Z-ANO - České vysoké učení technické v Praze

ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INŽENÝRSTVÍ
Katedra biomedicínské techniky
TÝMOVÝ PROJEKT
2012
Martin Kučera
ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
Fakulta biomedicínského inženýrství
Katedra biomedicínské techniky
Modelování útlumu tlakové amplitudy při
vysokofrekvenční oscilační ventilaci
Týmový projekt
Vedoucí projektu: Ing. Martin Rožánek, Ph.D.
Student:
Martin Kučera
1
leden 2012
2
Anotace
Tato práce se zabývá tématem vysokofrekvenční oscilační ventilace, konkrétně
sledováním dynamických tlakových amlitud v jejím postupu ventilačním okruhem. Ověřuje
hypotézy, které jsou dlouhou dobu tvrzeny, avšak nikdo je neměřil či ověřoval. Konkrétně, že
při vysokofrekvenční oscilační ventilaci dochází v alveolárním prostoru k výraznému útlumu
dynamické amplitudy tlaku. Dále ověřuje závislost útlumu dynamické amplitudy tlaku na
frekvenci ventilace.
Annotation
This work deals with the topic of high-frequency oscillatory ventilation , specifically
monitoring the dynamic pressure amplitude in the process ventilation circuit. Verifies the
hypotheses that have long been predicated, but nobody is not measured or verified.
Specifically, when high-frequency oscillatory occurs in the alveolar space to the significant
attenuation of the amplitude of dynamic pressure. Further verifiesthe dynamic amplitude
dependence of attenuation on frequency pressure ventilation.
3
Prohlášení
Prohlašuji, že jsem týmový projekt s názvem
…………………………………………………………………………………………………..
vypracoval(a) samostatně a použil(a) k tomu úplný výčet citací použitých pramenù, které
uvádím v seznamu přiloženém k závěrečné zprávě.
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 ……………. dne ………………
…………………….
podpis
4
Obsah:
1.Úvod...................................................................................................................................str.5
2.Teoretická část..................................................................................................................str.5
3.Příprava měření................................................................................................................str.8
4.Očekávané hodnoty..........................................................................................................str.9
5.Měření................................................................................................................................str.9
6.Výsledky měření...............................................................................................................str.9
7. Chyba měření a možné faktory ovlivňující pokles dynamické amplitudy tlaku.....str.12
8.Závěr................................................................................................................................str.13
9.Seznam použíté literatury..............................................................................................str.14
5
1. Úvod:
Jedna z nadějných metod ventilace, která je schopná omezit negativní účinky
vynuceného dýchání na pacienta, je nekonvenční vysokofrekvenční ventilace. Proto se tomuto
druhu ventilaci poslední dobou věnuje spousta odborníků. Naším úkolem bylo analyzovat
chování pacientského okruhu, neboť tomuto tématu byla dosud věnována jen nepatrná
pozornost přesto, že ve většině odborných článku se o možných menších či větších účincích
na průběh ventilace píše. Tyto účinky se předpokládají zvláště pak u námi zkoumané
vysokofrekvenční ventilace.
2. Teoretická část:
Pro naši potřebu a k seznámení se s tématem jsme vybrali několik článků. Problém je,
že pacientským okruhem se zabýval zatím málokdo a v článcích jsou pacientské okruhy
zmíněny většinou jen okrajově. Proto naším cílem bylo nejdříve udělat jakýsi přehled modelů
pacientského okruhu, které se v článcích vyskytovaly.
Prvním článkem, který jsme studovali byl A Morphometric Model of Lung Mechanics
for Time-Domain Analysis of Alveolar Pressures during Mechanical Ventilation od Gianluca
Nucci, Simonluca Tessarin a Claudio Cobelli[1]. Článek se spíše věnoval sledování tlaku a
jeho průběhu v alveolárním prostoru plic a ještě k tomu při konvenčních metodách ventilace.
Model používá zjednodušeného Horsfieldova modelu.
