Optimalizace umělé plicní ventilace Podpora spontánního dýchání při vysokofrekvenční oscilační ventilaci

Transkript

1 ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE Fakulta biomedicínského inženýrství Katedra biomedicínské techniky Optimalizace umělé plicní ventilace Podpora spontánního dýchání při vysokofrekvenční oscilační ventilaci Disertační práce Doktorský studijní program: Biomedicínská a klinická technika Studijní obor: Biomedicínská a klinická technika Školitel: prof. Ing. Karel Roubík, Ph.D. Jakub Ráfl Kladno 2015

2 Prohlašuji, že jsem disertační práci s názvem Optimalizace umělé plicní ventilace: Podpora spontánního dýchání při vysokofrekvenční oscilační ventilaci vypracoval samostatně a použil k tomu úplný výčet citací použitých pramenů, které uvádím v seznamu přiloženém k disertační práci. V Kladně 9. září Ing. Jakub Ráfl

3 Poděkování Rád bych poděkoval svému školiteli, profesoru Karlu Roubíkovi, za vedení a pomoc při řešení tématu disertační práce i za podnětné rady, které zaměření práce dalece přesahovaly. Dále bych rád poděkoval všem kolegům a studentům z Nekonvenčního ventilačního týmu, současným i bývalým, za pomoc, spolupráci, inspirující diskuze a skvělé pracovní prostředí. Za všechny bych rád jmenoval alespoň Petra Kudrnu a Martina Rožánka, bez jejichž nasazení by nebylo možné zrealizovat animální experimenty popsané v disertační práci, a Ondřeje Čadka za konstrukční práce na Demand-flow systému. Rovněž bych rád poděkoval týmu pracovníků Fyziologického ústavu 1. lékařské fakulty Univerzity Karlovy v Praze pod vedením MUDr. Mikuláše Mlčka, Ph.D., za hladký průběh animálních experimentů a za rady a informace cenné pro řešení práce. Práce byla podpořena grantem Studentské grantové soutěže ČVUT v Praze SGS14/216/OHK4/3T/17 Výzkum nekonvenčních technik umělé plicní ventilace.

4 Abstrakt Optimalizace umělé plicní ventilace: Podpora spontánního dýchání při vysokofrekvenční oscilační ventilaci Vysokofrekvenční oscilační ventilace (HFOV) je diskutovaná metoda ventilační podpory dospělých pacientů trpících syndromem akutní dechové tísně (ARDS). Pro podporu spontánního dýchání během HFOV je vyvíjen Demand-flow systém (DFS), který kompenzuje změny tlaku v pacientském okruhu vysokofrekvenčního oscilačního (HFO) ventilátoru SensorMedics 3100B způsobené spontánním dýcháním a redukuje navýšené dechové úsilí pacienta. Cílem disertační práce bylo vyvinout DFS pro podporu spontánního dýchání během HFOV se dvěma řízenými ventily, inspiračním a exspiračním; optimalizovat DFS z hlediska snížení dechového úsilí pacienta a zhodnotit účinnost jednotlivých variant podpory spontánního dýchání během HFOV. Navržen byl systém s umístěním obou řízených ventilů nezávisle na konstantním průtoku ventilační směsi pacientským okruhem HFO ventilátoru, což umožňuje oddělit HFOV a činnost DFS. Pro novou variantu DFS byl vytvořen řídicí algoritmus, založený na kombinaci proporcionálně-integračně-derivačního regulátoru a filtru vysokofrekvenčních (HF) oscilací. Implementovány byly rovněž regulátory bez důsledné filtrace HF oscilací. Výsledky laboratorních simulací a animálních experimentů ukazují, že pro správné fungování DFS se dvěma řízenými ventily je na vstupu regulátoru nutná důsledná filtrace HF oscilací ze signálu tlaku v pacientském okruhu. Filtrace HF oscilací zpomalují korekci tlakových výchylek v pacientském okruhu regulátorem ve srovnání s konvenčními ventilátory, nicméně zajišťují, že regulátor DFS nerozkmitá řízené ventily a svými zásahy do proximálního tlaku nenaruší průběh HFOV a navazující výměnu krevních plynů. Nová varianta DFS redukuje navýšené dechové úsilí pacienta při spontánním dýchání během HFOV v průměru o 15 % účinněji než původní varianta DFS s jedním řízeným ventilem a lineárně-kvadratickým řízením. Výsledky disertační práce mohou přispět k odvykání a extubaci pacienta přímo z HFOV. Klíčová slova Demand-flow systém, vysokofrekvenční umělá plicní ventilace, HFOV, spontánní dýchání, LQG, PID, řídicí systém, číslicový filtr, animální experiment, simulátor dýchání, ASL 5000

5 Abstract Optimization of artificial lung ventilation: Support of spontaneous breathing during high-frequency oscillatory ventilation High-frequency oscillatory ventilation (HFOV) is a debated mode of mechanical ventilation of adult patients suffering from Acute Respiratory Distress Syndrome (ARDS). The Demand-flow system (DFS) is being developed for support of spontaneous breathing during HFOV. The DFS compensates for the pressure changes in a ventilator circuit of a high-frequency oscillatory (HFO) ventilator SensorMedics 3100B caused by spontaneous breathing and reduces imposed breathing effort of a patient. The aim of this doctoral thesis was to develop the DFS for support of spontaneous breathing during HFOV with two controlled valves, inspiratory and expiratory; to optimize the DFS with respect to the reduction of a patient s breathing effort; and to evaluate the effectiveness of versions of the DFS for support of spontaneous breathing during HFOV. A system was designed with the control valves placed independently of the HFO ventilator bias flow, allowing to separate HFOV from the action of the DFS. For the new version of the DFS, a control algorithm was implemented, based on a combination of a proportional-integralderivative controller and a filter of high-frequency (HF) oscillations. Algorithms without complete filtration of HF oscillations were also implemented. Results of laboratory simulations and animal experiments show that complete filtration of HF oscillations from the signal of proximal airway pressure is essential for proper functioning of the DFS with two control valves. Filtration of HF oscillations limits the ability of a controller to compensate for the pressure changes when compared to conventional ventilators; however, it prevents vibrations of the DFS valves and assures that the DFS does not interfere with HFOV and related gas exchange. The new version of DFS reduces imposed breathing effort during HFOV better by 15% on average than a previous version of the DFS with one controlled valve and a linear-quadratic Gaussian controller. Results of this work might help to allow successful weaning from HFOV to extubation. Keywords Demand flow system, high-frequency oscillatory ventilation, HFOV, spontaneous breathing, LQG, PID, control system, digital filter, animal experiment, lung simulator, ASL 5000

