САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ ЭЛЕКТРОТЕХНИЧЕСКИЙ ) На правах рукописи
advertisement
САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ ЭЛЕКТРОТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ «ЛЭТИ» им. В.И. УЛЬЯНОВА (ЛЕНИНА) На правах рукописи Саламонова Ирина Сергеевна АВТОМАТИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ СПИРОГРАММ ПРИ ИСКУССТВЕННОЙ ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЁГКИХ 05.11.17 – Приборы, системы и изделия медицинского назначения Диссертация на соискание ученой степени кандидата технических наук Научный руководитель доктор технических наук, профессор, Немирко Анатолий Павлович Санкт-Петербург – 2014 2 СОДЕРЖАНИЕ ВВЕДЕНИЕ ...................................................................................................................... 4 ГЛАВА 1. СПИРОГРАММА. ИСКУССТВЕННАЯ ВЕНТИЛЯЦИЯ ЛЁГКИХ..... 12 1.1. Искусственная вентиляция лёгких ...................................................................... 12 1.2. Общие понятия о спирометрии............................................................................ 13 1.3. Модели системы внешнего дыхания ................................................................. 19 1.3.1. Двухкомпонентная модель системы внешнего дыхания ................................ 19 1.4. Режимы дыхания при искусственной вентиляции лёгких ................................ 20 1.5. Автоматизация анализа состояния пациента и вычисление параметров дыхания при искусственной вентиляции лёгких ............................................... 27 1.6. Аппараты и системы, обеспечивающие поддержание внешнего дыхания пациента при искусственной вентиляции лёгких .............................................. 31 1.7. Постановка задач исследования .......................................................................... 34 ГЛАВА 2. ВЫЧИСЛЕНИЕ ПАРАМЕТРОВ ВНЕШНЕГО ДЫХАНИЯ ПАЦИЕНТА ПРИ ИСКУССТВЕННОЙ ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЁГКИХ ....................... 35 2.1. Задача вычисления параметров дыхания по спирографическим кривым (потоку, объёму и давлению) ............................................................................... 35 2.2. Электрическая модель системы внешнего дыхания........................................... 40 2.2.1. Электрическая модель при управлении вдохом по объёму (потоку) ............ 42 2.2.2. Электрическая модель при управлении вдохом по давлению ....................... 49 2.3. Методы оценки параметров внешнего дыхания пациента при ИВЛ, основанные на анализе электрической модели ................................................ 53 2.4. Разработка алгоритма вычисления параметров дыхания ............................... 56 2.4.1. Предобработка исходных сигналов .................................................................. 57 2.4.2. Вычисление значений растяжимости лёгких и сопротивления дыхательных путей ................................................................................................................... 58 2.4.3. Подбор параметров для реализации алгоритма ............................................. 59 2.4.4. Вычисление значений постоянной времени .................................................. 68 2.5. Выводы ................................................................................................................... 70 3 ГЛАВА 3. АНАЛИЗ КОМПЛЕКСА СПИРОМЕТРИЧЕСКИХ КРИВЫХ И ФОРМЫ ПЕТЛИ «ОБЪЁМ-ДАВЛЕНИЕ» ................................................................. 73 3.1. Описание состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых .................................................................................................................... 73 3.1.1. Разработка алгоритма для анализа состояния пациента по спирометрическим кривым .............................................................................. 74 3.2. Динамика формы петли. Почему она важна врачам? ....................................... 77 3.3. Вычисление параметров внешнего дыхания по петлям ................................... 79 3.3.1. Петля «объём-давление» .................................................................................. 80 3.3.2. Способы описания формы петель ................................................................... 85 3.3.3. Алгоритм динамического анализа петель «объём-давление» по их сигнатурам ......................................................................................................... 89 3.3.4. Результаты экспериментальных исследований ............................................. 97 3.4. Выводы ................................................................................................................. 106 ГЛАВА 4. РЕЗУЛЬТАТЫ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ ........ 108 4.1. Описание съёма и регистрации данных ............................................................ 108 4.2. Применяемое программное обеспечение - MATLAB ..................................... 110 4.3. Результаты вычисления параметров дыхания по спирометрическим кривым112 4.4. Описание состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых .................................................................................................................. 115 4.4.1. Описание разработанной программы ........................................................... 115 4.4.2. Результаты экспериментов ............................................................................. 119 4.5. Выводы ................................................................................................................. 120 ЗАКЛЮЧЕНИЕ ........................................................................................................... 123 СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ ......................................................................................... 125 СПОСОК ЛИТЕРАТУРЫ ........................................................................................... 127 4 ВВЕДЕНИЕ Актуальность проблемы и степень ее разработанности. Аппараты искусственной вентиляции лёгких (ИВЛ), которыми оснащены все отделения реанимации и интенсивной терапии, наряду с кардиомониторами являются основными жизнеобеспечивающими приборами. Основная функция аппаратов заключается в снабжении лёгких пациента необходимой для дыхания газовой смесью и выводе из них углекислого газа и других компонентов воздушной смеси. Она необходима для сохранения жизни пациентам в тех случаях, когда они не способны дышать самостоятельно. Кроме этого в современных аппаратах ИВЛ необходимо наличие диагностических функций, позволяющих на ранних стадиях обнаруживать развитие состояний, угрожающих жизни пациента. К таким опасным состояниям можно отнести, например, отёк лёгких, обструктивные нарушения в бронхолегочной системе пациента. Особенно важно проводить раннюю диагностику патологий органов дыхания в ходе непрерывного контроля за состоянием пациента при ИВЛ, в отделении реанимации или в операционной. Такая диагностика основана на автоматическом анализе основных параметров внешнего дыхания, а также обнаружении существенных отклонений в заданных режимах ИВЛ. Например, при увеличении растяжимости лёгких увеличивается дыхательный объём. Причины, вызывающие повышение экспираторного сопротивления (сопротивления на выдохе), включают в себя болезни, приводящие к раннему коллапсу малых дыхательных путей, такие как эмфизема, бронхомаляция, а также прикусывание пациентом эндотрахеальной трубки (эндотрахеальная трубка предназначена для интубации трахеи с целью проведения ИВЛ, подачи кислородно-воздушной смеси или ингаляционного анестетика) во время выдоха. У вентилируемых пациентов существует несколько причин для повышения инспираторного сопротивления (сопротивления на вдохе) в связи с эффектом «шинирования» при использовании вентиляции с положительным давлением и эндотрахеальной трубки, например, прикусывание пациентом эндотрахеальной трубки во время вдоха или редкое проявление 5 опухоли, имеющей ножку (новообразование, прикрепленное к ножке), периодически блокирующее дыхательные пути, создавая клапанный эффект. Такой анализ осуществляется по спирографическим кривым, включающим как скалярные (одномерные) функции (давление, поток и объём), так и двумерные функции, представленные в виде петель «объём-давление» и «поток-объём». В настоящее время наибольших успехов в области автоматизации диагностики состояния системы дыхания достигли: ООО «Тритон-ЭлектроникС» (Россия), компания Philips (Нидерланды), компания Сarefusion (США), компания Hamilton medical (Швейцария) и др. В России научные разработки в области диагностики состояния системы дыхания ведутся К.М. Лебединским, В.А. Мазурком и др. Современное состояние систем ИВЛ и их диагностических возможностей требует создание новых более совершенных методов и алгоритмов непрерывного контроля функций внешнего дыхания при ИВЛ по кривым потока, давления, объёма и петлям, в частности, по петлям «объём-давление». Целью алгоритмов диссертационной автоматического работы анализа является состояния разработка системы методов дыхания и по спирограммам для обеспечения диагностических функций в аппаратах ИВЛ. Для достижения поставленной цели определены задачи: • разработка модели системы внешнего дыхания при ИВЛ, позволяющей оценивать её текущее состояние; • разработка метода и алгоритма оценки показателей искусственной вентиляции лёгких в реальном масштабе времени; • разработка метода и алгоритма для анализа состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых; • разработка метода и алгоритма для анализа формы петель, для вычисления параметров петель; • экспериментальная апробация предложенных методов. 6 Объектом исследования являются методы автоматического анализа состояния системы дыхания по спирограммам при ИВЛ. Предметом исследования является алгоритмы вычисления и оценки параметров внешнего дыхания. Методология и методы исследования. Исследование базируется на методах математического моделирования, компьютерной обработки изображений, теории управления. Новые научные результаты. Автором получены следующие научные результаты: 1. электрическая модель системы внешнего дыхания при ИВЛ, использующая в основе двухкомпонентную физическую модель и отличающаяся от известных тем, что позволяет оценить текущее состояние системы дыхания по комплексу показателей дыхания (сопротивления дыхательных путей, растяжимости лёгких и постоянной времени); 2. метод и алгоритм вычисления показателей ИВЛ в реальном масштабе времени по спирометрическим кривым, отличающийся от известных тем, что включает в себя сочетание процедур скользящего усреднения циклов дыхания и полиномиальной аппроксимации, позволяющее удалять помехи, связанные с неустойчивостью сигналов, со спонтанным дыханием пациента; 3. метод и алгоритм анализа состояния пациента по комплексу спирометрических кривых, который позволяет оценить изменения состояния системы дыхания во времени; 4. метод и алгоритм анализа формы петель и оценки показателей дыхания по петле «объём-давление», который позволяет вычислить значения сопротивления и растяжимости и распознавать патологические отклонения в режиме ИВЛ. Практическую ценность работы составляют: 1. методики и алгоритмы оценки параметров внешнего дыхания по скалярным кривым (поток, давление, объём) и петле «объём-давление»; 7 2. методика, позволяющая бороться с неустойчивостью сигналов, помехами и наличием спонтанного дыхания у пациента; 3. результаты экспериментального исследования параметров внешнего дыхания; 4. программно-алгоритмическое обеспечение. Научное положение, выносимое на защиту. Для использования в аппаратах ИВЛ диагностических функций необходимо применить предложенные: • метод и алгоритм вычисления показателей ИВЛ в реальном масштабе времени; • метод и алгоритм для анализа состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых; • метод и алгоритм для анализа формы петель и вычисления параметров петель. Экспериментально доказано, что совокупность методов синхронного усреднения по N-циклам и аппроксимация полиномом лучше всего позволяет бороться с неустойчивостью сигналов, помехами и наличием спонтанного дыхания. Для анализа спирометрических состояния кривых дыхательной предложено системы представлять по сигналы комплексу в виде многомерных кривых и анализировать изменение состояния системы дыхания по изменению расстояния между контрольной кривой и рассматриваемой. Как показал анализ корреляционной матрицы для динамического анализа петель «объём-давление» и распознавания патологических отклонений в режиме вентиляции лёгких лучше использовать такие параметры, как угол наклона оси анализируемой петли «объём-давление» или угловое отклонение от оси контрольного дыхательного цикла, величину среднеквадратического отклонения спирограммы, ширину петли, выраженность артефактов. Внедрение результатов работы. Полученные в диссертационной работе результаты использовались при выполнении НИР по грантам РФФИ: 12-01-00583 8 «Исследование методов распознавания биомедицинских сигналов для медицинских интеллектуальных приборов и систем» (2012-2014 гг.); 13-01-00540 «Исследование методов принятия решений при распознавании биомедицинских сигналов в функциональном пространстве множества анализируемых параметров» (2013-2015 гг.). Результаты научных исследований внедрены в виде пакетов прикладных программ в компьютерной системе, разработанной предприятием СанктПетербурга ЗАО «Завод «ЭМО» по государственному контракту № 6.522.12.2016 от 10.10.2011 г. (2011-2013) «Разработка аппаратов искусственной вентиляции лёгких с расширенными диагностическими возможностями». В Роспатенте зарегистрирована программа для ЭВМ «Имитатор спирометрических кривых» ном. гос. рег. 2012616404 от 13 июля 2012 г. Полученные в ходе исследований результаты внедрены в учебный процесс СПбГЭТУ «ЛЭТИ» по направлениям подготовки специалистов: «Биотехнические и медицинские аппараты и системы», «Биомедицинская техника» и «Биомедицинская инженерия». Степень результатов достоверности работы и обусловлена апробация результатов. корректностью Достоверность применяемых методов, математической обработкой полученных результатов. Основные результаты работы докладывались и обсуждались на следующих конференциях и семинарах: на ежегодных научно-технических конференциях профессорско- преподавательского состава СПбГЭТУ «ЛЭТИ» (2012 – 2014 гг.), научнотехнических конференциях НТО РЭС им. А. С. Попова (2012 – 2014 гг.), 16-й всероссийской конференции «Математические методы распознавания образов» (Казань, 2013 г.), 11-ой международной конференции «Распознавание образов и анализ изображений: Новые информационные технологии» (РОАИ-11-2013) (Самара, 2013 г.), III конференции «Актуальные исследований» (Северный международной направления Чарльстон, заочной научно-практической фундаментальных 2014 г.), 17-ой и прикладных международной 9 конференции по мягким вычислениям и измерениям (SCM’2014) (СанктПетербург, 2014 г.). Публикации. По теме диссертации опубликованы 16 научных работ, из них – 6 статей (5 из 6 статей опубликованы в рецензируемых научных журналах и изданиях, определенных ВАК), 9 работ – в трудах международных и российских научно-технических конференций и симпозиумов, 1 работа – методические указания для лабораторных работ. В первой главе диссертации приводится описание основных параметров дыхания, используемых для мониторинга состояния системы дыхания в современных аппаратах ИВЛ. К ним относят давление в дыхательных путях (пиковое (максимальное) давление, давление плато (достигаемое в фазе инспираторной паузы (инспираторная пауза возникает в момент, когда клапан вдоха уже закрыт, а клапан выдоха не открыт)), ПДКВ (положительное давление в конце выдоха)), минутный объём, дыхательный объём (вдох, выдох), концентрацию О2 на вдохе и СО2 на выдохе, частоту дыхания, механику лёгких (сопротивление и статическую растяжимость лёгких), температуру вдыхаемой смеси. Графический мониторинг заключается в анализе зависимостей: «давлениевремя», «поток-время», «объём-время»; петель «объём-давление», «поток-объём». Проведенное исследование существующих моделей внешнего дыхания пациента при ИВЛ выявило только те модели, которые разработаны для управления процессом дыхания. Не было найдено моделей, используемых для вычисления параметров дыхания. Рассмотрены достоинства автоматизации процесса дыхания при ИВЛ. Исследование российского рынка аппаратов и систем, обеспечивающих внешнее дыхание при искусственной вентиляции лёгких, показало, что большая часть рынка представлена иностранными аппаратами. Российские аппараты в большей части не относятся к аппаратам экспертного класса, т.е. они не позволяют снабжать лёгкие пациента газовой смесью в течение длительного времени (свыше 10 дней), включают в себя самые простые режимы вентиляции 10 лёгких. Необходимо отметить, что производители современных аппаратов ИВЛ заявляют точность оценки параметров ± 20%, что с одной стороны связано с низкой точностью измерений растяжимости и сопротивления, получаемых спирографами, производителей а с другой медицинской – серьёзным техники. риском Если судебных аппарат будет исков для предлагать пользователю ошибочный вариант интерпретации полученных данных, то врач анестезиолог-реаниматолог, приняв на основании этой интерпретации ошибочное решение, может обвинить в своей ошибке предприятие-изготовитель аппарата. Таким образом, возникает необходимость создания новых более совершенных методов и алгоритмов для использования в современных аппаратах ИВЛ, которые обеспечат аппараты диагностическими функциями. Во второй главе описаны электрические модели системы внешнего дыхания при управлении вдохом по объёму (потоку) и по давлению. На основе рассмотренных моделей обоснованы применяемые методы вычисления параметров дыхания. Описан метод и алгоритм вычисления параметров дыхания, в основе которого лежит метод вычисления этих значений по текущим соседним точкам. Для удаления существенных помех и проявлений спонтанного дыхания в разработанном алгоритме использовалось сочетание процедур скользящего усреднения циклов дыхания и полиномиальной аппроксимации полученных усреднённых кривых. В результате проведенных экспериментов показаны достоинства использования этих процедур. Для оценки достоверности алгоритма использовалось 70 модельных сигналов с заданными значениями частоты дыхания в минуту, максимального объёма, растяжимости и сопротивления. Кроме этого были проведены исследования на реальных записях, съём и регистрация которых осуществлялась в больницах Санкт-Петербурга. Для них известны контрольные значения сопротивления и растяжимости. В третье главе рассматривается метод и алгоритм описания состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых. В основе алгоритма лежит представление кривых потока, давления и объёма в качестве многомерных кривых. Проводен анализ расстояния между рассматриваемой кривой и 11 контрольной. Для эксперимента использовались реальные кривые в норме и при обструктивных нарушениях (они связаны с необратимым ограничением воздушного потока в дыхательных путях) и рестриктивных нарушениях, связанных с неспособностью лёгких расширяться из-за потери эластичности, слабости дыхательных мышц. Проведен анализ способов описания формы петель, основанных на использовании цепных кодов, аппроксимации фигур полиномами разных степеней, описании границ набором числовых признаков (площадь, длина, направление главных осей замкнутой фигуры и т.д.), представлении двумерных кривых в виде сигнатур. Преимущество последних заключается в том, что представление границы сводится к одномерной функции, которую описать проще, чем исходную двумерную. В главе описан алгоритм вычисления параметров внешнего дыхания по петле «объём-давление». Экспериментально показано, что общая ширина петли и ширина экспираторной части петли имеют наибольшие коэффициенты корреляции со значением сопротивления модельного сигнала. Следовательно, лучше всего оценивать общее сопротивление (общую ширину петли) или экспираторное сопротивление (ширину петли на выдохе). В четвертой главе описан съём и регистрация реальных данных для проведения экспериментальных исследований, а также модель, с помощью которой получены модельные сигналы с заданными параметрами внешнего дыхания, для проведения экспериментальных исследований. Экспериментально показано, что при измерении расстояния между многомерными кривыми на выбранном временном промежутке значительные изменения наблюдается только при спонтанном дыхании. При рестриктивном варианте нарушений вентиляционной способности в сигналах отмечается увеличение средних, максимальных значений на выдохе по сравнению с вдохом от нескольких тысячных до одной десятой. В сигналах с обструктивными нарушениями наоборот, средние, максимальные значения больше на вдохе. Для сигналов нормы такой закономерности не наблюдается. 