模拟人体生物肺是医务人员掌握和练习新型肺部介入诊疗器械的重要途径之一，在正压通气模式下其通气效果研究对临床通气治疗有着指导作用。为解决模拟人体生物肺在正压通气模式下参数配置复杂、气压和气流波形呈现缓慢等缺点，本文以模拟人体生物肺为研究对象，建立电学仿真通气模型。在压力调节容积控制（PRVC）正压通气模式下，进行仿真通气实验，将仿真所获取的通气波形与正常成人的通气波形进行比较分析。实验结果表明，在PRVC正压通气模式下，主要参考指标潮气量值的平均误差为9.8%，能有效模拟正常成人的通气效果。可见，所建立的电学仿真通气模型具有可行性，为模拟人体生物肺正压通气实验平台的进一步研究提供了条件。
引用本文： 严钦城, 吴全玉, 张伟民, 潘玲佼, 刘晓杰, 陶为戈. 模拟人体生物肺正压通气系统设计与仿真研究. 生物医学工程学杂志, 2024, 41(4): 775-781. doi: 10.7507/1001-5515.202401063 复制
0 引言
肺部疾病是威胁人们身体健康和生命安全的严重疾病。肺部介入诊疗方案在肺部疾病的早期筛查和诊断中起到了重要作用，并且能够显著提高患者预后[1]。随着患者对肺部疾病诊疗需求的增加，国内的肺部介入诊疗方案也有了蓬勃发展，出现了各种新型肺部介入诊疗器械，如电磁导航支气管镜、虚拟支气管镜导航等，并应用于临床诊疗当中[2-5]。模拟人体生物肺是医务人员掌握和练习新型肺部介入诊疗器械的重要方式之一，医务人员通过它进行练习或教学[6]，可以有效降低新型肺部介入诊疗器械的临床应用风险，更好地服务于患者。
在临床上，治疗呼吸困难或无自主呼吸患者的通气模式可分为两种[7-8]，分别为正压通气模式和负压通气模式。随着医学技术的发展，负压通气治疗模式已经逐渐被淘汰，各种类型的正压通气模式成为了研究热点。文献[9-10]在建立的呼吸仿真模型基础上，开展了正压通气下呼吸道内气流和气压的研究。文献[11-12]以通气装置和患者呼吸道为研究对象，建立了无创通气治疗系统模型，在此基础上开展了对无创双水平正压通气模式的研究。文献[13]分别对三种新型正压通气模式下的人机同步性能进行了研究。文献[14-15]基于电路学建立呼吸系统模型，研究了新型正压通气模式。鉴于正压通气模式的重要性，如果将之应用于模拟人体生物肺，可以帮助医务人员更好地了解通气效果，减少或避免临床通气所存在的风险，对肺部疾病通气治疗有着指导意义。然而，模拟人体生物肺在正压通气模式下的参数配置复杂[16-17]，还具有气压和气流波形呈现缓慢等缺点。针对这些问题，本文基于Matlab建立模拟人体生物肺电学仿真通气模型，开展仿真正压通气实验，为模拟人体生物肺的正压通气实验平台的实现提供了条件，同时也能快速改进实验平台的控制策略。
1 模拟人体生物肺
模拟人体生物肺主要应用于肺部介入诊疗器械的演示和教学中，如图1所示，是由生物肺肺体、由令接头和生物肺肺箱等部分组成。其中生物肺肺体是猪肺经过特殊灌洗方法制作而成，拥有主气管、左右支气管和肺内各级支气管等结构。在研究正压通气时，模拟人体生物肺各级气管内的气流分别受到了黏性气阻、惯性气阻以及弹性气阻的作用[18-20]，借用电学符号，将它们分别等效为电路学中的电阻R、电感L和电容C。模拟人体生物肺各级气阻参考值如表1所示。
图1
模拟人体生物肺
Figure1.
Simulation of the human biological lung
表1
模拟人体生物肺各级气管黏性气阻R、惯性气阻L和弹性气阻C的参考值
Table1.
