一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统

摘要

本发明公开了一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统，包括呼吸训练仪；所述呼吸训练仪包括仿真呼吸通道、流量传感器和处理器；所述流量传感器用于采集从所述仿真呼吸通道流过的呼吸气流数据；所述处理器通过ADC转换模块与所述流量传感器连接；上位机界面包括训练模式、憋气模式和适应模式三种模式；当处理器接收训练模式指令时，所述处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进行分析计算；判断呼吸是否合格；通过训练模式让受试者练习呼吸，结合呼吸强度和呼吸频率，加强对自身呼吸的控制，使得呼吸变得平稳有规律，由此充分保证检查结果的准确性和精确性。

权利要求

1.一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统，其特征在于，包括呼吸训练仪；所述呼吸训练仪包括仿真呼吸通道、流量传感器和处理器；

所述流量传感器用于采集从所述仿真呼吸通道流过的呼吸气流数据；所述处理器通过ADC转换模块与所述流量传感器连接；

所述ADC转换模块接收流量传感器采集的呼吸气流数据并将呼吸气流数据传输至处理器，所述呼吸气流数据为呼吸气体的流速；

所述处理器用于根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进行分析计算，将处理后的结果输送至上位机；

上位机界面包括训练模式、憋气模式和适应模式三种模式；

所述上位机与呼吸训练仪连接后，所述上位机用于向所述处理器发送指令，所述指令为训练模式、憋气模式和适应模式中的一种；

所述训练模式的测试时间设置为30s；当处理器接收训练模式指令时，所述处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进行分析计算，具体分析步骤为：步骤一：获取流量传感器采集的呼吸气流数据，处理器按照呼吸训练仪对应的采集间隔时长采集呼吸气流数据；所述呼吸气流数据为呼吸气体的流速；生成气体流速随时间变化的曲线图，并标记为气体流速曲线图；其中所述采集间隔时长的计算步骤为：S11：获取呼吸训练仪的运行开始时刻、运行结束时刻和型号；将运行开始时刻和对应的运行结束时刻进行时间差计算获取得到呼吸训练仪的单次运行时长，将呼吸训练仪所有的单次运行时长进行求和得到运行总时长，并标记为YT1；

S12：设定每种呼吸训练仪的型号均有一个对应的预设值；将该呼吸训练仪对应的型号与呼吸训练仪所有的型号进行匹配获取得到对应的预设值，并标记为W1；

S13：将预设值和运行总时长进行归一化处理并取其数值；

S14：利用公式TC=μ×[（1/YT1）×b3+W1×b4‑1.2365]获取得到呼吸训练仪对应的采集间隔时长TC；其中，b3和b4均为预设比例系数，μ为修正因子，取值为0.9573；

步骤二：将气体流速对时间进行积分，得到气体流量数据；

步骤三：设定t时刻的气体流量数据为Lt；根据幅值监管判别式来判定当前的气体流量数据Lt是否为幅值；所述幅值监管判别式为：当气体流量数据Lt满足Lt>Lt‑1且Lt>Lt+1，设定此时的气体流量数据Lt为幅值，并标记为L幅；

步骤四：将L幅与预设幅值阈值相比较，判断呼吸强度是否合格；预设幅值阈值包括第一幅值阈值、第二幅值阈值；所述第一幅值阈值取值300，所述第二幅值阈值取值500；

当L幅<300，则表示呼吸强度不合格；生成呼吸强度不合格信号；

当300≤L幅≤500，则表示呼吸强度合格；生成呼吸强度合格信号；

当L幅>500，则舍弃该数据；

步骤五：在测试时间内，将呼吸强度不合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度不合格次数并标记为C1；

将呼吸强度合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度合格次数并标记为C2；

利用公式Cs=C2×2获取得到呼吸频率Cs；

所述处理器用于将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs传输至上位机；所述上位机用于接收气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs并将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs传输至显示模块进行实时显示；

所述上位机用于对呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs进行分析，判断呼吸是否合格；具体判断规则为：SS1：判断呼吸强度不合格次数C1是否大于0；

