹气过程中出现的涡流，实现了气流的平衡，提高了重复性和可靠性。

所述差压传感器分别与所述多孔节流件的取压孔连接，用于测量经过所述节流件气流产生的差压；两个取压孔所在位置即差压传感器的两个取压点位置。两个取压点(取压孔)分别设置在节流孔板中心位置前后D/2处，即其中一个取压点17设置在节流孔板中心位置前D/2处，另一个取压点18设置在节流孔板中心位置后D/2处。

所述连接管可为硅胶软管，连接管19和连接管20的其中一端分别与所述多孔节流件的两个取压孔连接，另一端均与所述差压传感器连接。

利用本公开的所述监测装置，在用力吹气或吸气的过程中，气流经过节流件速度变化形成差压，差压传感器感受取压孔两端的差压，根据计算公式得到相应的流量和流速，再经过一系列算法处理得到PEF、FVC、FEV1等参数。考虑到气体的可压缩性，针对流量随差压增加而增大且呈一种非线性关系，并在实际应用中系数呈动态不确定性，设计了在不同流速范围内，通过分段函数拟合，设置不同的系数，提高了测量精确度。

具体的，通过记录传感器检测到的信号；将信号转换成数字波形，从数字波形中滤除噪声和消除动态零点，从而得到呼气波形；从波形中计算中峰值流速PEF、第一秒用力呼气量FEV1、用力呼气总量FVC等，从而确定生理参数。

请进一步参照图8-9所示，本公开肺功能参数监测装置，除了包括上述差压传感器和多孔节流件之外，还包括：微处理器及显示单元。

其中，在吹气和吸气的过程中，所述差压传感器用于测量经过节流件气流产生的差压，直接得到数字信号，将数字信号传输至微处理器进行处理。所述微处理器与所述差压传感器连接，用于接收所述差压传感器发送的差压信号并进行处理，并控制所述监测装置的采样率和时间，在所述微处理器内设有信号处理单元，用于根据所述差压信号确定流速，并根据流速确定所述肺功能参数；所述显示单元，与所述微处理器连接，用于接收所述微处理器发送的肺功能参数并显示数据和波形。此外，上述监测装置还可包括吹嘴、无线传输模块、存储模块、远程系统等。

在一些优选实施例中，所述监测装置可提供用户界面，用于控制部分设备功能和参数及波形显示等。所述数字信号可由微处理器进行信号处理，处理后的数字信号可传输至远程系统或液晶界面进行显示或进一步处理。所述远程系统可以是智能手机、平板电脑等。

在一些优选实施例中，所述处理后的数字信号可经由无线传输模块至远程系统，如通过Wi-Fi、Bluetooth等进行通信。

所述微处理器、存储器及信号处理元件可为软硬件结合，该软硬件结合配置成能控制采样率和时间，且进一步将采集到的信号转换为有实际意义的数据。所述用户界面可包括用户输入设备，如按钮、复位键、显示屏、人机交互界面等。所述存储器可以包括闪存、RAM、ROM、EEPROM，或其他合适装置中的一个或其结合。

在一些优选实施例中，所述微处理器可配置成从原始信号提取吹气波形。所述微处理器通过定时器中断来设置采样率，吹气和吸气的过程中，通过节流件和差压传感器，将气流信号转化为差压值，将得到的差压值，经过去除零点漂移、滑动平均去除噪声算法，根据伯努利方程和连续性定理，根据拟合得到的拟合方程的各个系数，得到流速大小。然后根据流速对时间的积分，得到用力肺活量FVC、一秒用力呼气量FEV1、峰值流速PEF等肺功能参数。

本公开差压式肺功能监测装置的具体使用方法如图10所示，在开始之后，设置采样率，例如250Hz，读取传感器值计算差压值，并找出动态零点，去除异常值；对于波形在未吹气阶段出现的零点漂移和吹气阶段的噪声，采用4点滑动平均滤波法进行滤波。滑动平均滤波对于离散系统而言，其实现方法为：连续取N个采样值看成一个循环队列，队列的长度固定为N，每次采样到一个新数据放入队尾，并扔掉原来队首的一个数据(先进先出原则)，滤波器每次输出的数据总是当前队列的N个数据的算术平均值。

