強迫振蕩技術是一種通過對呼吸系統施加外部強迫振蕩氣體，并檢測經氣道后氣體壓力和流量變化，結合系統辨識方法來獲得呼吸系統阻力特性的主動型肺功能檢測技術。本文研制了強迫振蕩法的肺功能測量系統，對振蕩氣體發生單元主要構件、壓力和流量傳感器選型、振蕩氣體激勵信號的設計以及壓力、流量傳感信號同步數據采集等進行了深入分析，搭建了基于LabVIEW的軟硬件測量系統。基于該測量系統，分析了壓力和流量傳感器性能，得到了系統振蕩壓力頻響曲線，基于該頻響曲線，修正了振蕩氣體發生單元在各頻率點（4~40 Hz）的壓力信號幅度。最后，使用主動模擬肺ASL5000進行了呼吸阻抗的模擬測試。測試結果表明，本系統可以正確測量呼吸系統阻抗。
引用本文： 張楠, 劉曉莉, 周娟, 梁洪, 張政波, 曹德森, 王衛東. 基于強迫振蕩技術的肺功能測量系統研究. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(6): 1110-1115. doi: 10.7507/1001-5515.20160177 復制
引言
近年來，老人、兒童等敏感人群的呼吸系統疾病發病率以及哮喘、慢性阻塞性肺病(chronic obstructive pulmonary disease,COPD)患者的疾病發作率有不斷增加的趨勢[1-2]。肺功能測試是胸肺疾病及呼吸生理的重要檢查內容，對呼吸功能評價、呼吸系統疾病診斷及治療效果評估具有重要意義。傳統肺功能檢測需要患者理解醫生指令并給予配合，而老人、兒童、聽障和智障患者等人群難以做到；此外，傳統肺功能儀不能區分阻塞性通氣功能障礙患者阻塞發生的部位。
振蕩肺功能檢測是基于強迫振蕩技術的呼吸阻抗測量新方法，與傳統肺功能儀以受試者作為信號源的被動測試方法不同，它是一種主動測量方法，利用儀器產生激勵信號，檢測受試者的反應。它可以測出氣道、肺和胸壁的粘性阻力、彈性阻力和慣性阻力，能夠反映氣道和肺順應性的改變，分辨吸氣相和呼氣相的阻力變化，區分氣道阻塞部位、嚴重程度和呼吸動力學等特征，對于哮喘、COPD等患者阻塞性通氣功能障礙的檢測具有明顯的優勢。此外，這種測試方法在自然呼吸狀態下即可進行，不需要測試者的主動配合，非常適用于老人及幼兒等[3~5]。
強迫振蕩技術最早由Dubois等[6]于1956年提出，經過60年的發展，目前已由實驗室原型技術發展成為臨床呼吸系統疾病診斷的應用技術[7]，國際上一些單位推出了相關產品，歐洲呼吸協會針對強迫振蕩技術的臨床應用也已提出了相應的技術規范[8~12]。國內目前一些醫療單位買入了進口的振蕩肺功能儀并開展了臨床應用，但對于振蕩肺功能儀的研制仍處于探索階段[13-14]。本文在對振蕩肺功能儀原理研究理解的基礎上，自主研制了振蕩肺功能儀系統。針對系統所要達到的指標，對各關鍵部件的選型進行了分析；針對各類振蕩信號的產生、采集和處理需求，基于LabVIEW構建了集振蕩信號發生，壓力、流量信號采集、存儲及信號分析處理為一體的軟件測試平臺；結合實際系統的結構和電路設計，對振蕩單元、壓力和流量傳感器等系統關鍵部件進行了測試和標定，對振蕩單元低頻響應不足的問題進行了詳細地分析及改進，并驗證了改進效果。最后進行了呼吸系統阻抗測試的模擬試驗，驗證了系統的工作性能。
1 系統設計
振蕩肺功能儀通過外加強迫振蕩氣體作用于呼吸系統，測量呼吸系統在該振蕩氣體壓力下氣流流量的改變，從而測得呼吸系統的阻抗值，通過辨識呼吸系統對于不同頻率信號的阻抗特性來測評呼吸系統性能，以及對呼吸疾病進行分析、診斷。詳細工作原理參見文獻[7]。
根據振蕩肺功能儀的工作原理，其系統包括硬件系統和軟件系統兩部分：硬件系統主要實現振蕩氣體的產生、氣體壓力和流量的檢測、數據的采集等功能；軟件系統主要完成測試信號生成、數據采集的控制、存儲及分析處理等功能。
1.1 硬件系統設計
硬件系統包括振蕩氣體發生裝置、壓力傳感器、流量傳感器和數據采集器等，如圖 1所示。
圖1
振蕩肺功能硬件系統示意圖
Figure1.
