（精密仪器及机械专业论文）自主呼吸跟踪控制的关键技术研究.pdf

国防科学技术大学研究生院硕士学位论文 摘要 呼吸机是当前大型医院必备的医疗设备，主要用于临床抢救和治疗各种疾病 引起的急慢性呼吸衰减或呼吸功能不全。其中通气控制技术直接决定呼吸机治疗 效果，因而其研究越来越受到重视。本文首先对通气系统进行了力学建模，在此 基础上，建立了基于虚拟仪器的试验平台与仿真平台，采用了模糊p i 控制技术控 制通气，同时引入了基础流的方法参与通气控制，大大改善了呼吸机性能。 本文的主要研究工作有以下几个部分： 1 建立了呼吸机呼吸系统力学集总参数模型。根据呼吸系统的力学特性，建 立了非线性时变呼吸系统力学模型。通过对病人临床通气治疗数据的拟合，验证 了模型的j 下确性；分析呼吸机通气系统的力学特性，建立了呼吸机系统力学模型。 最后，综合呼吸系统力学模型和呼吸机系统力学模型，建立了呼吸机呼吸系统力 学集总参数模型。 2 建立了基于虚拟仪器的试验平台与仿真平台。以主动模拟肺为中心，结合 气路平台和虚拟测量控制仪，为通气模式研究设计了试验平台与仿真平台，奠定 了基础并完成了辅助型呼吸模式的试验，有利于加快研究成果的产品化进程。 3 提出了采用模糊p i 控制通气的方法，使在通气过程中人机顺应性得到提高， 有效地改善了传统p i 控制中出现的压力过冲和振荡现象。 4 引入基础流的方法参与通气控制，提高了呼吸机对病人呼吸的响应速度， 减少了人机对抗，降低了呼吸机输出阻抗，使得撤机过程更为顺利、病人感觉更 为舒适。 论文的研究成果，弥补了国内呼吸机通气模式研究空缺，大大改善了呼吸机 性能，对于理论研究和临床应用有着重要的意义。 关键词：呼吸机、主动模拟肺、模糊p i 控制、通气模式 第i 页 国防科学技术人学研究生院硕士学位论文 a b s t r a c t v e n t i l a t o ri san e c e s s i t yi nt h el a r g eh o s p i t a lf o rc l i n i cs a l v a g ea n dt r e a t m e n t so f a c u t eo rc h r o n i cr e s p i r a t o r yf a i l u r eo rl a c ko fr e s p i r a t o r yf u n c t i o nw h i c ha r ec a u s e db y v a r i o u sd i s e a s e s t h eq u a l i t yo fv e n t i l a t i o nc o n t r o ld e c i d e st h ee f f e c to ft r e a t m e n t ，s ot h e s t u d yo fv e n t i l a t i o nc o n t r o li sp l a y i n gam o r ea n dm o r ei m p o r t a n tr o l ei nv e n t i l a t o r r e s e a r c h b a s eo nt h ed y n a m i cm o d e lo fv e n t i l a t i o ns y s t e m ，t h es y n t h e t i cp l a t f o r mo f v e n t i l a t o rt e s tg r o u n do nv i r t u a li n s t r u m e n ta n ds i m u l a t i o ni sd e s i g n e d ，f u r t h e r m o r e ，t h e f u z z y - p im e t h o di su s e di nt h ec o n t r o la n dt h eb a s i cf l o wi si m p o r t e dw h i c hi m p r o v e s t h ec a p a b i l i t yo fv e n t i l a t o r t h ep r i m a r yr e s e a r c ho ft h i sp a p e ri n c l u d e s ： 1 l u m p e dp a r a m e t e rm o d e lo fv e n t i l a t i o ns y s t e m r e s p i r a t i o ns y s t e md y n a m i c s m o d e li ss e tu p a c c o r d i n gt od y n a m i c so fr e s p i r a t i o ns y s t e m ，t h en o n l i n e a r i t y t i m e - v a r y i n gd y n a m i