ESKÉ VYSOKÉ UENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INENÝRSTVÍ
Katedra biomedicínské techniky
BAKALÁSKÁ PRÁCE
2016 Lucie Vosátková
ESKÉ VYSOKÉ UENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INENÝRSTVÍ
Katedra biomedicínské techniky
Experimentální senzor pr·toku pro HFJV
Experimetnal ow sensor for HFJV
Student: Lucie Vosátková
Vedoucí práce: Ing. Petr Kudrna, Ph.D. kv¥ten 2016
Abstrakt
Tato bakaláˇrské práce se zabývá návrhem a realizací vhodného senzoru pr˚utoku pro monitoring dechových objem˚u bˇehem vysokofrekvenˇcní tryskové ventilace. Na základˇe stanovených speci- fických požadavk˚u byl pro tato mˇeˇrení vybrán termický anemometr FS5. Pro jeho další testování byl navržen díl v programu SolidWorks, který posloužil k implementaci senzoru do ventilaˇcního okruhu. Dále byl vytvoˇren program, jenž dokázal zobrazit pr˚utok ze zjištˇené pˇrevodní rovnice a poˇcítat jednotlivé relativní dechové objemy. Díky tomuto softwaru bylo možné ovˇeˇrit funkˇcnost senzoru FS5 i jeho pˇresnost mˇeˇrení dechových objem˚u pˇri laboratorním experimentu za podmínek simulujících bˇežnou vysokofrekvenˇcní ventilaci pˇrístrojem Life Pulse.
Klíˇcová slova:vysokofrekvenˇcní trysková ventilace, senzor pr˚utoku FS5, monitoring dechových objem˚u
Abstract
The aime of this bachelor thesis was to design and implement a suitable flow sensor for monito- ring of tidal volumes during high frequency jet ventilation. A thermal mass flow sensor FS5 was chosen for these measurements based on specific requirements that were previously established.
A new part was designed in SolidWorks for implementation of the sensor into a ventilatory ci- rcuit. New software was then created to display the flow and relative tidal volume generated by the ventilation. This software made it possible to verify the functionality of the FS5 sensor and its accuracy to measure tidal volumes. The sensor was operrated under conditions simulating ordinary high frequancy jet ventilation using a Life Pulse device.
Key words:high frequency jet ventilation, flow sensor FS5, monitoring of tidal volume
Podˇekování
Ráda bych touto cestou podˇekovala vedoucímu své bakaláˇrské práce Ing. Petru Kudrnovi, Ph.D.
za jeho zkušené vedení, odborné rady, vˇecnou kritiku a celkovou pomoc pˇri tvorbˇe této práce.
Prohlášení
Prohlašuji, že jsem bakaláˇrskou práci s názvem
Experimentální senzor pr˚utoku pro HFJV
vypracovala samostatnˇe a použila k tomu úplný výˇcet citací použitých pramen˚u, které uvádím v seznamu pˇriloženém k bakaláˇrské práci.
Nemám závažný d˚uvod proti užití tohoto školního díla ve smyslu §60 Zákona ˇc. 121/2000 Sb., o právu autorském, o právech souvisejících s právem autorským a o zmˇenˇe nˇekterých zákon˚u (autorský zákon).
V Kladnˇe dne
podpis
Obsah
Úvod 12
1 Souˇcasný stav ˇrešené problematiky 13
1.1 Vysokofrekvenˇcní umˇelá plicní ventilace . . . 14
1.2 Vysokofrekvenˇcní trysková ventilace . . . 14
1.3 Princip proudˇení plynu tryskou . . . 14
1.4 Fyzikální fenomény vymˇeny plyn˚u pˇri HFJV . . . 15
1.5 Dechový objem . . . 16
1.6 Monitoring dechových objem˚u . . . 17
1.7 Výhody HFJV . . . 19
1.8 Ventilátory pro HFJV a jejich monitoring dechových objem˚u . . . 19
2 Pˇrístroj Life Pulse 21 3 Analýza ventilaˇcního okruhu pro mˇeˇrení pr ˚utoku 24 4 Požadavky na mˇeˇrící systém v exspiraˇcní vˇetvi ventilaˇcního okruhu 26 5 Rešerše snímaˇc ˚u pr ˚utoku pro mˇeˇrení v exspiraˇcní vˇetvi HFJV 28 5.1 Mechanické anemometry . . . 28
5.2 Tlakové anemometry . . . 28
5.3 Termické anemometry . . . 29
5.4 Speciální anemometry . . . 30
6 Termické anemometry 31 6.1 Principy mˇeˇrení pr˚utoku termickými anemometry . . . 31
6.2 Vybrané termické anemometry pro mˇeˇrení pr˚utoku ve ventilaˇcním okruhu . . . . 32
7 Experimetnální senzor v exspiraˇcní vˇetvi okruhu 33 7.1 Pˇrevodní charakteristika senzoru FS5 . . . 35
7.2 Návrh a realizace dílu pro úmístˇení senzoru FS5 do okruhu HFJV . . . 37
7.3 Software pro mˇeˇrení dechových objem˚u . . . 39
8 Laboratorní testování senzoru FS5 42 8.1 Uspoˇrádání experimentálního mˇeˇrení . . . 42
8.2 Nastavení ventilátor˚u . . . 43
8.3 Postup mˇeˇrení . . . 43
8.4 Zpracování namˇeˇrených dat . . . 44
8.5 Výsledky porovnání dechových objem˚u a korelaˇcní kˇrivka . . . 45
8.6 Diskuze výsledk˚u . . . 46
9 Diskuze 47
Závˇer 48
Seznam obrázk ˚u 49
Seznam tabulek 50
Reference 51
Seznam pˇríloh 54
Seznam symbol ˚u
Symbol Jednotka Význam
∆p cmH2O diferenˇcní tlak
∆V mL objemový pˇrír˚ustek
b1 K−1 teplotní souˇcinitel AV mL2·Hz alveolární ventilace
ρ kg/m3 hustota tekutiny
C mL/cmH2O poddajnost
I A proud
f Hz frekvence
FiO2 − frakce kyslíku
κ − Poissonova konstanta
p Pa tlak
p0 Pa tlak na výstupu trysky
q L/min pr˚utok v ˇcase
Q L/min pr˚utok
R − korelaˇcní koeficient
R0 J·mol−1·K−1 mˇerná plynová konstanta RT Ω elektrický odpor pˇri teplotˇeT Rω Ω elektrický odpor teplotního snímaˇce
R2 − hodnota spolehlivosti
S m2 plocha
T0 K teplota plynu
U V elektrické napˇetí
v m·s−1 rychlost tekutiny
v2 m·s−1 rychlost tekutiny na vstupu trysky VD mL mrtvý objem respiraˇcní soustavy Vpulz mL objem vzduchu na výstupu trysky
Vre f mL referenˇcní objem
Vs mL objem strženého vzduchu
VT mL relativní dechový objem
Pozn. Pro oznaˇcení jednotky objemu je využíván znakL, aby nedošlo k zámˇenˇe s jinými znaky.
Seznam zkratek
Zkratka Význam
AV alveolární ventilace (alveolar ventilation) A/D analogovˇe-digitální pˇrevodník (analog/digital)
BPD bronchopulmonární dysplazie (bronchopulmonary dysplasia)
CCA anemometr s konstantnˇe udržovaným proudem (Constant Current Anemometer) CV konvenˇcní ventilace (conventional ventilation)
CVA anemometr s konstantnˇe udržovaným napˇetím (Constant Voltage Anemometer) CTA anemometr s konstantnˇe udržovanou teplotou (Constant Temperature Anemometer) ETC endotracheální kanyla (endotracheal cannula)
HFV vysokofrekvenˇcní ventilace (high frequency ventilation)
HFJV vysokofrekvenˇcní trysková ventilace (high frequency jet ventilation)
HFOV vysokofrekvenˇcní oscilaˇcní ventilace (high frequency oscillatory ventilation) MAP stˇrední alveolární tlak (mean alveolar pressure)
ORL otorinolaryngologie
PC osobní poˇcítaˇc (personal computer)
PEEP pozitivní pˇretlak na konci výdechu (peak end-expiratory pressure) PIP špiˇckový inspiraˇcní tlak (peak inspiratory pressure)
RDS syndrom dechové tísnˇe (respiratory distress syndrome) UPV umˇelá plicní ventilace
VILI ventilátorem indukované plicní poškození (ventilator-induced lung injury)
Úvod
Umˇelá plicní ventilace (UPV) je již nˇekolik desítek let nedílnou souˇcástí bˇežné klinické praxe.
Svou funkci plní pˇri plicních onemocnˇeních a vadách jako podpora nebo doˇcasná náhrada pˇriro- zeného dýchání. Zásadní úlohu hraje UPV i v léˇcbˇe extrémnˇe nezralých novorozenc˚u, jež kv˚uli nedokonˇcenému vývoji v tˇele matky trpí absencí tvorby surfaktantu d˚uležitého pro udržení rezi- duálního objemu plic. Tato skuteˇcnost s sebou pˇrináší ˇradu respiraˇcních onemocnˇení a sdružených komplikací vyžadujících pˇripojení jedince na nˇekterou z technik UPV. Aplikací léˇcby UPV však vzniká riziko, že právˇe tato léˇcba se stane pˇriˇcinou nˇekteré z respiraˇcních chorob. Chybný vý- bˇer z dosavadních metod UPV a nesprávné nastavení ventilátoru m˚uže vést k trvalému poškození plicní tkánˇe a k nevratným funkˇcním zmˇenám.
Ventilaˇcní techniky, které se doposud jeví jako nejšetrnˇejší k plicím novorozence, jsou vysoko- frekvenˇcní oscilaˇcní (HFOV, high frequency oscillatory ventilation) a trysková ventilace (HFJV, high frequency jet ventilation). Vysokofrekvenˇcní ventilace svými malými rychlými pulzy vzdu- chu nabízí adekvátní dechovou výmˇenu plyn˚u za nižšího tlaku i objemu vzduchu, než je tomu u ventilace konvenˇcní, a pˇredchází tak vzniku barotraumatu ˇci volutraumatu. V evropských neo- natologických centrech je standardnˇe používána HFOV, v Severní Americe je rozšíˇrena i ventilaˇcní technika HFJV.
Vysokofrekvenˇcní ventilátory doposud nejsou vybaveny zaˇrízením, které by informovalo obslu- hující personál o dechovém objemu dodávaného vzduchu do plic pacienta. Mˇeˇrením parametru vyjadˇrujícího právˇe dodávaný dechový objem by bylo možné dobˇre pozorovat zmˇeny v plicní me- chanice i respiraˇcní obtíže zp˚usobené napˇríklad pˇrekážkou v dýchacích cestách (sekrety, hlen).
