刘能锋,龚科瑜,潘雅楠

　　（哈尔滨工业大学 深圳研究生院 机电工程与自动化学院，广东 深圳518055）

        摘要：目前临床上对无法自主排尿病人的排尿护理通常采用间歇性导尿技术，该方法对医护人员经验要求较高，且无法进行排尿训练，护理不当容易造成并发感染，影响患者康复。为了能更好地帮助病人进行辅助排尿，设计了一种基于模糊控制算法的排尿辅助护理仪，最后通过膀胱模拟实验装置证明其控制效果。

　　关键词：排尿辅助护理仪；残余尿液控制；模拟膀胱实验

　　中图分类号：TP368文献标识码：ADOI： 10.19358/j.issn.1674-7720.2017.02.028

　　引用格式：刘能锋,龚科瑜,潘雅楠.一种排尿辅助护理仪设计［J］.微型机与应用，2017,36（2）：93-95.

0引言

　　在临床上，间歇导尿技术是治疗脊髓损伤后帮助患者解决排尿功能障碍的一种有效措施。目前该技术主要由护理人员手动操作，不仅工作量大，而且在间歇时间把握上往往要依靠经验，对排尿情况无法实现实时监测记录，操作过程掌握不当容易引起病人尿路感染造成损伤，甚至会导致患者肾功能出现障碍。因此设计一种能自动监测膀胱尿量并进行排尿的护理仪对该类患者的护理尤为重要［1］。

1设计方案

　　1.1设计要求

　　排尿辅助护理仪设计要求如下：

　　（1）实时监测患者膀胱尿量，并按照设定要求进行排尿；

　　（2）具备体位变化、呼吸周期、咳嗽等侦测功能；

　　（3）有必要的人机交互功能；

　　（4）具备一定的数据统计功能，便于医生进行跟踪治疗。

　　根据以上要求，排尿辅助护理仪的基本功能如图1所示。

　　1.2设计方案

　　排尿辅助护理仪的基本原理是通过压力传感器监测膀胱内压力，得到的压力信号经过放大电路调制到合适的电压范围，然后传输到微处理器，判断其排尿及排尿时间，并控制负压吸引装置把膀胱内尿液排出体外，使尿液最终排到集尿袋中，护理仪的基本原理图如图2所示。

2关键硬件结构设计

　　2.1护理仪液路设计

　　由于要完成排尿功能，排尿辅助护理仪须合理设计液路连接。在排尿辅助护理仪的液路设计中，膀胱内的尿液首先通过导尿管，然后通过连接接头与护理仪进行连接。在护理仪中设置有单向阀，单向阀的主要功能是避免在非排尿时间内护理仪的内部环境对人体的膀胱造成感染。其液路示意图如图3所示。

　　2.2负压吸引模块设计

　　人体排尿速率通常为5~30 ml/s。如果排尿速率太快会导致膀胱内压力下降太快，造成血液回流心脏不足，严重时甚至会导致晕厥。因此要将负压吸引泵的流量控制在合理范围内。本文选择TIMEKA的TKWP2708作为负压泵，该泵为气液两用泵，泵的电压、流量、出水压都能够满足新型排尿辅助护理仪的要求。在流量控制上，通过单片机产生PWM控制L298N的H桥，从而实现流速控制。

　　2.3压力监测模块设计

　　压力监测模块是排尿辅助护理仪的核心模块，主要包括了压力传感器的选择与应用、AD放大器的选择与应用等内容。

　　2.3.1压力传感器的选择与应用

　　选择压力传感器时需要考虑以下几点［2］：（1）压力传感器的应用环境：人体的尿液大多数是酸性，膀胱内温度小于40℃，同时要考虑压力传感器弹性膜的耐压极限。（2）压力传感器量程：一般人的膀胱内储存尿量的最大值为300～400 mL，此时膀胱内压力大约增加到5~7 kPa,因此选择压力传感器的最大工作量程应与传感器满量程接近。（3）压力传感器的分辨率：由人体排尿压为1.3~1.8 kPa，因此传感器灵敏度至少为0.1 kPa。

　　综合以上分析选择应用GZP系列压力传感器，该传感器应用惠斯通电桥结构测压力值，耐腐蚀性。压力量程为10 kPa，工作温度为-40~+80℃，输出典型值为40～70 mV。本文对选取的传感器进行了电压压强测试，其曲线图如图4所示,根据曲线图测试结果，本文选择的压力传感器的线性度良好，符合使用要求。

　　2.3.2放大器的选择与应用

　　压力传感器的输出电压范围为0～70 mV，因此需要设计放大电路。这里选用集成单电源仪表放大器AD623，该放大器具有采集功耗比较低、采集数据的精度高的特点，护理仪传感器和AD623的硬件电路连接图如图5所示。最后测试传感器和AD放大器的线性输出范围。

