CN115116599A - 一种模拟生成人机不同步波形的方法 - Google Patents

一种模拟生成人机不同步波形的方法 Download PDF

Info

Publication number
CN115116599A
CN115116599A CN202210507668.XA CN202210507668A CN115116599A CN 115116599 A CN115116599 A CN 115116599A CN 202210507668 A CN202210507668 A CN 202210507668A CN 115116599 A CN115116599 A CN 115116599A
Authority
CN
China
Prior art keywords
pressure
representing
machine
mechanical ventilation
resistance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202210507668.XA
Other languages
English (en)
Inventor
潘�清
钱奕霖
葛慧青
方路平
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Zhejiang University of Technology ZJUT
Original Assignee
Zhejiang University of Technology ZJUT
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Zhejiang University of Technology ZJUT filed Critical Zhejiang University of Technology ZJUT
Priority to CN202210507668.XA priority Critical patent/CN115116599A/zh
Publication of CN115116599A publication Critical patent/CN115116599A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F17/00—Digital computing or data processing equipment or methods, specially adapted for specific functions
    • G06F17/10—Complex mathematical operations
    • G06F17/11—Complex mathematical operations for solving equations, e.g. nonlinear equations, general mathematical optimization problems
    • G06F17/13—Differential equations
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F30/00—Computer-aided design [CAD]
    • G06F30/30—Circuit design
    • G06F30/36—Circuit design at the analogue level
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Computational Mathematics (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Evolutionary Computation (AREA)
  • Software Systems (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Operations Research (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Geometry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本发明提供了一种模拟生成人机不同步波形的方法，通过建立人体呼吸系统和呼吸机的耦合数学模型，仿真临床呼吸机的工作模式：容量控制和压力控制，模拟生成人机不同步波形。本发明建立的数学模型中的人体呼吸系统模型结构和真实的人体结构一致，呼吸机模型的控制策略合理有效，使得模型有效并具有可解释性，本发明可以改善带标注的人机不同步呼吸波形数据获取难度大的问题。为人机不同步这一医学现象的研究提供新的手段和角度。

Description

一种模拟生成人机不同步波形的方法
技术领域
本发明涉及一种模拟生成人机不同步波形的方法。属于模拟医学生理信号生成领域。
背景技术