c sm o d e lo fr e s p i r a t o r ys y s t e m i se s t a b l i s h e d t h e c o r r e c t n e s so ft h em o d e li sv a l i d a t e db yc l i n i cd a t a ，a n dv e n t i l a t o rd y n a m i c m o d e li ss e tu pa c c o r d i n gt ov e n t i l a t o rd y n a m i cc h a r a c t e r i s t i c t h e nt h el u m p e d p a r a m e t e rm o d e lo fv e n t i l a t i o ns y s t e m o rr e s p i r a t i o ns y s t e md y n a m i c si s p r e s e n t 2 t h et e s ta n ds i m u l a t i o nb e db a s e do nd u m m yi n s t r u m e n ti sd e s i g n e d t h et e s t b e di n c l u d i n ga c t i v es e r v ol u n gg a sw a ya n dv i r t u a lm e a s u r e m e n t & c o n t r o l i n s t r u m e n t a n ds i m u l a t i o nb e di se s t a b l i s h e da st h ef o u n d a t i o no ft h et e s to f a s s i s tv e n t i l a t i o nm o d e s c o n s e q u e n t l yt h ep r o d u c ti sm a d et ob em a n u f a c t u r e m o r eq u i c k l y 3 t h em e t h o du s i n gf u z z y p ii nv e n t i l a t i o nc o n t r o li sb r o u g h t ，w h i c he n h a n c e s t h es y n c h r o n i z a t i o nb e t w e e nv e n t i l a t o ra n dp a t i e n t ，a n da m e l i o r a t e st h e p h e n o m e n o no fp r e s s u r eo v e ra n ds u r g in gd u r i n gc l a s s i c a lp ic o n t r 0 1 4 i no r d e rt oi m p r o v et h es p e e do fv e n t i l a t o rr e s p o n d i n gt op a t i e n t ，t h eb a s i cf l o w i si m p o r t e dt ov e n t i l a t i o nc o n t r o lt or e d u c et h ev e n t i l a t i o no u t p u ti m p e d a n c e a n dd e c r e a s et h ew o r ko fb r e a t hw h i c hm a k e st h ep a t i e n tm o r ec o m f o r t a b l ea s t h ev e n t i l a t o ri sw i t h d r a w i n g t h er e s e a r c hm a k e su pt h es c a r c es t u d yo fv e n t i l a t i o nm o d e si no u rc o u n t r y ，b r i n g s b e t t e rp e r f o r m a n c eo fv e n t i l a t o r ；a n dh a ss i g n i f i c a n ti m p o r t a n c ef o rt h e o r e t i cs t u d ya n d c l i n i cs a l v a g e k e yw o r d s ：v e n t i l a t o ra c t i v es e r v ol u n g f u z z y - p ic o n t r o l v e n t i l a t i o n m o d e 第i i 