基于自抗擾控制的新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊

中圖分類(lèi)號(hào)：TH47；TP211 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A

Novel Medical Pneumatic Proportional Control Module Based on Active Disturbance Rejection Control

MING Xiaochuan’，HU Hui ² ，WANG Tao ¹ ，REN Shuai1 （1.School of Automation，Beijing Institute of Technology，Beijing 1OOO81，China; 2.Beijing AerospacePropulsion Institute，Beijing1OoO76，China）

Abstract：To address the shortcomings of complex structure，singlecontrol mode，and long development cycleof existing pneumatic medical equipment，a novel medical pneumatic proportional control module was proposed.The module integrated aproportional valve，diferential pressure sensor，pressure sensor，and micro-controlunit，whichhad the function of volumecontrol ventilationand pressurecontrol ventilation.Inviewof thecharacteristicsthatthepressrecontrol performanceof mechanical ventilation was easilyaffected byrespiratory parameters，leakageandother factors，theactive disturbance rejection control strategy was used to improve thestabilityand robustnessof thesystem.Simulation experimentswereconducted to verifythefeasibilityof theactive disturbancrejectioncontroler，and experimentswerecaried outunder diferent setpoints，lung compliance，airway resistance and respiratory rate to evaluate the module performance. The results show that the new medical pneumatic proportional control modulehas the characteristics ofsmall size，high integrationand modularity.Undertheconditionsofuncertainrespiratory parametersand externaldisturbances，the pressure control and volume flow control of the module are within the ranges of 0 to 10kPa and O to 20o L/min respectively. The response time，overshoot and control accuracy of pressure control are less than 200ms ，5% and±1%，respectively，and the response time，overshoot and control accuracy of flow control are less than 150ms ， 2% and ±2% ，respectively， meeting the requirements of miniaturization，integration and high precision of medical devices.

Keywords：automatic technology；pneumatic proportional control;active disturbancerejection control；mechanical ventilation；pneumatic medical equipment

機(jī)械通氣是醫(yī)療領(lǐng)域中一種通過(guò)呼吸機(jī)輔助或代替患者自主呼吸的治療手段，旨在向肺部輸送必要的氧氣以維持患者生命活動(dòng)[1]。機(jī)械通氣包括有創(chuàng)通氣和無(wú)創(chuàng)通氣2種方法。有創(chuàng)通氣通過(guò)氣管插管提供呼吸支持，并利用單獨(dú)的管道分別進(jìn)行吸氣和呼氣，通常在重癥監(jiān)護(hù)病房中使用。無(wú)創(chuàng)通氣通過(guò)使用鼻面罩等器具代替人工氣道，患者通過(guò)管道吸氣，經(jīng)由排氣口排出呼出的氣體，這種方法在家用、醫(yī)用醫(yī)療器械較為常用

呼吸機(jī)通常使用比例閥為患者提供氧氣；但是，由于該裝置引入了非線性動(dòng)力學(xué)，因此使流量控制變得更加復(fù)雜[2-3]。除此之外，呼吸力學(xué)參數(shù)的變化和人體的生理復(fù)雜性導(dǎo)致呼吸機(jī)中的閥門(mén)控制困難重重[4-5]。Borrello等[6]研究了多種機(jī)械通氣模式的控制難點(diǎn)，并指出壓力控制通氣模式下氣阻的改變會(huì)對(duì)控制效果產(chǎn)生嚴(yán)重影響，因此，傳統(tǒng)的比例-積分-微分（PID）控制已不再適用。

自抗擾控制（ADRC）是一種使用擴(kuò)張狀態(tài)觀察器估計(jì)總干擾的控制策略。通過(guò)消除總干擾，自抗擾控制在解決非線性問(wèn)題時(shí)具有強(qiáng)魯棒性和高效率，因此，該控制策略成功地應(yīng)用于各種氣動(dòng)裝置的調(diào)節(jié)，并取得了良好的控制效果。有學(xué)者設(shè)計(jì)了一種具有非線性采樣數(shù)據(jù)擴(kuò)張狀態(tài)觀測(cè)器的自抗擾控制方案控制氣動(dòng)肌肉執(zhí)行器系統(tǒng)，實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了該方法的適用性[7-8]。還有學(xué)者在基于袋閥系統(tǒng)的機(jī)械呼吸機(jī)調(diào)節(jié)中實(shí)施自抗擾控制策略，并驗(yàn)證了該裝置性能與現(xiàn)有的商用呼吸機(jī)相似[]