对于不能自主呼吸的患者，机械通气是生命支持的一种重要手段。在机械通气期间，当患者和呼吸机的吸气呼气时间不匹配时，就会发生人机不同步。发生人机不同步后，会导致患者舒适度降低，机械通气时间延长，拔管困难，肺损伤风险增加，甚至会增加死亡风险。随着深度学习理论的发展和完善，神经网络被广泛应用于医学领域，也包括人机不同步的自动化识别。但在该领域，为了训练出结果较好的神经网络，往往需要大量的有标注的数据进行训练。为了获得这些带有标记的数据，需要耗费医护人员大量的精力从长时间的连续呼吸波形中筛选出可用的波形，并打上标签。这无疑增加了巨大的时间成本。即使训练出较好的识别人机不同步的神经网络，对于探究人机不同步发生的原因并没有帮助。临床上为了探究人机不同步现象，首先要确定患者自主呼吸的强度及时机，常采用测量食道压和膈肌肌电的方法。其中，测量食道压是一种侵入式的测量操作，会给患者带来痛苦。
发明内容
本发明的目的为了降低获得带标注的人机不同步波形的成本，提供了一种基于数学建模的模拟生成人机不同步波形方法。
本发明的目的是这样实现的：
一种基于数学建模的模拟生成人机不同步波形方法，该方法包括：
建立人体呼吸系统的数学模型，采用电网络模型法来建立呼吸系统数学模型，将呼吸系统分为喉部、气管、支气管和肺泡这四个部分，分别用线性电阻和线性电容表示。呼吸系统的重要生理参数用电路参数来等效：气道压等效为电压、流速等效为电流、气道阻力等效为电阻、气道顺应性等效为电容。在电网络模型代表气管、支气管和肺泡部分的连接处加上电压源，代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus。所述呼吸系统数学模型具体包括肺泡线性电阻、肺泡线性电容、支气管线性电阻、支气管线性电容、气管线性电阻、气管线性电容、喉部线性电阻、喉部线性电容、胸壁线性电容和驱动力电压源；其中肺泡线性电阻、支气管线性电阻、气管线性电阻、喉部线性电阻依次连接，喉部线性电阻的另一端开路，肺泡线性电阻的另一端与肺泡线性电容的一端连接，支气管线性电容的一端连接到肺泡线性电阻和支气管线性电阻的连接点，气管线性电容的一端连接到气管线性电阻和支气管线性电阻的连接点，肺泡线性电容的另一端、支气管线性电容的另一端、气管线性电容的另一端与胸壁线性电容的一端连接，胸壁线性电容的另一端与驱动力电压源的正端口连接，驱动力电压源负端口接地。喉部线性电容的一端连接到喉部线性电阻和气管线性电阻的连接点，另一端接地。
建立呼吸机的数学模型，和人体呼吸系统的数学模型一样，采用电网络模型法。呼吸机的数学模型由一个电压源代表医用呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力来源Pvent。呼吸机的送气管道的阻力和弹性的物理特性将由电阻和电容来表示。呼吸机的数学模型包括：吸机管道线性电阻Rtube、压力源电压源、和呼吸机管道线性电容；其中，呼吸机管道线性电阻一端作为压力输出端，另一端连接到压力源电压源正端口，压力源电压源负端口接地。呼吸机管道线性电容的一端连接到呼吸机管道线性电阻，呼吸机管道线性电容的另一端接地。
呼吸机管道线性电阻作为压力输出端的一端与喉部线性电阻开路的一端连接，建立呼吸机数学模型和人体呼吸系统数学模型的耦合模型：机械通气模型。
建立微分方程组描述机械通气模型，根据机械通气模式及人机不同步类别的特点，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间，设置初始条件和求解区间求解所述微分方程组，模拟生成对应人机不同步类别的人机不同步波形。
进一步地，所述人体呼吸系统的数学模型具体指的是气道压力模型，该模型认为气体是理想气体，忽略气流的湍流影响，整个系统遵循泊肃叶定律。
进一步地，所述代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus，设置为一个关于呼吸周期的分段连续函数，形态满足在吸气阶段从0下降到最小吸气压力值而在呼气阶段从最小吸气压力值又逐渐回至0的趋势。具体函数为：
Figure BDA0003636693870000021
进一步地，所述代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus的公式中，各符号的定义如下：
Pmus,min：最小吸气压力
T：呼吸周期时间
TI：吸气时间
TE：呼气时间
τ：呼气剖面的时间常数
进一步地，代表医用呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力来源Pvent的产生控制采用比例积分微分控制。
进一步地，建立的耦合模型是由呼吸机数学模型和人体呼吸系统数学模型组成的，耦合方式是将呼吸机数学模型的压力输出端连接到人体呼吸系统数学模型的喉部。耦合后的系统运动方程为：
Figure BDA0003636693870000031
式子中Pmus为自主呼吸努力，Pvent为呼吸机输出的吸气压力，VT为潮气量，F为吸气流速，C为呼吸系统顺应性，R为呼吸系统阻力。
进一步地，上述系统运动方程中的呼吸系统顺应性C在本发明中由五部分组成，计算方法为：
Figure BDA0003636693870000032
式子中Cl代表喉部顺应性，Ct代表气管顺应性，Cb代表支气管顺应性，CA代表肺泡顺应性，Ccw代表胸壁顺应性。
进一步地，上述系统运动方程中的呼吸系统阻力R在本发明中由五部分组成，计算方法为：
