Měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci nezralých novorozenců
Disertační práce
Vedoucí práce: prof. Ing. Karel Roubík, Ph.D. Petr Kudrna
Prohlášení
Prohlašuji, že jsem disertační práci s názvem: Měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci nezralých novorozenců vypracoval samostatně a použil k tomu úplný výčet citací použitých pramenů, které uvádím v seznamu přiloženém dizertační práci. Nemám závažný důvod proti užití tohoto školního díla ve smyslu §60 zákona č.121/2000 Sb., o právu autorském, o právech souvisejících s právem autorským a o změně některých zákonů (autorský zákon).
V Kladně dne:
podpis:
Poděkování
Rád bych poděkoval vedoucímu dizertační práce, prof. Ing. Karlu Roubíkovi, Ph.D., za rady, připomínky a potřebnou kritiku pro dokončení práce. Nemalý dík patří pracovníkům Fyziologického ústavu 1. LF UK, zejména pak MVDr. Michaele Popkové, Tereze Vavříkové a MUDr. Mikuláši Mlčkovi, Ph.D., za pomoc při realizaci animálních experimentů. Další poděkování patří vedoucímu Katedry biomedicínské techniky FBMI ČVUT, panu prof. Ing. Peteru Kneppovi, DrSc., za trpělivost a podporu pro realizaci doktorského studia. V neposlední řadě patří poděkování rodičům – Janě a Petru Kudrnovým – za bezmeznou podporu, které se mi v životě dostalo.
Tato práce byla podpořena grantem Studentské grantové soutěže ČVUT v Praze SGS14/216/OHK4/3T/17 Výzkum nekonvenčních technik umělé plicní ventilace. Přístroje použité při laboratorních experimentech byly pořízeny z projektu OPPK reg. č. CZ.2.16/3.1.00/21564 Péče o nezralé novorozence.
Obsah Úvod .............................................................................................................................................. 11 1
Současný stav řešené problematiky ..................................................................................... 13 1.1
Vysokofrekvenční ventilační techniky v klinické praxi............................................................................. 13
1.2
Vysokofrekvenční trysková ventilace ......................................................................................................... 14
1.2.1 Tryska ..................................................................................................................................................... 15 1.2.2 Šíření pulzu generovaného tryskou ................................................................................................. 15 1.2.3 Útlum tlakové amplitudy.................................................................................................................... 16 1.2.4 Promývání alveolárního prostoru plynem ..................................................................................... 16 1.3
Fenomény výměny plynů při HFJV......................................................................................................... 17
1.4
Ventilační rovnice ..................................................................................................................................... 18
1.5
Tryskový ventilátor pro novorozence – Life Pulse ..................................................................................... 19
1.5.1 Nastavitelné parametry ....................................................................................................................... 20 1.5.2 Monitorované parametry ................................................................................................................... 20 1.5.3 Signalizace provozu – alarmová hlášení ......................................................................................... 21 1.5.4 Zvlhčovací systém ............................................................................................................................... 21 1.5.5 Popis ventilačního okruhu ................................................................................................................. 22 1.6
Možná místa měření průtoku inspirované a exspirované ventilační směsi ................................................ 23
2
Hypotézy a cíle studie ..........................................................................................................25
3
Návrh a realizace snímače pro monitoraci průtoku při HFJV...........................................26
4
5
3.1
Clona ........................................................................................................................................................ 26
3.2
Tlaková diferenční clona pro monitoring HFJV ...................................................................................... 27
3.3
Charakteristika clony ............................................................................................................................... 28
3.4
Diskuse..................................................................................................................................................... 29
3.5
Dílčí závěr – návrh a realizace snímače pro monitoraci průtoku při HFJV ........................................... 30
Měřicí systém ventilačních parametrů HFJV ..................................................................... 31 4.1
iMON...................................................................................................................................................... 31
4.2
Měřicí kanál pro měření průtoku při HFJV........................................................................................... 32
4.3
Dílčí závěr – Měřicí systém ventilačních parametrů HFJV..................................................................... 32
Experiment in vitro – Studium vlivu clony na ovlivnění tlakových parametrů uvnitř modelu plic............................................................................................................................33 5.1
Uspořádání experimentu........................................................................................................................... 33
5.2
Výsledky experimentu .............................................................................................................................. 34
5.3
Diskuse..................................................................................................................................................... 35
5.3.1 Ovlivnění dodávaného tlaku a objemu........................................................................................... 35 5.3.2 Možnost kompenzace......................................................................................................................... 36 5.4
Závěr ........................................................................................................................................................ 36
6
Experiment in vitro – test funkčnosti a přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony........................................................................................................37 6.1
Uspořádání experimentu........................................................................................................................... 37
6.2
Nastavení přístrojů ................................................................................................................................... 38
6.3
Postup ....................................................................................................................................................... 38
6.4
Sběr a zpracování dat ............................................................................................................................... 39
6.4.1 Identifikace dechových objemů z clony ......................................................................................... 39 6.4.2 Identifikace dechových objemů – rigidní model .......................................................................... 40
7
6.5
Výsledky – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony ............................ 41
6.6
Diskuse – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony .............................. 42
6.7
Dílčí závěr – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony .......................... 42
Vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 ........................................43 7.1
Uspořádání experimentu........................................................................................................................... 43
7.2
Nastavení přístrojů ................................................................................................................................... 44
7.3
Postup ....................................................................................................................................................... 45
7.4
Nastavení tlakových parametrů ventilátoru a jejich propagace do rigidního modelu .................................. 46
7.5
Sběr a zpracování dat ............................................................................................................................... 46
7.6
Výsledky – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 ......................................... 47
7.7
Diskuse – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 ........................................... 50
7.7.1 Vliv zvýšeného průtočného okruhu v okruhu.............................................................................. 50 7.7.2 Kompenzace trvalé tlakové ztráty způsobené vloženou clonou .............................................. 50 7.8 8
Dílčí závěr – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 ....................................... 51
Animální experiment ............................................................................................................52 8.1
Zajištění experimentů................................................................................................................................ 52
8.2
Postup ....................................................................................................................................................... 54
8.3
Sběr a zpracování dat ............................................................................................................................... 55
8.4
Výsledky................................................................................................................................................... 56
8.4.1 Sledované fyziologické parametry v definovaných konfiguracích v závislosti na frekvenci57 8.4.2 Výsledky testování hypotéz ............................................................................................................... 59 8.5
Diskuse..................................................................................................................................................... 59
8.6
Dílčí závěr – animální experiment ........................................................................................................... 61
9
Závěr .....................................................................................................................................62
10
Bibliografie ............................................................................................................................63
11
Seznam obrázků....................................................................................................................67
12
Přílohy .................................................................................................................................. 69
Seznam symbolů a zkratek Symbol
Jednotka
Význam
α
-
hladina významnosti
c
%
koncentrace
cf
%
nejvyšší dosažená koncentrace
CDP
cmH2O
střední distenzní tlak (continuous distending pressure)
d
mm
průměr otvoru škrtícího orgánu (clony)
D
mm
průměr potrubí
Δp
cmH2O
diferenční tlak
Δ pz
cmH2O
trvalá tlaková ztráta
FiO2
-
frakce kyslíku ve ventilační směsi
f
Hz
frekvence
κ
-
Poissonova konstanta
MAP
cmH2O
střední distenzní tlak (mean alveolar pressure)
PaCO2
mmHg
parciální tlak oxidu uhličitého v arteriální krvi
PaO2
mmHg
parciální tlak kyslíku v arteriální krvi
PAO2
mmHg
parciální tlak kyslíku v alveolech
paw
cmH2O
tlak na vstupu do dýchacích cest, proximální tlak (proximal airway pressure)
pH
-
vodíkový exponent (míra kyselosti vnitřního prostředí)
ps
cmH2O
vstupní statický tlak
Q
L/min
průtok
QA
L/min
alveolární ventilace
R
cmH2O∙min/L
průtočný odpor
RR
dechy/min
respirační frekvence
SpHb
%
neinvazivně měřený celkový obsah hemoglobinu v krvi
Symbol
Jednotka
Význam
SpMet
%
neinvazivně měřený obsah methemoglobinu v krvi
t
s
čas
T
°C
teplota
τ
s
časová konstanta
TcPCO2
mmHg
transkutánní parciální tlak CO2 arteriální krve
TcPO2
mmHg
transkutánní parciální tlak O2 arteriální krve
tE
s
exspirační čas
tI
s
inspirační čas
uA
-
nejistota měření typu A
uB
-
nejistota měření typu B
uC
-
nejistota měření typu C
VeCO2
mL
objem vydechovaného CO2
VT
mL
dechový objem
VTinsp
mL
inspirovaný dechový objem
w
m/s
rychlost proudění kapaliny
Seznam zkratek Zkratka
Význam
A/D
analogově-digitální převodník (analog/digital)
BC
bez clony
BPD
broncho pulmonální dysplásie (broncho pulmonary dysplasia)
CE
značka shody (Confirmité Européenne)
CV
konvenční ventilace (conventional ventilation)
ENN
extrémně nezralý novorozenec
ETC
endotracheální kanyla (endotracheal tube)
HF
vysokofrekvenční (high frequency)
HFJV
vysokofrekvenční trysková ventilace (high-frequency jet ventilation)
HFOV
vysokofrekvenční oscilační ventilace (high-frequency oscillatory ventilation)
HW
hardware
insp
inspirační
in-vitro
v laboratorních podmínkách
in-vivo
v živém
IU
mezinárodní jednotka množství účinné látky (International Unit)
MAP
střední alveolární tlak (mean alveolar pressure)
MŠMT
Ministerstvo školství, mládeže a tělovýchovy České republiky
NIRS
blízká infračervená spektroskopie (near infrared spectroscopy)
OI
oxygenační index
PC
osobní počítač (personal computer)
PEEP
pozitivní přetlak na konci výdechu (positive end-expiratory pressure)
PIP
špičkový inspirační tlak (peak inspiratory pressure)
RDS
syndrom dechové tísně (respiratory distress syndrome)
SC
s clonou
SCK
s clonou – kompenzace
Zkratka
Význam
SW
software
UPV
umělá plicní ventilace
VILI
ventilátorem indukované plicní poškození (ventilator-associated lung injury)
Úvod Rozvoj zdravotnických technologií v oblasti intenzivní péče o novorozence v posledních letech přinesl nové technologie neinvazivního monitoringu. V klinické praxi se rychle zavedla technologie NIRS (near infrared spectroscopy) pro sledování regionální saturace tkání; stále více se uplatňují optické diagnostické metody pro kontinuální měření obsahu totálního hemoglobinu v krvi (SpHb), případně měření methemoglobinu (SpMet); standardem se stává volumetrická kapnometrie VeCO2 pro optimalizaci vedení umělé plicní ventilace; jsou zaváděny nové ventilační módy s protektivní strategií charakterizovanou cílenými, malými, dechovými objemy; nové postupy v léčebné praxi, jako je např. antenatální podávání surfaktantu a další. Celkově tyto pokroky přispívají, nejen v České Republice, k výraznému snížení novorozenecké mortality, ale došlo ke zvýšení přežívání extrémně nezralých novorozenců. Pokles mortality je však doprovázen nárůstem tzv. chronického plicního onemocnění CLD (chronic lung disease), které bylo popsáno v roce 1961 jako BPD – broncho pulmonary dysplasia [1], které ovlivňuje dlouhodobý vývoj nezralých novorozenců. V současné době (v odborných kruzích popisováno jako doba antenatálního surfaktantu) je charakteristika onemocnění BPD, oproti původní definici z roku 1967, pozměněna. Nová BPD je popisována u novorozenců s porodní hmotností pod 1 kg. Projevuje se častými apnoickými pauzami, nízkým ventilačním úsilím pacienta při vysoké poddajnosti hrudníku. Ventilační stav novorozence je často komplikován plicními edémy, pneumonií, případně i sepsí [2][3]. Převládajícím patologickým rysem BPD je alveolární hypoplasie, zpomalení vaskularizace plic, zmnožení hladké svaloviny v plicních cévách a malých dýchacích cestách. Dochází také k nerovnoměrné a zvýšené kondenzaci kolagenu a elastinu v plicní tkáni [3][4]. Faktorů negativně ovlivňujících vývoj plic je více. Jde zejména o umělou plicní ventilaci (UPV), frakci kyslíku v inspirované ventilační směsi a infekce. Je zásadní, zda dochází k jednotlivým, či společným účinkům těchto negativních faktorů. Souběžné působení negativních činitelů po určitý čas vyvolává změny, které programují chybný vývoj orgánů se všemi důsledky dlouhodobého postižení pacientů [2][3][4][5]. Dalším zásadním faktorem, přispívajícím k mechanizmu rozvoje BPD, je zánět – prenatální či nebo dokonce fetální kolonizace Ureoplasma ureolyticum [2][5][6]. Zvýšené indikátory zánětů v plicích pacientů byly diagnostikovány již bezprostředně po porodech [2][4][5]. Nezanedbatelné riziko vzniku BPD představují také negativní vlivy umělé plicní ventilace, například při řešení syndromu dechové tísně (RDS – respiratory distress syndrome). Každý dostupný ventilační mód způsobuje různý stupeň tzv. VILI – ventilátorem indukované plicní poškození [2][7][8]. Při UPV dochází k mechanickému poškozování nezralé plicní tkáně, zejména při neadekvátně velikých dechových objemech a transpulmonálních tlacích. Extrémně nezralí novorozenci (ENN) s rozvíjejícím se BPD mají výrazně nerovnoměrné provzdušnění plic [9]. Dýchací cesty ENN jsou velmi hypotonické, s tendencí kolabovat a za11
držovat tak v plicích nepřiměřené množství vzduchu, který se nepodílí na výměně respiračních plynů, tzv. air-trapping [3][10][11][12]. Porucha výměny plynů může vyústit v částečné nebo i celkové respirační selhání. Navyšování dechových objemů jako obranná reakce proti kolapsu alveolů a navyšování frakce kyslíku v průběhu UPV dále prohlubuje plicní poškození a závažnost BPD. Větší dechové objemy způsobují volutraumata a při porušení celistvosti dýchacích cest může dojít i k úniku vzduchu do intersticia, pleurálního prostoru nebo mediastina (tzv. air-leak syndrom) [2][12]. Řešením výše popsaného stavu pacienta může být využití ventilačního systému, založeného na jiném než konvenčním principu funkce. V praxi již používaným řešením je tzv. vysokofrekvenční plicní ventilace (HFV) v různých modalitách [2][3][12][13]. Ventilátory pro vysokofrekvenční plicní ventilaci nejsou výrobci vybaveny senzory pro měření dechových objemů. Absence informace o dechovém objemu komplikuje iniciální nastavení ventilátoru a následně samotné vedení ventilace. Lze se domnívat, že kontinuální měření dechového objemu při vysokofrekvenční tryskové ventilaci (HFJV) zásadně rozšíří informace o vedené ventilaci a přispěje k optimalizaci jejího nastavení. Proto je třeba nalézt a ověřit vhodnou metodu pro kontinuální měření dechových objemů při HFJV. Zde uvedenou problematikou se zabývá tato dizertační práce.
