КОМПЕНСАЦИЯ ДЛЯ ИСКУССТВЕННОГО ДЫХАНИЯ
COMPENSATION FOR ARTIFICIAL RESPIRATION

Область техники
Настоящее изобретение относится к способу и системе для компенсации искусственного дыхания. Эти способ и систему можно использовать для режима объемной вентиляции легких в анестезийных вентиляторах, а также в вентиляторах отделений интенсивной терапии (ICU) и других вентиляторах, которые должны с высокой точностью обеспечивать доставку в легкие пациента определенного объема воздуха.
Уровень техники
Когда пациента необходимо подключить к системе искусственного дыхания, например во время операции, или когда он находится в коме, либо искусственное дыхание требуется по любой другой причине, пациента подключают к указанной системе. Когда вентилятор работает в режиме управления объемом, задается заранее установленный объем вдоха для доставки пациенту. Однако давление в легких пациента при нагнетании газа вентилятором возрастает, причем это может быть только в том случае, если давление в системе трубок превышает давление в легких. Следовательно, в системе трубок необходимо поддерживать правильное избыточное давление, чтобы доставлять газ в легкие пациента. Процесс создания избыточного давления требует, чтобы в систему трубок доставлялся определенный объем газа. Следовательно, для доставки заранее определенного количества газа в легкие пациента требуется вентилятор для доставки этого заданного количества газа плюс объема газа, необходимого для создания избыточного давления в системе трубок на уровнях, необходимых для обеспечения передачи газа из системы проводящих трубок в легкие пациента.
Одна из концепций доставки газа раскрыта в патенте США №6142150.
Автор настоящего изобретения полагает, что улучшенная система искусственного дыхания принесет выгоды, в связи с чем и предложил настоящее изобретение.
Сущность изобретения
Обычно в некоторых системах оператор вводит в систему заданный объем вдоха. Поскольку сначала в систему «пациент-трубки» подается только заранее определенный объем вдоха, пациент получает объем воздуха, меньший этой величины, так как некоторая часть объема, доставляемая вентилятором, используется при создании избыточного давления с учетом пневматической податливости системы «пациент-трубки». То есть, когда в систему «пациент-трубки» поступает некоторый объем газа, давление в контуре возрастает, и объем, доставляемый пациенту, оказывается меньше заранее определенного объема. Чтобы компенсировать расход газа, используемый для создания избыточного давления с учетом пневматической податливости системы «пациент-трубки», вентилятор определяет объем, связанный с созданием избыточного давления в системе в конце фазы нагнетания посредством использования произведения податливости контура трубок на давление выдоха. Таким образом, после завершения дыхательного цикла объем, использованный контуром трубок, добавляется к входному объему на следующем вдохе пациента. Однако, поскольку добавленный объем преобразуется в изменение пикового расхода, (ввиду того, что время вдоха должно оставаться постоянным), давление во время фазы нагнетания возрастает до нового уровня, так что добавленная величина оказывается недостаточной, чтобы обеспечить доставку упомянутого заранее определенного объема. Этот процесс повторяется на последующих циклах дыхания, на которых снова определяют объем в трубках, и после ряда итераций (количество которых зависит от характеристик пациента и податливости системы трубок) упомянутый объем вдоха действительно подается пациенту.
Таким образом, выгодно разработать систему и/или способ, в которых удается избежать этих проблем. Также желательно, чтобы медицинский сотрудник имел возможность использовать систему, выполняющую быструю компенсацию потерь газа в системе вентиляции легких пациентов. В целом, данное изобретение позволяет смягчить, уменьшить или исключить один или несколько из вышеупомянутых недостатков в отдельности или в любой их комбинации. В частности, можно сказать, что целью настоящего изобретения является создание способа, который решает вышеупомянутые проблемы или другие проблемы известного уровня техники.
Для целенаправленного решения одной или нескольких из указанных задач, в первом аспекте изобретения представлен способ доставки газа во время вентиляции пациента, в котором используется система для искусственного дыхания, содержащая систему «пациент-трубки», которая соединена с выпускным элементом системы доставки газа, для переноса газа пациенту во время вдохов с добавлением газа; датчик расхода, соединенный с указанной системой «пациент-трубки», для измерения давления газа в ней и обеспечения сигналов давления в системе «пациент-трубки», представляющих указанное давление; процессор или процессорный блок, соединенный с указанными датчиками и способный принимать от них указанные сигналы, причем указанный процессор, используя указанные принятые сигналы, способен определить количество газа, необходимое для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в результате утечек в системе «пациент-трубки».