Schematic of the hardware of the FOT system
(1) 振蕩氣體發生裝置。由D/A轉換器、功率放大器和揚聲器組成。上位機產生檢測所需的數字信號，經D/A轉換器變為模擬信號輸出，由功率放大器放大后，驅動揚聲器產生振蕩的氣體。D/A轉換器為NI公司的DAQ設備USB-6366的D/A輸出端口。功率放大器的增益倍數可調，可將信號放大到合適的功率。揚聲器要能夠在足夠短的時間內產生足夠量的振蕩氣體，以滿足系統辨識的要求[7]。為避免呼吸系統對過度激勵產生非線性失真，振蕩氣體產生的壓力不能超過5 cm H2O，理想的壓力為1~3 cm H2O。我們選擇了JBL的145型超低音揚聲器，其靈敏度為92 dB/W，額定功率200 W，阻抗8 Ω。振蕩肺功能儀要求的振蕩氣壓信號頻率是4~40 Hz，但揚聲器驅動的氣體振蕩在低頻段有較大衰減，可以通過不同頻率點不同驅動功率加以矯正。
(2) 壓力傳感器和流量傳感器。壓力傳感器和流量傳感器應使4~40 Hz的振蕩信號有效通過，同時具有較好的線性度(－500~500 Pa測量范圍內，線性度在2%以內)。壓力傳感器選擇Silicon Microstructures公司的SM5852-001型傳感器，它集成了高性能放大器及先進的信號處理技術，支持數字輸出和模擬輸出。流量傳感器選擇麥邦光電儀器有限公司的MSA99型流量傳感器，響應時間2 ms，可以滿足動態流量測量的需求。壓力和流量傳感器的標定曲線由測試得到，具體的測試方法和結果見2.1節。
(3) 數據采集器。數據采集器采用NI公司的USB-6366型DAQ，它具備8路同步模擬輸入通道，單通道A/D轉換速率最高可達2 MS/s，16位分辨率；具備2路模擬輸出通道，單通道D/A轉換速率最高可達3.33 MS/s，16位分辨率，輸出電壓范圍為±10 V。
1.2 軟件系統設計
軟件系統設計基于LabVIEW平臺設計，主要包括信號發生模塊、數據采集和存儲模塊以及信號分析模塊。
1.2.1 信號發生模塊
根據振蕩肺功能儀測試的要求，我們希望能對整個系統的頻率響應特性進行詳細地測試分析。頻率、幅度可調的單頻正弦波無疑是進行系統測試階段較理想的輸入信號，這種方式的信號產生以及信號特征的確定都相對簡單，頻域能量集中。而在實際應用中，要反映整個呼吸系統各個部位、不同成分的阻力，并且能夠對信號進行快速地處理及分析，則需要用頻率范圍覆蓋4~40 Hz的寬頻信號。寬頻信號的形式有多種，周期性脈沖信號、多頻率合成信號、偽隨機信號等都具有寬頻特征，因此在信號發生模塊，對單頻信號、周期性方波、三角波、鋸齒波、脈沖波等以及偽隨機信號分別進行了設計，以對比它們用在寬頻肺功能儀上的性能及效果。
根據應用的需求，設計了信號發生模塊，界面如圖 2(a)所示。信號發生模塊分為三個子模塊，各模塊通過布爾控件進行選擇。第一個模塊為周期信號發生模塊，可以產生正弦波、周期性的方波、三角波、鋸齒波、脈沖波等；第二個模塊為調制信號發生模塊，可以對周期信號進行調制，從而產生更豐富的頻率成分；第三個模塊為多頻率合成信號發生模塊，多頻率合成信號為多個單頻信號的組合輸出，每個信號成分的頻率、幅度、相位都可以獨立設置。多頻率合成信號對于寬頻振蕩肺功能儀的測試具有很重要的意義，因為其可以避免采用單頻信號而必須進行的多次測量，而且可以針對每個信號成分的頻率、幅度、相位等進行分別設置，幅度的獨立設置可以有效補償由于揚聲器低頻響應差而帶來的檢測失真的問題，相位的獨立設置可以避免由于多頻率信號同相位疊加而引起的信號強度過大或過小問題。除了可以設置原始信號幅值、頻率、相位等參數外，還可以對原始信號進行頻譜分析。
圖2
信號發生和采集軟件界面
(a)信號發生軟件界面；(b)信號采集軟件界面
Figure2. Software interface of the signal generating and data sampling(a) software interface of the signal generating; (b) software interface of the data sampling
1.2.2 數據采集及信號分析模塊