12 ГЛАВА 1. СПИРОГРАММА. ИСКУССТВЕННАЯ ВЕНТИЛЯЦИЯ ЛЁГКИХ 1.1. Искусственная вентиляция лёгких Аппараты искусственной вентиляции лёгких (ИВЛ), наряду с кардиомониторами [1], электроэнцефалографами [2, 3, 4], являются основными жизнеобеспечивающими приборами, которыми оснащены все отделения реанимации и интенсивной терапии вне зависимости от профиля лечебнопрофилактического учреждения. Основное назначение аппаратов ИВЛ – снабжать лёгкие пациента необходимой для дыхания газовой смесью и выводить из них углекислый газ и другие компоненты воздушной смеси. Эта функция аппаратов ИВЛ носит название «протезирование дыхания» и является абсолютно необходимой для сохранения жизни пациентам в раннем послеоперационном периоде, в коматозном состоянии и других клинических ситуациях, когда они не способны дышать самостоятельно [5]. Искусственная вентиляция лёгких – это форма вентиляции, призванная решать ту задачу, которую в норме выполняют дыхательные мышцы. Задача включает в себя обеспечение оксигенации и вентиляции (удалении углекислого газа) пациента. Это едва ли не единственное средство интенсивной терапии, которое применяется при любых проявлениях острой дыхательной недостаточности [6]. Она обеспечивает искусственный газообмен между окружающим воздухом (или специально подобранной смесью газов) и альвеолярным пространством лёгких. Её еще называют управляемой механической вентиляцией лёгких (Controlled mechanical ventilation, CMV), поскольку при ней участие пациента в акте дыхания полностью исключено [7]. Существует много методов и способов ИВЛ — от самого простого метода вдувания без аппаратов до самого сложного — с помощью аппаратов, снабженных электронными приборами, увлажнителями, мониторами и т. п. [8]. 13 С физиологической точки зрения механизм дыхания представляет собой переход воздуха из внешней среды в альвеолы (альвеола – основная структурнофункциональная единица лёгких, в которой осуществляется газообмен) вследствие разницы давлений. Причем воздух всегда перемещается из области с более высоким давлением в область с более низким. При ИВЛ в аппарате формируется газовая смесь, состоящая из воздуха и кислорода, доля которого определяется лечащим врачом-реаниматологом. Наиболее часто кислородновоздушная смесь нагнетается в лёгкие пациента через предварительно введенную в трахею трубку. Этот режим искусственной вентиляции лёгких называется инвазивным. Однако в ряде случаев ввести трубку в трахею пациента бывает невозможно, например, при ее повреждении. В этом случае ИВЛ осуществляется через маску. Этот режим ИВЛ называется неинвазивным [9]. Далее газовая смесь, введенная в дыхательные пути пациента, попадает в альвеолы, в которых происходит газообмен. Длительность подключения пациентов к аппаратам ИВЛ может быть различной: от одного-двух часов в послеоперационный период, до нескольких месяцев и даже лет при травме спинного мозга. Таким образом, механизм дыхания можно представить в виде некоторого эластичного резервуара, в который через трубку подается воздух. По мере поступления газа в этот резервуар, он раздувается. Более подробно модели дыхания рассмотрены в 1-й главе в разделе 1.3. 1.2. Общие понятия о спирометрии Спирометрия (лат.: spiro - дышать; греч.: μέτρον - мера, мера длины) - это измерение показателей внешнего дыхания. Устройство, использующееся для этих целей, называется спирометром [10]. Спирограмма – (спиро- + греч. gramma запись; син. спирометрическая кривая) кривая, отражающая изменение во времени объёмов вдыхаемого и выдыхаемого воздуха [11]. Для построения спирограмм используются функциональные кривые объёмной скорости (потока) (Flow, F), давления (Pressure, P), объёма (Volume, V) (рисунок 1.1). Значения потока измеряются в л/мин, давления – в см вод. ст., объёма – в мл. 14 F, л/мин t, с P, см вод. ст. t, с V, мл t, с Рисунок 1.1 – Примеры спирометрических кривых Другой общепринятой формой наглядного графического отображения процесса ИВЛ являются фигуры (петли), образуемые попарно взятыми на протяжении одного цикла ИВЛ величинами потока и объёма, а также объёма и давления. Петля «объём-давление» (рисунок 1.2) начинается в левом нижнем углу графика, следует против часовой стрелки по траектории, обозначенной указателем до правого верхнего угла петли. Этот участок соответствует вдоху, а правый верхний угол – точке конца вдоха и начала выдоха. После этого строится кривая выхода, завершается петля в левом нижнем углу [12]. V 0 P Рисунок 1.2 – Пример петли «объём-давление» 15 Важно отметить, что для петли «поток-объём» не существует определенного правила расположения областей вдоха и выдоха по отношению к горизонтальной оси. Обычно на графике кривая вдоха расположена ниже горизонтальной оси, а выдоха – выше (рисунок 1.3, а). Наивысшая точка над осью абсцисс представляет собой пиковую скорость экспираторного потока во время пассивного выдоха. В зависимости от марки оборудования расположение областей вдоха и выдоха может быть обратным (рисунок 1.3, б). Как правило, переход от вдоха к выдоху и обратно осуществляется при пересечении петлей оси абсцисс, когда мгновенная скорость потока равна нулю. F F Вдох Выдох 0 0 V V Вдох Выдох б а Рисунок 1.3 – Примеры петель «поток-объём» Длительность вдоха и выдоха. Вдох ti (Inspiratory time) – это временной интервал от момента открытия клапана вдоха до начала выдоха (рисунок 1.4). Вдох делят на 2 части: где tif 𝑡𝑡𝑖𝑖 = 𝑡𝑡𝑖𝑖𝑖𝑖 + 𝑝𝑝𝑖𝑖 , – временной интервал, когда в лёгкие поступает воздух, pi (инспираторная пауза) – это временной интервал, когда клапан вдоха уже закрыт, а клапан выдоха еще не открыт. Инспираторная пауза возникает, когда заданный объём уже доставлен, а время вдоха ещё не истекло. 16 Выдох te (Expiratory time) – это временной интервал от момента открытия клапана выдоха до начала следующего вдоха. Его также делят на две части: 𝑡𝑡𝑒𝑒 = 𝑡𝑡𝑒𝑒𝑒𝑒 + 𝑝𝑝𝑒𝑒 , где tef – временной интервал, когда воздух выходит из лёгких, pe (экспираторная пауза) – это временной интервал, когда поток воздуха из лёгких уже не поступает, а вдох ещё не начался. В некоторых режимах ИВЛ инспираторная и экспираторная паузы отсутствуют. Время дыхательного цикла ttc (Total cycle time) складывается из времени вдоха и времени выдоха (см. рисунок 1.4) [13]: 𝑡𝑡𝑡𝑡𝑡𝑡 = 𝑡𝑡𝑖𝑖 + 𝑡𝑡𝑒𝑒 = 𝑡𝑡𝑖𝑖𝑖𝑖 + 𝑝𝑝𝑖𝑖 + 𝑡𝑡𝑒𝑒𝑒𝑒 + 𝑝𝑝𝑒𝑒 . P 0 pe tef pi tif ti t te ttc Рисунок 1.4 – Временные интервалы Давление. Рассмотрим кривую давления в дыхательном контуре (рисунок 1.5). Отметим на ней уровни начала вдоха или конечно-экспираторное давление PEEXP (в этом случае это – положительное давление конца выдоха (ПДКВ) (Positive End-Expiratory Pressure, PEEP)), максимальное (пиковое) давление на вдохе Pпик (Peak Inspiratory Pressure, PPEAK или PIP) и достигаемое в фазе инспираторной паузы давление плато Pплат (PPLAT). 17 Pпик Pплат ПДКВ Рисунок 1.5 – Зависимость сигнала давления от времени Необходимо отметить влияние ПДКВ на построение петли. Если оно отсутствует (равно нулю), то соответственно петля начинается в точке нулевого давления (рисунок 1.2). Дыхательный объём VT – это величина одного обычного вдоха или выдоха. Минутный объём MV – это сумма дыхательных объёмов за минуту. Если все дыхательные объёмы в течение минуты равны, можно просто умножить дыхательный объём на частоту дыханий. Эластичность E — это свойство сохранять и восстанавливать исходную форму вопреки деформации, вызываемой воздействием внешней силы. Она прямо пропорциональна давлению и обратно пропорциональна введенному объёму газа: 𝐸𝐸 = 𝑃𝑃/𝑉𝑉. Согласно законам физиологии, эластичность респираторной системы (E) равна сумме эластичностей лёгких (Eл) и грудной клетки (Eг) [14]: 𝐸𝐸 = 𝐸𝐸л + 𝐸𝐸г . В некоторых частных случаях эластические свойства системы внешнего дыхания удобнее описывать эластичностью, но чаще используют обратную ей величину, так называемую растяжимость или податливость C (Compliance): 1 𝐶𝐶 = . Растяжимость определяется как способность к изменению объёма на еди𝐸𝐸 ницу изменения давления: 𝐶𝐶 = ∆𝑉𝑉 ∆𝑃𝑃 (1.1) и выражается в литрах на сантиметр водяного столба. Для пациентов с исходно здоровыми легкими нормальными считаются значения растяжимости 80–100 18 мл/см вод. ст., но при длительной ИВЛ нормальная растяжимость обычно несколько снижается (до 50–60 мл/см вод. ст.). Снижение растяжимости лёгких, т.е. увеличении жесткости лёгких и грудной клетки, позволяет установить наличие рестрикции (неспособности лёгких расширяться из-за потери эластичности, слабости дыхательных мышц) и количественно оценить степень её выраженности. Общая растяжимость системы грудная клетка — лёгкие (C) состоит из двух компонентов — растяжимости грудной клетки (Cг) и растяжимости лёгких (Cл): 1 𝐶𝐶 = 1 𝐶𝐶л + 1 𝐶𝐶г , из чего следует, что у одного и того же человека растяжимость лёгких или грудной клетки по отдельности выше, чем общая растяжимость. Сопротивление R (Resistance) определяется величиной давления, которое необходимо приложить для проведения по дыхательным путям единицы газового объёма в единицу времени. Иначе говоря, сопротивление выражает отношение разности давлений в начале дыхательных путей и в их конце к объёмной скорости F, с которой газы протекают по дыхательным путям: 𝑅𝑅 = ∆𝑃𝑃 𝐹𝐹 (1.2) Обычная единица измерения сопротивления — см вод.ст./ л/с [15]. На фоне ИВЛ нормальными считаются значения не выше 0,2 см вод. ст./л/мин. В случае обструкции (обструкция – необратимое ограничение воздушного потока в дыхательных путях) увеличивается сопротивление дыхательных путей, что позволяет выявить наличие этого вида дыхательной недостаточности у пациента. Договоримся об используемых определениях в работе. В литературе можно встретить использование терминов: сопротивление или резистанс, растяжимость или комплайенс. Для удобства читателя будем использовать русские определения параметров дыхания: сопротивление и растяжимость. 19 1.3. Модели системы внешнего дыхания Описанный выше механизм дыхания можно описать с помощью различных как более простых, так и более сложных моделей дыхания. Важно понять, как происходит процесс дыхания, как связаны между собой такие параметры, как поток, давление, объём, сопротивление и растяжимость. При этом нас не интересует высокая точность описания процессов, происходящих при дыхании. Поэтому в диссертационной работе используется простая физическая модель, которая широко используется в литературе по искусственному дыханию [16]. 1.3.1. Двухкомпонентная модель системы внешнего дыхания Модель представляет собой дыхательную трубку, по которой в лёгкие подается дыхательная смесь и растяжимую ёмкость (лёгкие и грудная клетка), сопротивление которой нарастает по мере раздувания ее газом (рисунок 1.6). Из уравнения (1.2) ясно, что объёмная скорость F потока в трубке прямо пропорциональна разнице давлений P, приложенных к ее граничным сечениям, и обратно пропорциональна величине сопротивления R: 𝐹𝐹 = F P 𝑃𝑃 ⇒ 𝑃𝑃 = 𝐹𝐹𝐹𝐹. 𝑅𝑅 (1.3) V R Рисунок 1.6 – Двухкомпонентная модель системы внешнего дыхания: F – объёмная скорость потока в дыхательной трубке (Поток), P – давление в трубке, R – аэродинамическое сопротивление дыхательных путей, V – введенный объём газа, C – растяжимость 20 Из уравнения (1.1) давление внутри растяжимого элемента обратно пропорционально его растяжимости и прямо пропорционально введенному объёму газа: 𝑉𝑉 𝑃𝑃 = ⇒ 𝐶𝐶 = 𝐶𝐶 𝑉𝑉 𝑃𝑃 . (1.4) В систему, изображенную на рисунке 1.6, вдувается дыхательная смесь газов, при этом ведется наблюдение за изменением величины давления по расположенному снаружи манометру. Пусть начальное давление равно уровню завершения предыдущего вдоха, т.е. PEEXP (в этом случае – ПДКВ). Тогда, как следует из (1.3) и (1.4), в каждый момент времени величина измеренного манометром давления Р будет равна сумме трех составляющих, отражающих вклад в полное давление начальной точки ПДКВ, динамического (резистивного) и статического (растяжимого) компонентов [16]: 𝑃𝑃 = 𝑃𝑃𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸 + 𝑃𝑃ДИН + РСТАТ = 𝑃𝑃𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸𝐸 + 𝑅𝑅⋅𝐹𝐹 + 𝑉𝑉 . 𝐶𝐶 Таким образом, получается динамическая система, переходные процессы в которой можно анализировать с позиций теории управления. Один из таких вариантов – построение эквивалентной электрической схемы, которая позволяет использовать математические методы анализа переходных процессов в электрических цепях для анализа рассматриваемой системы. 1.4. Режимы дыхания при искусственной вентиляции лёгких Серьёзной проблемой при рассмотрении режимов дыхания является отличие наименований одних и тех же режимов у разных производителей ИВЛ. Эту проблему отмечают множество специалистов. Для ее решения была разработана и утверждена на согласительной конференции по аппаратам ИВЛ Американской ассоциации по респираторной терапии классификация режимов ИВЛ, опубликованная в 2001 году. Её в своей книге приводят Горячев и Савин [13]. Она не является обязательной, и этой классификации придерживаются не все. Для 21 того чтобы описать режим ИВЛ нужно: назвать паттерн ИВЛ, указать принцип управления и описать особенности вентиляционной стратегии. Лебединский в [16] выделяет 3 типа режимов: полностью принудительные режимы, режимы вспомогательной вентиляции и режимы с двойным управлением. В диссертационной работе будут рассматриваться режимы, относящиеся к полностью принудительному типу. К ним Лебединский относит следующие режимы: с управляемым объёмом (рисунок 1.7) и с управляемым давлением (рисунок 1.8). F F, л/мин 40 20 0 -20 -40 0 t 4 8 t, c 8 t, c 8 t, c A V V, л 800 600 400 200 0 0 t 2 4 6 2 4 6 B P P, см вод. ст. 20 10 0 0 t Рисунок 1.7 – Кривые потока (А), объёма (В) и давления (С) для режима ИВЛ с управляемым объёмом. Слева показаны теоретические формы кривых, справа – реальные записи Горячев и Савин в своей работе [13] используют такие термины, как управление вдохом по объёму и управление вдохом по давлению. Кассиль и Выжигина в [7] пишут: «Мы возражаем против появившихся в последние 22 годы терминов «ИВЛ с контролируемым объёмом» или «объёмноконтролируемая ИВЛ». Русское слово «контролировать» означает «осуществлять контроль или надзор» [17], а английский глагол «to control» в этом контексте — «управлять». Строго говоря, «ИВЛ с контролируемым объёмом» означает, что респиратор снабжен волюметром». В работе используются названия режимов с управляемым объёмом и с управляемым давлением. В выбранных режимах ИВЛ все вдохи принудительные и выполняются с заданной частотой. F F, л/мин 80 40 0 -40 0 t 2 8 6 A V 0 V, л 1000 600 200 0 t P 2 4 6 8 t, c B P, см вод. ст. 30 20 10 0 0 t 2 4 6 8 Рисунок 1.8 – Кривые потока (А), объёма (В) и давления (С) для режима ИВЛ с управляемым давлением. Слева показаны теоретическфие формы кривых, справа – реальные записи Типичный вид петель для случаев ИВЛ с управляемым объёмом и давлением показан на рисунках 1.9 и 1.10, соответственно. 23 F, л/мин Вдох V, мл Выдох Рисунок 1.9 – Типичный вид петель «поток-объём» для режимов ИВЛ: (А) – с управляемым объёмом; (В) – с управляемым давлением V, мл P, см вод. ст. Рисунок 1.10 – Типичный вид петель «объём-давление» для режимов ИВЛ: (А) – с управляемым объёмом; (В) – с управляемым давлением Сравнительная характеристика режимов с управляемым давлением приведена в таблице 1.1 [16]. управляемым объёмом и 24 Таблица 1.1 – Сравнительная характеристика режимов дыхания Параметр Управляемая переменная: Объём (Volume Control) Давление (Pressure Control) Инспираторный поток Не изменяется Изменяется Дыхательный объём Задается Изменяется PIP Изменяется Задается При наличии патологий, а также в случае возникновения нарушений режимов ИВЛ в форме петель происходят характерные изменения, позволяющие идентифицировать имеющие место отклонения. Например, на рисунке 1.11 показаны изменения формы петли «поток-объём», вызванные обструкцией дыхательных путей. Пунктирной линией обозначена часть петли на выдохе в норме. Обструкция – это нарушения проходимости дыхательных путей, которые могут возникнуть вследствие воспалительных процессов, отека и спазма голосовой щели, травмы и др. [18]. Ещё одним видом патологии является рестрикция. Она связана с нарушением расширения лёгких во время вдоха. Рестрикция – это неспособность лёгких расширяться из-за потери эластичности, слабости дыхательных мышц [19]. При этом нарушении кривая имеет более узкую форму (сплошная линия) вследствие уменьшения лёгочных объёмов, но её форма в основном соответствует нормальной кривой (рисунок 1.12) [20]. 25 F А Выдох В V 0 Вдох Рисунок 1.11 – Пример изменения вида петли «поток-объём» при обструкции дыхательных путей (А) – петля в норме, (В) – петля при обструктивных нарушениях F А Выдох В V 0 Вдох Рисунок 1.12 – Пример изменения вида петли «поток-объём» при рестрикции дыхательных путей: (А) – петля в норме, (В) – петля при рестриктивных нарушениях На рисунках 1.13 и 1.14 приведены примеры характерных изменений петель «объём-давление» и «поток-объём», вызванных наличием утечки газа в контуре ИВЛ. Приведённые примеры демонстрируют высокую информативность рассмотренных форм графического представления информации о ходе ИВЛ. 26 V P 0 Рисунок 1.13 – Пример изменения вида петли «объём-давление» при наличии утечки вдыхаемого газа F Выдох VT выд 0 V VT вд Вдох Рисунок 1.14 – Пример изменения вида петли «поток-объём» при наличии утечки вдыхаемого газа Таким образом, можно отметить, что как нарушения режимов ИВЛ, так и возникающие у пациента патологические отклонения в лёгочной системе вызывают характерные изменения форм петель спирограмм. Это даёт возможность, используя методы и алгоритмы обработки изображений и распознавания образов, осуществлять как автоматическую интерпретацию форм 27 петель, так и текущий мониторинг происходящих в ходе ИВЛ изменений и патологических отклонений. 1.5. Автоматизация анализа состояния пациента и вычисление параметров дыхания при искусственной вентиляции лёгких Автоматизация процесса анализа состояния пациента и вычисления значений параметров внешнего дыхания позволяет отобразить следующие выходные данные. 1. Параметры мониторинга в режиме реального времени в графическом формате. Это можно осуществить с помощью следующих видов кривых. 1.1. Спирометрические кривые (поток, давление, объём). Кривые представляют собой функции времени. На мониторе можно отобразить только одну кривую, две или все три. Их можно окрашивать в разные цвета. Они предоставляют полезные сведения для оператора о подаче вдыхаемого воздуха и должны быть согласованными с формой сигнала и графическими изображениями циклов. В качестве примера можно привести два аппарата, производимые в США: AVEA [21] и VELA [22]. В первом графические изображения вычерчиваются с использованием красного, синего, желтого, зеленого и пурпурного цветов (рисунок 1.15). Красной линией обозначается инспираторная фаза принудительного дыхания. Желтый график обозначает инспираторную часть дыхания при содействии и спонтанного дыхания (дыхание при содействии или спонтанное дыхание для пациента также обозначается желтым индикатором запроса, который появляется в левом углу индикатора режима). Синие графики отражают экспираторную фазу принудительного дыхания, дыхания при содействии или спонтанного дыхания. Зеленый график во время экспираторной фазы отдельного дыхательного движения означает, что произошла очистка датчика экспираторного потока или датчика потока через тройник (если подсоединен). Пурпурный график означает состояние безопасности, которое возникает, когда открыт предохранительный клапан. 28 P, см вод. ст. F, л/мин V, мл Рисунок 1.15 – Графическое изображение В аппарате VELA [22] используются только два цвета: желтый и синий. Желтыми линиями обозначается инспираторная фаза вспомогательного или спонтанного дыхания. Синими линиями обозначается экспираторная фаза дыхания. Масштаб кривых может быть различным в зависимости от диапазона отображаемых значений. 1.2. Петли «поток-объём», «объём-давление». Масштаб осей X и Y может быть различным в зависимости от диапазона отображаемых значений. Так, например, масштаб давления (ось Х) может изменяться от петли к петле. 2. Цифровые параметры мониторинга В аппарате ИВЛ фирмы «ЗисЛайн» [23] на экране отображаются: постоянная времени, дыхательный и минутный объём на выдохе, сопротивление дыхательных путей и растяжимость лёгких. Некоторые аппараты ИВЛ для отображения параметров мониторинга процесса дыхания при ИВЛ имеют 2 экрана: главный и экран контролируемых параметров. На главном рядом с кривыми непрерывно отображается несколько основные параметров. Например, в аппарате AVEA [21] их пять. Их можно выбирать независимо из меню. На экране контролируемых 29 параметров могут одновременно отображаться различные мониторируемые параметры. В GALILEO [24] одновременно отображаются 26 параметров, а в VELA [22] – 15 параметров. Их можно конфигурировать так же, как и параметры, отображаемые на главном экране. Система Patient Spirometry фирмы Дженерал Электрик измеряет давление в воздушных путях, поток, объёмы, растяжимость и сопротивление от вдоха к вдоху в воздушном пути пациента. Динамические взаимосвязи давления и объёма, или потока и объёма представляются в виде графических петель. В дополнение к этому измеряются концентрации вдыхаемых и выдыхаемых газов (CO2, O2 и анестетические газы) [25]. Спирометрический модуль компании Филипс для работы совместно с прибором Phylips IntelliVue [26] предназначен для непрерывного измерения в реальном времени меняющейся легочной механики. Принцип работы. Спирометрический модуль непрерывно измеряет поток в воздушных путях и давление у пациентов. Для этих величин модуль вычисляет объём, растяжимость и сопротивление. Модуль представляет на экране монитора кривые потока в воздушных путях, объёма и давления наряду со следующими численными параметрами: частота дыхания, дыхательный объём, полное ПДКВ, пиковое давление вдоха, растяжимость, сопротивление. Автоматическое измерение инспираторного и экспираторного сопротивлений, растяжимости и AutoPEEP (разница между альвеолярным и давлением в дыхательных путях в конце выдоха) при каждом вдохе во время принудительных и спонтанных дыхательных циклов во всех режимах, не прерывая вентиляцию. Например, для проведения этих измерений в аппарате GALILEO [24] используется статистический метод, так называемый метод наименьших квадратов. Этот метод применяется для каждого дыхательного цикла без необходимости использования специальных паттернов инспираторного потока и окклюзионных маневров при условии, что пациент полностью или почти полностью расслаблен. 