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 表目录 表2 1理想气体状态方程与范德瓦尔斯方程的比较9 表2 2 空气的临界流量1 3 表2 3 模型对病人数据拟合结果1 8 表2 4 气管插管抛物线常数拟合结果2 l 表4 1 模糊控制器控制规则4 2 表4 2 a k 的模糊规则表4 5 表4 3七的模糊规则表4 6 第1 1 1 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 图2 1 图2 2 图2 3 图2 4 图2 5 图2 6 图2 7 图2 8 图2 9 图2 1 0 图3 1 图3 2 图3 3 图3 4 图3 5 图3 6 图3 7 图3 8 图3 9 图3 10 图3 1 1 图3 1 2 图3 13 图3 14 图3 15 图3 1 6 图3 i7 图3 18 图3 1 9 图4 1 图4 2 图4 3 图目录 肺容量及其组成7 呼吸压力示意图1 l 呼吸系统力学关系图1 4 气阻和顺应性曲线示意图1 6 c o p d 病人数据拟合曲线( 红线为实测数据) 1 8 f i b r o t i c 病人数据拟合曲线( 红线为实测数据) 18 a r d s 病人数据拟合曲线( 红线为实测数据) l8 呼吸机气路结构原理图2 0 气管插管压力流速曲线2 1 呼吸机呼吸系统集总参数模型2 3 基本模糊推理系统编辑器图形界面2 6 隶属度函数编辑器界面2 7 模糊规则编辑器2 7 模糊规则观察器2 8 模糊推理输入输出曲面观察界面2 9 呼吸机和肺的动态气电模型2 9 控制对象结构图3 0 s i m u l i n k 环境下模糊控制仿真系统3 0 流速实测信号31 病人肺部压力曲线3 1 通气模式试验平台结构框图3 2 a s l 5 0 0 0 实物图3 3 气路平台结构原理图3 4 电压转电流电路图3 5 电路仿真分析结果3 5 软件设计流程图3 6 软件界面3 6 c o p d 病人肺通气结果3 7 p s v 结果3 8 p s v 波形图3 9 p s v 的p i 控制系统框图4 0 p i 控制的相位裕度4 1 第1 v 页 国防科学技术大学研究生院硕+ 学位论文 图4 4 图4 5 图4 6 图4 7 图4 8 图4 9 图4 1 0 图4 1 1 图4 1 2 图4 13 图5 1 图5 2 图5 3 图5 4 图5 5 图5 6 p s v 模糊控制系统框图4l 模糊控制器隶属度函数4 2 模糊控制器输入输出曲面4 2 p s v 的p i 、模糊控制仿真图4 3 模糊p i 控制原理图4 4 模糊p i 控制系统结构图4 4 模糊控制器输入输出曲面4 6 s i m u l i n k 环境下模糊p i 控制系统4 6 p i 控制及模糊p i 控制比较仿真图4 7 p l 控制和模糊控制的p c v 仿真结果4 7 压力触发4 9 流量触发5 0 r c c 肺模型51 传统的c p a p 控制5 2 f r c p a p 控制5 3 c p a p 与f r c p a p 的比较仿真图5 4 第v 页 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是我本人在导师指导下进行的研究工作及取得 的研究成果。尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含 其他人已经发表和撰写过的研究成果，也不包含为获得国防科学技术大学或其它 教育机构的学位或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任 何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示谢意。 学位论文题目：鱼圭亟退垂垒睦丝垒l 丝歪缨兰塾垄塑塾 学位论文作者签名： 霪渔丝日期：沙g 年1 1 月2 厂日 学位论文版权使用授权书 本人完全了解国防科学技术大学有关保留、使用学位论文的规定。本人授权 国防科学技术大学可以保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子 文档，允许论文被查阅和借阅；可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据 库进行检索，可以采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编学位论文。 ( 保密学位论文在解密后适用本授权书。) 学位论文题目：垒至：至亟丝遮：整型l 塑叁兰鲎垫型塑塾 学位论文作者签名：重塑丝 作者指导教师签名： 日期：7 和多年j 1 月节日 日期：矽年j 月坍日 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 第一章绪言 1 1 研究背景及意义 呼吸机是当前大型医院i c u ( 重病症护理房) 必备的医疗抢救设备，是延长 病人生命为进一步治疗争取宝贵时间的重要工具。