Способ может содержать следующие этапы: получение информации об одном выборочном давлении от указанного датчика давления системы «пациент-трубки» и вычисление для этой одной выборки на основе информации о расходе от указанного датчика расхода и информации о давлении от указанного датчика давления системы «пациент-трубки» количества газа, необходимого для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в результате утечек в системе «пациент-трубки». Заметим, что газ может теряться в контуре «пациент-трубки» или преднамеренно через клапан выдоха, или в результате утечек вокруг эндотрахеальной трубки, а не только в зоне сопряжения между системой «пациент-трубки» и пациентом.
Второй аспект настоящего изобретения относится к системе для искусственного дыхания, содержащей систему «пациент-трубки», которая соединена с выпускным элементом системы доставки газа, для переноса газа пациенту во время вдохов с добавлением газа; датчик расхода, соединенный с выпускным элементом для измерения расхода газа, датчик давления системы «пациент-трубки», соединенный с указанной системой «пациент-трубки» для измерения в ней давления газа и обеспечивающий сигналы давления системы «пациент-трубки», представляющие давление; процессор, соединенный с указанными датчиками, способный принимать от них указанный сигнал давления и сигнал расхода, причем указанный процессор, используя указанные принятые сигналы, способен определить количество газа, необходимое для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в зоне сопряжения между системой «пациент-трубки» и пациентом, причем процессор может быть скомпонован для получения информации об одном выборочном расходе от указанного датчика расхода, процессор скомпонован для получения информации об одном выборочном давлении от указанного датчика давления системы «пациент-трубки», процессор скомпонован для вычисления для этой одной выборки на основе информации о расходе от указанного датчика расхода и информации о давлении от указанного датчика давления системы «пациент-трубки» количества газа, необходимого для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в результате утечек в системе «пациент-трубки». Как упоминалось выше, газ может также теряться в контуре «пациент-трубки» или преднамеренно через клапан выдоха, либо в результате утечек вокруг эндотрахеальной трубки, а не только в зоне сопряжения между системой «пациент-трубки» и пациентом.
Во время вентиляции система для искусственного дыхания подает газ в систему «пациент-трубки», инициируя создание избыточного давления, и, в свою очередь, это повышение давления приводит к поступлению газа в верхние дыхательные пути пациента и, в конце концов, его легкие. Во время вентиляции с управлением по объему главной задачей является доставка заданного объема газа в легкие пациента с использованием заданного расхода и/или заданной длительности. Методики, используемые в известном уровне техники, требуют при их реализации использования более одного дыхательного цикла (как правило, множества дыхательных циклов) для достижения правильной и стабильной компенсации потерь газа в системе, причем, когда пациент возбужден или в системе трубок имеются нарушения, нестабильная работа, вызванная указанными обстоятельствами, делает компенсацию менее точной. Настоящее изобретение решает или, по меньшей мере, смягчает эти проблемы, реализуя компенсацию на последовательной выборочной основе во время конкретного искусственного дыхательного цикла независимо от условий стабильности.
Как в первом, так и во втором аспекте вычисление необходимой компенсации выполняется на последовательной выборочной основе.
После определения количества газа, необходимого для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в результате утечек в системе «пациент-трубки», упомянутые система и способ могут включать в себя использование вышеопределенного количества газа для компенсации доставляемого количества газа пациенту. В альтернативных вариантах расход на входе верхних дыхательных путей можно оценить, без его прямого измерения, а используя, например, датчики на выпускном элементе вентилятора, и оценить расход, потерянный в трубках из-за сжимаемости газа, оценить потери газа в результате утечек, измерить количество газа, проходящего через датчик расхода на выдохе и давление на входе верхних дыхательных путей путем использования оценки расхода через ветви контура трубок, а также использовать оценки резистивности указанных ветвей и соответствующих потерь давления.
Предпочтительно, чтобы первый аспект дополнительно включал в себя следующие отличительные признаки.
Предпочтительно, чтобы этап вычисления количества газа, необходимого для компенсации потери газа, включал в себя определение оценки утечек в системе «пациент-трубки», которая содержит контур трубок, верхние дыхательные пути пациента и легкие пациента. Благодаря определению оценки для утечек газа, упомянутое вычисление может компенсировать эти утечки газа, что опять же полезно для пациента. Эти потери газа могут изменяться из-за перемещения пациента, например при кашле или при незначительном перемещении пациента медицинским сотрудником. Благодаря определению указанных потерь газа на последовательной выборочной основе данный способ позволяет быстро и правильно выполнить компенсацию, когда это необходимо.