Trvalé snížení dechového objemu bˇehem HFJV je projevem snížené poddajnosti plic vlivem akut- ních zmˇen v plicním intersticiu. Nižší hodnota dechového objemu také zp˚usobuje nedokonalou výmˇenu krevních plyn˚u a poukazuje na únik vzduchu do prostoru pohrudnice. Monitorování de- chového objemu by pˇrispˇelo k vˇcasnému odhalení funkˇcních zmˇen plic a k efektivnˇejšímu vedení UPV.
Cílem této bakaláˇrské práce je nalézt vhodný zp˚usob monitoringu dechových objem˚u bˇehem vy- sokofrekvenˇcní tryskové ventilace a navázat tak na pˇredchozí výzkumné práce vytvoˇrené v rámci ventilaˇcního týmu FBMI. Konkrétním zámˇerem je návrh a realizace vybraného senzoru pr˚utoku, ovˇeˇrení jeho funkˇcnosti a pˇresnosti schopnosti mˇeˇrit dechové objemy v exspiraˇcní vˇetvi vysoko- frekvenˇcního ventilaˇcního okruhu.
1 Souˇcasný stav ˇrešené problematiky
Extrémnˇe nezralý novorozenec se klasifikuje jako nedonošený, narozený do 28. týdne tˇehotenství a s porodní hmotnostní v rozmezí 500 až 999 g [1]. Vzhledem k progresivnímu rozvoji medicíny se však setkáváme s pˇrípady, kdy se lékaˇri snaží zachránit i novorozence s nižší porodní hmotností.
Brzké narození jedince je obvykle provázeno mnoha komplikacemi, s kterými souˇcasná medicína musí bojovat. Z dlouhodobých statistik vyplývá kontinuální pokles poˇctu novorozenc˚u od roku 2008, avšak mírnˇe nar˚ustá poˇcet živˇe narozených extrémnˇe nezralých novorozenc˚u. Nicménˇe péˇce o novorozence v ˇCeské republice je dlouhodobˇe na velmi dobré úrovni, úmrtnost kojenc˚u do jed- noho roku života v roce 2013 ˇcinila 2,5 ‰ [2].
Pˇríˇciny pˇredˇcasného porodu matky mohou být r˚uznorodé, nejvˇetší podíl však tvoˇrí infekce zp˚uso- bující ˇcasto zánˇet placenty a následnˇe napadající plod. Pokud se jedinec narodí pˇred dokonˇcením úplného vývoje v tˇele matky, bývá tato skuteˇcnost doprovázena ˇcetnými poruchami fyziologic- kých funkcí nˇekterých lidských orgán˚u, ˇcasté je poškození plic, mozku, ledvin a dalších. Hrozí tedy dechové, zažívací, obˇehové, vyluˇcovací, termoregulaˇcní, metabolické a imunitní problémy, které mohou dále vést k chronickým onemocnˇením [1].
Nevyvinuté dechové ústrojí extrémnˇe nezralých novorozenc˚u trpí absencí nebo nedostateˇcnou schopností produkce surfaktantu, který je zásadní pro udržení reziduálního objemu plic. D˚usled- kem nepˇrítomnosti této aktivní látky jsou respiraˇcní onemocnˇení, soubornˇe oznaˇcovaná jako syn- drom dechové tísnˇe (RDS, respiratory distress syndrome), jež povˇetšinou vyžadují použití umˇe- lých ventilaˇcních postup˚u. Do RDS se ˇradí tranzitorní tachypnoe, aspirace plodové vody, adnatální pneumonie, plicní intersticiální emfyzém (PIE, pulmonary interstitial emphysema), pneumoto- rax a bronchopulmonární dysplazie (BPD, bronchopulmonary dysplasia). Aplikování umˇelé plicní ventilace však s sebou pˇrináší urˇcité riziko, že se právˇe tato zvolená léˇcba stane pˇríˇcinou nˇekteré z výše zmiˇnovaných chorob (zejména PIE a BPD). Konkrétnˇe v neonatologii je pak kladen velký d˚uraz na specifický výbˇer uplatnˇených ventilaˇcních metod se snahou co nejvíce ochránit mladé plíce [1].
U novorozence odkázaného na UPV m˚uže dojít k mnohým poškozením užitými terapeutickými prostˇredky. Vzduch vedený z ventilátoru vstupuje do plic pomocí endotracheální trubice (ETC, endotracheal cannula), kompletní zaintubování ˇcasto zp˚usobuje kožní pohmoždˇeniny a perforaci horních dýchacích cest. Dalším poranˇením je ruptura stˇeny plicních alveol˚u, tzv. barotrauma ˇci vo- lutrauma. Jedná-li se o dlouhodobou UPV, barotraumata vedou k chronickému PIE, tedy tvoˇrení množství cyst v plicních lalocích. Klinicky známým souhrnným pojmem pro takovou strukturální nebo funkˇcní destrukci mˇekké plicní tkánˇe vlivem p˚usobících sil je tzv. VILI (ventilator-induced lung injury). Oxygenoterapie spojená s UPV hraje d˚uležitou roli pˇri vývoji oˇcní sítnice. Pokud je kyslíková terapie chybnˇe nastavena, m˚uže dojít pˇriˇcinˇením i dalších faktor˚u k retinopatii, jež v nej- horších a nejzanedbanˇejších situacích vede k trvalé slepotˇe. Posledním význaˇcným poškozením je BPD. Toto chronické onemocnˇení vzniká nevhodným dávkováním kyslíku ve vdechované smˇesi, pˇri vysokéFiO2(frakce kyslíku) se u pacienta objevuje závislost na kyslíku nebo na UPV [3].
Vzhledem k negativním aspekt˚um, které s sebou pˇristoupení k UPV pˇrináší, je tˇreba dbát na správné nastavení, výbˇer ventilaˇcní metody a na vˇcasné ukonˇcení, pokud zaniká respiraˇcní one-
mocnˇení. Z dosavadních technik UPV se jako nejšetrnˇejší k plicím extrémnˇe nezralých novoro- zenc˚u jeví vysokofrekvenˇcní umˇelá plicní ventilace [4].
1.1 Vysokofrekvenˇcní umˇelá plicní ventilace
Vysokofrekvenˇcní ventilace (HFV, high frequency ventilatiom) nabízí výmˇenu plyn˚u o decho- vém objemu srovnatelném nebo menším s objemem anatomicky mrtvého prostoru. Vzduch je do plic dodáván s nejménˇe ˇctyˇrnásobnou dechovou frekvencí, než je normální klidová dechová frek- vence u zdravého ˇclovˇeka [4]. Minimální aplikovaná dechová frekvence se udává 120 dech˚u/min [6]. Díky malým dechovým objem˚um a sníženému tlaku vzduchu vpravovaného do plic je vy- víjen menší nápor na roztažení plicní tkánˇe, ˇcímž lze pˇredejít vzniku barotraumatu a volutrau- matu na plicích. Mezi klinicky využívané typy HFV patˇrí vysokofrekvenˇcní trysková (HFJV, high frequency jet ventilation) a vysokofrekvenˇcní oscilaˇcní ventilace (HFOV, high frequency oscilla- tory ventilation). V ˇCeské republice je prozatím jedinou sválenou vysokofrekvenˇcní technikou HFOV, nicménˇe pro neonatologického pacienta m˚uže znamenat nebezpeˇcí kolapsu dýchacích cest bˇehem aktivního exspiria vzhledem k nevyzrálosti tkánˇe [6]. Mechanismus HFJV je svými ma- lými rychle se šíˇrícími impulzy vzduchu prokazatelnˇe ohleduplnˇejší k nevyvinutému organismu, ventilace i oxygenace se tak stává mnohem efektivnˇejší pˇri léˇcbˇe RDS [7].
1.2 Vysokofrekvenˇcní trysková ventilace
Prvotní koncept metody HFJV byl pˇredstaven lékaˇrem Sandersem v roce 1967, kdy bˇehem bron- choskopie ventiloval plíce pacienta pomocí periodicky se opakujících tryskových pulz˚u stlaˇceného vzduchu [4]. Trubice pˇrivádˇející kyslík byla umístˇena rovnobˇežnˇe s podélnou osou bronchoskopu, na jehož konec pˇripevnil Sanders tlakem regulovatelný adaptér, kterým sám urˇcoval frekvenci samotné ventilace. Dostateˇcné pauzy mezi jednotlivými pulzy dovolovaly pasivní výdech. Stav pacienta bˇehem zákroku byl jednoduše monitorován pozorováním pohybu hrudníku a analýzou krevních plyn˚u [8]. Následovaly dlouhodobé studie na zvíˇratech i lidech, které potvrdily adekvátní eliminaci CO2i odpovídající oxygenaci [4]. V roce 1977 Klain a Smith vyvinuli proudový venti- látor se schopností generovat pulzy o frekvenci 60–100 dech˚u/min a popsali jeho využití opˇet pˇri bronchoskopii [8]. Poté se tato ventilaˇcní metoda dále vyvíjela a pˇrinášela nové možnosti léˇcby respiraˇcních onemocnˇení.
Pˇri HFJV se rozsah frekvencí malých dechových objem˚u (2–5 mL/kg) vzduchu vycházejících z trysky pohybuje od 60 do 1600 dech˚u/min. Obvyklá frekvence však nepˇrevyšuje 200 dech˚u/min [4], v neonatologii se doporuˇcuje frekvence pˇribližnˇe do 420 dech˚u/min [9].
1.3 Princip proudˇení plynu tryskou
Metoda vysokofrekvenˇcní tryskové ventilace je založena na dodávání velmi rychlého pulzu vzdu- chu hluboko do plic pomocí chlopnˇe ve tvaru solenoidu, kterou je do trysky vhánˇen vzduch pod vysokým tlakem. Pˇresná frekvence je nastavena pˇrímo na ventilátoru pˇríslušnou osobou [10].
Zužující se tvar trysky má za následek zvýšení rychlosti procházejícího vzduchu a snížení tlaku podle Venturiho efektu. Venturiho efekt vychází z kombinace rovnice kontinuity (1) a Bernoulliho
rovnice (2), které vyjadˇrují zákon zachování energie proudící tekutiny [11].
Q=v·S·ρ=konst. (1)
1
2·ρ·v2+p=konst. (2)
Pˇri ustáleném proudˇení stlaˇcitelného vzduchu závisí rychlost proudˇení na pr˚uˇrezu trysky. Zmenší- li se pr˚uˇrez, zvýší se rychlost pr˚utoku. V nejužším místˇe trysky (na výstupu) tedy dosahuje proté- kající médium nejvyšších rychlostí. Zvýšení rychlosti následnˇe zp˚usobí snížení tlaku [11].