根据不同的治疗目的，呼吸机 利用各种呼吸模式为呼吸功能不全的危重病人提供呼吸支持，帮助病人提高肺通 气量，以解决病人缺氧和二氧化碳在病人体内的滞留问题，改善病人的换气功能。 呼吸机治疗的主要目的有1 1 , 2 , 3 j ： 1 维持适当的通气量，使肺泡通气量满足机体需要；改善气体交换功能，维 持有效的气体交换； 2 减少呼吸肌的做功，呼吸机替代呼吸肌做功，减少呼吸肌的负荷，使耗氧 量降低，有利于缓解呼吸肌疲劳； 3 肺内雾化吸入治疗； 4 预防性机械通气，用于丌胸后或败血症、休克、严重创伤情况下的呼吸衰 竭预防性治疗。 在战斗中士兵会出现各种伤情：肺部中弹、昏迷休克、重伤手术后呼吸衰竭 等。这些情况下为了使肺泡通气量满足人体要求、维持有效的气体交换、减少呼 吸肌的做功、有效的挽救战士生命，需要利用呼吸机对伤病战士进行机械通气。 因此急救呼吸机已成为战地治疗中重要的仪器。在各地重症病房中呼吸机使用频 率也在稳步提升，抢救并维系着许多病人的生命。2 0 0 4 年“非典”期问呼吸机在 帮助治疗“非典 病人上起了重要的作用【4 , 5 6 1 。但是这些地方出现的是国外呼吸机 的身影，国产呼吸机临床治疗效果差使得病人感觉不舒服，甚至出现“呼吸机肺”、 “吹死人”，因此被用户方排除在外。当然即使是国外的优秀呼吸机产品在治疗 时也存在不同程度的人机不协调，脱机困难的缺点。因此对呼吸机通气控制技术 进行研究改进，是改善呼吸机治疗效果、推动呼吸机进一步发展的重要工作。 为了改善国产呼吸机通气效果，完善其通气功能，自主研究迫在眉睫。研究 将弥补国内呼吸机通气控制理论和技术的贫乏。研究成果将带动国产呼吸机行业 的发展，提高呼吸治疗的水平，让战场救护多一份保障。 面对竞争激烈的国际和国内呼吸机市场以及我国呼吸机工作治疗现状，研究 建立呼吸机和人体呼吸系统模型，掌握对应控制技术，开发完善各种呼吸模式， 可以提高我国呼吸机的整体技术含量，改善我国呼吸机的治疗效果，提高我国呼 吸机同国外产品的竞争力和扩大市场分额，是一个新的经济增长点，具有显著的 社会意义和经济效益。由此可见，进行呼吸系统分析和呼吸机通气控制研究，从 第1 页 国防科学技术人学研究生院硕十学位论文 而掌握呼吸机通气控制核心技术，完善各种呼吸模式，对于推动我国呼吸机的发 展，是非常必要和具有深远意义的。此课题就是在这种背景下，与北京谊安医疗 股份有限公司联合进行呼吸机呼吸模式研究。 1 2 国内外发展现状 人工呼吸的历史可以溯源到史前时代，但直到2 5 0 年左右人, f f j ；d 对呼吸生理 有比较正确的认识。呼吸机的发展经历了从简单到复杂，从功能单- n 功能齐全 的过程。呼吸理论及呼吸机的发展重要经历如下：1 9 2 7 年被人称为“铁肺”的箱 式体外负压通气机由d r i n k e r 发明，并成功用于因脊髓狄质炎呼吸衰减而昏迷病人 的治疗，丌创了机械通气的旱程碑；1 9 6 4 年e m e r s o n 的术后呼吸机，是一台电动 控制呼吸机，呼吸时问能随意调节，是一台电子呼吸机，配备压缩空气泵，各种 功能均由电子调节，根本改变过去呼吸机纯属简单的机械运动的时代，而跨入精 密的电子时代；7 0 年代科学技术的发展突飞猛进，许多尖端技术被引进呼吸机的 设计中，一大批新型呼吸机相继面世，新的通气理论观念和技术得以发展和应用， 使临床治疗研究工作跨上了一个新的阶段；8 0 年代以来计算机技术的迅猛发展， 使新一代多功能电脑型呼吸机具备了以往不可能实现的功能，如监测、报警、记 录等。进入9 0 年代，呼吸机不断向智能化发展，计算机技术的应用使呼吸机的性 能更臻完善。 不管呼吸机是容量控制还是压力控制，均在不同程度上导致通气机相关性肺 损伤( v i l i ) ，近年来，国外在这方面做了很多基础和临床研究，在原有间隙正 压通气( i p p v ) 、间歇强制通气( i m v ) 、同步间歇指令性通气( s i m v ) 、压力 支持通气( p s v ) 等基础上作了重大的改革，很多研究表明压力的自主模式能很好 的实现保护策略，最大限度的减低呼吸机相关肺损伤( v i l i ) 的发生，进一步拓 展呼吸机作为临床一种治疗手段的作用i i l 2 ，7 ”j 。 ( 1 ) 当今呼吸机应用从新生儿到成人，仅需更换湿化器及管路；机械通气从 无创至有创( j 、l 需要通过气管插管或气管切丌建立有创人工气道进行机械通气的 方式称为有创机械通气；而通过鼻、面罩、接口器等相对无创方式与呼吸机连接 或无需建立人工气道的通气方式统称为无创通气) ，无创通气有较强的漏气补偿。 ( 2 ) 在容量控制通气模式增加自主气流( a u t o f l o w ) 或n o w 一b y 更增加病人 的自主性，降低气道压，增加病人舒适度，克服了容量通气模式的缺点。 ( 3 ) 国际上的临床实践进一步证实压力通气方式，在维持气道正压，减少心 肺干扰，改善氧合方面优于容量控制方式，而且最大限度减少呼吸机相关肺损伤 的发生。在压力控制通气( p c v ) 的基础上，近年来推出了双水平气道j 下压通气 ( b i p a p ) 、p s v 、气道压力释放通气( a p r v ) ，尤其b i p a p 通气模式以其具有 第2 页 国防科学技术大学研究生院硕+ 学位论文 压力控制、人机协调好、万能通气模式被诸多呼吸机厂家所采用，命名为：b i 1 e v e l 、 d u op a p 等不同名称。 ( 4 ) 自主通气与闭环通气模式：实验及临床应用表明该模式最大限度缩短控 制通气时间，因此最大限度减少呼吸机相关肺损伤的发生。很多研究表明，自主 呼吸有诸多优点，有利于病人病生理学改变的恢复，对自主呼吸不再是过去简单 的自主( s p o n ) 模式，而是一种伺服模式( s e r v o ) 及闭坏通气模式，其最大优点 在于系统内输出信息可得到精确控制。可在零误差的前提下迅速达稳态，并能排 除各种外源干扰。采用闭环控制原理的机械通气技术可以是相当简单的，也可以 是较为复杂的。最简单的闭环控制是根据一个输入信息，对一个输出变量进行控 制，如p s v 。相对复杂的闭环控制则可根据多个输入信息，对多个输出变量进行 连续调控。双重控制就是在每一次通气时对输出压力和容积进行同步控制。采用 一次通气内双重控制原理的通气技术有容量保障压力支持通气( v i ) 和压力扩增 ( p a ) 。其通气目标是在保证最小吸入潮气量和分钟通气量的自i 提下，减少病人 吸气做功，其它还包括：压力调节容量控制通气( p r v c ) 、a u t o f l o w 、容量标定 压力控制通气( v t p c ) ，其技术原理是呼吸机随病人呼吸力学特征变化自动调整 吸气压和吸气流速，以保证每一次通气时v t 趋于恒定。呼吸机对每一次通气均进 行负反馈控制。依据闭环通气控制原理将闭环通气分为：正反馈通气( 比例辅助 通气( p a v ) ) 、负反馈通气( 辅助压力通气( a p v ) 、适应支持通气( a s v ) 、 p r v c ) 、呼吸问闭环通气( 分钟指令性通气( m m v ) 、a p v ，a s v ) 以及呼吸内闭 环通气( p a v ) 。 近2 0 年来，p s v 受到临床医生的欢迎，对呼吸机依赖病人脱机成功率提高， 鉴于p s v 是一种恒压吸气支持，在低水平p s ，其v t 的产生必然经过支持过度、 支持相当、支持不足三个阶段，该模式存在吸气延迟与呼气延迟，应用该模式时， 容易发生人机不同步。近年来，很多厂家对呼气相增加呼气灵敏度调整( e s e n s ) ， 大大减少人机不同步的发生，改善临床应用效果，然而临床医生在识别及调节上 仍存在很多难点，在波形观察上不能很好识别。 近1 0 年来，p a v 或p p s 模式通气成为当代危重病研究的重点，该模式提供的 压力与病人的呼吸努力成比例，从而解决了p s v 模式通气中人机不协调的问题， 通过了解病人阻力、顺应性的变化，或采用目标调节方法调整呼吸机的设定( v a 及f a ) ，通气机设定压力过高，容量过高及窒息通气报警确保该模式使用的安全性， 减少通气机依赖，明显缩短带机过程。目前国际上有d r e a g e r 公司，p b 公司，伟 康公司具有这种模式，p b 8 4 0 ( 美国b e n n e t t 公司的一款高档呼吸机) 也已采用自 动设置方法使该模式的使用更加方便。该种闭环模式正在被临床医生认可。 ( 5 ) 自动导管补偿( a t c ) 自动导管补偿是对建立人工气道导管不同口径流 第3 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 速产生的阻力压进行瞬间补偿，不同口径，不同流速其补偿阻力压办不同，补偿 范围从0 1 0 0 不同。通气机可以在曲线和波形上反映出来。a t c 的设定便于临 床医生观察评价自主呼吸能力，在实施低辅助通气时容易实现脱机。 国内的呼吸机的总体水平不高，生产多功能的呼吸机的厂家很少，质量一般。 呼吸模式主要停留在控制呼吸和同步呼吸上，而自主呼吸( 或辅助呼吸) 则使用得较 少。即使有自主呼吸功能，性能也差强人意。国内通气控制研究尚在起步阶段， 通气控制处于开环控制，不考虑病人变化进行强制通气；自主生产的呼吸机功能 不完善，基本不能实现辅助型通气模式；通气效果不理想，人机对抗十分明显， 即病人吸呼与呼吸机供气时| 、日j 不同步。 1 3 课题研究工作及内容安排 1 3 1 课题主要研究内容 本课题主要研究内容如下： 1 根据呼吸系统各部分间的力学关系和资料对呼吸系统相关静态特性的研究 结论，建立了由顺应性、气阻和呼吸肌压力三元素构成的非线性时变呼吸系统力 学模型，通过对病人临床通气治疗数据的拟合以及与现有典型呼吸系统力学模型 的对比证明了模型的正确性。