基于自抗擾控制的新型醫用氣動比例控制模塊

中圖分類號：TH47；TP211 文獻標志碼：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

機械通氣是醫療領域中一種通過呼吸機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[1]。機械通氣包括有創通氣和無創通氣2種方法。有創通氣通過氣管插管提供呼吸支持，并利用單獨的管道分別進行吸氣和呼氣，通常在重癥監護病房中使用。無創通氣通過使用鼻面罩等器具代替人工氣道，患者通過管道吸氣，經由排氣口排出呼出的氣體，這種方法在家用、醫用醫療器械較為常用

呼吸機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力學，因此使流量控制變得更加復雜[2-3]。除此之外，呼吸力學參數的變化和人體的生理復雜性導致呼吸機中的閥門控制困難重重[4-5]。Borrello等[6]研究了多種機械通氣模式的控制難點，并指出壓力控制通氣模式下氣阻的改變會對控制效果產生嚴重影響，因此，傳統的比例-積分-微分（PID）控制已不再適用。

自抗擾控制（ADRC）是一種使用擴張狀態觀察器估計總干擾的控制策略。通過消除總干擾，自抗擾控制在解決非線性問題時具有強魯棒性和高效率，因此，該控制策略成功地應用于各種氣動裝置的調節，并取得了良好的控制效果。有學者設計了一種具有非線性采樣數據擴張狀態觀測器的自抗擾控制方案控制氣動肌肉執行器系統，實驗驗證了該方法的適用性[7-8]。還有學者在基于袋閥系統的機械呼吸機調節中實施自抗擾控制策略，并驗證了該裝置性能與現有的商用呼吸機相似[]

為了在簡化呼吸機開發流程，提高呼吸機生產能力的同時，提升呼吸機對呼吸力學參數的魯棒性，本文中提出一種用于無創呼吸的新型醫用氣動比例控制模塊，同時，針對外部使用條件差異大的特點，本文中使用自抗擾控制算法結合體積控制通氣（VCV）和壓力控制通氣（PCV）模式，拓寬該控制模塊的適用范圍。通過實驗評估該新型醫用氣動比例控制模塊的性能，并與某品牌商用呼吸機的壓力控制效果對比，驗證該模塊的有效性和應用潛力。

1模塊設計

1. 1 結構設計

新型醫用氣動比例控制模塊由比例電磁閥、節流板、閥體結構、壓力和流量測量結構、殼體結構組成。模塊入口設有氣動插頭，出口設有可連接到管道的接頭；外殼配有一個航空插頭，用于連接電源和控制信號。氣動比例控制模塊結構如圖1所示。

為了實現模塊的集成化、小型化，本文中選擇插裝式比例電磁閥作為控制單元，并根據所選比例電磁閥的特點設計閥體結構。閥體結構后部連接氣動插頭，前部連接測量結構，頂部有螺栓和墊圈，用于壓緊比例閥。為了進一步減小氣動比例控制模塊的體積，采用壓差法測量輸出氣流速率，并基于平衡流量計原理設計壓差流量檢測結構。壓差流量檢測結構在壓差傳感器的中心設置節流板，在節流板的中心孔周圍設計4個直徑為 3mm 的圓孔，起到調節流場、減小湍流對流量測量的影響的作用。

壓差傳感器和壓力傳感器使用電壓為 5V 的電源模擬輸出設備。壓差傳感器具備雙向和單向測量模式。氣動比例控制模塊作為供氣元件，氣體流動方向為單向，因此，根據單向氣流要求設計電路。根據比例閥電流驅動特性，電流驅動芯片用于產生0～220mA 控制信號，實現精確的閥門控制。所有元件集成在長度、寬度分別為 7.5，2.5cm 的電路板中，電路板通過螺栓固定在測量結構上，并用橡膠圈密封。氣動比例控制模塊組裝完成后實物圖如圖2所示。

1. 2 自抗擾控制器設計

新型醫用氣動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）、擴張狀態觀測器（ESO）和非線性狀態誤差反饋控制律（NLSEF）組成[10] 。

TD—跟蹤微分器；NLSEF—非線性狀態誤差反饋控制律；ESO—擴張狀態觀測器；x 一設定值的跟蹤信號； z₁ —輸出值的跟蹤信號； z₂ —輸出值微分的跟蹤信號； z₃ 一系統的總擾動；e₁ 、 e₂ 一系統的狀態誤差； u₀ 一控制量； u 一補償總擾動后的控制量； b 一系統增益。

TD 用于獲得連續的平滑信號和差分信號。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 是由學者韓京清提出的非線性誤差函數，作為產生輸入信號的微分信號； v（k） 為 k 時刻的設定值; x₁（k） ！ 分別為 k 、 k+1 時刻設定值的跟蹤信號； x₂（k） ！ 分別為跟蹤信號 x₁（k） 、 的微分； r₀，h₀ 為控制變量，h 為仿真步長。

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 x₁（k），x₂（k），v（k） 的連續形式;sign（?） 為符號函數。