R＝Rl+Rt+Rb+RA
式子中Rl代表喉部阻力，Rt代表气管阻力，Rb代表支气管阻力，RA代表肺泡阻力。
进一步地，根据建立的耦合模型：机械通气模型，得出微分方程组，设置初始条件和求解区间求解微分方程组的方法采用定步长的四阶-五阶Runge-Kutta法求解微分方程，仿真步长为0.01s。
进一步地，所述机械通气模式包括容量控制、压力控制，其中，容量控制模式下，人机不同步类别包括：无效吸气努力、双重触发；压力控制模式下，人机不同步类别包括：无效吸气努力、双重触发、周期过短、周期过长。
进一步地，机械通气模型实现容量控制、压力控制通气模式的实现方法，涉及模拟临床呼吸机的工作模式，包括呼吸机触发送气和触发送气后的控制通气两部分，具体为：
设当前时刻为t，机械通气吸气时间为tinmech，机械通气持续时间为ttotmech，触发控制通气流速为Ftrigger，压力控制的通气目标压力值Pset，容量控制的通气目标流速值Fset。
a、对于呼吸机的触发，指的是在呼气阶段，即tinmech＜t≤ttotmech，通过检测喉部的吸气流速Faw。若Faw＜Ftrigger，则不会触发送气进入下文中的b或c步骤。若Faw≥Ftrigger，则触发送气，进入下文中的b或c步骤，同时将当前时刻t置零。若在整个呼气阶段，都没有触发送气，则当t＝ttotmech时，会将当前时刻t置零，同时强制进入触发送气，此为时间强制触发。
b、对于压力控制，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的气道压力Paw，稳定在设定的吸气压力值Pset。当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压。
c、对于容量控制，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的吸气流速Faw，稳定在设定的吸气流速值Fset。当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压。
进一步地，所述根据机械通气模式及人机不同步类别的特点，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间，具体为：
设人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值为Pmusmin，人体自主呼吸的吸气时间为TI，呼气时间为TE，机械通气吸气时间为tinmech，机械通气持续时间为ttotmech，触发控制通气流速为Ftrigger。
a、对于无效吸气努力，指自主呼吸和机械通气都存在的情况下，由自主呼吸引起的喉部吸气流速Faw无法达到触发控制通气流速Ftrigger的大小。所以，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure BDA0003636693870000041
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＝tinmech。
b、对于双重触发，指自主呼吸和机械通气都存在的情况下，自主呼吸时间过长导致在人体自主吸气时间内两次触发控制送气。所以，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure BDA0003636693870000042
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＞2tinmech。
c、对于周期过短，指自主呼吸和机械通气都存在的情况下，在自主呼吸的吸气时间未结束时，机械通气提前切换到呼气时间，导致机械通气的周期过短。所以，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure BDA0003636693870000051
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＜tinmech。
d、对于周期过长，指自主呼吸和机械通气都存在的情况下，在自主呼吸的吸气时间结束时，机械通气未能及时切换到呼气时间，导致机械通气的周期过长。所以，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure BDA0003636693870000052
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＞tinmech。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
本发明是一种基于数学建模的模拟生成人机不同步波形的方法。通过数学建模的方法，建立了人体呼吸系统和呼吸机的耦合模型。解决带标注的人机不同步呼吸波形数据获取难度大的问题。为人机不同步这一医学现象的研究提供新的手段和角度。与现有技术比较，本发明提出的数学模型生成的呼吸波形有一定的可解释性，本发明的呼吸系统数学模型采用从喉、气管、支气管到肺泡的结构，这和真实的生理结构一致。通过可调节的自主呼吸节律和强度，配合多样化的呼吸机通气模式，每一个仿真的波形都有其生理学的可解释性。
附图说明
