Z-ANO - České vysoké učení technické v Praze

Komentáře

Transkript

Z-ANO - České vysoké učení technické v Praze
ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INŽENÝRSTVÍ
Katedra biomedicínské techniky
Týmový projek
MICHAL ČECH
2011
I
ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
Fakulta biomedicínského inženýrství
Katedra biomedicínské techniky
Model pro řízení Demand-flow systému
Týmový projekt
Vedoucí projektu: Ing. Jakub Ráfl
Student:
Michal Čech
Leden 2011
II
I
Poděkování
Chtěl bych poděkovat za důvěru a podporu pana Ing. Jakuba Ráfla, který mi byl rádcem i kritikem.
Nemalé díky patří mým rodičům, kteří mě pomohli při studiu kvalitním domovem a zázemím. Velký díl
na zdárném dokončení této práce, a tímto bych chtěl poděkovat, své přítelkyni Monice, která mi byla
oporou.
I
Prohlášení
Prohlašuji, že jsem týmový projekt s názvem Modelování základních komponent v respirační péči,
dílčí projekt Model pro řízení Demand-flow systému,
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
II
Obsah
1.
Úvod ................................................................................................................................................. 1
2.
Teoretická část ................................................................................................................................. 2
2.1
Úvod do problematiky...................................................................................................................... 2
2.2
Základní prvky RLC ........................................................................................................................... 2
2.3
Poddajnost ....................................................................................................................................... 2
2.4
Inertance .......................................................................................................................................... 3
3.
Lineární model RC ............................................................................................................................ 3
3.1
Rozšířený lineární model RRCC ........................................................................................................ 4
3.2
Průtok v segmentu ........................................................................................................................... 4
4.
Stromový model ............................................................................................................................... 5
5.
Parametry pro výpočet základních údajů......................................................................................... 5
6.
Morfologický model ......................................................................................................................... 6
6.1
Morfologický model - nezanedbávající poddajnost plynu. .............................................................. 6
6.1.1 Odpor segmentu morfologického modelu....................................................................................... 6
6.1.2 Poddajnost segmentu morfologického modelu ............................................................................... 6
6.2
Morfologický model – zanedbávající poddajnost plynu. ................................................................. 6
7.
Model s endotracheální trubicí ........................................................................................................ 7
7.1
Odpor endotracheální trubice. ........................................................................................................ 7
7.2
Inertance endotracheální trubice. ................................................................................................... 7
8.
Model pacientského okruhu ............................................................................................................ 8
8.1
Volba modelu ................................................................................................................................... 8
8.2
Volba parametrů .............................................................................................................................. 8
8.3
Diferenciální rovnice modelu pacientského okruhu ........................................................................ 9
8.4
Y – spojka ......................................................................................................................................... 9
8.5
Chyba modelu ................................................................................................................................ 10
8.6
Popis modelu.................................................................................................................................. 10
8.7
Mechanický ventilátor.................................................................................................................... 10
8.8
Pacientský okruh ............................................................................................................................ 11
9.
Cíle práce ........................................................................................................................................ 12
9.1
Měření vlivu pacientského okruhu na šíření tlakové amplitudy. ................................................... 12
9.2
Měřící přípravek ............................................................................................................................. 12
10.
Experimentální měření ................................................................................................................... 13
10.1 Realizace měření ............................................................................................................................ 13
III
10.2 Volba parametrů ............................................................................................................................ 13
10.2.1 Inspirační čas .................................................................................................................................. 13
10.2.2 Amplituda ....................................................................................................................................... 13
10.2.3 Střední tlak ..................................................................................................................................... 13
10.3 Experimentální měření pro různé frekvence. ................................................................................ 14
10.3.1 Frekvence HFOV 5 Hz. .................................................................................................................... 14
10.3.2 Frekvence HFOV 10 Hz. ................................................................................................................. 15
10.3.3 Frekvence HFOV 15 Hz. .................................................................................................................. 16
11.