30 3. Измерить параметры внешнего дыхания на кривой потока, давления или объёма Современные аппараты ИВЛ оснащены функцией остановки ("заморозки") изображения, которая позволяет провести измерения в выбранной точке кривой (рисунок 1.16). Эта функция позволяет остановить изображение кривой реального времени для более внимательного изучения кривых и определить цифровое значение в определенных точках кривой. Также можно зафиксировать изображение петель на экране и выбрать контрольную петлю для сравнения. Аппараты AVEA [21] и VELA [22] сохраняют до 4 петель. После возобновляется обновление данных в реальном времени, выбранная петля останется на заднем плане позади текущего графика в реальном времени. В спирометрическом модуле компании Филипс может хранить до 6 петель каждого типа. Сравнение петель облегчает обнаружение респираторных изменений. 4. Использовать дополнительные возможности. К ним можно отнести следующее. 4.1. Печать кривых, петель и другой интересующей врача информации. 4.2. Запись событий: газ крови, рентген грудной клетки, диагностическая процедура, интубация, терапевтическая процедура и другие. Часть событий может записываться врачом, другие же – автоматически. 4.3. Формирование трендов. Отслеживаемые параметры анализируются в качестве средних значений за одну минуту в течение 24-часового периода работы. Врач может ознакомиться с этой информацией на мониторе в виде графиков, электронных таблиц. В аппарате GALILEO [24] можно выбрать для отображения до 3 параметров (ПДКВ, среднее значение давления, пиковое значение давления, значение давление на вдохе, частота дыхания в минуту) в виде 1, 12 и 24 часовых трендов. Журнал наблюдений и тренды также используются для мониторинга состояния пациента в аппаратах «ВИАН» компании «Респект-плюс» [27]. Аппарат ИВЛ МВ200 «ЗисЛайн» включает в себя развитую систему трендов длительностью до 36 часов, что позволяет оценивать оптимальность и эффективность респираторной терапии [28]. 31 V, мл F, л/мин P, см вод. ст. Рисунок 1.16 – Остановка («заморозка») изображения на экране и измерение значений в точке с помощью курсора 1.6. Аппараты и системы, обеспечивающие поддержание внешнего дыхания пациента при искусственной вентиляции лёгких Среди аппаратов ИВЛ, выполняющих функцию «протезирования дыхания», можно выделить как более простые модели, так и более сложные (экспертного класса). Разница между ними заключается в режимах вентиляции (частоте, объёме, скорости подачи кислородно-воздушной смеси и возможности регулирования этих параметров). Наиболее простые модели ИВЛ (например, «ЭЛАН-НР» [29]; «РО-6-06» [30]) обеспечивают только основные режимы вентиляции, необходимые для поддержания дыхания пациента на непродолжительное время - до 10 дней. Например, аппарат ИВЛ «Фаза-21» – это универсальное транспортное средство респираторной поддержки. Аппарат предназначен для проведения кратковременной ИВЛ в экстремальных ситуациях и в транспортных средствах [31]. JV 100 ZisLine предназначен для управляемой 32 искусственной вентиляции лёгких (длительной и кратковременной) у взрослых, и детей весом более 15 кг. Сфера использования такого аппарата – анестезиология, реаниматология и интенсивная терапия [32]. Особенности аппаратов ВИАН заключаются в возможности передачи информации о больном в режиме реального времени (телемедицина), записи и хранении мониторируемых параметров в течение 10 000 часов непрерывной работы [27]. Аппараты ИВЛ экспертного класса (например, «SERVO-I», Германия [33]; «Evita», Германия [34], «VELA», США) способны обеспечивать ИВЛ во вспомогательных «тренирующих» режимах [35]. Они необходимы в случае осуществления ИВЛ в течение длительного периода, когда при отключении пациента от аппарата необходимо «заставить» его дыхательную систему дышать самостоятельно. Вспомогательные режимы вентиляции представляют собой сложную последовательность ритмичной и прерывистой подачи воздуха, параметры которой подбираются в автоматизированном режиме. В свою очередь этот подбор возможен только на основании динамической оценки величин ряда показателей, характеризующих достаточность газоснабжения лёгких, например, жизненной емкости лёгких (ЖЕЛ), которая определяется специальным прибором – спирографом, встроенным в аппарат ИВЛ. Среди российских аппаратов можно выделить МВ 200 «ЗисЛайн» [28]. Это современный аппарат, предоставляющий высокий уровень клинических функциональных возможностей, обеспечивающий искусственную принудительную и вспомогательную инвазивную вентиляцию лёгких. Наиболее сложно устроены аппараты ИВЛ для пациентов раннего детского возраста. Протезирование дыхания у таких пациентов возможно только в неинвазивном режиме, так как малый диаметр трахеи не позволяет ввести в ее просвет дыхательную трубку. Кроме того, в силу возрастных физиологических особенностей стенки трахеи и бронхов детей существенно более эластичны, чем у взрослых, следовательно, имеют малое сопротивление воздушному потоку и легко травмируются. Поэтому ИВЛ таким пациентам проводится со скоростью подачи кислородно-газовой смеси в 10-20 раз меньшей, чем у взрослых. При этом 33 наиболее востребованы вспомогательные режимы вентиляции, автоматически включающиеся в периоды кратковременной утраты способности дышать (период апноэ), что характерно, например, для недоношенных новорожденных. В результате ИВЛ таким пациентам проводят только на специализированных приборах экспертного класса. Рисунок 1.17 – Динамика показателей российского рынка аппаратов ИВЛ, млн руб. По состоянию на 2008 год в России ежегодно реализовывалось около 4000 аппаратов ИВЛ общей стоимостью около 10 млрд. рублей, из них только около 800 аппаратов – отечественного производства [35]. На рисунке 1.17 приведены данные российского рынка аппаратов ИВЛ в 2011 и 2012 гг. группы компаний БЮРО [36, 37]. Среди аппаратов ИВЛ отечественного производства на рынке РФ лидируют «Фаза 21», «РО-6-06», «ЭЛАН – НР» [35]. Основными производителями аппаратов ИВЛ в России являются Уральский оптикомеханический завод, Уральский приборостроительный завод [38], Медпром, Тритон-Электроникс. Основными поставщиками аппаратов ИВЛ экспертного класса в Россию являются фирмы Draeger (Германия), GE (США) [25] и MAQUET (Германия). Их средняя стоимость составляет от 1,8 до 2,5 млн. руб. 34 1.7. Постановка задач исследования Основными спирометрическими показателями, отражающими состояние дыхательной системы при ИВЛ являются: растяжимость C, а также сопротивление дыхательных путей R. Поэтому контроль этих значений является одной из важнейших функций аппаратов ИВЛ. Целью диссертационной работы является разработка методов и алгоритмов автоматического анализа состояния системы дыхания по спирограммам для обеспечения диагностических функций в аппаратах ИВЛ. Поэтому для разработки методов поставлены следующие задачи: • разработка модели системы внешнего дыхания при ИВЛ, позволяющей оценивать её текущее состояние; • разработка метода и алгоритма оценки показателей ИВЛ в реальном масштабе времени; • разработка метода и алгоритма для анализа состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых; • разработка метода и алгоритма для анализа формы петель, для вычисления параметров петель; • экспериментальная апробация предложенных методов. 35 ГЛАВА 2. ВЫЧИСЛЕНИЕ ПАРАМЕТРОВ ВНЕШНЕГО ДЫХАНИЯ ПАЦИЕНТА ПРИ ИСКУССТВЕННОЙ ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЁГКИХ 2.1. Задача вычисления параметров дыхания по спирографическим кривым (потоку, объёму и давлению) При подключении пациента к аппарату ИВЛ врач анестезиолог-реаниматолог вводит параметры вентиляции (частота дыхания в минуту, соотношение времени вдоха к выдоху, максимальное значение давления или объёма и т.д. в зависимости от выбранного режима вентиляции лёгких). осуществляется индивидуально искусственной вентиляции для врач каждого Подбор этих параметров пациента. После анестезиолог-реаниматолог начала получает информацию (например, растяжимость лёгких, сопротивление дыхательных путей и т.д.) со спирометрического модуля и анализирует форму спирографических кривых, включающих как скалярные функции (давление, поток и объём), так и двумерные функции, представленные в виде петель «объём-давление» и «потокобъём». В спирометрическом модуле могут отображаться как скалярные функции, так и двумерные. В первом случае врач оценивает заметные изменения, но их довольно сложно интерпретировать. Во втором случае информация представлена уже в более удобном для интерпретации виде. На рисунке 2.1 представлены скалярные кривые в норме для режима с управляемым давлением, а на рисунке 2.2 – петли, полученные из этих кривых. При патологии лёгких или дыхательных путей форма спирометрических кривых и петель изменяется (см. рисунки 2.3 и 2.4, соответственно). 36 F, л/мин а t, с P,P,см смвод. вод.ст. ст. б t, с V, мл в t, с Рисунок 2.1 – Спирометрические кривые для пациента с исходно здоровыми легкими: а – поток, б – давление, в – объём V, мл F, л/мин P, см вод. ст. а б V, мл Рисунок 2.2 – Петли для пациента с исходно здоровыми легкими: а – «объёмдавление», б – «поток-объём» 37 F, л/мин а t, с P, см вод. ст. б t, с V, мл в t, с Рисунок 2.3 – Спирометрические кривые для пациента с патологией дыхания (острый респираторный дистресс-синдром – ОРДС): а – поток, б – давление, в – объём V, мл F, л/мин V, мл P, см вод. а б Рисунок 2.4 – Петли для пациента с патологией дыхания (острый респираторный дистресс-синдром – ОРДС): а – «объём-давление», б – «потокобъём» В современных аппаратах ИВЛ (например, AVEA и VELA) существует возможность сохранения контрольной петли для сравнения следующих петель с ней. Эта функция позволяет оценить, изменилась ли форма петли или нет. В зависимости от этих изменений врач может определить, ухудшилось или улучшилось состояние пациента (рисунки 2.2 и 2.4). Основываясь на этой 38 информации, врач анестезиолог-реаниматолог может менять параметры вентиляции, если это необходимо. Кроме анализа формы кривых и петель контроль состояния пациента в режиме ИВЛ основан на динамической оценке ряда спирографических показателей, которые характеризуют эффективность газообмена. К ним в первую очередь относят такие параметры вентиляции, как жизненная ёмкость лёгких, растяжимость лёгких, сопротивление дыхательных путей. В современных аппаратах ИВЛ, обеспечивающих функцию «протезирования дыхания», требуется также реализация диагностических функций, позволяющих на ранних стадиях обнаруживать развитие состояний, угрожающих жизни пациента. К таким опасным состояниям можно отнести, например, отёк лёгких, обструктивные нарушения в бронхолёгочной системе пациента. Ранняя диагностика патологий органов дыхания возможна лишь в ходе непрерывного контроля за состоянием пациента. Она основана на автоматическом анализе основных параметров внешнего дыхания, а также обнаружении существенных отклонений в заданных режимах ИВЛ. Один из способов такого анализа заключается в выборе точек на спирометрических кривых, для которых известны значения потока, давления и объёма. В зависимости от метода выбирают формулы для вычисления значений растяжимости, сопротивления и постоянной времени. Аналогичным способом можно вычислять параметры дыхания и на петлях. Следующий вариант заключается в наблюдении за динамикой формы петли «объём-давление» (рисунок 2.5), положением кривой на плоскости, углом наклона α и шириной петли r. Оно позволяет косвенно судить об изменениях основных спирометрических показателей C и R, описывающих работу дыхания пациента [12, 16]. Так наклон оси, равный углу α, характеризует величину динамической растяжимости дыхательной системы 𝐶𝐶 = 𝑡𝑡𝑡𝑡 α , а ширина петли r - величину сопротивления дыхательных путей R. В настоящий момент неизвестно, какой из вариантов лучше. 39 V, мл B VТ r A α PEEP Pmax P, см вод.ст. Рисунок 2.5 – Петля «объём-давление»: точка A – начало вдоха (конец выдоха), B – конец вдоха (начало выдоха), а VT – дыхательный объём лёгких Увеличение или уменьшение значений параметров дыхания говорит о тех или иных изменениях состояния пациента. Например, для пациентов с исходно здоровыми легкими нормальными значениями растяжимости при длительной ИВЛ считаются 50–60 мл/см вод. ст. К значительным, грубо патологическим, относится снижение растяжимости ниже 30 мл/см вод. ст. [16]. «Идеальными» величинами сопротивления при ИВЛ считаются значения не выше 0,2 см вод. ст.⋅мин/л. Цифры выше 0,33 см вод. ст.⋅мин/л безусловно свидетельствуют об обструкции дыхательных путей. Нужно сказать, что существует связь между формой петли и параметрами дыхания. Как говорилось ранее, получаемая информация предоставляются пользователям в мало обработанном виде. Интерпретация полученных данных, осуществляемая врачом, зависит от его опытности и профессиональной подготовки. Аналогичная ситуация складывается в случае представления информации в виде цифровых значений сопротивления дыхательных путей и растяжимости лёгких. Отчасти это связано с низкой точностью измерений растяжимости и сопротивления, получаемых спирографами. Как правило, заявляемая производителем точность не лучше ± 20%. С другой стороны существует серьезный риск судебных исков для производителей медицинской техники. Если аппарат будет предлагать пользователю ошибочный вариант 40 интерпретации полученных данных, то врач анестезиолог-реаниматолог, приняв на основании этой интерпретации ошибочное решение, может обвинить в своей ошибке предприятие-изготовитель аппарата. Таким образом, были рассмотрены варианты представления информации о состоянии пациента. Первые два представляют информацию в мало обработанном виде. Интерпретация полученной информации зависит от опытности и профессиональной подготовки врача анестезиолога-реаниматолога. Третий вариант представления – цифровой. Он упрощает постановку диагноза и назначение адекватного режима вентиляции для любого состояния пациента, но при этом встает вопрос о выборе формул для вычисления параметров внешнего дыхания пациента. Для решения этого вопроса в диссертационной работе использована электрическая модель. 2.2. Электрическая модель системы внешнего дыхания На настоящий момент разработано множество моделей, описывающих процесс внешнего дыхания пациента. Существуют как сложные, так и простые модели. В основном эти модели разрабатываются для управления дыханием пациента, подключенного к аппарату ИВЛ (например, стохастическая модель [39], двухэлементная модель Нанна [40, 41] и др.). Задача диссертационной работы заключается в анализе кривых потока, давления и объёма и вычислении значений растяжимости лёгких и сопротивления дыхательных путей. Поэтому было решено взять известную двухкомпонентную физическую модель, рассмотренную в 1-й главе в разделе 1.3.1, и с её помощью выявить способы вычисления значений параметров внешнего дыхания. Состояние дыхательной системы человека при ИВЛ определяется по изменениям во времени объёмной скорости потока в дыхательной трубке (потока) F, давления в трубке P и введенным объёмом газа V. Как показано в [42] основные электрические параметры в электрической модели полностью эквивалентны биомеханическим параметрам. Это соответствие приведено в таблице 2.1. 41 Таблица 2.1 – Соответствие электрических параметров биомеханическим № Биомеханические п/п параметры Электрические параметры 1 P (давление) U (напряжение) 2 F (поток) I (ток) 3 V (объём) Q (заряд) 4 R (сопротивление) R (сопротивление) 5 C (растяжимость) С (ёмкость) 6 P= F ⋅ R U= I ⋅ R 7 V= C ⋅ P Q= C ⋅ U 8 V = ∫ F ( t ) dt Q = ∫ I ( t ) dt t 0 (закон Ома) t 0 Основными спирометрическими показателями, отражающими состояние дыхательной системы при ИВЛ, являются: растяжимость C, сопротивление R и постоянная времени 𝜏𝜏 = 𝑅𝑅𝑅𝑅. В электрической схеме они соответствуют ёмкости C, сопротивлению R и постоянной времени 𝜏𝜏 = 𝑅𝑅𝑅𝑅. При рассмотрении электрической модели сделаны следующие допущения. 1. Считается, что V линейно зависит от P. 2. Считается, что C и R не меняются во время дыхательного цикла. 3. Считаем, что остаточного воздуха в лёгких нет, т.е. кривая V не имеет постоянной составляющей. Существуют следующие способы подачи газовой смеси в лёгкие: с управлением по давлению P (PCV), способ управления по потоку F (FCV) и с управлением по объёму V (VCV). Практика ИВЛ привела потребителей и производителей аппаратов к убеждению о нецелесообразности разделения понятий VCV и FCV. Причина заключается в том, что объём и поток жёстко связаны между собой. Объём – это произведение потока на время вдоха: VT = V̇Тi . Для задания вдоха используется не только поток, но и время вдоха, соответственно получается объём. И, наоборот, никакой аппарат ИВЛ не «впихивает» в пациента дыхательный объём мгновенно. Объём входит в лёгкие 42 постепенно, следовательно, есть поток и время вдоха. Причем графические отображения вдоха при управлении потоком и при управлении объёмом одинаковые (см. рисунок 2.6). Управление по объёму (потоку) Управление по давлению P P 0 V 0 V 0 F 0 F 0 0 Рисунок 2.6 – Графики потока давления и объёма при разных способах управления вдохом PCV и VCV Рассмотрим электрические аналоги механической модели для каждого способа управления вдохом в отдельности. 2.2.1. Электрическая модель при управлении вдохом по объёму (потоку) Считается, что в рассматриваемом случае управления по объёму (потоку) или (заряду (току)) источник тока генерирует ток некоторой постоянной величины I=I0 в интервале времени от 0 до tвд, где tвд – время вдоха. На рисунке 2.7 представлена электрическая схема для этого режима, где Г – генератор тока, I – ток, П – переключатель вдох/выдох, 1 – вдох, 2 – выдох, Rвыд – сопротивление при выдохе, Cап – растяжимость аппарата, Cл – растяжимость лёгких [43]. 43 Rвд П I 1 2 Cап Rвыд Cл Рисунок 2.7 – Электрическая схема при управлении по заряду (току) В первом приближении Сап можно пренебречь, так как Сап<<Сл. Напряжение на Rвд обозначим U1, а напряжение на Сл – U2. Поэтому U = U1 + U2. Вдох. Переключатель при вдохе находится в положении 1 (рисунок 2.7), и происходит заряд емкости Сл. В рассматриваемом случае управления по заряду (току) (объёму (потоку)) при вдохе ток будет равен некоторой константе I=I0. Уравнения для напряжения и заряда выглядят следующим образом: 1 𝑡𝑡 1 𝑡𝑡 𝑈𝑈(𝑡𝑡) = 𝑈𝑈1 (𝑡𝑡) + 𝑈𝑈2 (𝑡𝑡) = 𝐼𝐼0 𝑅𝑅вд + � 𝐼𝐼0 𝑑𝑑𝑑𝑑 = 𝐼𝐼0 𝑅𝑅вд + 𝐼𝐼0 𝑡𝑡 = 𝐼𝐼0 �𝑅𝑅вд + �, Сл 0 Сл Сл 1 1 I 0tвд , Q(max) = I 0tвд . = Q(t ) C= I 0t I 0t ; U 2 (max) = лU 2 (t ) Cл= Cл Cл В конце вдоха имеем: U ( tвд ) = U1 ( tвд ) + U 2 ( tвд ) = I 0 Rвд + t 1 tвд 1 I 0 dt = I 0 Rвд + I 0 tвд = I 0 ( Rвд + вд ) ∫ Cл 0 Сл Сл На рисунке 2.8 представлены кривые а – тока, б – напряжения, в – заряда при вдохе для рассмотренного случая. Так как U ( 0 ) = I 0 Rвд , то Rвд = U ( 0) . I0 Для спирометрии выражение (2.1) соответствует следующему: (2.1) 44 Rвд = где Rвд – P ( 0) , F0 сопротивление на вдохе, F0 – скорость потока в проводнике дыхания, P ( 0 ) – давление в начальный момент вдоха. I U Q I0 I0tвд/Cл I0tвд I0Rвд 0 0 tвд t б а tвд t tвд в Рисунок 2.8 – Кривые вдоха Переходный процесс (инспираторная пауза). Как говорилось ранее, переходный процесс возникает в тот момент, когда клапан вдоха уже закрыт, а клапан выдоха ещё не открыт. Определим переходной процесс в паузе между вдохом и выдохом, который следует за окончанием вдоха. В течение этой паузы переключатель П (вдох/выдох) не подключен ни к какой позиции и в схеме протекает переходной процесс (рисунок 2.9). Кривая напряжения при этом имеет вид, представленный на рисунке 2.10. Rвд Cап Cл Рисунок 2.9 – Электрическая схема при паузе между вдохом и выдохом В момент паузы происходит перераспределение зарядов между ёмкостями. После окончания этого процесса напряжения на ёмкостях U U= равны друг другу и U1 = 0 (тока нет). Поэтому = 2 Ux и t 45 Cл = Q Ux , (2.2) где Q измеряется в момент окончания вдоха. Так как до переключения П и в момент перераспределения зарядов const , где q1 и q2 – суммарный заряд остается постоянным, то q1 + q2 = соответствующие заряды на ёмкостях Cл и Cап . Поэтому U max ⋅ Cап + (U max − I ⋅ Rвд ) ⋅ Cл =U x ⋅ Cап + U x ⋅ Cл , U max (Cап + Cл ) − I ⋅ Rвд= ⋅ Cл U x (Cап + Cл ) , U max − I ⋅ Rвд ⋅ Cл Cап + Cл = Ux , I ⋅C U max − U x = л Rвд , Cап + Cл C (U max − U x ) 1 + ап Cл Rвд = . I (2.3) При Cап<<Cл формула (2.3) превращается в формулу (2.4), Rвд = (U max − U x ) . I (2.4) Формулы (2.2), (2.3) и (2.4) в терминах спирометрических показателей имеют вид следующих формул (2.5), (2.6) и (2.7), соответственно. Cл = V Px , C ( Pmax − Px ) 1 + ап Cл Rвд = , F Rвд = ( Pmax − Px ) , F (2.5) (2.6) (2.7) 46 τ = Rвд Cл . U, В Umax (Umax – Ux) Ux IR вдох пауза выдох t, c Рисунок 2.10 – Кривая напряжения с инспираторной паузой В вышеприведенных формулах V – объём газа, введенный к моменту окончания вдоха, F – поток в момент окончания вдоха, Pmax - максимальное давление (PPEAK [16]), соответствующее Umax в электрической модели, Px давление в конце инспираторной паузы (PPLAT [16]), которое соответствует установившемуся напряжению Ux в электрической модели, Cл – растяжимость, Rвд – сопротивление при вдохе, τ – постоянная времени. Вычисление спирометрических показателей по текущим соседним отсчетам. Из рисунка 2.7 следует, что U ( t ) =U1 ( t ) + U 2 ( t ) = I (t ) Rвд + Q(t ) . Сл Для двух моментов времени t1 и t2 имеем следующую систему из 2-х уравнений: 47 Q(t1 ) = U ( t1 ) I (t1 ) Rвд + С л . Q t ( ) 2 U ( t ) I (t ) R + = 2 2 вд Сл (2.8) Измеряя U , I , Q (а для спирометрических кривых P, F, V) в моменты времени t1 и t2 и решая систему (2.8) можно вычислить Cл , Rвд и τ [44]. Выдох. При выдохе переключатель переключается в положении 2 (рисунок 2.7). Происходит разряд ёмкости Сл через сопротивление Rвыд. В начале выдоха максимальное напряжение на Сл равно U 2 (max) = I 0 tвд . Тогда в процессе разряда Cл этой ёмкости в интервале от 𝑡𝑡вд до Т, где Т – период дыхания, напряжение U2(t) будет меняться следующим образом: t − I = τ U 2 (t ) = 0 tвд e τ , при Cл ( Rвд + Rвыд )Сл . Тогда ток разряда равен: t t − I dU 2 (t ) 1 − 1 = − I 0tвд I (t ) = Cл Cл 0 tвд (− )е τ = е τ. dt Cл τ ( Rвд + Rвыд )Сл На рисунке 2.11 изображена кривая тока в течение вдоха и выдоха, где значение тока I1(max) равно I1 (max) = − I 0tвд ( Rвд + Rвыд )Сл . I I0 0 T t I Рисунок 2.11 – Кривая тока без инспираторной паузы Получим напряжение на Rвд: = U (t ) I= (t ) Rвд I 0tвд ( Rвд + Rвыд )Сл Rвыд е − t τ 48 или, что тоже самое t − Rвыд Rвыд I0 τ. U (t ) U= t t е = ( ) 2 вд Rвд + Rвыд Cл Rвд + Rвыд При t=0 напряжение будет равно: = U (t ) I 0tвд Rвыд Rвыд = U 2 (max) . Сл Rвд + Rвыд Rвд + Rвыд Разность напряжений U в конце вдоха и начале выдоха равна: = ∆U U 2 (max) − U 2 (max) = U 2 (max) Rвыд R + Rвыд − Rвыд = U 2 (max) вд = Rвд + Rвыд Rвд + Rвыд Rвд . Rвд + Rвыд Таким образом, получаем следующий график, представленный на рисунке 2.12, а. Уравнение заряда (объёма) Q приведено ниже. На рисунке 2.12, б отображен график изменения объёма во время вдоха и выдоха. t − I0 Q(t ) U= Слtвд е τ , при t=0 Q(t ) = I 0tвд = 2 (t )Cл Сл U Q ΔU I0tвд I0Rвд 0 0 tвд T t а tвд T t б Рисунок 2.12 – Кривые напряжения и заряда без инспираторной паузы На рисунке 2.13 приведены реальные кривые для способа управления по объёму (току): а – поток, б – давление, в – объём. 