Druhým článkem byl Nonlinear model for mechanical ventilation of human lungs,
který zpracovali Adam G. Polak a Janusz Mroczka[2]. Ti se zabývali nelineárním model pro
mechanickou ventilaci též při konvenčních metodách. Jejich model byl uplatněn na alveolární
prostor, tedy spíše na plíce než na pacientský okruh. Model zohledňuje změnu inertance
s navyšujícími se genracemi plic. Model je již složitější, protože využívá viskoelastickou
složku.
Třetí článek Reduction of Oscillatory Pressure Along the Endotracheal tube is
indicative for maximal respiratory compliance during High-frequency oscillatory ventilation:
A mathematical model study od H.R van Genderingena, MSEE, A. Versprille, PhD, T.
Leenhovena, D.G. Markhorsta, MD, A.J. van Vughta MD, PhD, a R.M. Heethaara, PhD [3]
se věnoval modelování endotracheální trubice a respiračního systému. Jejich předmětem
výzkumu byla endotracheální trubice a její vliv na změny tlaku při vysokofrekvenční ventilaci
zejména u novorezenců. U plic předpokládali nelinearitu modelu.
6
V pořadí čtvrtý članek Controlling Respiratory Mechanical Impedance, An analysis of
Proportional assist ventilation od Michaela A.Borrelliho [4] nám poskytl konkrétnější
informace of PAV (proportional assist ventilation). Ve svém článku použil několik modelů,
které reprezentují průběhy tlaků při různých typech a nastavení této nekonveční podpůrné
ventilace. PAV je velice specifická metoda, která má za úkol v Ynové části pacientského
okruhu zesilovat inspiraci. Její využití je právě ve chvíli, kdy ventilátor zaznamená spontánní
nádech pacienta.
Pátým studovaným článkem byl Modeling and control of systems for critical care
ventilation od Mika Borrelliho[5]. Jeho článek nám poskytl spíše komplexní přehled
jednotlivých řešení metod ventilace ať již konvenčních či nekonvenčních. V článku také
zmiňuje a ukazuje jednoduchý model pacientského okruhu a plic. V modelu RRCC
zohleďnuje podporu ventilátoru a dynamiku pacientského okruhu. Model je ukázán na
obrázku (obr.1):
Obr.1.: Model jednoduchého pacientského okruhu a plic[5]
V modelu nás nejvíce zajímají parametry RT a ET. RT je odpor okruhu a ET elastance. Q
předstuvuje průtok z ventilátoru. Bohužel jeho řešení lineárních rovnic je v článku pouze
obecné a parametry nejsou určeny.
Šestý článek Models for the respiratory system using morphology-based electrical
analogy od Ionuta Munteana, Clara Ionescu a Ioana Mascu [6] se zabýval modelem
respiračního systému. Model uvažuje měnící impedanci s postupem generací v alveolárním
prostoru plic.
Pro modelování byl zvolen žebříčkový RLC model, který se rozrůstá s postupem
ventilační směsi hlouběji do plic, tedy i s navyšujícím se číslem generace. Model se bohužel
netýká pacienstého okruhu, ale i tak je pro náš projekt užitečný.
Sedmý odborný článek Effects of the ventilator patient circuit on the respiratory
parametr estimates: a simulation study od C.Brighentiho, G.Gnidiho a S.Severiho [7] byl pro
nás nejužitečnější a proto jsme i model zde použitý, použili jako základ pro model námi
sestavovaný. Model se skládá ze tří konečných segmentů (obr.2):
7
Obr.2: Segment modelu pacientského okruhu[7]
Tento model zohleďnuje kapacitu hadice C, odpor k průtoku R a setrvačnost vzduchu
pacientského okruhu. Dále jsou segmenty uplatněny v komplexním modelu (obr.3):
Obr.3: Model ventilátor-pacientský okruh-plíce[7]
Parametry modelu jsou zjištěny experimentálně a jsou uvedeny v tabulce(tab.1):
Tab.1: Experimentálně zjištěné hodnoty pro model ventilátor-pacientský okruh- plíce[7]
8
3.Příprava měření
Protože jsme potřebovali model, který bude dobře měřitelný, zvolili jsme připojení
rigidního modelu k ventilátoru. Narozdíl od umělých plic v podobě vaků nebo měchů, má
rigidní nádoba pevné stěny a její poddajnost je závislá pouze na jejím objemu. V našem
případě jsme použili skleněnou baňku o objemu 5 litrů. V hrdle baňky je zabudovaná
endotracheální kanyla a otvor pro připojení měřícího zařízení. Baňku jsme připojili
k pacientskému okruhu a ventilátoru. Nyní bylo třeba zvolit umístění sond pro měření tlaku.