6 Obsah Seznam symbolů a zkratek Úvod Přehled současného stavu Cíle práce Struktura a organizace práce Demand-flow systém Uspořádání a princip činnosti Charakteristiky ventilů Řízení Demand-flow systému Regulační úloha DFS LQG regulátory Regulátor LQG Regulátor LQG PID regulátory Model řízeného systému Frekvenční spektrum spontánního dýchání a HF oscilací Regulátory pi500 a pi500spec Regulátory PIDF50 a PIDF50SPEC Obslužné bloky řídicích programů Rychlost a přesnost regulace tlaku Metody Příprava experimentu Průběh experimentu Zpracování a vyhodnocení dat Výsledky

7 4.3 Diskuze Vliv Demand-flow systému na ventilaci Laboratorní simulace Metody Výsledky Animální experiment I Metody Výsledky Diskuze Podpora spontánního dýchání Navýšené dechové úsilí při spontánním dýchání Laboratorní simulace Metody Výsledky Animální experiment II Metody Výsledky Diskuze Diskuze Závěr Literatura Příloha A: Seznam publikací autora k tématu disertační práce Příloha B: Rychlost a přesnost regulace tlaku měření tlaku v DFS Příloha C: Vliv DFS na ventilaci data animálního experimentu I

8 Příloha D: Podpora spontánního dýchání data ze simulací Příloha E: Podpora spontánního dýchání data animálního experimentu II Příloha F: Dokumentace animálních experimentů Příloha G: Obsah CD

9 Seznam symbolů a zkratek Symbol Jednotka Význam a1, a0, b1, b0 - Koeficienty přenosu řízeného systému C - Přenos (admitance) regulátoru CDP cmh2o Střední distenzní tlak (continuous distending pressure) CDPend cmh2o Střední distenzní tlak po ustálení přechodového děje CDPset cmh2o Požadovaný (nastavený) střední distenzní tlak Cpi, Czpi - Přenos (admitance) PI regulátoru a jeho diskrétní verze Cpid, Czpid - Přenos (admitance) PID regulátoru a jeho diskrétní verze Cpidf, Czpidf - Přenos (admitance) PID regulátoru s filtrem vysokých frekvencí a jeho diskrétní verze F - Přenos filtru fhfo Hz Frekvence vysokofrekvenčních oscilací FiO2 - Frakce kyslíku ve ventilační směsi fs Hz Vzorkovací frekvence G - Přenos (impedance) řízeného systému Gdown Přenos řízeného systému pro zápornou změnu požadovaného průtoku GM db Fázová bezpečnost (gain margin) Gup Přenos řízeného systému pro kladnou změnu požadovaného průtoku Hnotch (z) - Přenos pásmové zádrže iptp cmh2o s Navýšený pressure-time produkt (imposed pressuretime produkt) iwob J Navýšená dechová práce (imposed work of breathing) iwobnorm J/L Normalizovaná navýšená dechová práce (normalized imposed work of breathing) k - Krok diskrétního algoritmu kd L s/(min kpa) Derivační zesílení PID regulátoru ki L/(min kpa s) Integrační zesílení PI(D) regulátoru kp L/(min kpa) Proporcionální zesílení PI(D) regulátoru N 1/s Parametr dolnopropustního filtru připojeného k PID regulátoru 9

10 Seznam symbolů a zkratek Symbol Jednotka Význam NRMSE - Normalizovaná střední kvadratická chyba (normalized root-mean-square error) PaCO2 mmhg Parciální tlak oxidu uhličitého v arteriální krvi PaO2 mmhg Parciální tlak kyslíku v arteriální krvi; změna PaO2 paw cmh2o Tlak na vstupu do dýchacích cest, proximální tlak (proximal airway aressure) paw(k) cmh2o Digitalizovaný proximální tlak pc - Pól diskrétního PID regulátoru s filtrem vysokých frekvencí pesp cmh2o Esofageální tlak ph - Vodíkový exponent (míra kyselosti vnitřního prostředí) PM Amplitudová bezpečnost (phase margin) qaw L/min Průtok plynu do dýchacích cest pacienta (proximální průtok) Qbias L/min Konstantní průtok pacientským okruhem (bias flow) qin L/min Průtok řízeným inspiračním ventilem L/min Maximální proximální průtok inspirační; exspirační QmaxInsp QmaxExsp qout L/min Průtok řízeným exspiračním ventilem qspont L/min Průtok plynu dýchacími cestami v důsledku spontánního dýchání pacienta r0 - Modul pólů pásmové zádrže Rexp cmh2o min/l Odpor exspiračního balónkového ventilu rp - Modul nul pásmové zádrže Rvent cmh2o s 2 /L Střední odpor pacientského okruhu t s Čas T1 ms Prodleva spouštění (triggering delay) T2 ms Inspirační/exspirační prodleva (inspiratory/expiratory delay) T3 ms Doba ustálení (settling time) Td s Dopravní zpoždění Tinsp; Texsp s Doba inspiria; doba exspiria Ts s Vzorkovací perioda uin V Řídicí napětí řízeného inspiračního ventilu uout V Řídicí napětí řízeného exspiračního ventilu VHFO ml Dechový objem vysokofrekvenčního oscilačního cyklu 10

11 Seznam symbolů a zkratek Symbol Jednotka Význam zi - Nula diskrétního PID regulátoru s filtrem vysokých frekvencí ΔCDP cmh2o Odchylka CDPend po ustálení proti počátečnímu CDPset ΔCDP(k) cmh2o Rozdíl mezi nastavenou a okamžitou hodnotou středního distenzního tlaku ΔP cmh2o Největší změna tlaku od počáteční hodnoty CDPset Δpaw cmh2o Změna tlaku na vstupu do dýchacích cest v důsledku spontánního dýchání nebo zásahu regulátoru ΔPaw (s) - Obraz tlaku Δpaw v s-transformaci ΔPHFO cmh2o Amplituda špička špička HF oscilací ΔPmax cmh2o Největší vzestup tlaku od počáteční hodnoty CDPset ΔPmin cmh2o Největší pokles tlaku od počáteční hodnoty CDPset Δq L/min Skutečná změna objemového průtoku přes exspirační balónkový ventil na základě příkazu regulátoru ΔQreg (s) - Obraz průtoku Δqreg v s-transformaci Δqreg(k) L/min Regulátorem požadovaná změna průtoku přes exspirační balónkový ventil ω0 rad/s Vlastní frekvence pólů a nul pásmové zádrže ωc rad/s Vlastní frekvence pólu PID regulátoru pro filtraci vysokých frekvencí ωd rad/s Vlastní frekvence nuly PID regulátoru a jeho diskrétní verze ωi rad/s Vlastní frekvence nuly PI nebo PID regulátoru 11