49 F, л/мин t, c а P, см вод. ст. t, c б V, мл t, c в Рисунок 2.13 – Реальные кривые при управлении по объёму (потоку) 2.2.2. Электрическая модель при управлении вдохом по давлению Теперь рассмотрим способ подачи газовой смеси при управлении по давлению (напряжению). На рисунке 2.14 представлена электрическая схема для этого режима. П I 1 Е Rвыд U Rвд 2 Cап Cл Рисунок 2.14 – Электрическая схема при управлении по напряжению 50 Так же, как и раньше, напряжение на Rвд обозначим U1, а напряжение на Сл – U2. Вдох. При вдохе получаем следующие уравнения для тока, напряжения и заряда: 𝑡𝑡 𝐸𝐸 − 𝜏𝜏 (1 − 𝑒𝑒 1 ), при 𝜏𝜏1 = 𝑅𝑅вд Сл , 𝐼𝐼(𝑡𝑡) = 𝑅𝑅вд 𝑄𝑄(𝑡𝑡) = 𝑈𝑈2 (𝑡𝑡)Сл , 𝑈𝑈1 (𝑡𝑡) = 𝐸𝐸(1 − 𝑡𝑡 − Сл ), 𝑅𝑅 вд 𝑒𝑒 𝑄𝑄 (𝑡𝑡) = Сл 𝐸𝐸(1 − 𝑡𝑡 − Сл ). 𝑅𝑅 вд 𝑒𝑒 Эти зависимости изображены на рисунке 2.15. Из рисунка 2.16 видно, что постоянная времени τ соответствует точке пересечения касательной к кривой в начале переходного процесса к её асимптоте. Из рисунка 2.16 также видно как при известном U можно вычислить U E и Cл . Rвд I Q E/Rвд ECл 0 0 0 tвд tвд t б а tвд t t в Рисунок 2.15 – Кривые вдоха: а – напряжения, б – тока, в – заряда Следует заметить, что постоянную времени экспоненциальной зависимости можно вычислить по двум отсчетам кривой. Используя вышеприведенное выражение для тока, для двух моментов времени t1 и t2 можно написать (t1 − t2 ) − I (t1 ) =e τ I (t2 ) , ln I (t1 ) (t2 − t1 ) = , I (t2 ) τ I (t1 ) I (t2 ) τ= . t2 − t1 ln (2.9) 51 I (t ), А Q(t), Кл U Rвд CлU 0 τ t, с t, с 0 а б Рисунок 2.16 – Касательная к кривым: а – тока, б – заряда Выдох. После переключения на выдох, напряжение U будет равно: U (t ) = U x e − t τ , при= τ ( Rвд + Rвыд )Сл . Считаем, что Сап<<Сл, поэтому в τ оно не учитывается. Вся кривая U будет иметь вид, представленный на рисунке 2.17, а. Если не учитывать влияния паузы и пренебречь Сап, то можно получить уравнение для тока (потока): t − dU 2 (t ) I (t ) = Cл , U 2 (t ) = Ee τ , при= τ ( Rвд + Rвыд )Сл , dt t 1 − I (t ) = − Ee τ . τ Для заряда (объёма) уравнение выглядит следующим образом: = Q(t ) C= лU 2 (t ) Cл Ee − t τ. На рисунке 2.17, б изображена кривая тока, на рис. 2.17, в – заряда. Они получены с помощью описанных уравнений, а на рисунке 2.18 – реальные спирограммы, а – потока, б – давления, в – объёма. 52 U I Е 0 ЕCл Е/Rвд 0 tвд t 0 tвд tвд t а t в б Рисунок 2.17 – Теоретические кривые давления, тока и заряда F, л/мин t, c а P, см вод. ст. t, c б V, мл t, c в Рисунок 2.18 – Реальные кривые потока, давления, объёма Приведенные методы вычисления параметров дыхания помогают в разработке новых алгоритмов вычисления параметров спирограмм. В работе эти способы описаны лишь схематично. В реальных разработках алгоритмов для аппаратов ИВЛ они должны сопровождаться процедурами предобработки (фильтрации, аппроксимации, накопления, нахождения особых точек на кривой и др.). Кроме того надо учитывать дополнительные погрешности, возникающие в процессе вычислений. Таким образом, можно сделать вывод, что полученные изображения соответствуют реальным кривым. Предложенная модель помогает 53 объяснить механику искусственного дыхания в норме и при патологиях и найти новые подходы к вычислению параметров спирограмм. 2.3. Методы оценки параметров внешнего дыхания пациента при ИВЛ, основанные на анализе электрической модели Используя представленную ранее электрическую модель при управлении по объёму (потоку) (рисунок 2.7) и при управлении по давлению (рисунок 2.14), были описаны процессы внешнего дыхания с помощью уравнений потока, давления и объёма на вдохе и выдохе. Перейдем к рассмотрению математических методов измерения параметров внешнего дыхания: растяжимости C, сопротивления R и постоянной времени τ. Дыхательный цикл состоит из вдоха и выдоха. Соответственно, можно определять параметры дыхания на каждом из этих участков отдельно. Так при вдохе (рисунки 2.7 и 2.13) учитываются только значение сопротивления Rвд и значение растяжимости Сл. Значение растяжимости Cап намного меньше Сл, поэтому им можно пренебречь. При выдохе необходимо ещё учитывать значение сопротивления Rвыд. В результате чего значение постоянной времени на вдохе будет отличаться от значения на выдохе. Вычисление значения на выдохе усложнится, поэтому в описываемых методах использовался только участок вдоха с инспираторной паузой (переходным процессом) и без неё. Перейдем к рассмотрению методов вычисления параметров внешнего дыхания, основанных на анализе электрической модели. Первые три относятся к режиму с управлением по объёму (потоку). 1. Метод вычисления сопротивления на участке вдоха В случае вычисления сопротивления на участке вдоха известно значение потока 𝐹𝐹0 и значение давления в начальный момент времени 𝑃𝑃(0). Постоянное значение скорости потока в проводнике дыхания 𝐹𝐹0 задается врачом анестезиологом-реаниматологом. Значение давления в начальный момент вдоха P(0) равно значению давления в конце выдоха. Таким образом, на участке вдоха 54 сопротивление Rвд вычисляется согласно (2.1) (см. раздел 2.2.1) следующим образом: Rвд = P ( 0) . F0 2. Метод вычисления параметров дыхания на участке инспираторной паузы Для этого участка измерения будет известно значение объёма V в конце вдоха и давления Px в конце инспираторной паузы (или в начале выдоха). Исходя из этого, растяжимость Cл вычисляется согласно (2.5): Cл = V Px . Формула вычисления сопротивления на вдохе с инспираторной паузой согласно (2.6) представляет следующее уравнение (см. раздел 2.2.1): C ( Pmax − Px ) 1 + ап Cл Rвд = F , где Cап – растяжимость аппарата, Pmax – значение давления в конце вдоха. Причем если Cап Cл , то согласно (2.7) сопротивление можно вычислить следующим образом: Rвд = ( Pmax − Px ) F . 3. Метод вычисления параметров дыхания по текущим соседним отсчетам Если взять участок на кривой между двумя близко расположенными точками t1 и t2, на котором эта кривая будет изменяться линейно, измеряя значения F, P, V в эти моменты времени (t1 и t2) и решая систему (2.8), можно вычислить 𝐶𝐶1 = 𝑉𝑉1 , 𝑃𝑃1 − 𝐹𝐹1 𝑅𝑅 Rвд , Сл . 55 𝐶𝐶2 = 𝑉𝑉2 , 𝑃𝑃2 − 𝐹𝐹2 𝑅𝑅 где P1 и P2 – значения давления в первой и во второй точке, соответственно, F1 и F2 – значения потока, V1 и V2 – значение давления в этих точках. 𝑉𝑉1 𝑉𝑉2 = , 𝑃𝑃1 − 𝐹𝐹1 𝑅𝑅 𝑃𝑃2 − 𝐹𝐹2 𝑅𝑅 𝑃𝑃2 𝐹𝐹2 𝑅𝑅 𝑃𝑃1 𝐹𝐹1 𝑅𝑅 − = − , 𝑉𝑉1 𝑉𝑉2 𝑉𝑉1 𝑉𝑉2 𝑃𝑃2 𝑃𝑃1 𝐹𝐹2 𝐹𝐹1 − �= − , 𝑉𝑉2 𝑉𝑉1 𝑉𝑉2 𝑉𝑉1 𝑅𝑅 � 𝑃𝑃2 𝑃𝑃1 − 𝑉𝑉2 𝑉𝑉1 𝑅𝑅 = , 𝐹𝐹2 𝐹𝐹1 − 𝑉𝑉2 𝑉𝑉1 𝑉𝑉 𝑃𝑃2 − � 2 � 𝑃𝑃1 𝑉𝑉1 . 𝑅𝑅 = 𝑉𝑉2 𝐹𝐹2 − � � 𝐹𝐹1 𝑉𝑉1 (2.10) Подставив в одно из уравнений системы (2.8) полученное уравнение (2.10), получим: 𝐶𝐶 = 𝑉𝑉1 . 𝑃𝑃1 − 𝑅𝑅𝐹𝐹1 4. Метод вычисления постоянной времени для способа управления (2.11) вдохом по давлению Для вычисления постоянной времени для способа управления вдохом по давлению можно по двум отсчетам кривой потока согласно (2.9) используется следующая формула: F (t1 ) F (t2 ) τ= . t2 − t1 ln 56 Как говорилось ранее, постоянная времени τ соответствует точке пересечения касательной к кривой в начале переходного процесса к её асимптоте (рисунок 2.16). Таким, образом, зная значение давления и постоянной времени, можно вычислить 𝑅𝑅вд и 𝐶𝐶л . Рассмотренные методы можно использовать для вычисления параметров дыхания. Наиболее удобным методом является метод вычисления значений R и C по двум отсчетам, так как он позволяет вычислять значения параметров дыхания не в определенной точке, а на выбранном участке вдоха, а также учитывает изменение значений растяжимости во времени. 2.4. Разработка алгоритма вычисления параметров дыхания Основная задача работы заключается в вычислении параметров дыхания в режиме реального времени для анализа состояния пациента при ИВЛ. Для её решения использованы реальные сигналы, съём и регистрация которых осуществлялась в больницах Санкт-Петербурга с помощью газоанализатора, в основе которого лежит Artema AION Multigas Analaser AION03 [45]. Более подробно ознакомиться с процессом съёма и регистрации сигналов можно в разделе 4.1. Используемые сигналы представляют собой записи в виде текстового файла с набором параметров: поток, давление, объём, отметки переключения фаз цикла вентиляции. Кроме этого известны заданные врачом анестезиологомреаниматологом значения параметров вентиляции. При управлении объёмом (потоком) задаётся максимального значения объёма на вдохе, соотношение времени вдоха к времени выдоха, частота дыхания в минуту. В случае управления давлением вместо объёма определяется значение давления на вдохе. Используемые сигналы могут содержать существенные помехи (различия в форме, в длительности циклов дыхания) и проявления спонтанного дыхания, поэтому, во-первых, необходимо решить задачу подготовки (преобразования) сигналов для дальнейшего вычисления параметров, которая включает в себя две подзадачи: получение контрольного цикла; 57 удаление помех из него. После этого решается задача вычисления значений растяжимости, сопротивления, постоянной времени. 2.4.1. Предобработка исходных сигналов Получение контрольного цикла заключается в том, что в течение первой минуты накапливается информация по сигналам потока, давления и объёма. В полученном временном промежутке выбирались похожие друг на друга циклы дыхания, а остальные исключаются из рассмотрения. Выбранные таким образом циклы дыхания усредняются, и получается искомый контрольный цикл. Для этого использовалось среднеквадратическое отклонение (СКО), которое вычислялось между всеми накопленными циклами дыхания. Сначала в выборке условно за контрольный берётся первый цикл, и вычисляются значения СКО между ним и вторым циклом, затем – между ним и третьим и т.д. После этого за контрольный условно принимается второй цикл, и проводятся аналогичные вычисления СКО. Для этого использовалась следующая формула: 1 СКО𝑃𝑃𝑖𝑖 𝑃𝑃𝑗𝑗 = � � (𝑃𝑃𝑗𝑗 𝑘𝑘 − 𝑃𝑃𝑖𝑖𝑘𝑘 )2 , 𝑁𝑁 𝑖𝑖𝑖𝑖𝑖𝑖 где СКО𝑃𝑃𝑖𝑖 𝑃𝑃𝑗𝑗 – значение СКО между -ым (контрольным) и 𝑗𝑗-ым (рассматриваемым) циклами дыхания , 𝑘𝑘 – номер отсчета, 𝑃𝑃𝑖𝑖𝑖𝑖 – значения давления в i-ом цикле, 𝑃𝑃𝑗𝑗𝑗𝑗 – ������ ����� значения давления в 𝑗𝑗-ом цикле, 𝑖𝑖 = ����� 1; 𝑁𝑁, 𝑗𝑗 = 1; 𝑀𝑀, 𝑘𝑘 = 1; 𝐾𝐾 . Если полученное значение СКО𝑃𝑃𝑖𝑖 𝑃𝑃𝑗𝑗 < 𝑎𝑎, где a – контрольное значение, то считается, что циклы схожи между собой, если СКО𝑃𝑃𝑖𝑖 𝑃𝑃𝑗𝑗 > 𝑎𝑎, то циклы дыхания не схожи, и этот сравниваемый цикл исключается из рассмотрения. Для каждого цикла, условно принимаемого за контрольный, считается количество СКО 𝑁𝑁СКО, значение которых меньше заданного контрольного параметра a. Выбирается та группа циклов, у которой с выбранным условно контрольным циклом значение 𝑁𝑁СКО большее. 58 Следующим шагом вычисляется контрольный цикл дыхания, для этого применяется процедура скользящего усреднения циклов дыхания по N выбранным циклам. Удалить помехи из полученного цикла можно с помощью усреднения, фильтрации или аппроксимации полиномом [46]. Причем применять выбранный способ удаления помех сразу для всего участка вдоха неверно, вопервых, можно потерять часть информации в исходных сигналах. Во-вторых, участки от 0 до 20 % и от 80 до 100 % от максимального значения объёма являются переходными, рассчитанные на них значения растяжимости и сопротивления не являются достоверными. Поэтому участок вдоха необходимо поделить на участки, и для каждого участка применить усреднение, фильтрацию или аппроксимацию полиномом. Интерес представляют точки начала и конца переходного процесса, а также точка, расположенная посередине участка от 20 до 80 % от максимального значения объёма. 2.4.2. Вычисление значений растяжимости лёгких и сопротивления дыхательных путей После обработки исходных сигналов вычисляются параметры внешнего дыхания. Одна из проблем при их вычислении, которую нужно учесть, заключается в самом значении растяжимости. Оно меняется на протяжении фазы вдоха, т.е. его необходимо оценивать по близко расположенным точкам. По этой причине для вычисления значений растяжимости и сопротивления используются уравнения (2.9) и (2.10), описанные в разделе 2.3: 𝑅𝑅𝑘𝑘 = 𝑉𝑉𝑘𝑘+∆𝑘𝑘 � 𝑃𝑃𝑘𝑘+∆𝑘𝑘 𝑉𝑉𝑘𝑘 , 𝑉𝑉𝑘𝑘+∆𝑘𝑘 −� � 𝐹𝐹𝑘𝑘 𝑉𝑉𝑘𝑘 𝑃𝑃𝑘𝑘+∆𝑘𝑘 − � 𝐹𝐹𝑘𝑘+∆𝑘𝑘 𝐶𝐶𝑘𝑘 = 𝑉𝑉𝑘𝑘 , 𝑃𝑃𝑘𝑘 − 𝑅𝑅𝑘𝑘 𝐹𝐹𝑘𝑘 где 𝑘𝑘 – номер отсчета сигнала, ∆𝑘𝑘 – шаг. На каждом участке текущего цикла дыхания вычисляются значения R и C по текущим соседним отсчетам. После чего полученные значения усредняются и 59 отображаются на экране. Затем поступает следующий цикл дыхания, который сначала сравнивается с контрольным. Если полученное значение СКО между текущим и контрольным циклами СКОтк меньше заданного параметра a, то этот цикл добавляется в ранее созданную выборку и заново выполняется процедура усреднения по N-м дыхательным циклам для получения контрольного цикла: СКОтк 𝑁𝑁 1 � = � (𝑃𝑃т𝑘𝑘 − 𝑃𝑃к𝑘𝑘 )2 , 𝑁𝑁 𝑘𝑘=1 где 𝑃𝑃т𝑘𝑘 – значение давления k-го отсчета для текущего рассматриваемого цикла, 𝑃𝑃к𝑘𝑘 – значение давления k-го отсчета контрольного цикла. Аналогично, если это отклонение превышает заданный порог СКОтк > 𝑎𝑎 , соответствующий цикл не используется для усреднения. Это позволит обеспечить устойчивость процедуры усреднения сигналов к возможным случайным отклонениям и помехам. Каждый следующий цикл необходимо проверить на совпадение. Если несколько подряд идущих циклов отличаются от контрольного, но схожи между собой, то значит, изменились установки цикла, и необходимо оценить изменение. Если расстояние не выше порога – проводится следующее усреднение [46]. Если выше, то необходимо пересчитать контрольный цикл дыхания. 2.4.3. Подбор параметров для реализации алгоритма Для реализации описанного алгоритма необходимо, во-первых, определить численное значение контрольного параметра a. Для этого была проведена серия экспериментов, в ходе которых строились графики. На них отображались циклы дыхания на выбранном временном промежутке, равном одной минуте. Причем точка ноль соответствовала точке начала цикла дыхания (рисунок 2.19, а). Контрольное значение a подбиралось таким образом, чтобы на графике остались те циклы, которые бы не отличались бы друг от друга по форме и длительности (рисунок 4.19, б). В результате проведенных экспериментов контрольное значение равно двум. 60 F, л/мин t, c P, см вод. ст. t, c V, мл t, c а F, л/мин t, c P, см вод. ст. t, c V, мл б t, c Рисунок 2.19 – Пример кривых поток, давление, объём Следующим шагом необходимо выбрать способ подавления помех. Для решения этой задачи были проведены эксперименты, в ходе которых сравнивались результаты применения операций сглаживания и синхронного усреднения для подавления помех в сигнале. На рисунке 2.20 показан пример результатов применения этих операций. Согласно рисунку 2.20, б использование фильтра нижних частот для устранения помех приводит к сглаживанию участков 61 начала и конца вдоха. При использовании усреднения (рисунок 2.20, в) в сигнале остаются те помехи, которые связаны с особенностями аппаратуры и одинаковы для всех циклов вдоха. Рисунок 2.20 – Пример подавления помех для фрагмента сигнала давления: а – исходный сигнал; б – сигнал после фильтра нижних частот; в – сигнал, полученный в результате синхронного усреднения. Кроме этого для решения поставленной задачи проводились эксперименты по сравнению результатов вычисления значений R и C после применения скользящего усреднения сигналов по N циклам, после обработки ФНЧ, после усреднения, после аппроксимации полиномом. На рисунке 2.21 приведен пример, показывающий достоинства использования скользящего усреднения сигналов по N циклам (рисунок 2.21, б, г, е) в сравнении с ФНЧ (рисунок 2.21, а, в, д). Кроме этого на рисунке показано изменение значений сопротивления и растяжимости на выбранном участке вдоха для исходного сигнала и сигнала после обработки ФНЧ (рисунок 2.21, ж, и), для усредненного сигнала и сигнала после аппроксимации полиномом (рисунок 2.21, з, к). 62 Рисунок 2.21. Пример результатов расчёта растяжимости и сопротивления: а), в), д) сигналы потока, давления и объёма, пунктир – исходные сигналы, сплошная линия – сигналы после ФНЧ; б), г), е) сигналы потока, давления и объёма, пунктир – исходные сигналы, сплошная линия – сигналы после процедуры синхронного аппроксимации усреднения; полиномом степени жирной 2; ж), линией и) показан фрагмент рассчитанные значения растяжимости C и сопротивления R, пунктир – по исходным сигналам, сплошная линия – с использованием ФНЧ; з), к) рассчитанные по усреднённому сигналу значения растяжимости 𝐶𝐶 и сопротивления R, пунктир – по усреднённым сигналам, сплошная линия – с использованием полиномиальной интерполяции. 63 Для выбора наилучшего метода удаления помех (ФНЧ, усреднение, аппроксимация полиномом) из полученного контрольного цикла проведены эксперименты, в которых рассчитывались средние значения сопротивления и растяжимости и разброс этих значений после применения каждого метода. Результаты эксперимента по сравнению этих методов приведены в таблице 2.2. Как видно, средние значения сопротивления мало отличаются друг от друга, но при этом разброс значений меньше после аппроксимации полиномом. В случае значений растяжимости разброс значений меньше при использовании аппроксимации полиномом, и он равен 40. Таким образом, для удаления помех из контрольного сигнала лучше использовать сочетание процедур скользящего усреднения сигналов по N циклам и аппроксимацию полиномом [46]. Таблица 2.2 – Сравнение результатов вычисления значений R и C после применения различных методов удаления помех Параметр Разброс Среднее значение Исходный сигнал C, R, см После ФНЧ вод. ст./ л/с мл/см вод. ст. 0,0075 0,0148 R, см вод. ст./ л/с 40 49 C, После усреднения R, см C, мл/см вод. ст. вод. ст./ л/с мл/см вод. ст. 0,0075 30 0,0035 0,0156 46 0,0143 После аппроксимации полиномом R, см вод. C, ст./ л/с мл/см вод. ст. 20 0,0035 13 10,6 0,0144 40 Метод удаления помех заключается в аппроксимации полиномом всех трёх сигналов в фазе вдоха. При этом для аппроксимации выбирается фрагмент продолжительностью T секунд, для которого осуществляется аппроксимация полиномом степени 𝑆𝑆𝑃𝑃 . Для каждого полученного фрагмента полинома выбираются две точки на расстоянии ∆𝑡𝑡 друг от друга, по которым с использованием приведённой выше системы двух уравнений (2.8) рассчитываются значения 𝐶𝐶 и 𝑅𝑅 . Однако при этом встаёт вопрос о выборе наиболее оптимального набора этих параметров. Для решения описанной проблемы проведены эксперименты, в которых использовались модельные 64 сигналы, полученные с помощью метода, подробно описанного в 4-й главе в разделе 4.1. Для каждого модельного сигнала изветны значения частоты дыхания, максимального объёма, растяжимости и сопротивления. Эксперименты заключались в последовательном изменении степени полинома, длительности аппроксимируемого фрагмента и шага перемещения фрагмента и вычислении значений растяжимости и сопротивления для каждого выбранного участка. Необходимо учесть, что на выбранном участке вычисляется M-е число значений сопротивления. Количество зависит от длительности выбранного фрагмента аппроксимации и шага полинома. Для удобства анализа вычисляются средние значения сопротивления и растяжимости на этом участке. Здесь можно использовать процедуру усреднения или нахождения медианных значений. Поэтому следующим шагом необходимо определить метод вычисления средних значений растяжимости и сопротивления на выбранном фрагменте вдоха. Необходимо найти значения в точках 20, 50 и 80 % от максимального значения объёма на вдохе. Это возможно сделать только при использовании медианных значений, так как в случае использования усреднения получим среднее значения на всем участке. По результатам экспериментов было решено вычислять медианные значения (см. рисунок 2.22), так как у них меньше разброс получаемых значений, чем у средних (таблица 2.3). Таблица 2.3 – Сравнение средних и медианных значений C, мл/см вод. ст. Среднее значение Медианное значение 25 40 52 46 45 43 41 42 43 43 43 43 65 C, мл/см вод. ст. n Рисунок 2.22. Пример значений растяжимости: х – медианные, о – средние, n – номер отсчета Полученные медианные значения параметров внешнего дыхания сравнивались с заданными параметрами для каждого сигнала. Значения степени полинома, длительности аппроксимируемого фрагмента, шага перемещения фрагмента подбирались так, чтобы ошибка вычисления параметров внешнего дыхания была минимальна. В результате проведенных экспериментов подобраны параметры для аппроксимации полиномом. В таблице 2.4 показаны оптимальные значения параметров описанной процедуры. В качестве критерия оценки точности вычисления С и R использовалось среднеквадратическое отклонение от значений параметров. В таблице 2.5 приведено несколько примеров исходных значений параметров внешнего дыхания и рассчитанные значения сопротивления и растяжимости для каждого сигнала. Как видно при сопротивлении равном 5 см вод.