12
1
Současný stav řešené problematiky Vysokofrekvenční plicní ventilace (HFV) je založena na využití velice malých dechových obje-
mů, srovnatelných s objemem anatomického mrtvého prostoru pacienta, které jsou dávkovány s frekvencí vyšší, než je 120 dechů za minutu [13][14]. Tím je sníženo riziko vzniku volutraumatu a také i závažnost plicního poškození v časné fázi rozvoje RDS [14][15]. V současné době jsou v neonatální klinické praxi používány dvě vysokofrekvenční techniky ventilace s typickými přístrojovými zástupci: vysokofrekvenční oscilační ventilace (HFOV – high-frequency oscillatory ventilation), přístroj Sensor Medics 3100A (Carefusion, Yorba Linda, CA) a vysokofrekvenční oscilační ventilace (HFJV – high-requency jet ventilation), přístroj Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, UT) [2][13][14][16]. Obě techniky jsou široce využívány neonatologickými centry zejména v Severní Americe. V Evropě je využití HFJV spíše raritní, zejména z důvodu absence certifikátu CE (prohlášení o shodě) pro nejpoužívanější přístroj Life Pulse. Avšak v případě extrémně nezralých novorozenců (ENN) s BPD může HFOV provokovat respirační selhání, malé dýchací cesty s nízkou oporou a porušenou strukturou mohou kolabovat v průběhu aktivního exspiria [10][13]. Navýšení kontinuálního distenzního tlaku (CDP – continuous distending pressure) tento problém řeší, ale za cenu adverzních účinků na srdce a krevní oběh [3][6][16]. Oproti tomu HFJV dodává do plic, za pomoci trysky, dávky ventilační směsi, které velmi rychle pronikají do alveolárního prostoru. Tyto dávky zajišťují velmi malé dechové objemy při vysokých frekvencích a zejména krátkých inspiračních časech, které pak umožňují výrazně prodloužit exspirium. V porovnání s ostatními ventilačními módy umožňuje tato metoda lepší alveolární ventilaci a oxygenaci, zejména u onemocnění malých dýchacích cest [12][17][18][19]. Tyto tlakově řízené ventilátory – Life Pulse i 3100A – nejsou výrobci vybaveny senzory pro měření dechových objemů. Pro monitoraci dechových objemů při HFOV je možné použít komerčně dostupný monitor Florian (Acutronic, Švýcarsko) [12][20], ale jeho výroba je již ukončena. Monitor dostupný pro HFJV není v současné době k dispozici. Proto na mnoha pracovištích nezbývá jiná možnost, než realizovat iniciální nastavení vysokofrekvenčního ventilátoru odhadem dle dostatečných vibrací hrudníku. Touto metodou je velice obtížné zajistit, natož pak udržet požadovanou kapnii [21]. Vzhledem k významu dechového objemu VT (Tidal Volume) se lze domnívat, že monitorace tohoto parametru se v budoucnu musí stát nedílnou součástí vysokofrekvenčních ventilátorů [9][22].
1.1 Vysokofrekvenční ventilační techniky v klinické praxi Dosavadní výsledky studií poukazují na zlepšování oxygenace pacienta při HFOV, pro zlepšení eliminace CO2 se naopak jeví vhodnější HFJV [13][15][23][24][25][26]. Vedení ventilace musí být, zvláště pak u extrémně nezralých novorozenců, šetrné a bez extrémních výchylek O2 a zejména CO2, které ovlivňují acidobazickou rovnováhu a další významné pochody v organismu [2][3][27].
13
Pro sledování vývoje parciálních tlaků O2 a CO2 v arteriální krvi se v klinické praxi používá analýzy krevních plynů na základě krevních odběrů, jejíž množství je ale limitováno [3][6]. Existují přístroje pro kontinuální monitoraci O2 a CO2 v krvi, tyto přístroje jsou velmi drahé a v klinické praxi zřídka používané, zejména z důvodu značného rizika pro pacienta [14]. Častější je využití kontinuálního transkutánního monitorování parciálních tlaků krevních plynů, tzv. tcpO2 a tcpCO2, využívající Clarkovu kombinovanou elektrodu. Při měření je však kombinovaná elektroda zahřívána, často až na teplotu 43 °C, což může vézt až k popálení křehké pokožky neonatologického pacienta. Proto se musí každé 3–4 hodiny měnit místo měření. Využitelnost metody je limitována kvalitou pokožky pacienta [6][7]. Klíčovým parametrem pro nastavení požadované kapnie je při HFV dechový objem VT. Eliminované množství CO2,elim odpovídá součinu f.VT2 [1][6]. Z práce Roubíka [21] vyplývá, že distribuce dechového objemu mezi jednotlivé generace bronchů a alveoly v plicích je na frekvenci ventilace téměř nezávislá. Zároveň dechový objem ovlivňuje alveolární ventilaci, přičemž zvětšování dechového objemu zvyšuje kyslíkový gradient na alveolokapilární membráně [21][28]. Práce zabývající se monitorací dechových objemů neonatologického pacienta při HFOV [24] poukazuje na zlepšení celkového managementu vedení ventilace. Naopak, práce o monitoraci neonatologického pacienta při HFJV nebyla do současné doby publikována.
1.2 Vysokofrekvenční trysková ventilace Pojem vysokofrekvenční trysková ventilace – HFJV (high-frequency jet ventilation, je úzce spojena se jmény Klein a Smith, kteří popsali v roce 1977 techniku ventilace pomocí perkutánního transtracheálního katétru [29], kterým byly dávkovány velice malé dechy s vysokou četností opakování, až 600 dechů/min. Následně byla zkonstruována a patentována řada unikátních technických řešení, mimo jiné i od skupiny českého odborníka Ing. Ondřeje Brychty [21][30][31]. Jak již název ventilační techniky napovídá, specifickou součástí ventilačního systému, která určuje charakter proudění ventilační směsi plynu, je tzv. tryska – trubice s postupně se zužujícím se průřezem. Do trysky jsou přiváděny vysokotlaké pulzy směsi plynu, které se po opuštění trysky mění na nízkotlaké, ale s vysokou rychlostí proudění. Tyto rychlé pulzy prostupují hluboko do respiračního systému pacienta, kde s hloubkou průniku je postupně snižována tlaková amplituda. Tento specifický způsob distribuce plynné směsi má unikátní biofyzikální vlastnosti pronikat až do alveolárního prostoru plic. Vzhledem k nízké tlakové amplitudě v alveolech je tato technika zvláště šetrná pro pacienty s křehkou plicní strukturou. V současné době je HFJV zavedená technika ventilace v neonatologii pro léčbu pacientů s onemocněním typu PIE (plicní intersticiálním emfyzémem) nebo při chirurgii dýchacích cest různých pacientů.
14
1.2.1 Tryska Tryska je kónická trubice s nejužším místem ve výstupní části. Rychlost proudění plynu trubicí (tryskou) se zvyšuje směrem k zúžení.
Obr. 1: Tryska
Rychlost výstupního proudu plynu je dána vztahem (1), tzv. Saint Vénantova – Wantzelova rovnice, kde w2 odpovídá výstupní rychlosti proudícího plynu, χ je Poissonova konstanta, p vyjadřuje tlak plynu v uvedeném bodě a je hustota plynu.
=
∙
−
∙
∙
−
(1)
1.2.2 Šíření pulzu generovaného tryskou Geometrie trysky se podílí na tvarování výstupního proudu plynu z ústí trysky, kdy rychlost proudění je u středu průřezu několikanásobně vyšší, než v blízkosti stěny – což vytváří tzv. parabolický rychlostní profil v průřezu dýchacích cest, viz Obr. 2.
Obr. 2: Parabolický rychlostní profil v dýchacích cestách
Praktické využití tohoto hrotového proudu plynu popsal Henderson již v roce 1915 pomocí experimentu s tabákovým kouřem [32]. Zmíněný experiment dokázal, že vysokorychlostní pulzní proudění plynu s parabolickým rychlostním profilem prostupuje výrazně hlouběji ve směru proudu plynu než pomalejší proud plynu s plochým čelem. Některé práce zabývající se prouděním plynů při vysokofrekvenční ventilaci uvádějí, že část alveolů může být ventilována tímto mechanizmem [14] [16]. 15
Případné nedokonalosti ve struktuře stěn mají pouze malý efekt na změnu celkového charakteru prostupujícího proudu plynu, což naznačuje Obr 3. Právě proto je možné bezpečně realizovat chirurgické zákroky, jako je např. resekce trachey apod.
Obr. 3: Prostup osového proudu nedokonalostí ve stěně respirační cesty
1.2.3 Útlum tlakové amplitudy Tlakové amplitudy generované ventilátorem jsou v dýchacích cestách tlumeny, což dokumentuje Obr. 4. Rychlost proudění plynné směsi skrz odpor respiračního systému je postupně snižována [14][15][18]. Dalšími vlivy působící na tlakové amplitudy a proudění plynu jsou geometrie dýchacích cest, poddajnost respiračního systému a objem plic [15][33].
Obr. 4: Útlum tlakové amplitudy pulzu generovaného tryskou
1.2.4 Promývání alveolárního prostoru plynem Vysoká rychlost proudění čerstvého plynu (modře) soustředěná do středu průřezu dýchacích cest zajišťuje prostup (konvekce) do distálních oblastí, odkud vyvolává postupné vzlínání plynu podél stěn, viz Obr. 5 níže. Tímto mechanizmem dochází k míchání plynů ve všech částech respiračního systému a je účinně odvětráváno CO2 směrem ven z plic.
16
Obr. 5: Vizualizace distribuce plynu při HFJV. Tryskový proud plynu distálně prostupuje do alveolárního prostoru a představuje inspirium (znázorněno červeně), podél dýchacích cest proximálně vzlíná plyn. Převzato z [34].
1.3 Fenomény výměny plynů při HFJV Výše popsaný princip distribuce plynů (konvekce) a jejich míchání v respiračním systému pacienta není jediným jevem, který přispívá k účinné výměně plynů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci. Na rozhraní parabolického rychlostního profilu distálně se pohybujícího plynu a plynu proximálně vzlínajícího podél stěny zároveň probíhá příčná difuze. Vždy po ukončení aktivního inspiria není v dýchacích cestách patrná hranice mezi inspirovaným a exspirovaným plynem. V terminálních částech plic pak převládá molekulární difuze, protože rychlost difúze je mnohem rychlejší než rychlost proudění plynů. Fenomén pozorovatelný v podobě fázových rozdílů objemových změn jednotlivých plicních regionů je popisován jako Pendelluft efekt. Plicní regiony mají různé časové konstanty, které jsou určeny součinem lokálního průtočného odporu R a poddajnosti C konkrétní oblasti. Část plic s krátkou časovou konstantou se plní snadněji než část s velkou časovou konstantou.
17
Obr. 6: Pendelluft efekt Při inspiriu (část A) jsou oba plicní regiony plněny pod stejným tlakem ale různou rychlostí V1 a V2. Po ukončení inspiria je v každé části rozdílný objem plynu a rozdílný tlak. Následně dochází k vyrovnání tlaků, resp. proudění mezi jednotlivými regiony (část B), což přispívá k celkové výměně plynů v alveolech. Vzhledem k vysokým dechovým frekvencím, vysokým rychlostem proudění plynů v dýchacích cestách, tvaru osového paprsku plynu a větvení dýchacích cest dochází v místech bifurkací k rozdělení původního proudu plynu, což je doprovázeno posunem maximálních rychlostí ze středu profilu k vnitřním stěnám dceřiných trubic. Takto vznikají tzv. asymetrické rychlostní profily.
Obr. 7: Vznik asymetrických rychlostních profilů
Změna tvaru rychlostního profilu je zároveň doprovázena vznikem turbulentního proudění plynů, které přispívá k míchání plynů. Dále se na mechanismu výměny plynů v části plic, které jsou v kontaktu se srdcem, podílí tzv. kardiogenní míchání. Stahy srdce ovlivňují mechanicky přilehlé tkáně, kde tlakové a objemové účinky napomáhají transportu plynů.
1.4 Ventilační rovnice Z definice vysokofrekvenční ventilace a z výše uvedené problematiky vyplývá, že dodávané dechové objemy do plic jsou velmi malé a jejich velikost lze přirovnat k velikosti anatomického mrtvého prostoru pacienta. Při dosazení uvedených parametrů do standardní ventilační rovnice,
18
QA = (VT – VD) . f
(2)
kde QA je alveolární ventilace, VT je dechový objem, VD je anatomický mrtvý prostor a f je respirační frekvence, by v případě parametrů vysokofrekvenční plicní ventilace (VT ≤ VA) platilo, že alveolární ventilace je nulová a že výše uvedený vztah je pro vysokofrekvenční techniky umělé plicní ventilace nepoužitelný. Na základě výsledků prací Fredberga [35] a Slutskeho [36], kteří analyzovali mechanické aspekty transportu plynů při HFV včetně uvažování jevů, uvedených v podkapitole 0, byl transport plynů při HFV nazván jako zesílený transport plynů. Z těchto podnětů pak Venegas [37] a Permutt [38] vyvodili použitelné vztahy mezi minutovou ventilací (MV) a množstvím eliminovaného CO2. Pro praktické využití je akceptovatelný vztah (3).
VCO2 ≈ f . VT2
(3)
1.5 Tryskový ventilátor pro novorozence – Life Pulse Jediným klinicky používaným vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem pro neonatologické a pediatrické pacienty na světě je Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah). Tento přístroj je běžně používán zdravotnickými pracovišti v Severní Americe pro léčbu pacientů s různými plicními chorobami až do cca 10 kg váhy pacienta. V Evropě brání rozsáhlému využívání tohoto přístroje absence certifikátu CE (prohlášení o shodě), z toho důvodu je přístroj používán převážně pro výzkumné účely. Ventilátor Life Pulse (Obr. 8) je mikroprocesorem řízený ventilátor pro tlakově limitovanou a časově cyklovanou ventilaci pacienta pomocí ohřátého a zvlhčeného plynu.
Obr. 8 Tryskový ventilátor pro novorozence – LifePulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) [34]
19
HFJV ventilátor Bunnell Life Pulse se v klinické praxi používá zapojený v tandemu s ventilátorem konvenčním, který zajišťuje nastavení a udržení hodnoty pozitivního přetlaku na konci výdechu (PEEP – positive end-expiratory pressure) a konvenční dechy pro zajištění oxygenace a recruitmentu plic [34]. Popis ventilátoru a ventilačního okruhu je uveden níže, v podkapitole Nastavitelné parametry.
1.5.1 Nastavitelné parametry Nastavování parametrů ventilace je možné v oddílu CONTROLS, viz Obr. 9 níže.
Obr. 9: Panel ventilátoru LifePulse určený pro nastavování ventilace [34]
PIP – maximální špičková tlak inspiria, nastavitelný v rozsahu 8–50 cmH20 Rate – dechová frekvence, nastavitelná v rozmezí 240–660 dechů/min On-Time – doba trvání inspiria, nastavení je možné v rozsahu 0,02–0,034 s.