Pacientský okruh jsme bohužel nemohli rozříznout nejen z finančních důvodů, ale i
proto, že by to mohlo značně ovlivnit výsledky měření. Také jsme museli dát pozor na
polohové umístění senzorů ve vodorovné ose. Senzory nesmí být příliš pod sebou, ale zase se
snažíme o reálnou situaci.
Pacientský okruh nám dovoluje využít pro naše měření porty pro ochranné ventily,
které můžeme v době měření odstranit, neboť nám nehrozí žádné nebezpečí. Tyto porty
můžeme využít k připojení senzorů tlaku. Blokové schéma zapojení celého měření je na obr.3.
Obr.4.: Blokové schéma zapojení pro měření tlaků v různých částech ventilačního okruhu
Naměřené signály poté přenášíme do počítače a zobrazujeme pomocí programu LabVIEW
SignalExpress. Jelikož máme tři výstupy, máme také tři signály v různých bodech
ventilačního okruhu. Umístění senzorů se nám povedlo poměrně dobře, protože první senzor
9
máme na začátku pacientského okruhu, druhý za Y-novou částí okruhu a třetí sonda je
zapuštěna do rigidní nádoby pomocí kanyly. Nyní je vše připraveno pro měření.
4.Očekávané hodnoty
Jak už bylo několikrát zmíněno, očekává se výrazný útlum tlakové amplitudy
v průběho postupu ventilačním okruhem. Toto je obecně známý fakt, avšak zatím nebyl
dostatečně ověřen či změřen. Je to také důvod, proč se vysokofrekvenční ventilace považuje
za protektivní typ ventilace. Plíce nejsou tolik namáhány a nedochází k jejich poškozování.
Dále nás zajímá frekvenční závislot na změnu tlaku. Pacientský okruh obsahuje
spoustu ohybů, ať se již jedná o zmíněné ochranné ventily, či samotný prostor před
membránou, ktera způsobuje oscilace. Proto také budeme měřit při více frekvencích, ale jen
frekvencích, které se při vysokofrekvenční ventilaci používají přímo u pacinta.
5.Měření
Měření probíhalo uspěšně. V měřené části okruhu nedocházelo k žádným únikům
ventilační směsi, což hrozilo zejména v místech napojení sond. Toto bylo samozřejmě
nebezpečné, protože by též docházelo k poklesu tlaku. Nahráli jsme do programu LabVieW
SignalExpress jednosekundový záznam všech tří signálů ze tří sond. Toto měřeni jsme
provedli pro frekvence 5 Hz, 10 Hz a 15 Hz. Na ventilátoru jsme se rozhodli nastavit typické
hodnoty vysokofrekvenční oscilační ventilace. Průtok (Q) ventilační směsi okruhem jsme
nastavili na 40 litrů/min, Střední tlak (Map) na 20 cmH2O a inspirační čas (inspt) byl v našem
případě 37%.
6.Výsledky měřeni
Po měření nebylo potřeba provádět žádné filtrace signálu, neboť se v signálu
nevyskytoval šum nebo se vyskytoval jen velmi málo a filtrace by mohla naměřená data
ovlivnit. První měření pro frekvenci 5 Hz je zobrazeno v grafu: (graf.1.)
10
U [V]
Frekvence 5 Hz
5
4,5
4
3,5
3
2,5
2
1,5
1
0,5
0
Sonda 1
Sonda 2
Sonda 3
0
0,09 0,18 0,27 0,36 0,46 0,55 0,64 0,73 0,82 0,91
t [s]
Graf.1.: Signály ze 3 sond umístěné v různých částech ventilačního okruhu pro měřenou
frekvenci 5 Hz.