Literatura:....................................................................................................................................... 17
IV
1. Úvod
Oblast modelování aplikované v umělé plicní ventilaci jsem si vybral, protože jsem se
zajímal o modelování, speciálně u vysokofrekvenční oscilační ventilace (dále jen HFOV). Po
zorientování v dané problematice jsme zjistili, že modelováním pacientského okruhu se
v oblasti HFOV nezabývá velké množství autorů. Proto se budeme snažit ověřit modely
experimentálním měřením.
1
2. Teoretická část
2.1 Úvod do problematiky
Nejčastěji se používá pro matematické modely elektrická analogie, a to v největší míře
různé kombinace zapojení RLC součástek do elektrického obvodu, kde jednotlivé součástky
interpretují určitou vlastnost sledovaného segmentu pacientského okruhu, dýchacích cest, ale
také plic až do nejhlubších řádů plicních sklípků. V rešeršní části jsem zjišťoval, které oblasti
modelování dané problematiky jsou již prozkoumány, přičemž jsme se v našem pracovním
týmu nejvíce zaměřovali na pacientské okruhy v odborných článcích. Existuje několik málo
modelů, které se zabývali samotným pacientským okruhem, nezabývalo velké množství autorů
v oblasti umělé plicní ventilace. Většina dosavadních modelů existuje v oblasti konvenční
umělé plicní ventilace, mým cílem bylo navrhnout a zdokonalit model pro pacientský okruh
napojený na vysokofrekvenční oscilační ventilaci (HFOV).
2.2 Základní prvky RLC
V modelování se používají základní RLC prvky, kde každý popisuje určitou vlastnost
okruhu. Základní elementy popisující modely jsou průtokový odpor, poddajnost a inertance.
Průtokový odpor je veličina, která se nahrazuje odporem, je přímo úměrná průtoku, který má
analogii v proudu, protékajícího odporem a tlaku v určitém segmentu, který je modelován
napětím. Průtokový odpor vypovídá o fyzikálních vlastnostech, které mají plyny v dýchacích
cestách. Rychlost proudění vzduchu v dýchacích cestách je až na distální část průdušek velmi
malá. Například rovnice non-Lipschitz je schopna popsat průtok, avšak při simulaci může
dávat pro nás problematické hodnoty.[6]
2.3 Poddajnost
Poddajnost vychází ze stavové rovnice, jejíž úpravou je zisk jednoduchého vztahu,
pomocí kterého jsme schopni spočítat poddajnost určitého segmentu pacientského okruhu.
V rigidních modelech je konstantní, známe ji také pod názvem elastance. Poddajnost je
v simulacích funkcí objemu. Poddajnost lze popsat vztahem (1),
(1)
kde C je poddajnost, Vdemižón je objem rigidní nádoby, Pdemižón je tlak v rigidní nádobě, R
je molární plynová konstanta a T je termodynamická teplota v průběhu měření.
2
2.4 Inertance
Inertance se v mnoha modelech zanedbává, ale ve skutečnosti reprezentuje, jaké
množství vzduchu se v dýchacích cestách utlumí, nejedná se o odpor, ale o indučnost.
K modelování pohybů hrudní stěny s inertancí, jejiž inertanční vlastnosti jsou reprezentovány
jako nekompresivní, respektive velikost inertančního efektu plynu při pohybu se chová jako
nekompresivní. Největší vliv mívá inertance při velké délce pacientského okruhu. Inertance lze
popsat vztahem (2),
(2)
kde L je inertance segmentu, m je hmotnost plynu, který ubyde na daném segmentu, A
je vnitřní plocha, která může plyn o určité hmotnosti m absorbovat, P je tlak v trubici, ρ je
hustota vzduchu, R je molární plynová konstanta, l je délka segmentu a T je termodynamická
teplota při měření parametrů.
3. Lineární model RC
Použit byl lineární model plicního okruhu na obrázku číslo 1, RC model plic. Jedná se o
nejjednodušší model chování pacientský plic a průběhu respirace.