Reference values of R, L and C for simulated human biological lung
如图2a所示，取直径为d、长度为l的气管，将气管分为两段，长度分别为l1和l2，它们之间的关系为l = l1 + l2，其中一端和容积为V的肺泡相连接。此结构类似于电学中的串联结构[21-24]，它们对应的黏性气阻和惯性气阻分别为R、R1、R2和L、L1、L2，具体的关系如式(1)所示。
图2
气管结构
a. 串联结构；b. 并联结构
Figure2. Trachea structurea. series structure; b. parallel structure
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如图2b所示，取两段长度分别为l3和l4、直径都为d的气管，分别与容积V1和V2的肺泡相连接，它们对应的黏性气阻和惯性气阻分别表示为R、R1、R2和L、L1、L2。V1和V2的弹性气阻分别表示为C1和C2。这种结构类似于电学中的并联结构[21-24]，具体的关系如式(2)所示。
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利用电路学中串联和并联关系，建立模拟人体生物肺的电学通气模型。将生物肺左边部分对应的黏性气阻RLL、惯性气阻LLL和弹性气阻CLL和生物肺右边部分对应的黏性气阻RLR、惯性气阻LLR和弹性气阻CLR进行整合，分别用RL、LL和CL来表示左右肺泡的总黏性气阻、惯性气阻和弹性气阻。主通气管道对应的阻值分别表示为黏性气阻RT、惯性气阻LT和弹性气阻CT，机械通气提供的外部气压压力表示为Pv，生物肺内部的实际气压压力表示为Pc，流经主通气管道和子支气管的气流流量分别用QT和QL表示。模拟人体生物肺电学仿真通气模型，如图3所示，图中各物理量满足的关系如式(3)所示。
图3
模拟人体生物肺电学仿真通气模型
Figure3.
Electrical simulation ventilation model for simulated human biological lung
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2 模拟人体生物肺PRVC通气模型
压力调节容积控制模式（pressure regulated volume control，PRVC），是一种结合压力控制和容量控制的先进正压通气模式[14]。在临床治疗中，在压力控制正压通气模式下，通气量会随着通气管道和肺部的顺应性变化而变化，有可能出现通气量不足的情况。容量控制正压通气模式，在保证有通气量情况下，很可能会出现气道压力过大的情况，给患者造成气压伤。PRVC正压通气模式克服了这两种正压通气模式的不足，在保证潮气量的基础上可自动调节气道压力水平，调节的过程如图4所示。
图4
PRVC模式调节过程
Figure4.
Regulation process of PRVC mode
在图4中，ΔPmax的值设定为压力最大值与实际气压值的差值。ΔP的调整值与增益值K[25-26]、实际的潮气量和设定的潮气量值相关，具体定义如式(4)所示。其中，增益值K如果选得过高，容易引起潮气量值的震荡；如果选得过低，则会造成气压调整响应速度减慢。研究发现当K=6时，气压压力值有显著的变化，并且可避免潮气量值产生震荡。
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根据PRVC正压通气模式自动调节气道压力值的特点，建立以气道压力值为反馈的控制系统，系统框图如图5所示。图中C(s)为机械通气控制函数，Pv(s)为机械通气输出的气压函数，G1(s)为PRVC模式控制函数，G2(s)为PRVC模式传输函数，H(s)为一阶滤波器，Pc(s)是模拟人体生物肺内部的实际压力函数。其中C(s)、G1(s)、G2(s)和H(s)的定义如式(5)所示。
图5
模拟人体生物肺PRVC正压通气控制系统
Figure5.
PRVC positive pressure ventilation control system for simulated human biological lung
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结合表1模拟人体生物肺气阻数据、式(3)和式(5)，在PRVC正压通气模式下，系统的开环传递函数计算如式(6)所示。
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通过计算，可以得到系统的零点分别是z1 = –3 445.53，z2 = –858.21，极点分别是p1 = –2.256，p2 = –885.41，p3 = –
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3 仿真实验与结果
搭建的模拟人体生物肺正压通气系统仿真模型如图6所示。仿真模型主要包括两大模块，分别为控制模块和传输模块。其中控制模块如图7所示，传输模块如图8所示。
图6
模拟人体生物肺正压通气系统仿真模型
Figure6.