图1为本发明一种模拟生成人机不同步波形方法的流程示意图。
图2为本发明提出的人体呼吸系统数学模型。
图3为本发明提出的人体呼吸系统和呼吸机的耦合模型。
图4为本发明中机械通气模型的控制策略。
图5为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下无效吸气努力人机不同步的波形图。
图6为本发明的实施例中模拟生成的容量控制下无效吸气努力人机不同步的波形图。
图7为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下双重触发人机不同步的波形图。
图8为本发明的实施例中模拟生成的容量控制下双重触发人机不同步的波形图。
图9为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下周期过短人机不同步的波形图。
图10为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下周期过长人机不同步的波形图。
具体实施方式
为了更好的解释本发明，以便于理解，下面结合附图，通过具体实施方式，对本发明作详细描述。
如图1所示，本发明是一种模拟生成人机不同步波形的方法，包括以下步骤：
S1、人体呼吸系统的数学建模；
参见图2，采用电网络模型法来建立呼吸系统数学模型，将气道分为喉部、气管、支气管和肺泡这四个部分，分别用一个线性电阻和一个线性电容表示，气管、支气管和肺泡部分的连接处加上电压源，代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus；其中，气道压等效为电压、流速等效为电流、气道阻力等效为电阻、气道顺应性等效为电容；驱动力能够实现自主呼吸，即通过呼吸肌产生压力(呼吸肌压，Pmus)。驱动整个呼吸系统数学模型产生呼吸波形。在驱动力部分还考虑了胸壁和胸膜腔内的压力(胸膜腔内压，Ppl)。胸壁可以看成是一个弹性结构，胸壁的压力与容积的特性曲线被假设成线性曲线，其在等效电路模型中用一个线性电容来表示。由于在生理和病理情况下胸壁的粘滞阻力对整个呼吸系统的阻力影响很小，所以胸壁的粘滞阻力对血流的影响被忽略不计。驱动力Pmus与作用于胸膜腔的胸壁顺应性相连，将胸膜腔内压Ppl转移到受胸腔影响的三个腔室，即气管、支气管和肺泡。
具体地，呼吸系统数学模型包括：肺泡线性电阻RA、肺泡线性电容CA、支气管线性电阻Rb、支气管线性电容Cb、气管线性电阻Rt、气管线性电容Ct、喉部线性电阻Rl、喉部线性电容Cl、胸壁线性电容CCW和驱动力电压源Pmus，具体连接方式为：肺泡线性电阻RA一端和肺泡线性电容CA一端串联连接，肺泡线性电阻RA另一端和支气管线性电阻Rb一端串联连接。支气管线性电容Cb一端连接到肺泡线性电阻RA和支气管线性电阻Rb的连接点，支气管线性电容Cb另一端和肺泡线性电容的另一端连接。气管线性电阻Rt一端和支气管线性电阻Rb的另一端串联连接，气管线性电容Ct一端连接到气管线性电阻Rt和支气管线性电阻Rb的连接点，气管线性电容Ct另一端连接到肺泡线性电容和支气管线性电容的连接点。喉部线性电阻Rl一端连接到气管线性电阻Rt的另一端，喉部线性电容Cl一端连接到喉部线性电阻Rl和气管线性电阻Rt的连接点，喉部线性电容Cl另一端连接接地端。喉部线性电阻Rl的另一端开路，代表气道的开口。胸壁线性电容CCW的一端连接到气管线性电容Ct、支气管线性电容Cb和肺泡线性电容CA的连接点，胸壁线性电容CCW另一端连接到驱动力电压源Pmus正端口，驱动力电压源Pmus负端口接地。
S2、建立呼吸机数学模型和人体呼吸系统数学模型的耦合模型：机械通气模型；
参见图3，将呼吸系统模型的喉部气道开口连接呼吸机模型，呼吸机的数学模型由一个电压源代表医用呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力来源Pvent。呼吸机的送气管道的阻力和弹性的物理特性将由电阻和电容来表示。具体连接方式为：呼吸机管道线性电阻Rtube的一端连接到S1中所述的喉部线性电阻Rl的另一端开路，呼吸机管道线性电阻Rtube另一端连接到压力源电压源Pvent正端口，压力源电压源Pvent负端口接地。呼吸机管道线性电容Ctube的一端连接到呼吸机管道线性电阻Rtube和喉部线性电阻Rl的连接点，呼吸机管道线性电容Ctube的另一端接地。
机械通气模型的系统运动方程表示为：
Figure BDA0003636693870000071
式子中Pmus为自主呼吸努力，Pvent为呼吸机输出的吸气压力，VT为潮气量，F为吸气流速，C为呼吸系统顺应性，
Figure BDA0003636693870000072
R为呼吸系统阻力，R＝Rl+Rt+Rb+RA。
式子中，Cl代表喉部顺应性，Ct代表气管顺应性，Cb代表支气管顺应性，CA代表肺泡顺应性，Ccw代表胸壁顺应性，Rl代表喉部阻力，Rt代表气管阻力，Rb代表支气管阻力，RA代表肺泡阻力。表1提供了一示例性的使用的详细电路元器件的赋值。
表1实施例中使用的详细电路元器件的赋值
Figure BDA0003636693870000073
S3、按照建立的呼吸机数学模型和人体呼吸系统数学模型的耦合模型：机械通气模型列出微分方程组；
其中各符号的定义如下：