ст./ л/с и частоте дыхания в минуту равной 5 ошибка вычисления растяжимости и сопротивления не превышает 10 %. В случае увеличения значения частоты дыхания в минуту и 66 значения сопротивления ошибка вычисления значений параметров дыхания увеличивается. Это обусловлено использованием физических моделей сопротивления. В них в качестве апертуры используется шайба с определённым диаметром. При увеличении турбулентность в значения трубке, поэтому сопротивления используемые модели увеличивается сопротивления применимы для низких значений 𝑅𝑅. Таблица 2.4 – Оптимальные параметры для аппроксимации полиномом Параметр N T,c 𝑆𝑆𝑃𝑃 ∆t , c Диапазон оптимальных значений 5 – 10 0,4 – 0,6 2 0,06 –0,08 Таблица 2.5 – Сравнение значений параметров дыхания для модельных сигналов № V, мл 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 100 100 100 200 200 200 200 200 200 200 Ошибка Исходные значения Расчитанные значения R, см 𝑓𝑓дых в C, мл/см R, см вод.ст./ C, мл/см вод. вод.ст./ вод. ст. л/с ст. мин л/с 5 5 10 5,3 10,4 10 5 10 -0,64 9,7 100 5 10 5,8 3,6 5 5 10 6,4 10,5 10 5 10 0,89 10,2 100 5 10 -3,5 4,5 5 20 10 4,6 11 10 20 10 1,9 9,1 100 20 10 -6,3 3,36 5 50 10 9,7 10,8 вычисления параметров внешнего дыхания с помощью разработанного алгоритма менее 14 % для модельных сигналов. Соответственно его можно применять для вычисления параметров дыхания. После подбора необходимых параметров проведены эксперименты на реальных сигналах. Было использовано 14 записей. Длительность каждой 120 67 секунд. Для каждой из них изветны значения параметров внешнего дыхания. Ошибка вычисления параметров дыхания для этих сигналов лежит в пределах от 2 до 14 %. Более подробно ознакомится с результатми проведенных экспериментов можно в 4-й главе в разделе 4.4. В таблице 2.6 приведено несколько примеров контрольных значений и расчитанных. Для некоторых режимов вентиляции используемые приборы не позволяли рассчитать значение сопротивления, поэтому в таблице 2.6 в таких случаях не сравниваются значения сопротивления. Таблица 2.6 – Сравнение параметров дыхания для реальных сигналов R, см вод.ст./ л/с № Контрольное Рассчитанно записи значение е значение 73 74 81 24 21÷25,5 82 90 15 13,5÷16,5 Ошиб C, мл/см вод. ст. ка Контрольно Рассчитанно е значение е значение 41 38,5÷42 41 39÷43 6÷12 17 15÷19,5 29 27÷30 <11 17 16÷18,4 Ошиб ка 2÷6 <4,8 11÷14 3÷7 5÷8 На рисунке 2.25 приведена блок-схема разработанного в разделе 2.4 алгоритма вычисления параметров внешнего дыхания по спирограммам. 68 Пуск нет Поступление очередного цикла Конец да Вычисление СКО СКО<a нет д да Формирование массива да T< 1 мин нет Формирование контрольного цикла Аппроксимация Вычисление параметров дыхания Рисунок 2.25 – Блок-схема алгоритма вычисления параметров внешнего дыхания 2.4.4. Вычисление значений постоянной времени В электротехнике постоянная времени τ характеризует длительность протекания переходного процесса, обычно это тот промежуток времени, в течение которого напряжение достигает 63,2 % своего установившегося значения [47]. Она отражает одновременно эластические свойства дыхательной системы и сопротивление дыхательных путей. У разных людей τ разная. Нормальная величина постоянной времени для человека составляет около 0,42 секунды, тогда как при ХОБЛ эта величина вдвое больше [48]. Если постоянная времени растёт, 69 это обструктивный процесс, а если уменьшается, значит, лёгкие стали менее податливы. Постоянная времени является мерой, которая отражает, сколько времени требуется дыхательной системе для достижения равновесия после внезапного изменения давления (рисунок 2.23). Она вычисляется как произведение сопротивления 𝑅𝑅 и растяжимости 𝐶𝐶 и выражается в секундах [43]: 𝜏𝜏 = 𝑅𝑅𝑅𝑅. (2.11) Рисунок 2.23 – Кривые постоянной времени вдоха и выдоха При выдохе по истечении времени τ пациент успевает выдохнуть 63% дыхательного объёма, за время 2τ – 87%, а за время 3τ – 95% дыхательного объёма. Если время, предоставляемое пациенту для выдоха <5τ, то после каждого вдоха часть дыхательного объёма будет задерживаться в лёгких пациента. Максимальный дыхательный объём при вдохе с постоянным давлением поступит за время 5𝜏𝜏. Пассивный выдох займет время равное 5𝜏𝜏 [13]. 70 Для вычисления значения постоянной времени τ на вдохе применяется формула (2.11). Нужно учесть то, что значение растяжимости на вдохе изменяется, соответственно значение постоянной времени τ будет меняться на вдохе, что не корректно, так как значение τ должно быть постоянным, если состояние пациента не изменилось. Значение τ можно вычислять на выдохе. Исходя из определения, постоянная времени – это время, необходимое для выдоха из лёгких 63% первоначально поступившего в лёгкие объёма (рисунок 2.24). 0 t τ Рисунок. 2.24 – Кривая объёма Для исключения значений, относящихся к переходному процессу, необходимо начать отсчет не в точке максимального объёма, а в точке равной 90% от максимального объёма. Вторая точка для вычисления значения постоянной времени равна 26,8 % от максимального объёма. Определив значение времени для каждой точки по оси 𝑋𝑋 , значение постоянной времени рассчитывается как разница между полученными значениями времени. 2.5. Выводы Разработана электрическая модель внешнего дыхания пациента при ИВЛ. В её основе лежит двухкомпонентная физическая модель внешнего дыхания, динамические процессы которой можно анализировать с позиций теории 71 управления. Для анализа переходных процессов в электрических цепях использовались математические методы. Для объяснения существующих методов вычисления параметров дыхания с помощью электрической модели и выявления наиболее удобного метода были выбраны часто используемые режимы дыхания: при управлении объёмом (потоком) и при управлении давлением. Для каждого из описанных режимов разработана электрическая модель, приведены формулы вычисления параметров дыхания (потока, давления, объёма) на вдохе, на участке с инспираторной паузой и выдохе. На основе полученной информации описаны и обоснованы методы вычисления параметров внешнего дыхания: 1. метод вычисления значения сопротивления на участке вдоха; 2. метод вычисления параметров дыхания на участке инспираторной паузы; 3. метод вычисления параметров дыхания по текущим соседним отсчетам; 4. метод вычисления параметров дыхания для способа управления вдохом по давлению. В разработанном алгоритме оценки параметров внешнего дыхания использовался метод вычисления параметров по текущим соседним отчетам, так как он учитывает изменение значения растяжимости во времени. Для удаления помех из исходных сигналов предложено использовать сочетание процедур скользящего усреднения циклов дыхания и полиномиальной аппроксимации полученных усреднённых кривых. Экспериментально было показано, что эти процедуры позволяют бороться с неустойчивостью сигналов, помехами и наличием спонтанного дыхания у пациента лучше, чем, например, ФНЧ. По результатам проведённых экспериментов с модельными сигналами, для которых известны значения растяжимости, сопротивления, частоты дыхания в минуту, постоянное значение давления или потока (зависит от модели режима вентиляции лёгких), были выбраны оптимальные параметры для разработанного алгоритма, при которых ошибка вычисления значений сопротивления и растяжимости минимальна. 72 Таким образом, в II главе были решены первая и вторая задачи диссертационной работы: - разработана электрическая модель системы внешнего дыхания при ИВЛ; - разработан метод и алгоритм оценки показателей ИВЛ в реальном масштабе времени. 73 ГЛАВА 3. АНАЛИЗ КОМПЛЕКСА СПИРОМЕТРИЧЕСКИХ КРИВЫХ И ФОРМЫ ПЕТЛИ «ОБЪЁМ-ДАВЛЕНИЕ» 3.1. Описание состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых В предыдущей главе рассмотрены методы вычисления параметров внешнего дыхания по спирометрическим кривым (по кривым потока, давления и объёма). Кроме этого состояние системы дыхания можно оценить по изменению формы этих кривых. Для этого необходимо решить следующие задачи: • предложить некоторый параметр, который учитывает изменение системы дыхания при ИВЛ; • провести оценку достоверности определения обструктивных (связанных с необратимым ограничением воздушного потока в дыхательных путях, например, хроническая обструктивная болезнь лёгких (ХОБЛ)) или рестриктивных (связанных с неспособностью лёгких расширяться из-за потери эластичности, слабости дыхательных мышц, например, острый респираторный дистресссиндром – ОРДС) нарушений дыхательных путей. Для решения первой задачи используется описанный в статье [49] классификатор многомерных нестационарных сигналов на основе анализа динамических паттернов. Спирометрические кривые можно представить в виде такого многомерного сигнала, где по одной оси откладываются значения потока для одного цикла вдоха/выдоха, по другой – объёма, а по третьей – времени. Полученная кривая некоторым образом изменяется во времени [50]. Аналогично можно использовать сигналы объёма и давления, а также все три сигнала. Если взять два таких многомерных сигнала, отражающие процесс дыхания пациента в разные моменты времени, то можно рассчитать расстояние между кривыми в этом пространстве. Чем больше это расстояние, тем сильнее кривая одного цикла дыхания отличается от другого. По этому параметру можно судить об изменении формы спирографических кривых. 74 3.1.1. Разработка алгоритма для анализа состояния пациента по спирометрическим кривым Амплитуды сигналов потока, давления и объёма изменяются в различных числовых диапазонах и имеют различные единицы измерения. При построении петель а аппаратах ИВЛ масштаб осей устанавливается так, чтобы петли отображалась надлежащим образом для анализа. Поэтому необходимо решить задачу масштабирования, и перехода к безразмерным единицам измерения. Суть применяемого метода заключается в том, что в норме петля условно отображается под углом примерно 45 градусов к горизонтали. Нормальная динамическая растяжимость для пациента, подключенного к респиратору, лежит в диапазоне 5080 мл /см вод. ст., поэтому оси должны быть расположены так, чтобы значению растяжимости в середине диапазона (65 мл / см вод. ст.) соответствовал угол в 45 градусов. В некоторых случаях, когда не учитываются условия, удобно масштабировать оси таким образом, чтобы на экране отображалась максимально возможная часть петли. Это позволяет рассмотреть детали. Впоследствии, стандартные настройки масштаба осей возвращаются к первоначальным, чтобы можно было легко контролировать показатели пациента даже на расстоянии [12]. В результате проведенного анализа сигналов оказалось, что максимальные значения потока, давления и объёма, как правило, не превышают 130 л/мин, 20 см вод. ст., 1300 мл, соответственно. Поэтому используется нормировка 𝐹𝐹н = 𝐹𝐹/𝐹𝐹 ∗ , 𝑉𝑉н = 𝑉𝑉/𝑉𝑉 ∗ и 𝑃𝑃н = 𝑃𝑃/𝑃𝑃 ∗, где нормирующие величины 𝑉𝑉 ∗ = 1300 мл, 𝑃𝑃 ∗ = 20 см вод.ст., 𝐹𝐹 ∗ = 130 л/мин. В результате максимальные нормированные значения не должны превышать единицы. Для выявления изменений в состоянии системы дыхания при ИВЛ во времени, предлагается выбрать контрольный цикл дыхания и сравнивать с ним все последующие циклы. При этом между контрольной многомерной кривой и сравниваемой рассчитывается значение отклонения в некотором пространстве признаков по формулам: 75 СКО𝑓𝑓𝑓𝑓 =� 2 2 ∑𝑁𝑁 𝑖𝑖=1 (∆𝑓𝑓𝑖𝑖 +∆𝑣𝑣𝑖𝑖 ) 𝑁𝑁 , (3.4) где СКО𝑓𝑓𝑓𝑓 – значение СКО между кривыми в пространстве признаков «потокобъём», N – число отсчетов, ∆𝑓𝑓 – расстояние между кривыми по оси потока, ∆𝑣𝑣 – расстояние между кривыми по оси объёма; СКО𝑝𝑝𝑝𝑝 = � 2 2 ∑𝑁𝑁 𝑖𝑖=1 (∆𝑝𝑝 𝑖𝑖 +∆𝑣𝑣𝑖𝑖 ) , 𝑁𝑁 (3.5) где СКО𝑝𝑝𝑝𝑝 – значение СКО между кривыми в пространстве признаков «объёмдавление» ∆𝑝𝑝 – расстояние между кривыми по оси давления; СКО𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓 = � 2 2 2 ∑𝑁𝑁 𝑖𝑖=1 (∆𝑓𝑓𝑖𝑖 +∆𝑣𝑣𝑖𝑖 +∆𝑝𝑝 𝑖𝑖 ) 𝑁𝑁 , (3.6) где СКО𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓𝑓 – значение СКО между многомерными кривыми в пространстве признаков «поток-давление-объём». Необходимо учесть, что длительность реальных сигналов может различаться, поэтому перед вычислением этих параметров сравнивается длительность контрольного цикла и рассматриваемого. Если длительность циклов различна, то за эталонную длительность принимается наименьшая длительность контрольного цикла или сравниваемого, а амплитуды сигналов пересчитываются, для этого предлагается использовать интерполяцию. В качестве дополнительного анализа состояния системы дыхания предлагается сравнивать форму петли контрольного цикла с формой петли рассматриваемого цикла и отображать их в двумерном пространстве и в трехмерном. На графиках двумерного представления петель будут фиксироваться контрольные петли, а сравниваемые с контрольной петлей – изменяться. В трёхмерном представлении на каждом графике предложено отображать 7 петель, а рассматриваемый цикл для удобства – выделить другим цветом. На рисунке 3.1. представлена блок-схема разработанного алгоритма анализа состояния системы дыхания. 76 Начало Нормировка значений Выбор контрольного цикла Поступление сравниваемого цикла да Одинаковая длительность? нет Перерасчет значений в цикле Вычисление значений параметров да Следующий цикл? нет Построение графиков Конец Рисунок 3.1 – Блок-схема алгоритма для анализа состояния системы дыхания пациента по спирографическим кривым Таким образом, была разработан алгоритм, позволяющий анализировать изменение состояния системы дыхания по многомерным кривым в пространствах признаков «pressure-volume» и «flow-volume», также в пространстве признаков «flow-pressure-volume». 77 3.2. Динамика формы петли. Почему она важна врачам? Как уже говорилось, форма петли позволяет оценить состояние системы дыхания, выявить наличие отклонений или изменение состояния дыхательной системы в лучшую или худшую сторону. В норме петля представляет собой кривую, представленную на рисунке 3.2, А. Петля на рисунке 3.2, Б отражает дыхательный цикл без ПДКВ, но с инспираторной паузой: видно, что падение давления в верхней точке вначале вообще не сопровождается каким-либо изменением объёма, т.к. происходит при закрытых клапанах. Длина этого горизонтального отрезка петли отражает величину динамического компонента полного давления и, таким образом, сопротивление дыхательных путей на вдохе. Аналогичный вид может иметь эта часть петли при обструкции (рисунок 3.2, В). Разница заключается в том, что начальная часть ветви вдоха «завалена» к горизонтальной оси. Наклоненная узкая петля (рисунок 3.2, Г) отражает низкую растяжимость системы «грудная клетка–лёгкие». Значительное увеличение давления сопровождается небольшим приращением объёма. Петля на рисунке 3.2, Д отражает цикл респираторной поддержки с откликом аппарата на попытку вдоха пациента. Незамкнутая петля (рисунок 3.2, Е) означает наличие в дыхательном контуре утечки газа, не позволяющей больному «вернуть» в аппарат весь объём вдоха. Последняя петля (рисунок 3.2, Ж), отличающаяся характерным прямым углом, отражает дыхательный цикл инспираторной паузой [16]. Рисунок 3.2 – Примеры петель «объём-давление» с ПДКВ и 78 Современные аппараты ИВЛ содержат функцию стоп-кадра. Она позволяет сделать стоп-кадр экрана петель и выбрать контрольную петлю для сравнения. После того, как обновление данных в реальном времени возобновляется, выбранная петля остается на заднем плане позади текущего графика в реальном времени (рисунок 3.3). Например, в аппаратах AVEA [21] и VELA [22] можно сохранить до 4 петель. При сохранении пятой петли наиболее старая петля удаляется. Существует возможность выбора на экране одной из сохраненных контрольных петель, которую требуется использовать для сравнения петель. Эта функция облегчает обнаружение изменений параметров дыхания пациента. Рисунок 3.3 – Стоп-кадр петли «поток-объём» в аппарате VELA В диссертационной работе предлагается отображать петли не только в двумерном пространстве, но и в трехмерном. По оси X откладываются значения времени, по осям Y и Z – в случае построения петли «поток-объём» значения потока и объёма соответственно, а в случае построения петли «объём-давление» значения объёма и давления соответственно. Причем можно отображать не одну петлю на графике, а сразу несколько последних. На рисунке 3.4 представлено по 7 петель на каждом графике. Соответственно визуально можно анализировать динамику формы петли во времени. Как видно на рисунке 3.4 4-ый и 5-ый циклы 79 дыхания отличаются от остальных. Эти изменения связаны со спонтанным дыханием пациента. Рисунок 3.4 – Динамика петель «поток-объём», «объём-давление» (слева направо) 3.3. Вычисление параметров внешнего дыхания по петлям Анализ основных параметров внешнего дыхания, а также обнаружение существенных отклонений в заданных режимах ИВЛ, кроме скалярных (одномерных) функций (давления, потока и объёма) может осуществляться по двумерным функциям, представленным в виде петель «объём-давление» и «поток-объём». Установлено, что петля «объём-давление» представляет наибольший практический интерес для задач мониторинга в процессе проведения респираторной поддержки [5]. Переход к динамическому анализу числовых характеристик петель, связанных с основными спирометрическими величинами (сопротивление и растяжимость) и обеспечивающих оценку изменений формы петли, позволит более точно регулировать параметры вентиляции и своевременно диагностировать развитие патологий. 80 3.3.1. Петля «объём-давление» Петля «объём-давление» является графической формой описания функциональной зависимости дыхательного объёма V от давления P в контуре системы дыхания. В ходе регистрации кривых петля образуется на протяжении каждого дыхательного цикла. Она одновременно отражает влияние двух физиологических параметров: растяжимости лёгких C и сопротивления дыхательных путей R. Типичная кривая «объём-давление» при ИВЛ с управляемым объёмом для одного дыхательного цикла изображена на рисунке 3.5. V, мл B VТ r A 0 α PEEP Pmax P, см вод. ст. Рисунок 3.5 – Петля «объём-давление» Точка A соответствует началу вдоха (концу выдоха), точка B – концу вдоха (началу выдоха), а величина VT показывает дыхательный объём лёгких. Ввиду того, что существует запаздывание изменения величины объёма V относительно давления P, график имеет вид петли гистерезиса. Нижняя ветвь петли связана с работой дыхания по растяжению эластичных тканей лёгких во время вдоха, а верхняя – с работой дыхания по преодолению сопротивления дыхательных путей на выдохе. Поскольку давление в конце выдоха должно поддерживаться на заданном уровне, кривая дыхания смещена вдоль оси давления P на положительную величину ПДКВ [51]. 