若C1>0，则表示呼吸不合格；生成呼吸不合格信号；

若C1=0，则对呼吸频率Cs作进一步分析；

SS2：将呼吸频率Cs与预设频率阈值相比较；所述预设频率阈值包括第一频率阈值、第二频率阈值；第一频率阈值取值10，第一频率阈值取值20；

若10≤Cs≤20，则表示呼吸合格，生成呼吸合格信号；

若Cs>20，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

若Cs<10，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

所述上位机用于将呼吸不合格信号、呼吸合格信号传输至语音报读模块；所述语音报读模块用于接收呼吸不合格信号并在接收到呼吸不合格信号时语音播报“呼吸不合格”；所述语音报读模块用于接收呼吸合格信号并在接收到呼吸合格信号时语音播报“呼吸合格”；

所述憋气模式的测试时间设置为10s；当处理器接收憋气模式指令时，所述处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的幅值进行分析计算，具体分析步骤为：DD1：当受试者开始憋气时，显示模块显示的气体流速曲线图成为直线，即气体流速为

0；将气体流速开始为0的时刻标记为憋气开始时刻；

DD2：自憋气开始时刻起，记录气体流速为0的时长并标记为T1；

DD3：当T1小于10s，则表示憋气失败，生成憋气失败信号；

当T1达到10s，则受试者开始呼气，采集受试者呼气时的呼吸气流数据；对呼吸气流数据作进一步分析；

DD4：呼气结束后，将呼吸气流数据对时间进行积分，得到憋气气体流量数据并标记为TR；

若|TR|小于预设憋气量阈值，则认定受试者泄气，生成憋气失败信号；

若|TR|大于等于预设憋气量阈值，则表示憋气成功，生成憋气成功信号；

所述处理器用于将憋气成功信号、憋气失败信号传输至语音报读模块；所述语音报读模块用于接收憋气成功信号并在接收到憋气成功信号时语音播报“憋气成功”；所述语音报读模块用于接收憋气失败信号并在接收到憋气失败信号时语音播报“憋气失败”；

当受试者选择适应模式时，上位机自动播报提前录制好的核磁共振测试中出现的各种声音。

说明书

一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统

技术领域

[0001] 本发明涉及医疗检查技术领域，具体涉及一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统。

背景技术

[0002] MR检查就是磁共振检查，磁共振及CT检查都是现代一种较先进的医学影像检查技术，磁共振技术其利用人体生物磁自旋原理及磁共振现象成像，不存在核辐射现象及放射
物质，对人体没有辐射危害，特别是在软组织检查上具有优良的组织对比度和空间分辨能
力，现已在临床医学上具有广泛的应用；CT是用X线束对人体某部一定厚度的层面进行扫
描，由探测器接收透过该层面的X线，转变为可见光后，由光电转换变为电信号，再经模拟/
数字转换器转为数字，输入计算机处理；

[0003] 在患者进行胸腹部检查时，由于腹部器官运动叠加于心脏的收缩，会对影像成像造成位移或运动模糊，因此在图像采集时大多数情况下需要受检者首先调整好呼吸频率，
使呼吸频率均匀一致，并且在需要时根据医生的要求进行憋气配合；然而一些患者在检查
时，由于紧张等因素，不能很好地调整呼吸频率，配合医生进行呼吸调整，使呼吸频率紊乱，
腹壁随着呼吸的起伏运动频率幅度不一致，影响检查图像质量，使检查结果中出现伪影，影
响图像在后续的分析、诊断当中的参考价值，甚至可能导致检查的失败，因此，需要患者在
实际检查前模拟练习对于自身呼吸的控制，使得呼吸变得平稳有规律，由此充分保证检查
结果的准确性和精确性；且不合格的呼吸也使得磁共振检查采集时间变长而降低设备的使
用效率。

发明内容

[0004] 针对现有技术存在的不足，本发明目的是提供一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统。

[0005] 本发明的目的可以通过以下技术方案实现：

[0006] 一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统，包括呼吸训练仪；所述呼吸训练仪包括仿真呼吸通道、流量传感器和处理器；

