劉能鋒,龔科瑜,潘雅楠

　?。ü枮I工業(yè)大學 深圳研究生院 機電工程與自動化學院，廣東 深圳518055）

        摘要：目前臨床上對無法自主排尿病人的排尿護理通常采用間歇性導尿技術，該方法對醫(yī)護人員經驗要求較高，且無法進行排尿訓練，護理不當容易造成并發(fā)感染，影響患者康復。為了能更好地幫助病人進行輔助排尿，設計了一種基于模糊控制算法的排尿輔助護理儀，最后通過膀胱模擬實驗裝置證明其控制效果。

　　關鍵詞：排尿輔助護理儀；殘余尿液控制；模擬膀胱實驗

　　中圖分類號：TP368文獻標識碼：ADOI： 10.19358/j.issn.1674-7720.2017.02.028

　　引用格式：劉能鋒,龔科瑜,潘雅楠.一種排尿輔助護理儀設計［J］.微型機與應用，2017,36（2）：93-95.

0引言

　　在臨床上，間歇導尿技術是治療脊髓損傷后幫助患者解決排尿功能障礙的一種有效措施。目前該技術主要由護理人員手動操作，不僅工作量大，而且在間歇時間把握上往往要依靠經驗，對排尿情況無法實現(xiàn)實時監(jiān)測記錄，操作過程掌握不當容易引起病人尿路感染造成損傷，甚至會導致患者腎功能出現(xiàn)障礙。因此設計一種能自動監(jiān)測膀胱尿量并進行排尿的護理儀對該類患者的護理尤為重要［1］。

1設計方案

　　1.1設計要求

　　排尿輔助護理儀設計要求如下：

　　（1）實時監(jiān)測患者膀胱尿量，并按照設定要求進行排尿；

　?。?）具備體位變化、呼吸周期、咳嗽等偵測功能；

　?。?）有必要的人機交互功能；

　?。?）具備一定的數據統(tǒng)計功能，便于醫(yī)生進行跟蹤治療。

　　根據以上要求，排尿輔助護理儀的基本功能如圖1所示。

　　1.2設計方案

　　排尿輔助護理儀的基本原理是通過壓力傳感器監(jiān)測膀胱內壓力，得到的壓力信號經過放大電路調制到合適的電壓范圍，然后傳輸到微處理器，判斷其排尿及排尿時間，并控制負壓吸引裝置把膀胱內尿液排出體外，使尿液最終排到集尿袋中，護理儀的基本原理圖如圖2所示。

2關鍵硬件結構設計

　　2.1護理儀液路設計

　　由于要完成排尿功能，排尿輔助護理儀須合理設計液路連接。在排尿輔助護理儀的液路設計中，膀胱內的尿液首先通過導尿管，然后通過連接接頭與護理儀進行連接。在護理儀中設置有單向閥，單向閥的主要功能是避免在非排尿時間內護理儀的內部環(huán)境對人體的膀胱造成感染。其液路示意圖如圖3所示。

　　2.2負壓吸引模塊設計

　　人體排尿速率通常為5~30 ml/s。如果排尿速率太快會導致膀胱內壓力下降太快，造成血液回流心臟不足，嚴重時甚至會導致暈厥。因此要將負壓吸引泵的流量控制在合理范圍內。本文選擇TIMEKA的TKWP2708作為負壓泵，該泵為氣液兩用泵，泵的電壓、流量、出水壓都能夠滿足新型排尿輔助護理儀的要求。在流量控制上，通過單片機產生PWM控制L298N的H橋，從而實現(xiàn)流速控制。

　　2.3壓力監(jiān)測模塊設計

　　壓力監(jiān)測模塊是排尿輔助護理儀的核心模塊，主要包括了壓力傳感器的選擇與應用、AD放大器的選擇與應用等內容。

　　2.3.1壓力傳感器的選擇與應用

　　選擇壓力傳感器時需要考慮以下幾點［2］：（1）壓力傳感器的應用環(huán)境：人體的尿液大多數是酸性，膀胱內溫度小于40℃，同時要考慮壓力傳感器彈性膜的耐壓極限。（2）壓力傳感器量程：一般人的膀胱內儲存尿量的最大值為300～400 mL，此時膀胱內壓力大約增加到5~7 kPa,因此選擇壓力傳感器的最大工作量程應與傳感器滿量程接近。（3）壓力傳感器的分辨率：由人體排尿壓為1.3~1.8 kPa，因此傳感器靈敏度至少為0.1 kPa。

　　綜合以上分析選擇應用GZP系列壓力傳感器，該傳感器應用惠斯通電橋結構測壓力值，耐腐蝕性。壓力量程為10 kPa，工作溫度為-40~+80℃，輸出典型值為40～70 mV。本文對選取的傳感器進行了電壓壓強測試，其曲線圖如圖4所示,根據曲線圖測試結果，本文選擇的壓力傳感器的線性度良好，符合使用要求。

