CN111888599A - 呼吸机压力维持装置 - Google Patents

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Abstract

本申请涉及一种呼吸机压力维持装置，包括：氧气源、压缩空气源和空氧混合器；所述氧气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接氧气流量控制阀，所述氧气流量控制阀用于在氧气流量控制信号ueo的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的氧气流量；所述压缩空气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接空气流量控制阀，所述空气流量控制阀用于在空气流量控制信号uea的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的空气流量，上述呼吸机压力维持装置可以保证压力和氧气浓度的同步调节，从而确保呼吸机的临床使用效果。

Description

呼吸机压力维持装置
技术领域
本申请涉及医疗设备控制技术领域，特别是涉及一种呼吸机压力维持装置。
背景技术
对于呼吸机来说，氧浓度与压力维持的准确性与稳定性是最核心也是最基础的要求。由于氧气浓度与压力维持两个过程中关注的目标不同，且均需要对空气和氧气的流量进行控制。因此，若控制器不够稳定或长期使用后器件性能发生变化，均会影响呼吸机的临床使用效果。
目前，呼吸机的压力与氧浓度维持通常是分离设计。在维持氧浓度的过程中的压力可能无法到达使用要求。虽然相关设计可以维持呼吸过程压力，但氧浓度的同步调节通常需要另外的模块来保证，增加了呼吸机的复杂程度。
发明内容
基于此，有必要针现有方法无法同时控制压力和氧浓度的问题，提供一种呼吸机压力维持装置。
一种呼吸机压力维持装置，包括：
氧气源、压缩空气源、空氧混合器以及计算单元；
所述氧气源与压缩空气源分别通过连通管道与所述空氧混合器连通；
所述氧气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接氧气流量控制阀，所述氧气流量控制阀用于在氧气流量控制信号ueo的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的氧气流量；
所述压缩空气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接空气流量控制阀，所述空气流量控制阀用于在空气流量控制信号uea的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的空气流量；
所述空氧混合器连接有空气流量控制阀，所述空气流量控制阀用于在空氧混合流量控制信号ue的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置的压力值；
所述计算单元用于：
对呼吸过程动力学参数进行在线辨识，分别计算线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000021
和线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000022
依据所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000023
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000024
进行自适应参数
Figure BDA0002651258150000025
估计；
结合所述自适应参数
Figure BDA0002651258150000026
计算空氧混合流量控制信号ue，以实现压力自适应控制；
结合所述自适应参数
Figure BDA0002651258150000027
分别计算空气流量控制信号uea和氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
上述呼吸机压力维持装置，将压力维持过程与氧浓度维持过程进行了同步设计。通过对呼吸过程动力学参数进行在线辨识，计算线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000028
和线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000029
依据所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500000210
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500000211
进行自适应参数
Figure BDA00026512581500000212
估计。结合自适应参数
Figure BDA00026512581500000213
求得所述空氧混合流量控制信号ue、所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo。通过所述空氧混合流量控制信号ue控制压力自适应变化，且通过所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo控制氧气浓度自适应变化。无需增加呼吸机的复杂程度的同时，可以保证压力和氧气浓度的同步调节，从而确保呼吸机的临床使用效果。
附图说明
图1为本申请实施例提供的一种带有压缩空气与氧气源的呼吸机压力维持装置；
图2为本申请实施例提供的一种自适应压力与氧浓度控制方法流程图；
图3为本申请实施例提供的一种带有压缩空气与氧气源的呼吸机压力维持装置控制方法示意图；
图4为本申请实施例提供的另一种自适应压力与氧浓度控制方法流程图；
图5为本申请实施例提供的一种对呼吸过程动力学参数进行在线辨识，分别计算线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000031
和线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000032
的流程图；
图6为本申请实施例提供的一种结合所述自适应参数
Figure BDA0002651258150000033