Предпочтительно, чтобы способ содержал начальный этап, состоящий в выдаче оператором целевого значения расхода газа. Способ также может содержать этап вычисления количества газа, необходимого для компенсации потерь газа, который включает в себя определение компенсации, обеспечивающей достижение указанного целевого расхода газа.
Предпочтительно, чтобы способ выполнялся для каждого дыхательного цикла. Благодаря выполнению способа на каждом дыхательном цикле исключается необходимость ожидания пользователем более одного цикла дыхания (как правило, много циклов дыхания) для достижения правильной компенсации потерь газа.
Предпочтительно, чтобы компенсация была основана на уравнении:
tube
tube
y
Q=C×dP/dt,
tube
tube
y
y
tube
y
F
L
V
где Q - расход газа в трубках, C - податливость трубок, P - давление в тройнике контура трубок и dPy/dt производная от P. В настоящем изобретении это уравнение используется на последовательной выборочной основе для вычисления Q в режиме реального времени. P необходимо иметь для выполнения правильной компенсации с использованием данного уравнения. Также можно определить расход вентилятора, необходимый для достижения P, установленного пользователем на входе легких пациента (то есть, Q). Таким образом, Q определяют на каждом выборочном интервале.
Предпочтительно, чтобы компенсация расхода, потерянного в результате утечек в системе трубок, или в верхних дыхательных путях, и/или в легких, включала в себя использование уравнения:
Q<sub>v</sub>(n)=PF(n)+Q<sub>exh</sub>(n)+K<sub>0</sub>×(P<sub>y</sub>(n))<sup>m</sup>+К<sub>1</sub>×(P<sub>AW</sub>(n))<sup>m</sup>+K<sub>2</sub>×(P<sub>Lung</sub>(n))<sup>m</sup>+c<sub>tube</sub>×dP<sub>y</sub>(n)/dt
Уравнение 8
где PF(n) = значение сигнала пикового расхода, установленного пользователем, для интервала n управления.
exh
Q(n) = считанное датчиком значение расхода на выдохе для интервала n управления.
0
K = проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего утечку в контуре трубок для интервала n управления.
m = показатель степени (который зависит от модели утечки, но, как правило, составляет порядка 0,6).
y
P(n) = значение давления в контуре трубок для интервала n управления.
1
K = проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего утечку в легких для интервала n управления.
AW
y
ET
AW
P(n)=P(n)-R×Q = значение давления в верхних дыхательных путях для интервала n управления.
Lung
AW
L
0
P(n)=P(n)-R×Q = значение давления в легких для интервала n управления.
mus
P(n) = значение давления мускулатуры пациента для интервала n управления.
tube
C = значение податливости контура трубок.
y
dP(n)/dt = значение наклона в контуре трубок/производной давления в контуре трубок на интервале n управления.
Предпочтительно, чтобы компенсация суммарных потерь из-за утечек включала в себя использование уравнений:
v
tube(n)
L(n)
exh(n)
Total_Leak(n)
Q(n)=Q+Q+Q+Q и
v(n)
(n)
exh(n)
0
tube
y(n)
m
Q=PF+Q+K×(P(n))+C×dP/dt,
v
tube
L
exh
Total_Leak
Total_Leak(n)
0
(n)
0
tube
y
m
где Q(n) = запланированное требуемое значение расхода, Q - расход газа в трубках, Q - расход газа в легких, Q - расход газа на выдохе, Q - суммарная утечка газа, где Q=K×(P(n)), PF- значение сигнала пикового расхода, установленного оператором, K - проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего суммарный расход на утечки, P - давление в том месте, где, как предполагается, имеет место утечка, C - податливость трубок и P - давление в тройнике контура трубок.
Предпочтительно, чтобы система согласно второму аспекту настоящего изобретения включала в себя следующие отличительные признаки.
Предпочтительно, чтобы процессор или процессорный блок представлял собой комбинацию сигнального процессора и процессора общего назначения, где сигнальный процессор скомпонован для получения сигналов от датчика расхода и датчика давления в системе «пациент-трубки», а процессор общего назначения скомпонован для выполнения упомянутых вычислений. Наличие специализированного сигнального процессора и процессора общего назначения позволяет оптимизировать выполняемые ими операции. Процессором общего назначения может быть процессор любого типа, например, общеизвестный компьютерный процессор или т.п. Примеры таких процессоров включают в себя процессоры с архитектурой х86 или т.п. Сигнальные процессоры обеспечивают дискретизацию сигналов от датчиков и оптимизированную обработку указанных сигналов.