Rtube：代表呼吸机管路阻力
Pl：代表喉部压力
Paw：代表呼吸机接入处压力
Pt：代表气管压力
Pb：代表支气管压力
PA：代表肺泡压力
Ppl：代表胸腔内膜压力
Pmus：代表呼吸肌压力
Pvent：代表呼吸机输出压力
Figure BDA0003636693870000081
其中，代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus，设置为一个关于呼吸周期的分段连续函数，形态满足在吸气阶段从0下降到最小吸气压力值而在呼气阶段从最小吸气压力值又逐渐回至0的趋势。具体函数为：
Figure BDA0003636693870000082
其中，Pmus,min表示最小吸气压力，T表示呼吸周期时间，TI表示吸气时间，TE表示呼气时间，τ表示呼气剖面的时间常数。
S4、机械通气模型实现包括容量控制、压力控制在内的多种通气模式；
机械通气模型的控制以采用比例积分微分控制为例，参见图4，主要控制步骤如下：
首先，读取预设值参数，包括当前时刻t，机械通气的控制模式，机械通气吸气时间tinmech，吸气目标压力Pset，机械通气持续时间ttotmech，呼气末正压PEEP，吸气流速Fset，触发控制通气流速为Ftrigger。
a、对于呼吸机的触发，指的是在呼气阶段，即tinmech＜t≤ttotmech，通过检测喉部的吸气流速Faw。若Faw＜Ftrigger，则不会触发送气进入b或c步骤。若Faw≥Ftrigger，则触发送气，进入b或c步骤，同时将当前时刻t置零。若在整个呼气阶段，都没有触发送气，则当t＝ttotmech时，会将当前时刻t置零，同时强制进入触发送气，此为时间强制触发。
b、对于压力控制，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的气道压力Paw，稳定在设定的吸气压力值Pset。当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压PEEP。
c、对于容量控制，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的吸气流速Faw，稳定在设定的吸气流速值Fset。当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压PEEP。
本实施例中，压力控制的比例积分微分控制参数(比例系数Kp、积分系数Ki、微分系数Kd)分别为0.1、0、0.01；容量控制的比例积分微分控制参数分别为3.2、0.01、0。
S5、设置初始条件和求解区间求解微分方程组；
采用定步长的四阶-五阶Runge-Kutta法求解微分方程，仿真步长为0.01s，初始条件设置为一个长度为6，值为0.1的数组。求解误差容限为绝对误差容限，阈值为10-6。
S6、根据机械通气模式及人机不同步类别的特点，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和/或人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间；设置初始条件和求解区间求解所述微分方程组，模拟生成对应人机不同步类别的人机不同步波形。
其中，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和/或人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间的调整机制是使其满足机械通气模式及人机不同步类别的特点，可以固定机械通气模型中Pvent大小、时间作为预设值改变人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间使其满足机械通气模式及人机不同步类别的特点，或者固定人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间，改变机械通气模型中Pvent大小、时间作为预设值改变使其满足机械通气模式及人机不同步类别的特点，以固定机械通气模型中Pvent大小、时间作为预设值(参见表2)改变人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间为例生成人机不同步波形；
表2本实例中，预设值参数设定
Figure BDA0003636693870000101
本实施例中，对于无效吸气努力人机不同步波形的生成，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值Pmusmin的大小设置为-2cmH2O，满足
Figure BDA0003636693870000102
人体自主呼吸的吸气时间为1.5s，满足TI＝tinmech；对于双重触发人机不同步波形的生成，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值Pmusmin的大小设置为-7cmH2O，满足
Figure BDA0003636693870000103
人体自主呼吸的吸气时间为3s，满足TI＞2tinmech；对于周期过短人机不同步波形的生成，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值设置为-5cmH2O，满足