1.5.2 Monitorované parametry Ventilátor Life Pulse zobrazuje měřené veličiny na přehledném displeji, číselné hodnoty jsou udávány v cmH2O. Konkrétně se jedná o:
Obr. 10: Ventilační parametry monitorované ventilátorem Life Pulse [34]
PIP – peak inspiratory pressure – maximální (špičkový) tlak inspiria. PEEP – positive end-expiratory pressure – přetlak v dýchacích cestách na konci výdechu. 20
∆P – aritmetický rozdíl PIP a PEEP. MAP – mean airway pressure – střední tlak v dýchacích cestách. Servo press – vyjadřuje tlak (udávaný v jednotkách psi), který musí ventilátor použít pro dosažení nastavené úrovně tlaku PIP. Servo Press reaguje na měnící se mechaniku plic a v praxi se používá pro detekci změn plicní poddajnosti nebo celkového odporu dýchacích cest.
1.5.3 Signalizace provozu – alarmová hlášení Alarmy („ALARMS“), informují obsluhu o provozních stavech ventilátoru, případně o změnách mechaniky respiračního systému pacienta [15][19].
Obr. 11: Panel signalizace alarmových hlášení [34] Alarmy jsou klasifikovány do dvou skupin s ohledem na závažnost. Méně závažné problémy jsou signalizovány pouze alarmovým hlášením v podobě optické a akustické signalizace, pacient je ale stále ventilován. Závažné problémy, které by mohly ohrozit pacienta, jsou opět signalizovány opticky a akusticky, zároveň dochází k vypnutí ventilátoru.
1.5.4 Zvlhčovací systém Topné těleso pro zvlhčovací systém je integrováno do těla přístroje Life Pulse, zvlhčovací komora je součástí jednorázového ventilačního okruhu, který se k topnému tělesu přitlačuje pomocí hliníkové armatury. Množství vody pro zvlhčovač je automaticky regulováno dle výšky hladiny ve zvlhčovací komoře, teplota směsi ventilačních plynů je nastavována obsluhou přístroje.
21
Obr. 12: Zvlhčovací systém ventilátoru Life Pulse [34]
1.5.5 Popis ventilačního okruhu Při použití HFJV ventilátoru Life Pulse je nutné současné použití dvou ventilačních okruhů (okruh CV a HFJV ventilátoru), které se vzájemně propojí. Klíčovým prvkem, kde se dochází k propojení CV a HFJV ventilátoru, je tzv. Life Port. Life Port je plastový kónický díl, ve kterém je implementována tryska (Jet Port), která ústí do prostoru pro připojení endotracheální kanyly. Průměr vyústění plastového dílu se liší v závislosti na použité ETC. Na protilehlé straně, oproti trysce, je umístěn kanál pro měření tlaku plynů ve ventilačním okruhu. Nad těmito vstupy je tělo Life Portu rozšířeno na standardizovaný průměr 15 mm pro připojení CV ventilačního okruhu pomocí spojky Y. Celkové řešení je znázorněno na Obr. 13 níže.
Obr. 13: Adaptér Life Port. Upraveno dle [19].
Konvenční ventilační okruh je protékán konstantním průtokem zvlhčeného plynu. Tím je zajišťován PEEP v respiračním systému a případné konvenční dechy. HFJV přivádí směs plynu pod vysokým, konstantním, tlakem k ventilu – přerušovači průtoku (Patient Box), který určuje dobu trvání inspiria a respirační frekvenci. Do trysky pak vstupují jednotlivé dávky plynu, které vytváří dechové objemy, které se skládají z objemu plynu proudícího tryskou a plynem, který je strhnut z okolí trysky, resp. strhnut z CV okruhu s konstantním průtokem plynu.
22
Obr. 14: Uspořádání HFJV a CV ventilátorů. Propojení ventilačních okruhů je realizováno pomocí armatury Life Port
Výše popsaný HFJV systém neobsahuje mechanické ventily, proto je kdykoliv v průběhu ventilačního cyklu možná spontánní ventilace pacienta do expiračního ramene konvenčního ventilačního (CV) okruhu. Nevýhodou popisovaného systému je možnost vzniku nežádoucího přetlaku na konci exspiria – tzv. auto PEEP, kdy při vyšších frekvencích není dokončeno pasivní expirium a dochází k postupné a nežádoucí inflaci plíce.
1.6 Možná místa měření průtoku inspirované a exspirované ventilační směsi Jak již bylo zmíněno, neonatologický HFJV ventilátor Life Pulse disponuje pouze monitoringem tlakových veličin. Iniciální a následné vedení ventilace je obtížné, zejména z důvodu absence monitoringu dechových objemů, dodávaných do plic pacienta. Z principiálního hlediska je možné uvažovat pouze dvě možná místa pro měření dechových objemů v případě ventilačního okruhu ventilátoru Life Pulse Bunnell, jak je patrné z níže uvedeného obrázku.
23
Obr. 15: Možná místa měření průtoku inspirované a exspirované ventilační směsi v okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse. Volně dle [34]
Měření v inspirační části – snímač umístěn v ETC pacienta (oblast 1), resp. snímač průtoku je umístěn mezi tryskou a ETC. Senzor průtoku registruje veškerý objem (VT CELK.) plynu proudící do a z pacienta, lze považovat za absolutní měření dechových objemů.
Měření v expirační části – snímač průtoku umístěn mezi tryskou a ventilačním okruhem CV, což odpovídá oblasti 2 v Obr. 15. Senzor průtoku umístěný v této oblasti může zaznamenat pouze celkové expirium. Při inspiriu lze detekovat pouze objem plynu, který je stržen tryskovým proudem z okruhu CV. To znamená, že absolutní hodnotu inspirovaného plynu nelze měřit a formu měření v této části ventilačního okruhu lze považovat za tzv. relativní. Měření průtoku v inspirační části (oblast 1), zde uvažované absolutní měření, představuje řadu
výhod, např. v podobě možnosti použití veličiny VT ke sledování pacientovy minutové ventilace, ke sledování velikosti úniků plynu (leak), zároveň je pro obsluhující lékařský personál absolutní měřená hodnota VT konkrétně přestavitelná. Z hlediska možných senzorů použitelných v ETC o průměru 2,5–3,5 mm je však nutné uvažovat vliv použitého senzoru na specifické proudění plynů generovaných tryskovým ventilátorem a v klinické praxi používané respirační frekvence, dosahující hodnoty až 660 dechů/min.
24
2
Hypotézy a cíle studie Z přehledu současného stavu uvedeného v kapitole 1 vyplývá, že pro vysokofrekvenční trysko-
vou ventilaci není dosud známo zařízení pro kontinuální měření dechových objemů, které by usnadnilo udržování požadované úrovně PaCO2. I když je známa metoda kontinuálního monitoringu krevních plynů, tzv. transkutánní měření tcpO2/CO2, u nezralých a extrémně nezralých novorozenců je měření limitované kvalitou kůže pacienta. Z těchto důvodů je třeba hledat takové řešení, které umožní kontinuálně měřit dechové objemy při HFJV nezralých novorozenců a zároveň toto řešení nesmí zásadně
ovlivnit
průběh
ventilace
a
ohrozit
pacienta.
Na
základě
těchto
zjištění
a požadavků byla stanovena pracovní hypotéza a definován cíl – navrhnout, realizovat a ověřit systém pro měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci u nezralých novorozenců. Pracovní hypotéza a dílčí cíle jsou definovány níže, řešení jednotlivých cílů je popsáno v následujících kapitolách. Hypotéza: Kontinuální monitorace průběhu HFJV, nezávislá na nastavení ventilátoru a způsobu ventilace, umožní optimalizovat iniciální nastavení a vedení HFJV u extrémně a těžce nezralých novorozenců. Cíl 1: Návrh a realizace snímače průtoku, vhodného pro monitoraci průtoku a inspirovaných dechových objemů při vysokofrekvenční ventilaci novorozenců. Cíl 2: Navrhnout měřicí systém ventilačních parametrů HFJV pro nezralé novorozence. Cíl 3: Studium tlakového impulzu při použití clony pro měření průtoku při HFJV. Nalezení optimálního nastavení ventilátoru pro kompenzaci tlakového úbytku způsobeného clonou. Cíl 4: Pomocí specializovaných modelů experimentálně otestovat funkčnost měřicího systému ventilačních parametrů HFJV pro nezralé novorozence, zejména pak přesnost měřených dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony Cíl 5: Studium vlivu snímače (clony) na výměnu ventilačních plynů. Zkonstruovat model plic s kontinuální dodávkou CO2 a stanovit účinnost HFJV na eliminaci CO2. Cíl 6: Otestovat vliv snímače (clony) na výměnu ventilačních plynů na zvířecích modelech.
25
3
Návrh a realizace snímače pro monitoraci průtoku při HFJV Při analýze možností umístění senzoru průtoku do okruhu vysokofrekvenčního tryskového
ventilátoru Bunnell Life Pulse uvedeného v podkapitole 1.6, byly identifikovány dvě možnosti (oblasti) umístění senzoru, viz Obr. 15. Vzhledem k požadavku na absolutní měření dechových objemů, vyplývající z definovaného cíle č. 1, je nutné umístění senzoru průtoku mezi endotracheální trubici a trysku umístěnou v armatuře LifePort. Pro snímání průtoku při HFJV byla zvolena tlaková diferenční clona.
3.1 Clona Tlaková diferenční clona je plochá deska s otvorem umístěná v přímém úseku potrubí. Průměr otvoru, tzv. clonový kotouč, způsobuje změnu v rychlosti proudění plynů a jeho tlaku. Před a za clonovým kotoučem jsou umístěna odběrná místa pro měření tlaků, z jejíž diference lze určit rychlosti proudění plynu, viz vysvětlení níže. Odběrná místa se umísťují do míst s největším tlakovým úbytkem.
Legenda: v
... rychlost proudění
d
... průměr otvoru škrticího orgánu
D ... průměr potrubí ps
... vstupní statický tlak
p1 ...
snímaný tlak před škrticím orgánem
p2 ... snímaný tlak za škrticím orgánem Dp ... diferenční tlak (p1 – p2) Dpz ... trvalá tlaková ztráta Obr. 16: Tlakové poměry v okolí clony. Převzato [39]
26
Tlakové poměry v potrubí s vloženou clonou lze popsat Bernoulliho rovnicí. V místě zúžení dochází k nárůstu rychlosti proudění plynu a zároveň k poklesu tlaku, což je patrné v principiálním obrázku Obr. 16 uvedeném výše. Rozdíl tlaků před a za překážkou je přímo úměrný druhé mocnině rychlosti proudění, avšak závisí také na tvaru otvoru. =
∙
∙
∆
(4)
kde ʋ = rychlost proudění plynu [m.s-1], k = konstanta určující vlastnosti primárního prvku průtokoměru [-], Δp = diferenční tlak [Pa], p = hustota plynu [kg.m-3].
3.2 Tlaková diferenční clona pro monitoring HFJV Na základě požadavků na monitoring průtoku při vysokofrekvenční tryskové ventilaci pomocí ventilátoru Bunnell Life Pulse a cílové skupině pacientů (nezralých novorozenců) s ETC o průměru 3 a 3,5 mm byla navržena a realizována tlaková diferenční clona, viz Obr. 17 uvedený níže.
Obr. 17: Tlaková diferenční clona – řez (vlevo), realizované provedení (vpravo)
Uvedená clona byla vyrobena z nerezavějící oceli třídy 17, která je běžně používána k výrobě chirurgických
nástrojů.
Volbou
materiálu
byly
zajištěny
stabilní
vlastnosti
materiálu
a zejména schopnost chemické i tepelné sterilizace tlakové diferenční clony. Uvedené provedení clony představuje navýšení mrtvého prostoru ventilačního okruhu o 0, 212 ml.
27
3.3 Charakteristika clony Pomocí diferenčního tlakového senzoru 26PC01 (Honeywell) byla stanovena závislost výstupního napětí senzoru na velikosti průtoku plynu v obou směrech proudění (inspirium/exspirium). Z celkem 11 sad měření byla stanovena převodní tabulka, včetně určených nejistot měření. Výsledné hodnoty jsou uvedeny v níže v Tabulce 1. Tabulka 1: Velikost výstupního napětí senzoru průtok
insp
exsp.
L/min
U [mV]
U [mV]
1
28,64 ± 1,70
7,27 ± 2,98
2
37,55 ± 3,34
11,91 ± 1,90
3
70,18 ± 4,72
62,27 ± 4,07
4
100,45 ± 3,65
115,45 ± 7,32
5
121,00 ± 8,82
190,10 ± 6,05
6
191,00 ± 5,55
259,60 ± 6,77
7
252,09 ± 9,61
340,40 ± 8,34
8
338,36 ± 10,30
421,70 ± 13,14
9
421,18 ± 11,52
523,00 ± 11,86
10
521,00 ± 10,50
652,40 ± 13,37
11
642,91 ± 13,78
800,30 ± 17,71
12
760,18 ± 14,74
970,60 ± 19,50
13
919,82 ± 18,99
1163,40 ± 44,92
14
1070,82 ± 20,36
1353,45 ± 26,49
15
1223,27 ± 22,95
1598,10 ± 32,08
20
2302,73 ± 44,14
3001,73 ± 90,43
25
3973,55 ± 152,70
5006,60 ± 145,56
30
6005,09 ± 115,82
7395,91 ± 149,43
35
9209,36 ± 210,85
Z výsledných hodnot byla určena převodní charakteristika clony, na základě převodní konstanty použitého měřicího systému 1 V = 2 kPa. Charakteristika průtok – tlak (tlaková diference) je uvedena níže, na Obr. 18. Záznam z měření je uveden v Příloze A tohoto dokumentu.
28
20
15
10
Q [l/min]
5
0
-5
-10
-15
-20 -4
-3
-2
-1
0
1
2
3
P [kPa]
Obr. 18: Celková charakteristika tlakové diferenční clony
Funkce aproximující průběh inspiria: Qinsp = 9, 455 . P 0,5233
(5)
Funkce aproximující průběh exspiria: Qexsp = 8, 513 . P 0,4921
(6)
3.4 Diskuse Navržená a realizovaná clona je použitelná pro měření průtoku plynu v potrubí o průměru 3 mm a lze s její pomocí měřit průtok v obou směrech proudění (inspirium/exspirium). Clona byla vyrobena z nekorozivní oceli třídy 17, což umožňuje tepelnou ale i chemickou sterilizaci dle aktuální potřeby a sterilizačních procesů stanovených v místě použití, jako je např. technická laboratoř, laboratoř pro animální experimenty apod. Měřicí element vykazuje vnitřní objem 0,211 mL, což představuje pouze nepatrné navýšení mrtvého prostoru [40]. To je dáno zejména tím, že měřicí element je umístěn před samotnou ETC, s průměrem potrubí 3 mm. Senzory průtoku, standardně používané pro monitoraci konvenční nebo i vysokofrekvenční ventilace – např. monitor dechu Florian (Acutronic), jsou instalovány do ventilačního okruhu, kde je průměr potrubí typicky 15 mm a mrtvý prostor se pohybuje řádově okolo 2 mL [41][42]. Nesymetrickým rozložením odběrných míst (místa pro měření diferenčního tlaku) před a za clonovým kotoučem je získána dostatečná citlivost clony pro průtoky používané při vysokofrekvenční 29
tryskové ventilaci. Tato situace byla nejdříve prověřena simulací v SW Comsol Multiphysic, následně byl vyroben prototyp měřicí clony. Naopak, citlivost pro spontánní dechy novorozence, nebo pro proudění s nízkou rychlostí je nízká. Nesymetrické rozložení odběrných míst je dále využíváno pro rozlišení směru proudění – směr inspirační a exspirační. Vzniklou tlakovou diferenci pro vyhodnocovaný směr proudění je nutné převést dle výše uvedených vztahů (5) a (6) na průtok a případnou integrací lze získat konkrétní objemy.