Предпочтительно, чтобы система содержала блок ввода, сконфигурированный для приема целевого значения расхода газа, и чтобы процессор был адаптирован для вычисления количества газа, необходимого для компенсации потерь газа, включая определение компенсации для достижения указанного целевого расхода газа. Предпочтительно, чтобы оператор, например медицинский сотрудник, мог вводить целевое значение параметра, необходимое для доставки газа. Затем система способна вычислить оптимальную компенсацию. Блоком ввода может быть клавиатура, указательное устройство, портативное устройство, имеющее специализированный вход и беспроводное или проводное соединение с системой.
Третий аспект настоящего изобретения относится к программе, реализуемой компьютером, которая адаптирована для выполнения этапов способа согласно первому аспекту настоящего изобретения в системе согласно второму аспекту настоящего изобретения.
В общем случае указанные различные аспекты изобретения могут быть скомбинированы и увязаны любым путем, возможным в рамках объема настоящего изобретения. Эти и другие аспекты, признаки и/или преимущества изобретения вытекают из описанных здесь вариантов и разъясняются со ссылками на них.
Краткое описание чертежей
Варианты изобретения описываются исключительно в качестве примеров со ссылками на чертежи, на которых:
Фиг. 1 - схематично иллюстрирует кривую дыхательного цикла;
фиг. 2 - схематическое представление упрощенной пневматической модели «вентилятор-пациент-трубки»;
фиг. 3 - схема, иллюстрирующая пневматическую систему «пациент-трубки», включающая в себя различные потоки утечек;
фиг. 4-9 - схематическое представление результатов моделирования;
фиг. 10-11 - схематическое представление кривых дыхательного цикла;
фиг. 12 - схематическое представление этапов способа согласно настоящему изобретению; и
фиг. 13 - схематическое представление системы согласно настоящему изобретению.
Описание вариантов осуществления изобретения
На фиг. 1 схематически показана кривая дыхательного цикла. Во время вентиляции вентилятор подает газ в систему трубок, соединенную с пациентом, инициируя тем самым создание избыточного давления, и это повышение давления, в свою очередь, приводит к подаче газа в верхние дыхательные пути пациента и, в конце концов, в его/ее легкие. Во время вентиляции с управлением по объему задачей является подача заранее определенного объема газа в легкие пациента с использованием заранее определенного расхода и заданной длительности. Заранее определенный расход может представлять собой сигнал конкретной формы, напримермоугольный сигнал, линейно спадающий сигнал или прямой фазированный синусоидальный сигнал; также этот сигнал может иметь любой другой вид, который предлагается данной системой или устройством. На фиг. 1 показан линейно спадающий сигнал вместе с соответствующим сигналом давления в контуре трубок.
При отсутствии утечек в системе трубок или в легких проблему подачи точного значения объема газа в легкие пациента можно лучше всего объяснить путем исследования упрощенной пневматической модели «вентилятор-пациент-трубки», которая показана на фиг. 2 и обсуждается ниже.
На фиг. 2 используются следующие определения:
i
e
y
P - датчик давления на вдохе, P - датчик давления на выходе, P - давление в тройнике контура трубок.
aw
lung
mus
P - давление в верхних дыхательных путях, P - давление в легких, P - давление мускулатуры пациента,
V
tube
L
exh
Q - расход газа вентилятора, Q - расход газа в трубках, Q - расход газа в легких, Q - расход газа на выдохе.
insp
exh
ET
R - резистентность ветви вдоха, R - резистентность ветви выдоха, R - резистентность трубки ET.
L
exh_valve
R - резистентность легких, R - резистентность клапана выдоха,
tube
L
C - податливость трубок, C - податливость легких.