[0007] 所述流量传感器用于采集从所述仿真呼吸通道流过的呼吸气流数据；所述处理器通过ADC转换模块与所述流量传感器连接；

[0008] 所述ADC转换模块接收流量传感器采集的呼吸气流数据并将呼吸气流数据传输至处理器，所述呼吸气流数据为呼吸气体的流速；

[0009] 所述处理器用于根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进行分析计算，将处理后的结果输送至上位机；

[0010] 上位机界面包括训练模式、憋气模式和适应模式三种模式；

[0011] 所述上位机与呼吸训练仪连接后，所述上位机用于向所述处理器发送指令，所述指令为训练模式、憋气模式和适应模式中的一种；

[0012] 所述训练模式的测试时间设置为30s；当处理器接收训练模式指令时，所述处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气
流的频率和幅值进行分析计算，具体分析步骤为：

[0013] 步骤一：获取流量传感器采集的呼吸气流数据，处理器按照呼吸训练仪对应的采集间隔时长采集呼吸气流数据；所述呼吸气流数据为呼吸气体的流速；

[0014] 生成气体流速随时间变化的曲线图，并标记为气体流速曲线图；

[0015] 步骤二：将气体流速对时间进行积分，得到气体流量数据；

[0016] 步骤三：设定t时刻的气体流量数据为Lt；根据幅值监管判别式来判定当前的气体流量数据Lt是否为幅值；所述幅值监管判别式为：

[0017] 当气体流量数据Lt满足Lt>Lt‑1且Lt>Lt+1，设定此时的气体流量数据Lt为幅值，并标记为L幅；

[0018] 步骤四：将L幅与预设幅值阈值相比较，判断呼吸强度是否合格；预设幅值阈值包括第一幅值阈值、第二幅值阈值；所述第一幅值阈值取值300，所述第二幅值阈值取值500；

[0019] 当L幅<300，则表示呼吸强度不合格；生成呼吸强度不合格信号；

[0020] 当300≤L幅≤500，则表示呼吸强度合格；生成呼吸强度合格信号；

[0021] 当L幅>500，则舍弃该数据；

[0022] 步骤五：在测试时间内，将呼吸强度不合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度不合格次数并标记为C1；

[0023] 将呼吸强度合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度合格次数并标记为C2；

[0024] 利用公式Cs＝C2×2获取得到呼吸频率Cs；

[0025] 所述处理器用于将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs传输至上位机；所述上位机用于接收气体流速曲线图、呼吸强度不合格次
数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs并将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼
吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs传输至显示模块进行实时显示。

[0026] 进一步地，所述上位机用于对呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs进行分析，判断呼吸是否合格；具体判断规则为：

[0027] SS1：判断呼吸强度不合格次数C1是否大于0；

[0028] 若C1>0，则表示呼吸不合格；生成呼吸不合格信号；

[0029] 若C1＝0，则对呼吸频率Cs作进一步分析；

[0030] SS2：将呼吸频率Cs与预设频率阈值相比较；所述预设频率阈值包括第一频率阈值、第二频率阈值；第一频率阈值取值10，第一频率阈值取值20；

[0031] 若10≤Cs≤20，则表示呼吸合格，生成呼吸合格信号；

[0032] 若Cs>20，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

[0033] 若Cs<10，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

[0034] 所述上位机用于将呼吸不合格信号、呼吸合格信号传输至语音报读模块；所述语音报读模块用于接收呼吸不合格信号并在接收到呼吸不合格信号时语音播报“呼吸不合
格”；所述语音报读模块用于接收呼吸合格信号并在接收到呼吸合格信号时语音播报“呼吸
合格”。

[0035] 进一步地，所述憋气模式的测试时间设置为10s；当处理器接收憋气模式指令时，所述处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数
据对呼吸气流的幅值进行分析计算，具体分析步骤为：