3.5 Dílčí závěr – návrh a realizace snímače pro monitoraci průtoku při HFJV Byla navržena a realizována clona, použitelná jako senzor průtoku vysokofrekvenční tryskové ventilace, který lze umístit do endotracheální kanyly.
30
4
Měřicí systém ventilačních parametrů HFJV Pro potřeby kontinuálního měření průtoků plynu pomocí clony, viz kapitola 3 Návrh a realiza-
ce snímače pro monitoraci průtoku při HFJV, je nutné zajistit převod tlaku, resp. tlakové diference vzniklé na clonce, na signál elektrické povahy, který se bude dále zpracovávat pomocí příslušné SW aplikace. Za tímto účelem byla navržena měřicí linka pro stávající měřicí systém iMON a vytvořena softwarová aplikace pro zobrazení naměřených dat. Popis systému iMON a použitého měřicího kanálu je uveden níže.
4.1 iMON Experimentální měřicí systém iMON je měřicí aparatura zkonstruovaná pracovníky FBMI, sloužící jako univerzální měřicí zařízení, využitelné pro kontinuální sledování a záznam až 6 různých tlaků zároveň, při konvenční nebo vysokofrekvenční plicní ventilaci. Systém je založen na A/D převodníku USB NIDAQ 6009 (National Instruments, Austin, Texas), ke kterému se připojují tlakové senzory s příslušnými elektronickými obvody, které zajišťují impedanční přizpůsobení, zesílení a základní filtraci snímaného signálu. Toto uspořádání zaručuje plné využití 12 - bitového rozsahu rozsahu A/D převodníku. Pro vizualizaci průběhu signálů a jejich ukládání do PC je využito softwaru LabView SignalExpress (National Instruments, Austin, Texas).
Obr. 19: Experimentální měřicí systém iMON
31
4.2 Měřicí kanál pro měření průtoku při HFJV Vzhledem k známé velikosti tlaků, které je třeba měřit při vysokofrekvenční tryskové ventilaci ventilátorem Life Pulse, byl použit senzor 26PC01 (Honeywell) s rozsahem měření 1 psi. Uvedený senzor je určen pro snímání diference tlaků, zároveň jeho konstrukce umožňuje měřit i zvlhčený plyn. Napájení senzoru je vyžadováno stabilizované, nesymetrické + 10 V. Výstup senzoru je napěťový, s převodem 1 V = 2 kPa. Pro plné využití rozsahu A/D převodníku NIDAQ 6009 je žádoucí snímaný signál impedančně oddělit a zesílit, což je realizováno ve dvou stupních. Impedanční oddělení je zajištěno přístrojovým zesilovačem INA 128 (Texas Instruments), s nastaveným ziskem 1. Druhý stupeň, tvořený operačním zesilovačem INA 129 (Texas Instruments) zajišťuje zesílení signálu s možností jemné korekce a úpravu offsetu. Použité zapojení je uvedeno na schématu níže.
Obr. 20: Schéma zapojení měřicí linky
4.3 Dílčí závěr – Měřicí systém ventilačních parametrů HFJV Realizovaná měřicí linka je funkční a použitelná pro potřeby monitorace vysokofrekvenční tryskové ventilace.
32
5
Experiment in vitro – Studium vlivu clony na ovlivnění tlakových parametrů uvnitř modelu plic Cílem tohoto experimentu je zjistit míru ovlivnění tlakových parametrů vysokofrekvenční ventilace při vložení tlakové diferenční clony do okruhu neonatálního vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Bunnel Life Pulse.
5.1 Uspořádání experimentu Experimentální sestava vychází ze standardně zapojeného vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse (Bunnell) se standardním konvenčním ventilátorem AVEA (Carefusion). Respirační systém pacienta byl modelován pomocí utěsněné rigidní nádoby s poddajností 2,87 mL/cmH2O, s endotracheální kanylou o průměru 3mm, a portem pro sledování tlaku uvnitř modelu. V rámci experimentu byl použit standardní ventilační okruh Bunnell s Life Port adaptérem 3 mm. Tlak byl měřen v modelu plic (rigidní nádoba) a pomocí měřicí odbočky i v Life Port adaptéru, viz Obr. 21. Zaznamenávána byla střední hodnota tlaku a špičková hodnota tlaku, vždy po dobu minimálně 1 min. Měřicí porty na cloně byly zaslepeny. Při měření byly nastaven PEEP 5 cmH2O, PIP 20 cmH2O, ti 20 ms, hodnoty byly udržovány po celou dobu konstantní. Respirační frekvence byla nastavována v rozsahu 4 - 11 Hz s krokem 1 Hz. Měření bylo vždy desetkrát opakováno a výsledky průměrovány.
Obr. 21 Uspořádání experimentu pro studium ovlivnění tlakových parametrů uvnitř simulované respirační soustavy novorozence při vysokofrekvenční tryskové ventilaci
Pro simultánní měření dvou tlaků zároveň byla použita aparatura s tlakovými senzory 26PC01 (Honeywell) s měřicím rozsahem 1 psi. Signály ze senzorů jsou zesíleny přístrojovými zesilovači INA 128 (Texas Instruments) a zaznamenávány multifunkční měřicí kartou NIDAQ 6009 (Nati33
onal Instruments), s nastavenou vzorkovací frekvencí 1kHz. Pro analýzu signálů byl použit software Lab VIEW Signal Express (National Instruments). V případě uspořádání okruhu s vloženým senzorem průtoku byla tlaková diferenční clona umístěna do ventilačního okruhu mezi jet adapter a endotracheální kanylu, což je vyobrazeno na Obr. 21. Rozměry clony jsou uvedeny na Obr. 17 a její charakteristika zobrazena na Obr. 18.
5.2 Výsledky experimentu Při experimentu byla zaznamenávána střední hodnota tlaku a špičková hodnota tlaku, vždy po dobu minimálně 1 min, měření byla opakována desetkrát a následně průměrována. Výsledky jsou uvedeny v Tabulce 2. Tabulka 2: Závislost poklesu tlaků na respirační frekvenci Tlakový pokles ΔP mean [cmH2O] 1,34
Respirační frekvence [Hz] 4
ΔP ampl. [cmH2O] 2,31
5
0,77
1,77
6
0,51
1,69
7
0,59
1,78
8
0,92
1,86
9
1,12
1,96
10
1,45
2,35
11
1,74
2,57
3
tlak [cmH2O]
2,5 2 1,5 1 0,5 0 3
4
5
6
7
8
9
10
11
Respirační frekvence [Hz] deltaPMEAN
deltaPampl
Obr. 22: Grafická závislost úbytků tlaků zapojení clony do okruhu HFJV 34
12
5.3 Diskuse Realizovaný experiment poukazuje na negativní ovlivnění ventilačních parametrů (tlaků a objemů) vloženou clonou.
5.3.1 Ovlivnění dodávaného tlaku a objemu Pokles tlaku v modelu plic je dán trvalou tlakovou ztrátou, způsobenou změnou rychlosti proudění v endotracheální kanyle vlivem vložené clony, která navyšuje průtočný odpor celé sestavy. Jak je patrné z grafické závislosti úbytků tlaků uvedených na Obr. 22, trvalá tlaková ztráta je značně frekvenčně závislá. Nejmenší úbytek tlaků se objevuje v oblasti 6 – 7 Hz. Při porovnání této frekvenční závislosti s frekvenční charakteristikou použitého modelu respirační soustavy, viz grafický průběh uvedený na Obr. 23, vykazuje model v oblasti frekvencí okolo 6 Hz nejvyšší přenos. Tím lze vysvětlit nižší tlakovou ztrátu v oblasti 6 Hz. 3,2 3,1
Rigid. model C = 2,87 mL/cmH2O
Přenos [-]
3 2,9 2,8 2,7 2,6 2,5 2,4 3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
Frekvence [Hz]
Obr. 23: Přenos rigidního modelu C 2,87 mL/cmH2O v závislosti na frekvenci
Snížení tlakové amplitudy uvnitř modelu respirační soustavy v případě zapojené clony v samotném důsledku vede ke snížení dodávaného dechového objemu VT. Tento fenomén by v klinické praxi velmi pravděpodobně negativně ovlivnil tlak na alveolo-kapilární membráně, což by vedlo k poklesu parciálního alveolárního tlaku kyslíku PAO2 a tím by byla snížena oxygenace organismu [16][27]. Řešením je kompenzace tlakového úbytku, který by vyrovnal tlakové ztráty [43].
35
5.3.2 Možnost kompenzace Zjištěnou tlakovou ztrátu lze kompenzovat navýšením tlakové amplitudy PIP, právě o hodnotu tlakového úbytku, který generuje clona [39][43]. Vysokofrekvenční tryskový ventilátor Life Pulse umožňuje nastavení hodnoty PIP až na limitních 50 cmH2O, což by vzhledem k používanému nastavení pro novorozenecké pacienty mělo být více než dostatečné. Naprosto přesná kompenzace je ale nemožná vzhledem k možnosti nastavení tlaku PIP s krokem 1 cmH2O [34][44].
5.4 Závěr Realizovaná experimentální sestava a provedený experiment poukazují na použitelnost clony pro měření průtoku při HFJV. Navržená clona způsobuje tlakovou ztrátu, která je závislá na nastavené respirační frekvenci, nicméně tlakovou ztrátu lze kompenzovat nastavením vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru. Praktickou realizaci kompenzace tlakových ztrát je třeba dále ověřit, např. pomocí animálního experimentu.
36
6
Experiment in vitro – test funkčnosti a přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony Cílem experimentu je zjistit vzájemný vztah mezi měřeným objemem inspirovaného plynu
pomocí diferenční clony a skutečným dodaným objemem do rigidního modelu plic.
6.1 Uspořádání experimentu Experimentální sestava je tvořena HFJV ventilátorem Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) a k němu v tandemu připojeném konvenčním ventilátorem BabyLog VN 500 (Dräger, Lübeck, Německo). Za tryskou, umístěnou v adaptéru Life Port 3mm, je připojena tlaková diferenční clona a pomocí endotracheální kanyly ETC o průměru 3 mm je sestava připojena k rigidnímu modelu novorozeneckých plic, s poddajností C = 2, 87 ml/cmH2O, viz Obr. 24. V rigidním modelu plic je dále vstup pro kontinuální měření tlaku uvnitř modelu, ze kterého je na základě vztahu pro výpočet adiabatické poddajnosti početně stanoven dodaný objem. =
(7)
∙
Záznam průběhů tlaků uvnitř modelu a rozdíl tlaků vznikající v důsledku proudění plynu diferenční clonou je zajištěn experimentální aparaturou iMON s příslušným PC a SW LabView Signal Express, viz Obr. 24. Tímto uspořádáním, s dvoukanálovým záznamovým systémem iMON, je zajištěna časová synchronizace zaznamenávaných dat.
37
CV Whisper Jet
Bunnell LIFE PULSE
iMON PC
Obr. 24: Uspořádání experimentu pro ověření přesnosti měřených dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony
6.2 Nastavení přístrojů Použité přístroje, viz uspořádání experimentu, byly nastaveny obdobně, jako jsou v klinické praxi používány, konkrétní nastavení je uvedeno níže. HFJV: PIP = 20 cmH2O
Ti = 0,02 s.
Respirační frekvence: 240, 300, 360, 420, 480, 540, 600, 660 dechů/min. CV: PEEP = 5 cmH2O, průtok (flow) = 5 L/min. nastavená frakce FiO2 = 21 %, zvlhčování plynu nebylo v laboratorních podmínkách použito.
6.3 Postup Po sestavení ventilačního okruhu a zapnutí všech použitých přístrojů z důvodu jejich zahřátí na provozní teplotu bylo postupováno následovně:
zkontrolována těsnost celého okruhu,
nastaven konvenční ventilátor PEEP = 5 cmH2O, průtok plynu 5 L/min,
spuštěn ventilátor HFJV, dle požadovaného nastavení respirační frekvence,
spuštěn záznam dat ze systému iMON (tlaková diference z clony, změny tlaku uvnitř rigidní nádoby), vzorkovací frekvence 2 kHz,
záznam dat byl ukončen po 5 minutách.
38
6.4 Sběr a zpracování dat Sběr dat byl realizován pomocí experimentální aparatury iMON a SW LabView Signal Express. Měřená data byla vzorkována frekvencí 2 kHz a ukládána v podobě souboru XLS. Následně byla data zpracována v programu MATLAB, konkrétně algoritmem data_clona_lahev.m, uloženým v příloze B.
6.4.1 Identifikace dechových objemů z clony Algoritmus, zabývající se identifikací dechových objemů z clony, načte příslušná data z XLS souboru (hodnoty elektrického napětí z tlakového senzoru 26PC1SMT, Honeywell). Ta jsou násobená převodní konstantou pro převod na tlak 1 V = 2, 04 kPa. Vzhledem k tomu, že clona zaznamenává jak inspirium tak i expirium, je nutné rozdílné směry průtoku navzájem oddělit do vektorů Vent_P_Insp a Vent_P_exp. Pro účely tohoto experimentu jsou žádoucí pouze hodnoty představující inspirium (Vent_P_Insp). Tato data jsou přepočítávána na průtok, dle převodní charakteristiky použité diferenční clony. Výstupem je pak vektor Vent_Q_insp, odpovídající inpiračnímu průtoku. Dechy generované HFJV jsou charakteristické strmou náběžnou hranou a velmi krátkou dobou trvání – 20 ms. Funkcí PulseWidth jsou jednotlivé dechy analyzovány z hlediska doby trvání náběžné a sestupné hrany a tím je zajištěna identifikace každého dechu z hlediska doby trvání, která je dále použita pro vymezení intervalů integrace vektoru Vent_Q_Insp. Integrací každého dechu je získán dechový objem VT, jehož hodnota je uložena do vektoru HFJV_Peak_Area. Následně jsou jednotlivé dechy statisticky popsány. Časový průběh průtoku generovaného tryskou při vysokofrekvenční ventilaci přístrojem Life Pulse je vyobrazen na Obr. 25.
Obr. 25: Časový průběh dodávaných objemů (bez filtrace)
39
6.4.2 Identifikace dechových objemů – rigidní model Algoritmus pro výpočet velikosti dodaných dechových objemů v rigidním modelu plic opět načítá data ze vstupního XLS souboru. V uvedených datech jsou nalezena maxima tlakových amplitud, která odpovídají dodanému dechovému objemu. Vzhledem k rigidní stěně modelu plíce (skleněná láhev s tuhou stěnou), nedochází ke změnám vlastností v modelu plíce v čase, což zajišťuje stabilní poddajnost C0 použitého modelu. Velikost dechového objemu je určena ze vztahu (14), =
∙
∙
(8)
Kde dV představuje objem, κ je adiabatická poddajnost modelu 1,4, dp je velikost tlakové amplitudy v rigidním modelu. Vypočtená hodnota je uložena do souboru k hodnotám dechového objemu od clony.