為了在簡(jiǎn)化呼吸機(jī)開(kāi)發(fā)流程，提高呼吸機(jī)生產(chǎn)能力的同時(shí)，提升呼吸機(jī)對(duì)呼吸力學(xué)參數(shù)的魯棒性，本文中提出一種用于無(wú)創(chuàng)呼吸的新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊，同時(shí)，針對(duì)外部使用條件差異大的特點(diǎn)，本文中使用自抗擾控制算法結(jié)合體積控制通氣（VCV）和壓力控制通氣（PCV）模式，拓寬該控制模塊的適用范圍。通過(guò)實(shí)驗(yàn)評(píng)估該新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊的性能，并與某品牌商用呼吸機(jī)的壓力控制效果對(duì)比，驗(yàn)證該模塊的有效性和應(yīng)用潛力。

1模塊設(shè)計(jì)

1. 1 結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊由比例電磁閥、節(jié)流板、閥體結(jié)構(gòu)、壓力和流量測(cè)量結(jié)構(gòu)、殼體結(jié)構(gòu)組成。模塊入口設(shè)有氣動(dòng)插頭，出口設(shè)有可連接到管道的接頭；外殼配有一個(gè)航空插頭，用于連接電源和控制信號(hào)。氣動(dòng)比例控制模塊結(jié)構(gòu)如圖1所示。

為了實(shí)現(xiàn)模塊的集成化、小型化，本文中選擇插裝式比例電磁閥作為控制單元，并根據(jù)所選比例電磁閥的特點(diǎn)設(shè)計(jì)閥體結(jié)構(gòu)。閥體結(jié)構(gòu)后部連接氣動(dòng)插頭，前部連接測(cè)量結(jié)構(gòu)，頂部有螺栓和墊圈，用于壓緊比例閥。為了進(jìn)一步減小氣動(dòng)比例控制模塊的體積，采用壓差法測(cè)量輸出氣流速率，并基于平衡流量計(jì)原理設(shè)計(jì)壓差流量檢測(cè)結(jié)構(gòu)。壓差流量檢測(cè)結(jié)構(gòu)在壓差傳感器的中心設(shè)置節(jié)流板，在節(jié)流板的中心孔周?chē)O(shè)計(jì)4個(gè)直徑為 3mm 的圓孔，起到調(diào)節(jié)流場(chǎng)、減小湍流對(duì)流量測(cè)量的影響的作用。

壓差傳感器和壓力傳感器使用電壓為 5V 的電源模擬輸出設(shè)備。壓差傳感器具備雙向和單向測(cè)量模式。氣動(dòng)比例控制模塊作為供氣元件，氣體流動(dòng)方向?yàn)閱蜗?，因此，根?jù)單向氣流要求設(shè)計(jì)電路。根據(jù)比例閥電流驅(qū)動(dòng)特性，電流驅(qū)動(dòng)芯片用于產(chǎn)生0～220mA 控制信號(hào)，實(shí)現(xiàn)精確的閥門(mén)控制。所有元件集成在長(zhǎng)度、寬度分別為 7.5，2.5cm 的電路板中，電路板通過(guò)螺栓固定在測(cè)量結(jié)構(gòu)上，并用橡膠圈密封。氣動(dòng)比例控制模塊組裝完成后實(shí)物圖如圖2所示。

1. 2 自抗擾控制器設(shè)計(jì)

新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊控制框圖如圖3所示。模塊所用的自抗擾控制器由跟蹤微分器（TD）、擴(kuò)張狀態(tài)觀測(cè)器（ESO）和非線性狀態(tài)誤差反饋控制律（NLSEF）組成[10] 。