81 Линия, соединяющая две характерные точки кривой (A, B), задает направление основной оси петли. Наклон оси, равный углу α, характеризует величину динамической растяжимости дыхательной системы C = tg α, а ширина петли r - величину сопротивления дыхательных путей R. При этом расстояния от оси пели до её восходящей и нисходящей ветвей (на рисунке 3.5 указано стрелками) отражают инспираторное Rи и экспираторное Rэ сопротивления, соответственно. Кроме горизонтальной протяженности петли r с изменением величины сопротивления дыхательных путей связан другой интегральный параметр – площадь петли Sэ в фазе выдоха (на рисунке 3.5 отмечено штриховкой). Наблюдение за динамикой формы петли, положением кривой на плоскости, углом наклона α и шириной петли r позволяет косвенно судить об изменениях основных спирометрических показателей C и R, описывающих работу дыхания пациента [45, 30]. На рисунках 3.6 – 3.10 приведены примеры петель. На рисунке 3.6 изображены две спирограммы пациентов, зарегистрированные в условиях клиники, для случаев нормы (рисунок 3.6, а) и наличия острого респираторного дистресс-синдрома – ОРДС (рисунок 3.6, б). Можно заметить, что при патологии изменяются форма, размеры петли, расположение ее на плоскости. На кривой «объём-давление» наблюдается отклонение петли к горизонтальной оси (снижается растяжимость лёгких C) и расширение ее вдоль оси давления (повышается сопротивление дыхательных путей R). Изменения растяжимости лёгких хорошо видны на петлях «давление-объём» (рисунок 3.7, а). На нем отображены три графика с различными величинами растяжимости при одинаковом значении сопротивления дыхательных путей. Светло-голубым цветом петли показана повышенная растяжимость, синим – нормальная растяжимость и красным – пониженная растяжимость лёгких. Визуальные изменения присутствуют и в петлях «поток-объём» (рисунок 3.7, б). Красным цветом обозначен график с низким значением растяжимости лёгких, 82 синим – с нормальным значением, светло-голубым – с высоким значением. Дыхательный объём увеличивается при увеличении растяжимости лёгких [12]. V, мл V, мл 600 600 400 400 200 200 0 0 5 10 15 20 P, см вод. ст. 25 0 30 0 5 10 15 20 P, см вод. ст. 25 30 Рисунок 3.6 – Петля «объём-давление»: а – норма, б - острый респираторный дистресс-синдром (ОРДС) Вдох F, л/мин V, мл V, мл Выдох P, см вод. ст. а б Рисунок 3.7 – Изменение значения растяжимости при вентиляции с положительным давлением на петле: а – «объём-давление», б – «поток-объём» На рисунке 3.8 синим цветом обозначены петли с нормальным сопротивлением дыхательных путей, красным цветом – с увеличенным значением экспираторного сопротивления. Кривые вдоха в сущности одинаковы, различаются только экспираторные кривые. Причины, вызывающие повышение 83 экспираторного сопротивления, включают в себя болезни, приводящие к раннему коллапсу малых дыхательных путей, такие как эмфизема, бронхомаляция, а также прикусывание пациентом эндотрахеальной трубки во время выдоха. F, л/мин V, мл Вдох V, мл P, см вод. ст. Выдох а б Рисунок 3.8 – Петли с нормальным инспираторным и увеличенным экспираторным значением сопротивления дыхательных путей: а – «объёмдавление», б – «поток-объём» Вдох F, л/мин V, мл V, мл Выдох P, см вод. ст. а б Рисунок 3.9 – Петли с увеличенным значением инспираторного и нормальным значением экспираторного сопротивлений дыхательных путей: а – «объём-давление», б – «поток-объём» 84 Петля с нормальным значением сопротивления отображается синим цветом (рисунок 3.9), а петля с увеличенным значением инспираторного сопротивления – красным цветом. Экспираторные кривые аналогичны, за исключением того, что объём нормальной кривой немного больше, что и было видно по петле «потокобъём». У вентилируемых пациентов существует несколько причин для повышения инспираторного сопротивления в связи с эффектом «шинирования» при использовании вентиляции с положительным давлением и эндотрахеальной трубки (например, прикусывание пациентом эндотрахеальной трубки во время вдоха или редкое проявление опухоли, имеющей ножку (новообразование, прикрепленное к ножке), периодически блокирующее дыхательные пути, создавая клапанный эффект). Вдох V, мл F, л/мин V, мл Выдох P, см вод. ст. а б Рисунок 3.10 – Петля с увеличенным сопротивлением и вдоха, и выдоха: а – «объём-давление», б – «поток-объём» Красные петли на рисунке 3.10 показывают значительные отклонения от нормы (синие петли). Хотя очевиден повышенный гистерезис, без нормальной кривой будет трудно определить, вызвано ли это увеличением инспираторного, экспираторного сопротивления или их обоих. Кроме того, чем больше сопротивление, тем сильнее снижается объём от установленного значения. 85 Красная петля является результатом увеличения сопротивления в течение всего вентиляционного дыхания. 3.3.2. Способы описания формы петель Существуют различные способы описания формы петель. Они основаны на использовании цепных кодов, аппроксимации фигур полиномами разных степеней, описании границ набором числовых признаков (площадь, длина, направление главных осей замкнутой фигуры и т.д.), представлении двумерных кривых в виде сигнатур [52]. Цепные коды. Граница с помощью цепных кодов представляется в виде последовательности соединенных отрезков, для которых указаны длина и направление. Это представление основывается на отрезках с 4- или 8-связностью. Направление каждого отрезка кодируется числом в соответствии со схемой нумерации (рисунок 3.11). а б Рисунок 3.11 – Нумерация направления: а – для 4-связного цепного кода, б – для 4-связного цепного кода Цифровые изображения обычно регистрируются и обрабатываются в виде сетки с одинаковым шагом дискретизации в направлениях осей X и Y, поэтому цепной код можно построить путем прослеживания границы, скажем, по часовой стрелке, присваивая номера направлений отрезкам, соединяющим каждую пару пикселей. В общем случае такой способ имеет следующие недостатки: получаемая цепочка кодов оказывается слишком длинной, любые малые 86 возмущения вдоль границы области, вызванные наличием шума или несовершенством алгоритма сегментации, приводят к изменениям в кодовой последовательности, которые не связаны с общей формой границы. Аппроксимация ломаной линией. Дискретная граница может быть сколь угодно точно приближена ломаной линией. В случае замкнутой границы аппроксимация является точной, когда число отрезков ломанной равно числу точек границы, так что каждую пару соседних точек соединяет свой отрезок. Цель аппроксимации ломаной заключается в том, чтобы с помощью как можно меньшего числа отрезков приблизиться в форме границы. А) Ломанные минимальной длины. Суть метода заключается в том, что граница области заключена внутри множества соединенных в цепочку соседних элементов (рисунок 3.12, а), что позволяет рассматривать границу области как резиновую ленту, находящуюся между двумя стенками. При стягивании ленты, она примет форму, показанную на рисунке 3.12, б, образуя многоугольник с минимальным периметром. а б Рисунок. 3.12 – Метод ломаной минимальной длины: а – граница объекта, заключенная внутри цепочки элементов, б – ломаная минимальной длины Б) методы слияния основаны на применении к задаче кусочно-линейной аппроксимации критерия средней ошибки или критерия другого вида. Согласно одному из подходов происходит объединение точек вдоль границы в одну прямую линию до тех пор, пока среднеквадратическое отклонение объединяемых точек от формируемой прямой не превысит заранее заданный порог. После этого 87 параметры прямой запоминаются, и начинается новое объединение точек, сопровождающееся построением новой прямой и новым накоплением ошибки отклонения. В результате повторения такой процедуры в конце будет построена ломаная, состоящая из соседних отрезков аппроксимирующих прямых. Одним из главных недостатков описанного метода является то, что вершины получаемой ломаной линии не всегда совпадают с изгибами изначальной границы, так как новое звено не начинается до тех пор, пока величина отклонения предыдущего отрезка не превысит заданный порог. В) Методы разбиения. При использовании методов разбиения отрезок последовательно делится на две части, до тех пор, пока не начнет выполняться некоторый заданный критерий. Достоинство методов заключается в том, что они позволяют обнаруживать наиболее заметные точки изгиба или излома на границе объекта. Описание набором простых признаков. Кроме описанных выше способов описания форму петли можно описать простым набором признаков. К ним относится соотношение осей, длина, площадь. Одним из простейших дескрипторов границы является длина. Общее число пикселей границы является грубым приближением ее длины. Для кривой, представленной цепным кодом с единичными шагами дискретизации по обоим направлениям, сумма числа вертикальных, горизонтальных и умноженным на √2 диагональных составляющих, дает точное значение длины границы. Площадь области определяется как число пикселей, которые в ней содержатся. Периметр области определяется как длина её границы. Сигнатуры. Сигнатура – это описание границы объекта с помощью одномерной функции, которое может строиться различными способами. Один из простейших состоит в построении зависимости расстояния от центроида (т.е. от некоторой средней точки объекта, например, его центра тяжести) до границы объекта в виде функции угла. Идея состоит в том, чтобы свети представление 88 границы к одномерной функции, которую предположительно описать легче чем, исходную двумерную границу. Наиболее простой способ получения сигнатуры петли состоит в построении зависимости расстояния от центроида петли до границ кривой в виде функции угла θ с применением равномерной дискретизации по углу (во всех экспериментах ∆θ = 1°). Анализ изменений формы петель по сигнатуре предполагает независимость строящихся функций от поворота и размера петель. Первое условие достигается выбором фиксированной начальной точки отсчета сигнатуры. В качестве такой точки можно выбрать точку начала дыхательного цикла (точка A, рисунок 3.13). Тогда можно проводить сравнение формы петель по скалярным кривым (сигнатуре), поскольку они будут синхронизированы с фазами дыхательного цикла. Инвариантность функции к размеру петли обеспечивается нормировкой отсчетов сигнатуры по максимальному значению или диапазону изменения её ординат [53]. Рисунок 3.13 – Сигнатуры «угол-расстояние»: а – 𝑟𝑟(𝜃𝜃) = 𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐 , б – сигнатура состоит из повторяющихся с периодом 𝜋𝜋/2 участков зависимостей 𝑟𝑟(𝜃𝜃) = 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴 для 0 ≤ 𝜃𝜃 ≤ 𝜋𝜋/2 и 𝑟𝑟(𝜃𝜃) = 𝐴𝐴𝑐𝑐𝑐𝑐𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠 для 𝜋𝜋/4 ≤ 𝜃𝜃 ≤ 𝜋𝜋/2 89 Используя цифровое изображение петли, а также функцию сигнатуры, можно вычислить ряд параметров, характеризующих форму и расположение петли на плоскости, провести сравнительный анализ спирограммы, регистрируемой в ходе наблюдения, и контрольной петли. В качестве контрольных петель могут быть выбраны те, которые отражают установленный врачом режим вентиляции лёгких. В процессе непрерывного контроля они могут периодически обновляться, что связано с необходимостью корректировки задаваемых врачом параметров вентиляции. В работе использован последний подход. 3.3.3. Алгоритм динамического анализа петель «объём-давление» по их сигнатурам В алгоритме динамического анализа петель «объём-давление» и распознавания патологических отклонений в режиме вентиляции лёгких (см. рисунок 3.14) проводится сравнительный анализ параметров, характеризующих особенности спирографических кривых. В эти параметры входят: - направление основной оси анализируемой петли «объём-давление» (tg α) или угловое отклонение от оси контрольного дыхательного цикла (∆α); - величина среднеквадратического отклонения σ спирограммы; - ширина петли r (или оценка площади петли в фазе выдоха Sэ); - выраженность артефактов 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴. В разработанном алгоритме осуществляется сравнение выбранной пары петель по заданным параметрам, одна из которых принимается за контрольную. Слева на рисунке 3.15 показаны примеры исходных петель. Для того чтобы построить сигнатуру, необходимо провести нормировку исходных петель. Это необходимо для того, чтобы, во-первых, перейти к безразмерным величинам, и, во-вторых, получить расположение петель на плоскости в соответствии с графическим отображением линии нормальной динамической растяжимости лёгких. Эта линия должна располагаться так, чтобы значению растяжимости 65 мл/см вод. ст. соответствовал угол наклона α оси петли, равный 45°. Поэтому при 90 построении сигнатуры используется нормировка в виде Vн = V/V* и Pн = P/P*, где нормирующие величины V* = 1300 мл, P* = 20 см вод. ст. После этого значениями давления и объёма находятся в одном диапазоне. Справа на рисунке 3.15 представлены петли после нормировки. Рисунок 3.14 – Блок-схема алгоритма динамического анализа дыхательных петель 91 V, мл V 600 0,8 0,6 400 0,4 200 0,2 0 V, мл 0 5 10 15 P, см вод. ст. 0 0 V 600 0,8 400 0,6 0,2 0,4 0,6 0,8 1 P 0,2 0,4 0,6 0,8 1 P 0,4 200 0,2 0 0 5 10 15 P, см вод. ст. 0 0 Рисунок 3.15 – Примеры дыхательных петель: слева – исходные петли, справа – петли после нормировки Построение сигнатуры начинается с определения центра масс контура и построения прямых из центра до границы объекта с шагом по углу в 1 градус, следовательно, полученная сигнатура содержит 360 элементов. Для обеспечения устойчивости алгоритма к разрывам контура проводится аппроксимация тех значений сигнатуры, которые попадают на разрыв контура. Следующим шагом выполняется масштабирование функций сигнатуры таким образом, чтобы они всегда охватывали один и тот же диапазон значений, разделив функцию сигнатуры на её максимальное значение. Инвариантность к повороту можно получить, найдя способ выбора одной и той же начальной точки для построения сигнатуры, независимо от ориентации фигуры. В работе в качестве начальной 92 точки выбрана максимально удаленная от начала координат на собственной оси фигуры. Фиксирование начальной точки для построения сигнатуры объекта обеспечивается путем циклического смещения значений сигнатуры так, чтобы они начинались с максимального значения. Таким образом, построение сигнатур начинается в точке «конец вдоха - начало выдоха» (рисунок 3.15). На рисунках 3.16 и 3.17 показаны примеры функций сигнатур для петель «объём-давление». Графики справа отражают уже нормированные и смещенные функции. На рисунке 3.16 отображены функции для петель, близких по форме, а на рисунке 3.17 – функции для петель, отличающихся по своей форме. Рисунок 3.16 – Графики функций сигнатур близких по форме петель: контрольной (снизу), отклоненной (сверху) 93 Рисунок 3.17 – Графики функций сигнатур различных по форме петель: контрольной (снизу), отклоненной (сверху) После проведенных мероприятий по обработке петель определяются характеристики, позволяющие оценить форму петли и провести классификацию патологических отклонений. Для того чтобы оценить форму петли вычисляется среднеквадратическое отклонение рассматриваемой петли относительно контрольной. Формула для вычисления представлена ниже: ∑𝑛𝑛𝑖𝑖=1(𝑥𝑥𝑖𝑖 − 𝑦𝑦𝑖𝑖 )2 𝜎𝜎 = � , 𝑛𝑛 где 𝑦𝑦𝑖𝑖 – i-й элемент выборки функции сигнатуры контрольной петли; 𝑥𝑥𝑖𝑖 – i-й элемент функции сигнатуры рассматриваемой отклоненной петли; 𝑛𝑛 – выборки (𝑛𝑛 = 360) [54]. объём Фактически параметр σ оценивает ошибку, связанную с отклонением в форме петель. Для этого может быть использована и квадратичная форма данного 94 критерия 𝜎𝜎 2 . Введение порога для величины σ позволяет выявить существенные отклонения в выбранных режимах ИВЛ. Наклон оси петли tg α является оценкой динамической растяжимости лёгких C=tg α. Для того чтобы определить отклонение растяжимости Δα от нормального значения, рассчитывается разность углов наклона рассматриваемой петли β и контрольной α (рисунок 3.18): ∆𝛼𝛼 = 𝛼𝛼 − 𝛽𝛽. Введение порога на величину ∆α позволяет обнаруживать патологические изменения, связанные с резким увеличением или уменьшением растяжимости лёгких. Отклонение растяжимости может быть проявлением многих патологий. Например, значительное снижение растяжимости, вызывающее смещение петли вправо к оси абсцисс, характерно для прогрессирования таких патологий лёгочной ткани, как: ОРДС, ателектаз, отёк лёгких. V 0,8 0,6 0,4 0,2 0 0 0,2 0,4 0,6 0,8 P Рисунок 3.18 – Оценка растяжимости лёгких по углу наклона дыхательной петли Сопротивление дыхательных путей характеризует, прежде всего, проходимость крупных и средних бронхов. Значение этого параметра будет увеличено при обструктивных нарушениях дыхания: спазме бронхов, отёке слизистой оболочки бронхов, обострении хронической обструктивной патологии лёгких, скоплении секрета в бронхах и трахее и т. д. 95 В работе сопротивление оценивается двумя способами. Первый основан на измерении ширины петли r на уровне середины осевой линии. Второй способ предполагает вычисление значения площади фигуры Sэ, ограниченной осью петли и частью кривой в фазе выдоха. Учитывая трудности интерпретации измеренных отклонений в случае изменения размеров петли (что связано, например, с необходимостью увеличения Vт при ИВЛ), в работе предложено использовать дополнительную нормировку петель по максимальным значениям объёма Vт и давления Pmax контрольной петли. В этом случае контрольная петля, условно считающаяся «нормой», располагается по линии нормальной динамической растяжимости, а изменения параметров r и Sэ подлежат сравнению даже при изменении параметров управления вентиляцией лёгких. Ширину петли в работе предлагается рассчитывать как сумму значений 1-го и 181-го отсчета функции несмещенной ненормированной сигнатуры петель, нормированных по значениям контрольной петли: Rоценочное= Sig(1)+Sig(181), где Sig(i) – отсчеты функции несмещенной ненормированной сигнатуры. Она вычисляется на уровне центра оси петли, разделяющей саму петлю на экспираторную и инспираторную части (АB на рисунке 3.19).Отклонение ширины рассматриваемой петли от контрольной вычисляется как их разность. 96 V V Vt P P max P V 1 0,5 0 0 0,5 1 P Рисунок 3.19 – Оценка сопротивления дыхательных путей по петлям «давление-объём»: при увеличении сопротивления происходит расширение петли Изменения в сопротивлении дыхательных путей определяют площадь петли «давление-объём» и её горизонтальную протяженность. Эти изменения являются результатом гистерезиса, запаздывания изменения объёма относительно скорости изменения давления, обусловленного повышенным сопротивлением дыхательных путей. Таким образом, можно оценить изменение сопротивления, измерив ширину петли. Наибольшее диагностическое значение при выявлении респираторных патологий имеет экспираторное сопротивление, в связи с чем 97 возникла необходимость вычислять наряду с общей шириной петли изменение ширины и площади петли на выдохе. В диссертационной работе оценивается ширина экспираторной части петли относительно середины оси петли, чтобы исключить влияние угла наклона на результаты. Кроме того, сопротивление дыхательных петель на выдохе оценивалось по площади экспираторной части петель. Артефакты. Реальные кривые на экране монитора по сравнению с модельными менее сглажены. Это вызвано: – наличием в реальной системе внешнего дыхания иных компонентов, кроме описываемых двухкомпонентной моделью; – естественными колебаниями респираторного драйва, тонуса мышц и т.д., свойственными живым системам; – передаточными функциями между блоком управления, генератором потока и дыхательным контуром внутри аппарата ИВЛ; – различной частотой опроса датчиков, по сигналам которых рисуются и обсчитываются соответствующие кривые. В связи с этим важно фиксировать значительные колебания дыхательных петель, производя вычисления значений артефактов с помощью простой формулы: 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴 = 𝑃𝑃2 /𝑆𝑆, где P – периметр контура петли, S – площадь петли. Таким образом, увеличение параметра 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴 при неизменности других характеристик свидетельствует о возникновении значительных колебаний, свойственных реальным петлям. 3.3.4. Результаты экспериментальных исследований В работе проведено моделирование алгоритма анализа петель «объёмдавление» с применением специально разработанной программы, в основе которой лежит использовались: функция signature [53]. В качестве входных сигналов 98 • модельные кривые, полученные путем перевода спирографических изображений в цифровую форму (12 записей) [12]; • сигналы, полученные на аппарате ИВЛ путем механического моделирования изменений растяжимости C и сопротивления R дыхательных путей (23 записи); • реальные записи спирограмм, зарегистрированные в условиях клиники в процессе респираторной поддержки пациентов (спирограммы 10 пациентов). Реальные данные включали как выборку записей без патологий, так и сигналы с тяжелыми нарушениями органов дыхания (в основном ОРДС и обструкция дыхательных путей). В качестве примера на рисунках 3.10 и 3.11 представлены реальные петли «объём-давление». Слева приведены спирографические кривые, справа – сигнатуры петель. Нижние кривые соответствует нормальной форме спирограмм (рисунок 3.10, в и рисунок 3.11, в) и являются контрольными. Верхние петли (рисунок 3.10, а и рисунок 3.11, а) имеют патологические отклонения и сравниваются с контрольными. На рисунке 3.10 показаны петли «объём-давление» для случая снижения величины 𝐶𝐶, что вызывает поворот петли вправо. Это изменение обусловлено тем, что для достижения уровня объёма дыхания, равного 650 мл, требуется большее давление. Подобный вид петель можно наблюдать на поздних стадиях ОРДС. Однако наблюдаемое снижение величины 𝐶𝐶 может происходить как постепенно, при развитии лёгочных заболеваний, так и внезапно при острых нарушениях. На рисунке 3.11 показан случай расширения петли «объём-давление», что вызвано повышением сопротивления дыхательных путей на выдохе, причем инспираторные участки двух кривых аналогичны. Возможными причинами таких отклонений может быть появление нарушений проходимости (обструкция дыхательных путей) [12]. Результаты сравнения числовых характеристик сигнатур анализируемых петель показывают, что в первом случае (рисунок 3.10) наблюдается снижение 99 растяжимости лёгких (∆α = -15°), а во втором случае (рисунок 3.11) наклон петли сохраняется (∆α = 2°), но изменяется форма петли (см. таблицы 3.1 и 3.2). Чем больше отличия в форме петель, тем большие значения получает критерий среднеквадратического отклонения. В нашем случае величина ∆σ = 0,31 превышает значение порога, равного 0,15. Это связано с резким расширением петли (∆r = 0,96) и увеличением ее площади (∆Sэ = 0,08). Таблица 3.1 – Оценка формы (среднеквадратическое отклонение петель) и растяжимости лёгких Характеристика сравниваемых петель Сходные по форме петли (изменяется только угол наклона) Различные по форме петли (изменяется ширина петель) Изображение сравниваемых петель Значение СКО Разность наклона (d) углов 0.075 0.039 0.312 0.226 0.144 - 15 20 2 -13 -17 Распознавание этих опасных нарушений на ранних стадиях можно провести, используя полученные характеристики. Резкое уменьшение угла наклона α осевой линии петли «объём-давление» свидетельствует об увеличении жесткости лёгких и указывает на развитие возможных осложнений (ОРДС). Резкое изменение величины σ, увеличение значений параметров r и Sэ указывает на ее расширение и свидетельствует о развитии обструкции дыхательных путей. 