Obrázek 1: Proudˇení vzduchu tryskou
Konkrétnˇe pro tvar trysky je definován vztah popisující rychlost vzduchu vystupujícího z trysky (v2) na základˇe energetické bilance, tzv. Saint Vénantova–Wantzelova rovnice (3).
v2= v u u
t2·κ·R0
κ−1·T0· 1− p0
p
κ−1κ !
, (3)
kdeκ je Poissonova konstanta,R0je mˇerná plynová konstanta,T0 je teplota plynu vystupujícího z trysky,p0je tlak plynu vystupujícího z trysky a pje tlak plynu v trysce.
V pˇrípadˇe HFJV snížený tlak vzduchu na výstupu trysky (p0) strhává okolní vzduch v trubici a spoleˇcnˇe postupují do plic. Pr˚uchodem vzduchu pˇres respiraˇcní systém dochází k postupnému tlumení tlaku [10]. Tvar pulzu generovaného tryskou tvoˇrí parabolicky zakˇrivený profil, který je dán rychlejším proudˇením vzduchu uprostˇred a pomalejším proudˇením v blízkosti stˇen dýchacích cest [10].
1.4 Fyzikální fenomény vymˇeny plyn ˚u pˇri HFJV
Mechanická ventilace typu HFJV se výraznˇe liší od spontánního dýchání zdravého jedince. Inspi- rium probíhá pomocí vzduchu distribuovaného do endotracheální trubice, poté dochází k roztažení plic na základˇe poddajnosti plic a úmˇernˇe dodanému objemu vzduchu. Výdech je však pasivní.
Vzhledem k menší velikosti objemu vzduchu jednoho dechu pˇri HFJV než je fyziologický mrtvý prostor, neplatí konvenˇcní ventilaˇcní rovnice, kdy je alveolární ventilace pˇrímo úmˇerná frekvenci
a rozdílu dechového objemu a objemu mrtvého prostoru. Pro alveolární ventilaci (AV, alveolar ventilation) pˇri HFJV je definována rovnice:
AV = (VT−VD)2·f, (4)
kdeVTje dechový objem,VDje objem mrtvého prostoru a fje dechová frekvence daná nastavením ventilátoru [10].
Výmˇena plyn˚u bˇehem HFJV probíhá zcela specificky a je obtížné pˇresnˇe popsat, k jakým po- chod˚um dochází v dýchacích cestách pacienta. Vzhledem k malému objemu vstupujícího plynu nedochází k úplnému pˇremístˇení stávajícího plynu v tracheobronchiálním stromu a pˇricházející plyn je difúzí mísen s alveolárním plynem ve všech ˇcástech respiraˇcní soustavy. Tento dˇej se nazývá Taylorova disperze. Taylorova disperze a parabolický rychlostní profil pˇrispívají k promý- vání alveolárního prostoru a eliminaciCO2po stˇenách dýchacích cest. Na úrovni kapilár dochází k molekulární difúzi, jež je d˚uležitá pˇri samotné výmˇenˇe respiraˇcních plyn˚u [10].
Míra dopraveného plynu do jednotlivých sklípk˚u se m˚uže bˇehem HFJV lišit. Fyziologicky je dáno, že každý plicní sklípek je nafouknut s urˇcitou ˇcasovou konstantou, jež závisí na poddajnosti a pr˚u- toˇcném odporu sklípku. R˚uzné ˇcasové konstanty zp˚usobují nesoumˇerné plnˇení plicních sklípk˚u rozdílným objemem plynu. Tento fenomém HFJV je oznaˇcován jako pendelluft efekt [10].
Dalším specifikem u HFJV je asymetrie rychlostního profilu zp˚usobená pr˚uchodem plynu boha- tého na kyslík uprostˇred a pr˚uchodem oxidu uhliˇcitého po obvodu stˇen. Výsledkem je protáhlý rychlostní profil, který pˇrispívá ke vzniku turbulentního proudˇení. Tento typ proudˇení zároveˇn napomáhá k mísení plynu stejnˇe jako zmˇena objemu a tlaku v hrudníku vlivem tepání srdce [10].
1.5 Dechový objem
Dechový objem je oznaˇcení pro celkový objem plynu, který vstupuje pˇri vysokofrekvenˇcní trys- kové ventilaci do respiraˇcní soustavy pacienta. ˇCást z tohoho celkového objemu z˚ustává v mrtvém prostoru, kde nedochází k výmˇenˇe plyn˚u, zbytek objemu postupuje do alveol.
Obrázek 2: Celkový dechový objem pˇri HFJV
Na Obrázku 2 je znázornˇen princip vzniku celkového dechového objemu pˇri HFJV, kdy pˇricháze- jící pulz díky nižšímu tlaku strhává objem vzduchu z prostoru výstupu trysky a spoleˇcnˇe postupují do ETC. Dechový objem je tedy dán souˇctem objemu vypuzeného z trysky (Vpulz) s objemem vzduchu (Vs), který je tímto pulzem stržen (5).
VT=Vpulz+Vs (5)
Celkový dechový objem pˇri HFJV je stanoven nˇekolika faktory: hnacím tlakem, mírou strhávání a dobou inspiria. Všechny uvedené okolnosti ovlivˇnují hodnotu výsledného dechového objemu dopraveného do respiraˇcní soustavy [10].
Hnací tlak (servo pressure) je síla produkovaná ventilátorem na vstupní plochu trysky. Zvyšující hnací tlak a tedy i rychlost vzduchu má za následek vyšší pokles tlaku vzduchu vystupujícího z trysky (3). Tento zvýšený pokles tlaku zp˚usobí strhnutí vˇetšího objemu vzduchu (Vs) z prostoru pˇred vstupem do ETC. Velikost objemu strženého vzduchu (Vs) se nazývá míra strhávání a je úmˇerná velikosti hnacího tlaku [10].
Nastavená doba inspiria vyjadˇruje ˇcas, po který ventilátor dodává pulz vzduchu do ventilaˇcního okruhu. Kratší doba trvání pulzu v závislosti na frekvenci znaˇcí vyšší tlak na vstupu trysky. Stej- ným principem, jako je tomu v pˇrípadˇe zvýšení hnacího tlaku, je ovlivnˇena velikost strženého vzduchu (Vs).
Z uvedených aspekt˚u vyplývá, že nastavením ventilátoru lze ovlivnit velikost dechového objemu, který vchází do respiraˇcního systému. Nicménˇe hodnota tˇechto celkových dechových objem˚u není známá, jelikož vysokofrekvenˇcní tryskové ventilátory doposud neumožˇnují monitoring množství vzduchu vycházejícího z trysky (Vpulz), ani vzduchu strženého (Vs).
1.6 Monitoring dechových objem ˚u
Obecnˇe platí, že monitorování umˇelé plicní ventilace je klíˇcové pro efektivní léˇcbu i pˇredcházení nežádoucích úˇcink˚u. U HFJV operátor nastavuje frekvenci pulz˚u, dobu inspiria a koncentraci vde- chovaného kyslíku (FiO2). Samotný vysokofrekvenˇcní ventilátor konstantnˇe v ˇcase zjišt’uje tlak v dýchacích cestách, asi 5 cm distálnˇe od vstupu trysky. V pˇrípadˇe rapidního navýšení tlaku je systém automaticky pozastaven, pˇredchází se tak vzniku barotraumat. Smˇerodatným ukazatelem pro posouzení pr˚ubˇehu ventilace, popˇr. oxygenace, jsou hodnoty parciálních tlak˚u krevních plyn˚u [10].
Pro posuzování hodnot krevních plyn˚u se povˇetšinou zkoumá vzorek krve v analyzátoru krevních plyn˚u, kde je dostateˇcnˇe rychle proveden rozbor. Tato varianta však není ideálním postupem pro monitoring HFJV vzhledem k nekontinualitˇe mˇeˇrení a požadavku na odbˇer vzorku krve, jenž je u neonatologického pacienta omezen [10]. Vhodnˇejší zp˚usob mˇeˇrení parciálních tlak˚u krevních plyn˚u je pomocí kombinované elektrody (Clarkova elektroda s iontovˇe selektivní elektrodou pro CO2) , která snímá tyto hodnoty neinvazivnˇe z povrchu tˇela. Elektrody jsou však trvale zahˇrívány nad hranici normální tˇelesné teploty, ˇcímž m˚uže dojít k popálení citlivé pokožky novorozence [6].
Další variantou je zjišt’ování saturace krve kyslíkem (SpO2) pulzním oxymetrem v periferii krev- ního ˇreˇcištˇe, tento parametr však plnˇe nevypovídá o výmˇenˇe krevních plyn˚u. Dosavadní metody monitoringu HFJV jsou povˇetšinou nespolehlivé, nepˇrímé, nepˇresné, popˇrípadˇe nejsou kontinu- ální [10]. Pro další rozvoj, vyšší úˇcinnost a nižší ohrožení extrémnˇe nezralých novorozenc˚u pˇri léˇcbˇe HFJV je do budoucna nezbytné zajištˇení kontinuálního monitoringu dechového, eventuálnˇe minutového, objemu nebo tlaku v dýchacích cestách. Dechový objem je pro obsluhu dobˇre pˇred- stavitelný parametr a pro ovlivnˇení vzniku volutraumat klíˇcový [10].
Již v roce 1986 probˇehlo experimentální mˇeˇrení na univerzitˇe v Ohiu (Case Western Reserve Uni- versity) [12], kde vˇedci zjišt’ovali hodnotu dechového objemu pˇri HFJV na 7 dospˇelých králících.
Pro ventilaci byl zvolen tryskový ventilátor s ˇcasovˇe ˇrízenou chlopní, která pˇrerušovanˇe dodávala do okruhu pulzy vzduchu pod vysokým tlakem a s frekvencí 120, 240 a 480 dech˚u/min. Do exspi- raˇcní vˇetve ventilátoru, tˇesnˇe nad ústím trysky, byl umístˇen pneumotachograf, jenž snímal pr˚utok se vzorkovací frekvencí 500 Hz. Takto získaný signál pˇrecházel do digitálního integrátoru, kde byla vytvoˇrena kˇrivka závislosti objemu vzduchu na ˇcase. Jako srovnání posloužil kabinový ple- tysmograf, v nˇemž bylo zvíˇre bˇehem ventilace uzavˇreno (s pˇrísunem vzduchu z okolí). Zanesením objemu mˇeˇreného pneumotachografem na osuya objemu získaného z pletysmografické kˇrivky na osuxv dané ˇcasové okamžiky byl zjištˇen blízký vztah tˇechto objem˚u. Ukázalo se, že tento systém mˇeˇrení dechového objemu dobˇre funguje pro rozsah mˇeˇreného objemu 2–40 mL, pomˇer I:E 1:1 až 1:9, dechové frekvence 120–480 dech˚u/min a dobu inspiria 12–250 msec [12].