Из этой модели можно получить соотношение, которое связывает разные потоки, используемые в системе во время вентиляции. То есть:
Q<sub>v</sub>=Q<sub>tube</sub>+Q<sub>L</sub>+Q<sub>exh</sub>
Уравнение 1
L
v
y
Поскольку одной из задач вентиляции с управлением по объему является подача заданного объема газа в легкие пациента с использованием заданного расхода и/или заданной длительности, это означает, что Q должно иметь эти характеристики. Однако, когда пользователь, то есть медицинский сотрудник, устанавливает объем вдоха (T) и уровень пикового расхода (PF), вентилятор не знает, какой объем в трубках потребуется для создания избыточного давления в системе трубок, так как это зависит от достигаемого максимального уровня (P) давления в тройнике контура трубок, причем это давление становится известным только в конце фазы доставки газа.
v
v
i
y
С помощью соответствующих алгоритмов вычисляют объем, использованный трубками, по окончании фазы доставки газа, используя уравнение (2), приведенное ниже, и добавляют этот объем к изначально установленному объему вдоха (T), а затем снова вычисляют пиковый расход (PF), используя это новое значение T, при постоянной длительности (T) фазы доставки газа, и выполняют итерации этого процесса от одного дыхательного цикла к следующему. Когда давление (P) стабилизируется (это может зависеть от активности пациента), получают окончательный объем, предназначенный для доставки в легкие пациента.
Tubing_volume=C<sub>tube</sub>×P<sub>y</sub>
Уравнение 2
Этот процесс, как правило, занимает от 10 до 15 дыхательных циклов для достижения стабильного дыхания, когда отсутствует активность пациента, и зависит от характеристик легких и верхних дыхательных путей пациента, а также от его уровня активности.
В настоящем изобретении уравнение 2 трансформируют путем взятия производной обеих частей уравнения, и, поскольку производной от объема является расход, получается приведенное ниже уравнение 3.
Q<sub>tube</sub>=C<sub>tube</sub>×dP<sub>y</sub>/dt
Уравнение 3
tube
y
v
В настоящем изобретении уравнение 3 используется на последовательной выборочной основе для вычисления Q в режиме реального времени, поскольку всегда имеется доступ к сигналу P, после чего повторно вычисляется расход вентилятора, необходимый для достижения PF, установленного пользователем, на входе легких пациента (то есть, QL). Таким образом, на каждом выборочном интервале определяют Q, как показано в дискретном уравнении, приведенном ниже.
Q<sub>v</sub>(n)=Q<sub>tube</sub>(n)+Q<sub>L</sub>(n)+Q<sub>exh</sub>(n)
Уравнение 4
exh
tube
где n - номер выборки/интервала управления, Q(n)- значение показания датчика расхода на выдохе для интервала n управления, Q(n) - значение оценки расхода в трубках для интервала n управления.
L
exh
tube
tube
tube
y
y
v
Для правильной компенсации потери газа в трубках Q(n) устанавливают равным PF, заданному пользователем и имеющим форму сигнала, установленной пользователем. Также заметим, что Q(n), как правило, равно нулю, но может принимать любое другое значение, измеренное на фазе подачи газа. Наконец, как было объяснено выше, оценивают Q(n), используя уравнение 3, а именно Q(n)=C×dP(n)/dt, где dP(n)/dt - значение наклона в контуре трубок/производной давления в контуре трубок для интервала n управления. Затем на каждом интервале управления обновляют Q(n) во время фазы подачи газа и используют эту величину в качестве целевого значения для системы управления подачей газа, отражающего количество газа, необходимого для компенсации потерь при создании избыточного давления в трубках, а также потерь через клапан выдоха (если эти потери отличны от нуля).
L
L
AW
Lung
mus
Способ согласно настоящему изобретению может включать в себя использование расширенного уравнения 1 для учета потерь из-за утечек в системе трубок, и/или в верхних дыхательных путях (с выпущенным воздухом в манжете), и/или в легких (возможно из-за фистулы). Необходимое условие для выполнения этой операции заключается в том, что указанные утечки можно уточнить и оценить (посредством оценки давлений C, R и P, P и P). На схеме по фиг. 3 показана пневматическая система «пациент-трубки», включающая в себя потоки различных утечек.
AW
AW_leak
L
L_leak
V
tube
tube_leak
exh
AW
Взаимосвязь между Q и Q, Q и Q, а также между Q, Q, Q, Q и Q выражается уравнениями 5a, 5b и 5c, приведенными ниже.
Q<sub>AW</sub>=Q<sub>0</sub>+Q<sub>AW_leak</sub>
Уравнение 5а
Q<sub>0</sub>=Q<sub>L</sub>+Q<sub>L_leak</sub>
Уравнение 5b
Q<sub>v</sub>=Q<sub>tube</sub>+Q<sub>AW</sub>+Q<sub>exh</sub>+Q<sub>tube_leak</sub>
Уравнение 5c
Приведенное ниже уравнение 6 отражает указанные элементы потоков. Поскольку утечки в системе трубок и в легких зависят от давления, можно вычислить в режиме реального времени утечки в трубках и в легких и компенсировать их, изменив подачу газа с тем, чтобы доставлять в легкие запланированный PF.