[0036] DD1：当受试者开始憋气时，显示模块显示的气体流速曲线图成为直线，即气体流速为0；将气体流速开始为0的时刻标记为憋气开始时刻；

[0037] DD2：自憋气开始时刻起，记录气体流速为0的时长并标记为T1；

[0038] DD3：当T1小于10s，则表示憋气失败，生成憋气失败信号；

[0039] 当T1达到10s，则受试者开始呼气，采集受试者呼气时的呼吸气流数据；对呼吸气流数据作进一步分析；

[0040] DD4：呼气结束后，将呼吸气流数据对时间进行积分，得到憋气气体流量数据并标记为TR；

[0041] 若|TR|小于预设憋气量阈值，则认定受试者泄气，生成憋气失败信号；

[0042] 若|TR|大于等于预设憋气量阈值，则表示憋气成功，生成憋气成功信号；

[0043] 所述处理器用于将憋气成功信号、憋气失败信号传输至语音报读模块；所述语音报读模块用于接收憋气成功信号并在接收到憋气成功信号时语音播报“憋气成功”；所述语
音报读模块用于接收憋气失败信号并在接收到憋气失败信号时语音播报“憋气失败”。

[0044] 进一步地，当受试者选择适应模式时，上位机自动播报提前录制好的核磁共振测试中出现的各种声音。

[0045] 进一步地，所述采集间隔时长的计算步骤为：

[0046] S11：获取呼吸训练仪的运行开始时刻、运行结束时刻和型号；将运行开始时刻和对应的运行结束时刻进行时间差计算获取得到呼吸训练仪的单次运行时长，将呼吸训练仪
所有的单次运行时长进行求和得到运行总时长，并标记为YT1；

[0047] S12：设定呼吸训练仪所有的型号均对应一个预设值；将该呼吸训练仪对应的型号与呼吸训练仪所有的型号进行匹配获取得到对应的预设值，并标记为W1；

[0048] S13：将预设值和运行总时长进行归一化处理并取其数值；

[0049] S14：利用公式TC＝μ×[(1/YT1)×b3+W1×b4‑1.2365]获取得到呼吸训练仪对应的采集间隔时长TC；其中，b3和b4均为预设比例系数，μ为修正因子，取值为0.95739。

[0050] 进一步地，所述处理器采用STM32F103C8T6核心板；所述处理器采用USB方式进行供电和数据传输。

[0051] 进一步地，所述流量传感器采用Honeywell霍尼韦尔AWM3150V气体质量流量传感器，所述流量传感器用于通过双惠斯顿电桥控制气流测量，所述流量传感器设置有放大电
路，所述放大电路用于提高增益和调解传感器输出电压偏移；所述流量传感器用于提供±
30sccm的流量测量范围；所述ADC转换模块和流量传感器均采用12V稳压电源进行供电。

[0052] 进一步地，所述ADC转换模块采用ADS1115模块，所述ADS1115模块内部设置有ADC转换器。

[0053] 本发明的有益效果是：

[0054] 1、本发明将上位机与呼吸训练仪连接，上位机界面包括训练模式、憋气模式和适应模式三种模式；便于受试者在每种模式下进行测试，当受试者选择适应模式时，上位机自
动播报提前录制好的核磁共振测试中出现的各种声音，让受试者提前熟悉检查环境，减轻
正式检查时出现的不必要的紧张情绪，提高检查效率；

[0055] 2、本发明将训练模式的测试时间设置为30s；当处理器接收训练模式指令时，处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸
气流的频率和幅值进行分析计算；将气体流速对时间进行积分，得到气体流量数据；当气体
流量数据Lt满足Lt>Lt‑1且Lt>Lt+1，设定此时的气体流量数据Lt为幅值，并标记为L幅；当L幅<
300，则表示呼吸强度不合格；生成呼吸强度不合格信号；当300≤L幅≤500，则表示呼吸强度
合格；生成呼吸强度合格信号；当L幅>500，则舍弃该数据；利用公式Cs＝C2×2获取得到呼吸
频率Cs；只有当呼吸频率Cs处于预设阈值范围且未出现呼吸强度不合格情况，才表示呼吸
合格；通过训练模式让受试者练习呼吸，结合呼吸强度和呼吸频率，加强对自身呼吸的控
制，使得呼吸变得平稳有规律，由此充分保证检查结果的准确性和精确性；