I další studie [13] publikována vˇedci z Oxfordské univerzity v roce 1988 využívala pro mˇeˇrení dechového objemu pˇri HFJV pneumotachograf. Od té pˇredchozí se lišila v uspoˇrádání blok˚u ex- perimentálního aparátu a v použitém referenˇcním mˇeˇrení. Postupnˇe byl model plic ventilován s frekvencí 50 až 250 dech˚u/min. Dechový objem zjištˇený integrací pr˚utoku z pneumotachografu byl porovnáván s objemem vypoˇcteným z dílˇcích objem˚u, jež odpovídaly tlak˚um mˇeˇreným pˇrímo v modelu plic a v trysce. Vzájemný korelaˇcní koeficient tˇechto dvou dechových objem˚u vyšel 0,99 [13].
Odlišnou metodu mˇeˇrení dechového objemu zvolili vˇedci pˇri animálním experimentu [14], kdy byla 4 ovˇcí mlád’ata umístˇena do celotˇelové pletysmografické komory (urˇcení dechového objemu) a pomocí zaˇrízení DC-coupled SAAB Respimete byla zjišt’ována elektrická impedance hrudníku pˇri dýchání (pˇrepoˇcet na dechový objem). Nár˚ust impedance byl zaznamenán pˇri nádechu a po- kles pˇri vydechování. Porovnáním namˇeˇrených objem˚u z pletysmografu a pomocí elektrické im- pedance byly vypoˇcítány korelaˇcní koeficienty, jež napovˇedˇely, že mˇeˇrení elektrické impedance hrudníku by mohlo být vhodné pro získání hodnoty dechového objemu pˇri HFJV. Zˇretelná byla závislost impedance na dechové frekvenci do 600 dech˚u/min, kdy se hodnota korelaˇcního koefici- entu blížila 0,98. Pˇri vyšších frekvencích (nad 600 dech˚u/min) již tato metoda mˇeˇrení dechového objemu selhávala, relativní chyba mˇeˇrení byla 17 % [14].
Metody mˇeˇrení dechových objem˚u pˇri HFJV použité v pˇredchozích studiích zcela neodpovídají požadavk˚um klinické praxe, kdy je vyžadována vysoká pˇresnost a kontinualita mˇeˇrení, dále mini- mální vliv na eliminaciCO2a zaruˇcené bezpeˇcí pro pacienta. Pneumotachografy vykazují znaˇcnou setrvaˇcnost [12] a mˇeˇrení elektrické impedance je závislé na odporu biologických tkání, který se významnˇe mˇení s funkˇcním i strukturálním stavem tkánˇe [14]. Proto je nutné nalézt jinou variantu
mˇeˇrení dechových objem˚u bˇehem HFJV. Inspirací pro návrh vhodného mˇeˇridla by mohly být sen- zory pr˚utoku používané u konvenˇcních ventilátor˚u, kdy je nejbˇežnˇejším snímaˇcem žhavený drát [15].
1.7 Výhody HFJV
Jak již bylo zmínˇeno, tato vysokofrekvenˇcní metoda UPV pˇredchází vyvíjení významnˇejšího ná- poru na plicní tkáˇn, tedy riziko vzniku barotraumat ˇci volutraumat pˇri použití HFJV klesá díky aplikaci malých dechových objem˚u. Obecnˇe také platí, že HFJV má menší dopad na funkci kar- diovaskulárního systému než je tomu u konvenˇcní UPV. D˚uvodem je nižší dechový objem i tlak v dýchacích cestách, jenž pˇrispívá k snížení produkce antidiuretického hormonu, a tím i zadržování tekutin v tˇele. Nižší tlak v plicnici i v levé síni také pozitivnˇe ovlivˇnuje minutový srdeˇcní výdej.
Díky minimálnímu pohybu plic, nízkému intrapulmonárnímu tlaku [10] a snadné dostupnosti hr- tanu i pr˚udušnice [16] bývá HFJV uplatˇnována bˇehem operací horních i dolních cest dýchacích, pˇri akutních onemocnˇeních plic a v situacích, kdy není efektivní léˇcba konvenˇcní ventilací (napˇr.
u obézních, u pacient˚u trpících astmatem apod.) [4] [5][7][10].
1.8 Ventilátory pro HFJV a jejich monitoring dechových objem ˚u
Pro uskuteˇcnˇení HFJV existuje v souˇcasné dobˇe nˇekolik technologicky vyspˇelých zástupc˚u lišících se zejména ve svém užití. HFJV ventilátory jsou uplatˇnovány pˇredevším pˇri operacích horních i dolních cest dýchacích, v intenzivní péˇci a v neonatální klinické praxi.
Švýcarská firma Acutronic se specializuje na výrobu ventilátor˚u urˇcených pro chirurgické zá- kroky ORL (otorinolaryngologie) a hrudních prostor, i monitorovacích jednotek pro intenzivní péˇci a nabízí vysokofrekvenˇcní tryskový ventilátor Monsoon III (Acutronic, Švýcarsko), který je tvoˇren dvˇema tryskami s nízkými (1–100 dech˚u/min) a vysokými (4–1600 dech˚u/min) aplikova- nými frekvencemi. Monsoon III dokáže na displeji zobrazit kromˇe jiného dechový a minutový objem. Zp˚usob monitoringu dechového objemu však ve svých manuálech neuvádí [16].
Dalším unikátním zaˇrízením je tryskový ventilátor TwinStream (Carl Reiner GmbH, Rakousko) provádˇející vysokofrekvenˇcní tryskovou ventilaci oznaˇcující se jako „Superimposed“ HFJV. Tento typ ventilace spojuje dva módy, ventilaci za normálních frekvencí (1–100 dech˚u/min) s ventilací pˇri vyšších frekvencích (50–1500 dech˚u/min), jež probíhají zároveˇn. TwinStream slouží k léˇcbˇe pacient˚u zejména s chronickou obstrukˇcní plicní nemocí, nicménˇe neumožˇnuje monitoring decho- vých objem˚u, ale dokáže mˇeˇrit koncentraci vdechovaného kyslíku (FiO2) [17].
Také ˇCeská republika se m˚uže pyšnit vlastním výrobcem vysokofrekvenˇcních tryskových ventilá- tor˚u. Jedná se o spoleˇcnost Elmet, spol. s r.o., která své ventilátory Paravent vyvíjí pro urgentní ventilaci, transport pacient˚u, resuscitaˇcní a intenzivní péˇci, podání kontrastní látky do plic a pro ORL operativu [18]. Výhodou tohoto ventilátoru je zcela mechanický systém, jenž k provedení UPV vyžaduje pouze pˇripojení ke zdroji stlaˇceného vzduchu. Frekvence dech˚u je pˇrepínatelná z hodnot 20, 40, 120, 180 dech˚u/min. Z prospektových obrázk˚u ˇrady Paravent Digital (Elmet, Ceská republika) vyplývá, že tento pˇrístroj zobrazuje na svém displeji minutovou ventilaci i de-ˇ chový objem. Ventilátory zbylých ˇrad tyto možnosti nenabízí [19].
Nejvýznamnˇejším pˇrístrojem v oblasti neonatologické HFJV a klinicky nejvyužívanˇejší z˚ustává jednoznaˇcnˇe ventilátor Life Pulse (Bunnell Inc.,Utah). Ventilátor Life Pulse není dosud vybaven monitoringem dechových objem˚u, nastavení ventilace je pouze dle tlakových parametr˚u.
2 Pˇrístroj Life Pulse
Pˇrístroj Life Pulse (Obrázek 3) se bˇežnˇe využívá v nemocnicích zejména v Severní Americe, v Evropˇe z˚ustává jeho funkce prozatím na výzkumné úrovni z d˚uvodu absence certifikátu CE [20]. Tento mikroprocesorem ˇrízený ventilátor se vizuálnˇe skládá z pˇeti základních ˇcástí: moni- toru, kontrolek, alarm˚u, zvlhˇcovaˇce a pacientského boxu. Dohromady tyto prvky vytváˇrí jádro ventilaˇcního systému, do kterého dále patˇrí propojovací hadiˇcky, endotracheální trubice, Life Port, Y-spojka a další nezbytné komponenty [21].
Obrázek 3: Pˇrístroj Life Pulse
Monitor umožˇnuje obsluze sledovat hodnoty špiˇckového inspiraˇcního tlaku (PIP, peak end-expiratory pressure), pozitivního tlaku na konci výdechu (PEEP, positive end-expiratory pressure), stˇredního tlaku v dýchacích cestách (MAP, mean alveolar pressure), rozdílu tlaku PIP a PEEP (ekvivalence s dechovým objemem) a tzv. servo pressure udávajícího tlak produkovaný ventilátorem pro dosa- žení požadované hodnoty PIP [21].
Obrázek 4: Monitor a alarmy pˇrístroje Bunnell Life Pulse
Alarmy obecnˇe upozorˇnují akusticky i opticky na výchylky od oˇcekávaných hodnot všech zobra- zovaných veliˇcin, dále udávají výsledek testovacího módu [21].
Panel kontrolek zobrazuje aktuální nastavené hodnoty PIP, dechové frekvence a inspiraˇcního ˇcasu.
Tyto tˇri parametry lze manuálnˇe zmˇenit pomocí šipek a to v daném rozsahu: PIP 8–50 cm H2O, de- chová frekvence 240–660 dech˚u/min a inspiraˇcní ˇcas 0,02–0,034 s. Do sekce kontrolek jsou ˇrazena také tlaˇcítka ENTER pro potvrzení nového nastavení, STANDBY pro ukonˇcení celého programu a TEST sloužící k ovˇeˇrení správné funkˇcnosti a pˇripravenosti pˇrístroje pˇred jeho samotnou aplikací [22].
Obrázek 5: Panel kontrolek pˇrístroje Bunnell Life Pulse
Další d˚uležitou souˇcástí je zvlhˇcovací okruh. Vzduch hnaný ventilátorem pˇrichází do tzv. cartridge, kde dochází k zvlhˇcení vzduchu a k mˇeˇrení jeho teploty [21].
Posledním blokem je pacientský box obsahující pružnou chlopeˇn, jež slouží k ˇrízenému pˇreru- šování toku vzduchu pˇricházejícího z ventilátoru. Jednotlivé pulzy vzduchu vytvoˇrené pohybem chlopnˇe dále pokraˇcují tenkou tryskou ve stˇenˇe prvku zvaném Life Port, kde dochází k strhávání okolního vzduchu a mˇeˇrení tlaku jako zpˇetné informace pro ventilátor [21].