100 Таблица 3.2 – Оценка сопротивления дыхательных путей Характеристика сравниваемых петель Сходные по форме петли (изменяется только угол наклона) Различные по форме петли (изменяется ширина петель) Изображение сравниваемых петель Разность ширины петель 0.1 -0.054 0.2586 0.907 1.1118 Разность ширины петель на выдохе 0.107 -0.080 0.2137 0.278 0.5221 Разность площади петель выдохе 0.076 -0.078 0.256 0.4105 0.6174 на V, мл 1,5 Сигнатура 600 400 200 0 0 5 10 15 20 а 25 P, см вод. 1 0,05 0 0 100 200 б 300 угол, ° 100 200 г 300 угол, ° V, мл 1,5 Сигнатура 600 400 200 0 0 5 10 в 15 20 25 P, см 1 0,05 0 0 Рисунок 3.20 – Петли и сигнатуры: а, б – при угле наклона равном ∆α = -15°; в, г – в норме 101 V, мл 1,5 Сигнатура 600 400 200 0 0 5 V, мл 10 15 20 25 а 1 0,05 0 0 P, см вод. ст. 100 200 б 300 угол, ° 100 200 г 300 угол, ° 1,5 Сигнатура 600 400 200 0 0 5 10 15 в 20 25 P, см вод. 1 0,05 0 0 Рисунок 3.21 – Петли и сигнатуры: а, б – при угле наклона равном ∆α = 2°; в, г – в норме В работе проведены эксперименты по оценке эффективности распознавания различных форм петель по сигнатуре (реальные записи спирограмм) и обнаружению значимых изменений динамической растяжимости 𝐶𝐶 и сопротивления дыхательных путей 𝑅𝑅 (модельные сигналы). При моделировании спирограмм задавались разные значения 𝐶𝐶 и 𝑅𝑅 , что обеспечило возможность контроля изменений этих параметров. Результаты экспериментов показали, что во всех случаях были безошибочно распознаны кривые с измененной формой петли «объём-давление», а также с отклонениями в динамической растяжимости лёгких. И только в 2 случаях из 30 (6,7%) не удалось зафиксировать отклонения величины сопротивления дыхательных путей. Анализ записей показал, что эти ошибки были связаны с заданием слишком малых величин управляемого потока. Кроме того, проведен анализ статистической зависимости между заданными величинами R и вычисленными оценками сопротивления: r, rэ, S э. Значения попарных коэффициентов корреляции k оказались достаточно высокими для всех трех 102 параметров (𝑘𝑘 > 0,85), однако наибольшее значение коэффициента корреляции 𝑘𝑘 = 0,91 получено для параметра 𝑟𝑟. Это указывает на то, что данный параметр является наиболее важным для контроля значимых изменений 𝑅𝑅 по петлям «объём-давление» [55, 56]. На рисунке 3.23 продемонстрировано изменение параметра, характеризующего «дребезжание» петли: а – оценка артефактов равна 34,855; б – 126,617; в – 30,121; г – 59,8783. Таким образом, увеличение параметра 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴 при неизменности других характеристик свидетельствует о возникновении значительных колебаний, свойственных реальным петлям. V V 1 1 0,5 0,5 0 0 0,5 1 P 0 а V V 1 1 0,5 0,5 0 0 0,5 в 1 P 0 0 0,5 1 P б 0 0,5 г 1 Рисунок 3.23 – Примеры петель «объём-давление» P 103 Оценка эффективности. На аппарате ИВЛ были смоделированы сигналы, параметры которых представлены в таблице 3.3. Сигналы, соответствующие этим параметрам позволяют оценить эффективность алгоритма в оценке сопротивления дыхательных путей, поскольку по ним можно сравнить пары петель с пропорционально увеличенным сопротивлением. Таблица 3.3 – Параметры петель, полученных при моделировании патологий на аппарате ИВЛ Порядковый номер петли 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 Заданные параметры петель Дыхательный Частота 𝑅𝑅, см вод. ст./ объём 𝑉𝑉𝑡𝑡 , мл дыхания в мин л/с 400 5 5 400 15 5 500 15 5 500 5 5 600 15 5 600 5 5 700 15 5 700 5 5 400 15 20 400 5 20 500 15 20 500 5 20 600 15 20 600 5 20 700 15 20 700 5 20 400 15 50 400 5 50 500 15 50 500 5 50 600 5 50 700 5 50 400 5 200 𝐶𝐶, мл/см вод. ст. 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 30 При пороге в 0.12 единиц было выявлено 4 ошибки, что составляет 25 процентов из общего количества пар петель. Анализ ошибок показал, что не 104 выявленные изменения сопротивлений приходятся на пары петель, в которых Значение разности ширины петли параметр сопротивления был увеличен в 4 раза (5 и 20) (рисунок 3.24). k Рисунок 3.24 – Ошибки оценки сопротивления дыхательных путей по разности общей ширины петель: 𝑘𝑘 – номер пары сравниваемых петель Возникновение ошибок связано с тем, что петли были смоделированы при небольшом потоке нагнетаемой воздушной смеси, что отражается на значении сопротивления и петлях «давление-объём», делая их более «узкими». Это, в свою очередь, создает трудности, в оценке сопротивления дыхательных петель с помощью разработанного алгоритма [57]. Для оценки эффективности методов анализа сопротивления дыхательных путей по петлям «объём-давление» в работе используется корреляционный анализ. Для установления факта наличия линейных связей между признаками и измерения степени их зависимости вычислялась ковариационная матрица и находились коэффициенты корреляции соответствующих пар признаков. Всего в эксперименте использовалось 15 пар сравниваемых петель. Для них была получена матрица (А), в которой номер строки соответствует номеру сравниваемой пары, а столбец – вычисляемому признаку. Она содержит 15 объектов, у каждого из которых измерялись 4 признака: 105 – 1-ый столбец (0) – разность сопротивлений модельных сигналов; – 2-ой столбец (1) – разность общей ширины контрольной и отклоненной петель; – 3-ий столбец (2) – разность ширины экспираторной части петель; – 4-ый столбец (3) – разность площадей экспираторной части петель. 0 0 1 2 3 4 5 A = 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 45 195 15 45 15 45 15 45 15 45 15 15 45 15 1 0.068 0.302 1.456 0.065 0.701 0.088 0.346 0.146 0.836 0.114 0.413 0.181 0.084 0.323 0.164 2 0.065 0.281 1.065 0.092 0.59 0.096 0.315 0.128 0.7 0.135 0.372 0.175 0.1 0.232 0.107 3 0.056 0.268 1.022 0.097 0.629 0.085 0.303 0.129 0.684 0.128 0.331 0.193 0.09 0.208 0.092 В итоге получается матрица корреляции признаков для сравниваемых пар модельных петель: 1 0.911 0.879 0.859 0.911 1 0.991 0.991 Kor = 0.879 0.991 1 0.997 0.859 0.991 0.997 1 Значения коэффициентов корреляции для каждого из признаков близки к единице, что свидетельствует о строгой прямой связи между ними. Кроме того, первый и второй признак (общая ширина петли и ширина экспираторной части петли) имеют наибольшие коэффициенты корреляции с первым признаком – значением сопротивления модельного сигнала. Следовательно, лучше всего оценивать общее сопротивление (общую ширину петли) или экспираторное сопротивление (ширину петли на выдохе). 106 3.4. Выводы Разработан метод и алгоритм анализа состояния системы дыхания при ИВЛ по комплексу спирометрических кривых. Предложено представлять спирометрические кривые в виде многомерного сигнала, где по одной оси откладываются, например, значения потока для одного цикла вдоха/выдоха, а по другой – объёма, и вычислять расстояние между контрольной многомерной кривой и рассматриваемой. В качестве дополнительного анализа предложено сравнивать форму контрольной и сравниваемой петель в двумерном и трёхмерном пространствах. Разработан метод и алгоритм анализа формы петель и оценки параметров внешнего дыхания по петле «объём-давление». В их основе лежит метод сигнатур, так как он позволяет свести представление границы к одномерной функции, которую описать легче чем, исходную двумерную границу. Предложено проводить сравнительный анализ рассматриваемой и контрольной петель «объёмдавление» по направлению основной оси анализируемой петли «объём-давление» или угловому отклонению от оси контрольного дыхательного цикла, по величине среднеквадратического отклонения спирограммы, по ширине петли или по площади петли в фазе выдоха, по выраженности артефактов. Как показали проведённые в клинических условиях исследования, постоянный контроль формы кривой «объём-давление», её наклона и ширины является важной составляющей респираторной поддержки особенно у пациентов с развивающейся характеристики патологией лёгких. спирографических В работе петель, предложены позволяющие числовые обнаруживать существенные отклонения в заданных режимах ИВЛ и распознавать ранние формы развития патологий дыхательных путей. Показана возможность косвенной оценки изменений динамической растяжимости и сопротивления дыхательных путей по числовым параметрам сигнатуры петель. Полученные результаты оценки эффективности методов анализа сопротивления дыхательных путей по петлям «объём-давление» показали, что 107 лучше оценивать общее сопротивление (общую ширину петли) или экспираторное сопротивление (ширину петли на выдохе). Таким образом, были решены третья и четвертая задачи диссертационной работы: • разработан метод и алгоритм для анализа состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых; • разработан метод и алгоритм для анализа формы петель, оценки параметров петель при ИВЛ. 108 ГЛАВА 4. РЕЗУЛЬТАТЫ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ 4.1. Описание съёма и регистрации данных Реальные сигналы. Для проведения экспериментов использовались записи сигналов давления, потока и объёма, полученные в больницах Санкт-Петербурга. Пациент во время съёма и регистрации данных находился под наркозом и был подключен к аппарату ИВЛ в операционной или в отделении реанимации. Для поддержания дыхания пациента использовались следующие режимы вентиляции: с управляемым давлением и с управляемым объёмом. Для каждого случая зафиксированы выбранные врачом анестезиологом-реаниматологом параметры вентиляции, контрольные значения дыхания каждого пациента (сопротивление и растяжимость). Возраст больных колебался в диапазоне от 3 до 74 лет. В итоге было собрано семь записей, соответствующих соответствующих патологии. норме, Последние и четырнадцать включают в себя записей, записи с рестриктивными нарушениями дыхания (например, 2-стороннее рестриктивное специфическое заражение лёгких, 2-сторонняя пневмония) и с обструктивными нарушениями (например, пациенты с ХОБЛ, пневмосклерозом, ОМЛ, синдромом Вискотта-Олдрича). Съем сигналов производился с помощью газоанализатора, в основе которого лежит Artema AION Multigas Analaser AION03 [45]. Он оснащен функцией спирометра, позволяющей записывать сигналы потока, давления и объёма. Для этого он подключался к дыхательному контуру с помощью переходника, установленного между У-образным тройником и датчиком потока (см. рисунок 4.1). Принципиальная схема дыхательного контура взята из [58]. 109 1 3 4 к пациенту 2 5 6 Рисунок 4.1 – Схема подключения к дыхательному контуру: 1 – к клапану выдоха; 2 – к клапану вдоха; 3 – У-образный тройник; 4 – датчик потока; 5 – спирограф; 6 – ПК. Прибор не оснащен средствами отображения данных, управления записью сигналов и имеет только кнопку включения/выключения. Управление им осуществлялось с помощью подключенного к нему ПК через USB-порт. Установленная в ПК программа отображала снимаемые сигналы и позволила записать данные в текстовом формате. Значение частоты дискретизации было задано равным 0,02 Гц. Длительность каждого сигнала не менее 5 минут. Полученные файлы содержат информацию о значениях потока, давления и объёма. Модельные сигналы. Для формирования модельных сигналов используется метод, который заключается в том, что для моделирования растяжимости лёгких используется стеклянный сосуд большого объёма, а для моделирования сопротивления дыхательных путей – трубка, в которой находится апертура. В качестве последней используется шайба определенного диаметра. В стеклянный сосуд через трубку поступает определенный объём воздуха с необходимой частотой дыхания в минуту. Изменяя диаметр шайбы в трубке, получены сигналы с определенным значением сопротивления. 110 4.2. Применяемое программное обеспечение - MATLAB MATLAB (сокращение от англ. «Matrix Laboratory») — пакет прикладных программ для решения задач технических вычислений и одноимённый язык программирования, используемый в этом пакете. Язык MATLAB является высокоуровневым интерпретируемым языком программирования, включающим основанные на матрицах структуры данных, широкий спектр функций, интегрированную среду разработки, объектноориентированные возможности и интерфейсы к программам, написанным на других языках программирования. Основной особенностью языка MATLAB является его широкие возможности по работе с матрицами [59]. MATLAB – это высокопроизводительный язык для технических расчётов. Он включает в себя вычисления, визуализацию и программирование в удобной среде, где задачи и решения выражаются в форме, близкой к математической. Типичное использование MATLAB – это: • математические вычисления; • создание алгоритмов; • моделирование; • анализ данных, исследования и визуализация; • научная и инженерная графика; • разработка приложений, включая создание графического интерфейса. MATLAB – это интерактивная система, в которой основным элементом данных является массив. Это позволяет решать различные задачи, связанные с техническими вычислениями. MATLAB ориентируется на различных пользователей. В университетской среде, он представляет собой стандартный инструмент для работы в различных областях математики, машиностроении и науки. В промышленности, MATLAB – это инструмент для высокопродуктивных исследований, разработок и анализа данных. 111 В MATLAB программ, важная называемых пользователей роль отводиться toolboxes. MATLAB, так Она как специализированным очень важны позволяют для изучать группам большинства и применять специализированные методы. Toolboxes – это всесторонняя коллекция функций MATLAB (М-файлов), которые позволяют решать частные классы задач. Toolboxes применяются для обработки сигналов, систем контроля, нейронных сетей, нечеткой логики, вэйлетов, моделирования и т.д. Система MATLAB состоит из пять частей: • язык MATLAB – это язык матриц и массивов высокого уровня с управлением потоками, функциями, структурами данных, вводом-выводом и особенностями объектно-ориентированного программирования. Это позволяет, как программировать в «небольшом масштабе» для быстрого создания черновых программ, так и в «большом» для создания больших и сложных приложений. • Среда MATLAB – это набор инструментов и приспособлений, с которыми работает пользователь или программист MATLAB. Она включает в себя средства для управления переменными в рабочем пространстве MATLAB, вводом и выводом данных, а также создания, контроля и отладки М-файлов и приложений MATLAB. • Управляемая графика – это графическая система MATLAB, которая включает в себя команды высокого уровня для визуализации двух- или трехмерных данных, обработки изображений, анимации и иллюстрированной графики. Она также включает в себя команды низкого уровня, позволяющие полностью редактировать внешний вид графики, также как при создании Графического Пользовательского Интерфейса (GUI) для MATLAB приложений. • Библиотека математических функций – это обширная коллекция вычислительных алгоритмов от элементарных функций, таких как сумма, синус, косинус, комплексная арифметика, до более сложных, таких как обращение матриц, нахождение преобразование Фурье. собственных значений, функций Бесселя, быстрое 112 • Программный интерфейс – это библиотека, которая позволяет писать программы на Си и Фортране, которые взаимодействуют с MATLAB. Она включает средства для вызова программ из MATLAB (динамическая связь), вызывая MATLAB как вычислительный инструмент и для чтения-записи МАТфайлов [60]. 4.3. Результаты вычисления параметров дыхания по спирометрическим кривым Для экспериментов использовались модельные и реальные сигналы. • Набор модельных сигналов состоит из 70 записей. Каждая запись включает в себя только один цикл дыхания. Для всех сигналов известны значения максимального объёма, частоты дыхания в минуту, сопротивления и растяжимости. • Сформированный набор реальных сигналов потока, давления и объёма, полученные в больницах СПб. Всего использовалось 14 записей. Продолжительность каждой из них 300 секунд. Для каждого сигнала известны заданные врачом анестезиологом-реаниматологом параметры в соответствии с выбранным режимом дыхания: поток, давление, объём, частота дыхания, соотношение времени вдоха к выдоху, ПДКВ. Для всех записей имелась верификация значений растяжимости и сопротивления, полученная с помощью контрольной системы ИВЛ. Для реализации разработанного алгоритма использовалась система MatLab, которая позволяет провести все необходимые математические вычисления. В разработанном программно-алгоритмическом обеспечении для реализации аппроксимации полиномом усреднённого сигнала используется функция MatLab polyfit [61, 62]. В таблице 4.4 приведены результаты вычисления значений сопротивления дыхательных путей и растяжимости лёгких для модельных сигналов. Анализ этих значений показал, что при увеличении частоты дыхания до 50 и выше неверно рассчитываются значения сопротивления и расстяжимости. При увеличении значения сопротивления в модели рассчитанное значение 113 сопротивления ошибка вычисления сопротивления увеличивается. обусловлено используемыми моделями сопротивления, в которых Это в трубке в качестве апертуры используется шайба с определённым диаметром. При увеличении моделируемого значения сопротивления дыхательных образуется турбулентность, поэтому используемые физические путей модели применимы только для генерирования небольших значений сопротивления. Проведенные эксперименты показали, что при заданном значении сопротивления равном 5 мл/см вод. ст., ошибка вычисления значения сопротивления и растяжимости не превышает 14% [46]. Таблица 4.1 – Результаты вычисления параметров дыхания для модельных сигналов Исходные значения № 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 V, мл 100 100 100 200 200 200 200 200 200 200 200 200 300 300 200 200 200 R, см C, 𝑓𝑓дых в вод.ст./ мл/см мин л/с вод. ст. 5 5 10 10 5 10 100 5 10 5 5 10 10 5 10 100 5 10 5 20 10 10 20 10 100 20 10 5 50 10 10 50 10 100 50 10 5 200 10 10 200 10 5 5 15 10 5 15 100 5 15 Рассчитанные значения R, см C, мл/см вод.ст./ вод. ст. л/с 5,3 10,4 -0,64 9,7 5,8 3,6 6,4 10,5 0,89 10,2 -3,5 4,5 4,6 11 1,9 9,1 -6,3 3,36 9,7 10,8 5,5 9,1 -9,1 2,37 25,9 12,6 32,8 10,02 11,1 15,7 3,36 14,86 -0,4 5,6 Ошибка вычисления 𝑂𝑂R , % 6 112,8 16 28 82,2 170 77 90,5 131,5 80,6 89 118,2 87,05 83,6 122 32,8 108 𝑂𝑂𝐶𝐶 , % 4 3 64 5 2 55 10 9 66,4 8 9 76,3 26 0,2 4,7 0,93 62,67 114 Исходные значения № 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45 46 47 48 49 50 V, мл 400 400 400 200 200 200 400 400 400 200 400 400 200 200 200 200 200 200 400 400 400 200 200 200 400 400 400 200 200 200 400 400 400 R, см C, 𝑓𝑓дых в вод.ст./ мл/см мин л/с вод. ст. 5 5 15 10 5 15 100 5 15 5 20 15 10 20 15 100 20 15 5 20 15 10 20 15 100 20 15 5 200 15 5 200 15 10 200 15 5 50 15 10 50 15 50 50 15 5 5 20 10 5 20 100 5 20 5 5 20 10 5 20 50 5 20 5 20 20 10 20 20 50 20 20 5 20 20 10 20 20 50 20 20 5 50 20 10 50 20 50 50 20 5 50 20 10 50 20 25 50 20 Рассчитанные значения R, см C, мл/см вод.ст./ вод. ст. л/с 17,2 15,2 10 15,4 8,8 7,01 9,9 15,4 6,1 14,8 0,49 3,91 20,8 14,99 13,4 15,06 6,5 8,4 39,2 15,03 59,5 15,2 93,2 9,5 15,7 15,1 10,7 15,14 3,9 4,4 6,1 20,9 7,9 19,1 2,5 6,6 8,9 20,7 9,5 19,5 3,6 12,01 10,4 21 4,7 17,1 1,7 9,3 4,3 18,7 3,9 14,7 -2,1 5,4 10,6 20,4 11 15,2 11 4,7 22,6 20,5 20,8 18,9 27,2 9,4 Ошибка вычисления 𝑂𝑂R , % 244 100 76 50,5 69,5 97,55 4 33 67,5 80,4 70,25 53,4 68,6 78,6 92,2 22 58 50 78 90 28 48 76,5 91,5 78,5 80,5 110,5 78,8 78 78 54,8 58,4 45,6 𝑂𝑂𝐶𝐶 , % 1,33 2,67 53,27 2,67 1,33 73,93 0,07 0,4 44 0,2 1,33 36,67 0,67 0,93 70,67 4,5 4,5 67 3,5 2,5 39,95 5 14,5 53,5 6,5 26,5 73 2 24 76,5 2,5 5,5 53 115 R, см C, 𝑓𝑓дых в вод.ст./ мл/см мин л/с вод. ст. 5 200 20 10 200 20 5 200 20 5 5 30 10 5 30 50 5 30 5 5 30 10 5 30 50 5 30 10 20 30 50 20 30 5 20 30 10 20 30 50 20 30 5 50 30 10 50 30 50 50 30 5 50 30 10 50 30 25 50 30 Рассчитанные значения R, см C, мл/см вод.ст./ вод. ст. л/с 41 20,4 32,8 9,7 69 15,6 18 30,8 34,7 23 4,1 19,4 15,4 30,7 9 27 8,7 25 6,9 26 7,6 16,9 22 29,9 13 29,5 16 25 21 29 11,8 25,6 19,5 5,6 24,3 29,7 18 25,2 41 13,8 Описание системы Исходные значения № 51 52 53 54 55 56 57 58 59 60 61 62 63 64 65 66 67 68 69 70 V, мл 200 200 400 200 200 200 400 400 400 200 200 400 400 400 200 200 200 400 400 400 4.4. состояния дыхания Ошибка вычисления 𝑂𝑂R , % 79,5 83,6 65,5 260 594 18 208 80 74 65,5 62 10 35 20 58 76,4 61 51,4 64 18 по 𝑂𝑂𝐶𝐶 , % 2 51,5 22 2,67 23,33 35,33 2,33 10 16,67 13,33 43,67 0,33 1,67 16,67 3,33 14,67 81,33 1 16 54 комплексу спирометрических кривых 4.4.1. Описание разработанной программы На главной панели отображаются три нормированные кривые: первой – кривая объёма, изменяющаяся в процессе дыхания, второй – кривая давления, третьей – кривая потока (рисунок 4.2). По оси X откладываются значения времени, по Y – безразмерные значения амплитуд сигналов. Причем для удобства восприятия эти сигналы разнесены по оси Y. 116 Рисунок 4.2 – Панель «Select of signals for analysis» Для выбора контрольных циклов на графике используется курсор красного цвета. Справа на панели (рисунок 4.2) расположена кнопка «Marker», которая позволяет при прокрутке сигнала вызвать курсор. Сравнение контрольного цикла с последующими. Выбор контрольного цикла осуществляется с помощью курсора. Для вычисления значений расстояний между кривыми контрольного цикла и рассматриваемого в пространствах признаков «flow-volume», «pressure-volume» и «flow-pressure-volume» используется кнопка «Distance». Результаты вычисления отображаются в виде графиков (рисунок 4.3), где оси X откладываются порядковые номера сравниваемых циклов, а по оси Y – рассчитанные значения параметров FV, PV, FVP. Справа от графиков расположены поля, в которых отображаются усредненные значения расстояния между кривыми в рассматриваемых пространствах признаков для выбранного цикла. Номер цикла определяется с помощью курсора, расположенного на графике «pressure-volume», который представляет собой пунктирную линию. Передвигая его, выбирается интересующий номер цикла. 