分别计算空气流量控制信号uea和氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制的流程图。
附图标号说明
100 呼吸机压力维持装置
110 氧气源
120 压缩空气源
130 连通管道
140 空氧混合器
151 氧气稳压阀
152 空气稳压阀
161 氧气流量控制阀
162 空气流量控制阀
163 空氧流量控制阀
171 氧气流量传感器
172 空气流量传感器
具体实施方式
为使本申请的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本申请的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本申请。但是本申请能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本申请内涵的情况下做类似改进，因此本申请不受下面公开的具体实施的限制。
除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本申请的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本申请的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本申请。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。
请参见图1，本申请提供一种带有压缩空气与氧气源的呼吸机压力维持装置100。所述带有压缩空气与氧气源的呼吸机压力维持装置100包括氧气源110和压缩空气源120。所述氧气源110和压缩空气源120分别通过连通管道130与空氧混合器140连接。其中，所述氧气源110依次通过所述连通管道130连接氧气稳压阀151、氧气流量控制阀161和氧气流量传感器171。所述压缩空气源120依次通过所述连通管道130连接空气稳压阀152、空气流量控制阀162和空气流量传感器172。所述空氧混合器140也连接有空氧流量控制阀163。通过采用自适应压力与氧浓度控制方法，可以对所述氧气流量控制阀161、所述空气流量控制阀162和所述空氧流量控制阀163进行控制。可以理解，通过控制所述氧气流量控制阀161、所述空气流量控制阀162可以控制所述呼吸机压力维持装置100中的氧气浓度。通过控制所述空氧流量控制阀163，可以控制所述呼吸机压力维持装置100的压力值。
请一并参见图2，所述自适应压力与氧浓度控制方法包括：
S10，对呼吸过程动力学参数进行在线辨识，分别计算线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000051
和线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000052
在所述步骤S10中，首先对呼吸过程进行建模，得到呼吸过程线性模型。在对所述线性模型进行变形的过程中，预设并测量所述线性模型中的需要的参数值。依据所述线性模型以及相关参数值，计算得到所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000053
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000054
实现对呼吸过程动力学参数的在线辨识过程。
S20，依据所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000055
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000056
进行自适应参数
Figure BDA0002651258150000057
估计。在所述步骤S20中，由于系统的实际参数是在一定范围内变化，且变化的范围与呼吸机和病人的配合情况相关，即参数自适应过程对呼吸机的应用效果有着极为密切的关系。因此，将参数辨识结果用于参数估计，通过将投影参数自适应过程与所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000058
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000059
相结合，可以完成所述自适应参数
Figure BDA00026512581500000510
的估计。通过所述自适应参数
Figure BDA00026512581500000511
可以对呼吸机中的压力和氧浓度实现自适应控制。
S30，结合所述自适应参数
Figure BDA00026512581500000512
计算空氧混合流量控制信号ue，以实现压力自适应控制。在所述步骤S30中，通过所述空氧混合流量控制信号ue作用于所述空氧流量控制阀163，从而控制所述空氧混合器140压力的变化。由于所述自适应参数
Figure BDA00026512581500000513
可以依据实际情况进行变化，因此可以保证所述呼吸机压力维持装置100中所述空氧混合器140气压的自适应变化。上述过程简单易行，无需增加呼吸机的复杂程度从而确保呼吸机的临床使用过程中压力的自适应控制。
S40，结合所述自适应参数
Figure BDA00026512581500000514
分别计算空气流量控制信号uea和氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。在所述步骤S40中，通过所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo分别作用于所述空气流量控制阀162和所述氧气流量控制阀161，从而实现对所述呼吸机压力维持装置100中空气和氧气流量的控制，从而实现对氧气浓度的控制。依据所述自适应参数
Figure BDA0002651258150000061
可以实现所述呼吸机压力维持装置100中氧气浓度的自适应变化。上述过程简单易行，无需增加呼吸机的复杂程度从而确保呼吸机的临床使用过程中氧气浓度的自适应控制。