[0056] 3、本发明将憋气模式的测试时间设置为10s；当处理器接收憋气模式指令时，处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸
气流的幅值进行分析计算；自憋气开始时刻起，记录气体流速为0的时长并标记为T1；当T1
小于10s，则表示憋气失败，当T1达到10s，则受试者开始呼气，采集受试者呼气时的呼吸气
流数据；呼气结束后，将呼吸气流数据对时间进行积分，得到憋气气体流量数据并标记为
TR，若|TR|小于预设憋气量阈值，则认定受试者泄气；若|TR|大于等于预设憋气量阈值，则
表示憋气成功；通过憋气时间和呼吸气体流量数据对憋气是否成功进行判定，从多个维度
优化憋气效果，有利于加强受试者对自身呼吸的控制。

附图说明

[0057] 为了便于本领域技术人员理解，下面结合附图对本发明作进一步的说明。

[0058] 图1为本发明的系统框图。

具体实施方式

[0059] 下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于
本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其它
实施例，都属于本发明保护的范围。

[0060] 如图1所示，一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统，包括呼吸训练仪；呼吸训练仪包括仿真呼吸通道、流量传感器和处理器；流量传感器用于采集从仿真呼吸通道流过的
呼吸气流数据；处理器通过ADC转换模块与流量传感器连接；

[0061] 流量传感器采用Honeywell霍尼韦尔AWM3150V气体质量流量传感器，AWM3000系列通过双惠斯顿电桥控制气流测量，该系列产品有放大电路，因此可提高增益和调解传感器
输出电压偏移；霍尼韦尔AWM3150V气体质量流量传感器提供±30sccm的流量测量范围，
AWM3150V流量传感器广泛应用于医用呼吸仪、肺活量仪、氧气供应、麻醉控制仪等设备上；

[0062] ADC转换模块采用ADS1115模块，ADS1115是一个超小型，低功率，16位精度并带有内部参考电压的ADC转换器，主要运用于高精度仪表，汽车电子，蓄电池电压采集等高精度
采集场合；

[0063] ADC转换模块接收流量传感器采集的呼吸气流数据并将呼吸气流数据传输至处理器，呼吸气流数据为呼吸气体的流速；

[0064] 处理器用于根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进行分析计算，将处理后的结果输送至上位机，上位机用于显示呼吸波形，同时给出相应的语音提示，引导训练者完
成腹式呼吸的训练；

[0065] 处理器采用STM32F103C8T6核心板，STM32F103C8T是一款基于ARM Cortex‑M内核STM32系列的32位的微控制器，程序存储器容量是64KB，需要电压2V‑3.6V，工作温度为‑40
℃‑85℃；STM32F103C8T6核心板具有体积小、价格便宜、功能健全的优点；

[0066] 处理器采用USB方式进行供电和数据传输；

[0067] ADC转换模块和流量传感器均采用12V稳压电源进行供电；

[0068] 上位机界面包括训练模式、憋气模式和适应模式三种模式；

[0069] 上位机与呼吸训练仪连接后，上位机用于向处理器发送指令，指令为训练模式、憋气模式和适应模式中的一种；

[0070] 训练模式的测试时间设置为30s；当处理器接收训练模式指令时，处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率
和幅值进行分析计算，具体分析步骤为：

[0071] 步骤一：获取流量传感器采集的呼吸气流数据，处理器按照呼吸训练仪对应的采集间隔时长采集呼吸气流数据；呼吸气流数据为呼吸气体的流速；

[0072] 生成气体流速随时间变化的曲线图，并标记为气体流速曲线图；

[0073] 步骤二：将气体流速对时间进行积分，得到气体流量数据；

[0074] 步骤三：设定t时刻的气体流量数据为Lt；根据幅值监管判别式来判定当前的气体流量数据Lt是否为幅值；幅值监管判别式为：

[0075] 当气体流量数据Lt满足Lt>Lt‑1且Lt>Lt+1，设定此时的气体流量数据Lt为幅值，并标记为L幅；

[0076] 步骤四：将L幅与预设幅值阈值相比较，判断呼吸强度是否合格；预设幅值阈值包括第一幅值阈值、第二幅值阈值；第一幅值阈值取值300，第二幅值阈值取值500；