數據采集模塊主要包括以下功能：多通道數據的同步實時采集、實時顯示、數據存儲、信號初步分析。通過布爾控件可以對這些功能進行組合。數據采集模塊可以實現對測得信號的實時判斷，為實驗過程監控及參數的隨時調整提供方便，并為后續信號的深入分析保留數據。數據采集及信號實時顯示分析操作界面如圖 2(b)所示。信號分析模塊利用Matlab進行編程，用Matlab script節點嵌入Labview程序中，能夠即時顯示采集信號的時、頻域波形，以及對呼吸系統阻抗進行計算。
2 系統測試
2.1 壓力傳感器和流量傳感器的性能測試及標定
壓力傳感器和流量傳感器是測量系統的重要器件，其性能直接決定了測試結果的準確性。雖然在系統設計時，我們已經充分考慮了應用需求而對傳感器進行了選型，但是基于以下三個原因，還需要對傳感器進行重新測試和標定：① 壓力傳感器說明書中雖然給出了響應特性，但在實際應用時，我們對壓力傳感信號進行了分壓處理，因此響應曲線與說明書中給定的相比有變化；② 流量傳感器沒有給出響應曲線；③ 測試傳感器的性能(線性度)是否能達到標稱值。標定時，將標定曲線表達為壓力/流量關于輸出電壓的變化關系，以便于通過傳感器輸出電壓得到振蕩氣體壓力/流量的值。
2.1.1 壓力傳感器的標定曲線
進行壓力傳感器標定時，采用氣體造壓臺造壓，并以德魯克DPI610型高精度數字壓力計作為壓力測試標準裝置，同時用待標定壓力傳感器傳感壓力信號，并記錄輸出的電壓信號。正反行程交替加壓，而測試的壓力范圍為－500~500 Pa。然后對測得的信號用最小二乘法進行擬合，得到壓力傳感器的標定曲線和標定方程，如圖 3所示。經計算，線性度為1.12%，滿足線性度小于2%的要求。
圖3
壓力傳感器標定曲線及標定方程
Figure3.
Calibration curve of the pressure sensor and the calibration equation
2.1.2 流量傳感器的標定曲線
進行流量傳感器標定時，采用Alicat流量控制器控制并讀取氣體流量，該流量控制器的量程為250 L/min，滿量程誤差為0.6%，同時用流量傳感器測量流量，讀取傳感電壓。我們選擇的測量范圍為5~141 L/min，71 L/min以下間隔3 L/min測量一個流量點，71~141 L/min時每隔10 L/min測量一個流量點。對標準流量和流量傳感電壓測量值進行最小二乘擬合，得到的標定曲線及標定方程如圖 4所示。經計算線性度為1.4%，滿足線性度小于2%的要求。
圖4
流量傳感器標定曲線及標定方程
Figure4.
Calibration curve of the flow sensor and the calibration equation
2.2 振蕩單元頻響特性測試
振蕩信號是通過對上位機輸出的信號進行功率放大后驅動揚聲器產生的，如果上位機輸出的信號幅值過大，或功率放大器放大倍數過大，則會產生振蕩信號失真現象，而輸出信號幅值太小，或功率放大器放大倍數不夠，生成的振蕩信號的壓力值又不能滿足應用需求，因此要對振蕩單元的頻響特性進行測試。
在信號發生模塊中對產生信號進行設置，信號的類型為正弦波，測試頻點在4~40 Hz之間，其中4~20 Hz之間每間隔2 Hz取一個頻點，20~40 Hz之間每間隔4 Hz取一個頻點，信號幅度均設為0.3 V，適當調節功率放大器增益后保持不變。振蕩氣體信號發出后，在圖 1輸出端開路狀態下對壓力傳感器的信號進行采集。根據壓力傳感器的標定曲線，將得到的電壓信號轉換成以cm H2O為單位的壓力值，測試結果如圖 5所示。
圖5
輸入電壓為0.3 V時不同頻率下的振蕩氣體壓力頻響曲線
Figure5.
Oscillating gas pressure response at different frequencies with the input voltage of 0.3 V
通過圖 5可以看到，在上位機輸出信號幅值相同時，振蕩單元的壓力頻率響應不平坦，低頻部分的壓力幅值較小，隨著頻率的增加，響應趨于平坦，平坦部分的壓力水平約為2.2 cm H2O，根據文獻[15]，滿足呼吸系統測試壓力要求。而4 Hz的壓力水平約為0.5 cm H2O，距2.2 cm H2O的壓力水平相差較遠，直到16 Hz處，壓力才接近2 cm H2O水平。針對這種現象，需要對不同頻率的輸出信號進行幅度補償和修正，才能保證在振蕩單元輸出的氣體壓力頻響4~40 Hz基本平坦并滿足測試要求的水平。
圖6
不同頻率下振蕩氣體壓力隨電壓的變化曲線
Figure6.