Simulation model of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
图7
模拟人体生物肺正压通气系统控制模块
Figure7.
Control module of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
图8
模拟人体生物肺正压通气系统传输模块
Figure8.
Transmission module of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
上述图中VT表示设定潮气量值，TV表示实际潮气量值，P_vent表示机械通气提供的外部压力，P_CS表示生物肺内部的实际压力，V表示经过调整后的潮气量值，V_dot表示经过调整后的气流量值。由于模拟人体生物肺没有呼气末正压，PEEP参数设置为0。在仿真实验中，设定了压力最大值Pmax和初始目标潮气量值，分别为30 cm H2O和500 mL，呼吸频率为12次/min，一阶滤波器的时间常数τf 设定为50 ms，PEEP 为0 cm H2O，增益值K为6。具体仿真实验结果如图9所示。
图9
PRVC模式仿真实验结果
a. 模拟人体生物肺仿真通气数据曲线；b. 正常成人通气数据曲线
Figure9. Simulation results of PRVC modela. simulation ventilation data wave of simulated human biological lung; b. ventilation data wave of normal adult
结合图9读取Δt时间段内模拟人体生物肺和正常成人在时刻点t = 10、20、30、40、50 s 的通气数据，具体如表2所示。
表2
仿真通气数据
Table2.
Simulated ventilation data
4 讨论
本文在Matlab上成功进行了模拟人体生物肺仿真正压通气实验，由于模拟人体生物肺内部不具备残气量，在正压通气模式开始前肺体呈塌陷状态，气体进入生物肺肺泡的传输距离更近，从图9a 中可以看出，在通气开始阶段所需初始目标气道压力值小于正常成人，达到初始气道目标压力值后开始逐一改变气道压力，以达到目标的潮气量值。在t = 30 s时，通过调整通气气压值，成功获得了期望的潮气量值。仿真所得到的通气数据如表2所示。在Δt时间段内，潮气量的平均误差率为9.8%，气流量的平均误差率为17.6%，气压量平均误差率为21.8%。针对仿真结果误差进行分析，所建立的仿真通气模型不同于正常成人的肺部结构，模拟人体生物肺没有鼻、咽喉等器官组织的影响，气流以更快的速度到达肺泡。通过图9a可以看出，在前30 s初始通气阶段，所需的气压和潮气量低于正常成人；在t = 40 s时，如图9a与图9b红圈标注对比所示，正常成人存在自主呼吸用力，使得所需的气压和气流值变低，误差率有较为明显的增大。在仿真通气实验过程中，模拟人体生物肺的气阻值主要参考表1中的数据进行处理，在实际通气过程中气阻值会随着气流的大小而变化，产生一定的误差。
此外，在PRVC正压通气模式下，以机械通气提供的外部压力Pv作为反馈控制量，控制机械通气的气压量和气流量，达到设定潮气量值。在实际应用中避免了在模拟人体生物肺当中内置任何传感器，有利于保护生物肺肺体不受破坏，又有利于整个通气算法顺利移植到实验平台中。接下来的工作除了对实验平台进行研究与实现，还需解决以下几点问题：① 结合先进PID控制算法[27]大幅度提高通气精度，减小误差；② 针对模拟人体生物肺的气阻值随着气流大小变化的问题，将结合文献[12]在线测算气阻和顺应性的方法予以解决；③ 在通气实验过程中，是通过控制风机加速和减速来实现通气压力的切换，而利用比例通气阀达到快速切换通气压力的方法，值得在平台通气实验中深入研究。