12 Seznam symbolů a zkratek Zkratka ALI APRV ARDS BIPAP CPAP celk DFS exsp FIR HF HFO HFOV IIR insp LQG PEEP PI PID Význam Akutní plicní selhání (Acute Lung Injury) Airway Pressure-release Ventilation Syndrom akutní dechové tísně (Acute Respiratory Distress Syndrome) Biphasic Positive Airway Pressure Contiuous Positive Airway Pressure Celkový Demand-flow systém (Demand Flow System) Exspirační Konečná impulzová odezva (Finite Impulse Response) Vysokofrekvenční (High Frequency) Vysokofrekvenční oscilační (High Frequency Oscillatory) Vysokofrekvenční oscilační ventilace (High Frequency Oscillatory Ventilation) Nekonečná impulzová odezva (Infinite Impulse Response) Inspirační Linear Quadratic Gaussian Positivní přetlak na konci výdechu (Postive End-expiratory Pressure) Proporcionálně-integrační Proporcionálně-integračně-derivační 12

13 1 Úvod Syndrom akutní dechové tísně (ARDS, z angl. Acute Respiratory Distress Syndrome) je závažný patologický stav plíce vyznačující se zánětlivým poškozením alveolo-kapilární membrány a plicního parenchymu, intersticiálním a alveolárním edémem a ztrátou surfaktantu, což vede ke kolapsu alveolů a následné hypoxemii [1, 2, 3]. ARDS se rozděluje podle poměru parciálního tlaku kyslíku v arteriální krvi PaO2 (v mmhg) a frakce kyslíku ve ventilační směsi FiO2 na mírný 1 (200 mmhg < PaO2/FiO2 300 mmhg) s úmrtností 27 %, střední (100 mmhg < PaO2/FiO2 200 mmhg) s úmrtností 32 % a těžký (PaO2/FiO2 100 mmhg) s úmrtností 45 % [4]. Podle vzniku lze ARDS dělit na plicní (primární) a mimoplicní (sekundární) formu, které se liší patofyziologií [5]. Typickou příčinou plicního ARDS je pneumonie nebo tonutí, příčinou mimoplicní formy je např. septický šok. Pro zajištění dostatečné výměny plynů vyžadují pacienti s ARDS zpravidla mechanickou ventilační podporu. V důsledku nízké poddajnosti plic při ARDS (u těžké formy 40 ml/cmh2o a méně) a nehomogenního postižení plicní tkáně může vést umělá plicní ventilace k poškození plic nadměrným rozepnutím alveolů (volutrauma) a působením střižných sil při cyklickém kolapsu a otevírání alveolů (atelektrauma). Poškození plic vede k uvolňování mediátorů zánětu do organismu a systémové zánětlivé reakci končící až multiorgánovým selháním [6, 7]. Pro minimalizaci rizik poškození plic a pro zajištění výměny plynů bez vedlejších efektů např. v podobě omezení krevního oběhu byly stanoveny zásady protektivní ventilace. Patří mezi ně především používání malých dechových objemů (doporučeno 6 ml/kg), aplikace positivního přetlaku v dýchacích cestách na konci výdechu (PEEP, z angl. Postive End-expiratory Pressure), která zvyšuje střední tlak v dýchacích cestách a pomáhá udržet otevřené alveoly, a limitace špičkového tlaku v plicích [8, 9]. Vysokofrekvenční oscilační ventilace (HFOV, z angl. High Frequency Oscillatory Ventilation) nabízí výhodný poměr mezi velikostí středního tlaku v dýchacích cestách a velikostí dechových objemů a teoreticky se jeví jako velmi vhodná technika pro protektivní ventilaci dospělých pacientů s ARDS [10]. Při HFOV jsou do respiračního systému dodávány malé dechové objemy (1 3 ml/kg) při vysokých ventilačních frekvencích (3 15 Hz) v porovnání s konvenčními režimy umělé plicní ventilace, čímž je omezeno nadměrné rozepínání alveolů. HFOV podporuje provzdušnění plic a brání kolapsu alveolů udržováním konstantního středního distenzního tlaku (CDP, z angl. Continuous Distending Pressure), vyššího než je střední tlak u konvenčních režimů umělé plicní ventilace. Vysoká amplituda tlaku na vstupu do dýchacích cest je směrem do plic 1 V klinické praxi je mírný ARDS známý také jako akutní plicní selhání (ALI, z angl. Acute Lung Injury). 13

14 Úvod utlumena díky vysokým dechovým frekvencím a struktuře dýchacích cest [11, 12]. Teoretické předpoklady HFOV jako efektivní ventilační techniky potvrzovaly výsledky animálních experimentů i starších klinických studií [13, 14] s tím, že efektivita HFOV je větší u mimoplicních forem ARDS [15]. Diskuzi o využití HFOV při ventilaci pacientů s ARDS v porovnání s konvenční protektivní ventilací oživily dvě nedávno publikované multicentrické studie [16, 17, 18]. Výsledky neprokázaly nižší úmrtnost při rutinním používání HFOV a v případě jedné ze studií dokonce naznačovaly úmrtnost vyšší. Bylo nicméně prokázáno, že HFOV u pacientů s ARDS zlepšuje oxygenaci při dostatečné eliminaci CO2 [3, 19, 20, 21] a převládá názor, že HFOV může být vhodná nouzová ventilační technika nahrazující konvenční ventilaci při oxygenačním nebo ventilačním selhání [22, 23, 24, 25, 26]. Jednou z oblastí, kde je HFOV ve srovnání s konvenčními ventilačními režimy znevýhodněna, je chybějící podpora spontánního dýchání pacienta. 1.1 Přehled současného stavu Spontánní dýchání pacienta postiženého ARDS během umělé plicní ventilace je otevřené téma: Zatímco u nejtěžších forem ARDS může být spontánní dýchání škodlivé z důvodu poškození plic vysokým transpulmonárním tlakem a pro pacienta je výhodnější podání nervosvalových blokátorů [27, 28], studie od 90. let ukazují, že spontánní dýchání pacientů s mírnějšími formami ARDS zlepšuje ventilaci a oxygenaci, přispívá k větší homogenitě provzdušnění plic, příznivě ovlivňuje hemodynamiku a může redukovat svalovou atrofii a dysfunkci bránice [29, 30, 31, 32, 33]. Spontánní dýchání je nezbytnou složkou procesu odvykání od mechanické ventilační podpory (weaningu). Včasné zahájení procesu odvykání má příznivý vliv na stav a prognózu pacienta [34, 35]. Pro podporu spontánního dýchání disponují konvenční ventilátory řadou specializovaných režimů s různým stupněm synchronizace s dechovým úsilím pacienta [10]. Vysokofrekvenční oscilační (HFO) ventilátor pro HFOV dospělých pacientů SensorMedics 3100B (CareFusion, USA), schválený pro použití v USA od roku 2001, byl navržen již v letech a nemá zabudovanou podporu spontánního dýchání. Ventilátor je založen na principu tlakových oscilací superponovaných na střední distenzní tlak CDP v dýchacích cestách pacienta. V pacientském okruhu HFO ventilátoru je CDP určen velikostí konstantního průtoku Qbias ventilační směsi okruhem a nastavením odporu exspiračního balónkového ventilu Rexp. Při standardní činnosti HFO ventilátoru SensorMedics 3100B se nepředpokládá spontánní dechová aktivita pacienta; Qbias a CDP se nemění. Pro zajištění hladké činnosti ventilátoru je doporučeno případnou aktivitu dýchacích svalů paralyzovat nebo utlumit hlubokou sedací [10, 12], což může mít potenciálně nepříznivý dopad na weaning [36]. Odvykání může být zahájeno jen po převedení pacienta na konvenční ventilátor [16]. Spontánní dýchání během HFOV je v klinické praxi umožňováno jen při krátkodobých zákrocích [37]. 14