Curve of the oscillation gas pressure changing with the voltage at different frequencies
為確定各測試頻點振蕩氣源輸出達到2 cm H2O壓力水平時對應的電壓值，針對上述4~40 Hz的各頻點，分別加不同的電壓測試振蕩氣體的壓力值，測試曲線如圖 6所示。因揚聲器的低頻幅度響應較低，所以低頻部分加載的電壓幅值比高頻部分大，其中4 Hz和8 Hz的電壓從0.2 V加載到1 V，而12 Hz以上頻點電壓只加載到0.4 V，以避免振蕩信號的失真。
從圖 6可以看出，當頻率為4~12 Hz時，壓力達到2 cm H2O的電壓幅值各不相同。其中頻率為4 Hz時，電壓約為0.8 V；而頻率為12 Hz時，電壓為0.3 V；當頻率超過14 Hz后，壓力達到2 cm H2O對應的電壓相差不多，尤其是16~20 Hz的壓力響應曲線幾乎重合，達到2 cm H2O對應的電壓約為0.2 V。這意味著要達到2 cm H2O左右的壓力水平，需要對不同振蕩頻率的信號幅度加以修正。
根據圖 6測試結果對不同頻率振蕩發生信號的幅值進行修正后，振蕩壓力水平如圖 7所示。從圖 7可以看出，修正后的振蕩壓力水平基本平坦，在2 cm H2O左右。
圖7
修正后不同頻率信號的振蕩壓力值
Figure7.
Oscillation pressure values of signals with different frequency after correction
3 呼吸阻抗量試的模擬試驗
為了驗證所研制的振蕩肺功能儀的阻抗測試性能，利用ASL5000型主動模擬肺進行了呼吸阻抗的模擬測試試驗。ASL5000型主動模擬肺可以模擬從新生兒到成人的各種呼吸情景，設置阻力、順應性等各種肺的參數。
計算呼吸系統阻抗時，對壓力傳感器和流量傳感器測得的信號分別進行傅里葉變換，并找到關注頻點處的傅里葉變換值，利用壓力信號的傅里葉變換值除以流量信號的傅里葉變換值，可得到關注頻點處的呼吸阻抗[7-8, 16]。
設置ASL5000為常規肺RC模型，模型及相關參數含義參見文獻[7]，值得注意的是，ASL所模擬的順應性并不是通過真正的彈性體實現的，所以該模擬試驗不適于驗證順應性C值測試的準確性，我們通過該試驗驗證粘性阻力R值測試的性能。設置信號頻率為5 Hz，C為100 mL/cm H2O并保持不變，R的設置值和經振蕩肺功能儀測試并計算所得到的值如表 1所示。
表1
粘性阻力R的測試結果
Table1.
Measured results of viscosity resistance
從表 1可以看出，利用本文所研制的振蕩肺功能儀測試得到的粘性阻力測試值和設置值較為接近，誤差在10%以內，和文獻[10]中所述的準確性相當，驗證了系統的性能。
4 總結和討論
本文對振蕩肺功能儀的系統設計進行了詳細闡述，分別介紹了系統的工作原理、關鍵器件的選擇、傳感器的標定、信號發生、采集系統的設計，對振蕩單元的響應進行了測試，并用ASL5000進行了阻抗測試的模擬試，初步驗證了本儀器對于呼吸系統阻抗的測試性能。