所述自适应压力与氧浓度控制方法将压力维持过程与氧浓度维持过程进行了同步集中设计，将两路过程的特性均纳入控制信号设计中。在实际的使用中，随着器件老化、温度变化、湿度变化，呼吸机的部分器件的性能和特性会随之发生变化。通过所述自适应压力与氧浓度控制方法对控制信号进行调节，可以在器件或环境产生变化的情况下保证控制效果的准确和稳定。所述自适应压力与氧浓度控制方法简单易行，无需增加呼吸机的复杂程度的同时，可以保证压力和氧气浓度的同步调节，从而确保呼吸机的临床使用效果。此外，本申请克服了传统呼吸机压力控制与氧浓度维持分离设计的劣势，使得空氧混合器的压力与氧浓度能实现同步维持，同时，该装置的结构简单、易于集成、软硬件高度配合的特点，使得升级与维护方便、快捷。此外，由于参数在线估计与控制信号自适应调节的作用，本申请可以适应使用环境的变化、器件的老化稳定，提高产品的可靠性与使用寿命的同时，能够保持很好的临床使用效果。
请一并参见图3，所述自适应压力与氧浓度控制方法作用于所述带有压缩空气与氧气源的呼吸机压力维持装置100。首先预设空氧混合期望压力值Pd，结合实际空氧混合压力值Paw进行求差，从而计算得到压力误差值ep。依据压力自适应调节过程进行参数辨识和自适应控制，从而得到空氧混合流量控制信号ue，从而实现压力的自适应控制。为了维持所述空氧混合腔140的氧气浓度，利用预设氧气浓度S进行流量分配计算，分别获取所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So。结合计算得到的所述空氧混合流量控制信号ue，并分别使用所述氧气流量传感器171和所述空气流量传感器172测得的实际空氧混合腔140的氧气流量与空气流量。随后计算所述期望空气流量uea和所述期望氧气流量ueo分别与实际值的差值。依据参数自适应调节过程，通过所述空气流量控制阀162和所述氧气流量控制阀161分别使得空气与氧气的流量达到或接近期望流量。经自适应调试过程的空气与氧气均进入所述空氧混合腔140进行混合，从而实现氧浓度的控制。因此，所述自适应压力与氧浓度控制方法在实现氧浓度调节的同时，也实现了所述空氧混合腔140压力的维持。
请一并参见图4，在一个实施例中，所述步骤S10，包括：
S110，对呼吸过程进行建模，得到呼吸模型。在所述步骤S110中，首先对呼吸过程建立简化的线型模型，通过将所述线型模型改写为连续传递函数形式可以依据数字采样过程进行离散化处理，得到所述呼吸模型。所述呼吸模型的建立可以简化计算过程，从而为估计述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000071
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000072
提供计算模型。
S120，预设并测量中间参数值。在所述步骤S120中，所述相关中间参数值为预设空氧混合期望压力值Pd、前后两次实际空氧混合压力值Paw(k)、Paw(k-1)以及前后两次测得的流量值F(k)、F(k-1)。所述实际空氧混合压力值Paw(k)、Paw(k-1)和所述流量值F(k)、F(k-1)均可以从所述空氧混合腔140中直接得出。中间参数测量过程操作简单，即直接从所述空氧混合腔140读出即可，从而实现了对所述自适应压力与氧浓度控制方法的进一步简化。
S130，依据所述呼吸模型及所述中间参数值，计算所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000081
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000082
在所述步骤S130中，依据所述呼吸模型及所述中间参数值，结合迭代最小二乘法进行递推，从而完成所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000083
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000084
的计算。由于所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000085
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000086
能够反映系统真实参数的部分特征，因此可以作用控制信号设计的辅助信息。
请一并参见图5，在一个实施例中，所述步骤S110，包括：
S111，对呼吸过程进行建模，得到呼吸过程线型模型。在所述步骤S111中，对呼吸过程进行建模过程中，利用简化的线型模型，可以得到呼吸过程线型模型。所述呼吸过程线型模型可以描述如下：
Figure BDA0002651258150000087
其中，Paw(t)是所述空氧混合腔140的气压(单位：cmH2O)。Ve(t)是呼气时所述空氧混合腔140气量(单位：mL)。Fe(t)是吸气时所述空氧混合腔140的气流速率(单位：mL·s-1)。Crs是线性化动态顺气系数(单位：cmH2O·mL-1)。Rrs是线性化气路阻尼系数(单位：cmH2O·s·mL-1)。Ve(t)为流量的积分，Ve为时间。
S112，将呼吸过程的所述线型模型改写为连续传递函数。在所述步骤S112中，对呼吸过程动力学参数的进行在线辨识。将公式(1)改写为连续传递函数的形式，即：
Figure BDA0002651258150000088
其中，s为表示传递函数的虚数。
S113，将所述连续传递函数进行离散化处理，得到所述呼吸模型。在所述步骤S113中，由于实际的系统是含有采样工程的数字处理过程，采样周期为T。那么考虑零阶保持器的情况下，将传递函数离散化，可得：
Figure BDA0002651258150000091
其中，PΔ(k)＝Paw(k)-Paw(k-1)为前后两次测得的压力差值，·(k)为时刻测量的信号的值，
Figure BDA0002651258150000092
为待估计参数，ΓT(k)＝[F(k)F(k-1)]为前后两次的流量测量值。
在一个实施例中，所述步骤S120，包括：
S121，预设空氧混合期望压力值Pd，测量实际空氧混合压力值Paw，并计算压力误差ep＝Paw-Pd。在所述步骤S121中，当预设的所述空氧混合期望压力值为Pd，依据所述实际空氧混合压力值Paw，可以计算得到所述实际空氧混合压力值Paw相比于预设的所述空氧混合期望压力值Pd产生的压力误差值ep，所述压力误差值为ep(t)＝Paw(t)-Pd(t)。所述压力误差ep(t)＝Paw(t)-Pd(t)可以用于后续计算。