1.4
1.2
1
V [ml]
0.8
0.6
0.4
0.2
0
-0.2
0
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
0.7
0.8
0.9
1
t [s]
Obr. 26: Časový průběh změny objemu v rigidním modelu (bez filtrace)
Následně byla data statisticky popsána a vyhodnocována pomocí tabulkového procesoru Excel. 40
6.5 Výsledky – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony Tabulka 3: Analýza jednotlivých dechů v souboru měření RR [dechy/min]
průměr VT clona [mL]
medián [mL]
směrodatná odchylka [mL]
variační koeficient [%]
240
1,317
1,572
0,066
2,778
300
1,300
1,291
0,124
5,305
360
1,309
1,287
0,103
4,361
420
1,325
1,319
0,087
3,629
480
1,328
1,334
0,080
3,353
540
1,327
1,333
0,090
3,761
600
1,733
1,793
0,141
4,337
660
1,748
1,851
0,138
4,112
RR [dechy/min]
průměr VTmod. [mL]
medián [mL]
směrodatná odchylka [mL]
variační koeficient [%]
240
1,362
1,36
0,03
2,166
300
1,341
1,344
0,056
4,171
360
1,344
1,327
0,046
3,428
420
1,346
1,344
0,017
1,236
480
1,39
1,394
0,045
3,238
540
1,378
1,377
0,04
2,917
600
1,802
1,745
0,035
2,013
660
1,868
1,761
0,031
1,767
Clona
Rigidní model plic
Pearsonův korelační koeficient ρ = 0,996 (kalkulováno z průměrných hodnot VT) Pearsonův korelační koeficient ρ = 0,923 (kalkulováno z hodnot mediánů VT)
41
Tabulka 4: Zjištěné rozdíly mezi naměřenými průměry dechových objemů a relativní chyby měření v závislosti na použité respirační frekvenci RR [dechy/min]
ΔVT průměr [mL]
relativní chyba měření [%]
240
–0,045
–3,33
300
–0,041
–3,06
360
–0,035
–2,57
420
–0,021
–1,56
480
–0,062
–4,48
540
–0,051
–3,73
600
–0,069
–3,99
660
–0,120
–6,85
6.6 Diskuse – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony Zjištěním experimentu je silná závislost mezi dechovým objemem měřeným pomocí centrické diferenční clony a dechovým objemem dodaným do rigidního modelu plic. Koeficient korelace (0,996, resp. 0,923) se těsně blíží 1, což poukazuje na zcela přímou závislost změřených parametrů. Velikost relativní chyby měření se pohybuje do 7 %. Tato skutečnost je zřejmě způsobena nízkou citlivostí clony na nízké průtoky plynu. Z výsledků je dále patrné, že oproti referenčnímu stanovení dechového objemu (rigidní model plic) clona soustavně podměřuje. Kompenzaci uvedené chyby lze realizovat dodatečnou matematickou korekcí v SW aplikaci určené pro výpočet dechových objemů. Obdobným měřením se zároveň zabýval výrobce ventilátoru Life Pulse s použitím Fleischova pneumotachografu, který má oproti zde použité cloně lineární charakteristiku průtok-tlak ale výrazně vyšší průtočný odpor. Zjištěné výsledky jsou v souladu s interním materiálem výrobce [45].
6.7 Dílčí závěr – ověření přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony Měření dechových objemů pomoc clony a příslušnou korekcí je v podmínkách in vitro použitelné.
42
7
Vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 Jak prokázal experiment uvedený v kapitole 5, tlaková diferenční clona, použitelná jako senzor
průtoku plynu, vykazuje ve ventilačním okruhu trvalou tlakovou ztrátu, kterou je ale možné kompenzovat nastavením vyššího inspiračního tlaku na použitém vysokofrekvenčním tryskovém ventilátoru. Lze předpokládat, že trvalá tlaková ztráta, způsobená senzorem průtoku, ovlivní charakter řízených tryskových dechů a tím i schopnost účinně eliminovat CO2 z plic pacienta, resp. modelu respirační soustavy nezralého novorozence vybavené zdrojem CO2. Cílem experimentu je zjistit, zda tlaková ztráta způsobená senzorem průtoku ovlivní eliminaci CO2 a zda je možné případné změny kompenzovat.
7.1 Uspořádání experimentu Laboratorní experiment využívá HFJV ventilátor Life Pulse (Bunnell Inc.) a k němu v tandemu připojený konvenční ventilátor BabyLog VN500 (Dräger Medical). Za tryskou je připojena tlaková diferenční clona a pomocí ETC o průměru 3 mm je sestava připojena k rigidnímu modelu novorozeneckých plic, s poddajností 2,87 ml/cmH2O. V modelu plic jsou zajištěny 4 vstupy pro:
dávkování CO2 kontrolované pomocí průtokoměru VT Mobile (Fluke),
měření tlaku uvnitř modelu,
odběr vzorku plynu pro analýzu CO2 a jeho návrat zpět. Kapnometrická analýza je prováděna pacientským monitorem DATEX Ohmeda S5 (GE Me-
dical) s plynovým modulem E-CAIOV (GE Medical), záznam měření pomocí SW S5 Collect (GE Medical) Kontinuální monitoraci tlaku uvnitř modelu a průtoku generovaného HFJV zajišťuje experimentální aparatura iMON. Celkové uspořádání je znázorněno na Obr. 27.
43
Obr. 27: Uspořádání experimentu pro sledování průběhu eliminace CO2
7.2 Nastavení přístrojů V rámci experimentu bylo použito nastavení vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse zohledňující krajní možné dechové frekvence, tzn. minimální a maximální možnou a zároveň byla použita frekvence ze středu zmíněného frekvenčního intervalu pro níže uvedené konfigurace zapojení a nastavení ventilátoru. Tabulka 5: Nastavení ventilačních frekvencí pro jednotlivá uspořádání
Dechová frekvence [dechy/min]
Bez clony
S clonou
S clonou kompenzace
240 420 660
240 420 660
240 420 660
44
7.3 Postup Dílčí kroky experimentu studujícího vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci oxidu uhličitého CO2 jsou uvedeny níže: Rigidní model respirační soustavy je promyt vzduchem do dobu alespoň 1 min. Následně jsou připojeny všechny přístroje, dle Obr. 27. Monitorem DATEX je ověřeno, zda koncentrace CO2 je 0 %.
Na HFJV je nastavena požadovaná hodnota respirační frekvence a nastavena hodnota tlaku PIP, která odpovídá požadované situaci (viz vysvětlení dále). Konvenčním ventilátorem je udržován PEEP 5 cmH2O. V případě měření v nastavení „S clonou“– kompenzace je tlak PIP navyšován až do dosažení stejné tlakové amplitudy v rigidním modelu, jako bylo v případě nastavení „Bez clony“.
Spuštění záznamů průběhu tlaků a analýzy CO2 uvnitř rigidního modelu.
Spuštění dávkování CO2 rychlostí 100 ml/min do rigidního modelu.
Po dosažení stabilní hodnoty CO2 (konstantní hodnota po dobu 3 min) uvnitř modelu bylo dávkování CO2 vypnuto.
Po ukončení měření byl rigidní model plic promyt vzduchem, minimálně po dobu 1 min.
45
7.4 Nastavení tlakových parametrů ventilátoru a jejich propagace do rigidního modelu Tabulka 6: Nastavení tlakových parametrů ventilátoru a jejich propagace do modelu respirační soustavy Life Pulse PIP [cmH2O]
RR [dechy/min]
BabyLog VN 500 PEEP [cmH2O]
iMON tlak v modelu [cmH20]
bez clony 240
20
5
8
420
20
5
8,9
660
20
5
10,5
s clonou 240
20
5
6,3
420
20
5
6,6
660
20
5
7,6
s clonou – kompenzace 240
40
5
8,2
420
40
5
8,9
660
40
5
11
7.5 Sběr a zpracování dat Časový průběh koncentrace CO2 uvnitř rigidního modelu během experimentu byl nahráván SW S5 Collect (GE Medical) s nastaveným maximálním vzorkováním signálu 10 Hz. Průběhy tlakových amplitud byly analyzovány pomocí experimentální měřicí aparatury iMON (ČVUT FBMI) a softwaru LabVIEW Signal Express (National Instruments), s nastavenou vzorkovací frekvenci 2 kHz. Získaná data byla vynesena do grafů EXCEL 2013 (Microsoft) a Matlab R2013b (Mathworks). Průběhy koncentrací CO2 z jednotlivých nastavení dechových frekvencí a situací (bez clony, s clonou, s clonou - kompenzace) byly analyzovány pomocí nástroje Matlab Curve Fitting Tool. Pro analýzu průběhu nárůstu koncentrace CO2 může být průběh popsán rovnicí (
)=
∙
−
(9)
kde cf je parametr nejvyšší dosažené hodnoty koncentrace CO2 a τ je časová konstanta. 46
7.6 Výsledky – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 RR [dechy/min]
cf [%]
interval spolehlivosti [%]
τ [s]
interval spolehlivosti [%]
R2
bez clony (BC) 240
8,289
(8,233
;
8,351)
67,91
(67,08
;
68,74)
0,9979
420
7,030
(6,977
;
7,098)
67,73
(66,05
;
69,41)
0,9916
660
4,506
(4,455
;
4,575)
43,74
(43,36
;
44,11)
0,9985
s clonou (SC) 240
25,83
(25,56
;
25,92)
223,8
(221,8
;
225,9)
0,9988
420
17,82
(17,76
;
17,87)
155,9
(155,1
;
156,6)
0,9996
660
13,27
(13,21
;
13,3)
124,5
(123,6
;
125,3)
0,9993
s clonou – kompenzace (SCK) 240
8,631
(8,615
;
8,648)
71,41
(74,95
;
75,88)
0,9992
420
6,094
(6,085
;
6,103)
54,66
(54,35
;
54,97)
0,9989
660
3,973
(3,955
;
3,997)
38,31
(37,60
;
39,05)
0,9937
koncentrace cCO2 [%]
30 25 20 15 10 5 0 0
150
300
450
600
750
900
1050
1200
1350
1500
čas [s] SC
BC
SCK
Obr. 28: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 240 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC) a s clonou-kompenzace (SCK).
47
koncentrace c CO2 [%]
30 25 20 15 10 5 0 0
150
300
450
600
750
900
1050
1200
1350
1500
čas [s] SC
BC
SCK
Obr. 29: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 420 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK).
koncentrace c CO2 [%]
30 25 20 15 10 5 0 0
150
300
450
600
750
900
1050
1200
1350
1500
čas [s] SC
BC
SCK
Obr. 30: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 660 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK).
48
30 25
cf [%]
20 BC
15
SC 10
SCK
5 0 240
420
660
Respirační frekvence [dechy/min] Obr. 31: Hodnoty parametru cf v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr cf vyjadřuje konečnou koncentraci CO2 (%) uvnitř modelu simulované respirační soustavy novorozence pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC) a s clonou-kompenzace (SCK).
250
200
τ [s]
150 BC 100
SC SCK
50
0 240
420
660
Respirační frekvence [dechy/min] Obr. 32: Hodnoty parametru τ v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr τ vyjadřuje zjištěnou časovou konstantu (s) v závislosti na respirační frekvenci pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK).
49
7.7 Diskuse – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 Zjištěním tohoto experimentu je, že trvalá tlaková ztráta způsobená senzorem průtoku (diferenční clona) ovlivní proudění endotracheální kanylou a expirační částí ventilačního okruhu, což v samotném důsledku negativně ovlivňuje pasivní expirium a tím schopnost eliminace CO2 z modelu plic. Vhodnou kompenzací tlakového úbytku je zmíněný negativní jev účinně potlačen.
7.7.1 Vliv zvýšeného průtočného okruhu v okruhu Vlivem vloženého senzoru průtoku do ventilačního okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse dochází k výraznému zhoršení schopnosti eliminovat CO2 z modelu plic, což dokládá zejména graf uvedený na Obr. 31: Hodnoty parametru cf v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr cf vyjadřuje konečnou koncentraci CO2 (%) uvnitř modelu simulované respirační soustavy novorozence pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC) a s clonou-kompenzace (SCK). Při nejnižší použité ventilační frekvenci je nárůst koncentrace CO2 uvnitř modelu až trojnásobný. Tento fenomén lze vysvětlit tím, že při zapojení tlakové diferenční clony do okruhu dochází ke změně rychlosti proudění pasivně exspirovaných plynů [30][39]. Zúžení průměru trubice dané clonovým kotoučem vytváří odpor zabraňující vzlínání plynu podél stěny trubice a tím zřejmě dochází k hromadění CO2 uvnitř modelu. Navýšením respirační frekvence dochází k mírnému nárůstu tlaku uvnitř modelu, v případě maximální možné frekvence 660 dechů/min jde o 2,5 cmH2O oproti výchozí hodnotě tlaku při minimální frekvenci 240 dechů/min. To vede k účinnějšímu míchání plynů uvnitř modelu plic a zvýšení tlakového gradientu mezi modelem plic a okruhem konvenčního ventilátoru, což mírně navyšuje rychlost exspirovaného plynu, ale hodnota CO2 uvnitř modelu je stále zvýšená.
7.7.2 Kompenzace trvalé tlakové ztráty způsobené vloženou clonou Kompenzace tlakového úbytku byla realizována vždy tak, aby tlaková amplituda uvnitř modelu plic byla totožná, jako v případě nezapojené clonky. Tzn. objem dodaného plynu do modelu plic je stejný pro případ bez clony a s clonou-kompenzace. Navýšení špičkového inspiračního tlaku PIP je na HFJV ventilátoru Life Pulse možné pouze v krocích 1 cmH2O [19]. Právě proto jsou drobné rozdíly mezi původní hodnotou tlaku a hodnotou kompenzace [19][43].
50
7.8 Dílčí závěr – vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO2 Uvedený experiment potvrzuje v klinické praxi běžně používaný vztah, kdy množství odvětraného CO2 odpovídá součinu kvadrátu velikosti dechového objemu a respirační frekvence
VeTCO2 ≈ Vt2 . f
(10)
Vlivem zvýšeného odporu v dýchacích cestách dochází k snížení velikosti inspiračního tlaku PIP a tím k redukci dodaného (inspirovaného) dechového objemu do modelu plic. Zároveň po ukončení inspiria dochází k snížení tlakového gradientu mezi modelem plic a exspirační větví okruhu konvenčního ventilátoru, což negativně ovlivňuje rychlost pasivního exspiria a vede k hromadění CO2 uvnitř modelu plic. Kompenzace uvedeného zjištění je možná navýšením inspiračního tlaku PIP na HFJV ventilátoru o hodnotu trvalé tlakové ztráty vzniklé na cloně, ale velikost tlakového úbytku musí být známa nebo v ideálním případě měřena, což laboratorní podmínky umožňují.
51
8
Animální experiment Cílem experimentu je stanovit vliv experimentálně navrženého senzoru průtoku pro monitora-
ci dechových objemů na eliminaci CO2 při HFJV a ověřit možnosti kompenzace případných negativních důsledků, vyplývajících z použití senzoru průtoku.