ESO將總擾動擴張成系統新的狀態變量，用于估計和補償未知非線性系統和外部擾動。典型的非線性擴張狀態觀測器[12]為

式中： e 為觀測值與實際值之間的誤差； z₁ 為輸出值的跟蹤信號； z₂ 為輸出值微分的跟蹤信號； z₃ 為系統的總擾動； $＼beta _ { 0 1 } ＼ 、 ＼beta _ { 0 2 } 、 ＼beta _ { 0 3 }$ 為觀測器增益； fal（?） （24號為非線性函數； α₁，α₂，λ 為非線性系數； b 為系統增益，須要調整到近似實際系統值； u 為補償擾動后的控制量。

NLSEF用于消除跟蹤微分器產生的期望值和擴張狀態觀測器產生的估計值之間的誤差，具有補償的非線性控制律[12]為

式中： e₁，e₂ 為系統的狀態誤差； $＼beta _ { 1 } ＼ 、 ＼beta _ { 2 }$ 為控制器增益； u₀ 為未補償的控制量； α₃，α₄ 為非線性系數。

2 實驗

2.1 實驗系統建模

通過系統辨識可以得到該模塊的傳遞函數 G（s） 為

式中 s 為復變量。

無創通氣通過排氣閥排出呼的氣體，流經排氣

閥的氣體可視為一維等熵流[13]，其體積流量的計算公式[14]可近似為

式中： Q 為標準條件下（壓強為 100kPa ，溫度為 20^°C ，相對濕度為 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 （絕對壓力），因此， p_d/p_e 總是大于0.5。

本文中采用模擬肺開展壓力控制實驗。模擬肺的數學模型可近似為一個簡化的線性模型[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 為肺順應性。

肺順應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 為肺內壓力。

2.2 實驗平臺搭建

構建機械通氣實驗系統如圖4所示。空氣壓縮機提供壓縮氣體，壓力調節器調節氣動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測量壓力和流量信號。計算機用于輸出控制信號并執行監控。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 參數整定

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

3 結果與討論

3.1 模型驗證

數學模型的系數和常數通過實驗或手冊計算得出： 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證實驗的參數如 、氣流體積流量 Q 、吸氣相氣道正壓（IPAP）、呼氣相氣道正壓（EPAP）、吸氣時間與呼氣時間之比（吸呼比）、每分鐘呼吸次數（BPM）見表2。

模型仿真采用Simulink軟件，仿真步長設置為0.001s，與實驗控制周期相匹配。不同控制模式下的仿真結果與實驗結果對比如圖5所示。由圖可以看出，仿真曲線與實驗曲線具有一致性。盡管排氣閥保持開啟狀態，即一直存在漏氣干擾，但不同控制模式下仿真結果和實驗結果之間的誤差均小于5% ，驗證了數學模型的準確性。從圖5（a）中可見，仿真曲線中的氣道流量增加以保持呼氣相氣道正壓，而實驗曲線中的氣道流量保持不變，這種差異產生的原因是在模型仿真中使用了固定的閥門有效面積，而實驗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。在圖5（d）中，壓力控制模式下的仿真結果和實驗結果都存在超調量，這是使用電磁閥作為控制對象時普遍存在的問題，原因是壓力控制受呼吸管路長度、呼吸力學參數等因素的顯著影響，特別是當氣道阻力改變時，調節時間與超調量存在嚴重矛盾[6]。現有裝置的評價指標為超調量小于 0.1kPa ，壓力上升時間小于 200ms^[5] ，因此，實驗中自抗擾控制器的參數調整的策略是在限制超調范圍的同時盡可能縮短調節時間。

3.2 設定值對模塊性能的影響

在模型仿真的基礎上，確定控制器參數，并保證后續實驗參數的一致性。在設定體積流量為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行實驗，實驗參數設置見表3，實驗結果如圖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定值的變化對流量控制效果的影響相對較小。

氣道流量不同時的機械通氣實驗結果

在氣道流量不同的情況下，新型醫用氣動比例控制模塊可以實現超調量小于 2% 、精度小于 ±2% 、調節時間小于 150ms 的控制效果。如圖6（c）所示，氣道流量增大會向肺部輸送更多氣體，導致肺內氣體增多，因此需要更長的呼氣時間。此時，保持吸呼比和每分鐘呼吸次數不變將導致呼氣不完全，這是患者在使用機械通氣時經常遇到的問題。如圖7所示，壓力控制通氣模式下增大氣道壓力會影響IPAP和EPAP的控制。原因是隨著肺內壓力增加，通過排氣閥的氣體流量增大，進而增加IPAP和EPAP的補償難度。盡管超調量隨著IPAP的增加而增加，但仍保持在 3% 以下，控制精度和調整時間分別為 ±1% 和 200ms 。

綜上，氣道流量設定值和氣道壓力設定值的變化對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，由于實驗中所用模擬肺的最大容積為 600mL ，當設定值繼續增大時，模擬肺將過度膨脹而發生不規則變形，因此限制了參數設定范圍的增加。