117 Рисунок 4.3 – Пример результатов вычисления параметров FV, PV, FVP Для сравнения контрольной и выбранной сравниваемой петли используется отдельное окно, представленное на рисунке 4.4, на котором строится 4 графика. На двух из них строятся петли «объём-поток» и «поток-давление» в двумерном пространстве, на двух других – в трёхмерном. Для удобства в этом окне дублируются поля для отображения значений расстояний во всех пространствах признаков. По умолчанию на графиках «volume-pressure» и «flow-volume» строятся петли для контрольного цикла. Они отображаются малиновым цветом. На трёхмерных графиках «flow-volume-time» и «volume-pressure-time» строятся семь петель [63], которые соответствуют первым семи циклам. Отображение петель для сравниваемого цикла и вывода соответствующих численных значений происходит после выбора интересующего цикла и нажатия кнопки «Drawnow» в предыдущем окне. На графиках «volume-pressure» и «flow-volume» петли сравниваемого цикла отображаются синим цветом (рисунок 4.5), а на трёхмерных графиках – малиновым, что позволяет оценить изменение формы петли. 118 Рисунок 4.4 – Пример отображения двумерных и трёхмерных петель до выбора сравниваемой петли Рисунок 4.5 – Пример отображения двумерных и трёхмерных петель после выбора сравниваемого цикла 119 Таким образом, была разработана программа, позволяющая анализировать изменение состояние дыхательной системы. 4.4.2. Результаты экспериментов В таблицах 4.2, 4.3 и 4.4 представлены результаты вычисления значений расстояний между кривыми в пространствах признаков «flow-volume», «pressurevolume» и «flow-pressure-volume». В эксперименте были использованы записи, относящиеся к норме и патологии, в частности к рестриктивным и обструктивным нарушениям. Длительность каждого используемого сигнала составляла 120 секунд. Диапазон изменения средних значений расстояний между кривыми для сигналов нормы и патологии на вдохе и выдохе составляет 0,02 ± 0,01 . Исключением является сигнал с патологией дыхания, у которого диапазон изменения значений равен 0,0525 ± 0,0125 . Таким образом, на выбранных временных промежутках значительные изменения наблюдаются только при наличии спонтанного дыхания. Если их исключить из рассмотрения, то необходимы более длительные записи для анализа изменений состояния системы дыхания при ИВЛ. Для сигналов с рестриктивными нарушениями дыхания отмечено, что средние и максимальные значения на выдохе больше, чем на вдохе от нескольких тысячных до одной десятой. В сигналах с обструктивными нарушениями наоборот, средние и максимальные значения больше на вдохе. Для сигналов нормы такой закономерности не наблюдается. Таблица 4.2 – Результаты экспериментов в норме Значение Min Max Среднее flow-volume на вдохе на выдохе 0,003÷ 0,005÷ 0,004 0,01 0,01÷0,05 0,01÷0,05 0,01÷0,02 0,01÷0,02 В пространстве признаков pressure-volume flow-pressure-volume на вдохе на выдохе на вдохе на выдохе 0,007÷ 0,004÷ 0,006÷ 0,007÷0,013 0,01 0,009 0,009 0,04÷0,08 0,05÷0,18 0,04÷0,23 0,04÷0,25 0,02÷0,03 0,01÷0,03 0,01÷0,03 0,01÷0,04 120 Таблица 4.3 – Результаты экспериментов при обструктивных нарушениях Значение Min Max Среднее flow-volume на вдохе на выдохе 0,003÷ 0,004÷ 0,007 0,006 0,05÷0,12 0,08÷0,2 0,02÷0,03 0,01÷0,04 В пространстве признаков pressure-volume flow-pressure-volume на вдохе на выдохе на вдохе на выдохе 0,007÷ 0,004÷ 0,006÷ 0,007÷0,01 0,01 0,006 0,007 0,1÷0,24 0,04÷0,24 0,04÷0,25 0,04÷0,25 0,01÷0,05 0,01÷0,05 0,01÷0,05 0,01÷0,05 Таблица 4.4 – Результаты экспериментов при рестриктвных нарушениях Значение Min Max Среднее flow-volume на вдохе на выдохе 0,004÷ 0,003÷ 0,006 0,005 0,02÷0,04 0,01÷0,03 0,01÷0,02 0,01÷0,02 4.5. В пространстве признаков pressure-volume flow-pressure-volume на вдохе на выдохе на вдохе на выдохе 0,006÷ 0,006÷ 0,005÷ 0,008÷0,009 0,009 0,007 0,006 0,02÷0,04 0,05÷0,18 0,05÷0,15 0,09÷0,16 0,02÷0,03 0,01÷0,03 0,01÷0,03 0,02÷0,03 Выводы Приведено описание съёма и регистрации реальных и модельных сигналов. Регистрация реальных сигналов выполнена в отделениях реанимации и операционных в больницах Санкт-Петербурга с использованием газоанализатора, в основе которого лежит Artema AION Multigas Analaser AION03. Для регистрации модельных сигналов с заданными параметрами (максимальным объёмом, сопротивлением дыхательных путей, растяжимостью лёгких, частотой дыхания в минуту) использовался общепринятая модель внешнего дыхания, описание которой приведено в 4-й главе в разделе 4.1. Обработка накопленная таким образом экспериментальной базы данных проводилась с использованием Matlab и MS Excel. Matlab позволил провести математические вычисления, отобразить полученные данные на панелях в виде графиков и числовых значений. С помощью MS Excel проведены математические вычисления. Приведено обеспечения для описание анализа разработанного состояния программно-алгоритмического системы дыхания по комплексу 121 спирометрических кривых. С помощью него проведены экспериментальные исседования, которые показали, что: • диапазон изменения средних значений расстояний между кривыми для сигналов нормы и патологии на вдохе и выдохе составляет 0,02 ± 0,01. Исключением является сигнал с патологией дыхания, у которого диапазон изменения средних значений равен 0,0525 ± 0,0125, а диапазон изменения максимальных – 0,25 ± 0,06; • для сигналов с рестриктивными нарушениями отмечено средние и максимальные значения на выдохе больше, чем на вдохе от нескольких тысячных до одной десятой; • в сигналах с обструктивными нарушениями средние и максимальные значения больше на вдохе. Приведены результаты вычисления показателей ИВЛ по спирографическим кривым и полученные значения ошибки вычисления этих параметров. В экспериментальных исследованиях было использовано 70 записей с известными значениями максимального объёма, частоты дыхания в минуту, сопротивления и растяжимости. Анализ полученных результатов показал, что при увеличении частоты дыхания до 50 и выше неверно рассчитываются значения сопротивления и расстяжимости. При увеличении значения сопротивления в модели рассчитанное значение сопротивления ошибка вычисления сопротивления увеличивается. Это обусловлено используемыми моделями сопротивления, в которых в трубке в качестве апертуры используется шайба с определённым диаметром. дыхательных При путей увеличении образуется моделируемого турбулентность, значения поэтому сопротивления используемые физические модели применимы только для генерирования небольших значений сопротивления. Проведенные эксперименты показали, что при заданном значении сопротивления равном 5 мл/см вод. ст., в этом случае ошибка вычисления значения сопротивления и растяжимости не превышает 14%. 122 Таким образом, была решена последняя задача диссертационной работы – выполнена экспериментальная апробация разработанных методов и алгоритмов. 123 ЗАКЛЮЧЕНИЕ Диссертация посвящена исследованию методов и разработке алгоритмов автоматического анализа сигналов дыхательной активности (скалярных кривых и петель) при искусственной вентиляции лёгких. Основные результаты диссертационной работы: 1. предложена электрическая модель системы внешнего дыхания при искусственной вентиляции лёгких, анализ которой позволил обосновать методы вычисления основных параметров внешнего дыхания; 2. разработаны метод и алгоритм оценки показателей искусственной вентиляции лёгких экспериментальные процедур в реальном исследования скользящего масштабе показали, усреднения циклов что времени. Проведенные используемое дыхания и сочетание полиномиальной аппроксимации позволяют бороться с неустойчивостью сигналов, помехами и наличием спонтанного дыхания у пациента. Проведенные эксперименты на модельных сигналах с известными значениями параметров ИВЛ показали, что при заданном значении сопротивления равном 5 мл/см вод. ст., в этом случае ошибка вычисления значений сопротивления и растяжимости не превышает 14%; 3. разработаны метод и алгоритм для анализа состояния системы дыхания по комплексу спирометрических кривых; 4. разработаны метод и алгоритм для анализа формы петель и вычисления параметров внешнего дыхания по петле «объём-давление». Проведённые в клинических условиях исследования показали, что постоянный контроль формы кривой «объём-давление», её наклона и ширины является важной составляющей респираторной поддержки особенно у пациентов с развивающейся патологией лёгких. В работе предложены числовые характеристики спирографических петель, позволяющие обнаруживать существенные отклонения в заданных режимах ИВЛ и распознавать ранние формы развития патологий дыхательных путей. По результатам оценки эффективности методов анализа сопротивления дыхательных путей по петлям «объём-давление» выявлено, что лучше оценивать 124 общее сопротивление (общую ширину петли) или экспираторное сопротивление (ширину петли на выдохе); 5. экспериментальная апробация предложенных методов подтвердила правильность теоретического анализа построенных моделей и позволила перейти к разработке программно-алгоритмического обеспечения ИВЛ с расширенной дыхательной диагностикой. 125 СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ Г – генератор тока ИВЛ – искусственная вентиляция лёгких ОРДС– острый респираторный дистресс-синдром П – переключатель вдох/выдох ПДКВ – положительное давление конца выдоха 𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴𝐴 –артефакты C – растяжимость Cап – растяжимость аппарата Cл – растяжимость лёгких F – поток FCV – способ подачи газовой смеси в лёгкие с управлением по потоку I – ток P – давление Pressure) Pпик, PPEAK или PIP – максимальное (пиковое) давление на вдохе (Peak Inspiratory Pressure) Pплат, PPLAT – давление, достигаемое в фазе инспираторной паузы (давление плато). PEEXP – давление в начале вдоха или конечно-экспираторное давление Pmax – значение давления в конце вдоха PCV – способ подачи газовой смеси в лёгкие с управлением по давлению R – сопротивление дыхательных путей Rвд – сопротивление при вдохе Rвыд – сопротивление на выдохе r – ширина петли Sэ – площадь петли в фазе выдоха tвд – время вдоха V – объём 126 𝑉𝑉𝑇𝑇 – дыхательный объём лёгких VCV – способ подачи газовой смеси в лёгкие с управлением по объёму Q – заряд U – напряжение α, β – углы наклона петель τ – постоянная времени 127 СПОСОК ЛИТЕРАТУРЫ 1. Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ: Учеб. пособие для вузов [Текст] /А.Л. Барановский [и др.]. – Москва, Радио и связь, 1993. – 248 с. 2. Немирко, А.П. BIS-технологии оценки глубины наркоза по ЭЭГ [Текст] / Немирко А.П., Саламонова И.С. // 66-я науч.-техн. конф. СПбНТОРЭС, посвященная дню радио, г. Санкт-Петербург, 19-29 апр. 2011 г. – СанктПетербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2011. - С. 368 - 369 3. Немирко, А.П. Программный имитатор сигналов ЭЭГ на LabView [Текст] / А.П. Немирко, И.С. Саламонова // Биомедицинская электроника. - 2011. - №5. - С. 41 – 44. 4. Саламонова, И.С. Испытательный стенд для проверки анализаторов ЭЭГ [Текст] / И.С. Саламонова // 66-я науч.-техн. конф. СПбНТОРЭС, посвященная дню радио, г. Санкт-Петербург, 19-29 апр. 2011 г. – Санкт-Петербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2011. - С. 373 – 374. 5. Саламонова, И.С. Автоматический анализ спирограмм при искусственной вентиляции легких [Электронный ресурс] / И.С. Саламонова// Актуальные направления фундаментальных и прикладных исследований: междунар. заочная науч.-практич. конф.: г. Северный Чарльстон, III 2014. – С. 122-124. – Режим доступа: http://science-publish.ru/node/2 - 06.06.14 6. Типы искусственной вентиляции легких [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.medgate.ru/article/103/116974/ - 01.06.14. 7. Кассиль, В.Л. Искусственная и вспомогательная вентиляция легких [Текст] / В.Л. Кассиль, М.А. Выжигина, Г.С. Лескин. – Москва, Медицина, 2004. – 480с. 8. Искусственная вентиляция лёгких [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://web-medik.ru/category/artificial-ventilation.html - 01.0614. 9. Mehta, S. Noninvasive ventilation / S. Mehta, N.S. Hill [Электронный ресурс] // American Journal of Respiratory and Critical Care Medicine. 2001. – № 2. P. 128 540-577. Режим – доступа: http://www.atsjournals.org/doi/full/10.1164/ajrccm.163.2.9906116#.U5dh9yhjGzY – 09.06.14 10. Спирограмма [Электронный ресурс] Режим – доступа: http://www.tryphonov.ru/tryphonov2/terms2/sprgrm.htm - 01.06.14. 11. Спирограмма [Электронный ресурс] Режим – доступа: http://dic.academic.ru/ - 01.06.14 12. Waugh, J.B. Rapid interpretation of ventilation waveform [Текст] / J.B. Waugh, [et all]: Second ediyion– New Jersey, Pearson Edition, 2007. – 151 p. 13. Горячев, А.С. Основы ИВЛ [Текст] / А.С. Горячев, И.А. Савин. – Москва, Медиздат, 2009. – 252 с. 14. Царенко, С.В. Практический курс ИВЛ [Текст] / С.В. Царенко. – Москва, Медицина, 2007. – 160 с. 15. Бурлаков, Р.И. Искусственная вентиляция легких (принципы, методы, аппаратура) [Текст] / Р.И. Бурлаков, Ю.Ш. Гальперин, В.М. Юревич. – Москва, Медицина, 1986. — 240 с. 16. Лебединский, К.М. Основы респираторной поддержки [Текст] / К.М. Лебединский, В.А. Мазурок, А.В. Нефедов. – Санкт-Петербург, Изд-во МАПО, 2006. - 213 с. 17. Ожегов, С.И. Толковый словарь русского языка [Текст] / С.И. Ожегов, Н.Ю. Шведова. – Москва, 1997. — С.292. 18. Интенсивная терапия. Реанимация. Первая помощь: Учебное пособие [Текст] / В.Д. Малышев. -- Москва: Медицина.-- 2000. -- 464 с. 19. Острая и хроническая недостаточность [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.encyclopedia.sun-clinic.co.il/d21.html - 02.06.14 20. Норма [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.fesmu.ru/www2/PolTxt/U0010/diagnos1/spiro2/spiro1/result1.htm - 01.06.14 21. Система искусственной вентиляции AVEA. Руководство по эксплуатации [Электронный ресурс] – Режим доступа: carefusion.com – 01.06.14 129 22. Система искусственной вентиляции VELA. Руководство по эксплуатации [Электронный ресурс] – Режим доступа: carefusion.com – 01.06.14 23. АППАРАТ ИВЛ ZISLINE [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.zisline.ru/mv200.htm – 01.06.14 24. Galileo. Intelligent Ventilation. Руководство пользователя 610862/02. [Электронный ресурс] – Режим доступа: www.hamilton-medical.com – 01.06.14 25. Cистема Patient Spirometry [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://clinicalview.gehealthcare.com/ – 01.06.14 26. Аппарат ИВЛ Филипс [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.healthcare.philips.com/main/products/patient_monitoring/products/intellivu e_patient_monitors/ – 01.06.14 27. Аппарат ИВЛ серии ВИАН [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://respekt-plus.com/rus/vian1_01.html – 01.06.14 28. Аппарат ИВЛ МВ200 «ЗисЛайн» [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://imteh.ru/meditsinskaya-tehnika/anestoziologia-reanimacia?id=322 – 01.06.14 29. Аппарат ИВЛ ЭЛАН-НР [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.mediko.ru/index.php?id=112 – 01.06.14 30. Аппарат ИВЛ РО-6-06 [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.mediko.ru/index.php?id=505 – 01.06.14 31. Аппарат управляемой и вспомогательной искусственной вентиляции легких «Фаза-21». [Текст]. Руководство по эксплуатации. ЕКФА.941622.001 РЭ, 2007. – 42 с. 32. Аппарат ВЧ ИВЛ JV 100 ZisLine. Краткие информационные материалы [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.ecopharm.ru/uploads/files/Zisline_VCh_IVL_JV100.pdf – 01.06.14 33. Аппарат ИВЛ SERVO-i [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.maquet.ru/product.aspx?pid=34&id=19 – 01.06.14 34. Аппарат ИВЛ Evita http://www.draeger.ru – 01.06.14 [Электронный ресурс] – Режим доступа: 130 35. Викторов, В.А. Состояние разработок и производства наркознодыхательной аппаратуры [Текст] / В.А. Викторов, Р.И. Бурлаков // Вестник АМТН. - 2008. - № 1. - С. 13-19. 36. О компании. М.: Группа компаний «БЮРО» [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://burogroup.ru/i/files/about_of_company.pdf – 01.06.14 37. Исследования. Российский рынок аппаратов ИВЛ 2011-2012 гг. [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://burogroup.ru/research/index.htm?id=6 – 01.06.14 38. Наркозно-дыхательное оборудование [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.upz.ru/ru/mediczinskaya-texnika.html – 01.06.14 39. Юшкин, А.В. Синтез управления биологическим объектом на основе стохастической модели [Текст] / А.В. Юшкин // Новости медицинского приборостроения. – 1970. – № 2. – С. 29-33. 40. Луценко, А.Е. К вопросу о комплексном исследовании функции внешнего дыхания человека [Текст] / Луценко, А.Е. Сорокин А.А. // – Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». - 2003. - № 1. – С. 32-34. 41. Луценко, А.Е. Метод и система для адаптивной искусственной вентиляции легких [Текст] / А.Е. Луценко, А.А. Сорокин // – Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». - 2004. - № 1. – С. 54-59. 42. Немирко, А.П. Методы измерения спирометрических параметров при искусственной вентиляции лёгких на основе электрической модели внешнего дыхания [Текст] / А.П. Немирко, И.С. Саламонова // Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». – 2013. – № 7. – С. 92-98. 43. Немирко, А.П. Электрическая модель системы внешнего дыхания при искусственной вентиляции легких [Текст] / Немирко А.П., Саламонова И.С. // Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». – 2012. - № 6. – С. 83 – 88. 44. Саламонова, И.С. Алгоритм обработки сигналов и измерение параметров внешнего дыхания при искусственной вентиляции легких [Текст] / И.С. Саламонова // 69-я науч.-техн. конф. СПбНТОРЭС, посвященная дню 131 радио, г. Санкт-Петербург, 17-25 апр. 2014 г. – Санкт-Петербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2014. - С. 369 – 370. 45. Artema AION Multigas Analaser AION03 [Электронный ресурс] – Режим доступа: http://www.mindray.com/artema/products/1.html – 08.06.14 46. Калиниченко, А.Н. Использование полиномиальной аппроксимации для измерения показателей искусственной вентиляции лёгких [Текст] / А.Н. Калиниченко, А.Н. Немирко, И.С. Саламонова // Биомедицинская радиоэлектроника. – 2013. - № 11. – С. 71-74. 47. Постоянная времени [Электронный доступ] – Режим доступа: http://ru.wikipedia.org/wiki/ – 01.05.14 48. Рекомендации по проведению респираторной поддержки при обострении хронической обструктивной болезни легких и бронхиальной астме [Электронный доступ] Режим – доступа: http://www.far.org.ru/guidesprojects?download=37%3Ars-copd – 01.05.14 49. Трофимов, нестационарных А.Г. сигналов Адаптивный на основе классификатор анализа многомерных динамических паттернов [Электронный ресурс] / А.Г. Трофимов, В.И. Скругин // Наука и образование. – 2010. – №8. – Режим доступа: http://technomag.edu.ru/doc/151934.html 50. Немирко, А.П. Измерение параметров дыхания при искусственной вентиляции легких [Текст] / А.П. Немирко, И.С. Саламонова // 68-я научнотехническая конференция СПбНТОРЭС, посвященная дню радио, г. СанктПетербург, 18-26 апр. 2013 г. – Санкт-Петербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2013. - С. 292. 51. Манило, Л.А. Автоматический анализ формы спирографических петель при искусственной вентиляции легких [Текст] / Л.А. Манило, А.П. Немирко, И.С. Саламонова // Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ». – 2013. – № 8. – С. 73-78. 52. Гонсалес, Р. Цифровая обработка изображений [Текст] / Р. Гонсалес, Р. Вудс . – Москва, Техносфера, 2005. - 1072 с. 53. Гонсалес, Р. Цифровая обработка изображений в среде Матлаб [Текст] / Р. Гонсалес, Р. Вудс, С. Эддинс. – Москва, Техносфера, 2006. – 616 с. 132 54. Manilo, L. Automatic analysis of spirogram loop shapes by their signatures [Текст] / L. Manilo, A. Nemirko, I. Salamonova // Pattern recognition and image analysis: new information technologies : The 11th International Conferens, Samara, 23-28 sep., 2013 г. – Р. 649 – 652 55. Саламонова, И.С. Автоматический анализ спирометрических кривых при искусственной вентиляции лёгких [Текст] / И.С. Саламонова // Мягкие вычисления и измерения: докл. 17-й междунар. конф., г. Санкт-Петербург, 21-23 мая 2014 г. – Санкт-Петербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2014. – С. 182-185. 56. Манило, Л.А. Автоматический анализ формы спирографических петель по их сигнатурам [Текст] / Л.А. Манило, А.П. Немирко, И.С. Саламонова // Математические методы распознавания образов: докл. 16-й всерос. конф., г. Казань, 6-12 окт, 2013 г. – Москва, Торус Пресс, 2013. – С. 82. 57. Манило, Л.А. Автоматический анализ формы спирографических петель по их сигнатурам [Электронный ресурс] / Л.А. Манило, А.П. Немирко, И.С. Саламонова // Машинное обучение и анализ данных. – 2013. – Т.1, №6. – С. 82. – Режим доступа: http://jmlda.org/papers/doc/2013/JMLDA2013no6.pdf - 15.09.14 58. Канус, И.И. Схема устройства и работы аппарата для ИВЛ [Электронный ресурс] / И.И. Канус, В.Э. Олецкий // Медицинская панорама. – 2002. – № 4. – Режим доступа: http://www.plaintest.com/reanimatology/alv - 08.06.14 59. MATLAB [Электронный ресурс] – Режим доступа: https://ru.wikipedia.org/wiki/MATLAB - 01.06.14 60. Конюшенко, В.В. Начало работы с Matlab [Текст] / В.В. Конюшенко. – Санкт-Петербург, Истра, 2006. – 173 с. 61. Кетков, Ю.Л. MANLAB 7: программирование, численные методы [Текст] / Ю.Л. Кетков, А.Ю. Кетков, М.М. Шульц. – Санкт-Петербург, БХВ-Петербург, 2005. – 752 с. 62. Дьяконов В.П. MATLAB 7.*/R2006/R2007: Самоучитель [Текст] / В.П. Дьяконов. – Москва, ДМК Пресс, 2008. – 768 с. 63. Немирко, А.П. Моделирование спирометрических кривых [Текст] / А.П. Немирко, И.С. Саламонова // 67-я научно-техническая конференция 133 СПбНТОРЭС, посвященная дню радио, г. Санкт-Петербург, 19-27 апр. 2012 г. – Санкт-Петербург, Изд-во СПбГЭТУ, 2012. - С. 292.