本文進行阻抗測試時加載的是單頻信號，在實際應用中，加載寬頻信號更有利于在同一時間內得到更多頻點的阻抗，從而獲得更豐富的呼吸系統力學信息。由于多正弦偽隨機合成信號和周期三角脈沖信號具有很寬的頻譜，因而被廣泛地使用[17-18]。利用多正弦偽隨機合成信號和周期三角脈沖信號研究系統響應，并研究相應的阻抗計算分析方法是下一步的工作重點。在傳感器的選型方面，壓力傳感器的選型相對容易，而流量傳感器的選型時，要兼顧傳感器的測量精度、動態特性、頻率響應平坦度等指標，符合要求的流量傳感器并不多，這也使得技術實現難度增加，以后可以考慮其他原理的流量傳感器。在進行阻抗計算時，本文采用了對一定時間段的信號進行頻譜分析的方法得到呼吸阻抗，這樣得到的是呼吸阻抗的平均值。實際上，在每個周期內，呼吸阻抗都是隨著呼氣相和吸氣相的變化而變化的，采用短時傅里葉變換或小波分析的方法，得到呼吸阻抗隨時間的變化值，可以為呼吸力學的分析及呼吸系統疾病診斷提供更多的信息。最后，ASL5000并不是一款阻抗標準元件，因此在這里僅能作為阻抗測試的參考，在后續的研究工作中，還需要選擇更合適的標準阻抗元件，對容抗和感抗的測試性能加以驗證，采用寬頻信號進行實驗測試，以及開展臨床試驗，完善和優化振蕩肺功能儀系統性能，使其更適用于臨床應用。
引言
近年來，老人、兒童等敏感人群的呼吸系統疾病發病率以及哮喘、慢性阻塞性肺病(chronic obstructive pulmonary disease,COPD)患者的疾病發作率有不斷增加的趨勢[1-2]。肺功能測試是胸肺疾病及呼吸生理的重要檢查內容，對呼吸功能評價、呼吸系統疾病診斷及治療效果評估具有重要意義。傳統肺功能檢測需要患者理解醫生指令并給予配合，而老人、兒童、聽障和智障患者等人群難以做到；此外，傳統肺功能儀不能區分阻塞性通氣功能障礙患者阻塞發生的部位。
振蕩肺功能檢測是基于強迫振蕩技術的呼吸阻抗測量新方法，與傳統肺功能儀以受試者作為信號源的被動測試方法不同，它是一種主動測量方法，利用儀器產生激勵信號，檢測受試者的反應。它可以測出氣道、肺和胸壁的粘性阻力、彈性阻力和慣性阻力，能夠反映氣道和肺順應性的改變，分辨吸氣相和呼氣相的阻力變化，區分氣道阻塞部位、嚴重程度和呼吸動力學等特征，對于哮喘、COPD等患者阻塞性通氣功能障礙的檢測具有明顯的優勢。此外，這種測試方法在自然呼吸狀態下即可進行，不需要測試者的主動配合，非常適用于老人及幼兒等[3~5]。
強迫振蕩技術最早由Dubois等[6]于1956年提出，經過60年的發展，目前已由實驗室原型技術發展成為臨床呼吸系統疾病診斷的應用技術[7]，國際上一些單位推出了相關產品，歐洲呼吸協會針對強迫振蕩技術的臨床應用也已提出了相應的技術規范[8~12]。國內目前一些醫療單位買入了進口的振蕩肺功能儀并開展了臨床應用，但對于振蕩肺功能儀的研制仍處于探索階段[13-14]。本文在對振蕩肺功能儀原理研究理解的基礎上，自主研制了振蕩肺功能儀系統。針對系統所要達到的指標，對各關鍵部件的選型進行了分析；針對各類振蕩信號的產生、采集和處理需求，基于LabVIEW構建了集振蕩信號發生，壓力、流量信號采集、存儲及信號分析處理為一體的軟件測試平臺；結合實際系統的結構和電路設計，對振蕩單元、壓力和流量傳感器等系統關鍵部件進行了測試和標定，對振蕩單元低頻響應不足的問題進行了詳細地分析及改進，并驗證了改進效果。最后進行了呼吸系統阻抗測試的模擬試驗，驗證了系統的工作性能。
1 系統設計
振蕩肺功能儀通過外加強迫振蕩氣體作用于呼吸系統，測量呼吸系統在該振蕩氣體壓力下氣流流量的改變，從而測得呼吸系統的阻抗值，通過辨識呼吸系統對于不同頻率信號的阻抗特性來測評呼吸系統性能，以及對呼吸疾病進行分析、診斷。詳細工作原理參見文獻[7]。
根據振蕩肺功能儀的工作原理，其系統包括硬件系統和軟件系統兩部分：硬件系統主要實現振蕩氣體的產生、氣體壓力和流量的檢測、數據的采集等功能；軟件系統主要完成測試信號生成、數據采集的控制、存儲及分析處理等功能。
1.1 硬件系統設計
硬件系統包括振蕩氣體發生裝置、壓力傳感器、流量傳感器和數據采集器等，如圖 1所示。
圖1
振蕩肺功能硬件系統示意圖
Figure1.