TD—跟蹤微分器；NLSEF—非線性狀態(tài)誤差反饋控制律；ESO—擴(kuò)張狀態(tài)觀測(cè)器；x 一設(shè)定值的跟蹤信號(hào)； z₁ —輸出值的跟蹤信號(hào)； z₂ —輸出值微分的跟蹤信號(hào)； z₃ 一系統(tǒng)的總擾動(dòng)；e₁ 、 e₂ 一系統(tǒng)的狀態(tài)誤差； u₀ 一控制量； u 一補(bǔ)償總擾動(dòng)后的控制量； b 一系統(tǒng)增益。

TD 用于獲得連續(xù)的平滑信號(hào)和差分信號(hào)。二階非線性跟蹤微分器的典型形式[]為

式中： f_h 為中間變量； f_H 是由學(xué)者韓京清提出的非線性誤差函數(shù)，作為產(chǎn)生輸入信號(hào)的微分信號(hào)； v（k） 為 k 時(shí)刻的設(shè)定值; x₁（k） ！ 分別為 k 、 k+1 時(shí)刻設(shè)定值的跟蹤信號(hào)； x₂（k） ！ 分別為跟蹤信號(hào) x₁（k） 、 的微分； r₀，h₀ 為控制變量，h 為仿真步長(zhǎng)。

f_H 的定義[12]為

式中： d，a₀，y，a₁，a₂，s_y，a，s_a 為中間變量; x₁ ） 分別為信號(hào) x₁（k），x₂（k），v（k） 的連續(xù)形式;sign（?） 為符號(hào)函數(shù)。

ESO將總擾動(dòng)擴(kuò)張成系統(tǒng)新的狀態(tài)變量，用于估計(jì)和補(bǔ)償未知非線性系統(tǒng)和外部擾動(dòng)。典型的非線性擴(kuò)張狀態(tài)觀測(cè)器[12]為

式中： e 為觀測(cè)值與實(shí)際值之間的誤差； z₁ 為輸出值的跟蹤信號(hào)； z₂ 為輸出值微分的跟蹤信號(hào)； z₃ 為系統(tǒng)的總擾動(dòng)； $＼beta _ { 0 1 } ＼ 、 ＼beta _ { 0 2 } 、 ＼beta _ { 0 3 }$ 為觀測(cè)器增益； fal（?） （24號(hào)為非線性函數(shù)； α₁，α₂，λ 為非線性系數(shù)； b 為系統(tǒng)增益，須要調(diào)整到近似實(shí)際系統(tǒng)值； u 為補(bǔ)償擾動(dòng)后的控制量。

NLSEF用于消除跟蹤微分器產(chǎn)生的期望值和擴(kuò)張狀態(tài)觀測(cè)器產(chǎn)生的估計(jì)值之間的誤差，具有補(bǔ)償?shù)姆蔷€性控制律[12]為

式中： e₁，e₂ 為系統(tǒng)的狀態(tài)誤差； $＼beta _ { 1 } ＼ 、 ＼beta _ { 2 }$ 為控制器增益； u₀ 為未補(bǔ)償?shù)目刂屏浚?α₃，α₄ 為非線性系數(shù)。

2 實(shí)驗(yàn)

2.1 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)建模

通過(guò)系統(tǒng)辨識(shí)可以得到該模塊的傳遞函數(shù) G（s） 為

式中 s 為復(fù)變量。

無(wú)創(chuàng)通氣通過(guò)排氣閥排出呼的氣體，流經(jīng)排氣

閥的氣體可視為一維等熵流[13]，其體積流量的計(jì)算公式[14]可近似為

式中： Q 為標(biāo)準(zhǔn)條件下（壓強(qiáng)為 100kPa ，溫度為 20^°C ，相對(duì)濕度為 65% ）的體積流量； S_e 為排氣閥有效面積； p_e 為出口壓力； θ 為熱力學(xué)溫度； p_d 為入口壓力。排氣閥出口壓力等于大氣壓，即 100kPa （絕對(duì)壓力），因此， p_d/p_e 總是大于0.5。