Q<sub>v</sub>=Q<sub>tube</sub>+Q<sub>L</sub>+Q<sub>exh</sub>+Q<sub>tube_leak</sub>+Q<sub>AW_leak</sub>+Q<sub>L_leak</sub>
Уравнение 6
В дискретной форме уравнение 6 приобретает вид
Q<sub>v</sub>(n)=Q<sub>tube</sub>(n)+Q<sub>L</sub>(n)+Q<sub>exh</sub>(n)+Q<sub>tube_leak</sub>(n)+Q<sub>AW_leak </sub>(n)+Q<sub>L_leak</sub>(n)
Уравнение 7
tube
y
AW_leak
AW
L_leak
Lung
Заметим, что Q является функцией P, Q является функцией P, а Q является функцией P.
AW_leak
tube_leak
L_leak
Хотя это и не является частью данного изобретения, Q, Q и Q, как правило, выражаются в терминах соответствующих давлений (хотя могут быть использованы и другие модели утечек), как показано ниже.
Q<sub>tube_leak(n)</sub>=K<sub>0</sub>×(P<sub>y</sub>(n))<sup>m</sup>
Уравнение 7a
Q<sub>AW_leak</sub>(n)=K<sub>1</sub>×(P<sub>AW</sub>(n))m
Уравнение 7b
Q<sub>Lung_leak</sub>(n)=K<sub>2</sub>×(P<sub>Lung</sub>(n))m
Уравнение 7c
Уравнение 7 реализуется в дискретном времени, как показано ниже.
Q<sub>v</sub>(n)=PF(n)+Q<sub>exh</sub>(n)+K<sub>0</sub>×(P<sub>y</sub>(n))<sup>m</sup>+К<sub>1</sub>×(P<sub>AW</sub>(n))<sup>m</sup>+K<sub>2</sub>×(P<sub>Lung</sub>(n))<sup>m</sup>+C<sub>tube</sub>×dP<sub>y</sub>(n)/dt
Уравнение 8
где PF(n) = значение сигнала пикового потока, установленного пользователем, для интервала n управления.
exh
Q(n) = значение показания датчика расхода на выдохе для интервала n управления.
0
K = проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего утечку в контуре трубок, для интервала n управления.
m = показатель степени (зависит от модели утечек, но, как правило, составляет порядка 0,6).
y
P(n) = значение давления в контуре трубок для интервала n управления.
i
K = проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего утечку в легких, для интервала n управления.
AW
y
ET
AW
P(n)=P(n)-R×Q = значение давления в верхних дыхательных путях для интервала n управления.
Lung
AW
L
0
P(n)=P(n)-R×Q = значение давления в легких для интервала n управления.
mus
P(n) = давление мускулатуры пациента для интервала n управления.
tube
C = значении податливости контура трубок.
y
dP(n)/dt = значение крутизны/производной давления в контуре трубок для интервала n управления. Термин «интервал управления» относится к интервалу, на котором выполняется управление. Интервал управления имеет конкретную длину в отличие от выборочного интервала, который может иметь разную длину и т.д.
L
L
y
AW
Lung
0
1
2
Заметим, что оценки C, R, P, P и P здесь не обсуждаются. Оценки K, K и K здесь не обсуждаются, поскольку они очевидны специалистам в данной области техники в контексте проблемы оценки утечек.
v
Таким образом, полная компенсация потерь потоков, появляющихся в контуре трубок (из-за сжатия газа, утечек или того и другого), а также потери из-за утечек в верхних дыхательных путях или легких пациента, или и тех и других достигается путем использования результатов вычисления уравнения 8 на интервале управления для каждого интервала управления и использования результирующего значения Q(n) в качестве целевого значения расхода, используемого контроллером расхода, отвечающим за управление подачей газа, поступающего в вентилятор.
Наконец, если имеется возможность охарактеризовать только суммарные потери, то уравнения 7 и 8 можно изменить показанным ниже образом, при сохранении принципа компенсации на последовательной выборочной основе.
Q<sub>v</sub>(n)=Q<sub>tube</sub>(n)+Q<sub>L</sub>(n)+Q<sub>exh</sub>(n)+Q<sub>Total_Leak</sub>(n)
Уравнение 9
Q<sub>v</sub>(n)=PF(n)+Q<sub>exh</sub>(n)+K×(P<sub>0</sub>(n))<sup>m</sup>+C<sub>tube</sub>×dP<sub>y</sub>(n)/dt
Уравнение 10
где K - проводимость для эквивалентного отверстия, представляющего суммарную утечку, для интервала n управления.