15 Úvod Sérii prací zabývajících se spontánním dýcháním během HFOV a jeho podporou publikovali van Heerde a Roubík s kolegy: V článku [38] ukázali laboratorními testy se simulovaným dýcháním, že nepodporované spontánní dýchání během HFOV navyšuje normalizovanou inspirační dechovou práci dospělého pacienta přibližně o 1 2 J/L v závislosti na nastaveném Qbias. Příčinami jsou konstantní a relativně malý Qbias a odpor ventilačního okruhu, který pacient musí při spontánním dýchání překonávat. Spontánní dýchání při experimentech také vedlo ke značným výkyvům v CDP a následně ke spouštění alarmů nebo dokonce k přerušení činnosti HFO ventilátoru SensorMedics 3100B. Navýšenou dechovou práci bylo možné redukovat navrženým Demand-flow systémem (DFS) [39]. DFS mění průtok plynu pacientským okruhem v závislosti na spontánním dýchání pacienta tak, aby pacient při spontánním nádechu nebo výdechu nemusel překonávat odpor okruhu. Při inspiriu podporovaném DFS byla navýšená dechová práce redukována o 30 % 56 % v závislosti na objemu simulovaného dechu. Při podporovaném exspiriu byla navýšená dechová práce redukována o 12 % 49 %. Použití DFS také zmírnilo výkyvy CDP v důsledku spontánního dýchání. Význam DFS při podpoře spontánního dýchání během HFOV byl ověřen animální studií na osmi prasatech [40, 41]. Animální experiment potvrdil, že DFS snižuje inspirační dechové úsilí. Navýšené dechové úsilí, vyjádřené inspiračním pressure-time produktem, se snížilo o 76 %. Spontánní dýchání během HFOV zlepšilo oxygenaci. Podpora DFS zlepšila ventilaci v porovnání s nepodporovaným spontánním dýcháním a vedla k účinnějšímu provzdušnění dependentních zón plic. Technické řešení DFS, použité pro experimenty popsané v článcích [39, 40, 41], bylo v první verzi představeno v disertační práci Kopelenta [42] a jeho upravená verze byla publikována v [43]. DFS obsahuje řízený inspirační ventil, který mění průtok plynu pacientským okruhem podle potřeb spontánně dýchajícího pacienta, a řídicí program, který upravuje průtok plynu pacientským okruhem v závislosti na kolísání tlaku CDP. Princip činnosti DFS potvrdil svoji funkčnost, otevřené však zůstaly některé aspekty technického řešení DFS a jeho dopadů na podporu spontánního dýchání při HFOV: 1. Inspirační řízený ventil v DFS je použit pro kompenzaci jak spontánního inspiria, tak i spontánního exspiria. Při spontánním nádechu se řízený ventil otevírá a zvyšuje potřebný průtok ventilační směsi pacientským okruhem. Při spontánním výdechu se ventil zavírá a přítok plynu do okruhu je omezován tak, aby se celkový průtok ventilační směsi exspirační větví pacientského okruhu HFO ventilátoru rovnal Qbias. Úplné uzavření inspiračního řízeného ventilu v porovnání s ustáleným stavem znamená změnu aktuálního průtoku plynu inspirační větví pacientského okruhu o hodnotu Qbias, čímž je dána hranice, do jaké je DFS schopen kompenzovat spontánní výdech. Vzhledem k malým hodnotám Qbias vzniká otázka, zda odpor exspiračního balónkového ventilu, který je relativně vysoký [44], neomezuje spontánní výdech pacienta s okamžitým průtokem větším než Qbias. Spontánní exspirium je obvykle pasivní proces, nicméně při stavech akutního respiračního selhání je aktivní exspirium častější [45], což zvyšuje význam 15

16 Úvod eliminace navýšeného exspiračního dechového úsilí. Navíc při pasivním exspiriu by nekompenzovaný odpor mohl prodloužit dobu výdechu a vést ke snížení minutové ventilace, případně nutit pacienta k aktivnímu výdechu. V konvenčních ventilátorech je snížení průtočného odporu při spontánním výdechu řešeno aktivním exspiračním ventilem, který např. v režimech APRV nebo BIPAP umožňuje neomezený spontánní výdech pacienta bez ohledu na fázi cyklu mechanické ventilační podpory [10, 46, 47, 48]. Význam exspiračního řízeného ventilu pro činnost DFS během HFOV nebyl dosud zjišťován. 2. Řídicí systém DFS je založen na LQG regulátoru, což je algoritmus, jehož správná činnost velmi závisí na přesnosti modelu řízeného systému. V použitém modelu jsou zjevné nepřesnosti a zjednodušení, např. zanedbání setrvačných vlastností plynu, lineární model exspiračního balónkového ventilu nebo pohled na vysokofrekvenční (HF) oscilace jako na bílý Gaussovský šum [43]. Použitý model tak může omezovat účinnost DFS v kompenzaci spontánního dýchání a naopak způsobit zásahy DFS do průběhu vlastní HFOV. 3. Základním požadavkem na řídicí systém regulátoru je oddělit HF oscilace v měřeném signálu tlaku na vstupu do dýchacích cest paw od spontánního dýchání pacienta, které má být potlačeno. Vedle samotného LQG regulátoru jsou HF oscilace potlačeny filtrem typu dolní propust se zlomovou frekvencí 1,5 Hz umístěným před vstup regulátoru [43]. Dolnopropustní filtr tedy nepotlačuje zcela složky spontánního dýchání s frekvencemi vyššími než 1,5 Hz a naopak, pokud je nastavená frekvence HF oscilací blízká dolní mezní hodnotě 3 Hz, nemusí být HF oscilace zcela odfiltrovány a mohou ovlivnit činnost regulátoru. Úlohu oddělení HF oscilací od spontánního dýchání, na které má regulátor reagovat, ztěžuje skutečnost, že amplituda HF oscilací je při HFOV přibližně desetkrát větší než výkyvy CDP v důsledku spontánního dýchání. Vliv řídicích algoritmů a způsobu filtrace HF oscilací použitých v DFS na průběh HFOV a na kompenzaci spontánního dýchání během HFOV nebyl dosud zhodnocen. 1.2 Cíle práce Hlavním cílem této práce bylo vyvinout systém pro podporu spontánního dýchání během vysokofrekvenční oscilační ventilace se dvěma řízenými ventily, inspiračním a exspiračním; optimalizovat systém z hlediska snížení dechového úsilí pacienta a zhodnotit účinnost jednotlivých variant podpory spontánního dýchání během vysokofrekvenční oscilační ventilace. Dílčí cíle práce byly stanoveny následovně: 1. Vytvořit variantu DFS pro podporu spontánního dýchání během HFOV s řízeným inspiračním ventilem a řízeným exspiračním ventilem. 16