本文中采用模擬肺開(kāi)展壓力控制實(shí)驗(yàn)。模擬肺的數(shù)學(xué)模型可近似為一個(gè)簡(jiǎn)化的線性模型[15]，即

式中： p 為肺入口壓力； V 為肺容積； R_aw 為氣道阻力； C_L 為肺順應(yīng)性。

肺順應(yīng)性和氣道阻力可以近似表示為

式中： ΔV 為肺容積變化； Δp 為肺入口壓力變化；

p_alv 為肺內(nèi)壓力。

2.2 實(shí)驗(yàn)平臺(tái)搭建

構(gòu)建機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)如圖4所示?？諝鈮嚎s機(jī)提供壓縮氣體，壓力調(diào)節(jié)器調(diào)節(jié)氣動(dòng)比例控制模塊的入口壓力。用電壓為 24V 電源為模塊供電，壓力和差壓傳感器同時(shí)測(cè)量壓力和流量信號(hào)。計(jì)算機(jī)用于輸出控制信號(hào)并執(zhí)行監(jiān)控。模擬肺用作模擬患者的肺，模擬肺上的排氣閥用于呼氣。

2.3 參數(shù)整定

高階ADRC參數(shù)整定困難是限制其廣泛應(yīng)用的主要原因。本文中采用分離原理分別設(shè)置 ΔTD 、ESO和NLSEF的參數(shù)。TD的參數(shù)主要依賴(lài)于固定組合。ESO參數(shù) β₀₁?β₀₂?β₀₃ 與觀測(cè)器帶寬 w₀ 有關(guān)[]，可依次設(shè)置為 3w₀ 、 3w₀² 和 w₀³ 。NLSEF 的參數(shù)主要通過(guò)實(shí)驗(yàn)得到，參數(shù) β_ι 和 β₂ 的整定方法與傳統(tǒng)的比例-積分（PI）控制器相似。系統(tǒng)增益 b 須調(diào)整到近似值才可以達(dá)到良好的控制效果。為了防止維持呼氣末正壓時(shí)，體積控制模式轉(zhuǎn)換為壓力控制模式可能造成的振蕩現(xiàn)象，該模塊的控制器參數(shù)在不同的模式和外部條件下完全相同。自抗擾控制器參數(shù)選擇如表1所示。

3 結(jié)果與討論

3.1 模型驗(yàn)證

數(shù)學(xué)模型的系數(shù)和常數(shù)通過(guò)實(shí)驗(yàn)或手冊(cè)計(jì)算得出： p_d=100kPa ， S_e=2.5mm² ， θ=293.15K 。

體積控制通氣和壓力控制通氣模式下模型驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)的參數(shù)如 、氣流體積流量 Q 、吸氣相氣道正壓（IPAP）、呼氣相氣道正壓（EPAP）、吸氣時(shí)間與呼氣時(shí)間之比（吸呼比）、每分鐘呼吸次數(shù)（BPM）見(jiàn)表2。