5 结论
本文以模拟人体生物肺为研究对象，介绍了所设计的模拟人体生物肺电学仿真通气模型。基于所建立的仿真通气系统模型，进行正压通气实验。实验结果表明，在PRVC正压通气模式下，主要参考指标潮气量值的平均误差为9.8%，能有效模拟正常成人的通气效果。结果说明了所建立的电学仿真通气模型具有可行性，为模拟人体生物肺正压通气实验平台的实现提供了条件，也有助于研究人员观测气压、气流和潮气量等参数，了解正压通气模式下实验平台的通气效果，调整和改进实验平台的控制策略。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：严钦城是本研究的实验设计者和实验研究的执行人，完成数据分析，论文写作；吴全玉是项目的构思者及负责人，指导实验设计、数据分析、论文修改；张伟民、潘玲佼、刘晓杰、陶为戈参与实验设计和试验结果分析。
0 引言
肺部疾病是威胁人们身体健康和生命安全的严重疾病。肺部介入诊疗方案在肺部疾病的早期筛查和诊断中起到了重要作用，并且能够显著提高患者预后[1]。随着患者对肺部疾病诊疗需求的增加，国内的肺部介入诊疗方案也有了蓬勃发展，出现了各种新型肺部介入诊疗器械，如电磁导航支气管镜、虚拟支气管镜导航等，并应用于临床诊疗当中[2-5]。模拟人体生物肺是医务人员掌握和练习新型肺部介入诊疗器械的重要方式之一，医务人员通过它进行练习或教学[6]，可以有效降低新型肺部介入诊疗器械的临床应用风险，更好地服务于患者。
在临床上，治疗呼吸困难或无自主呼吸患者的通气模式可分为两种[7-8]，分别为正压通气模式和负压通气模式。随着医学技术的发展，负压通气治疗模式已经逐渐被淘汰，各种类型的正压通气模式成为了研究热点。文献[9-10]在建立的呼吸仿真模型基础上，开展了正压通气下呼吸道内气流和气压的研究。文献[11-12]以通气装置和患者呼吸道为研究对象，建立了无创通气治疗系统模型，在此基础上开展了对无创双水平正压通气模式的研究。文献[13]分别对三种新型正压通气模式下的人机同步性能进行了研究。文献[14-15]基于电路学建立呼吸系统模型，研究了新型正压通气模式。鉴于正压通气模式的重要性，如果将之应用于模拟人体生物肺，可以帮助医务人员更好地了解通气效果，减少或避免临床通气所存在的风险，对肺部疾病通气治疗有着指导意义。然而，模拟人体生物肺在正压通气模式下的参数配置复杂[16-17]，还具有气压和气流波形呈现缓慢等缺点。针对这些问题，本文基于Matlab建立模拟人体生物肺电学仿真通气模型，开展仿真正压通气实验，为模拟人体生物肺的正压通气实验平台的实现提供了条件，同时也能快速改进实验平台的控制策略。
1 模拟人体生物肺
模拟人体生物肺主要应用于肺部介入诊疗器械的演示和教学中，如图1所示，是由生物肺肺体、由令接头和生物肺肺箱等部分组成。其中生物肺肺体是猪肺经过特殊灌洗方法制作而成，拥有主气管、左右支气管和肺内各级支气管等结构。在研究正压通气时，模拟人体生物肺各级气管内的气流分别受到了黏性气阻、惯性气阻以及弹性气阻的作用[18-20]，借用电学符号，将它们分别等效为电路学中的电阻R、电感L和电容C。模拟人体生物肺各级气阻参考值如表1所示。
图1
模拟人体生物肺
Figure1.
Simulation of the human biological lung
表1
模拟人体生物肺各级气管黏性气阻R、惯性气阻L和弹性气阻C的参考值
Table1.