Obrázek č.1: Nejjednodušší model dýchací admitance.
3
[6]
3.1 Rozšířený lineární model RRCC
Pro rozšíření modelu byl připojen do obvodu další RC článek. Obrázek zapojení vidíme
na obrázku číslo 2.
Obrázek č. 2. RRCC model zahrnující plíce pacienta a pacientský okruh.
[6]
Kde v modelu jednotlivé neznámé jsou Q průtok dodávaný z ventilátoru, Pv je tlak na
výstupu ventilátoru, CT je poddajnost pacientského okruhu, RT je odpor pacientského okruhu
u dospělých pacientů je zanedbatelný, Pc je zvažovaný vstup do pacienta, RL je odpor
pacientových dýchacích cest a plic, PL je tlak plynu v plících pacienta, CL je poddajnost
pacientských plic a Pm je míra rušení (disturbance).
3.2 Průtok v segmentu
Průtok v segmentu můžeme vypočítat z rovnice (3), ze znalosti poddajností.
(3)
kde Q průtok dodávaný z ventilátoru, CT je poddajnost pacientského okruhu, CL je
poddajnost pacientských plic, Qv je průtok v závislosti na čase, kdy bere Q (t) jako konstantní
vstupní průtok.
4
4. Stromový model
Autoři následujícího článku se zabývají elektrickou analogií aplikovanou na modely
dýchacích cest, alveolárně-tkáňového modelu a ekvivalentní acinární strukturu složenou
z ekvivalentního odporu a zkratové poddajnosti připojené na ekvivalentní model tkáně [2].
Modely jsou modifikací Horsfiedova modelu, kde jsou klasifikovány dýchací cesty (jako strom),
jehož části mají každý jinou specifickou délku, průměr a rekurzní index Δ, tento index je
vypočten z kritérií nejmenšího průsvitu trubic, ztrát třením o stěny trubice a nejmenšího
objemu trubic pro jednotlivé části větvení. Koeficient se mění v závislosti generací větvení, tak
aby odpovídal skutečným plicím.[7]Tento model zohledňoval asymetrické větvení jednotlivých
generací i prostorovou geometrii plic. Model je používán pro nízké frekvence do 10 Hz. Model
dýchacích cest byl reprezentován akustickým přenosovým vedením. Alveolární model,
aplikovaný od konce dýchacích cest až do tkáňových elementů s konstantní kompresní
poddajností plynu pro alveoly, se chová jako viskoelastický tkáňový model.
5. Parametry pro výpočet základních údajů
V článku jsou uvedené vztahy umožňující vypočtení teoretických hodnot základních
parametrů plic. [1] Experimentálním měřením lze zjistit hodnoty, ze kterých po dosazení do
těchto vztahů je možné získat jednotlivé parametry. Tyto parametry jsou poddajnost plynu,
poddajnost stěny dýchacích cest a odpor dýchacích cest. Dosazením do rovnic (4,5,6,7) lze
tyto parametry vypočítat a zpřesňovat tak parametry modelu, aby se blížil co nejvíce
skutečnosti. V závěru se zabývá rozdíly ve frekvenční oblasti mezi úplným a zjednodušeným
modelem v časové oblasti s rozumnou přesností impedance.
Odpor dýchacích cest, resp.trubice pacientského okruhu,
(4)
Poddajnost vzduchu v dýchacích cestách (trubici),
(5)
Poddajnost stěny dýchacích cest,
(6)
5
Tloušťka stěna dýchacích cest,
√
(7)
kde Rk je odpor dýchacích cest, Ckg je poddajnost plynu, Ckw je poddajnost stěny
dýchacích cest, hk je tloušťka stěny dýchacích cest, η je dynamická viskozita plynu v okruhu,
lk je délka k-tého segmentu, rk je poloměr trubice, WAk je plocha vnitřní stěny, P0 je fixovaný
(stálý, střední) tlak v okruhu a Y je Youngův modul pružnosti stěny dýchacích cest.