分析呼吸机通气相关组成的力学特性，建立了相应 模型。最后建立了呼吸机呼吸系统力学集总参数模型。 2 以主动模拟肺为中心，结合气路平台和虚拟测量控制仪，为通气模式研究 设计了试验平台与仿真平台，平台能够完成辅助型呼吸模式的试验，有利于加快 研究成果的产品化进程。 3 为提高通气过程中人机顺应性，针对经典控制对时变系统的不足，引入模 糊控制，采用模糊p i 控制通气提高对病人的适应性，有效地改善了传统p i 控制中 出现的压力过冲和振荡现象。 4 为提高呼吸机对病人呼吸响应速度，减少人机对抗，引入基础流参与通气 控制，降低了呼吸机输出有效阻抗，减少了呼吸机对病人做功，使得病人撤机过 程更为顺利和舒适。 1 3 2 论文总体介绍 本文主要是自主呼吸跟踪控制的关键技术研究。各章安排如下： 第一章绪言，综述课题的来源、研究背景、目的和意义，国内外研究现状， 并介绍本文的主要研究内容及构成。 第二章 呼吸机及呼吸模型的建立。根据呼吸系统的力学特性提出了一个三 第4 页 国防科学技术大学研究生院硕士学位论文 元素时变呼吸力学模型，并与呼吸机各组成部分的模型共同建立集总参数模型。 第三章试验平台与仿真平台的建立。以主动模拟肺为中心，结合气路平台 和虚拟测量控制仪，为通气模式研究设计了准确可靠的试验平台与m a t l a b 仿真平 厶 口。 第四章压力支持通气( p s v ) 的模糊p i 控制。基于经典控制对呼吸系统等 时变系统的控制效果不理想，引入了模糊控制的概念，采用模糊p i 控制的方法， 很好地实现了对时变系统的控制，提高了通气过程中病人的舒适度。 第五章 基础流在通气中的应用。如何减少病人呼吸肌做功，从而使病人更 舒服。 第六章结论与展望，对本课题所做的研究工作与所得结论进行总结，对以 后工作进行展望。 第5 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 第二章呼吸机系统及呼吸模型的建立 建立呼吸机系统与呼吸系统模型的主要目的是探索呼吸机通气控制中控制执 行模块与负载对象的特性，选择有效的控制规律。研究学者经过多年的探索提出 过许多呼吸系统模型，这些模型都属于简化模型，区别在于简化的程度【4 o 】。本 章根据资料，结合呼吸系统的力学结构提出了一个三元素时变呼吸力学模型，并 与呼吸机各组成部分的模型共同建立集总参数模型。 本章主要内容为：第一节介绍相关概念，分析推导呼吸相关气体方程；第二 节分析呼吸系统结构特点，提出建立了一个三元素时变呼吸力学模型，并通过简 化、对比验证模型正确性；第三节分解呼吸机内部结构，建立了各部对应的模型： 第四节组建呼吸机呼吸系统的集总参数模型，并通过电学形式进行表达。 2 1 呼吸的基本原理 人体在新陈代谢过程中，需要不断地从外界环境摄取氧气并排出二氧化碳。 人体与环境之间氧和二氧化碳的交换过程，称为呼吸1 3 - 】。其生理意义主要是保证 机体新陈代谢的正常进行，因此，呼吸是机体基本生命活动之一。机体的呼吸过 程由四个互相联系的环节组成：肺通气，即气体进出肺泡的过程；肺换气， 即肿泡与血液l 、日j 的气体交换( 肺通气和肺换气合称为外呼吸) ；血液对气体的运 输；组织换气，即组织细胞与血液i 、日j 的气体交换( 又称为内呼吸) 。呼吸的四个 环节中肺通气过程是可控的，肺换气是可影响的，而两个过程只能够监测， 因此下面的讨论中主要针对外呼吸。本节介绍肺通气的一些基本概念，分析气体 特性，建立相关呼吸气体方程。 2 1 1 肺的通气 通气是指空气自外界经气道流向肿泡，在肺内分伟的过程。吸气肌收缩产生 足够的力使肺和胸壁扩张并克服气道内的阻力，空气爿能从体外流向肺的气体交 换单位。至于究竟有多少容积的气体流入肿泡，则由肺、气道和胸壁的力学特性 以及呼吸肌可能产生的收缩力所决定。呼吸系统内的气量反映进行外呼吸的空间， 是通气和气体交换的基础。因此对肺容积的测定可提供病人呼吸功能最基本的资 料。在疾病过程中，或手术自订后作肺容积的动念观察可帮助对疾病病情的了解。 按照呼吸运动的特点，肺容量可分为若干组成部分1 3 j ( 图2 1 ) ： 1 潮气量( v t )静息状态时每次吸入或呼出的气量为潮气容积。正常值男 性为5 9 4 18 3 m l ，女性4 4 0 l3 6 m l 。机械通气时，往往以6 1 2 m l k g 计算潮气 第6 页 国防科学技术大学研究生院硕十学何论文 量。 2 肺总量( t l c ) 深吸气后肺充分扩张时的气量为肺总量。是肺活量与残气 容积的和。正常值男性为5 3 9 8 9 7 2 m l ，女性为3 8 4 5 5 3 8 m l 。 3 肺活量( v c ) 深吸气后所能呼出的最大气量为肺活量。它是深吸气量和 补呼气容积的和。正常值男性为3 6 5 7 7 1 4 m l ，女性为2 5 11 4 6 1 m l 。 4 深吸气量( i c )是平静呼气后能吸入的最大气量，也是潮气容积和补呼 气容积的和。