17 Úvod 2. Navrhnout pro novou variantu DFS se dvěma řízenými ventily řídicí algoritmus optimalizovaný z hlediska rychlosti regulace středního distenzního tlaku CDP a z hlediska vlivu na průběh HFOV. 3. Experimentálně ověřit na animálním modelu, jak jsou varianty DFS s jedním řízeným ventilem a se dvěma řízenými ventily v kombinaci s různými řídicími algoritmy schopny podporovat spontánní dýchání během HFOV a redukovat navýšené dechové úsilí pacienta. 1.3 Struktura a organizace práce V kapitole 2 je popsáno uspořádání a princip činnosti HFO ventilátoru SensorMedics 3100B v kombinaci s DFS ve variantě s řízeným inspiračním ventilem a v nově navržené variantě s řízeným inspiračním a řízeným exspiračním ventilem. V kapitole 3 je rozebrána úloha řízení DFS. Jsou popsány jednotlivé navržené řídicí algoritmy v kombinaci s variantami DFS s jedním a se dvěma řízenými ventily. Kapitoly 4, 5 a 6 tvoří samostatné experimentální části práce s vlastními metodami, výsledky a dílčími diskuzemi. V kapitole 4 jsou varianty DFS a jednotlivé řídicí algoritmy hodnoceny z hlediska rychlosti regulace CDP. V kapitole 5 je zkoumán vliv variant DFS a jednotlivých řídicích algoritmů na samotnou HFOV bez spontánního dýchání. V kapitole 6 jsou porovnány schopnosti jednotlivých variant DFS a navržených regulátorů podporovat spontánní dýchání během HFOV. Účinnost jednotlivých variant DFS a navržených řídicích algoritmů je shrnuta a diskutována v kapitole 7. Experimentální části práce se skládají z laboratorních simulací s fyzickými modely respiračního systému (kapitoly 4, 5 a 6) a z animálních experimentů, označených jako animální experiment I (kapitola 5) a animální experiment II (kapitola 6). Animální experimenty byly prováděny v režimu pilotních testů na relativně malém počtu zvířat. Z toho důvodu nejsou vedle průměrných výsledků uváděny směrodatné odchylky, ale krajní hodnoty mezi jednotlivými zvířaty. V práci jsou používány jednotky zavedené v respirační péči. Pro tlak je používána jednotka cmh2o (přibližně 100 kpa) a pro objemový průtok plynu jednotka L/min. Jednotka objemu litr je značena písmenem L namísto l pro větší přehlednost tak, jak je běžné v anglosaské literatuře a v oboru respirační péče. 17

18 2 Demand-flow systém 2.1 Uspořádání a princip činnosti Schéma vysokofrekvenčního oscilačního (HFO) ventilátoru SensorMedics 3100B a jeho pacientského okruhu je znázorněno na Obr. 2.1 společně s připojeným Demand-flow systémem. Ve standardní konfiguraci vstupuje ventilační směs do pacientského okruhu pouze přes jehlový ventil, kterým se manuálně nastavuje konstantní průtok pacientským okruhem Qbias v rozsahu 0 60 L/min. Plyn proudí inspirační větví pacientského okruhu do Y-spojky a dále exspirační větví do exspiračního balónkového ventilu. Odpor Rexp exspiračního balónkového ventilu je nastavován manuálně na HFO ventilátoru. Nastavením Qbias a Rexp je určen požadovaný střední distenzní tlak CDPset v pacientském okruhu a v dýchacích cestách pacienta. Na rozhraní mezi vlastním HFO ventilátorem a pacientským okruhem je oscilační membrána. Kmitání membrány s frekvencí 3 15 Hz vytváří tlakové oscilace superponované na střední distenzní tlak, které se šíří pacientským okruhem do dýchacích cest pacienta a zajišťují výměnu plynu mezi pacientským okruhem a dýchacími cestami v podobě krátkých, rychlých dechů s malým dechovým objemem, maximálně do 260 ml [49]. Vydechovaný vzduch je odváděn proudem Qbias do exspirační větve okruhu. Tlak na vstupu do dýchacích cest pacienta (proximální tlak) paw je tvořen součtem CDPset a periodických vysokofrekvenčních oscilací. V případě spontánního dýchání pacienta při standardní konfiguraci HFOV dochází k výkyvům v proudění plynu v pacientském okruhu. Při spontánním nádechu je část pevně nastaveného Qbias nasávána do dýchacích cest a průtok plynu exspiračním balónkovým ventilem klesá. Aktuální hodnota středního distenzního tlaku CDP, tj. tlak paw bez HF oscilací, klesá pod nastavenou úroveň CDPset. Při spontánním výdechu zvyšuje vydechovaný vzduch z respirační soustavy objem plynu v pacientském okruhu, vzrůstá průtok plynu exspiračním balónkovým ventilem a CDP roste nad CDPset. Kolísání CDP v důsledku spontánního dýchání znamená, že HFO ventilátor nedokáže zajistit dostatečný objem plynu v pacientském okruhu potřebný pro komfortní spontánní nádech a včas odvést z pacientského okruhu vydechovaný vzduch při spontánním výdechu. Důsledkem je zvýšené dechové úsilí pacienta, jak je rozebráno v kapitole 6. Připojený Demand-flow systém vyrovnává proudění plynu exspiračním balónkovým ventilem a eliminuje výkyvy CDP od CDPset prostřednictvím nastavení průtoku plynu řízeným inspiračním ventilem a řízeným exspiračním ventilem. Na Obr. 2.1 je znázorněna základní struktura DFS a jeho napojení na pacientský okruh HFO ventilátoru. DFS měří tlak paw v Y-spojce a senzorem tlaku (NSCDRRN005PDUNV, Honeywell, USA) jej převádí na analogový napěťový signál, který je digitalizován A/D převodníkem v DAQ kartě (DAQCard-6024E, National Instruments, USA). Software 18