6. Morfologický model
6.1 Morfologický model - nezanedbávající poddajnost plynu.
Morfologický model adaptovaný na vyvinutý model, který používá elektrickou analogii
zapojených π článků, s jistou závislostí na acinárním průtoku a tlaku v průběhu umělé plicní
ventilace. [2] Model se stal základem plicního okruhu respektive plic zapojeného jako
Horsfieldův model. V modelu jsou započítány vzduchové cesty reprezentovány kombinací
laminárního odporu a poddajnosti dýchací stěny. Model počítá i s poddajností plicní tkáně a
odporu jednotlivých alveolů. Nezanedbává se poddajnost plynu.
6.1.1 Odpor segmentu morfologického modelu
Odpor lze vyjádřit z klasické Poiseuillovy rovnice (8).
( )
( )
( )
(8)
6.1.2 Poddajnost segmentu morfologického modelu
Poddajnost stěny dýchacích cest je dána rovnicí (9).
( )
( )( )
( )
(9)
6.2 Morfologický model – zanedbávající poddajnost plynu.
V modelu zanedbáváme kompresi plynu v dýchacích cestách, protože hraje menší roli
při nižších dýchacích frekvencích. Model reprezentuje a zahrnuje 64 paralelně zapojených
alveol. Tkáň hrudní stěny je popisována jako sekundární viskoelastický model. Zabývá se
rozdílnými vlastnostmi plic a dýchacích cest při různých chronických i akutních onemocněních,
traumatech nebo jenom při obyčejném léčení chorob dýchacích cest. Ukazuje novou
6
hypotézu, která prezentuje laminární průtok ve zjednodušeném aplikovaném modelu
heterogenní bronchiální stavby plic.
7. Model s endotracheální trubicí
Model zahrnující endotracheální trubici a dýchací mechanizmy, tedy i pochody
v pacientském okruhu. Elektrickou analogií v modelu byly simulovány mechanické vlastnosti
respiračního systému, pacientského okruhu a endotracheální trubice. Tlak v dýchacích
cestách je reprezentován napětím v obvodu, průtok je jako v jiných modelech proud
v obvodu.[8] Viskozitní vlastnosti reprezentují odpory, inertační vlastnosti reprezentují
induktory a poddajnost je reprezentována jako kapacitance. Model je zobrazen na obrázku
číslo 3.
Obrázek č. 3: Elektrická analogie modelu endotracheální trubice a mechanizmů
dýchacího systému.
[8]
7.1 Odpor endotracheální trubice.
Odpor byl odvozen z experimentálně zjištěných konstant v závislosti na průtoku ze
vztahu (6).
| |
(6)
7.2 Inertance endotracheální trubice.
Inertance byla vypočtena pomocí vztahu (7),
(7)
kde ρ je hustota vzduchu v dýchacích cestách, l je délka dýchací trubice, respektive
endotracheální trubice, A je průřez trubice. Inertance endotracheální trubice byla vypočtena na
7
IEET= 0,3 cmH2O s2 L-1. Poddajnost systému byla volena Crs= 0,08mL cmH2O-1. S takto
získanými hodnotami byla provedena dynamická simulace.
8. Model pacientského okruhu
8.1 Volba modelu
Pro modelování si zvolili model se soustřednými parametry. Model rozdělili na tři části
tvořené mechanickým ventilátorem, pacientskými plícemi a samotným pacientským okruhem,
který je rozdělený na inspirační a expirační větev obrázek č. 5. [4] Uvažujeme, že obě větve
mají stejné vlastnosti, co se týče parametrů. Pacientský okruh je nahrazován π- článkem pro
upřesnění modelu se jedná o zapojení tří RLC π článků (obrázek č. 4), což nejvíce odpovídá
reálnému modelu.