模型仿真采用Simulink軟件，仿真步長(zhǎng)設(shè)置為0.001s，與實(shí)驗(yàn)控制周期相匹配。不同控制模式下的仿真結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果對(duì)比如圖5所示。由圖可以看出，仿真曲線與實(shí)驗(yàn)曲線具有一致性。盡管排氣閥保持開(kāi)啟狀態(tài)，即一直存在漏氣干擾，但不同控制模式下仿真結(jié)果和實(shí)驗(yàn)結(jié)果之間的誤差均小于5% ，驗(yàn)證了數(shù)學(xué)模型的準(zhǔn)確性。從圖5（a）中可見(jiàn)，仿真曲線中的氣道流量增加以保持呼氣相氣道正壓，而實(shí)驗(yàn)曲線中的氣道流量保持不變，這種差異產(chǎn)生的原因是在模型仿真中使用了固定的閥門(mén)有效面積，而實(shí)驗(yàn)中的排氣有效面積隨著壓力的變化而變化，因此呼氣末流量較小，差壓傳感器難以檢測(cè)。在圖5（d）中，壓力控制模式下的仿真結(jié)果和實(shí)驗(yàn)結(jié)果都存在超調(diào)量，這是使用電磁閥作為控制對(duì)象時(shí)普遍存在的問(wèn)題，原因是壓力控制受呼吸管路長(zhǎng)度、呼吸力學(xué)參數(shù)等因素的顯著影響，特別是當(dāng)氣道阻力改變時(shí)，調(diào)節(jié)時(shí)間與超調(diào)量存在嚴(yán)重矛盾[6]?，F(xiàn)有裝置的評(píng)價(jià)指標(biāo)為超調(diào)量小于 0.1kPa ，壓力上升時(shí)間小于 200ms^[5] ，因此，實(shí)驗(yàn)中自抗擾控制器的參數(shù)調(diào)整的策略是在限制超調(diào)范圍的同時(shí)盡可能縮短調(diào)節(jié)時(shí)間。

3.2 設(shè)定值對(duì)模塊性能的影響

在模型仿真的基礎(chǔ)上，確定控制器參數(shù)，并保證后續(xù)實(shí)驗(yàn)參數(shù)的一致性。在設(shè)定體積流量為20、25，30L/min 的體積控制通氣模式下和壓力為2.0、2.5，3.0kPa 的壓力控制通氣模式下分別進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)參數(shù)設(shè)置見(jiàn)表3，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖6、7所示。

由圖6可以看出，體積控制通氣模式下氣道流量設(shè)定值的變化對(duì)流量控制效果的影響相對(duì)較小。

氣道流量不同時(shí)的機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)結(jié)果

在氣道流量不同的情況下，新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊可以實(shí)現(xiàn)超調(diào)量小于 2% 、精度小于 ±2% 、調(diào)節(jié)時(shí)間小于 150ms 的控制效果。如圖6（c）所示，氣道流量增大會(huì)向肺部輸送更多氣體，導(dǎo)致肺內(nèi)氣體增多，因此需要更長(zhǎng)的呼氣時(shí)間。此時(shí)，保持吸呼比和每分鐘呼吸次數(shù)不變將導(dǎo)致呼氣不完全，這是患者在使用機(jī)械通氣時(shí)經(jīng)常遇到的問(wèn)題。如圖7所示，壓力控制通氣模式下增大氣道壓力會(huì)影響IPAP和EPAP的控制。原因是隨著肺內(nèi)壓力增加，通過(guò)排氣閥的氣體流量增大，進(jìn)而增加IPAP和EPAP的補(bǔ)償難度。盡管超調(diào)量隨著IPAP的增加而增加，但仍保持在 3% 以下，控制精度和調(diào)整時(shí)間分別為 ±1% 和 200ms 。

綜上，氣道流量設(shè)定值和氣道壓力設(shè)定值的變化對(duì)2種不同控制模式的流量、壓力控制效果的影響較小。值得注意的是，由于實(shí)驗(yàn)中所用模擬肺的最大容積為 600mL ，當(dāng)設(shè)定值繼續(xù)增大時(shí)，模擬肺將過(guò)度膨脹而發(fā)生不規(guī)則變形，因此限制了參數(shù)設(shè)定范圍的增加。