Reference values of R, L and C for simulated human biological lung
如图2a所示，取直径为d、长度为l的气管，将气管分为两段，长度分别为l1和l2，它们之间的关系为l = l1 + l2，其中一端和容积为V的肺泡相连接。此结构类似于电学中的串联结构[21-24]，它们对应的黏性气阻和惯性气阻分别为R、R1、R2和L、L1、L2，具体的关系如式(1)所示。
图2
气管结构
a. 串联结构；b. 并联结构
Figure2. Trachea structurea. series structure; b. parallel structure
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如图2b所示，取两段长度分别为l3和l4、直径都为d的气管，分别与容积V1和V2的肺泡相连接，它们对应的黏性气阻和惯性气阻分别表示为R、R1、R2和L、L1、L2。V1和V2的弹性气阻分别表示为C1和C2。这种结构类似于电学中的并联结构[21-24]，具体的关系如式(2)所示。
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利用电路学中串联和并联关系，建立模拟人体生物肺的电学通气模型。将生物肺左边部分对应的黏性气阻RLL、惯性气阻LLL和弹性气阻CLL和生物肺右边部分对应的黏性气阻RLR、惯性气阻LLR和弹性气阻CLR进行整合，分别用RL、LL和CL来表示左右肺泡的总黏性气阻、惯性气阻和弹性气阻。主通气管道对应的阻值分别表示为黏性气阻RT、惯性气阻LT和弹性气阻CT，机械通气提供的外部气压压力表示为Pv，生物肺内部的实际气压压力表示为Pc，流经主通气管道和子支气管的气流流量分别用QT和QL表示。模拟人体生物肺电学仿真通气模型，如图3所示，图中各物理量满足的关系如式(3)所示。
图3
模拟人体生物肺电学仿真通气模型
Figure3.
Electrical simulation ventilation model for simulated human biological lung
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2 模拟人体生物肺PRVC通气模型
压力调节容积控制模式（pressure regulated volume control，PRVC），是一种结合压力控制和容量控制的先进正压通气模式[14]。在临床治疗中，在压力控制正压通气模式下，通气量会随着通气管道和肺部的顺应性变化而变化，有可能出现通气量不足的情况。容量控制正压通气模式，在保证有通气量情况下，很可能会出现气道压力过大的情况，给患者造成气压伤。PRVC正压通气模式克服了这两种正压通气模式的不足，在保证潮气量的基础上可自动调节气道压力水平，调节的过程如图4所示。
图4
PRVC模式调节过程
Figure4.
Regulation process of PRVC mode
在图4中，ΔPmax的值设定为压力最大值与实际气压值的差值。ΔP的调整值与增益值K[25-26]、实际的潮气量和设定的潮气量值相关，具体定义如式(4)所示。其中，增益值K如果选得过高，容易引起潮气量值的震荡；如果选得过低，则会造成气压调整响应速度减慢。研究发现当K=6时，气压压力值有显著的变化，并且可避免潮气量值产生震荡。
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根据PRVC正压通气模式自动调节气道压力值的特点，建立以气道压力值为反馈的控制系统，系统框图如图5所示。图中C(s)为机械通气控制函数，Pv(s)为机械通气输出的气压函数，G1(s)为PRVC模式控制函数，G2(s)为PRVC模式传输函数，H(s)为一阶滤波器，Pc(s)是模拟人体生物肺内部的实际压力函数。其中C(s)、G1(s)、G2(s)和H(s)的定义如式(5)所示。
图5
模拟人体生物肺PRVC正压通气控制系统
Figure5.
PRVC positive pressure ventilation control system for simulated human biological lung
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结合表1模拟人体生物肺气阻数据、式(3)和式(5)，在PRVC正压通气模式下，系统的开环传递函数计算如式(6)所示。
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通过计算，可以得到系统的零点分别是z1 = –3 445.53，z2 = –858.21，极点分别是p1 = –2.256，p2 = –885.41，p3 = –
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3 仿真实验与结果
搭建的模拟人体生物肺正压通气系统仿真模型如图6所示。仿真模型主要包括两大模块，分别为控制模块和传输模块。其中控制模块如图7所示，传输模块如图8所示。
图6
模拟人体生物肺正压通气系统仿真模型
Figure6.
Simulation model of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
图7
模拟人体生物肺正压通气系统控制模块
Figure7.
Control module of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
图8
模拟人体生物肺正压通气系统传输模块
Figure8.