19 Demand-flow systém v řídicím počítači vyhodnotí z tlaku paw odchylku CDP od CDPset a vypočítá požadovanou korekci průtoku plynu v pacientském okruhu, která povede k eliminaci odchylky. Řídicí program dále přepočítá požadovanou korekci průtoku na diskrétní hodnoty řídicích napěťových signálů. Diskrétní řídicí signály jsou následně D/A převodníky DAQ karty převedeny na analogové signály pro ovladače řízeného inspiračního ventilu a řízeného exspiračního ventilu. Podrobný popis řídicích algoritmů je uveden v kapitole 3. Elektromagnetický řízený inspirační ventil (zakázková výroba, iqvalves, USA) slouží k dodávání objemového průtoku qin na vstup inspirační větve pacientského okruhu. Ventil je připojen paralelně ke stejnému zdroji ventilační směsi jako jehlový ventil HFO ventilátoru pro průtok Qbias. Před řízeným inspiračním ventilem je zařazen redukční ventil (IR2010-F02, SMC, Japonsko), který snižuje a stabilizuje tlak plynu na vstupu řízeného inspiračního ventilu. Řízený exspirační ventil získaný z ventilátoru VELA (Carefusion, USA) slouží k odebírání průtoku qout z exspirační větve pacientského okruhu. Ventil je připojen paralelně k exspiračnímu balónkovému ventilu s pomocí T-spojky, která byla vřazena mezi exspirační větev pacientského okruhu a exspirační balónkový ventil. Demand-flow systém senzor tlaku A/D řídicí počítač D/A D/A exspirační balónkový ventil, R exp exspirační větev q out řízený exspirační ventil pacient p aw pacientský okruh řízený inspirační ventil redukční ventil q in inspirační větev Q bias membrána jehlový ventil zdroj ventilační směsi HFO ventilátor Obr Vysokofrekvenční oscilační ventilátor, pacientský okruh a pacient ve standardní konfiguraci (černě) a s připojeným Demand-flow systémem (modře). Volně podle [43]. 19

20 Demand-flow systém Demand-flow systém může pracovat ve dvou konfiguracích: v původní konfiguraci s jedním řízeným ventilem přebírá řízený inspirační ventil funkci jehlového ventilu HFO ventilátoru a v ustáleném stavu dodává Qbias [43]. Jehlový ventil je uzavřen. Průtok plynu v pacientském okruhu je měněn zavíráním nebo naopak větším otevíráním řízeného inspiračního ventilu vůči ustálenému stavu. Úplné uzavření ventilu v porovnání s ustáleným stavem znamená změnu aktuálního průtoku plynu inspirační větví pacientského okruhu o hodnotu Qbias. Řízený exspirační ventil není do pacientského okruhu zabudovaný nebo je konstantně uzavřený. V této práci byla navržena a testována nová konfigurace se dvěma řízenými ventily. Konstantní průtok Qbias je nastavován a dodáván jehlovým ventilem HFO ventilátoru, stejně jako v případě standardní HFOV bez připojeného DFS. V ustáleném stavu jsou oba řízené ventily uzavřené. Pokrytí potřeby většího průtoku plynu pacientským okruhem při spontánním nádechu je řešeno otevíráním inspiračního řízeného ventilu. Přebytečný plyn v pacientském okruhu při výdechu je odváděn otevřením řízeného exspiračního ventilu. 2.2 Charakteristiky ventilů Pro vztah mezi průtokem plynu v pacientském okruhu a středním distenzním tlakem CDP jsou podstatné vlastnosti exspiračního balónkového ventilu v pacientském okruhu HFO ventilátoru a vlastnosti řízených ventilů DFS. Vztah mezi konstantním průtokem plynu pacientským okruhem Qbias a středním tlakem CDP je určen především exspiračním balónkovým ventilem. Pro vybraná nastavení balónkového exspiračního ventilu při uzavřených řízených ventilech je nelinearita vztahu znázorněna na Obr Odpor balónkového ventilu Rexp závisí na velikosti Qbias. Při pevně nastaveném balónkovém ventilu je závislost CDP na Qbias přibližně lineární od nuly do průtoku 30 L/min a pak znovu s jinou směrnicí od 40 L/min do 80 L/min. Nastavení Rexp se provádí pro pracovní bod udaný dvojicí CDPset a Qbias. Při nechtěné výchylce z pracovního bodu, způsobené změnou okamžitého průtoku plynu exspiračním balónkovým ventilem proti nastavenému Qbias, se Rexp samovolně změní. Řízený inspirační ventil má na vstupu konstantní tlak daný nastavením redukčního ventilu. Z toho důvodu průtok qin závisí pouze na míře otevření řízeného inspiračního ventilu určené řídicím napětím uin. Závislost qin na uin je zobrazena na Obr Hystereze solenoidního řízeného inspiračního ventilu byla minimalizovaná výběrem ventilu a zvolenou formou modulace řídicího signálu (tzv. dither) [50]. Tlak na vstupu řízeného exspiračního ventilu je stejný jako v exspirační větvi pacientského okruhu a přibližně rovný CDP. Objemový průtok ventilem qout závisí nejen na míře otevření ventilu určené řídicím napětím uout, ale také na hodnotě CDP, jak vyplývá z Obr

21 Demand-flow systém Exspirační balónkový ventil CDP set = 25 cmh 2 O, Q bias = 25 L/min CDP set = 20 cmh 2 O, Q bias = 30 L/min CDP set = 15 cmh 2 O, Q bias = 40 L/min 35 CDP (cmh 2 O) Q bias (L/min) Obr Vztah mezi průtokem Q bias a středním tlakem CDP v závislosti na nastaveném statickém odporu exspiračního balónkového ventilu R exp. Odpor ventilu byl nastaven pro pracovní bod uváděný v legendě a následně byla proměřena tlakově-průtoková charakteristika při nezměněném nastavení ventilu a uzavřených řízených ventilech. 210 Řízený inspirační ventil q in (L/min) u (V) in Obr Závislost průtoku plynu q in řízeným inspiračním ventilem na řídicím napětí u in. 21

22 Demand-flow systém Řízený exspirační ventil CDP = 30 cmh 2 O CDP = 20 cmh 2 O CDP = 10 cmh 2 O q out (L/min) ,25 0,50 0,75 1,00 1,25 1,50 1,75 2,00 u (V) out Obr Závislost průtoku plynu q out řízeným exspiračním ventilem na řídicím napětí u out pro vybrané hodnoty tlaku CDP na vstupu ventilu. 22