正常值男性为2 4 2 7 6 1 8 m l ，女性为1 7 4 6 3 1 5 m l 。 5 补呼气量( i r v )平静呼气后所能呼出的最大气量。正常值男性为1 2 7 9 4 6 7 m l ，女性为7 9 9 2 7 l m l 。 6 残气量( r v )是深呼气后肺内残余的气量，也就是在肺总量状态呼出肺 活量后的气量。临床上为排除体表面积对r v 绝对值的影响，以残气量占肺总量 ( r v t l c ) 百分数作为肺泡内气体滞留的一项指标。币常值男性为1 7 2 0 5 7 3 m l ， 女性为1 2 8 5 3 4 8 m l 。 7 功能残气量( f r c ) 平静呼气后肿内存留的气量。是残气容积和补呼气容 积的和。f r c 是反映机体通气状态的一项重要的指标。正常值男性为2 9 5 0 7 2 2 m l ， 女性为2 1 2 2 3 7 1 m l 。 8 死腔气量( d v ) 包括解剖死腔( a d v ) 和肺泡死腔。肺泡死腔是不发生 气体交换的无效肺泡通气量，正常人肺泡死腔可以忽略不计。解剖死腔指从口腔 到细支气管这部分布含有气体交换的气体容量，正常成人约1 3 8 1 7 5 m l ，加上鼻 咽部的4 5 0 m l ，死腔共约6 0 0 m l 。 图2 1肺容鼍及其组成 呼吸过程中还牵涉到一些与时间相关的变量： l 、吸气时间( y i ) 丌始吸气到开始呼气的时i b j 。 2 、呼气时i 白j ( t e )丌始呼气到下一次吸气丌始的时间。 3 、吸呼比( i e )以吸气时间为1 ，与呼气时间的比例。 4 、吸气末平台时问( t p ) 吸气期通气源关闭，吸气气流停止到呼气阀开放， 第7 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 呼气歹f ：始的时间 5 、呼气未静息时间呼气气流为零至下一次吸气开始的时间 6 、通气周期( t ) 每次吸气时问和呼气时间之和 7 、通气频率( f ) 呼吸机每分钟输出气体的次数，大小为6 0 除以通气周期的 倒数 8 、分钟通气量( m v ) 是潮气量乘以呼吸频率的结果。 9 、肿泡通气量( a v ) 是分钟通气量中进入肺泡，进行有效气体交换的气量。 大小为( 潮气量死腔气量) 呼吸频率。 2 1 2 呼吸气体方程 对于一定量的不可压缩的理想气体，它的压强、体积和绝对温度之间存在下 面的关系【1 6 , 1 7 】： p v ：丝r ，t ( 2 1 ) 此式称为理想气体状态方程。式中r i 。- = 8 3 1 4 j ( t o o l k ) ，称为摩尔气体常数， t 是摩尔质量，m 为容器内气体的质量，单位为k g ，容器体积v 的单位m 3 ，压 强尸的单位为n m 2 或p a 。这个方程是呼吸和呼吸机通气的基本原理。 由于气体的密度p = m v ，所以上式还可以写成 p = 兰r 。t ( 2 2 ) 式( 2 1 ) 和( 2 2 ) 是等效的。把它们应用于实际气体时，计算结果和试验数值有微 小偏差。范德瓦尔斯注意到这种误差，对理想气体的状态方程加以修正得出 ( 尸+ 等吾) ( y 一等6 = 等如丁 c 2 口为因分子间的吸引力而减小的气体的压强与气体体积平方的乘积，是个比 例系数，b 为气体分子本身所占体积有关的修正量。表2 1 是在标准状念下对1 0 - 3 m 3 的氮所测量得到的数据。从表中可以看出，当压强越大，理想气体状态方程计算 偏差越大。呼吸机工作过程中气源低于2 1 0 1 3 1 0 5 p a ，这种状态下理想状态方 程计算误差远小于0 5 9 ，因此认为呼吸机通气过程中符合理想气体状态方程。 在标准状况下( 0 ，1 0 1 3 1 0 5 p a ) ，有效腔呼吸气体的基本方程可用下列方 程表达： ( 1 ) 呼出气体的容量圪等于吸入气体容量_ 减去耗氧量n 上- 氧化碳产 生量k 。 ，即 珞= 巧一k 如+ k 鸭 ( 2 4 ) 第8 页 国防科学技术人学研究生院硕十学何论文 ( 2 ) 耗氧量等于吸入气体的氧容量减去呼出气体的氧容量，即 = f 1 巧一。 ( 、毛五分别为吸入和呼出气体中d 2 浓度的百分数) ( 3 ) c 皱产生量等于呼出气体的c d 2 容量减去吸入气体的c 0 2 容量，即 k 鸭= u 一r n ( r 。 、。 分别为吸入和呼出气体中c 0 2 浓度的百分数) 表2 i理想气体状态方程与范德瓦尔斯方程的比较 p p y 卜等剐矿一纠 ( 1 0 1 3 x1 0 5 p a )( 1 0 。xi 0 1 3 x1 0 5 p a m 3 ) ( 1 0 。3 i 0 1 3 1 0 s p a m 3 ) l1 0 0 0 01 0 0 0 0 10 00 9 9 4 l1 0 0 0 0 2 0 01 0 4 8 31 0 0 9 1 5 0 0 1 3 9 0 01 0 1 4 0 而空气c d 2 含量仅约为0 0 4 ，人体呼出气体的c q 含量远大于此值， 忽略吸入气体的c q 含量，上式可简化为： k 鸭= 吆鸭巧： ( 2 5 ) ( 2 6 ) 因此可 ( 2 7 ) 通过以上三个方程式，可以计算出耗氧率、c a 产生率、呼吸气体交换比和肺 泡气内0 2 与c d ，分压等。 