S122，连续两次测量所述空氧混合压力值Paw(k)、Paw(k-1)以及空氧混合流量值F(k)、F(k-1)。在所述步骤S122中，所述空氧混合压力值Paw(k)、Paw(k-1)以及空氧混合流量值F(k)、F(k-1)可以从所述空氧混合器140中直接读出。
S123，分别计算所述空氧混合压力差值PΔ(k)＝Paw(k)-Paw(k-1)以及连续两次所述空氧混合流量值ΓT(k)＝[F(k)F(k-1)]。
在一个实施例中，所述步骤S130，包括：
S131，依据所述压力差值PΔ(k)和连续两次所述空氧混合流量值Γ(k)，结合迭代最小二乘法进行参数递推，从而估计得到待估计参数值ΘT(k)。在所述步骤S131中，利用最小二乘法，可以得到如下的参数递推估计方法：
Figure BDA0002651258150000101
其中，
Figure BDA0002651258150000102
表示对Θ(k)的估计。因此，利用迭代最小二乘法，估计出
Figure BDA0002651258150000103
的值。所述
Figure BDA0002651258150000104
的值可以用于计算所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000105
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000106
S132，依据待估计参数值ΘT(k)，计算线性化气路阻尼系数
Figure BDA0002651258150000107
和线性化动态顺气系数
Figure BDA0002651258150000108
在所述步骤S132中，估计出
Figure BDA0002651258150000109
的值后，计算所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001010
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001011
Figure BDA00026512581500001012
需要说明的是，计算得到的所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001013
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001014
并不是系统真实参数。因此，所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001015
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001016
无法直接用于控制信号设计。但由于所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001017
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001018
能够反映系统真实参数的部分特征，因此可以作用控制信号设计的辅助信息。通过统计可得所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001019
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001020
估计值的下限
Figure BDA00026512581500001021
和
Figure BDA00026512581500001022
上限
Figure BDA00026512581500001023
和
Figure BDA00026512581500001024
所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001025
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001026
的估计值的范围可以用于进行自适应参数
Figure BDA00026512581500001027
估计，辅助进行所述空氧混合流量控制信号ue、所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo的设计。
在一个实施例中，所述步骤S20，包括：
S210，依据所述线性化气路阻尼系数
Figure BDA00026512581500001028
和所述线性化动态顺气系数
Figure BDA00026512581500001029
的统计值分别获取所述线性化气路阻尼系数和所述线性化动态顺气系数的上限值
Figure BDA0002651258150000111
和下限值
Figure BDA0002651258150000112
S220，依据所述线性化气路阻尼系数和所述线性化动态顺气系数的上限值
Figure BDA0002651258150000113
和下限值
Figure BDA0002651258150000114
估计自适应参数
Figure BDA0002651258150000115
在所述步骤S210和所述步骤S220中，需要说明的是，系统的实际参数是在一定范围内变化，且变化的范围与呼吸机与病人的配合情况相关，即参数自适应过程对呼吸机的应用效果有着极为密切的关系。因此，将参数辨识结果用在参数估计的过程中，可得如下的投影参数自适应过程：
Figure BDA0002651258150000116
其中，Λ＝diag{α1,α2,α3}是设计的对角矩阵，且α1，α2和α3为大于零的学习常数。所述对角矩阵和所述学习常数均依据实际情况进行设计。Proj[·]为投影算子，用于限制参数估计的范围。所述参数估计范围可以根据参数估计的值得到，具体如下：
Figure BDA0002651258150000117
Figure BDA0002651258150000118
其中
Figure BDA0002651258150000119
为统计的流量变化关系，
Figure BDA00026512581500001110
和
Figure BDA00026512581500001111
分别为统计的到的上限和下限。
在一个实施例中，所述步骤S30，包括：S310，依据所述压力误差ep设计反馈增益k0eP。S320，依据所述反馈增益k0eP和所述自适应估计参数