3.3 肺順應(yīng)性對(duì)模塊性能的影響

為了測(cè)試新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊在不同肺順應(yīng)性時(shí)的性能，本文中分別在體積控制通氣和壓力控制通氣模式下開(kāi)展肺順應(yīng)性不同時(shí)的機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)參數(shù)見(jiàn)表3，實(shí)驗(yàn)結(jié)果分別如圖8、9所示。如圖8所示，肺順應(yīng)性的變化對(duì)體積控制通氣模式的氣道流量控制效果影響較小，實(shí)驗(yàn)結(jié)果與3.2節(jié)的實(shí)驗(yàn)結(jié)果相同。從圖8（b）、（c）可以看出，肺順應(yīng)性增大會(huì)使模擬肺發(fā)生形變，此時(shí)吸氣末的瞬間壓降明顯增大。從式（8）可以推斷，吸氣末瞬間的壓降是由流量瞬間減小引起的，因此該壓降大小與氣道阻力有關(guān)。如圖9所示，肺順應(yīng)性減小導(dǎo)致IPAP和EPAP的超調(diào)量增加，原因是肺順應(yīng)性的減小會(huì)增大模擬肺容積，改變對(duì)肺內(nèi)壓力的影響，此時(shí)模擬肺容積變化顯著改變流經(jīng)排氣閥的氣體流量，從而對(duì)控制系統(tǒng)造成干擾。自抗擾控制的強(qiáng)魯棒性使得肺順應(yīng)性變化時(shí)流量、壓力控制效果仍與3.2節(jié)實(shí)驗(yàn)結(jié)果相同。由上述實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看出，肺順應(yīng)性的變化對(duì)新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊的2種控制模式的流量、壓力控制效果影響較小。

3.4 氣道阻力對(duì)模塊性能的影響

為了測(cè)試新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊在不同氣道阻力時(shí)的性能，本文中分別在體積控制通氣和壓力控制通氣模式下開(kāi)展氣道阻力不同時(shí)的機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)參數(shù)見(jiàn)表3，實(shí)驗(yàn)結(jié)果分別如圖10、11所示。由圖10可知，氣道阻力的變化對(duì)體積控制通氣模式的流量控制效果影響很小，實(shí)驗(yàn)結(jié)果與3.2節(jié)的實(shí)驗(yàn)結(jié)果一致。氣道阻力的變化對(duì)壓力控制通氣模式的壓力控制效果影響較大，具體表現(xiàn)為：當(dāng)氣道

流量參考值 ·呼氣末正壓0205 10 15 20時(shí)間/s（a）氣道阻力為 0.5kPa/（L?s） 時(shí)的流量、壓力曲線流量參考值 -呼氣末正壓3020100205 10 15 20時(shí)間/s（b）氣道阻力為 2.0kPa/（L?s） 時(shí)的流量、壓力曲線流量參考值 ·呼氣末正壓喜 3020 100H 42 y.05 10 15 20時(shí)間/s（c）氣道阻力為 5.0kPa/（L?s） 時(shí)的流量、壓力曲線

氣道阻力不同時(shí)的機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)結(jié)果

阻力增大時(shí)，氣道壓力產(chǎn)生振蕩；當(dāng)氣道阻力減小時(shí)，超調(diào)現(xiàn)象更加明顯[6]。氣動(dòng)比例控制模塊在氣道阻力為 0.5～5kPa/（L?s） 時(shí)控制效果良好，如圖11所示，當(dāng)氣道阻力較小時(shí)，超調(diào)量小于 5% ；當(dāng)氣道阻力較大時(shí)，沒(méi)有出現(xiàn)振蕩現(xiàn)象，并且精度保持在約 ±2% 。

3.5 吸呼比和每分鐘呼吸次數(shù)對(duì)模塊性能的影響

本文中研究了在體積控制通氣、壓力控制通氣模式下吸呼比和每分鐘呼吸次數(shù)對(duì)新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊的流量控制、壓力控制性能的影響，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖12、13所示。由圖12、13可知，無(wú)論是在體積控制通氣模式還是壓力控制通氣模式下，吸呼比和每分鐘呼吸次數(shù)的變化對(duì)該模塊的流量、壓力控制效果的影響較小。與其他設(shè)備相比，該模塊壓力調(diào)節(jié)時(shí)間短，當(dāng)吸呼比為1：2時(shí)，可有效防止吸入氣量不足的問(wèn)題，因此更適用于針對(duì)呼吸急促患者的呼吸機(jī)的流量控制。由圖13可以看出，延長(zhǎng)呼吸時(shí)間可以有效緩解呼氣量不足的問(wèn)題