Obrázek 6: Zvlhˇcovací systém a pacientský box pˇrístroje Bunnell Life Pulse
Ovládání pˇrístroje Life Pulse je uživatelsky pˇrívˇetivé, nicménˇe správnou obsluhu tohoto zaˇrízení zajišt’uje pouze vyškolený personál. Vyžaduje se povˇedomí o jednotlivých souˇcástech ventilátoru, kompletní znalost chybových hlášení a významu zobrazovaných parametr˚u, také ˇrešení jednodu- chých závad. Povinné testování obsluhujcího personálu pˇredchází poškození pˇrístroje a zejména pacient˚u s touto ventilaˇcní podporou [21].
V klinické praxi se pˇrístroj Life Pulse zapojuje do série s konvenˇcním ventilátorem. Konvenˇcní ventilátor nabízí pacientovi ˇcerstvý vzduch pro jeho pasivní výdech, umožˇnuje dosažení i udržení pozitivního tlaku na konci výdechu (PEEP), pravidelné rozšiˇrování dýchacích cest (je-li tˇreba) a také eventuální konvenˇcní prodechy.
Obrázek 7 schematicky zobrazuje propojení HFJV a konvenˇcní UPV pˇres ˇclen Life Port. Dráha znázornˇená šipkami vyjadˇruje mˇeˇrení tlaku, zbylá spojení vyznaˇcují možnosti proudˇení vzduchu bˇehem ventilace [21].
Obrázek 7: Ilustraˇcní schéma sériového zapojení HFJV a konvenˇcní UPV pˇres ˇclen Life Port K propojení tˇechto dvou ventilaˇcních zaˇrízení slouží unikátní ˇclen Life Port. Jedná se o plastový díl s tˇremi hlavními ˇcástmi: 15 mm Port, Jet Port a hadiˇcka pro monitorování tlaku. Tˇelo Life Portu je tvoˇreno trubicí o celkovém pr˚umˇeru 15 mm a standardnˇe se zde pˇripojuje konvenˇcní okruh Y–spojkou.
Obrázek 8: Propojovací ˇclen Life Port s vnˇejším pr˚umˇerem pˇribližnˇe 15 mm
Jet Port je úzká tryska zabudovaná pˇrímo do stˇeny Life Portu a má za úkol pˇrivádˇet krátké pulzy vzduchu z vysokofrekvenˇcního ventilátoru. Posledním segmentem je kanál, s napojenou hadiˇckou pro snímání pˇribližného tlaku v dýchacích cestách, umístˇený zhruba ve ˇctvrtinˇe obvodu od ústí trysky. Kónický tvar Life Portu vyúst’uje do endotracheální trubice, kudy prostupuje vzduch do pacienta.
3 Analýza ventilaˇcního okruhu pro mˇeˇrení pr ˚utoku
Z popisu uvedeného v pˇredchozí kapitole vyplývá, že prvek Life Port je jediné smysluplné místo ve ventilaˇcním okruhu, kde lze snímat celkový dechový objem vzduchu vstupujícího do plic pacienta.
Existují tedy pouze dvˇe oblasti, do kterých je možné umístit senzor pro mˇeˇrení pr˚utoku. První možností, kam lokalizovat senzor, je zóna mezi Y–spojku konvenˇcního ventilátoru a hrdlem Life Portu (Oblast 1 - exspiraˇcní vˇetev). Druhou variantou je mˇeˇrení v oblasti mezi endotracheální trubicí a vyústˇením Life Portu (Oblast 2 - inspiraˇcní vˇetev).
Obrázek 9: Schéma možných oblastí pro umístˇení senzoru pr˚utoku
Senzor v Oblasti 2 je schopen zaznamenávat hodnoty kompletní zmˇeny pr˚utoku vzduchu proudí- cího do plic pacienta i z nich. Tím je získána závislost absolutního pr˚utoku v ˇcase, jejíž integrací (6) se vypoˇcte celkový objem pˇri inspiriu i exspiriu, kdy je tˇreba tyto fáze nejprve od sebe od- lišit. V Oblasti 1 lze detekovat úplné exspirium a inspiraˇcní ˇcást dechového cyklu danou pouze strženým objemem vzduchu (Vs). Na ˇcasové kˇrivce pr˚utoku se tato inspiraˇcní ˇcást projeví klesající tendencí, bˇehem exspiria naopak pr˚utok nar˚ustá. Z hlediska terminologie je možné mˇeˇrení objemu v Oblasti 1 oznaˇcit jako relativní, v pˇrípadˇe Oblasti 2 se pak hovoˇrí o mˇeˇrení absolutním.
VT = ˆ
q dt (6)
Absolutní mˇeˇrení pr˚utoku v Oblasti 2 se zdá jako vhodnˇejší volba pro umístˇení senzoru vzhle- dem k hodnotám, jež jasnˇe vypovídají o pr˚ubˇehu ventilace, jsou smˇerodatné a pro obsluhu ven- tilátoru dobˇre pˇredstavitelné. Úsek mezi endotracheální trubicí a ústím Life Portu je však velice úzký a senzor zde zabudovaný musí splˇnovat jasné parametry (pr˚umˇer endotracheální trubice je 2,5–3,5 mm). Z pˇredchozí studie vyplynulo, že umístˇení senzoru do inspiraˇcní vˇetve vede k vý- raznému ovlivnˇení pr˚ubˇehu plicní ventilace a bez znalosti tlakové kompenzace nelze tuto variantu aplikovat v klinické praxi [6].
Tato problematika byla detailnˇe popsána a zkoumána v odborné práci s názvem Mˇeˇrení decho- vých objem˚u pˇri vysokofrekvenˇcní tryskové ventilaci nezralých novorozenc˚u [6]. Jako senzor pro mˇeˇrení pr˚utoku v inspiraˇcní vˇetvi byla vybrána diferenˇcní clona. Navržená clona byla zhotovena z nerezavˇející oceli, následnˇe probíhalo urˇcení pˇrevodní charakteristiky a testování clony na se- staveném modelu plic i pˇri animálním experimentu. Z dílˇcích výstup˚u plyne, že clona je schopna dobˇre mˇeˇrit rychlé pr˚utoky vzduchu dané vysokou frekvencí. Pˇri aplikaci v bˇežném provozu by však bylo nutné vyrovnat tlakovou ztrátu na clonˇe a to navýšením špiˇckové hodnoty PIP. V závˇeru práce je doporuˇceno senzor pr˚utoku umístit do exspiraˇcní vˇetve a mˇeˇrit relativní dechové objemy [6].
4 Požadavky na mˇeˇrící systém v exspiraˇcní vˇetvi ventilaˇcního okruhu
Mˇeˇrení pr˚utoku v exspiraˇcní vˇetvi okruhu vysokofrekvenˇcního ventilátoru Life Pulse s sebou nese významná specifika, na která je tˇreba brát ohled pˇri výbˇeru vhodného senzoru. Požadavky na senzor pr˚utoku vyplývají ze základních princip˚u HFJV, umístˇení senzoru v okruhu HFJV i ze stanovených nárok˚u vzhledem k aplikaci v klinické praxi. Pˇri selekci senzoru byla hodnocena tato hlediska:
1. Schopnost mˇeˇrit pr˚utok plynných médií
2. Velikost senzoru pro minimální navýšení mrtvého prostoru 3. Reakˇcní schopnosti odpovídající mˇeˇrení pˇri HFJV
4. Rozlišitelnost smˇeru proudˇení 5. Minimální setrvaˇcnost senzoru
6. Nulová toxicita pˇri reakci s dechovou smˇesí vzduchu 7. Pˇresnost do 10 % mˇeˇreného objemu
Plyn prostupující okruhem neonatologické HFJV je v zásadˇe ˇcistý zvlhˇcený vzduch o pr˚utoku do 30 L/min. Vybraný senzor musí umˇet mˇeˇrit tento typ plynného média.
Zásadním aspektem pro výbˇer nejvhodnˇejšího senzoru pro mˇeˇrení v exspiraˇcní vˇetvi HFJV je jeho velikost. Vzhledem k vnitˇrnímu pr˚umˇeru Life Portu 15 mm a minimálnímu navyšování mrtvého prostoru je zˇrejmé omezení na rozmˇery senzoru. Nˇekteré typy pr˚utokomˇer˚u (napˇr. turbínkové) nejsou tento požadavek schopny splnit kv˚uli rozmˇerovˇe nároˇcnˇejší konstrukci.
Bˇehem HFJV jsou tryskou distribuovány pulzy vzduchu s frekvencí odpovídající vysokofrekvenˇcní ventilaci, pˇresnˇeji v neonatální klinické praxi kolem 500 dech˚u/min [6]. Podmínkou pro hledaný senzor je tedy znaˇcná reakˇcní citlivost (do 50 ms) na rychlou zmˇenu pr˚utoku v ˇcase. Vˇetšina ko- merˇcnˇe dostupných pr˚utokomˇer˚u v tomto ohledu pomˇernˇe selhává a pulzující proudˇení nedokáží zaznamenávat [24].
Dalším faktorem v posuzování vhodnosti senzoru pro tuto konkrétní aplikaci je možnost detekovat pr˚utok ve dvou smˇerech proudˇení. Tento požadavek jasnˇe vyplývá z umístˇení senzoru do exspi- raˇcní vˇetve, kde je mˇeˇren relativní objem vdechovaného a vydechovaného vzduchu. Senzor tedy musí zjišt’ovat zmˇeny pˇri strhávání vzduchu uvnitˇr Life Portu bˇehem inspiria (první smˇer) a také bˇehem exspiria (opaˇcný, druhý smˇer), kdy proudící vzduch prochází plnˇe pˇres senzor.
Jakýkoliv zásah do stávajícího okruhu HFJV se sériovˇe zapojeným konvenˇcním ventilátorem by mohl mít vliv na pr˚ubˇeh samotné ventilace neonatologického pacienta. Proto vybraný senzor ne- smí zp˚usobovat výraznˇejší ovlivnˇení HFJV svou setrvaˇcností ˇci tlakovými ztrátami. Znaˇcnou setr- vaˇcnost vykazují napˇríklad turbínkové pr˚utokomˇery, tlakové ztráty jsou pozorovány u clon ˇci dýz [24]. Míra ovlivnˇení ventilace HFJV je také dána mírou zachování laminarity proudˇení tekutiny.
Materiál senzoru i pˇrípadné interakce povrchu senzoru s vydechovanou smˇesí plyn˚u by nemˇely produkovat toxické látky. Vyžadována je úplná snášenlivost materiálu senzoru v biologickém pro- stˇredí pacienta i za daných podmínek panujících pˇri HFJV.
Závˇereˇcným požadavkem pro výbˇer senzoru pr˚utoku je pˇresnost mˇeˇrení dechových objem˚u v exspi- raˇcní vˇetvi HFJV do maximalní hodnoty relativní chyby 10 %. Tato stanovená pˇresnost je klíˇcová pro posouzení vhodnosti senzoru pr˚utoku pro aplikaci ve ventilaˇcním okruhu HFJV.