8.2 Volba parametrů
Jednotlivé parametry RLC článku můžeme identifikovat pomocí rovnic. Tyto rovnice díky
dosazení experimentálně získaných konstant zjištěných v závislosti na průtoku v daném
segmentu můžeme určit jeho odpor (8),
|
|
(8)
kde Ri je odpor i-tého segmentu, K1 a K2 jsou experimentálně získané konstanty,
jejichž hodnoty jsou K1 = 0,46 cmH2O L-2s2 a K2 = 0,1 cmH2O L-1 s, qrli je průtok daným
segmentem při určitém odporu Ri.
Obrázek č. 4:Elektrická analogie i-tého segmentu trubice.[4]
8
8.3 Diferenciální rovnice modelu pacientského okruhu
Každý segment viskoelastický modelu pacientského okruhu je popisován dvěma
diferenciálními rovnicemi (9) a (10),
(9)
⁄
(10)
kde pi je tlak v segmentu okruhu, qi je průtok segmentem okruhu, C je poddajnost
segmentu repektive okruhu, L je inertance okruhu jako celku, respektive segmentu.
8.4 Y – spojka
Dalším podstatným členem, který se v okruhu nachází, je Y-spojka, která spojuje
inspirační a expirační větev a je napojena na pacienta. Odpor Y – spojky lze spočítat rovnicí
(11),
| |
(11)
kde K3 a K4 jsou experimentálně získané konstanty, jejichž hodnoty jsou K3 = 0,5
cmH2O L-2s2 a K4 = 0,1 cmH2O L-1 s, RY je odpor, který klade Y – spojka a qL je průtok do
pacienta. V modelu je pacient nahrazen v elektrické analogii RC článkem. Pacient jako takový
klade inspirační větvi pacientského okruhu určitý odpor, a zároveň má pro vzduch, který je při
inspiriu dodáván do pacienta svou určitou poddajnost. Pacient je popsán třemi rovnicemi (12),
(13) a (14).
(12)
(13)
(14)
Kde pprox je tlak v otevřených dýchacích cestách, pY je tlak v Y – spojce, RY je odpor
Y- spojky, qL je průtok Y – spojkou, pL je tlak v pacientovi, CL je poddajnost pacienta, resp.
plic.
9
8.5 Chyba modelu
K jeho chybám přispívá mnoho faktorů, například špatná hypotéza na začátku celého
projektu. Špatné zvolení odporu pacienta k mechanické ventilaci (příliš velký odpor), který je
redukován průtokem v expirační fázi. Dalším z faktorů je pravděpodobně přílišné zjednodušení
modelu, který používáme, nebo nemožnost změření poddajnosti plic. Dále je rozdíl mezi
tlakem v proximální části a tlakem v inspirační větvi.
Obrázek č. 5: Celkový model ventilátoru, pacientského okruhu a pacientských plic. [4,5]
8.6 Popis modelu
Pro modelování napojení na pacienta umělé plicní ventilace se používá elektrická
analogie, která celý model přenese z mechanické oblasti do oblasti, která se nám lépe
simuluje, a to oblasti elektrické. Celý okruh tvoří tři části: pacient, pacientský okruh a ventilátor.
Tyto tři části jsou zapojeny do jednoho elektrického obvodu tvořeného RLC články. [5]
8.7 Mechanický ventilátor
Mechanický ventilátor je modelovaný jako generátor ideálního průtoku. Expirační ventil
připojený do okruhu je modelován přepínačem (switch), který připojuje a odpojuje odpor
expiračního ventilu od okruhu. Odpor expiračního ventilu je závislý na průtoku z pacienta do
expirační větve v místě, kde opouští okruh plyn proudící z pacienta a na konstantách, které
byly zjištěny při experimentálním měřením. Průtok v tomto ventilu je závislý na tlaku a odporu,
který mu expirační ventil klade a na otevírání switche. Otevřený switch má ev = 1, zavřený
switch má ev = 0. Tyto hodnoty jsou důležité pro výpočet průtoku v okruhu. Switch je řízen
obdélníkovým signálem, skokově do polohy 1 a 0.