Již na první pohled je z grafu vidět výrazný útlum amlitudy. Z grafu jsme vyčetli
maximální hodnoty píků a od nich odečetli hodnoty minimální. Tím jsme dostali velikosti
všech píku v grafu. Abychom naše měření co nejvíce zpřesnili, udělali jsme z hodnot průměr.
Průměrné hodnoty velikostí píků jsou zaznamenány v tabulce: (tab.2.)
Rozkmit
p(cmH20)
Sonda 1
4,133573
Sonda 2
2,552558
Sonda 3
0,408303
Tab.2.: Velikosti píků pro sondy 1-3 a měřenou frekvenci 5 Hz
Nyní jsme mohli spočítat útlum mezi sondami 1 a 2, který nás v našem případě zajímá
nejvíce. Tento útlum dosahuje 90,12%, což zatím dokazuje naší domněnku o značném útlumu
dynamických amplitud. Dále je z grafu vidět, že po útlumu dochází na poslední sondě 3, která
se nachází v rigidní nádobě, k tvorbě klasické sinusové křivky. Z tohoto můžeme usuzovat, že
se systém chová jako RC článek s velikou kapacitou. Abychom ještě zjistili frekvenční
11
závislot na změny tlaku v okruhu, provedli jsme měření pro frekvence 10 Hz (graf.2) a 15
Hz(graf.3). Tyto výsledky jsou uvedeny v grafech 2 a 3:
Frekvence 10 Hz
6
5
U [V]
4
Sonda 1
3
Sonda 2
2
Sonda 3
1
0
0
0,09 0,18 0,26 0,35 0,44 0,53 0,62 0,7 0,79 0,88 0,97
-1
t [s]
Graf.2.: Výsledky měření pro frekvenci 10 Hz.
Frekvence 15 Hz
4,5
4
U [V]
3,5
3
Sonda 1
2,5
2
Sonda 2
Sonda 3
1,5
1
0,5
0
0
0,09 0,18 0,27 0,36 0,46 0,55 0,64 0,73 0,82 0,91
t [s]
Graf.3.: Výsledky měření pro frekvenci 15 Hz.
12
Zároveň jsme sestavili i tabulky jako v případě měření frekvence 5 Hz. Tyto hodnoty
nám dávají informaci o velikosti píku průběhů tlaků jednotlivých sond. Hodnoty jsou
vyneseny v tabulkách: tab.3 (tab.3 pro graf frekvence 10Hz) a tab.4 (tab.4 pro graf frekvence
15 Hz):
Umax [V]
Umax [V]
Sonda 1
4,675844
Sonda 1
3,542697
Sonda 2
3,339717
Sonda 2
2,230936
Sonda 3
0,4088723
Sonda 3
0,255189
Tab.3.: Hodnoty píků
Tab.4.: Hodnoty píků
pro frekvenci 10 Hz.
signálů pro frekvenci 15 Hz
Také jsme spočítali útlum dynamické amplitudy tlaku pro frekvenci 10 Hz, což je
91,25% a pro frekvenci 15 Hz, což činí 92,79%. Pro přehlednost a další posouzení těchto
výsledků si je úkážeme v tabulce (tab.5)
Frekvence [Hz] Útlum [Hz]
5
90,12
10
91,25
15
92,79
Tab.5.: Přehled útlumů dynamické amplitudy tlaků pro jednotlivé frekvence
Nyní je již jasně z tabulky (tab.5) patrné, že se zvyšující se frekvencí ventilace dochází
k mírnému navýšení útlumu dynamické amplitudy tlaku. Ovšem jestli je to opravdu tak, úkáže
až další výzkum v podobě práce, kterou se chystám na toto téma zpracovat. Možné je, že toto
navýšení způsobyla chyba měření, které se věnuji v další kapitole.
7.Chyba měření a možné faktory ovlivňující pokles dynamické amplitudy tlaku
Pacientský okruh má ochranné ventily, které jsme v době měření odpojili, abychom
mohli umístit do okruhu sondy pro měření tlaku. Tento proces mohl ovlivnit měření, i když
jsme senzory upevnili poměrně dobře, neboť k úniku ventilační směsi nedocházelo. Nejvíce
však měření ovlivňovala poloha senzorů ve vodorovné rovině. Senzory jsou velice citlivé a i
13
malá změna nadmořské výšky způsobovala změnu naměřených hodnot. S tímto faktem jsme
se nejspíše setkali při měření úbytku dynamické amplitudy tlaku při frekvency 10 Hz, protože
tyto hodnoty jsou nepatrně vyšší než hodnoty při ostatních měření. Nicméně věřím, že
vodorovná osa byla zachováná a na procentuální útlum toto menší navýšení nemělo vliv.