8.1 Zajištění experimentů Animální experimenty probíhaly na Fyziologickém ústavu 1. lékařské fakulty University Karlovy, byly schváleny Odbornou komisí pro laboratorní zvířata 1. LF UK ve shodě se zákonem č. 246/1992 Sb., na ochranu zvířat proti týrání a jeho pozdější úpravou podle zákona č. 77/2004 Sb. České republiky, pod číslem MSMT – 14076/2015-15 (Vliv neonatální clony HFJV na výměnu respiračních plynů), uvedeném v příloze č. C. Experimenty byly realizovány na souboru 12 králíků (holandský bílý), samic, o váze 1,1–1,5 kg. Zvířata byla chována za standardních podmínek (teplota prostředí 23 ± 1° C, relativní vlhkost 60 %, světlo 12 hod/tma 12 hod). Zvířatům bylo podáváno anestetikum intramuskulárně – injekcí roztoku ketaminu (Narkamon) 75mg/kg a Xylazinu (Rometar) 5mg/kg a dále udržována pravidelnými dávkami ketaminu 40mg/kg/30 min po celou dobu experimentu. Potlačení spontánního dýchání bylo zajištěno injekčním podáváním Pipekuronium (Arduan), bolusovými dávkami 50 μg/kg/60 min. Dále bylo intravenózně podáván heparin, 150 IU/hod. Pomocí kanyl 26 G (BD Medical) byly zajištěny arteriální a žilní vstupy. Léčiva byla podávána do v. auricularis marginalis, měření tlaku (IBP) a odběry krevních vzorků pro analýzu krevních plynů pomocí acidobazického analyzátoru AVL Compact 3 (Rosche Diagnostic) byly prováděny z a. auricularis centralis.
Obr. 33: Zajištění vstupů arteriálních a žilních vstupů
52
Zvířata byla umístěna na laboratorním stole a jejich pozice byla fixována během celého experimentu. K udržování tělesné teploty zvířete T = 37 ± 0,2 °C byla použita vyhřívaná dečka. Tím byla zajištěna neměnnost rychlosti metabolických procesů. Pomocí bed-side monitoru životních funkcí S/5 (Datex Ohmeda), byla zajištěna monitorace 3 svodového EKG, tepové frekvence, saturace krve kyslíkem SpO2, tělesné teploty a arteriálního tlaku krve (IBP). Zvířatům byl ve formě spreje podán do dýchacích cest 10% roztok lidokainu, následně byla zvířata intubována metodou naslepo v pronační poloze se zakloněnou hlavou, neonatální endotracheální kanylou (ETC) bez těsnicí manžety o průměru 3mm (Vygon), délka zasunutí ETC – 9 cm (měřeno u řezáků) [8][9]. Ventilační podpora byla zajišťována vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem Life Pulse (Bunnell Inc.) a v tandemu připojeným konvenčním ventilátorem BabyLog VN 500 (Dräger Medical). V rámci experimentu byly sledovány expanze hrudníku animálního modelu pomocí tlakové manžety, určené pro měření NIBP (neinvazivní krevní tlak). Manžeta byla standardně nafouknuta na tlak 3 cmH20. Tlakové změny v manžetě způsobované inflací plynu do plic modelu byly kontinuálně monitorovány pomocí experimentálního měřidla tlaků iMON (FBMI ČVUT). Při experimentu byl použit monitor transkutánních krevních plynů TCM TOSCA (Radiometer) s kombinovanou elektrodou O2/CO2 pro kontrolní sledování trendu vývoje krevních plynů. Konkrétní uspořádání přístrojů popsaných v předchozí podkapitole je vyobrazeno na Obr. 34.
Obr. 34: Uspořádání animálního experimentu
53
8.2 Postup Po zajištění přístrojového vybavení a přípravě animálního modelu dle postupů uvedených výše (zajištění a uspořádání experimentu), bylo v experimentu postupováno následovně: 1.
Proveden odběr prvního vzorku pro analýzu krevních plynů.
2.
Zahájena HFJV bez zapojení clony, iniciální nastavení ventilace: PIP = 20 cmH2O, PEEP = 5 cmH2O, FiO2 = 30 %,
RR = 240 dechů/min, Ti = 0, 02 s.
3.
Po nejméně10 minutách byl odebrán další vzorek pro analýzu krevních plynů.
4.
Pokud byl animální model dostatečně oxygenován (PaO2 > 80 mmHg) a optimálně ventilován PaCO2 35 – 45 mmHg, byla započata experimentální sekvence (bod 6 až 14). Pokud nebyla oxygenace animálního modelu dostatečná, či nebyla optimální ventilace, byly upraveny ventilační parametry (vyjma frekvence) a bod 4 byl opakován.
5.
Bylo zahájena testovací fáze.
6.
Ventilační parametry zůstaly nastaveny dle postupu z bodů 2 a 3 a do ventilačního okruhu nebyl zapojen prvek s clonou (senzor).
7.
Pomocí tlakové manžety a měřidla i-MON byla zaznamenána velikost exkurzí hrudníku animálního modelu při ventilaci bez clony.
8.
Po 10 minutách byl odebrán vzorek pro analýzu krevních plynů.
9.
Do ventilačního okruhu byla připojena clona (nastavení ventilátoru zůstalo nezměněno).
10. Pomocí tlakové manžety a měřidla i-MON byla zaznamenána velikost exkurzí hrudníku animálního modelu při ventilaci s clonou.
11. Po 10 minutách byl odebrán vzorek pro analýzu krevních plynů.
12. Ventilační parametry (PIP) byly navýšeny tak, aby exkurze hrudníku animálního modelu měřené tlakovou manžetou byly stejné jako při ventilaci bez clony.
13. Po 10 minutách byl odebrán vzorek pro analýzu krevních plynů. 14. Byla navýšena respirační frekvence a jednotlivé úkony opakovány.
54
Obr. 35: Animální experiment v laboratoři
8.3 Sběr a zpracování dat Pro posouzení vlivu experimentálně navrženého senzoru (clony) na eliminaci CO2 a další fyziologické parametry animálního modelu byly použity výsledky analýzy krevních plynů a ventilátorem měřené hodnoty středního tlaku uvnitř plic. V rámci experimentu byly evaluovány parametry: pH, PaCO2 a OI (oxygenační index). Oxygenační index (OI), zahrnující rozdílné nastavené frakce kyslíku FiO2 a tlakové parametry uvnitř plic animálního modelu byl určován výpočtem, dle níže uvedeného vztahu.
=
∙
(11)
Dosazované hodnoty ve vztahu pro výpočet oxygenačního indexu jsou pro FiO2 %, MAP (mean aleveolar pressure – střední tlak v dýchacích cestách) cmH2O a PaO2 v mmHg. Vzhledem k rozsahu souboru dat (n = 8), kdy data v jednotlivých skupinách pochází od různých zvířat v úzkém váhovém i věkovém rozpětí, u kterých nebylo prokazatelně zjištěno normální rozdělení u všech sledovaných parametrů, byly pro testování hypotéz zvoleny neparametrické testy. Na základě typu animální studie (cross-over) byla použita Friedmanova ANOVA (α = 0,05) pro více než dva závislé výběry [46]. Jako post hoc test byl použit Wilcoxonův test pro dva závislé výběry [46]. Stanovené hypotézy jsou uvedeny níže:
55
H 0: Sledované fyziologické parametry (pH, CO2 a O2) animálního modelu se při konfiguracích: bez clony, s clonou a s clonou – kompenzace na respiračních frekvencích 240/ 420/ 660 neliší. H 1: Sledované fyziologické parametry (pH, CO2 a O2) animálního modelu se při konfiguracích: bez clony, s clonou a s clonou – kompenzace na respiračních frekvencích 240/420/660 liší alespoň ve dvou konfiguracích. Pokud byla při Friedmanově testu (Friedmanova ANOVA) zamítnuta nulová hypotéza, byla provedena post hoc analýza. Vzhledem k tomu, že byl každý fyziologický parametr testován na dané frekvenci třikrát (bez clony, s clonou, s clonou - kompenzace), byl použit Wilcoxonův test pro dva závislé výběry s upravenou hladinou významnosti, tzv. Bonferroniho korekce. Nová hladina významnosti vychází z původní zvolené hladiny významnosti pro Friedmanův test (α = 0,05) a je podělená počtem testování, viz níže uvedený vzorec (12).
=
=
,
= ,
(12)
8.4 Výsledky V rámci animálního experimentu in vivo byla provedena série měření na celkem 12 králících. Jeden králík byl použit pro ověření metodiky a zároveň pro test vhodné anestézie, test metody intubace metodou „naslepo“, nastavení HFJV ventilátoru atd.; 3 králíci uhynuli během experimentu před dokončením všech fází. Celkem byla získána data od 8 zvířat.
56
8.4.1 Sledované fyziologické parametry v definovaných konfiguracích v závislosti na frekvenci
Obr. 36: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 240 dechy/min Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou – kompenzace (SCK).
Obr. 37: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 420 dechy/min. Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou – kompenzace (SCK).
57
Obr. 38: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 660 dechy/min. Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou – kompenzace (SCK).
58
8.4.2 Výsledky testování hypotéz
Tabulka 7: Výsledky Friedmanova testu a post-hoc analýzy
Fyziologický parametr
post-hoc analýza
Friedmanova ANOVA BC–SC
BC–SCK
SC–SCK
RR 240 pH
0,0075
0,0117
0,2076
0,0251
PaCO2
0,0022
0,0128
0,6744
0,0118
OI
0,6873
H0 nelze zamítnout
RR 420 pH
0,0137
0,0117
0,0279
0,0499
PaCO2
0,0046
0,0117
0,1834
0,0208
OI
0,0207
0,0923
0,0117
0,2626
RR 660 pH
0,0724
H0 nelze zamítnout
PaCO2
0,1353
H0 nelze zamítnout
OI
0,8825
H0 nelze zamítnout
8.5 Diskuse Hlavním zjištěním experimentu in-vivo je narušení eliminace CO2 z plic zvířete, které ovlivňuje vnitřní prostředí organismu animálního modelu při použití tlakové diferenční clony pro monitoraci průtoku plynné směsi při HFJV. Kompenzace tlakové ztráty, způsobené použitou diferenční clonou, je možná navýšením inspiračního tlaku PIP na tryskovém ventilátoru Life Pulse. Nastavení kompenzace je však bez externího monitoringu exkurzí hrudníku ventilovaného objektu obtížně odhadnutelné a celé konstrukční řešení se nejeví jako vhodné pro použití v klinické praxi. Z hypotézy stanovené před experimentem vyplývá, že je očekáván negativní vliv na fyziologické parametry animálních modelů při použití tlakové clonky (senzor průtoku) při vysokofrekvenční tryskové ventilaci. Tento předpoklad je dán zejména tím, že je z literatury znám fenomén trvalé tlakové ztráty na těchto průtokových senzorech [14] [39] [43] a zároveň jej potvrzují i laboratorní experimenty popsané v předchozích kapitolách 5 a 6. Experiment popsaný v kapitole 7 následně dokumentuje zhoršení eliminace CO2 při použití clony ve ventilačním okruhu. Na druhou stranu, výše popsané 59
experimenty prokázaly, že všechny sledované negativní projevy (pokles tlakové amplitudy v modelu plic a zhoršení eliminace CO2) je možné redukovat navýšením velikosti tlakové amplitudy tryskového proudu parametrem PIP. Na základě těchto poznatků byly u animálních modelů monitorovány parametry PaCO2 a pH, přičemž se očekával nárůst CO2 a pokles pH. Dále byl sledován parametr PaO2, jako ukazatel oxygenace animálního modelu. Vzhledem k tomu, že při experimentech nebyla vždy používána stejná frakce kyslíku ve ventilační směsi, byl pro určení oxygenace využit oxygenační index, viz vztah (12), zohledňující nejen FiO2 ale zároveň i střední tlak v dýchacích cestách, který měří ventilátor LifePulse. Grafické znázornění výsledků je vyjádřeno tzv. box-grafy, na Obr. 36, Obr. 37 a Obr. 38. Friedmanův test, uvedený v části 8.4.2, potvrdil změny v hodnotách PaCO2 a pH při respiračních frekvencích 240 a 420 dechů/min a změny oxygenačního indexu při frekvenci 420 dechů/min. Následně provedená post-hoc analýza Wilcoxonovým testem s upravenou hladinou významnosti pak potvrdila statisticky významné změny mezi skupinami bez clony (BC) a s clonou (SC) pro parametry PaCO2 a pH, při použitých frekvencích 240 a 420 dechů/min. Statisticky významný je také rozdíl hodnot PaCO2 na respirační frekvenci 240 dechů/min mezi skupinami s clonou (SC) a s clonou kompenzace (SCK). Tyto výsledky poukazují na významné ovlivnění parametrů PaCO2 a pH při vložení clony do ventilačního okruhu. Po navýšení velikosti vstupní tlakové amplitudy PIP (kompenzace tlakové ztráty – situace SCK) byla pozorována statisticky významná změna pouze u parametru PaCO2 při respirační frekvenci 240 dechů/min. Statisticky významné změny oxygenačního indexu byly pozorovány na frekvenci 420 dechů/min mezi skupinami BC s SCK. Tato situace nebyla předem očekávána. Navýšení tlaku pro dosažení shodné eliminace CO2 při uspořádání ventilačního okruhu bez clony (BC) a s clonou (SCK) bylo provedeno v rámci možností ventilátoru LifePulse s uspokojujícím výsledkem, ale toto nastavení vyvolalo značnou odezvu ve změnách oxygenačního indexu OI. Lze připustit, že kompenzace clony na základě sledování objemových změn hrudníku animálního modelu pomocí tlakové manžety není ideální a aktuální pozice manžety vůči hrudníku má přímý vliv na citlivost celého zařízení. Další vliv na přesnost nepřímé metody měření objemových změn hrudníku má mechanika hrudního koše animálního modelu, resp. poddajnost hrudní stěny animálního modelu. Ta v samotném důsledku funguje jako mechanický filtr, který nepřenáší rychlé změny tlaku generované vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem uvnitř alveolárního prostoru. Proto mohlo dojít k překompenzování tlakové ztráty na cloně, ale tento fakt nebyl pozorovatelný na monitoru objemových změn hrudníků. Citlivější metodou, používanou v posledních letech i v klinické praxi, je elektrická impedanční tomografie [47]. Tato metoda dokáže neinvazivně sledovat provzdušnění plic a určovat velikost dechových objemů. Dostupné systémy ale mají relativně nízkou vzorkovací frekvenci, která neumožňuje monitoraci vysokofrekvenční ventilace v plném rozsahu zde diskutovaného experimentu [48]. Při nejvyšší možné respirační frekvenci 660 dechů/min nebyly potvrzeny změny sledovaných parametrů na hladině významnosti 0,05. 60
8.6 Dílčí závěr – animální experiment Z provedeného experimentu vyplývá, že senzor průtoku v podobě tlakové diferenční clony, zapojený mezi trysku a endotracheální kanylu v okruhu neonatologického vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse, je použitelný pouze pro výzkumné účely anebo v případě použití funkčního monitoringu hrudních exkurzí.