3.3 肺順應性對模塊性能的影響

為了測試新型醫用氣動比例控制模塊在不同肺順應性時的性能，本文中分別在體積控制通氣和壓力控制通氣模式下開展肺順應性不同時的機械通氣實驗，實驗參數見表3，實驗結果分別如圖8、9所示。如圖8所示，肺順應性的變化對體積控制通氣模式的氣道流量控制效果影響較小，實驗結果與3.2節的實驗結果相同。從圖8（b）、（c）可以看出，肺順應性增大會使模擬肺發生形變，此時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。如圖9所示，肺順應性減小導致IPAP和EPAP的超調量增加，原因是肺順應性的減小會增大模擬肺容積，改變對肺內壓力的影響，此時模擬肺容積變化顯著改變流經排氣閥的氣體流量，從而對控制系統造成干擾。自抗擾控制的強魯棒性使得肺順應性變化時流量、壓力控制效果仍與3.2節實驗結果相同。由上述實驗結果可以看出，肺順應性的變化對新型醫用氣動比例控制模塊的2種控制模式的流量、壓力控制效果影響較小。

3.4 氣道阻力對模塊性能的影響

為了測試新型醫用氣動比例控制模塊在不同氣道阻力時的性能，本文中分別在體積控制通氣和壓力控制通氣模式下開展氣道阻力不同時的機械通氣實驗，實驗參數見表3，實驗結果分別如圖10、11所示。由圖10可知，氣道阻力的變化對體積控制通氣模式的流量控制效果影響很小，實驗結果與3.2節的實驗結果一致。氣道阻力的變化對壓力控制通氣模式的壓力控制效果影響較大，具體表現為：當氣道

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

氣道阻力不同時的機械通氣實驗結果

阻力增大時，氣道壓力產生振蕩；當氣道阻力減小時，超調現象更加明顯[6]。氣動比例控制模塊在氣道阻力為 0.5～5kPa/（L?s） 時控制效果良好，如圖11所示，當氣道阻力較小時，超調量小于 5% ；當氣道阻力較大時，沒有出現振蕩現象，并且精度保持在約 ±2% 。

3.5 吸呼比和每分鐘呼吸次數對模塊性能的影響

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對新型醫用氣動比例控制模塊的流量控制、壓力控制性能的影響，實驗結果如圖12、13所示。由圖12、13可知，無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的變化對該模塊的流量、壓力控制效果的影響較小。與其他設備相比，該模塊壓力調節時間短，當吸呼比為1：2時，可有效防止吸入氣量不足的問題，因此更適用于針對呼吸急促患者的呼吸機的流量控制。由圖13可以看出，延長呼吸時間可以有效緩解呼氣量不足的問題

3.6 與商用呼吸機的性能比較

為了驗證新型醫用氣動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（ST30）進行壓力控制模式下的機械通氣實驗對比，實驗結果如圖14所示。設置實驗中肺順應性為0.2L/kPa ，氣道阻力為 2kPa/（L?s） ，吸呼比為1：1，每分鐘呼吸次數為15。由圖可以看出，本文中設計的氣動比例控制模塊的壓力上升時間明顯短于BiPAP呼吸機的，但是該模塊的壓力控制存在超調現象，而BiPAP呼吸機無此現象。其原因是BiPAP呼吸機使用鼓風機供氣，輸出壓力可以通過改變電機的輸入電流調節，并且幾乎不受排氣閥和模擬肺等負載的影響。本文中設計的氣動比例控制模塊通過改變比例閥的有效面積來調節輸出壓力，后端負載嚴重影響輸出壓力，造成控制困難，易出現超調量增大、振蕩現象等問題。除此之外，該模塊的壓力波動小于BiPAP呼吸機的，展現出優越的性能和廣闊的發展前景。

4結語

本文中提出一種新型醫用氣動比例控制模塊，該模塊體積小，集成度高，可實現氣體體積流量為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 時間/s （a）吸呼比為2：3、BPM為12時的流量、壓力曲線 604020 -年力參考值--氣年正用 0 2 二 0 5 10 15 20 時間/s （b）吸呼比為3：5、BPM為15時的流量、壓力曲線 喜 604020 A 02 T 5 10 15 20 時間/s （c）吸呼比為1：2、BPM為20時的流量、壓力曲線

為了評估該模塊的性能，使用模擬肺、排氣閥、通風管、氣動比例控制模塊和壓力調節閥構建測試系統，在體積控制通氣、壓力控制通氣模式下分別進行實驗與分析。實驗結果表明，新型醫用氣動比例控制模塊可以實現機械通氣功能，保證精確的流量和壓力控制，流量控制響應時間、超調量和精度分別小于 150ms 、 2% 和 ±2% ，壓力控制響應時間、超調量和精度分別小于 200ms ！ 5% 和 ±1% 。同時，該模塊在外部條件改變時具有較強的魯棒性。與其他設備相比，在壓力控制模式下的調節時間方面具有顯著的優勢，能夠滿足醫療器械小型化、集成化、高精度的要求，可以作為呼吸機部件直接使用，對氣動設備的實際應用具有重要意義。

該模塊的缺點在于只能用于無創通氣，且壓力控制通氣模式下仍存在超調。未來的研究中將開發模塊的有創呼吸功能和空氣-氧氣混合功能，研發智能控制方法以減小超調量。

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（責任編輯：劉建亭）