0
P - значение давления в предполагаемом местоположении утечки для интервала n управления.
0
y
AW
Последняя часть способа компенсации, скорее всего, является наиболее общей, поскольку достаточно трудно точно оценить различные утечки даже в том случае, когда заранее известны местоположения этих утечек. Обычно во время вентиляции основная утечка возникает по месту расположения порта у пациента (как в случае неинвазивной вентиляции), но также утечки обычно обнаруживаются в верхних дыхательных путях (во время инвазивной вентиляции со спущенной манжетой эндотрахеальной трубки). В этих случаях предполагается измерять давление P в тройнике (P) и в верхних дыхательных путях (P) соответственно.
Компенсация утечек с использованием способа, предложенного в настоящем изобретении, позволяет избежать итеративного процесса, связанного с использованием обратной связи по объему для компенсации объема, потерянного через отверстие (отверстия) утечек, а также не требует стабилизации давления в системе.
Шесть графиков на фиг. 4-9, на которых показаны различные кривые расхода и объема, которые иллюстрируют различия между случаями отсутствия компенсации податливости или утечек, и характеристики способа компенсации податливости для случаев, когда утечки не компенсируются и когда утечки имеют место и компенсируются.
vent
Lung
На фиг. 4 показаны результаты моделирования. Заметим, что расход, обеспечиваемый вентилятором (Q) в стационарном режиме, равен уставке пикового расхода, но для кривой расхода в легких (Q), нет.
Уставки для вентиляции имеют следующие значения:
Пиковый расход равен 60 л/мин, объем вдоха - 1000 мл и респираторная частота - 12 вздохов/мин.
2
Податливость трубок составляет мл/см НО. В демонстрационных целях предполагается, что утечка появляется в контуре трубок.
vent
На фиг. 5 объем (V), доставляемый вентилятором, составляет 1000 мл, в то время как объем, доставляемый пациенту, составляет 947,17 мл.
Заметим, что сигнал IE предназначен для индикации фазы подачи газа для вдоха. Во время фазы подачи газа для вдоха этот сигнал >0 и равен 0 (нуль) во время фазы выдоха. Кроме того, этот сигнал был усилен, чтобы он стал равным уставке объема вдоха для графической оценки точности подачи газа.
Lung
vent
vent
Lung
tube
Заметим, что на фиг. 6 кривая (Q) расхода в легких в стационарном режиме совпадает с уставкой пикового расхода, а кривая Q расположена выше установленного пикового расхода. Разностью между Q и Q является Q.
vent
vent
tube
Из фиг. 7 видно, что объем (V), доставляемый вентилятором, был больше 1000 мл, в то время как объем, доставляемый пациенту, составил 1004 мл. Причиной продолжения увеличения объема в легких после установки сигнала I:E на нулевое значение является то, что расход в легких остается ненадолго положительным и превышающим Q, причем Q также остается положительным во время указанного отклонения (это может быть связано с быстродействием клапанов расхода и выдоха).
Lung
vent
vent
Lung
tube
leak
Из фиг. 8 видно, что кривая (Q) расхода газа в легких совпадает в стационарном режиме с уставкой пиковой расхода, а кривая Q находится выше установленного пикового расхода. Разность между Q и Q равна Q+Q.
vent
Из фиг. 9 видно, что объем (V), доставляемый вентилятором, составлял значительно больше 1000 мл, в то время как объем, доставляемый пациенту, составлял 1004 мл. Объем утечек составлял чуть менее 100 мл, как можно видеть из графика в точке, где сигнал I:E оказывался равным нулю (0).
На фиг. 10 и 11 графики иллюстрируют сходство всех дыхательных циклов с первым дыхательным циклом, что демонстрирует отсутствие необходимости предварительно знать уровень давления в конце фазы доставки газа для правильной компенсации податливости или утечки в трубках. Для компенсации утечек требуется знание модели утечек для точной компенсации расхода на утечки (что не является частью данного изобретения), но в алгоритме компенсации не используется априорное знание об объеме, потерянном через отверстие (отверстия) утечек, чтобы выполнить компенсацию утечек. Как объяснялось выше, компенсация податливости и компенсация утечек выполняется посредством регулировки потока, доставляемого в систему «пациент-трубки» в ходе выполнения доставки.