Transmission module of simulated human biological lung positive pressure ventilation system
上述图中VT表示设定潮气量值，TV表示实际潮气量值，P_vent表示机械通气提供的外部压力，P_CS表示生物肺内部的实际压力，V表示经过调整后的潮气量值，V_dot表示经过调整后的气流量值。由于模拟人体生物肺没有呼气末正压，PEEP参数设置为0。在仿真实验中，设定了压力最大值Pmax和初始目标潮气量值，分别为30 cm H2O和500 mL，呼吸频率为12次/min，一阶滤波器的时间常数τf 设定为50 ms，PEEP 为0 cm H2O，增益值K为6。具体仿真实验结果如图9所示。
图9
PRVC模式仿真实验结果
a. 模拟人体生物肺仿真通气数据曲线；b. 正常成人通气数据曲线
Figure9. Simulation results of PRVC modela. simulation ventilation data wave of simulated human biological lung; b. ventilation data wave of normal adult
结合图9读取Δt时间段内模拟人体生物肺和正常成人在时刻点t = 10、20、30、40、50 s 的通气数据，具体如表2所示。
表2
仿真通气数据
Table2.
Simulated ventilation data
4 讨论
本文在Matlab上成功进行了模拟人体生物肺仿真正压通气实验，由于模拟人体生物肺内部不具备残气量，在正压通气模式开始前肺体呈塌陷状态，气体进入生物肺肺泡的传输距离更近，从图9a 中可以看出，在通气开始阶段所需初始目标气道压力值小于正常成人，达到初始气道目标压力值后开始逐一改变气道压力，以达到目标的潮气量值。在t = 30 s时，通过调整通气气压值，成功获得了期望的潮气量值。仿真所得到的通气数据如表2所示。在Δt时间段内，潮气量的平均误差率为9.8%，气流量的平均误差率为17.6%，气压量平均误差率为21.8%。针对仿真结果误差进行分析，所建立的仿真通气模型不同于正常成人的肺部结构，模拟人体生物肺没有鼻、咽喉等器官组织的影响，气流以更快的速度到达肺泡。通过图9a可以看出，在前30 s初始通气阶段，所需的气压和潮气量低于正常成人；在t = 40 s时，如图9a与图9b红圈标注对比所示，正常成人存在自主呼吸用力，使得所需的气压和气流值变低，误差率有较为明显的增大。在仿真通气实验过程中，模拟人体生物肺的气阻值主要参考表1中的数据进行处理，在实际通气过程中气阻值会随着气流的大小而变化，产生一定的误差。
此外，在PRVC正压通气模式下，以机械通气提供的外部压力Pv作为反馈控制量，控制机械通气的气压量和气流量，达到设定潮气量值。在实际应用中避免了在模拟人体生物肺当中内置任何传感器，有利于保护生物肺肺体不受破坏，又有利于整个通气算法顺利移植到实验平台中。接下来的工作除了对实验平台进行研究与实现，还需解决以下几点问题：① 结合先进PID控制算法[27]大幅度提高通气精度，减小误差；② 针对模拟人体生物肺的气阻值随着气流大小变化的问题，将结合文献[12]在线测算气阻和顺应性的方法予以解决；③ 在通气实验过程中，是通过控制风机加速和减速来实现通气压力的切换，而利用比例通气阀达到快速切换通气压力的方法，值得在平台通气实验中深入研究。
5 结论
本文以模拟人体生物肺为研究对象，介绍了所设计的模拟人体生物肺电学仿真通气模型。基于所建立的仿真通气系统模型，进行正压通气实验。实验结果表明，在PRVC正压通气模式下，主要参考指标潮气量值的平均误差为9.8%，能有效模拟正常成人的通气效果。结果说明了所建立的电学仿真通气模型具有可行性，为模拟人体生物肺正压通气实验平台的实现提供了条件，也有助于研究人员观测气压、气流和潮气量等参数，了解正压通气模式下实验平台的通气效果，调整和改进实验平台的控制策略。
重要声明
利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。
作者贡献声明：严钦城是本研究的实验设计者和实验研究的执行人，完成数据分析，论文写作；吴全玉是项目的构思者及负责人，指导实验设计、数据分析、论文修改；张伟民、潘玲佼、刘晓杰、陶为戈参与实验设计和试验结果分析。