Figure BDA00026512581500001112
计算所述空氧混合流量控制信号ue，以实现压力自适应控制。
在所述步骤S310和所述步骤S320中，考虑流量控制的不确定性，流量控制信号与实际流量存在一定的差值，即实际流量为：
Fe＝ue+de (7)
其中，ue是设计的空氧流量，de为流量误差。需要注意的是，当前的指令并不能即可反映到流量上，因此，需要利用前一时刻的流量误差估计当前流量误差，即：
de＝γdm (8)
其中，dm为前一时刻测量的流量误差，γ而为反映流量误差变化的参数。
综合考虑公式(1)-(3)，可得ep＝Ve/Crs+Rrsue+Rrsγdm-Pd。改写为向量的形式，可得：
Figure BDA0002651258150000121
其中，b＝Rrs为未知控制增益，
Figure BDA0002651258150000122
为测量信号向量，θT＝[θ1 θ2θ3]＝[1/CrsRrs γ 1/Rrs]为未知向量。所述位置向量需要利用参数自适应的方法，对其进行估计，并在控制信号的设计中使用。
利用自适应控制的方法，可以设计流量控制信号如下：
Figure BDA0002651258150000123
其中，k0eP为反馈增益，其中k0为选取的设计参数。所述设计参数依据实际情况进行确定。eP为期望压力与实际压力之差，
Figure BDA0002651258150000124
为自适应估计参数，其获得方法见公式(6)。
在一个实施例中，所述步骤S40，包括：S410，依据预设氧气浓度S计算期望空气比例Sa和期望氧气比例So。S420，依据所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So计算所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
请一并参见图6，在一个实施例中，所述步骤S410，包括：S411，依据所述预设氧气浓度S结合空气和氧气固定配比，计算所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So。在一个实施例中，所述步骤S420，包括：S421，依据所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So，以及所述反馈增益k0eP和所述自适应估计参数
Figure BDA0002651258150000131
计算所述氧气流量控制信号uea和所述空气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
在所述步骤S411和所述步骤S421中，预设所述氧气浓度S。由于氧气和空气位于不同的管路，则所述氧气流量控制信号ueo和所述空气流量控制信号uea满足，ueo+uea＝ue且
Figure BDA0002651258150000132
因此，可以得到空气流量控制信号为：
Figure BDA0002651258150000133
同理，氧气流量的控制信号为：
Figure BDA0002651258150000134
其中，
Figure BDA0002651258150000135
和
Figure BDA0002651258150000136
所述自适应压力与氧浓度控制方法综合考虑了期望压力、期望氧浓度的误差，解决了相关控制方法仅能单独控制压力或者氧浓度的问题。此外，所述自适应压力与氧浓度控制方法同时克服了因为系统参数变化造成的两路其他流量差异对氧浓度精度影响较大的问题。所述自适应压力与氧浓度控制方法具有方法简单、易于实现、功耗低、空氧混合气体压力稳定、氧浓度稳定且精度高等优点，提高了呼吸机的临床表现。
以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
以上所述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对申请专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本申请的保护范围。因此，本申请专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (10)

1.一种呼吸机压力维持装置，其特征在于，包括：
氧气源、压缩空气源、空氧混合器以及计算单元；
所述氧气源与压缩空气源分别通过连通管道与所述空氧混合器连通；
所述氧气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接氧气流量控制阀，所述氧气流量控制阀用于在氧气流量控制信号ueo的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的氧气流量；
所述压缩空气源与所述空氧混合器之间通过所述连通管道连接空气流量控制阀，所述空气流量控制阀用于在空气流量控制信号uea的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置中的空气流量；
所述空氧混合器连接有空气流量控制阀，所述空气流量控制阀用于在空氧混合流量控制信号ue的作用下，控制所述呼吸机压力维持装置的压力值；
所述计算单元用于：
对呼吸过程动力学参数进行在线辨识，分别计算线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000011
和线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000012
依据所述线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000013
和所述线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000014
进行自适应参数
Figure FDA0002651258140000015
估计；
结合所述自适应参数
Figure FDA0002651258140000016
计算空氧混合流量控制信号ue，以实现压力自适应控制；
结合所述自适应参数
Figure FDA0002651258140000017
分别计算空气流量控制信号uea和氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