Figure BDA0003636693870000104
人体自主呼吸的吸气时间设置为1s，满足TI＜tinmech；对于周期过长人机不同步波形的生成，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值设置为-5cmH2O，满足
Figure BDA0003636693870000105
人体自主呼吸的吸气时间设置为2s，满足TI＞tinmech。
图5为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下无效吸气努力人机不同步的波形图，其主要特征在于第5秒至第6秒，压力(P)波形图出现向下凹陷，流速(F)波形图出现向上小尖峰。这和临床中压力控制下无效吸气努力人机不同步的波形特征一致。
图6为本发明的实施例中模拟生成的容量控制下无效吸气努力人机不同步的波形图。其主要特征在于第5秒至第6秒，压力(P)波形图出现向下凹陷，流速(F)波形图出现向上小尖峰。这和临床中容量控制下无效吸气努力人机不同步的波形特征一致。
图7为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下双重触发人机不同步的波形图。其主要特征在于从第5秒开始到第10秒结束，压力(P)波形图和流速(F)波形图出现了在一次吸气过程结束后，呼气尚未结束就触发了第二次吸气。潮气量(V)出现二次增加。这和临床中压力控制下双重触发人机不同步的波形特征一致。
图8为本发明的实施例中模拟生成的容量控制下双重触发人机不同步的波形图。其主要特征在于从第5秒开始到第10秒结束，压力(P)波形图和流速(F)波形图出现了在一次吸气过程结束后，呼气尚未结束就触发了第二次吸气。潮气量(V)出现二次增加。这和临床中容量控制下双重触发人机不同步的波形特征一致。
图9为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下周期过短人机不同步的波形图。其主要特征在于第2秒至第4秒，流速(F)波形图在呼气时出现向上小尖峰，这和临床中压力控制下周期过短人机不同步的波形特征一致。
图10为本发明的实施例中模拟生成的压力控制下周期过长人机不同步的波形图。其主要特征在于第2秒至第四秒，压力(P)波形图在吸气末期出现向上小尖峰，流速(F)波形图在吸气末期出现快速下降至零波形，这和临床中压力控制下周期过长人机不同步的波形特征一致。
本发明是一种基于数学建模的模拟生成人机不同步波形方法。实施例中对具有特定生理参数的呼吸系统和呼吸机进行数学建模及耦合，通过设置控制参数，进行仿真运算，可以生成在压力控制模式下的无效吸气努力、双重触发、周期过短和周期过长人机不同步波形，在容量控制模式下的无效吸气努力和双重触发人机不同步波形。但本发明不限于上述类型人机不同步波形的模拟生成，对其他类型的人机不同步波形的模拟生成具有普遍适用性。
本发明提出的模拟生成人机不同步波形方法通过将人体呼吸系统生理结构映射为电网络，采用从喉、气管、支气管到肺泡的结构，和真实的生理结构一致。这能更好的解释每一个仿真的波形的生理学依据。呼吸机模型和呼吸系统模型的耦合参考了临床的真实呼吸机的有创使用方法，机械通气的控制策略同样参考的临床广泛使用的通气模式。通过合理有效的呼吸系统建模和呼吸机控制策略，进一步提升了模型的有效性和可解释性，可以改善带标注的人机不同步呼吸波形数据获取难度大的问题。为人机不同步这一医学现象的研究提供新的手段和角度。
在上述实施例中，仅对本发明进行示范性描述，但是本领域技术人员在阅读本专利申请后可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下对本发明进行各种修改。

Claims (9)

1.一种模拟生成人机不同步波形的方法，其特征在于，该方法包括：
采用电网络模型法来建立呼吸系统数学模型，将呼吸系统分为喉部、气管、支气管和肺泡四个部分，每个部分分别用一串联的线性电阻和一线性电容表示，气管、支气管和肺泡部分的连接处加上电压源，代表人体自主呼吸的驱动压力Pmus；其中，气道压等效为电压、流速等效为电流、气道阻力等效为电阻、气道顺应性等效为电容；
采用电网络模型法建立呼吸机的数学模型，所述呼吸机的数学模型由一个电压源代表医用呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力Pvent；其中，呼吸机的送气管道的阻力和弹性的物理特性将由电阻和电容来表示。
通过将呼吸机数学模型的压力输出端连接到人体呼吸系统数学模型的喉部耦合所述呼吸机数学模型和人体呼吸系统数学模型建立获得机械通气模型；
建立微分方程组描述机械通气模型，根据机械通气模式及人机不同步类别的特点，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间，设置初始条件和求解区间求解所述微分方程组，模拟生成对应人机不同步类别的人机不同步波形。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述建立微分方程组描述机械通气模型具体如下：
Figure FDA0003636693860000011