　　2.4核心及其他模块设计

　　MCU核心系统模块主要是采用ATMEL公司的高性能低功耗ATmega88PA作为主控芯片，使用其中的ADC作为信号采集端口，PWM及I/O作为一些自动控制的MCU能够起到很好的处理作用。ATmega88PA比传统的89C51单片机的I/O口的处理功能更加强大，同时AVR单片机内部集成了最小系统，在使用时也比51单片机方便很多［3］。显示部分，采用LCD1602作为显示模块显示状态。

　　为了方便用户使用手机等移动终端控制护理仪并实现信息交互，核心芯片通过串口与蓝牙HC05模块通信，蓝牙HC-05模块主控芯片为CSR公司开发的BC417，支持蓝牙v2.0+EDR，支持全网全速蓝牙操作，核心电压为1.8 V，I/O电压为1.8~3.6 V。

3软件及算法设计

　　排尿辅助护理仪运用ICCAVR进行编程，并设计了模糊控制算法实现具体功能。

　　3.1压力数据滤波算法

　　根据前人的研究分析可知人体膀胱内压力变化具有以下几个特点：（1）不稳定性：人体的膀胱内系统是一个开放性的系统，其与人体其他部位以及人体外界有着紧密的联系，人体的身体状况变化以及人的精神状态的变化都会使膀胱内压不稳定。（2）干扰性：人的体位、腹内压以及逼尿肌收缩等都会引起膀胱内压的短暂的变化，这些都是影响膀胱内压监测的干扰因素。（3）变化缓慢性：人体排尿整个过程中膀胱内压力随时间变化的速率比较缓慢，受人的饮水、身体状况等因素影响，从储尿到排尿的整个过程基本在2个小时以上。为保证采集的膀胱内压力信号数据的精确度，样机中采用中值位滤波算法与算术平均滤波算法相结合的方法，对压力信号进行滤波处理，然后再作为新型排尿辅助护理仪的输入，作为判断排尿过程的主要标志之一。采集信号以及滤波的整个过程如图6所示。

　　3.2模糊护理仪设计

　　在模糊控制算法中，模糊控制护理仪是双输入单输出模型，以压力和压力变化率为输入。压力输入为呼吸周期的时间T内压力均值，以此避免由于呼吸频率引起的压力波峰到达排尿压而出现的误排尿。同时采取时间周期T内的压力波动变化的波峰与波谷得到的压力差的变化率作为护理仪的另一个输入，这样就可以避免由于人体的体位的变化、咳嗽等瞬间膀胱内压力增大的情况而造成的误排尿。也就是只有当在呼吸频率周期内的平均压力以及最大的压力变化率都符合人体膀胱排尿的设定值并能够保持若干周期时才开始进行排尿，护理仪的输出为负压吸引泵的工作时间t。其程序设计流程图如图7所示［45］。

4模拟实验及分析

　　人体膀胱模拟实验装置主要基本原理是利用水管中水柱的高度来表示膀胱内压力及容量。由于人体内膀胱压力是随着呼吸不断变化的，因此用摆动的水管中水柱高度变化频率来模拟膀胱内压力随着呼吸频率不断变化的规律。膀胱模拟实验设备不能完全模拟人体膀胱排尿的整个过程的生理变化，但是压力及容量变化规律基本符合，所以可以较好地验证控制系统的控制效果。

　　在进行膀胱模拟实验中，通过流量控制阀来控制水的流量，当护理仪开始排尿时，及时关闭单向阀，同时通过鼎阳SHS806示波器来测得实验过程中压力变化的数据，得到数据后通过MATLAB绘出压力随时间变化的曲线，如图8所示。图中横坐标代表膀胱模拟实验中采集到的数据量，纵坐标代表的是膀胱模拟实验中压力的大小。分析实验结果可知，护理仪可以很好地判断排尿控制的开始及结束时间，能够达到既能自主导尿又能把残余尿量控制到一定范围的功能。

5结论

　　本文设计了新型排尿辅助护理仪，完成了新型排尿辅助护理仪的硬件设计和模糊算法的软件设计。根据人体膀胱内压力及容量变化的特点，设计出膀胱模拟实验设备。设计制作了模拟实验设备并进行了相关实验，经实验验证了排尿辅助护理仪在模拟的膀胱设备环境下的工作效果。

参考文献

　　［1］ 李昕，温竣翔，李立钧，等. 颈髓损伤后呼吸功能重建的研究进展［J］. 中国脊柱脊髓杂志，2009，19（9）：21-23.

　　［2］ 马奎，李大宗. MEMS 压力传感器介绍［J］. 河北农机，2013，15（2）：234-237.

　　［3］ 王斌全，赵晓云. 导尿术的发明与发展［J］. 护理研究，2008，22（31）：77-79.

　　［4］ 阳世伟，孙其凤. 简易测压法测量脊髓损伤病人不同容量状态下膀胱压力的可行性研究［J］. 护理学报，2009，10（16）：1-4.

　　［5］ 甄丽平，司绍伟，马艳玲. 一种单片机温度模糊控制系统的实现［J］. 现代电子技术，2005，28（17）：100-101.