3.6 與商用呼吸機(jī)的性能比較

為了驗(yàn)證新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊的壓力控制性能，使用某品牌雙相氣道正壓（BiPAP）吸呼機(jī)（ST30）進(jìn)行壓力控制模式下的機(jī)械通氣實(shí)驗(yàn)對(duì)比，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖14所示。設(shè)置實(shí)驗(yàn)中肺順應(yīng)性為0.2L/kPa ，氣道阻力為 2kPa/（L?s） ，吸呼比為1：1，每分鐘呼吸次數(shù)為15。由圖可以看出，本文中設(shè)計(jì)的氣動(dòng)比例控制模塊的壓力上升時(shí)間明顯短于BiPAP呼吸機(jī)的，但是該模塊的壓力控制存在超調(diào)現(xiàn)象，而B(niǎo)iPAP呼吸機(jī)無(wú)此現(xiàn)象。其原因是BiPAP呼吸機(jī)使用鼓風(fēng)機(jī)供氣，輸出壓力可以通過(guò)改變電機(jī)的輸入電流調(diào)節(jié)，并且?guī)缀醪皇芘艢忾y和模擬肺等負(fù)載的影響。本文中設(shè)計(jì)的氣動(dòng)比例控制模塊通過(guò)改變比例閥的有效面積來(lái)調(diào)節(jié)輸出壓力，后端負(fù)載嚴(yán)重影響輸出壓力，造成控制困難，易出現(xiàn)超調(diào)量增大、振蕩現(xiàn)象等問(wèn)題。除此之外，該模塊的壓力波動(dòng)小于BiPAP呼吸機(jī)的，展現(xiàn)出優(yōu)越的性能和廣闊的發(fā)展前景。

4結(jié)語(yǔ)

本文中提出一種新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊，該模塊體積小，集成度高，可實(shí)現(xiàn)氣體體積流量為0～200L/min 和壓力為 0～10kPa 的精確控制。

6040 壓力參考值 --呼氣末正壓 20 7 0 2 1 0 5 10 15 20 時(shí)間/s （a）吸呼比為2：3、BPM為12時(shí)的流量、壓力曲線 604020 -年力參考值--氣年正用 0 2 二 0 5 10 15 20 時(shí)間/s （b）吸呼比為3：5、BPM為15時(shí)的流量、壓力曲線 喜 604020 A 02 T 5 10 15 20 時(shí)間/s （c）吸呼比為1：2、BPM為20時(shí)的流量、壓力曲線

為了評(píng)估該模塊的性能，使用模擬肺、排氣閥、通風(fēng)管、氣動(dòng)比例控制模塊和壓力調(diào)節(jié)閥構(gòu)建測(cè)試系統(tǒng)，在體積控制通氣、壓力控制通氣模式下分別進(jìn)行實(shí)驗(yàn)與分析。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，新型醫(yī)用氣動(dòng)比例控制模塊可以實(shí)現(xiàn)機(jī)械通氣功能，保證精確的流量和壓力控制，流量控制響應(yīng)時(shí)間、超調(diào)量和精度分別小于 150ms 、 2% 和 ±2% ，壓力控制響應(yīng)時(shí)間、超調(diào)量和精度分別小于 200ms ！ 5% 和 ±1% 。同時(shí)，該模塊在外部條件改變時(shí)具有較強(qiáng)的魯棒性。與其他設(shè)備相比，在壓力控制模式下的調(diào)節(jié)時(shí)間方面具有顯著的優(yōu)勢(shì)，能夠滿(mǎn)足醫(yī)療器械小型化、集成化、高精度的要求，可以作為呼吸機(jī)部件直接使用，對(duì)氣動(dòng)設(shè)備的實(shí)際應(yīng)用具有重要意義。

該模塊的缺點(diǎn)在于只能用于無(wú)創(chuàng)通氣，且壓力控制通氣模式下仍存在超調(diào)。未來(lái)的研究中將開(kāi)發(fā)模塊的有創(chuàng)呼吸功能和空氣-氧氣混合功能，研發(fā)智能控制方法以減小超調(diào)量。

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（責(zé)任編輯：劉建亭）