其中，Cl代表喉部顺应性，Ct代表气管顺应性，Cb代表支气管顺应性，CA代表肺泡顺应性，Ccw代表胸壁顺应性，Ctube代表呼吸机管路顺应性，Rl代表喉部阻力，Rt代表气管阻力，Rb代表支气管阻力，RA代表肺泡阻力，Rtube代表呼吸机管路阻力，Pl代表喉部压力，Paw代表呼吸机接入处压力，Pt代表气管压力，Pb代表支气管压力，PA代表肺泡压力，Ppl代表胸腔内膜压力，Pmus代表呼吸肌压力，Pvent代表呼吸机输出压力。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述代表人体自主呼吸的驱动压力来源Pmus，设置为一个关于呼吸周期的分段连续函数，形态满足在吸气阶段从0下降到最小吸气压力值而在呼气阶段从最小吸气压力值又逐渐回至0的趋势。具体函数为：
Figure FDA0003636693860000021
其中，Pmus,min表示最小吸气压力，T表示呼吸周期时间，TI表示吸气时间，TE表示呼气时间，τ表示呼气剖面的时间常数。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，代表医用呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力来源Pvent的产生控制采用比例积分微分控制。
5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述机械通气模型的系统运动方程为：
Figure FDA0003636693860000022
式子中Pmus为人体自主呼吸的驱动压力，Pvent为呼吸机工作时向患者气道内输送空气的压力，VT为潮气量，F为吸气流速，C为呼吸系统顺应性，
Figure FDA0003636693860000023
R为呼吸系统阻力，R＝Rl+Rt+Rb+RA。
式子中，Cl代表喉部顺应性，Ct代表气管顺应性，Cb代表支气管顺应性，CA代表肺泡顺应性，Ccw代表胸壁顺应性，Rl代表喉部阻力，Rt代表气管阻力，Rb代表支气管阻力，RA代表肺泡阻力。
6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，求解所述微分方程组的方法采用定步长的四阶-五阶Runge-Kutta法求解微分方程，仿真步长为0.01s。
7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述机械通气模式包括容量控制、压力控制，其中，容量控制模式下，人机不同步类别包括：无效吸气努力、双重触发；压力控制模式下，人机不同步类别包括：无效吸气努力、双重触发、周期过短、周期过长。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述根据机械通气模式及人机不同步类别的特点，调整机械通气模型中Pvent大小、时间和人体自主呼吸的驱动压力Pmus的大小和作用时间，具体为：
容量控制模式或压力控制模式下，人机不同步类别为无效吸气努力时，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure FDA0003636693860000031
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＝tinmech；
容量控制模式或压力控制模式下，人机不同步类别为双重触发时，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure FDA0003636693860000032
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＞2tinmech；
压力控制模式下，人机不同步类别为周期过短时，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure FDA0003636693860000033
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＜tinmech；
压力控制模式下，人机不同步类别为周期过长时，人体自主呼吸的驱动压力Pmus的最小值需要满足
Figure FDA0003636693860000034
人体自主呼吸的吸气时间满足TI＞tinmech；
其中，VT为潮气量，C为呼吸系统顺应性，R为呼吸系统阻力，Ftrigger为触发控制通气流速，TI表示吸气时间，tinmech为机械通气吸气时间。
9.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，
压力控制模式下，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的气道压力Paw，稳定在设定的吸气压力值Pset；当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压；其中，tinmech为机械通气吸气时间，ttotmech为机械通气持续时间；