23 3 Řízení Demand-flow systému Řídicí programy Demand-flow systému se skládaly z regulátoru a z obslužných bloků. Úkolem regulátoru DFS bylo minimalizovat rozdíl mezi aktuální hodnotou středního distenzního tlaku na vstupu do dýchacích cest pacienta CDP a požadovanou hodnotou CDPset. Obslužné bloky řídicího programu podle pokynů regulátoru nastavovaly řízené ventily DFS, které měnily průtok plynu na začátku nebo na konci pacientského okruhu ventilátoru. Řídicí programy DFS byly implementovány v prostředí Matlab/Simulink (Mathworks, USA). Pro řízení DFS byly v této práci využity čtyři základní regulátory: Koncepci LQG řízení (z angl. Linear Quadratic Gaussian) využívá původní regulátor LQG1 pro DFS s jedním, řízeným inspiračním ventilem, navržený pro předchozí výzkum podpory spontánního dýchání při HFOV [39, 40, 41, 42]. Finální verze regulátoru LQG1 byla podrobně popsána v [43]. Řídicí program s regulátorem LQG1 byl pro účely této práce modifikován do verze LQG2 pro řízení dvou ventilů, inspiračního a exspiračního. Dále byly navrženy dva regulátory na základě klasické proporcionálně-integračně-derivační (PID) koncepce [51], označené jako PI500 a PIDF50. Tyto regulátory ovládají vždy oba dva řízené ventily, inspirační a exspirační, a jejich návrh se liší především v odolnosti vůči vlivu HF oscilací na řízení. Všechny čtyři uvedené regulátory byly optimalizovány pro pracovní bod určený požadovaným středním distenzním tlakem CDPset = 20 cmh2o a konstantním průtokem pacientským okruhem Qbias = 40 L/min. Toto nastavení bylo používáno pro testování kvality regulace v [43]. Zkušební měření na zvířatech ukázala, že v případě animálních modelů probíhá HFOV typicky při nižším středním distenzním tlaku a konstantním průtoku. Proto byly rovněž vytvořeny speciální verze PID regulátorů PI500SPEC a PIDF50SPEC, optimalizované pro pracovní bod CDPset = 10 cmh2o a Qbias = 25 L/min. (Pozn.: V dalších částech této práce budou názvy regulátorů pro jednoduchost užívány i pro označení celých řídicích programů, jejichž jádrem jsou příslušné regulátory.) 3.1 Regulační úloha DFS Úloha regulace středního distenzního tlaku v pacientském okruhu HFO ventilátoru je znázorněna na Obr V diskrétním čase k je vstupem regulátoru, chybovým signálem, rozdíl ΔCDP(k) mezi nastavenou konstantní hodnotou středního distenzního tlaku CDPset a skutečnou okamžitou hodnotou tlaku CDP(k) nebo jejím odhadem. Výstupem regulátoru, řídicím signálem, je požadovaná změna průtoku Δqreg(k) přes exspirační balónkový ventil. Hodnota Δqreg(k) představuje korekci průtoku exspiračním 23

24 Řízení Demand-flow systému balónkovým ventilem takovou, aby se střední distenzní tlak v okruhu vrátil na hodnotu CDPset. V případě, že pacient spontánně nedýchá, je ΔCDP(k) = 0, Δqreg(k) = 0 a objemový průtok plynu přes balónkový exspirační ventil je roven nastavenému konstantnímu průtoku pacientským okruhem Qbias. Řídicí signál Δqreg(k) je akčním členem převeden na skutečnou změnu objemového průtoku Δq. Akční člen zahrnuje statické převodní funkce řízených ventilů, které přepočítávají průtok Δqreg(k) na napětí určující otevření řízených ventilů, D/A převodníky karty NiDAQ a řízené ventily inspirační a případně exspirační. Změna průtoku Δq je vstupem do dynamického systému pacientského okruhu HFO ventilátoru a dýchacích cest pacienta. Dalším vstupem do tohoto systému poruchou je průtok plynu dýchacími cestami v důsledku spontánního dýchání pacienta qspont. Výstupem systému pacientského okruhu a pacienta je, z pohledu regulátoru, změna tlaku na vstupu do dýchacích cest Δpaw způsobená spontánním dýcháním pacienta a zásahy DFS. Signál proximálního tlaku paw je složen z Δpaw, HF oscilací a CDPset, který je určený průtokem Qbias a odporem Rexp balónkového exspiračního ventilu pacientského okruhu HFO ventilátoru. Proximální tlak paw je měřen senzorem tlaku v DFS a digitalizován na paw(k). Signál tlaku CDP(k) je získán odfiltrováním oscilací z paw(k). q spont HF oscilace CDP set + pacientský ΔCDP(k) Δq okruh reg (k) akční člen, Δq Δp aw + + p aw Σ regulátor a Σ D/A dýchací + cesty CDP(k) Q bias R exp filtr HF oscilací p aw (k) senzor tlaku, A/D Obr Principiální schéma úlohy regulace středního distenzního tlaku CDP při spontánním dýchání během HFOV. Vstupem do digitálního regulátoru je rozdíl ΔCDP(k) mezi nastavenou a skutečnou hodnotou středního distenzního tlaku CDP. Výstupem regulátoru a akčního členu je požadovaná korekce průtoku Δq balónkovým ventilem, která ovlivní tlak p aw na vstupu do dýchacích cest pacienta tak, aby rozdíl ΔCDP(k) byl minimalizován. 24

25 Řízení Demand-flow systému 3.2 LQG regulátory Regulátory LQG sestávají z kombinace lineárně-kvadratického zpětnovazebního regulátoru ve stavovém prostoru a Kalmanova filtru algoritmu sloužícího k odhadu stavů řízeného dynamického systému s náhodnou složkou (typicky Gaussovský šum) [52] Regulátor LQG1 Principiální schéma řídicí smyčky s regulátorem LQG1 pro jeden, řízený inspirační ventil je zobrazeno na Obr Vstupem do bloku regulátoru je rozdíl mezi nastaveným středním distenzním tlakem CDPset a okamžitou hodnotou digitalizovaného tlaku paw(k). Výstupem vlastního regulátoru je požadovaná změna průtoku Δqreg(k), která je přičtena k manuálně nastavené hodnotě Qbias. Řídicí algoritmus ovládá řízený inspirační ventil, který je otevírán tak, aby dodával objemový průtok ventilační směsi o velikosti Qbias + Δqreg(k). Standardní přívod pro konstantní průtok plynu pacientským okruhem HFO ventilátoru je uzavřen. V konfiguraci s jedním řídicím ventilem může být požadovaná záporná změna průtoku realizována maximálně do velikosti Qbias, kdy je regulátorem řízený inspirační ventil zcela uzavřen. Regulátor LQG1 pracuje se vzorkovací frekvencí 500 Hz. q spont HF oscilace CDP set + Σ LQG Δq reg (k) + Σ + akční člen, D/A Q bias + Δq pacientský okruh a dýchací cesty CDP set + Δp aw + + Σ p aw Q bias R exp p aw (k) senzor tlaku, A/D Obr Zpětnovazební smyčka s regulátorem LQG1. Vstupem do bloku LQG je rozdíl mezi nastaveným tlakem CDP set a proximálním tlakem p aw(k). Výstupem regulátoru a akčního členu je průtok řízeným inspiračním ventilem, tvořený součtem nastavené hodnoty Q bias a korekce průtoku Δq, která kompenzuje spontánní dýchání. 25