5 Rešerše snímaˇc ˚u pr ˚utoku pro mˇeˇrení v exspiraˇcní vˇetvi HFJV
Po vzoru monitoringu dechových objem˚u u konvenˇcních ventilátor˚u bylo i v pˇrípadˇe HFJV navr- ženo ˇrešení v podobˇe senzoru pr˚utoku. Integrací zmˇeˇreného pr˚utoku je dále snadné získat dechový objem. Výbˇer pˇrijatelného mˇeˇrícího systému je založen na jasnˇe stanovených požadavcích uvede- ných v pˇredchozí kapitole.
Anemometry obecnˇe slouží k mˇeˇrení velikosti rychlosti proudˇení daného média. Pr˚utok, který vy- jádˇruje schopnosti tekutiny mˇenit své charakteristické veliˇciny v ˇcase, je pak oznaˇcován jako rych- lostní. P˚uvodní uplatnˇení našly anemometry v meteorologii, kde sloužily k mˇeˇrení rychlosti vˇetru a urˇcování jeho smˇeru proudˇení. V souˇcasné dobˇe je jejich využití mnohem širší. Anemometry se dˇelí dle fyzikálního principu, na kterém jsou založeny, do ˇctyˇr základních skupin: mechanické, tlakové, tepelné a speciální [25].
5.1 Mechanické anemometry
Mechanické anemometry jsou historicky nejstarší a disponují pomˇernˇe velkou mechanickou otoˇc- nou konstrukcí, kdy proudˇení okolního vzduchu rozpohybovává systém lopatek ˇci misek upev- nˇených na spoleˇcné hˇrídeli. Klasické mechanické anemometry se stále používají v meteorolo- gii k mˇeˇrení rychlosti vˇetru nebo v podobˇe ruˇcních digitálních anemometr˚u v domácích mete- ostanicích [25]. Princip rotujících mechanických soustav využívají turbínky, pístové pr˚utokomˇery a r˚uzné systémy otoˇcných kol [24].
Obrázek 10: Princip mˇeˇrení pr˚utoku mechanickým lopatkovým anemometrem, pˇrevzato z [24]
Pro využití v medicínských aplikacích však nemají vˇetší význam kv˚uli své velikosti, setrvaˇcnosti i nevhodné mechanické konstrukci.
5.2 Tlakové anemometry
Tlakové anemometry jsou založeny na zjišt’ování rozdílu tlak˚u daném proudícím vzduchem pˇres škrtící prvek. Do této kategorie spadají clony, dýzy, Venturiho trubice, Pitotova trubice apod. [23].
Tento typ snímaˇc˚u pr˚utoku je velice detailnˇe prozkoumán, jednotlivé tvary pˇrakážek jsou dobˇre popsány, a proto se hojnˇe aplikují v r˚uzných odvˇetvích pr˚umyslu. Široká škála specifických tvar˚u škrtících element˚u umožˇnuje mˇeˇrit kapalná i plynná média, ˇcisté i ˇcásteˇcnˇe zneˇcištˇené tekutiny
o nizkém i vysokém tlaku. Výhodou tˇechto pr˚utokomˇer˚u je obvykle snadná instalace, spolehlivost mˇeˇrení pr˚utoku a nízká cena [24].
Obrázek 11: Škrtící prvky tlakových anemometr˚u - clona a dýza, pˇrevzato z [24]
Nevýhodou tohoto mˇeˇrení rychlostního pr˚utoku bývají pomˇernˇe dlouhé úseky pro linearizaci prou- dˇení ˇci tlakové ztráty na pˇrekážkách. Z tˇechto d˚uvod˚u nepatˇrí k nejvhodnˇejšímu ˇrešení pro mˇeˇrení pˇri HFJV, linearizaˇcní trubice zvˇetšují mrtvý prostor a tlakové ztráty na pˇrekážkách by musely být pˇresnˇe kompenzovány. Nicménˇe tlakové anemometry jsou levná jednoduchá zaˇrízení a v lékaˇrství vysoce využívaná napˇríklad ve spirometrii.
Obrázek 12: Pˇríklady tlakových anemometr˚u využívaných ve spirometrii [26]
5.3 Termické anemometry
Další variantou jsou termické anemometry, které jsou tvoˇreny žhaveným tˇelískem, jež je ochlazo- váno proudící tekutinou.
Z pˇredchozích studií, literární rešerše a stanovených požadavk˚u vyplynul závˇer, že pro mˇeˇrení pr˚utoku v expiraˇcní vˇetvi okruhu HFJV se z teoretického hlediska nejlépe hodí právˇe tento typ anemometr˚u. Podnˇetem pro tuto volbu je zejména pˇrizp˚usobivost a dobrá implementace do okruhu, nízká ovlivnitelnost celého pr˚ubˇehu umˇelé plicní ventilace, krátká reakˇcní doba, v souˇcasné dobˇe i vysoká pˇresnost a nízká opotˇrebitelnost. O termických anemometrech, které byly vybrány pro experimentální mˇeˇrení v expiraˇcní vˇetvi okruhu HFJV, pojednává následující kapitola.
5.4 Speciální anemometry
Poslední skupinou jsou speciální anemometry, kam se ˇradí pr˚utokomˇery ultrazvukové, rezonanˇcní, Laser-Dopplerovy aj. Principielnˇe jsou založeny na vysílání mechanického nebo elektromagnetic- kého vlnˇení, kdy se zkoumá odlišnost p˚uvodní vlny a vlny, jež prošla médiem [25].
Obrázek 13: Princip ultrazvukového mˇeˇrení pr˚utoku, kdy je mˇeˇrena doba pr˚utoku signálu, pˇrevzato z [24]
Obrovskou výhodou speciálních anemometr˚u je bezkontaktnost pˇri mˇeˇrení, neovlivˇnování prou- dˇení tekutiny a nulové opotˇrebení [23]. Avšak pro mˇeˇrení ˇcistého vzduchu s relativnˇe nízkými hodnotami pr˚utoku zcela nevyhovují [24] nebo je k výpoˇctu pr˚utoku nutná znalost pˇresné veli- kosti rychlosti šíˇrení zvuku v daném prostˇredí [23]. Pˇri mˇeˇrení ve ventilaˇcním okruhu by se také mohl vyskytnout problém s kondenzovanými kapiˇckami vody ze zvlhˇceného vzduchu. Tento fakt by mˇeˇrení pomocí ultrazvukového senzoru výraznˇe ovlivnil.
6 Termické anemometry
Termické anemometry jsou konstruovány jako žhavená tˇelíska, která se pr˚utokem média ochlazují [26]. Žhavená tˇelíska pˇredstavují nejˇcastˇeji malé drátky nebo tranzistorová ˇcidla [25].
Obrázek 14: Termický anemometr s žhaveným drátkem[24]
Obvyklé rozmˇery žhavených drátk˚u jsou 1–10 µmv pr˚umˇeru a 1–3 mmna délku. Mezi použí- vané materiály s vhodnými vlastnostmi patˇrí wolfram, platina a slitiny platiny a iridia. Žhavený drát z wolframu je mechanicky velmi odolný a dominuje vysokou teplotní odporovou závislostí.
Nicménˇe pro nˇekterá mˇeˇrení není použitelný vzhledem k jeho oxidaci pˇri vyšších teplotách plynu (toxicita). Drát vyrobený z platiny má také dostaˇcující teplotní odporovou závislost, ale jeho me- chanické vlastnosti pˇri vyšších teplotách selhávají. Kompromisem mezi uvedenými materiály jsou slitiny platiny a iridia nebo platiny a rhodia. Wolfram však z˚ustává doposud nejpoužívanˇejším ma- teriálem pro výrobu anemometr˚u, pro zdokonalení jeho vlastností se wolframové vlákno pokrývá vrstvou platiny, jež snižuje sklon k oxidaci. Pro navýšení mechanických a aerodynamických vlast- ností se jednotlivá zakonˇcení senzoru pokrývají malou vrstvou mˇedi nebo zlata. Samotný senzor tvoˇrí pár drátk˚u pˇripevnˇený na spoleˇcném úchytu. První drátek je referenˇcní a druhý slouží k mˇe- ˇrení pr˚utoku. Pro mˇeˇrení pr˚utoku ve více smˇerech je zapotˇrebí pˇridat vždy minimálnˇe další dva žhavené drátky [27].
Druhý typ senzoru s žhaveným tˇelískem, anemometr s tranzistorovým ˇcidlem, se funkˇcnˇe od žha- vených drátk˚u neliší, pouze jako snímaˇc slouží tranzistory. První tranzistor je referenˇcní a druhý mˇeˇrící. Výhodou tohoto mˇeˇrícího systému je zejména dlouhá životnost a odolnost. Oproti žhave- ným drátk˚um však m˚uže reagovat pomaleji [25].
6.1 Principy mˇeˇrení pr ˚utoku termickými anemometry
Vyhodnocovací okruhy termických anemometr˚u se realizují zp˚usobem, kdy je snaha udržet nˇekte- rou z elektrických veliˇcin konstantní i pˇres energetické ztráty, ke kterým dochází ochlazováním topného tˇelíska proudící tekutinou. Podle druhu stálé veliˇciny se jednotlivé metody oznaˇcují jako CCA (Constant Current Anemometer), tedy konstantní proud v pr˚utokovém snímaˇci, CVA (Con- stant Voltage Anemometer), kdy je konstantní úbytek napˇetí na snímaˇci, a poslední variantou je udržování konstantní teploty ˇcidla metodou CTA (Constant Temperature Anemometer). Dodaná
energie, jež je potˇrebná pro udržení dané konstantní veliˇciny, odpovídá zjišt’ovanému pr˚utoku te- kutiny [25]. Závislost mezi jednotlivými veliˇcinami popisuje následující pˇrevodní rovnice:
b1·I2·Rw·RT
Rw−RT
=A+BUn, (7)
kde b1 je teplotní souˇcinitel pro daný materiál, RT je odpor pˇri referenˇcní teplotˇe, A a B jsou koeficienty definující vodivost a chování vzduchu,Uje odpovídající napˇetí odporuRω [27].
6.2 Vybrané termické anemometry pro mˇeˇrení pr ˚utoku ve ventilaˇcním okruhu Souˇcasný trh poskytuje nejr˚uznˇejší varianty termických anemometr˚u, avšak vˇetšina z nich nespl- ˇnuje specifické parametry pro použití pˇri mˇeˇrení pr˚utoku v expiraˇcní vˇetvi HFJV. Limitující je zejména velikost dostupných sond. Nejznámnˇejší firmou v oblasti výroby a inovace miniaturních termických anemometr˚u se žhavenými drátky je Dantec Dynamics. Tato dánská firma nabízí ši- roký výbˇer z nˇekolika typ˚u sond r˚uzných rozmˇer˚u a tvar˚u (Obrázek 15), s volitelným poˇctem pár˚u (1 až 3) aktivních snímaˇc˚u a s více možnostmi materiálového pokrytí [26]. Další významnou fir- mou zhotovující mj. mikrosenzory pr˚utoku je Innovative Sensor Technology AG. Firma IST AG se zabývá návrhem, vývojem i výrobou senzor˚u teploty, vodivosti, vlhkosti a pr˚utoku. IST AG uvádí, že jejich senzorové prvky dominují vysokou pˇresností a unikátními mˇeˇrícími postupy [28].