2.如权利要求1所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，计算线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000018
和线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000019
包括：
对呼吸过程进行建模，得到呼吸模型；
预设并测量中间参数值；
依据所述呼吸模型及所述中间参数值，计算所述线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000021
和所述线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000022
3.如权利要求2所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，所述得到呼吸模型，包括：
对呼吸过程进行建模，得到呼吸过程线型模型；
将呼吸过程的所述线型模型改写为连续传递函数；
将所述连续传递函数进行离散化处理，得到所述呼吸模型。
4.如权利要求2所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，所述预设并测量中间参数值，包括：
预设空氧混合期望压力值Pd，测量实际空氧混合压力值Paw，并计算压力误差ep＝Paw-Pd；
连续两次测量所述空氧混合压力值Paw(k)、Paw(k-1)以及空氧混合流量值F(k)、F(k-1)；
分别计算所述空氧混合压力差值PΔ(k)＝Paw(k)-Paw(k-1)以及连续两次所述空氧混合流量值ΓT(k)＝[F(k) F(k-1)]。
5.如权利要求4所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，所述依据所述呼吸模型及所述中间参数值，计算所述线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000023
和所述线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000024
包括：
依据所述压力差值PΔ(k)和所述连续两次所述空氧混合流量值Γ(k)，结合迭代最小二乘法进行参数递推，从而估计得到待估计参数值ΘT(k)；
依据待估计参数值ΘT(k)，计算线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000025
和线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000026
6.如权利要求5所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，依据所述线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000031
和所述线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000032
进行自适应参数
Figure FDA0002651258140000033
估计，包括：
依据所述线性化气路阻尼系数
Figure FDA0002651258140000034
和所述线性化动态顺气系数
Figure FDA0002651258140000035
的统计值分别获取所述线性化气路阻尼系数和所述线性化动态顺气系数的上限值
Figure FDA0002651258140000036
Figure FDA0002651258140000037
和下限值
Figure FDA0002651258140000038
依据所述线性化气路阻尼系数和所述线性化动态顺气系数的上限值
Figure FDA0002651258140000039
Figure FDA00026512581400000310
和下限值
Figure FDA00026512581400000311
估计自适应参数
Figure FDA00026512581400000312
7.如权利要求5所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，结合所述自适应参数
Figure FDA00026512581400000313
计算空氧混合流量控制信号ue，包括：
依据所述压力误差ep设计反馈增益k0eP；
依据所述反馈增益k0eP和所述自适应估计参数
Figure FDA00026512581400000314
计算所述空氧混合流量控制信号ue，以实现压力自适应控制。
8.如权利要求7所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，结合所述自适应参数
Figure FDA00026512581400000315
分别计算空气流量控制信号uea和氧气流量控制信号ueo，包括：
依据预设氧气浓度S计算期望空气比例Sa和期望氧气比例So；
依据所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So计算所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
9.如权利要求8所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，所述依据预设氧气浓度S计算期望空气比例Sa和期望氧气比例So，包括：
依据所述预设氧气浓度S结合空气和氧气固定配比，计算所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So。
10.如权利要求8所述的呼吸机压力维持装置，其特征在于，所述依据所述期望空气比例Sa和期望氧气比例So，计算所述空气流量控制信号uea和所述氧气流量控制信号ueo，包括：
依据所述期望空气比例Sa和所述期望氧气比例So，以及所述反馈增益k0eP和所述自适应估计参数
Figure FDA0002651258140000041
计算所述氧气流量控制信号uea和所述空气流量控制信号ueo，以实现氧气浓度的自适应控制。
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