10
8.8 Pacientský okruh
Pacientský okruh je modelován π-článkem se soustřednými parametry. Okruh je tvořen
třemi RLC články ve dvou větvích, které jsou spojeny v Y-spojce. Jednotlivé odpory jsou
modelovány pomocí nelineárního „Rohrova“ rezistoru. Poddajnost segmentu je brána jako
konstantní. Inertance segmentu je nepřímo úměrná vnitřnímu průřezu a vlastnostem části
trubice a přímo úměrná hustotě vzduchu a délce segmentu. Odpor je proměnný a vysoce
závislý na průtoku a také na konstantách zjištěných experimentálním měřením. Průběh tlaku a
průtoku je popsán dvěma diferenciálními rovnicemi. Jako poslední je vytvářen model pacienta,
respektive plic. V modelu se používá odpor a poddajnost, kde odpor je hodnotou, kterou klade
proti umělé plicní ventilaci, a poddajnost je vlastnost, kterou má každý viskoelastický materiál,
tedy i plíce. Ukazuje se, jaká je chyba měření průtoku a tlaků v okruhu oproti modelu
v simulačním programu. Chyby mohou být způsobeny špatnou volbou poddajnosti, inertancí,
ale i špatnou identifikací konstant, které určují vlastnosti modelu.
11
9. Cíle práce
9.1 Měření vlivu pacientského okruhu na šíření tlakové amplitudy.
Při měření vlivu pacientského okruhu na šíření tlakové amplitudy. Jsme používali
senzorový analyzátor tlaku jeho vlastnosti jsou popsány dále. A uskutečnili jsme
experimentální měření.
9.2 Měřící přípravek
Měli jsme zkoumat vliv pacientského okruhu na šíření tlakové amplitudy, jedná se o
vlastnost, která je různá pro různé okruhy, a také pro různé modely okruhů. Při měření
pacientského okruhu jsme používali tzv. „Ondrostroj“. Jedná se o technologické pojmenování
přípravku na měření relativního tlaku. V našem případě k měření tlaku v pacientském okruhu.
Jedná se o analyzátor tlaku v pacientském okruhu pro HFOV. Analyzátor měří relativní
tlak v okruhu. Přístroj obsahuje tři přístrojové zesilovače, jejichž vstupem je výstup z čidla na
principu mikrofonu, kterým snímáme relativní tlak vůči atmosféře s přesností 0,01kPa, což je
0,1cmH2O. Přístroj je připojen k počítači USB rozhraním. V počítači máme vytvořenou aplikaci
pro snímání a zobrazení signálu v LabView SignalExpress. V programu můžeme zobrazit
průběh signálu při zapnuté HFOV, nahrávat tyto průběhy, a následně exportovat jeho hodnoty
v závislosti na čase do Microsoft Excel. Takto získaná data lze dále používat pro zobrazení a
zpracování v jiných programech jako například Matlab, který nám umožnuje následné
zpracování dat a různé operace s nimi.
Analyzátor nám umožnil měřit průběh úbytku tlakové amplitudy ve třech místech
pacientského okruhu, jak je vidět na obrázku. Díky tomuto novému přípravku jsme schopni
měřit tlakovou amplitudu, jejíž výsledky následně můžeme porovnávat s námi navrženým
modelem pacientského okruhu. Výsledné amplitudy jsou v kPa, proto nemusíme složitě
přepočítávat každou hodnotu z voltů na kilopascali. Šum, který se nám objevil při měření, byl
způsoben dodávaným průtokem z Demand-Flow systému napojeného na okruh, protože
senzory se chovají jako mikrofony, a tento průtok dodává hluk, který je zaznamenáván, vzniká
v důsledku turbulentního proudění. Turbulentní proudění je způsobeno připojením úzké
přípojky do otevřeného okruhu a dodávaným průtokem o určité hodnotě, průtok naráží na
stěny trubice, která je napojena na HFOV ventilátor, který dodává do okruhu pouze oscilace
nikoliv průtok, v tomto místě vzniká následný hluk, který způsobuje šum a možnou chybu
měření. Turbulentní proudění je v důsledku základním principem šíření a výměny plynů při
HFOV. Chybu, která zde vzniká, se budeme v další fázi měření a experimentů snažit odstranit.
Pokud použijeme průtokoměr pro HFOV, bude možná schopni měřit i průtok v takovém to
okruhu. Takto získaná data se nám budou hodit pro případné zpřesňování modelů pro
pacientský okruh.
12
10. Experimentální měření
10.1 Realizace měření
Při experimentálním měření jsme prováděli pomocí Ondrostroje, vlastnosti tohoto
přípravku jsme si uvedly v práci o kapitolu předtím. Při měření nás zajímali průběhy při
různých frekvencích HFOV a jednotkový skok objemu, který by byl potřeba v případě
spontánního nadechnutí pacienta, důležité pro chování pacientského okruhu. Průběhy
jednotlivých měření jsme exportovali do Excelu, a po malých úpravách jsme tyto data vykreslili
v Matlabu. Proměřovali jsme pacientský okruh pro tři různé frekvence, na třech místech
pacientského okruhu. Lepší přesnosti jsme se snažili docílit zachycením 3 oscilací. Díky čemu
jsme měli lepší porovnání, jak se mění tlaková amplituda během HFOV a časového zpoždění
oscilací v závislosti na vzdálenosti od membrány. Při měření tlakových amplitud, jsme
udržovali stálý inspirační čas Tisnp=40%, amplituda Δp = 15 cmH2O, Pmap = 20cmH2O.
10.2 Volba parametrů
10.2.1 Inspirační čas
Inspirační čas Tinsp je doba nádechu pacienta, která byla v našem experimentu tvořena
40% doby celého cyklu (nádech a výdech, jednoho kmitu).
10.2.2 Amplituda
Amplituda Δp je rozkmit tlaku okolo střední hodnoty tlaku Pmap.
10.2.3 Střední tlak
Pmap (Mean Airway Pressure) je hodnota středního tlaku okolo, kterého máme oscilace
HFOV.
13
10.3 Experimentální měření pro různé frekvence.
10.3.1 Frekvence HFOV 5 Hz.
Při frekvenci 5Hz, jak je vidět na obrázku č. 10, amplituda tlakové vlny je 2kPa . Časové
zpoždění je τ1=0,001533 sekundy na prvním úseku, a τ2 = 0,00095 sekundy na druhém
úseku, je odečteno a je vidět z obrázku č. 11. Amplituda i časové zpoždění jsou odečteny
z grafu zobrazeného v Matlabu, hodnoty jsou průměrné odečteny z každé jedné periody.
Modrou barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV v první sondě, která je
umístěna nejblíže membráně vysokofrekvenčního ventilátoru. Černou barvou je vykreslen
průběh tlakové amplitudy během HFOV ve druhé sondě, která je umístěna uprostřed
pacientského okruhu. Červenou barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV
ve třetí sondě, která je umístěna nejblíže pacientovi v Y – spojce.
Obrázek č. 10: Průběh oscilací při HFOV pro frekvenci 5Hz.
Obrázek č. 11: Zobrazení časového zpoždění T1 a T2.
14
10.3.2 Frekvence HFOV 10 Hz.
Při frekvenci 10 Hz, jak je vidět na obrázku č. 12, amplituda tlakové vlny je 2kPa a
zpoždění je cca τ1=0,00133 sekundy na prvním úseku, a τ2 = 0,00096 sekundy na druhém
úseku, jak je vidět z obrázku č. 13. Amplituda i časové zpoždění jsou odečteny z grafu
zobrazeného v Matlabu, hodnoty jsou průměrné odečteny z každé jedné periody. Modrou
barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV v první sondě, která je umístěna
nejblíže membráně vysokofrekvenčního ventilátoru. Černou barvou je vykreslen průběh
tlakové amplitudy během HFOV ve druhé sondě, která je umístěna uprostřed pacientského
okruhu. Červenou barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV ve třetí sondě,
která je umístěna nejblíže pacientovi v Y – spojce.
Obrázek č. 12: Průběh oscilací při HFOV pro frekvenci 10Hz.
Obrázek č. 13: Zobrazení časového zpoždění T1 a T2.
15
10.3.3 Frekvence HFOV 15 Hz.
Při frekvenci 15 Hz, jak je vidět na obrázku č. 14, amplituda tlakové vlny je 2kPa a
zpoždění je cca τ1=0,0014 sekundy na prvním úseku, a τ2 = 0,0010,3 sekundy na druhém
úseku, jak je vidět z obrázku č. 15. Amplituda i časové zpoždění jsou odečteny z grafu
zobrazeného v Matlabu, hodnoty jsou průměrné odečteny z každé jedné periody. Modrou
barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV v první sondě, která je umístěna
nejblíže membráně vysokofrekvenčního ventilátoru. Černou barvou je vykreslen průběh
tlakové amplitudy během HFOV ve druhé sondě, která je umístěna uprostřed pacientského
okruhu. Červenou barvou je vykreslen průběh tlakové amplitudy během HFOV ve třetí sondě,
která je umístěna nejblíže pacientovi v Y – spojce.
Obrázek č. 14: Průběh oscilací při HFOV pro frekvenci 10Hz.
Obrázek č. 15: Zobrazení časového zpoždění T1 a T2.
16
11. Literatura:
[1]
Gianluca Nucci. Simonluca Tessarin. Claudio Cobelli.“ A Morphometric Model of
Lung Mechanics for Time-Domain Analysis of Alveolar Pressures during Mechanical
Ventilation“, Annals of Biomedical Engineering, Biomedical Engineering Society, USA,
rozsah stran. 537-545,rok vydání 2002.
[2]
Gianluca Nucci, Béla Suki, Kenneth Lutchen, Modeling airflow-related shear
stress during heterogeneous constriction and mechanical ventilation, Journal of Applied
Physiology, 1.vydání, Amarican Physiological Society, USA, rozsah stran 348-356, rok
vydání 2003.
[3]
Ionuţ Muntean, Clara Ionescu, Ioan Naşcu ,Models for the respiratory system
using morphology-based electrical analogy; Technical University of Cluj-Napoca,
Department of Automation, nr. 15, Romania Ghent University, Department of Electrical
energy, Systems and Automation, Ghent, Belgium
[4]
C.Brighenti, G.Gnudi, S.Severi, Effects of the ventilator patient circuit on the
respirátory parameter estimates:A simulation study; Dipartimento di Elettronica,
Informatica e Sestemistica, Universitá di Bologna, Bologna, Italy.
[5]
C.Brighenti, G.Gnudi a S.Severi, Estimation of respiratory parameters during
mechanical ventilation:a simple method taking account of tubing compliance;;
Department of Electronics, Computer Science and Systems (DEIS); University of
Bologna; Italy.
[6]
Mike Borrello, Modeling and Control of Systems for Critical Care Ventilation;
[email protected], Trex Enterprises, San Diego, USA.
17
[7]
Michal
Roupec,
Porovnávání
geometrických
modelů
reálných
plic
s
idealizovaným modelem, Bakalářská práce, Fakulta strojního inženýrství, VUT Brno,
Brno 2010.
[8]
; H.R. van Genderingen, A. Versprille, T.Leenhoven, D.G. Markhorst, A.J. van
Vught a R.M. Heethaar, Reduction of Oscilatory Pressure Along the Endotracheal
Tube Is Indicative for Maximal Respiratory Compliance During High-Frequency
Oscillatory Ventilation: A Mathematical Model Study,Pediatric Pulmonology, NYC,
USA, 2001
18

Podobné dokumenty