61
9
Závěr Předložená práce se zabývá ověřením, zda je tlaková diferenční clona použitelná v klinickém
prostředí jako vhodný snímač průtoku plynu dodávaného vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem Bunnell Life Pulse, určeným pro umělou plicní ventilaci nezralých novorozenců. Pro tryskový generátor Life Port o průměru 3mm, který je standardní součástí pacientského ventilačního okruhu, byla navržena a vyrobena centrická diferenční clona, která je s příslušnou elektronikou schopna měřit a zaznamenávat rychlé pulzy inspirovaného plynu a zároveň registrovat pasivní, pomalá, exspiria. Výsledky laboratorních testů potvrdily použitelnost clony pro měření průtoku plynů při HFJV, avšak pouze při kompenzaci nežádoucích ztrát tlaku, které jsou způsobeny trvalým tlakovým úbytkem na clonovém kotouči. Animální experimenty dále poukazují na fakt, že zavedení clony jako měřidla průtoku přímo v endotracheální kanyle je pro klinickou praxi značně rizikové a bez znalosti aktuálně potřebné tlakové kompenzace nebezpečné pro pacienta. Na základě získaných výsledků a poznatků vzniká doporučení, umístit snímač průtoku pro sledování dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci přístrojem Bunnell Life Pulse do jiné, resp. do exspirační části ventilačního okruhu, a to i za cenu měření pouze relativních velikostí dechových objemů.
62
10 Bibliografie [1]
W. Northway, R. Rosan and D. Porter. Pulmonary Disease Following Respirator Therapy of Hyaline-Membrane Disease. New England Journal of Medicine. 1967, vol. 276, no. 7, pp. 357–368. ISSN 1533-4406.
[2]
A. Jobe. The New Bronchopulmonary Dysplasia. Current Opinion in Pediatrics. 2011, vol. 23, no. 2, pp. 167–172. ISSN 1040-8703.
[3]
T. Gomella, M. Cunningham and F. Eyal. Neonatology: Management, Procedures, On-Call Problems, Diseases, and Drugs. 7th Edition. New York: Mc Graw-Hill Profesional, 2009. ISBN 9780071768016.
[4]
J. Coalson. Pathology of new bronchopulmonary dysplasia. Seminars in Neonatology. 2015, vol. 8, no. 1, pp. 73-81, 2015. ISSN 1084-2756.
[5]
P. Rimensberger, M. Heulitt, J. Meliones, M. Pons and R. Bronicki. Mechanical Ventilation in the Pediatric Cardiac Intensive Care Unit: The Essentials: The Essentials. World Journal for Pediatric and Congenital Heart Surgery. 2011, vol. 2, no. 4, pp. 609–619. ISSN 2150-1351.
[6]
R. Polin, W. Fox and S. Abman. Fetal and neonatal physiology. 4th edition. Philadelphia: Saunders, 2011. ISBN 9781416034797.
[7]
S. Blackburn. Maternal, fetal, & neonatal physiology. 4 th edition. London: Elsevier Health Sciences, 2014. ISBN 9781437716238.
[8]
G. Cassell, K. Waites, H. Watson, D. Crouse and R. Harasawa. Ureaplasma urealyticum intrauterine infection: role in prematurity and disease in newborns.: role in prematurity and disease in newborns. Clin. Microbiol. Rev. 1993, vol. 6, no. 1, pp. 69–87. ISSN 0893-8512.
[9]
A. Slutsky and V. Ranieri. Ventilator-induced lung injury. The New England journal of medicine. 2013, vol. 369, no. 22, pp. 2126–36. ISSN 1533-4406.
[10]
J. Ricard, D. Dreyfuss and G. Saumon, "Ventilator-induced lung injury.", The European respiratory journal. Supplement, vol. 42, pp. 2s-9s, 2003.
[11]
J. Ricard, D. Dreyfuss and G. Saumon. Ventilator-induced lung injury. Current Opinion in Critical Care. 2002, vol. 8, no. 1. ISSN 1070-5295.
[12]
R. Plavka, M. Dokoupilová, L. Pazderová, P. Kopecký, V. Sebron, M. Zapadlo and M. Keszler. High-frequency jet ventilation improves gas exchange in extremely immature infants with evolving chronic lung disease. American journal of perinatology. 2006, vol. 23, no. 8, pp. 467–72. ISSN 0735-1631.
[13]
A. Bancalari, T. Gerhardt, E. Bancalari, C. Suguihara, D. Hehre, L. Reifenberg and R. Goldberg. Gas trapping with high-frequency ventilation: Jet versus oscillatory ventilation: Jet versus oscillatory ventilation. The Journal of Pediatrics. 1987, vol. 110, no. 4, pp. 617–622. ISSN 0022-3476.
[14]
P. Rimensberger. Pediatric and Neonatal Mechanical Ventilation. Berlin Heidelberg: Springer-Verlag 2015 ISBN 978-3-642-01218-1. 63
[15]
S. Courtney and J. Asselin. High-frequency jet and oscillatory ventilation for neonates: which strategy and when. Respiratory care clinics of North America. 2006, vol. 12, no. 3, pp. 453–67. ISSN 1078-5337.
[16]
A. Lumb. Nunn’s Applied Respiratory Physiology. Seventh Edition.. Toronto: Currchill Livingstone Elsevier, 2010. ISBN 978-0702029967.
[17]
W. Habre. Neonatal ventilation. Best Practice & Research Clinical Anaesthesiology. 2010, vol. 24, no. 3, pp. 353–364. ISSN 1521-6896.
[18]
O. Chowdhury and A. Greenough. Neonatal ventilatory techniques – which are best for infants born at term?. Archives of medical science. 2011, , vol. 7, no. 3, pp. 381–7. ISSN 1734-1922.
[19]
Life Pulse – High Frequency ventilator: Service manual. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011.
[20]
M. Keszler. High-frequency Ventilation: Evidence-based Practice and Specific Clinical Indications: Evidence-based Practice and Specific Clinical Indications. NeoReviews. 2006, vol. 7, no. 5, pp. e234–e249. ISSN 1526-9906.
[21]
K. Roubík. Nekonvenční režimy umělé plicní ventilace. Košice, 2009. Habilitační práce. Fakulta Strojní, Technická universita v Košicích.
[22]
A. L. Bass, L. Andora, M. A. Gentile, J. P. Heinz, D. M. Craig, D. S. Hamel, and I. M. Cheifetz. Setting positive end-expiratory pressure during jet ventilation to replicate the mean airway pressure of oscillatory ventilation. Respiratory care. 2007, vol. 52, no. 1, pp. 50–55. ISSN 0020-1324.
[23]
C. Morley and M. Keszler. Ventilators do not breathe. Archives of disease in childhood. Fetal and neonatal edition. 2012, vol. 97, no. 6, pp. F392–4. ISSN 1359-2998.
[24]
M. Zimová-Herknerová and R. Plavka. Expired tidal volumes measured by hot-wire anemometer during high-frequency oscillation in preterm infants. Pediatric pulmonology. 2006, vol. 41, no. 5, pp. 428–33. ISSN 1099-0496.
[25]
R. Stachow. High-Frequency Ventilation – Basic and practical Applications. Hamburg: Drägerwerk AG, 1995. ISBN 3-926762-09-8.
[26]
Advantages of Life Pulse HFJV compared to other HFV. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011
[27]
W. Boron. Medical physiology: a cellular and molecular approach. 2nd ed. International ed.. Philadelphia: Saunders/Elsevier, 2009. ISBN 9781437720174.
[28]
Z. Rožánková, M. Rožánek, M. Laviola, P. Kudrna and K. Roubík. Vliv průtočného odporu dýchacích cest a alveolární poddajnosti na dechový objem při vysokofrekvenční oscilační ventilaci. Lékař a Technika. 2014, vol. 44, no. 3, pp. 41–44. SSN 0301-5491.
[29]
M. Klain and B. Smith. High frequency percutaneous transtracheal jet ventilation. Critical care Med. 1977, no. 5, pp. 280–287. ISSN 090-3493.
[30]
J. G. Webster. Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. Hoboken, NJ: John Wiley & Sons, Inc., 2006. ISBN 9780471732877.
64
[31]
J. Pachl and K. Roubík. Základy anesteziologie a resuscitační péče dospělých i dětí. Praha: Karolinum, 2003. ISBN 80-246-0479-5.
[32]
Y. Henderson, F. Chillingworth and J. Whitney. The respiratory dead space. Am J Physiol – Legacy Content. 1915, vol. 38, no. 1, pp. 1–19. ISSN 0002-9513.
[33]
M. Wood, E. Lin and J. Thompson. Flow dynamics using high-frequency jet ventilation in a model of bronchopleural fistula. British journal of anaesthesia. 2014, vol. 112, no. 2, pp. 355–66. ISSN 0007-0912.
[34]
Clinical Resources. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2015. [Online]. Dostupné z: http://www.bunl.com/clinical-resources.html. [cit. 17. 10. 2015].
[35]
J. Fredberg, J. Allen, A. Tsuda, B. Boynton, R. Banzett, J. Butter, J. Lehr and I. Frantz. Mechanics of the respiratory system during high frequency ventilation. Acta Anaesthesiologica Scandinavica. 1989, vol. 33, pp. 39–45. ISSN 1399-6576.
[36]
A. Slutsky, F. Drazen, R. Ingram, R. Khamm, A. Shapiro, J. fredberg, S. Loring and J. Lehr. Effective pulmonary ventilation with small-volume oscillations at high frequency. Science. 1980, vol. 209, no. 4456, pp. 609–671. ISSN 0036-8075.
[37]
J. Venegas, C. Hales and D. Strieder. A general dimensionless equation of gas transport by high-frequency ventilation. Journal of applied physiology.1986, vol. 60, no. 3, pp. 1025–30. ISSN 8750-7587.
[38]
S. Permutt, W. Mitzner and G. Weinmann. Model of gas transport during high-frequency ventilation. Journal of Applied Physiology. 1985, vol. 58, no. 6, pp. 1956–1970. ISSN 8750-7587.
[39]
S. Orlíková. Měření průtoku tekutin – principy průtokoměrů. Elektrorevue. 2001, vol 49. ISSN 1213-1539.
[40]
A. Numa and C. Newth. Anatomic dead space in infants and children. Journal of Applied Physiology.1985, vol. 5, no. 80, pp. 1455–1459. ISSN 8750-7587.
[41]
J. Ahluwalia, C. Morley and H. Wahle. Volume Guarantee: New Approaches in Volume Controlled Ventilation for Neonates. Lübeck: Dräger Medical GmbH, 2000. ISBN 3-926762-42-X.
[42]
M. Keszler and K. Abubakar. Volume Guarantee Ventilation. Clinics in Perinatology. 2007, vol. 34, no. 1, pp. 107–116.e4. ISSN 0095-5108.
[43]
P. Kudrna, M. Rozanek and B. Hribalova. Flow measuring during neonatal high frequency jet ventilation using orifice plate. Biomedical Engineering – Biomedizinische Technik. 2014, vol. 59, pp. S252–S254. ISSN 1862-278X.
[44]
E. Richrads and B. Bunnell. Funfamentals of patient Management during HFJV. Clinical Resources. [online] 2008, p. 9. Dostupné z: http://www.bunl.com/uploads/4/8/7/9/48792141/fundamentals.pdf
[45]
Jet Tidal Volume Test. [online] Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011 [cit. 1. 8. 2015]
[46]
J. Zvárová. Základy statistiky pro biomedicínské obory. 2. doplněné vydání. Praha: Karolinum, 2011. ISBN 9788024619316. 65
[47]
I. Chatziioannidis, T. Samaras and N. Nikolaidis. Electrical impedance tomography: a new study method for neonatal respiratory distress Syndrome? Hippokratia. 2011, vol. 15, no. 3, pp. 211–215. ISSN 1108-4189.
[48]
The Maltron Scheffield MK 3.5: Electrical Impedance Tomography (EIT). [online]. Essex: Maltron, 2015. Dostupné z: http://maltronint.com/eit/msmk35.php. [Accessed: 2015-10-17].
66
11 Seznam obrázků Obr. 1: Tryska..............................................................................................................................................................15 Obr. 2: Parabolický rychlostní profil v dýchacích cestách ................................................................................15 Obr. 3: Prostup osového proudu nedokonalostí ve stěně respirační cesty...................................................16 Obr. 4: Útlum tlakové amplitudy pulzu generovaného tryskou ......................................................................16 Obr. 5: Vizualizace distribuce plynu při HFJV. Tryskový proud plynu distálně prostupuje do alveolárního prostoru a představuje inspirium (znázorněno červeně), podél dýchacích cest proximálně vzlíná plyn. ....................................................................................................................................................................17 Obr. 6: Pendelluft efekt .............................................................................................................................................18 Obr. 7: Vznik asymetrických rychlostních profilů ..............................................................................................18 Obr. 8 Tryskový ventilátor pro novorozence – LifePulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) [34] ......19 Obr. 9: Panel ventilátoru LifePulse určený pro nastavování ventilace [34]...................................................20 Obr. 10: Ventilační parametry monitorované ventilátorem LifePulse [34]...................................................20 Obr. 11: Panel signalizace alarmových hlášení.....................................................................................................21 Obr. 12: Zvlhčovací systém ventilátoru Life Pulse [34].....................................................................................22 Obr. 13: Adaptér Life Port. Upraveno dle [19]. ..................................................................................................22 Obr. 14: Uspořádání HFJV a CV ventilátorů. .....................................................................................................23 Obr. 15: Možná místa měření průtoku inspirované a exspirované ventilační směsi v okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse. ...................................................................................24 Obr. 16: Tlakové poměry v okolí clony. Převzato [39]......................................................................................26 Obr. 17: Tlaková diferenční clona – řez (vlevo), realizované provedení (vpravo) ......................................27 Obr. 18: Celková charakteristika tlakové diferenční clony................................................................................29 Obr. 19: Experimentální měřicí systém iMON ...................................................................................................31 Obr. 20: Schéma zapojení měřicí linky ..................................................................................................................32 Obr. 21 Uspořádání experimentu pro studium ovlivnění tlakových parametrů uvnitř simulované respirační soustavy novorozence při vysokofrekvenční tryskové ventilaci...................................................33 Obr. 22: Grafická závislost úbytků tlaků zapojení clony do okruhu HFJV..................................................34 Obr. 23: Přenos rigidního modelu C 2,87 mL/cmH2O v závislosti na frekvenci ......................................35 Obr. 24: Uspořádání experimentu pro ověření přesnosti měřených dechových objemů .........................38 Obr. 25: Časový průběh dodávaných objemů (bez filtrace).............................................................................39 Obr. 26: Časový průběh změny objemu v rigidním modelu (bez filtrace) ...................................................40 Obr. 27: Uspořádání experimentu pro sledování průběhu eliminace CO2...................................................44 Obr. 28: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 240 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC) a s clonou-kompenzace (SCK) .................................................................47
67
Obr. 29: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 420 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK) ...................................................................48 Obr. 30: Průběh koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 660 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK). ..................................................................48 Obr. 31: Hodnoty parametru cf v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr cf vyjadřuje konečnou koncentraci CO2 (%) uvnitř modelu simulované respirační soustavy novorozence pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC) a s clonou-kompenzace (SCK) ..........................49 Obr. 32: Hodnoty parametru τ v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr τ vyjadřuje zjištěnou časovou konstantu (s) v závislosti na respirační frekvenci pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK) ..........................................................................49 Obr. 33: Zajištění vstupů arteriálních a žilních vstupů.......................................................................................52 Obr. 34: Uspořádání animálního experimentu ....................................................................................................53 Obr. 35: Animální experiment v laboratoři ..........................................................................................................55 Obr. 36: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 240 dechy/min ............................................................................................................................................................57 Obr. 37: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 420 dechy/min. ...........................................................................................................................................................57 Obr. 38: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 660 dechy/min. ...........................................................................................................................................................58
68
12 Přílohy Příloha A_1 Vyčíslení nejistot je uvedeno pro každé nastavení velikosti průtoku plynu clonou. Vztahy k výpočtu nejistot jsou uvedeny níže: Nejistota typu A:
=
∙( − )
(
− )
(A_1)
kde = Přičemž
∙
(A_2)
je průměrná hodnota z naměřeného vzorku hodnot, n je počet vzorků měření
Nejistota typu A byla určena z opakovaných měření (celkem 11) a následným výpočtem dle vzorce. Výsledné hodnoty jsou uvedeny v Tabulce A-1. Nejistota typu B Jednotlivé nejistoty typu B jsou určeny vztahem: = kde ∆
∆
(A_3)
je hodnota maximálního rozpětí měřené veličiny s uvažovaným zdrojem nejistoty, κ je ko-
eficient tvaru rozložení hodnot; pro rovnoměrné rozložení hodnot je tabelovaný koeficient √3. Celková nejistota typu B je dána geometrickým součtem jednotlivých zdrojů nejistot typu B takto:
.