На фиг. 12 схематически показаны этапы способа согласно настоящему изобретению. Способ выполняется в системе для искусственного дыхания, содержащей: систему «пациент-трубки», соединенную с выпускным элементом системы искусственного дыхания для передачи газа пациенту во время вдохов с добавлением газа; датчик расхода, соединенный с указанным выпускным элементом, для измерения расхода газа; датчик давления системы «пациент-трубки», соединенный с указанной системой «пациент-трубки» для измерения в ней давления газа и обеспечения сигналов, представляющих давление в системе «пациент-трубки»; процессор, соединенный с указанными датчиками, способный принимать от них указанные сигналы давления, причем процессор может определить, используя указанные принятые сигналы давления, предложенный способ. Способ содержит этап получения в одной выборке информации о давлении от датчика расхода; этап получения в одной выборке информации о давлении от указанного датчика давления в системе «пациент-трубки»; и этап вычисления для одной выборки на основе информации от указанного датчика расхода и информации о давлении от указанного датчика давления в системе «пациент-трубки», количество газа, необходимого для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в зоне сопряжения между системой «пациент-трубки» и пациентом. Тем самым, система способна определить новый, запланированный расход для контроллера расхода с тем, чтобы доставить скомпенсированное количество газа.
v
В общем случае способ компенсации содержит, по меньшей мере, следующие этапы: вычисление или оценку потерь газа в системе «пациент-трубки», с использованием измерений или оценки давления (давлений) в системе «пациент-трубки» в соответствующих местах, как было здесь описано. На каждом выборочном интервале или интервале управления способ содержит вычисление нового целевого значения расхода для контроллера расхода (то есть, Q(n)). Кроме того, способ содержит этап управления потоком газа с использованием датчика расхода, внешнего по отношению к вентилятору, с тем, чтобы достичь нового целевого значения.
Указанные этапы способа могут повторяться с тем, чтобы создать контур управления для системы, осуществляющей текущий контроль и управление системой искусственного дыхания. Кроме того, этапы способа могут выполняться применительно к способу, описанному где-то в другом месте.
На фиг. 13 схематически показаны части системы согласно настоящему изобретению. Система содержит систему «пациент-трубки», соединенную с выпускным элементом системы подачи газа, для переноса газа пациенту во время вдохов с добавлением газа. Для измерения расхода газа к выпускному элементу подсоединен датчик расхода. С системой «пациент-трубки» связан датчик давления системы «пациент-трубки» для измерения в ней давления газа и обеспечения сигналов давления в системе «пациент-трубки». Процессор соединен с указанными датчиками и может осуществлять прием от них указанных сигналов. Процессор может функционировать в одной выборке для получения информации о расходе от датчика расхода, причем процессор сконфигурирован для получения в одной выборке информации о давлении от датчика давления системы «пациент-трубки». Таким образом, процессор способен в одной выборке вычислить на основе упомянутой информации о расходе, полученной от датчика расхода, и информации о давлении, полученной от датчика давления системы «пациент-трубки», количество газа, необходимое для компенсации газа, потерянного при создании избыточного давления в системе «пациент-трубки», и газа, потерянного в зоне сопряжения между системой «пациент-трубки» и пациентом, с целью получения вышеупомянутых преимуществ.
Хотя изобретение было проиллюстрировано и подробно описано в приведенном выше описании и на чертежах, эти чертежи и описание следует рассматривать исключительно как иллюстрацию или примеры, но не как ограничение; то есть изобретение не сводится к раскрытым здесь вариантам его осуществления. Специалисты в данной области техники могут предложить различные видоизменения к раскрытым здесь вариантам при практической реализации заявленного изобретения на основе изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения. В формуле изобретения слово «содержащий» не исключает другие элементы или этапы, а единственное число не исключает множественного числа. Функции нескольких элементов, упомянутых в формуле изобретения, могут выполняться одним процессором или иным блоком. Тот факт, что некоторые средства предложены в разных зависимых пунктах формулы изобретения, не говорит о том, что комбинация этих средств не может быть успешно использована. Компьютерная программа может храниться/распространяться не только на подходящем носителе, таком как оптический носитель (запоминающая среда) или твердотельный носитель, поставляемый вместе с другими аппаратными средствами или являющийся их частью, но также может распространяться в других формах, например через Интернет или другие проводные или беспроводные телекоммуникационные системы. Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не следует трактовать как ограничение объема изобретения.