[0077] 当L幅<300，则表示呼吸强度不合格；生成呼吸强度不合格信号；

[0078] 当300≤L幅≤500，则表示呼吸强度合格；生成呼吸强度合格信号；

[0079] 当L幅>500，则舍弃该数据；

[0080] 步骤五：在测试时间内，将呼吸强度不合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度不合格次数并标记为C1；

[0081] 将呼吸强度合格信号出现的次数进行累加形成呼吸强度合格次数并标记为C2；

[0082] 利用公式Cs＝C2×2获取得到呼吸频率Cs；

[0083] 处理器用于将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs传输至上位机；上位机用于接收气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸
强度合格次数C2和呼吸频率Cs并将气体流速曲线图、呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合
格次数C2和呼吸频率Cs传输至显示模块进行实时显示；

[0084] 上位机用于对呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs进行分析，判断呼吸是否合格；具体判断规则为：

[0085] SS1：判断呼吸强度不合格次数C1是否大于0；

[0086] 若C1>0，则表示呼吸不合格；生成呼吸不合格信号；

[0087] 若C1＝0，则对呼吸频率Cs作进一步分析；

[0088] SS2：将呼吸频率Cs与预设频率阈值相比较；预设频率阈值包括第一频率阈值、第二频率阈值；第一频率阈值取值10，第一频率阈值取值20；

[0089] 若10≤Cs≤20，则表示呼吸合格，生成呼吸合格信号；

[0090] 若Cs>20，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

[0091] 若Cs<10，则表示呼吸不合格，生成呼吸不合格信号；

[0092] 上位机用于将呼吸不合格信号、呼吸合格信号传输至语音报读模块；语音报读模块用于接收呼吸不合格信号并在接收到呼吸不合格信号时语音播报“呼吸不合格”；语音报
读模块用于接收呼吸合格信号并在接收到呼吸合格信号时语音播报“呼吸合格”；

[0093] 憋气模式的测试时间设置为10s；当处理器接收憋气模式指令时，处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的幅值
进行分析计算，具体分析步骤为：

[0094] DD1：当受试者开始憋气时，显示模块显示的气体流速曲线图成为直线，即气体流速为0；将气体流速开始为0的时刻标记为憋气开始时刻；

[0095] DD2：自憋气开始时刻起，记录气体流速为0的时长并标记为T1；

[0096] DD3：当T1小于10s，则表示憋气失败，生成憋气失败信号；

[0097] 当T1达到10s，则受试者开始呼气，采集受试者呼气时的呼吸气流数据；对呼吸气流数据作进一步分析；

[0098] DD4：呼气结束后，将呼吸气流数据对时间进行积分，得到憋气气体流量数据并标记为TR；

[0099] 若|TR|小于预设憋气量阈值，则认定受试者泄气，生成憋气失败信号；预设憋气量阈值设定400或500即可；

[0100] 若|TR|大于等于预设憋气量阈值，则表示憋气成功，生成憋气成功信号；

[0101] 处理器用于将憋气成功信号、憋气失败信号传输至语音报读模块；语音报读模块用于接收憋气成功信号并在接收到憋气成功信号时语音播报“憋气成功”；语音报读模块用
于接收憋气失败信号并在接收到憋气失败信号时语音播报“憋气失败”；

[0102] 当受试者选择适应模式时，上位机自动播报提前录制好的核磁共振测试中出现的各种声音，让受试者提前熟悉检查环境，减轻正式检查时出现的不必要的紧张情绪，提高检
查效率。