　　2.3.2放大器的選擇與應用

　　壓力傳感器的輸出電壓范圍為0～70 mV，因此需要設計放大電路。這里選用集成單電源儀表放大器AD623，該放大器具有采集功耗比較低、采集數據的精度高的特點，護理儀傳感器和AD623的硬件電路連接圖如圖5所示。最后測試傳感器和AD放大器的線性輸出范圍。

　　2.4核心及其他模塊設計

　　MCU核心系統(tǒng)模塊主要是采用ATMEL公司的高性能低功耗ATmega88PA作為主控芯片，使用其中的ADC作為信號采集端口，PWM及I/O作為一些自動控制的MCU能夠起到很好的處理作用。ATmega88PA比傳統(tǒng)的89C51單片機的I/O口的處理功能更加強大，同時AVR單片機內部集成了最小系統(tǒng)，在使用時也比51單片機方便很多［3］。顯示部分，采用LCD1602作為顯示模塊顯示狀態(tài)。

　　為了方便用戶使用手機等移動終端控制護理儀并實現(xiàn)信息交互，核心芯片通過串口與藍牙HC05模塊通信，藍牙HC-05模塊主控芯片為CSR公司開發(fā)的BC417，支持藍牙v2.0+EDR，支持全網全速藍牙操作，核心電壓為1.8 V，I/O電壓為1.8~3.6 V。

3軟件及算法設計

　　排尿輔助護理儀運用ICCAVR進行編程，并設計了模糊控制算法實現(xiàn)具體功能。

　　3.1壓力數據濾波算法

　　根據前人的研究分析可知人體膀胱內壓力變化具有以下幾個特點：（1）不穩(wěn)定性：人體的膀胱內系統(tǒng)是一個開放性的系統(tǒng)，其與人體其他部位以及人體外界有著緊密的聯(lián)系，人體的身體狀況變化以及人的精神狀態(tài)的變化都會使膀胱內壓不穩(wěn)定。（2）干擾性：人的體位、腹內壓以及逼尿肌收縮等都會引起膀胱內壓的短暫的變化，這些都是影響膀胱內壓監(jiān)測的干擾因素。（3）變化緩慢性：人體排尿整個過程中膀胱內壓力隨時間變化的速率比較緩慢，受人的飲水、身體狀況等因素影響，從儲尿到排尿的整個過程基本在2個小時以上。為保證采集的膀胱內壓力信號數據的精確度，樣機中采用中值位濾波算法與算術平均濾波算法相結合的方法，對壓力信號進行濾波處理，然后再作為新型排尿輔助護理儀的輸入，作為判斷排尿過程的主要標志之一。采集信號以及濾波的整個過程如圖6所示。

　　3.2模糊護理儀設計

　　在模糊控制算法中，模糊控制護理儀是雙輸入單輸出模型，以壓力和壓力變化率為輸入。壓力輸入為呼吸周期的時間T內壓力均值，以此避免由于呼吸頻率引起的壓力波峰到達排尿壓而出現(xiàn)的誤排尿。同時采取時間周期T內的壓力波動變化的波峰與波谷得到的壓力差的變化率作為護理儀的另一個輸入，這樣就可以避免由于人體的體位的變化、咳嗽等瞬間膀胱內壓力增大的情況而造成的誤排尿。也就是只有當在呼吸頻率周期內的平均壓力以及最大的壓力變化率都符合人體膀胱排尿的設定值并能夠保持若干周期時才開始進行排尿，護理儀的輸出為負壓吸引泵的工作時間t。其程序設計流程圖如圖7所示［45］。

4模擬實驗及分析

　　人體膀胱模擬實驗裝置主要基本原理是利用水管中水柱的高度來表示膀胱內壓力及容量。由于人體內膀胱壓力是隨著呼吸不斷變化的，因此用擺動的水管中水柱高度變化頻率來模擬膀胱內壓力隨著呼吸頻率不斷變化的規(guī)律。膀胱模擬實驗設備不能完全模擬人體膀胱排尿的整個過程的生理變化，但是壓力及容量變化規(guī)律基本符合，所以可以較好地驗證控制系統(tǒng)的控制效果。

　　在進行膀胱模擬實驗中，通過流量控制閥來控制水的流量，當護理儀開始排尿時，及時關閉單向閥，同時通過鼎陽SHS806示波器來測得實驗過程中壓力變化的數據，得到數據后通過MATLAB繪出壓力隨時間變化的曲線，如圖8所示。圖中橫坐標代表膀胱模擬實驗中采集到的數據量，縱坐標代表的是膀胱模擬實驗中壓力的大小。分析實驗結果可知，護理儀可以很好地判斷排尿控制的開始及結束時間，能夠達到既能自主導尿又能把殘余尿量控制到一定范圍的功能。

5結論

　　本文設計了新型排尿輔助護理儀，完成了新型排尿輔助護理儀的硬件設計和模糊算法的軟件設計。根據人體膀胱內壓力及容量變化的特點，設計出膀胱模擬實驗設備。設計制作了模擬實驗設備并進行了相關實驗，經實驗驗證了排尿輔助護理儀在模擬的膀胱設備環(huán)境下的工作效果。

參考文獻

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