容量控制模式下，当0≤t≤tinmech，处于吸气阶段，通过比例积分微分控制呼吸机数学模型输出压力Pvent，将喉部的吸气流速Faw，稳定在设定的吸气流速值Fset；当tinmech＜t≤ttotmech，处于呼气阶段，设定呼吸机数学模型输出压力Pvent为零或为特定的呼气末正压；
其中，通过检测喉部的吸气流速Faw触发机械通气控制，若呼气阶段t时刻，Faw≥Ftrigger则触发机械通气，若在整个呼气阶段均未触发机械通气，则在下一次呼吸强制触发机械通气。
CN202210507668.XA 2022-05-10 2022-05-10 一种模拟生成人机不同步波形的方法 Pending CN115116599A (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210507668.XA CN115116599A (zh) 2022-05-10 2022-05-10 一种模拟生成人机不同步波形的方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202210507668.XA CN115116599A (zh) 2022-05-10 2022-05-10 一种模拟生成人机不同步波形的方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN115116599A true CN115116599A (zh) 2022-09-27

Family

ID=83325760

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202210507668.XA Pending CN115116599A (zh) 2022-05-10 2022-05-10 一种模拟生成人机不同步波形的方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN115116599A (zh)

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3104775B1 (en) Real-time detection of periodic breathing
CN104302338B (zh) 用于通气治疗的装置和方法
AU2013255083B2 (en) Methods and apparatus for pressure treatment modulation
CN101500633B (zh) 呼吸器监控系统和使用同样系统的方法
CN103619392B (zh) 用于辅助进行气道清除的装置
CN103079621B (zh) 用于通过气管内贯流的与患者同步的通气辅助的方法和系统
JP6165632B2 (ja) 被検体に強制吸気−呼気を提供するシステム及び方法
CN105828859A (zh) 人工呼吸系统
JP2014506163A5 (zh)
US20160135734A1 (en) Combination therapy for sleep disordered breathing and heart failure
CN109152899A (zh) 用于给病人通气的方法和装置
US20220362498A1 (en) Methods and apparatus for respiratory therapy
CN104203322A (zh) 用于辅助通气的装置及相对应的调节方法
WO2021077173A1 (en) Sensor assembly for respiratory apparatus
CN115116599A (zh) 一种模拟生成人机不同步波形的方法
CN114913752B (zh) 一种基于集总参数的人体呼吸系统模型
CN206837207U (zh) 一种呼吸机
US20230169888A1 (en) System for simulating the breathing of a living being
US20220401674A1 (en) Ventilation device, process, computer program and device for determining an indicator of an intrinsic end-expiratory pressure
Giannaccini et al. A Bioinspired Active Robotic Simulator of the Human Respiratory System
CN102194361A (zh) 一种用于医学教学中的呼吸机通气模式波形模拟方法
CN114652930A (zh) 具有被耦接到插管的传感器和电极的患者通气系统
CN106693131A (zh) 一种呼吸机
Lipchak et al. Computational Approach for Respiratory Pressure Parameters in Neonatal Ventilation
Donn et al. 8.1 Conventional mechanical ventilation

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination