Симулятор спонтанной дыхательной активности пациента
PATIENT SPONTANEOUS RESPIRATORY ACTIVITY SIMULATOR

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к области медицинской техники, а в частности к симулятору спонтанной дыхательной активности пациента и предназначен для обучения студентов и врачей работе на аппарате ИВЛ, настройки аппаратов ИВЛ различных производителей, имитации всех стадии поражения легких.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
2
2
Замена отказа дыхательной функции (вентиляции или дыхания), вызванного расстройством органов дыхания, или даже расстройством системы кровообращения (особенно легких) - это замена дыхательной функции (искусственная вентиляция легких - ИВЛ) является одним из основных способов спасти жизнь пациента. Существуют и другие варианты, такие как ECCO removal (удаление CO из крови) или ECMO (экстракорпоральная мембранная оксигенация), но они доступны не всегда и не везде, не говоря уже о чрезвычайно высоких затратах. Частота осложнений при их применении намного выше, чем при ИВЛ. По указанным выше причинам ИВЛ является основным механизмом «спасения жизни», обеспечивающим обмен газов между окружающей средой и альвеолярным отделом. В Словакии от нескольких сотен до тысячи пациентов вентилируют ежедневно во время наркоза, а также в отделениях интенсивной терапии. По расчетам для населения мира, от десятков до сотен миллионов пациентов ежегодно проходят через ИВЛ.
В настоящее время искусственная вентиляция легких - обычно выполняется на вентиляторах, на которых значения отдельных параметров настраивает врач на основании различных теоретических моделей и собственного опыта. Врачи с небольшим опытом, начинающие врачи, но и врачи, имеющие предрассудки, не имеют возможности испытать симулированную настройку ИВЛ.
Для не дышащих пациентов и принудительных режимов проблем в настройке параметров меньше, чем для пациентов со спонтанной дыхательной активностью. Выбор режима, оптимальная настройка параметров ИВЛ являются распространенной проблемой. Также вентиляция негомогенно поврежденных легких и вентиляция гомогенно поврежденных или здоровых (во время анестезии) являются принципиально разными процессами.
Как и при любой другой медицинской процедуре, при искусственной вентиляции легких могут наблюдаться побочные эффекты лечения. В течение нескольких десятилетий научные и клинические знания были ограничены повреждением легких с утечкой воздуха во внелегочное пространство из-за использования чрезмерного транспульмонального давления. Однако за последние два-три десятилетия было накоплено большое количество научных знаний, как экспериментальных, так и клинических, которые подтвердили общепринятое в настоящее время наличие гораздо более незначительных повреждений легких в результате искусственной вентиляции легких. Эти исследования подтвердили, что искусственная вентиляция легких повреждает легкие, что проявляется в увеличении проницаемости альвеолярно-капиллярного барьера из-за чрезмерной гипердистензии легких (волутравма), ИВЛ может усугубить повреждение легких из-за циклического коллапса и повторного открытия альвеол (ателектаз) и даже вызвать повреждение, проявляющееся выделением различных медиаторов (биотравма).
В ранние периоды научно-экспериментальная работа была сосредоточена в основном на оценке и поиске изменений в альвеолярно-капиллярных единицах, включая поверхностно-активное вещество. Мало внимания уделялось другим тканевым структурам паренхимы легких, которые определяют физические характеристики легочной ткани, особенно ее эластичность.
Гаттинони (https://www.the-hospitalist.org/hospitalist/article/220301/coronavirus-updates/protocol-driven-covid-19-respiratory-therapy-doing) опубликовал работу, в которой подробно описал анатомическое расположение эластичного «скелета» легких, а также его значение и изменения при гипердистензии альвеол. Фиброзный «каркас» легких - это структура, на которую передаются силы, создаваемые искусственной вентиляцией легких. Этот «скелет» состоит из сетки, системы двух типов волокон: осевой системы, которая фиксируется в легочном холме и проходит вдоль разветвленных дыхательных путей и заканчивается в альвеолярных протоках, и периферической системы, которая прикреплена к висцеральной плевре; она проходит центростремительно в легкие к легочным ацинусам. Эти две фиброзные системы связаны на альвеолярном уровне. Со структурной точки зрения система состоит из растяжимого эластинона и нерастяжимого коллагена, который в легком «свернут» в своем исходном положении. Благодаря такому расположению опорных анатомических структур действие сил на эпителиальный и эндотелиальный слои клеток альвеолокапиллярных узлов не передается напрямую, но поскольку эти структуры прикреплены к фиброзному «скелету» (через интегрины), адаптировать свою форму к изменениям растяжения фиброзной сетки. Пределы расширения фиброзной системы определяют «свернутые» коллагеновые волокна. Когда коллагеновые волокна полностью развиты, легкие достигают максимального объема (общая емкость легких, тотальная емкость легких), и дальнейшее удлинение коллагеновых волокон становится невозможным. Это относится не только к легким в целом, но и к любой области легких, которая, таким образом, имеет свою собственную «максимальную общую региональную емкость».
При приложении давления в дыхательных путях в эластиновых волокнах «скелета» легких возникает внутреннее напряжение (пространственная молекулярная перегруппировка), которое является таким же, но противоположным давлению, приложенному к волокнам. Однако давление, действующее на волокна, - это не давление, создаваемое в дыхательных путях, а транспульмональное давление, т.е. давление в дыхательных путях минус плевральное давление. Это натяжение волокна называется внутренним напряжением.
В системе эластических волокон легких (фиброзный «каркас» легких) внутреннее напряжение (стресс) вызывает их удлинение из положения покоя, и это явление называется деформацией. В коллагеновых волокнах внутреннее напряжение возникает только после того, как они полностью разовьются. Поскольку коллаген почти полностью неэластичен, он может разворачиваться только до соответствующей длины свернутого коллагенового волокна. Таким образом, «стресс и напряжение» - две стороны одной медали.
При искусственной вентиляции легких, стресс и напряжение представляют собой периодически изменяющиеся переменные, характеризующиеся максимальными и минимальными значениями (транспульмональное давление в конце вдоха и в конце выдоха для стресса и объем легких в конце вдоха и конце выдоха для напряжения) с заданной частотой и амплитудой (разницей между максимальным и минимальным значением).
Когда создается транспульмональное давление, которое воздействует на поверхность висцеральной плевры под действием дыхательных мышц или вентилятора, эта приложенная сила в статических условиях является суммой сил, которые генерируются в легочной ткани. Часть этих сил действует на альвеолярную границу раздела воздух/жидкость, но в присутствии функционального поверхностно-активного вещества они очень малы, и достигаемое ими изменение объема составляет около 80% от общей емкости легких. Остальные силы поглощаются системой волокон, фиброзным «скелетом» легких. В случае недостатка или функциональной недостаточности поверхностно-активного вещества гораздо больший диапазон сил поглощается на границе раздела воздух/жидкость. В каждой фиброзной структуре будет создаваться напряжение/деформация в соответствии с действующей на нее силой. В здоровых однородных легких равная часть приложенной общей силы действует на каждое волокно, и возникает одинаковое внутреннее напряжение и деформация. Когда часть волокон повреждена, в некоторых волокнах возникает большее напряжение (стресс) и большее удлинение (деформация). Однако если часть паренхимы легкого остается сжатой во время вдоха или не может расшириться (например, при пневмонии с уплотнением), в волокнах в поврежденных областях легкого создается внутреннее напряжение (стресс), но удлинения (деформации) не происходит. Однако волокна в области, которая не может быть расширена, подвергаются большей силе, в результате чего в них создается большее внутреннее напряжение, пока в конечном итоге они не повредятся и не разорвутся. Из приведенных выше данных следует, что напряжение и деформация распределяются неравномерно, в некоторых областях возникает большее внутреннее напряжение, а степень натяжения волокна может быть настолько большой, что происходит механический разрыв.
ИВЛ - это медицинская процедура, которая длится во времени, имеющая свои технические и технологические принципы, которая должна учитывать индивидуальный биологический объект с определенным повреждением, которое внешне проявляется определенными параметрами не только дыхательной системы, но также кровообращения, обмена веществ и изменения других органов. В случае неадекватной процедуры и не индивидуального подхода к ИВЛ пациента возникает вызванное вентиляцией легочное повреждение (VILI), которое потенциально может привести к отказу вентиляции и смерти пациента.
В настоящее время не существует системы моделирования простой конструкции которая могла бы моделировать нарушения вентиляции и повреждение легких как минимум в 85% патологических состояний, и это моделирование было бы применимо к любому аппарату ИВЛ, используемому в клинической практике. На рынке дорогостоящие системы с подключением к компьютеру, например, система ASL 5000 Lung Solution, разработанное в сотрудничестве с Laerdal, позволяет интегрировать самый реалистичный в мире симулятор дыхания ASL 5000 с SimMan 3G, SimMan ALS, с симулятором для женского пола АNNA и неонатального SimBaby. При использовании SimMan, SimMan ALS, симулятора ANNA или SimBaby, для проведения базовых и продвинутых тренингов по управлению вентиляцией в области анестезии, интенсивной терапии, неотложной медицины, пульмонологии и респираторной помощи их стоимость минимально 3 раза выше стоимости системы ВентиСим. Таким образом, теряется цель, что бы для учебы и тренировки врачей правильной искусственной вентиляции пациентов были на рынке по цене и простоте конструкции доступные системы для любого отдела реанимации в любом уголке РФ. Так же в процессе образования новых врачей надо что бы система при экзаменах была достаточно простой, понятной и показательной. По этому, считаем, что при использовании в реальной практике системы ВентиСим и теоретической базой показанной в монографии, входящей в комплект, врач получает и теоретические и практические навыки сосредоточены на конкретные заболевания легких и способ проведения искусственной вентиляции таких легких. Моделирование неисправностей и обучение, особенно молодых и начинающих врачей, позволит избежать ошибок и неадекватных настроек аппарата ИВЛ у реального пациента в случае адекватной «тренировки» на модели легкого. Это необходимо для уменьшения ошибки настройки вентилятора при данной легочной патологии, а также неправильной настройки ИВЛ во время анестезии, потенциально приводящей к VILI.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Задачей, на решение которой направлено заявленное решение заключается в устранении недостатков, выявленных в предшествующем уровне техники.
Технический результат заявленного изобретения заключается в создании устройства, позволяющего отрабатывать навыки работы с аппаратом ИВЛ и производить настройки аппарата ИВЛ, что обеспечивает снижение осложнений при использовании аппарата ИВЛ на пациенте.
Заявленный технический результат достигается благодаря тому, что Симулятор спонтанной дыхательной активности пациента, включающий пневматический генератор, электропневматический блок, соединенный с пневматическим генератором, посредством муфты, модель легких пациента, соединенная с пневматическим генератором с одной стороны и Y-образным соединителем аппарата ИВЛ с другой стороны, при этом пневматический генератор содержит корпус с принимающим каналом, переменного сечения и сопло, при этом электропневматический блок включает редукционный клапан для регулировки выходного давления, электромагнитный импульсный клапан и шланг, один конец которого соединен с пневматическим генератором.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На фигуре 1 представлен симулятор спонтанной дыхательной активности пациента.
На фигуре 2 схематично представлен электропневматический блок.
На фигуре 3 представлен пневматический генератор.
На фигуре 4 представлен пневматический генератор - вид в разрезе.
На фигуре 5 представлена функциональная схема пневматического генератора потока и давления (моделирование вдоха пациента).
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ.
На фигуре 1 представлен симулятор спонтанной дыхательной активности пациента, включающий пневматический генератор 1, электропневматический блок 2, соединенный с пневматическим генератором 1, посредством муфты 3, модель легких пациента 4, соединенная с пневматическим генератором 1 с одной стороны и Y-образным соединителем 5 аппарата ИВЛ с другой стороны, при этом пневматический генератор 1 содержит корпус 6 с принимающим каналом 7, переменного сечения и сопло 14, при этом электропневматический блок 2 включает редукционный клапан 8 для регулировки выходного давления, электромагнитный импульсный клапан 9 и шланг 10, один конец которого соединен с пневматическим генератором 1.
Электропневматический блок 2 (ЭПБ) создает пневматический сигнал, в виде создания искусственного вдоха, активирующий триггер вентилятора ИВЛ аппарата до фазы вдоха и подачи пациенту дыхательной смесы в его легкие (в любом вспомогательном режиме). Триггер 16 входит в конструкцию каждого современного ИВЛ аппарата. Триггер обеспечивает настройку ИВЛ аппарат к спонтанным вдохам пациента и синхронизации ИВЛ аппарата со спонтанным дыханием.
2
2
ЭПБ 2 состоит (фиг. 2) из пневматической части, а именно редукционного клапана 8 для регулировки выходного давления, электронного импульсного клапана 9 для настройки частоты и длительности импульса, подачи сжатого O или воздуха и выходного отверстия для питания пневматического генератора 1 потока и давления. От источника 11 сжатого (O или воздуха) газа с давлением 450±50 кПа подводится редукционный клапан 8, регулирующий с помощью шкалы 12 давление в системе, измеряемое манометром 13. Приложенное давление передается от электромагнитного импульсного клапана 9 на сопло 14, которое вместе с приемным каналом 7 образует «трубку Вентури». Чередование открывания и закрывания электромагнитного импульсного клапана 9 регулирует как частоту дыхания «моделируемого пациентом», так и время вдоха, которое вместе с заданным давлением в редукционном клапане 8 в конечном итоге создает имитацию спонтанного дыхания пациента в пневматическом генераторе 1. Электронный блок 15 регулирует открытие и закрытие электромагнитного импульсного клапана 9. В то же время дисплей электронного блока 15 показывает и устанавливает частоту имитируемых спонтанных вдохов, а также продолжительность вдоха. Продолжительность вдоха и величина давления, приложенного к соплу 14 пневматического генератора 1, определяют «силу» моделируемого вдоха «пациента».
ЭПБ 2 позволяет настроить:
• частоту «дыхания»,
• соотношение длительности вдоха и выдоха,
• интенсивность триггерного сигнала, за счет изменения напорного давления.
Пневматический генератор 1 потока и давления (фиг. 3-4) содержит корпус 6 с принимающим каналом 7, переменного сечения. Корпус 6 соединен с соплом 14 от ЭПБ 2, посредством муфты «Люэр М». Пневматический генератор 1 потока и давления (ПГД), представляет собой систему «сопло - приемный канал», где по принципу трубки Вентури, когда импульс давления проходит в сопле 14, поток создается через канал 7 переменного сечения, который имитирует самостоятельное дыхательное усилие.
В центральной части канал 7 имеет сечение 10 мм, который с правой стороны переходит в канал сечением F15 (конические соединения 1:100 по стандарту ISO для анестезиологической и респираторной техники). С левой стороны канал переходит во внутренний конус M22 мм согласно ISO для подключения к Y-образному соединителю 5 контура вентилятора ИВЛ, сопло с внутренним диаметром 2 мм заканчивается стандартным конусом шприца «Люэр» и приклеивается дистальным концом примерно на 2-3 мм за внутреннюю сторону в проеме корпуса 6.
Пневматический генератор 1 давления и потока соединен с дыхательным контуром вентилятора ИВЛ аппарата между „Y“ соединением 5 и эндотрахеальной трубкой, которая соединена с моделью легких 4.
Пневматический импульс, приходящий из ЭПБ 2, создает в сопле 14 поток в направлении модели легких 4 пациента и с помощью эффекта Вентури создаст падение давления в проксимальной части (фиг. 5) пневматического генератора 1, что приводит к созданию потока газа в направлении модели легких 4 пациента (симулируя вдох), что будет зарегистрировано датчиком, как сигнал триггера вентилятора ИВЛ, обеспечит включение искусственный вдох от вентилятора ИВЛ аппарата.
in
in
max
in
max
Газ поступает в сопло 14, соединенное с приемным каналом 7 под давлением P, которое устанавливается в электропневматической части редукционным клапаном 8 (обычно от 1 до 200 кПа). Расход газа задается, с одной стороны, соотношением диаметров сопла14 и приемного канала 7 (d, D), а также главным образом давлением P. Давление на выходе P и его расход Q имитируют спонтанный вдох пациента. P можно рассчитать по формуле
max
in
P=P*k*(D/d)2
max
P - максимальное давление в конце приемного канала 7 - в закрытом состоянии.
in
P - давление инсуффляции
k - постоянная (0,4-0,8) в зависимости от конструкции системы
D - диаметр приемного канала 7
d - диаметр сопла 14
Эффект Вентури (или также гидродинамический или аэродинамический парадокс) основан на том факте, что давление в текущей жидкости (газе) обратно пропорционально скорости потока жидкости. Чтобы такое же количество жидкости могло пройти через меньшее поперечное сечение трубки за единицу времени (в противном случае произошло бы накопление), поток должен быть ускорен, чтобы соответствовать общеприменимому закону сохранения энергии. Соотношение падения давления в трубке Вентури следует непосредственно из уравнения Бернулли. И это касается как жидкостей, так и газов. Таким образом, с одной стороны приемного канала создается отрицательное давление, а с другой - избыточное давление, и, конечно, поток. Длина приемного канала должна быть примерно в 6 раз больше его диаметра, чтобы поток газа стабилизировался с точки зрения линейности.
Соотношение диаметра сопла 14 и приемного канала 7 обычно составляет от 1:10 до 1:5. Для моделирования взрослого пациента целесообразно использовать приемный канал диаметром около 8 мм, для детей - около 4 мм. Насадка применяется в указанных выше соотношениях, чаще всего 1:6-8.
Сопло 14 обычно соединяется с электропневматической частью с помощью шланга 10 с внутренним диаметром около 4 мм и максимальной длиной 1200 мм, заканчивающимся соединительным конусом «Люэр M».
В качестве модели легких 4 пациента может быть использована как однокомпартментная модель здоровых легких с изменяемыми механическими свойствами (сопротивление и растяжимость), так и мультикомпартментная модель, которая позволяет менять механические свойства каждого отдельного компартмента.
Модель легких 4 пациента представляет собой механическую модель самих легких и, например, может быть представлена в следующих вариантах:
- Монокомпартментные «здоровые» легкие.
- Монокомпартментные легкие с долгой постоянной времени
- Монокомпартментные легкие с короткой постоянной времени
- Многосекционные негомогенные легкие с возможностью изменения постоянной времени каждого отсека.
2
- Многосекционные негомогенные легкие с возможностью изменения постоянной времени каждого отсека и моделирования выдоха СО.
Модель легких 4 может быть образована одним мешком с заданной или переменной эластичностью и одним фиксированным или переменным сопротивлением потоку газа в устье мешка.
Модель легких 4 также может быть образована несколькими мешками с одинаковыми или разными регулируемыми значениями податливости, аналогично с одинаковыми или разными заданными значениями сопротивления потоку пара для каждого применяемого мешка.
Продолжительность триггерного сигнала настраивается в ручную ординатором или врачом в зависимости от того, какое заболевание легких необходимо симулировать. Настроив параметр Ti %, который представляет собой процентное соотношение времени вдоха (активной подачи газа в сопло) от времени всего дыхательного цикла (Tcy=Ti+Te). Te = время выдоха.
Симулятор спонтанной дыхательной активности пациента имитирует различный объем и все стадии поражения легких.
Симулятор спроектирован для тренировки специалистов, благодаря которой обучающийся получит базовый опыт и навыки работы на практике со стандартными режимами вентиляции:
• CMV, sCMV,
• PCV, sPCV,
• 2-LV или BiLevel ventilation,
• BiLevel с PS, PS,
• SIMV, SIMV с PS,
• APMV (гарантированной минутной вентиляции) или компьютерной оптимизацией (Opti).
• Для более высокой степени моделирования на многокомпонентной модели - PMLV (3LV и 4LV).
Примеры:
Пример 1.
Пациент с апноэ (например, даже после анестезии), который со временем начинает спонтанно дышать.
Параметры пациента - для информации обследуемого.
По времени T=0 мин. у пациента нет спонтанной дыхательной активности. В момент времени Т=10 мин. он имеет слабую спонтанную дыхательную активность, Т=25 мин. усиление спонтанной дыхательной активности, Т=45 мин. дышит самопроизвольно почти достаточно, приготовиться к отключению от ИВЛ.
Демографические параметры, параметры газообмена, параметры механических свойств легких моделируемого пациента №1.
Время (мин+)
Fsv (д/мин)
VT- спонтанная вентиляция (мл)
Cst (мл/см H<sub>2</sub>O)
Raw см H<sub>2</sub>O/л/s
BW (кг)
Рост (cм)
IBW (кг)
ETCO2 (мм рт.ст.)
SpO2 (%)
FiO2 (относ. число)
MV спонт. вентиляция (мл/мин)
Примеры 1-4
0
0
?
50
2
56
160
55
39
94
?
?
1
Основные настройки
10
5
120
50
2
56
160
56
38
95
?
600
2
Настройка при слабой дыхательной активности
25
12
210
50
2
56
160
56
39
94
?
2520
3
Настройка при лучшей дыхательной активности
40
17
300
50
2
56
160
56
41
93
?
5100
4
Настройка перед отключением от ИВЛ
Для экзаменуемого:
Информация от экзаменатора:
У пациента нет нарушения газообмена. Установите основные параметры ИВЛ так, чтобы защита от ИВЛ сохранялась.
Выберите режим вентиляции, установите объем и давление, а также FiO2 и PEEP на вентиляторе.
Повторите настройку через указанные промежутки времени при изменениях в режиме самопроизвольной вентиляции.
Для экзаменатора
Установка параметров модели. МОДЕЛЬ 3 или 2
Пример №
Установка параметров модели
f (д/мин)
Ti %
Pin (kPa)
ET kanyla
Модель легких
GT- генератор №
1
Основные настройки
0
0
0
7
3
7
2
Настройка при слабой дыхательной активности
5
15
100
7
3
7
3
Настройка при лучшей дыхательной активности
15
20
100
7
3
7
4
Настройка перед отключением от ИВЛ
15
20
150
7
3
7
Правильный выбор режима:
Выбор испытуемого
Примеры 1-4+5
Потенциально подходящий режим
1
Основные настройки
CMV, PCV, 2-LV=Bilevel, PS-computer control-cc APMV
2
Настройка при слабой дыхательной активности
sPCV, 2LV=Bilevel+PS, PS-cc APMV, SIMV (мы не рекомендуем)
3
Настройка при лучшей дыхательной активности
PS-cc APMV, 2LV=Bilevel+PS, sPCV, ASV, SIMV (мы не рекомендуем)
4
Настройка перед отключением от ИВЛ
PS, PS-cc-APMV, 2LV-Bilevel+PS, ASV, SIMV (мы не рекомендуем)
5
Подходящее Т-образное испытание перед экстубацией
"T" trial - FiO2=0.4, приток газов мин. 12 л/мин, 37°C, 100% R.V.
Правильная базовая установка параметров ИВЛ для примеров 1-4
Правильная настройка вентилятора экзаменуемым
Параметры вентиляции - настройки
Ppc = ? ок. 1.5 kPa = 15 см H2O (постарайтесь достичь VT)
VT = MV/f = 5100/17 = 300 мл
MV = ок. 5 л/мин ( MV = H*0,98 H-вес IBW-масса тела)
PEEP = 5 см H2O ( PEEP = 0,8 - см H2O на 10 кг IBW) (установите 3-5 для модели)
FiO2 = 0,4 (согласно моделируемому насыщению)
f = 15-19=17 д/мин (f = INT(22- Вес (кг)/17))
Ti % = 40%,
Ti:Te = 1:1,5
Paw макс, соотв. давление движения = как можно более низкое
VTs<6 мл/кг IBW = 5.5 мл/кг IBW
Формула для приблизительного расчета f±1 для пациента более 20 кг
f = INT(22- Вес (кг)/17) (INT – интегр. - целое число)
Это базовая настройка f без учета механики легких и постоянной времени
Экзаменатор может «изменить» ETCO2 и проверить «студента», исходя из его реакции на эти изменения и того, как он изменяет параметры вентиляции на аппарате ИВЛ. По возможности необходимо поддерживать защиту от ИВЛ (VT - удельный дыхательный объем = 6±1 мл/кг IBW).
Пример 2. Пример гиповентиляции, соотв. гипервентиляция
ETCO2 изменился, сделайте корректировку, изменив параметры вентиляции
Примеры №
от значения (целевого) (мм рт.ст.)
до значения (мм рт.ст.)
Реакция - настройка
5
Изменилось ETCO2 с…на
39
50
Отрегулируйте параметры вентиляции так, чтобы теоретическое значение ETCO2 = 39 мм рт.ст.
6
Изменилось ETCO2 с…на
39
29
Отрегулируйте параметры вентиляции так, чтобы теоретическое значение ETCO2 = 39 мм рт.ст.
Помощь для расчета MV2 при изменении ETCO2 (но всегда необходимо проверять пациента, его кровообращение, легочные шунты и аппарат искусственной вентиляции легких).
MV2 (целевое значение) = [ETCO2 (измеренное)/ETCO2 (целевое значение)]*MV (измеренное в настоящее время)
Примеры.
(50/39)*5100=6500 мл/мин, т.е. чтобы вывести CO2 из организма, чтобы достичь значения 39 мм рт.ст., необходимо увеличить MV с 5100 мл/мин до примерно 6500 мл/мин. Пациент находится на гиповентиляции - выставлены параметры нормальной вентиляции (нормальный ЕТСО2).
(29/39)*5100=3800 мл/мин, т.е. чтобы вывести CO2 из организма, чтобы достичь значения 39 мм рт.ст., необходимо снизить MV с 5100 мл/мин до примерно 3800 мл/мин. Пациент находится на гипервентиляции - выставлены параметры нормальной вентиляции (нормальный ЕТСО2).