联立式( 2 4 ) 式( 2 5 ) 式( 2 7 ) ，对时间求导，得 = 杉一( 以厶巧一 ) + 吆n ( 2 8 ) 求得蟛：塑华递。 l f 鸭 将哆代入式( 2 5 ) ，可求得耗氧率哌为 = 熹( 一日如吆旷f ( o z ) ( 2 9 ) 将式( 2 7 ) 对时间求导，得c q 产生率圪鸭为 k = 艮c ，：y n ( 2 1 0 ) 呼吸气体交换比r = 圪鸭么，所以由式( 2 9 ) 、( 2 1 0 ) 可直接求得r 为 尺：警舞 ( 2 ) f b f l 【i - f 【l ! 一f q k 该方程也可用于肺泡或其它气体交换部分，对于肺泡气，则存在 耻毒畿 亿2 ， 第9 页 国防科学技术大学研究生院硕十学位论文 式中c 仍、e 。协分别为肺泡气中0 2 和c q 浓度的百分比，它们与肺泡中0 2 、 c q 分压的关系分别为e q = 只啦“b 一4 7 ) 和c 。d z = 只。 ( ) 2 ( p b 一4 7 ) 。 式中只伪、只。协分别表示q 及c q 在肺泡中的分压，在体温下，水蒸汽压为 4 7 m m h g ，最为大气压。将上述关系代入式( 2 1 2 ) ，可得 凡：釜兰：一亿3 ， 哳如哳 忍一4 7b 一4 7 整理后可得 吨c 卅7 心 i f 五+ 掣 亿- 4 ， 正常人肺泡氧分压只限约为3 9 m m h g ( 1 m m 汞柱等于1 3 6 m m 水柱) ，呼吸 交换比约为o 8 2 ，利用式( 2 1 4 ) 可以估计飞行、潜水时维持适当肿泡氧分压所需 供氧的百分比，在利用高压氧的治疗中，也可用于计算供氧量。 进行人工呼吸治疗时为满足人体氧的供应量，往往需要加大进入肺的气体含 氧量甚至采用纯氧通气。因此治疗呼吸机采用双气路进气混合后再输入到肺，这 也是病房中供应空气和纯氧两种气源的原因。医生根据对病情的诊断和肺中的呼 吸交换比，以及血液中的含氧量等数据的分析决定人工呼吸治疗时气体氧含量 r 刚 。r 砌 决定后可计算出空气和纯氧的比例，呼吸机依此比例对气路进行控 制。 如果已知空气在混合气体中的百分比为l ，c 帕、 分别为空气和纯氧中 q 的百分比，则混合气体氧含量为c ，一如。c ，+ f 如( i - c ，) 。因此氏龇如决定后c ， 的计算方法为： f 。= 百t o x t ) 2 - - 。i n e e d ( ) 2 ( 2 15 ) ，rpr 1 、一， 正常情况c 一 为2 1 ，毛，凡为1 0 0 ，那么式( 2 1 5 ) 可简化为： = 丝丢产 ( 2 1 6 ) 2 1 3 呼吸力学参数 1 呼吸压力 呼吸由呼吸系统完成，呼吸系统由呼吸道、肺和呼吸肌组成。鼻、咽、喉为 上呼吸道，气管和各级支气管为下呼吸道。肺由弹性组织构成。呼吸肌包含肋间 第1 0 页 国防科学技术火学研究生院硕士学位论文 外肌、膈肌、肋i 日j 内肌和辅助呼吸肌。呼吸时呼吸控制中枢产生一个神经信号驱 使各呼吸肌群运动保证足够的能力进行呼吸。由于呼吸肌的舒缩而造成胸腔有规 律的扩大与缩小相交替的运动称为呼吸运动。呼吸运动包括吸气和呼气两个过程。 平和吸气时，肋间外肌收缩，肋骨上提，胸骨向上向外移动，使胸廓前后径和左 右径都增大；同时，膈肌收缩，膈顶部下降，使胸廓的上下径增大。此时，胸廓 扩大，肺扩张，肺的容积增大，肺内气压下降，外界空气通过呼吸道进入肺，完 成吸气动作。当肋问外肌舒张时，肋骨因重力作用而下降，使胸廓的前后径和左 右径都缩小；同时，膈肌舒张，膈顶部回升，使胸廓的上下径缩小。此时，胸廓 缩小，肺也随着回缩，肺容积偏小，肺内气压升高，迫使肺泡内的部分气体通过 呼吸道排出体外，完成呼气动作。过程中涉及的各压力含义如图2 2 所示1 3 j ： 胸膜腔内压肺组织的弹性回缩力与胸廓二者作用于胸膜腔，产生的胸膜 腔内负压。 肺内压( 肺泡压) 肺泡内的压力。 气道内压口腔外部气压与肺泡压之差。f 常呼吸时口腔外部气压为当地 大气压。 一 跨气道压气道壁内外压差，使气道扩张或收缩的压力。 跨胸廓压肺内压与胸廓外气压之差，是扩张或压缩胸壁和肺脏的总压力。 跨肺压肺内压与胸内压之差，使肺脏扩张或收缩的压力。 跨胸壁压胸内压与大气压之差。 跨气道压 跨胸廓压 跨肺压 跨胸雅压 肺泡压 胸膜腔内压 大气压 图2 2 呼吸压力不恿图 2 弹性阻力 胸廓和肺都有弹性。静息呼气未，办即在功能残气量( 约为肺总量的4 0 ) 时，胸廓向外扩张与肺脏向内收缩的弹性达到平衡。在正常人肺容量约为肺总量 的6 7 时，胸壁处于它的中间自然位置。超过这一容量，胸廓壁弹性方向向内， 与肺组织弹性方向相同；小于这一容量，与肿组织弹性处于相对抗状态。 弹性以顺应性( l c m h 2 0 )