Obrázek 15: Senzory od formy Dantec Dynamics [27]
Tito dva jedineˇcní zástupci tvoˇrí spíše výjimky v oblasti pr˚utokových snímaˇc˚u. Svými malými rozmˇery i celkovou konstrukˇcní dispozicí vyhovují stanoveným požadavk˚um pro úˇcely mˇeˇrení ve ventilaˇcním okruhu HFJV. Na základˇe dostupnosti a výše úˇctované ceny byl pro experimentální mˇeˇrení vybrán senzor FS5 od výrobce IST AG.
7 Experimetnální senzor v exspiraˇcní vˇetvi okruhu
Teplotní hmotnostní senzor pr˚utoku FS5 je primárnˇe vyrábˇen švýcarskou firmou Innovative Sensor Technology (IST AG, Švýcarsko), jejíž dceˇriná spoleˇcnost sídlí od roku 1995 i v ˇCeské republice.
Základní destiˇcka senzoru je vytvoˇrena ze speciální keramické smˇesi s nízkou tepelnou vodivostí.
Na keramické destiˇcce je dále nanesena tenká vrstva vysoce ˇcisté platiny pomocí automatizova- ných systém˚u, ty zaruˇcují vysokou kvalitu procesu nanášení. Samotný senzor je tvoˇren jedním malým platinovým rezistorem (topné tˇeleso) a druhým velkým, také platinovým, rezistorem (tep- lotní senzor). Pro individuální úpravy spoj˚u se využívá laserového paprsku. Rezistivní struktury jsou pˇrekryty sklenˇenou deskou pro zlepšení mechanické odolnosti a pevnosti. Nutným pˇríslu- šenstvím je vodící kabel, jehož délku lze podle požadavk˚u zákazníka pˇrizp˚usobit. Doposud firma IST uvedla na trh senzor FS5 ve dvou variantách. Prvním typem je samotná senzitivní destiˇcka o standardizovaných rozmˇerech 6,9 x 2,4 x 0,2 mm [30].
Obrázek 16: Senzor FS5 - miniaturní destiˇcka [29]
Vhodnˇejší možností pro umístˇení senzoru FS5 do prvk˚u s trubicovitým tvarem je druhý typ, mini- aturní destiˇcka (délka 4 mm) s válcovým pouzdrem o pr˚umˇeru 6 mm. Pouzdro obsahuje pˇribližnˇe 2 mm vysoký výstupek, jenž zlepšuje ukotvení a také pomáhá urˇcit správnou orientaci senzoru [30].
Obrázek 17: Senzor FS5 - miniaturní destiˇcka s pouzdrem [29]
Senzor FS5 disponuje mnohými benefity pro mˇeˇrení v expiraˇcní vˇetvi HFJV: žádné pohyblivé me- chanické ˇcásti, jednoduché zpracování signálu i kalibrace zaˇrízení, dlouhodobá stabilita ˇci velikost samotné senzorické destiˇcky. Kromˇe uplatnˇení v medicínˇe je možné senzor použít k mˇeˇrení vysoce stlaˇceného vzduchu, pˇri instalatérských opravách (topení, vˇetrání, klimatizace), v automobilovém pr˚umyslu, v monitorovacích a chladicích zaˇrízeních [30].
Princip mˇeˇrení pr˚utoku senzorem FS5 je založen na pˇrenosu tepla, jež je funkcí rychlosti proudící tekutiny. Médium procházející kolem topného tˇelesa na senzorické destiˇcce je ohˇríváno. Získaná
tepelná energie se pˇremˇeˇnuje na vnitˇrní energii molekul dané tekutiny a tím se s rychlostí ší- ˇrení této energie mˇení výsledná teplota média. Pˇri navýšení pr˚utoku se energie pˇredává rychleji, tento efekt zp˚usobuje rychlejší ochlazení média. Veškeré teplotní zmˇeny detekuje teplotní ˇcidlo umístˇené na destiˇcce FS5 za topným tˇelískem (ve smˇeru proudˇení). Vyhodnocení proudˇení média probíhá na základˇe metody CTA (Constant Temperature Anemometer), kdy je udržován konstantní teplotní rozdíl mezi topným tˇelískem a teplotním senzorem. Aby tento teplotní rozdíl z˚ustal stálý, je tˇreba dodávat topnému tˇelísku elektrickou energii, jež kompenzuje ztrátu energie tepelné. Právˇe množství poskytnuté elektrické energie koreluje s rychlostním pr˚utokem [30].
Mˇeˇrící okruh se sestává z jednoduchého zpˇetnovazebného obvodu pro vyrovnání teplotních ztrát ohˇrívaˇce (topné tˇeleso) a klasického vyvažovacího m˚ustku. Odporový m˚ustek tvoˇrí soustava re- zistor˚u spoleˇcnˇe s teplotním senzorem (Pt1200) v jedné vˇetvi a topným tˇelesem ve vˇetvi druhé.
Na neinvertující vstup komparátoru je pˇriveden výstup potenciometru zapojeného do série s tep- lotním senzorem. Do druhé svorky komparátoru je pˇripojen výstup z rezistoru reprezentujícího topné tˇeleso, a tak je porovnáváno napˇetí mezi teplotním ˇcidlem a ohˇrívaˇcem. V závislosti na po- užitém operaˇcním zesilovaˇci je pˇridán vstupní rezistor s ˇrádovˇe megaohmovým odporem. Výstup z komparátoru je pˇriveden na bázi bipolárního NPN tranzistoru, malým proudem tak lze ˇrídit vˇetší proud z napájení, který slouží k dodání energie do topného tˇelesa. Velikost potˇrebného proudu pro dorovnání energie, o níž topné tˇeleso pˇrichází ohˇríváním média, urˇcuje výsledné výstupní napˇetí.
Toto získané napˇetí je ze znalosti pˇrevodní charakteristiky následnˇe pˇrepoˇcteno na pr˚utok média v daném prvku [30].
Obrázek 18: Schéma mˇeˇrícího principu senzoru FS5 [30]
Samotná mˇeˇrící deska disponuje rozmˇery pˇribližnˇe 25 x 45 mm, reakˇcní dobou pod 100 ms, zahˇrí- vacím ˇcasem pod 30 s a vyžaduje stejnosmˇerné napájení 5 V. Pokud se v elektronickém obvodu objeví závada nebo dojde k pˇrepˇetí, svˇetelná dioda signalizuje chybu ˇcerveným svˇetlem. Výrobce však spoleˇcnˇe se senzorem pˇrímo nedodává vyhodnocovací desku, ta tvoˇrí samotnou položku a lze ji pˇrikoupit. Zákazník si pak sám urˇcí, zda požaduje aktivní testovací okruh, analogový i digitální výstup ˇci nˇekterou z dostupných kombinací [31].
7.1 Pˇrevodní charakteristika senzoru FS5
Pro zjištˇení závislosti pr˚utoku a napˇetí bylo navrženo experimentální mˇeˇrení pomocí zaˇrízení s ma- nuálnˇe nastavitelným pr˚utokem. Vzduch z laboratorní tlakové láhve vstupoval do pr˚utokomˇeru Omega FMA 5400/5500 (OMEGA Engineering inc., Velká Británie), kde bylo možné nastavit po- žadovaný pr˚utok. Nejprve byla zmˇeˇrena hodnota napˇetí pˇri nulovém pr˚utoku, která je v podstatˇe dána teplotou vzduchu v okolí senzoru. Následnˇe byla na výstup pr˚utokomˇeru pˇripojena apara- tura obsahující senzor, zakonˇcená dlouhým vývodem pro linearizaci pr˚utoku po pr˚uchodu celým mˇeˇrícím systémem.
Obrázek 19: Experimentální mˇeˇrení pˇrevodní charakteristiky senzorem FS5
Kv˚uli výrazné citlivosti senzoru FS5 se dále pokraˇcovalo s krokem 1 L/min, jenž byl s pˇresností na dvˇe desetinná místa postupnˇe nastavován. Kv˚uli patrné setrvaˇcnosti pr˚utokomˇeru bylo nutné trpˇelivˇe vyˇckat do doby, než došlo k ustálení hodnoty na pr˚utokomˇeru. Na základˇe celého mˇeˇrení bylo získáno 36 hodnot napˇetí pro nastavovaný pr˚utok od 0 do 35 L/min (Tabulka1). Veškerá napˇetí byla zobrazována na digitálním stolním multimetru Agilent 34401A pˇripojeném na vyhodnocovací desku senzoru FS5. Od každého namˇeˇreného napˇetí byla odeˇctena hodnota napˇetí pˇri nulovém pr˚utoku a všechny hodnoty pak byly vyneseny do pˇrehledného grafu v prostˇredí Matlab (The MathWorks, Natick, Massachusetts,USA), kde bylo možné vykreslit kalibraˇcní pˇrímku. Zobrazená bodová kˇrivka se nejvíce blížila mocninné funkci prvního ˇrádu, kterou byly body proloženy.
Q=5,829·U3,739, (8)
kde Q je pr˚utok a U mˇeˇrené napˇetí. Rovnice (8) popisující tuto funkci poslouží pˇri pˇrevodu napˇetí na pr˚utok pˇri testování senzoru FS5 a u samotné jeho implementace do okruhu HFJV.
Tabulka 1: Pˇrehled namˇeˇrených hodnot napˇetí v závislosti na nastavovaném pr˚utoku Nastavený pr˚utok
Q [L/min]
Namˇeˇrené napˇetí U [V]
Napˇetí po odeˇctení nulové hodnoty Up
[V]
0 3,57 -
1 4,11 0,54
2 4,23 0,66
3 4,37 0,80
4 4,46 0,89
5 4,53 0,96
6 4,59 1,02
7 4,63 1,06
8 4,68 1,11
9 4,71 1,14
10 4,75 1,18
11 4,77 1,20
12 4,80 1,23
13 4,82 1,25
14 4,84 1,27
15 4,86 1,29
16 4,88 1,31
17 4,90 1,33
18 4,92 1,35
19 4,94 1,37
20 4,96 1,39
21 4,97 1,40
22 4,99 1,12
23 5,00 1,43
24 5,02 1,45
25 5,03 1,46
26 5,05 1,48
27 5,07 1,50
28 5,09 1,52
29 5,10 1,53
30 5,12 1,55
31 5,14 1,57
32 5,15 1,58
33 5,17 1,60
34 5,18 1,61
35 5,19 1,62
Obrázek 20: Pˇrevodní charakteristika senzoru FS5
7.2 Návrh a realizace dílu pro úmístˇení senzoru FS5 do okruhu HFJV
Vzhledem ke specifiˇcnosti požadavku umístit do expiraˇcní vˇetve senzor FS5 bylo potˇreba na- vrhnout díl, do kterého by bylo možné vložit senzor a mˇeˇrit zde pr˚utok procházejícího plynu.