具体的，处理后的波形在未吹气阶段会有一个稳定值P，即零点值，呼气开始到结束过程中：流速＞零点值。其中，

峰值流速 PEF＝波形数据中最大值

用力肺活量 FVC＝呼气从开始到结束对流量的积分

式中，n为采样位数，Δt为采样间隔，flow(k)为第k次采样的流量数据。

1秒用力肺活量FEV1＝呼气开始到1s即250个流量数据对时间积分的累加。

至此，已经结合附图对本公开实施例进行了详细描述。依据以上描述，本领域技术人员应当对本公开有了清楚的认识。

需要说明的是，在附图或说明书正文中，未绘示或描述的实现方式，均为所属技术领域中普通技术人员所知的形式，并未进行详细说明。此外，所述对各元件的定义并不仅限于实施例中提到的各种具体结构、形状或方式，本领域普通技术人员可对其进行简单地更改或替换：

类似地，应当理解，为了精简本公开并帮助理解各个公开方面中的一个或多个，在上面对本公开的示例性实施例的描述中，本公开的各个特征有时被一起分组到单个实施例、图、或对其的描述中。然而，并不应将该公开的方法解释成反映如下意图：即所要求保护的本公开要求比在每个权利要求中所明确记载的特征更多的特征。更确切地说，如下面的权利要求书所反映的那样，公开方面在于少于前面公开的单个实施例的所有特征。因此，遵循具体实施方式的权利要求书由此明确地并入该具体实施方式，其中每个权利要求本身都作为本公开的单独实施例。

以上所述的具体实施例，对本公开的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本公开的具体实施例而已，并不用于限制本公开，凡在本公开的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本公开的保护范围之内。

Claims (7)

1.一种差压式肺功能参数监测装置，包括：

多孔节流件以及与所述多孔节流件连接的差压传感器，所述差压传感器用于测量经过所述节流件气流产生的差压；取压点紧靠所述多孔节流件；其中，所述多孔节流件包括：

管，用于形成气流通道；以及

节流孔板，设于所述管内，其包括：

多个第一组件，该多个第一组件与所述管同轴排布；以及

多个第二组件，在所述管内呈放射状分布；

由此，通过所述多个第一组件和多个第二组件在所述气流通道内形成多个管状节流孔；

所述多个第一组件包括由内而外依次排布的第一环形件、第二环形件、第三环形件；

所述多个第二组件包括：

四个第一子板状件，该四个第一子板状件的其中一端交汇于所述管的轴线；另一端分别与所述管的内壁连接，在所述管内形成四个对称区域；及

八个第二子板状件，该八个第二子板状件的其中一端分别与所述第一环形件的外壁连接；另一端分别与所述管的内壁连接；所述八个第二子板状件均匀分布在所述四个对称区域内，由内而外依次与所述第一环形件、第二环形件、第三环形件及所述管相连接。

2.根据权利要求1所述的差压式肺功能参数监测装置，其中，所述管为圆管，所述第一组件为环形件，所述第二组件为板状件，所述第一组件与所述第二组件一体成型。

3.根据权利要求1所述的差压式肺功能参数监测装置，其中，所述管的内径D介于20～30mm之间；所述差压传感器的两个取压点分别设置于所述多孔节流件的节流孔板中心位置前后D/2处，两个取压点之间的距离与所述管的内径相等。

4.根据权利要求1所述的差压式肺功能参数监测装置，还包括：

微处理器，与所述差压传感器连接，用于接收所述差压传感器发送的差压信号并进行处理，以及控制所述监测装置的采样率和时间；

其中，所述微处理器内设有信号处理单元，用于根据所述差压信号确定流速，并根据流速确定所述肺功能参数。

5.根据权利要求4所述的差压式肺功能参数监测装置，还包括：显示单元，与所述微处理器连接，用于接收所述微处理器发送的肺功能参数并显示。

6.一种基于权利要求1至5中任意一项所述差压式肺功能参数监测装置实现的基于差压确定流量的方法，包括：

通过所述差压式肺功能参数监测装置确定差压；

采用等节点或不等节点，对差压-流速进行最小二乘法分段曲线拟合，确定差压-流量的函数关系式；以及

根据差压及所述函数关系式确定流量。

7.根据权利要求6所述的基于差压确定流量的方法，其中，采用k次多项式进行曲线拟合以确定差压-流量的函数关系式，所述k次多项式为

y＝a₀+a₁x+…+a_kx^k，式中y为流量，x为差压，a₀，a₁......a_k为系数。

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