(A_4)
=
Při určování zdrojů nejistoty typu B byly uvažovány konkrétní číselné hodnoty přesností jednotlivých použitých senzorů a přístrojů, tak jak je uvádějí jejich výrobci. Zároveň byl proveden test zaměřený na prokázání dalších možných vlivů na přesnost měření.
69
Změna napájecího napětí senzoru o ± 0,1 V neměla žádný měřitelný (prokazatelný) vliv na výsledky měření.
Dále byly měněny laboratorní podmínky v rozsazích, které mohou eventuálně nastat v klinickém prostředí – změna teploty místnosti o 3 °C, změna složení ventilační směsi (vzduch/kyslík). Uvedené změny se při testu neprojevily.
Vyčíslení nejistot typu B: Nejistota měření výstupního napětí senzoru 26PC1SMT (Honeywell) v závislosti na teplotě. Výrobcem udávaná hodnota je 1,5 %.
=
∆
=
∙ ,
(A_5)
√
Nejistota měření daná linearitou senzoru 26PC1SMT. Výrobcem udávaná hodnota je 0,5 %. =
∆
=
∙ ,
(A_6)
√
Nejistota měření daná opakovatelností měření (hystereze) senzoru 26PC1SMT. Výrobcem udávaná hodnota je 0,2 %.
=
∆
=
∙ ,
(A_7)
√
Nejistota měření napětí určená z přesnosti použitého měřicího přístroje Agilent 34401A. Výrobce uvádí přesnost (0,005 % z hodnoty + 0,0035 % z rozsahu). Měření bylo provedeno na rozsahu 10 V.
=
∆
=
∙ ,
+
∙ ,
√
(A_8)
Celková nejistota typu B pro měření napětí snímačem 26PC1SMT:
.
(A_9)
=
70
Výpočet kombinované nejistoty měření typu C Pro výpočet kombinované nejistoty typu C je nutné nejprve určit nejistotu typu A a B…
=
( )+
( )
(10)
Kombinované nejistota typu C udává interval, ve kterém by se skutečná hodnota veličiny měla pohybovat s pravděpodobností 68 %. Určením rozšířené nejistoty se pravděpodobnost výskytu výsledku v daném intervalu zvyšuje. Standardně je využíván koeficient
= 2, tím je pravděpodobnost výsled-
ku v daném intervalu zvýšena na 95 %.
( )=
∙
( )
Výsledky měření jsou uvedeny v následujících listech.
71
(11)
Příloha A_2: HFVJ – clona neonatal 3 mm Až budeme převádět do pdf, vložíme sem novou stránku
72
Příloha B_1 clc; clear all; % format long; % Change default axes fonts. set(0,'DefaultAxesFontSize', 24) % Change default text fonts. set(0,'DefaultTextFontSize', 32)
Příprava souboru s naměřenými daty, výstupních souborů DataFile = ['data/char_clony.xlsx'];
Inspirium: Načtění naměřených dat Clona_Q_Insp = xlsread(DataFile,2,'A:A'); Clona_P_Insp = xlsread(DataFile,2,'B:B'); % Regrese (z "cftool") % % General model Power1: %
f(x) = a*x^b
% Coefficients (with 95% confidence bounds): %
a=
9.455 (9.177, 9.734)
%
b=
0.5233 (0.4838, 0.5628)
% % Goodness of fit: % SSE: 2.487 % R-square: 0.9911 % Adjusted R-square: 0.9904 % RMSE: 0.4374 Clona_Insp_regrese = 9.455*Clona_P_Insp.^0.5233;
Exspirium: Načtění naměřených dat Clona_Q_Exsp = xlsread(DataFile,3,'A:A'); Clona_P_Exsp = xlsread(DataFile,3,'B:B'); % Regrese (z "cftool") % % General model Power1: %
f(x) = a*x^b
% Coefficients (with 95% confidence bounds): %
a=
8.513 (8.346, 8.681)
%
b=
0.4921 (0.4693, 0.5149)
%
73
% Goodness of fit: % SSE: 0.8162 % R-square: 0.9971 % Adjusted R-square: 0.9969 % RMSE: 0.2506 Clona_Exsp_regrese = (8.513*Clona_P_Exsp.^0.4921);
Vykreslení charakteristik % Inspírium figure; hold on; scatter(Clona_P_Insp,Clona_Q_Insp,'x','LineWidth',2); plot(Clona_P_Insp,Clona_Insp_regrese,'LineWidth',2); grid on; % title('Charakteristika diferenční clony {\it Q = f(P)} ... %
pro inspírium');
xlabel('{\it P} [kPa]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); saveas(gcf,'char/dif-clona-insp','pdf') % Exspírium figure; hold on; scatter(Clona_P_Exsp,Clona_Q_Exsp,'x','LineWidth',2); plot(Clona_P_Exsp,Clona_Exsp_regrese,'LineWidth',2); grid on; % title('Charakteristika diferenční clony {\it Q = f(P)} ... %
pro exspírium');
xlabel('{\it P} [kPa]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); saveas(gcf,'char/dif-clona-exsp','pdf') % Kompletni vystup (inspírium, exspírium) figure; hold on scatter(Clona_P_Insp,Clona_Q_Insp,'bx','LineWidth',2); scatter(-Clona_P_Exsp,-Clona_Q_Exsp,'bx','LineWidth',2); plot(Clona_P_Insp,Clona_Insp_regrese,'r-','LineWidth',2);
74
plot(-Clona_P_Exsp,-Clona_Exsp_regrese,'r-','LineWidth',2); grid on; % title('Kompletní charakteristika diferenční clony ... %
{\it Q = f(P)}');
xlabel('{\it P} [kPa]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); saveas(gcf,'char/dif-clona-komplet','pdf');
75
close('all'); fclose('all'); Published with MATLAB® R2013b
76
Příloha B_2 Soubor: data_clona_graf.m clc; % Change default axes fonts. set(0,'DefaultAxesFontSize', 24) % Change default text fonts. set(0,'DefaultTextFontSize', 32) Nacteni souboru pro zpracovani dat data_clona; Vykreslení závislostí % Časové intervaly v [s] t1 = 0.15; t2 = 0.25; tmax = 1; % figure; plot(Vent_t,Vent_Q_Insp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV v inspíriu,';... %
'{\it t} = 0 s - 1 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([0 tmax]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-insp_' num2str(tmax) ... 's-mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); %
77
figure; plot(Vent_t,Vent_Q_Insp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV v inspíriu,';... %
'{\it t} = 0,15 s - 0,25 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([t1 t2]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-insp_' num2str(1e3*t1) ... 'ms-' num2str(1e3*t2) 'ms_mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); % figure; plot(Vent_t,Vent_Q_Exsp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV v exspíriu,';... %
'{\it t} = 0 s - 1 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([0 tmax]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-exsp_' num2str(tmax) ... 's-mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); % figure;
78
plot(Vent_t,Vent_Q_Exsp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV v exspíriu,';... %
'{\it t} = 0,15 s - 0,25 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([t1 t2]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-exsp_' num2str(1e3*t1) ... 'ms-' num2str(1e3*t2) 'ms_mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); % figure; hold on; plot(Vent_t,Vent_Q_Insp,'LineWidth',2); plot(Vent_t,Vent_Q_Exsp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Kompletní časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV,';... %
'{\it t} = 0 s - 1 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([0 tmax]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-komplet_' num2str(tmax) ... 's-mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); %
79
figure; hold on; plot(Vent_t,Vent_Q_Insp,'LineWidth',2); plot(Vent_t,Vent_Q_Exsp,'LineWidth',2); grid on; % title({'Kompletní časový průběh průtoku {\it Q = f(t)} při HFJV,';... %
'{\it t} = 0,15 s - 0,25 s'});
xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it Q} [l/min]'); xlim ([t1 t2]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3.5 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/Q-t-komplet_' num2str(1e3*t1) ... 'ms-' num2str(1e3*t2) 'ms_mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf'); Undefined function or variable 'Vent_t'. Error in data_clona_graf (line 26) plot(Vent_t,Vent_Q_Insp,'LineWidth',2); close('all'); fclose('all'); Published with MATLAB® R2013b
80
Příloha B_3 Soubor: data_lahev_graf.m clc; % Change default axes fonts. set(0,'DefaultAxesFontSize', 24) % Change default text fonts. set(0,'DefaultTextFontSize', 32) % Časové intervaly v [s] t1 = 0.15; t2 = 0.25; tmax = 1;
Vykreslení závislostí % V = f(t), '{\it t} = 0 s - 1 s' figure; hold on; plot(Lahev_t, Lahev_V, 'LineWidth', 2); plot(t_max, V_max, 'rx', 'LineWidth', 4); grid on; % title({'Časový průběh objemu {\it V = f(t)} v lahvi,';... % '{\it t} = 0 s - 1 s'}); xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it V} [ml]'); xlim ([0 tmax]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/V-t-lahev_' num2str(tmax) ... 's-mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf') % V = f(t), '{\it t} = 0,15 s - 0,25 s' figure; hold on; plot(Lahev_t, Lahev_V, 'LineWidth', 2); plot(t_max, V_max, 'rx', 'LineWidth', 4); grid on;
81
% title({'Časový průběh objemu {\it V = f(t)} v lahvi,';... % '{\it t} = 0,15 s - 0,25 s'}); xlabel('{\it t} [s]'); ylabel('{\it V} [ml]'); xlim ([t1 t2]); % set(gcf, 'PaperPosition', [-3 -2.5 57 53]); set(gcf, 'PaperPosition', [-3 -2.5 57 55.5]); set(gcf, 'PaperSize', [50 50]); Graph_Output_File = ['char/V-t-lahev_' num2str(1e3*t1) ... 'ms-' num2str(1e3*t2) 'ms_mereni_' num2str(i)]; saveas(gcf,Graph_Output_File,'pdf') Undefined function or variable 'Lahev_t'. Error in data_lahev_graf (line 23) plot(Lahev_t, Lahev_V, 'LineWidth', 2); close('all'); fclose('all');
Published with MATLAB® R2013b
82
Příloha B_4 Soubor: data_clona_lahev.m clc; clear all; for i=1:1
Zpracování dat z měření na diferenční tlakové cloně data_clona;
Vent_V_Exsp = 0.467979909766247
Zpracování dat z měření změn tlaku v lahvi data_lahev;
Vyhodnocení % Absolutní chyba určení dechového objemu [ml] V_Abs_Err = V_max_Avg - HFJV_Peak_Area_Avg; % Relativní chyba určení dechového objemu [%] V_Rel_Err = 100*V_Abs_Err/HFJV_Peak_Area_Avg;
Výstup hodnot do textového souboru % Clona Text_Output_File = ['vystup/clona_lahev_mereni_' ... num2str(i) '.txt']; Text_Output = fopen(Text_Output_File,'w','n','UTF-8'); % fprintf(Text_Output,'%s %s\n\n','#', Text_Output_File); fprintf(Text_Output,'%s %d\n\n', '-- Data pro měření č.', i); % fprintf(Text_Output,'%s\n', ... '---------------------------------'); fprintf(Text_Output,'%s\n', ... 'Data z měření na diferenční cloně'); fprintf(Text_Output,'%s\n\n', ... '---------------------------------'); % fprintf(Text_Output,'%s: %.0f s\n', ... '1. Délka záznamu dat', 60*Rt_pm);
83
fprintf(Text_Output,'%s: %.0f\n', ... '2. Počet HFJV dechů ve vzorku dat', ... HFJV_Peak_Count); fprintf(Text_Output,'%s: %.0f min^-1\n\n', ... '3. Ventilační frekvence', HFJV_Peak_Freq); % fprintf(Text_Output,'%s:\n', '-- Inspírium'); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f l/min\n', ... '4. Celkový minutový objem v inspíriu', ... Vent_V_Insp); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f l/min\n\n', ... '5. Minutový objem dodaný HFJV', ... HFJV_Peak_Area_Sum); fprintf(Text_Output,'%s:\n\n', ... 'Parametry dechového objemu pro jeden HFJV dech'); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '6. Průměrná hodnota', ... HFJV_Peak_Area_Avg); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '7. Medián', ... HFJV_Peak_Area_Med); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '8. Směrodatná odchylka', ... HFJV_Peak_Area_SD); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f %%\n\n', ... '9. Variační koeficient', ... HFJV_Peak_Area_V); % fprintf(Text_Output,'%s:\n', '-- Exspírium'); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f l/min\n\n', ... '10. Celkový minutový objem v exspíriu', ... Vent_V_Exsp); % Láhev fprintf(Text_Output,'%s\n', ... '----------------------'); fprintf(Text_Output,'%s\n', ... 'Data z měření na lahvi'); fprintf(Text_Output,'%s\n\n', ... '----------------------'); fprintf(Text_Output,'%s:\n\n', ... 'Parametry pro objemová maxima'); % fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ...
84
'11. Průměrná hodnota', V_max_Avg); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '12. Medián', V_max_Med); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '13. Směrodatná odchylka', ... V_max_SD); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f %%\n\n', ... '14. Variační koeficient', ... V_max_V); % Nejistoty meření fprintf(Text_Output,'%s\n', ... '-------------------------'); fprintf(Text_Output,'%s\n', ... 'Vyjádření nejistot měření'); fprintf(Text_Output,'%s\n\n', ... '-------------------------'); % fprintf(Text_Output,'%s:\n\n', ... 'Parametry pro dechový objem'); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f ml\n', ... '15. Absolutní chyba', V_Abs_Err); fprintf(Text_Output,'%s: %.3f %%', ... '16. Relativní chyba', V_Rel_Err); end close('all'); fclose('all');
Published with MATLAB® R2013b
85
86