Samotnému návrhu pˇredcházelo zmˇeˇrení jednotlivých rozmˇer˚u Life Portu pomocí mechanického posuvného mˇeˇridla s pˇresností na dvˇe desetiny milimetru (Obrázek 21). Rozmˇery senzoru FS5 s pouzdrem jsou dostupné v materiálech na webových stránkách firmy IST AG, pro kontrolu však byly také pˇremˇeˇreny.
Obrázek 21: Mˇeˇrení rozmˇer˚u prvku Life Port posuvným mˇeˇridlem
Po zjištˇení všech klíˇcových parametr˚u následovalo vytvoˇrení nového dílu v prostˇredí SolidWorks (Dassault Systèmes SolidWorks Corp., Waltham, Massachusetts, USA). Základem byla kruhová
podstava vnˇejšího válce, z nˇehož byl následnˇe vytvoˇren vysunutím válec o výšce 32 mm. Na horní podstavˇe válce byla následnˇe naˇcrtnuta další kruhová skica a vysunut menší válec 12 mm vysoký.
Kv˚uli minimalizaci vzniklého mrtvého prostoru byl odebrán vnitˇrek velkého válce tak, aby do nˇej pˇresnˇe zapadla rozšíˇrená ˇcást Life Portu. Zbylá vnitˇrní ˇcást byla spoleˇcnˇe s vnitˇrní ˇcástí malého válce odebrána pr˚umˇerem 11,75 mm.
Obrázek 22: Základní válcová sestava dílu pro umístˇení senzoru FS5
Do takto pˇripravené trubice byl zhotoven kolmý otvor pro pˇridání druhého dílu, jenž poslouží k vložení a ukotvení senzoru FS5 ve správném smˇeru do okruhu HFJV.
Obrázek 23: Základní sestava s otvorem pro pˇridání druhého dílu a nevázaný druhý díl Jedná se opˇet o dutý válcovitý prvek, do nˇehož byla prohloubena štˇerbina pro zapadnutí výstupku na pouzdˇre senzoru FS5. Aby se pˇredešlo r˚uzným pˇresah˚um a nepˇresnému urˇcení spojení obou
díl˚u, byla v kolmém otvoru velké trubice odebrána krychle o hranˇe 1 mm a v dílu pro senzor FS5 naopak vysunuta krychle o hranˇe 1 mm. Toto opatˇrení pomohlo pˇri vytváˇrení vazeb v sestavˇe obou díl˚u.
Na závˇer probˇehla simulace umístˇení senzoru FS5 do vytvoˇrené sestavy (Obrázek 24). Pro ovˇeˇrení funkˇcnosti senzoru FS5 pˇri mˇeˇrení pr˚utoku vdechovaného a vydechovaného vzduchu postaˇcila re- alizace navržené trubice 3D tiskem, pro lékaˇrské úˇcely by bylo nezbytné použít chemicky a tepelnˇe stabilní materiál.
Obrázek 24: Simulace umístˇení senzoru FS5 do navrženého dílu
7.3 Software pro mˇeˇrení dechových objem ˚u
Z vyhodnocovací desky senzoru FS5 se pˇri mˇeˇrení pr˚utoku získává analogový signál zmˇeny napˇetí.
Tento výstup je tˇreba nejprve pˇrevést dle vygenerované charakteristické rovnice (8) na pr˚utok. Pro pˇrevod mˇeˇreného napˇetí na pr˚utok a pro další nezbytné úpravy signálu s cílem vypoˇcítat relativní dechové objemy bylo nutné vytvoˇrit program, který by tyto operace vykonal.
Obrázek 25: Blokové schéma k vytvoˇrení softwaru podle stanovených požadavk˚u
Jako prostˇredí pro tvorbu výpoˇcetního softwaru byla zvolena platforma LabView (National Instru- ments Corporation, Austin, Texas) od firmy National Instrument. V LabView lze pomocí systému blok˚u sestavit strukturu, která dokáže upravit signál podle funkcí jednotlivých blok˚u.
V první ˇradˇe byl signál pˇreveden z analogového na digitální A/D pˇrevodníkem USB NIDAQ 6008 (National Instruments Corporation, Austin, Texas) a v blokovém diagramu pˇridán tzv.DAQ Assistant. K dalšímu zpracování signálu posloužily numerické operátory, které umožnily pˇretrans- formování naˇcítaného napˇetí na pr˚utok dle pˇrevodní rovnice (8). Umocnˇení napˇetí na požadovanou hodnotu bylo vyˇrešeno blokemFormula, jenž zvládá nároˇcnˇejší matematické úpravy a principem se podobá vˇedecké kalkulaˇcce.
Obrázek 26: Pˇrevod napˇetí na pr˚utok a vykreslení tˇechto kˇrivek
V tuto chvíli bylo po spuštˇení možné kontinuálnˇe v ˇcase sledovat mˇenící se napˇetí i pr˚utok v jednot- kách L/min pomocí grafického indikátoru v dynamickém oknˇe. Následujícím krokem byl výpoˇcet ˇcasového integrálu neboli plochy pod kˇrivkou pr˚utoku. Tento výpoˇcetní proces zprostˇredkovává souborový blokTime Domain s podvolbouIntegral. Výstupem tohoto bloku byl objem v litrech za stanovený ˇcasový úsek, kdyDAQ Assistantpˇrijímal data. Pro lepší pˇredstavu byl tento výsledek pˇreveden na jednotku mililitr.
Obrázek 27: Integrace signálu a jeho pˇrevod na jednotky mL
Vzhledem k požadavku získávat hodnotu relativního dechového objemu pro každý pulz produko- vaný tryskou ventilátoru byla do blokového schématu pˇridána funkceT hreshold.
Obrázek 28: Funkce Threshold, její pevnˇe daná hranice a konvertor dynamických dat
Správným nastavením hranice dokáže Threshold detekovat amplitudové špiˇcky a jejich poˇcet za urˇcitou dobu zaznamenat. Podílem celkového relativního dechového objemu získaného integrací a poˇctem tzv. pík˚u vyšel relativní objem jednoho dechového cyklu.
Stanovením ˇcasového úseku, po který probˇehne celý postup a vypíše se získaná objemová hod- nota, lze ovlivnit pˇresnost mˇeˇrení. Doba trvání jedné smyˇcky byla tedy nastavena na 15 s a po jejím uplynutí se hodnoty resetovaly. Druhá ˇcasová smyˇcka zaruˇcila kontinuální pr˚ubˇeh 15s cyklu, uži- vatel tak po spuštˇení aplikace vnímal pouze zmˇenu pr˚umˇerné hodnoty jednoho dechového objemu každou ˇctvrtminutu, kˇrivky napˇetí i pr˚utoku se jevily jako spojité. Poslední smyˇckovou struktu- rou s názvemFlat Sequencebylo zaruˇceno, že nejprve probˇehnou veškeré výpoˇcetní operace a až následnˇe se výsledná data zobrazí.
Na závˇer byly pˇridány bloky pro ukládání získaných dat do zvoleného souboru a pro zobrazení maximálního dosaženého pr˚utoku za 15 s. Provádˇenými úpravami byla v nˇekterých pˇrípadech po- zmˇenˇena datová struktura, proto byly do blokového diagramu pˇridány konverzní znaˇcky, které slouží k pˇrevodu a sjednocení r˚uzných datových typ˚u. Nejˇcastˇeji byl používán pˇrevod z, popˇrípadˇe do, dynamických dat.
Obrázek 29: Dynamické okno po spuštˇení vytvoˇreného programu
8 Laboratorní testování senzoru FS5
Cílem laboratorního testování senzoru FS5 a z velké ˇcásti i této práce je ovˇeˇrení pˇresnosti monito- ringu relativních dechových objem˚u vybraným senzorem umístˇeným v exspiraˇcní vˇetvi HFJV.
8.1 Uspoˇrádání experimentálního mˇeˇrení
Hlavní ˇcást experimentální soustavy tvoˇril do série zapojený vysokofrekvenˇcní ventilátor Life Pulse a konvenˇcní ventilátor Infrasonic InfantStar 500 (Covidien, Minneapolis) pˇres propojovací ˇclen Life Port. Mezi Life Port a konvenˇcní ventilaˇcní okruh byl umístˇen senzor FS5, který byl dále pˇripojen na vyhodnocovací desku. Pomocí A/D pˇrevodníku byl signál pˇrivádˇen do poˇcítaˇce a vytvoˇreným programem v LabView byly vypoˇcítávány relativní dechové objemy (VT).
K referenˇcnímu mˇeˇrení dechových objem˚u posloužil mˇeˇrící systém iMON, jenž byl navržen a se- staven vˇedeckými pracovníky FBMI pro výzkumné úˇcely. Toto zaˇrízení slouží ke kontinuálnímu snímání tlaku a pˇrevodu získávaného signálu do poˇcítaˇce, kdy je využíváno A/D pˇrevodníku USB NIDAQ 6009 (National Instruments Corporation, Austin, Texas).
Obrázek 30: Mˇeˇrící systém iMON
Zároveˇn se sytémem iMON byl vyvinut záznamový program v prostˇredí LabView SignalExpress (National Instruments Corporation, Austin, Texas), který umožˇnuje sledovat a ukládat napˇet’ové zmˇeny v ˇcase odpovídající mˇenícímu se tlaku. Pˇrevod mˇeˇreného napˇetí na veliˇcinu tlak byl prove- den na základˇe pˇrevodní rovnice 0,961V =1kPa.
Z výstupu prvku Life Port byla vedena úzká kanyla o pr˚umˇeru 3 mm a délce 13 cm do rigid- ního modelu plic. Model plic simulovala sklenˇená láhev se zaruˇcenou konstantní poddajností C=2,87 mL/cmH2O. Do vnitˇrního prostoru láhve byla vsunuta hadiˇcka pro mˇeˇrení tlaku, jež byla pˇripojena na jeden z kanál˚u systému iMON. Otvor láhve byl d˚ukladnˇe utˇesnˇen, aby nedochá- zelo k úniku vzduchu a tedy významné nepˇresnosti mˇeˇrení.