Schematic of the hardware of the FOT system
(1) 振蕩氣體發生裝置。由D/A轉換器、功率放大器和揚聲器組成。上位機產生檢測所需的數字信號，經D/A轉換器變為模擬信號輸出，由功率放大器放大后，驅動揚聲器產生振蕩的氣體。D/A轉換器為NI公司的DAQ設備USB-6366的D/A輸出端口。功率放大器的增益倍數可調，可將信號放大到合適的功率。揚聲器要能夠在足夠短的時間內產生足夠量的振蕩氣體，以滿足系統辨識的要求[7]。為避免呼吸系統對過度激勵產生非線性失真，振蕩氣體產生的壓力不能超過5 cm H2O，理想的壓力為1~3 cm H2O。我們選擇了JBL的145型超低音揚聲器，其靈敏度為92 dB/W，額定功率200 W，阻抗8 Ω。振蕩肺功能儀要求的振蕩氣壓信號頻率是4~40 Hz，但揚聲器驅動的氣體振蕩在低頻段有較大衰減，可以通過不同頻率點不同驅動功率加以矯正。
(2) 壓力傳感器和流量傳感器。壓力傳感器和流量傳感器應使4~40 Hz的振蕩信號有效通過，同時具有較好的線性度(－500~500 Pa測量范圍內，線性度在2%以內)。壓力傳感器選擇Silicon Microstructures公司的SM5852-001型傳感器，它集成了高性能放大器及先進的信號處理技術，支持數字輸出和模擬輸出。流量傳感器選擇麥邦光電儀器有限公司的MSA99型流量傳感器，響應時間2 ms，可以滿足動態流量測量的需求。壓力和流量傳感器的標定曲線由測試得到，具體的測試方法和結果見2.1節。
(3) 數據采集器。數據采集器采用NI公司的USB-6366型DAQ，它具備8路同步模擬輸入通道，單通道A/D轉換速率最高可達2 MS/s，16位分辨率；具備2路模擬輸出通道，單通道D/A轉換速率最高可達3.33 MS/s，16位分辨率，輸出電壓范圍為±10 V。
1.2 軟件系統設計
軟件系統設計基于LabVIEW平臺設計，主要包括信號發生模塊、數據采集和存儲模塊以及信號分析模塊。
1.2.1 信號發生模塊
根據振蕩肺功能儀測試的要求，我們希望能對整個系統的頻率響應特性進行詳細地測試分析。頻率、幅度可調的單頻正弦波無疑是進行系統測試階段較理想的輸入信號，這種方式的信號產生以及信號特征的確定都相對簡單，頻域能量集中。而在實際應用中，要反映整個呼吸系統各個部位、不同成分的阻力，并且能夠對信號進行快速地處理及分析，則需要用頻率范圍覆蓋4~40 Hz的寬頻信號。寬頻信號的形式有多種，周期性脈沖信號、多頻率合成信號、偽隨機信號等都具有寬頻特征，因此在信號發生模塊，對單頻信號、周期性方波、三角波、鋸齒波、脈沖波等以及偽隨機信號分別進行了設計，以對比它們用在寬頻肺功能儀上的性能及效果。
根據應用的需求，設計了信號發生模塊，界面如圖 2(a)所示。信號發生模塊分為三個子模塊，各模塊通過布爾控件進行選擇。第一個模塊為周期信號發生模塊，可以產生正弦波、周期性的方波、三角波、鋸齒波、脈沖波等；第二個模塊為調制信號發生模塊，可以對周期信號進行調制，從而產生更豐富的頻率成分；第三個模塊為多頻率合成信號發生模塊，多頻率合成信號為多個單頻信號的組合輸出，每個信號成分的頻率、幅度、相位都可以獨立設置。多頻率合成信號對于寬頻振蕩肺功能儀的測試具有很重要的意義，因為其可以避免采用單頻信號而必須進行的多次測量，而且可以針對每個信號成分的頻率、幅度、相位等進行分別設置，幅度的獨立設置可以有效補償由于揚聲器低頻響應差而帶來的檢測失真的問題，相位的獨立設置可以避免由于多頻率信號同相位疊加而引起的信號強度過大或過小問題。除了可以設置原始信號幅值、頻率、相位等參數外，還可以對原始信號進行頻譜分析。
圖2
信號發生和采集軟件界面
(a)信號發生軟件界面；(b)信號采集軟件界面
Figure2. Software interface of the signal generating and data sampling(a) software interface of the signal generating; (b) software interface of the data sampling
1.2.2 數據采集及信號分析模塊