Důležité však je, proč dochází ke snížení dynamické amplitudy tlaku. Největší vliv na
úbytek amplitudy má určitě samotná délka pacienstého okruhu. Dále můžeme říci, že úbytek
bude značně ovlivňovat poměrně veliké rozšíření prostoru v pacientském okruhu a i nepatrné
množství ohybů a odboček k ochranným ventilům.
8.Závěr
V práci jsme se věnovali a studovali již existující modely pacientského okruhu. Dále
jsme se seznámili s rigidními nádobami a jejich využítí při měření dynamické amplitudy
vysokofrekvenční oscilační ventilace.
V rámci studia již napsaných článků nám vyplynulo několik faktů měření, které jsme
následně uskutečnili. Při měření jsme použili právě rigidní nádobu z důvodu jejích vlastností,
které byly pro měření nezbytné. Měřeli jsme na třech místech ventilačního okruhu, a to na
začátku pacientského okruhu, na Ypsilonové části pacientského okruhu a v rigidní nádobě, do
které jsme zavedli kanylu.
Měření jsme uskutečnili pro tři frekvence ventilace, jež se vyskytují v praxi.
Z výsledků měření jsme potvrdili obecně známou hypotézu, jež však nebyla nikdy dostatečně
ověřena či změřena, že úbytek dynamické amlitudy v alveolárním prostoru je značný. Naše
konkrétní hodnoty jsou 90,12 % pro frekvenci 5 Hz, 91,25% pro frekvenci 10 Hz a 92,79%
pro frekvency 15Hz.
Dále jsme chtěli ověřit domněnku, že se zvyšující se frekvencí stoupá i úbytek
dynamické amplitudy tlaku. Této domněnce sice odpovídá měření, ale nemůžeme ji opravdu
potvrdit, protože měření mohlo být ovlivněno chybami. Proto se chystám tomuto tématu
nadále věnovat, sestavit konkrétnější model s využitím více rigidních nádob a provést co
nejpřesnější měření.
14
9.Seznam použité literatury
[1] GIANLUCA NUCCI, SIMONLUCA TESSARIN, and CLAUDIO COBELLI, A
Morphometric Model of Lung Mechanics for Time-Domain Analysis
of Alveolar Pressures during Mechanical Ventilation,ed.1, Dipartimento di Elettronica e
Informatica, University of Padova, Italy,2002
[2] Adam G. Polak, Janusz Mroczka, Nonlinear model for mechanical ventilation of human
lungs, Chair of Electronic and Photonic Metrology, Wroclaw University of Technology, ul. B.
Prusa 53/55, 50-317 Wroclaw, Poland,2004
[3] GIANLUCA NUCCI, SIMONLUCA TESSARIN, and CLAUDIO COBELLI, A
Morphometric Model of Lung Mechanics for Time-Domain Analysis
of Alveolar Pressures during Mechanical Ventilation, Dipartimento di Elettronica e
Informatica, University of Padova, Italy,2002
[4] Michael A. Borrello, Controlling Respiratory Mechanical Impedance;
An Analysis of Proportional Assist Ventilation ,Trex Enterprises, San Diego, CA,2004
[5] Mike Borrello, Modeling and Control of Systems for Critical Care Ventilation, Trex
Enterprises, San Diego, CA,2005
[6] Ionuţ Muntean, Clara Ionescu, Ioan Naşcu, Models for the respiratory system using
morphology-based electrical analogy, Technical University of Cluj-Napoca,2008
[7] C.Brighenti, G.Gnidi a S.Severi, Effects of the ventilator patient circuit on the respiratory
parametr estimates: a simulation study,Dipartimento di Electtronica, Informatica e
Sistemistica, Universita di Bologna, Bologna, Italy,2001
15