[0103] 采集间隔时长的计算步骤为：

[0104] S11：获取呼吸训练仪的运行开始时刻、运行结束时刻和型号；将运行开始时刻和对应的运行结束时刻进行时间差计算获取得到呼吸训练仪的单次运行时长，将呼吸训练仪
所有的单次运行时长进行求和得到运行总时长，并标记为YT1；

[0105] S12：设定呼吸训练仪所有的型号均对应一个预设值；将该呼吸训练仪对应的型号与呼吸训练仪所有的型号进行匹配获取得到对应的预设值，并标记为W1；

[0106] S13：将预设值和运行总时长进行归一化处理并取其数值；

[0107] S14：利用公式TC＝μ×[(1/YT1)×b3+W1×b4‑1.2365]获取得到呼吸训练仪对应的采集间隔时长TC；其中，b3和b4均为预设比例系数，μ为修正因子，取值为0.95739。

[0108] 本发明的工作原理为：

[0109] 一种用于MR及CT检查前的辅助训练系统，在工作时，上位机与呼吸训练仪连接后，上位机用于向处理器发送指令，当处理器接收训练模式指令时，处理器接收流量传感器以
及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的频率和幅值进
行分析计算；将气体流速对时间进行积分，得到气体流量数据；当气体流量数据Lt满足Lt>
Lt‑1且Lt>Lt+1，设定此时的气体流量数据Lt为幅值，并标记为L幅；当L幅<300，则表示呼吸强度
不合格；生成呼吸强度不合格信号；当300≤L幅≤500，则表示呼吸强度合格；生成呼吸强度
合格信号；当L幅>500，则舍弃该数据；在测试时间内，将呼吸强度不合格信号出现的次数进
行累加形成呼吸强度不合格次数并标记为C1；将呼吸强度合格信号出现的次数进行累加形
成呼吸强度合格次数并标记为C2；利用公式Cs＝C2×2获取得到呼吸频率Cs；上位机用于对
呼吸强度不合格次数C1、呼吸强度合格次数C2和呼吸频率Cs进行分析，判断呼吸是否合格；
若C1>0，则表示呼吸不合格；若C1＝0且10≤Cs≤20，则表示呼吸合格；通过训练模式让受试
者练习呼吸，加强对自身呼吸的控制，使得呼吸变得平稳有规律，由此充分保证检查结果的
准确性和精确性；

[0110] 憋气模式的测试时间设置为10s；当处理器接收憋气模式指令时，处理器接收流量传感器以及ADC转换模块采样的呼吸气流的数据，并根据呼吸气流数据对呼吸气流的幅值
进行分析计算；自憋气开始时刻起，记录气体流速为0的时长并标记为T1；当T1小于10s，则
表示憋气失败，生成憋气失败信号；当T1达到10s，则受试者开始呼气，采集受试者呼气时的
呼吸气流数据；对呼吸气流数据作进一步分析；呼气结束后，将呼吸气流数据对时间进行积
分，得到憋气气体流量数据并标记为TR，若|TR|小于预设憋气量阈值，则认定受试者泄气，
生成憋气失败信号；若|TR|大于等于预设憋气量阈值，则表示憋气成功，生成憋气成功信
号；通过憋气时间和呼吸气体流量数据对憋气是否成功进行判定，从多个维度优化憋气效
果，有利于加强受试者对自身呼吸的控制；

[0111] 当受试者选择适应模式时，上位机自动播报提前录制好的核磁共振测试中出现的各种声音，让受试者提前熟悉检查环境，减轻正式检查时出现的不必要的紧张情绪，提高检
查效率。

[0112] 上述公式均是由采集大量数据进行软件模拟及相应专家进行参数设置处理，得到与真实结果符合的公式。

[0113] 以上公开的本发明优选实施例只是用于帮助阐述本发明。优选实施例并没有详尽叙述所有的细节，也不限制该发明仅为的具体实施方式。显然，根据本说明书的内容，可作
很多的修改和变化。本说明书选取并具体描述这些实施例，是为了更好地解释本发明的原
理和实际应用，从而使所属技术领域技术人员能很好地理解和利用本发明。本发明仅受权
利要求书及其全部范围和等效物的限制。