數據采集模塊主要包括以下功能：多通道數據的同步實時采集、實時顯示、數據存儲、信號初步分析。通過布爾控件可以對這些功能進行組合。數據采集模塊可以實現對測得信號的實時判斷，為實驗過程監控及參數的隨時調整提供方便，并為后續信號的深入分析保留數據。數據采集及信號實時顯示分析操作界面如圖 2(b)所示。信號分析模塊利用Matlab進行編程，用Matlab script節點嵌入Labview程序中，能夠即時顯示采集信號的時、頻域波形，以及對呼吸系統阻抗進行計算。
2 系統測試
2.1 壓力傳感器和流量傳感器的性能測試及標定
壓力傳感器和流量傳感器是測量系統的重要器件，其性能直接決定了測試結果的準確性。雖然在系統設計時，我們已經充分考慮了應用需求而對傳感器進行了選型，但是基于以下三個原因，還需要對傳感器進行重新測試和標定：① 壓力傳感器說明書中雖然給出了響應特性，但在實際應用時，我們對壓力傳感信號進行了分壓處理，因此響應曲線與說明書中給定的相比有變化；② 流量傳感器沒有給出響應曲線；③ 測試傳感器的性能(線性度)是否能達到標稱值。標定時，將標定曲線表達為壓力/流量關于輸出電壓的變化關系，以便于通過傳感器輸出電壓得到振蕩氣體壓力/流量的值。
2.1.1 壓力傳感器的標定曲線
進行壓力傳感器標定時，采用氣體造壓臺造壓，并以德魯克DPI610型高精度數字壓力計作為壓力測試標準裝置，同時用待標定壓力傳感器傳感壓力信號，并記錄輸出的電壓信號。正反行程交替加壓，而測試的壓力范圍為－500~500 Pa。然后對測得的信號用最小二乘法進行擬合，得到壓力傳感器的標定曲線和標定方程，如圖 3所示。經計算，線性度為1.12%，滿足線性度小于2%的要求。
圖3
壓力傳感器標定曲線及標定方程
Figure3.
Calibration curve of the pressure sensor and the calibration equation
2.1.2 流量傳感器的標定曲線
進行流量傳感器標定時，采用Alicat流量控制器控制并讀取氣體流量，該流量控制器的量程為250 L/min，滿量程誤差為0.6%，同時用流量傳感器測量流量，讀取傳感電壓。我們選擇的測量范圍為5~141 L/min，71 L/min以下間隔3 L/min測量一個流量點，71~141 L/min時每隔10 L/min測量一個流量點。對標準流量和流量傳感電壓測量值進行最小二乘擬合，得到的標定曲線及標定方程如圖 4所示。經計算線性度為1.4%，滿足線性度小于2%的要求。
圖4
流量傳感器標定曲線及標定方程
Figure4.
Calibration curve of the flow sensor and the calibration equation
2.2 振蕩單元頻響特性測試
振蕩信號是通過對上位機輸出的信號進行功率放大后驅動揚聲器產生的，如果上位機輸出的信號幅值過大，或功率放大器放大倍數過大，則會產生振蕩信號失真現象，而輸出信號幅值太小，或功率放大器放大倍數不夠，生成的振蕩信號的壓力值又不能滿足應用需求，因此要對振蕩單元的頻響特性進行測試。
在信號發生模塊中對產生信號進行設置，信號的類型為正弦波，測試頻點在4~40 Hz之間，其中4~20 Hz之間每間隔2 Hz取一個頻點，20~40 Hz之間每間隔4 Hz取一個頻點，信號幅度均設為0.3 V，適當調節功率放大器增益后保持不變。振蕩氣體信號發出后，在圖 1輸出端開路狀態下對壓力傳感器的信號進行采集。根據壓力傳感器的標定曲線，將得到的電壓信號轉換成以cm H2O為單位的壓力值，測試結果如圖 5所示。
圖5
輸入電壓為0.3 V時不同頻率下的振蕩氣體壓力頻響曲線
Figure5.
Oscillating gas pressure response at different frequencies with the input voltage of 0.3 V
通過圖 5可以看到，在上位機輸出信號幅值相同時，振蕩單元的壓力頻率響應不平坦，低頻部分的壓力幅值較小，隨著頻率的增加，響應趨于平坦，平坦部分的壓力水平約為2.2 cm H2O，根據文獻[15]，滿足呼吸系統測試壓力要求。而4 Hz的壓力水平約為0.5 cm H2O，距2.2 cm H2O的壓力水平相差較遠，直到16 Hz處，壓力才接近2 cm H2O水平。針對這種現象，需要對不同頻率的輸出信號進行幅度補償和修正，才能保證在振蕩單元輸出的氣體壓力頻響4~40 Hz基本平坦并滿足測試要求的水平。
圖6
不同頻率下振蕩氣體壓力隨電壓的變化曲線
Figure6.
Curve of the oscillation gas pressure changing with the voltage at different frequencies
為確定各測試頻點振蕩氣源輸出達到2 cm H2O壓力水平時對應的電壓值，針對上述4~40 Hz的各頻點，分別加不同的電壓測試振蕩氣體的壓力值，測試曲線如圖 6所示。因揚聲器的低頻幅度響應較低，所以低頻部分加載的電壓幅值比高頻部分大，其中4 Hz和8 Hz的電壓從0.2 V加載到1 V，而12 Hz以上頻點電壓只加載到0.4 V，以避免振蕩信號的失真。
從圖 6可以看出，當頻率為4~12 Hz時，壓力達到2 cm H2O的電壓幅值各不相同。其中頻率為4 Hz時，電壓約為0.8 V；而頻率為12 Hz時，電壓為0.3 V；當頻率超過14 Hz后，壓力達到2 cm H2O對應的電壓相差不多，尤其是16~20 Hz的壓力響應曲線幾乎重合，達到2 cm H2O對應的電壓約為0.2 V。這意味著要達到2 cm H2O左右的壓力水平，需要對不同振蕩頻率的信號幅度加以修正。
根據圖 6測試結果對不同頻率振蕩發生信號的幅值進行修正后，振蕩壓力水平如圖 7所示。從圖 7可以看出，修正后的振蕩壓力水平基本平坦，在2 cm H2O左右。
圖7
修正后不同頻率信號的振蕩壓力值
Figure7.
Oscillation pressure values of signals with different frequency after correction
3 呼吸阻抗量試的模擬試驗
為了驗證所研制的振蕩肺功能儀的阻抗測試性能，利用ASL5000型主動模擬肺進行了呼吸阻抗的模擬測試試驗。ASL5000型主動模擬肺可以模擬從新生兒到成人的各種呼吸情景，設置阻力、順應性等各種肺的參數。
計算呼吸系統阻抗時，對壓力傳感器和流量傳感器測得的信號分別進行傅里葉變換，并找到關注頻點處的傅里葉變換值，利用壓力信號的傅里葉變換值除以流量信號的傅里葉變換值，可得到關注頻點處的呼吸阻抗[7-8, 16]。
設置ASL5000為常規肺RC模型，模型及相關參數含義參見文獻[7]，值得注意的是，ASL所模擬的順應性并不是通過真正的彈性體實現的，所以該模擬試驗不適于驗證順應性C值測試的準確性，我們通過該試驗驗證粘性阻力R值測試的性能。設置信號頻率為5 Hz，C為100 mL/cm H2O并保持不變，R的設置值和經振蕩肺功能儀測試并計算所得到的值如表 1所示。
表1
粘性阻力R的測試結果
Table1.
Measured results of viscosity resistance
從表 1可以看出，利用本文所研制的振蕩肺功能儀測試得到的粘性阻力測試值和設置值較為接近，誤差在10%以內，和文獻[10]中所述的準確性相當，驗證了系統的性能。
4 總結和討論
本文對振蕩肺功能儀的系統設計進行了詳細闡述，分別介紹了系統的工作原理、關鍵器件的選擇、傳感器的標定、信號發生、采集系統的設計，對振蕩單元的響應進行了測試，并用ASL5000進行了阻抗測試的模擬試，初步驗證了本儀器對于呼吸系統阻抗的測試性能。
本文進行阻抗測試時加載的是單頻信號，在實際應用中，加載寬頻信號更有利于在同一時間內得到更多頻點的阻抗，從而獲得更豐富的呼吸系統力學信息。由于多正弦偽隨機合成信號和周期三角脈沖信號具有很寬的頻譜，因而被廣泛地使用[17-18]。利用多正弦偽隨機合成信號和周期三角脈沖信號研究系統響應，并研究相應的阻抗計算分析方法是下一步的工作重點。在傳感器的選型方面，壓力傳感器的選型相對容易，而流量傳感器的選型時，要兼顧傳感器的測量精度、動態特性、頻率響應平坦度等指標，符合要求的流量傳感器并不多，這也使得技術實現難度增加，以后可以考慮其他原理的流量傳感器。在進行阻抗計算時，本文采用了對一定時間段的信號進行頻譜分析的方法得到呼吸阻抗，這樣得到的是呼吸阻抗的平均值。實際上，在每個周期內，呼吸阻抗都是隨著呼氣相和吸氣相的變化而變化的，采用短時傅里葉變換或小波分析的方法，得到呼吸阻抗隨時間的變化值，可以為呼吸力學的分析及呼吸系統疾病診斷提供更多的信息。最后，ASL5000并不是一款阻抗標準元件，因此在這里僅能作為阻抗測試的參考，在后續的研究工作中，還需要選擇更合適的標準阻抗元件，對容抗和感抗的測試性能加以驗證，采用寬頻信號進行實驗測試，以及開展臨床試驗，完善和優化振蕩肺功能儀系統性能，使其更適用于臨床應用。