26 Řízení Demand-flow systému Vnitřní struktura bloku LQG z Obr. 3.2 je prezentována na Obr Vstupní signál je filtrován jednoduchým IIR filtrem (Butterworth) 2. řádu typu dolní propust se zlomovou frekvencí 1,5 Hz, který slouží k potlačení HF oscilací. Výstup filtru e(k) je po ideálním odstranění HF oscilací tvořen pouze rušením způsobeným spontánním dýcháním. Cílem regulátoru LQG1 je efektivně zmenšit chybu e(k), to znamená měnit řídicí signál Δqreg(k) tak, aby byla minimalizována ztrátová funkce 2 ( ) ( ) LQ e q reg k 2 J Q e k Q q k, kde Qe a Qq jsou kladné váhové koeficienty. Řešením LQ úlohy řízení je vektor zesílení K takový, že q ( k) Kx ( k), reg kde x(k) je stavový vektor řízené soustavy. Z hlediska regulátoru LQG1 zahrnuje řízená soustava vlastní pacientský okruh s připojeným ventilovaným subjektem, dolnopropustní filtr na vstupu LQG regulátoru a zpožďovací člen. Dynamika řízeného ventilu, senzoru tlaku a A/D a D/A převodníků je zanedbána. Část stavového vektoru x(k) je odhadována Kalmanovým filtrem jako pˆ 1( k ) a pˆ 2( k ). Zpožďovací člen na vstupu Kalmanova filtru zamezuje vzniku algebraické smyčky. V použitém LQG algoritmu jsou hodnoty K vypočítány před zahájením regulace a v průběhu činnosti regulátoru nejsou aktualizovány. CDP set p aw (k) filtr HF oscilací e(k) K Δq reg (k) pˆ ( k), pˆ ( k) 1 2 x(k) Kalmanův filtr Δq reg (k 1) z -1 Obr Vnitřní struktura bloku LQG z Obr Volně podle [43]. 26

27 Řízení Demand-flow systému Stavy subsystému pacientského okruhu a ventilovaného subjektu odhaduje Kalmanův filtr ze vstupního a výstupního signálu LQG regulátoru (které jsou naopak výstupním a vstupním signálem subsystému) na základě dynamického modelu, jehož spojitá verze je zobrazena na Obr Vstupem modelu je změna objemového průtoku Δq a výstupem změna tlaku Δpaw. Respirační soustava je v modelu vyjádřena sériovou kombinací odporu R1 a poddajnosti C1. Membrána oscilátoru je modelována sériovou kombinací odporu R2 a poddajnosti C2. Odpor balónkového exspiračního ventilu je vyjádřen parametrem R3. Spontánní dýchání je modelováno zdrojem tlaku pspont a HF oscilace jsou modelovány zdrojem tlaku phfo. Derivace těchto dvou tlaků jsou v modelu považovány za Gaussovský šum. Výstupem Kalmanova filtru jsou odhady ˆp 1 ˆp stavů p1 a p2 potřebné pro lineárně-kvadratické řízení. Použita byla základní, lineární a 2 verze Kalmanova filtru [53]. Podrobný popis struktury regulátoru LQG1 a jejího odvození, společně s hodnotami použitého modelu je obsažen v článku [43]. Řídicí program pro regulátor LQG1 je k dispozici na CD, které je přílohou disertační práce. Δp aw R 1 R 2 Δq p 1 p spont C 1 p 2 C 2 p HFO R 3 Obr Model pacientského okruhu a spontánně dýchajícího pacienta během HFOV pro LQG řízení. Převzato ze [43], symboly upraveny Regulátor LQG2 Ve verzi LQG2 byl původní řídicí program s regulátorem LQG1 doplněn o řízení druhého, exspiračního ventilu. V této konfiguraci je konstantní průtok pacientským okruhem Qbias zajišťován ventilátorem SensorMedics 3100B. Řízené vstupní a výstupní ventily slouží pouze pro generování korekce průtoku Δq. Zpětnovazební smyčka řízení odpovídá základnímu schématu na Obr. 3.1, pouze filtrace HF oscilací je zajišťována blokem LQG, který zůstal stejný jako v části Rozdíl řídicího programu s regulátorem LQG2 proti LQG1 spočívá pouze v možnosti realizovat řízeným exspiračním ventilem i záporné vypočítané hodnoty Δqreg(k) menší než Qbias. Řídicí program pro regulátor LQG2 je k dispozici na CD, které je přílohou disertační práce. 27

28 Řízení Demand-flow systému 3.3 PID regulátory Přenos ideálního spojitého PID regulátoru v s-transformaci (Laplaceově transformaci) má tvar ki Cpid kp kds, (3.1) s kde kp je proporcionální zesílení, které určuje reakci regulátoru na aktuální velikost regulační odchylky, ki je integrační zesílení, které určuje reakci regulátoru na kumulativní regulační odchylku (reakci na velikost a trvání regulační odchylky), a kd je zesílení derivační složky, které určuje reakci regulátoru na změnu regulační odchylky v čase. Jednodušší verze PID regulátoru neobsahuje derivační složku přenos spojitého PI regulátoru v s-transformaci má tvar C pi k s i kp. (3.2) Pro řízení DFS byl spojitý PID regulátor aproximován diskrétní verzí, vyjádřenou vztahem v z-transformaci jako Ts Czpid kp ki kd z 1 1 N NTs z 1, (3.3) 1 kde Ts je perioda vzorkování a N je parametr filtru typu dolní propust. Podobně PI regulátor byl aproximován vztahem Czpi kp ki z T s 1. (3.4) Principiální schéma uvažované zpětnovazební smyčky DFS pro regulátory PI nebo PID je zobrazeno na Obr Regulátory ovládají současně řízený inspirační ventil a řízený exspirační ventil. Pro řízení DFS byly navrženy PI regulátory PI500 a PI500SPEC bez vstupní filtrace HF oscilací a kompletní PID regulátory PIDF50 a PIDF50SPEC s filtrací HF oscilací na vstupu regulátoru. Chování zpětnovazební smyčky s DFS a HFO ventilátorem závisí na přenosu otevřené smyčky, jejíž model je chápán jako sériová kombinace přenosu C regulátoru PI nebo PID, přenosu G řízeného systému a případně přenosu F filtru HF oscilací. Jak je vyznačeno na Obr. 3.5, řízený systém z hlediska PI(D) regulátoru zahrnuje jak vlastní pacientský okruh s připojeným ventilovaným subjektem, tak i akční člen, tvořený statickými převodními funkcemi, D/A převodníkem a řízenými ventily. Řízený systém rovněž zahrnuje senzor tlaku paw a A/D převodník. Identifikace přenosu řízeného systému G na základě laboratorních měření bude podrobně popsána v části

29 Řízení Demand-flow systému (Pozn.: Pro zjednodušení výkladu jsou v této kapitole pojmy přenos a přenosová funkce užívány jako obecná označení pro popis vztahu vstupu a výstupu dynamického systému nebo jeho částí v s-transformaci nebo z-transformaci. Vzhledem k fyzikálním rozměrům veličin tlaku a průtoku ve zpětnovazební smyčce DFS by bylo přesnější mluvit o admitanci regulátoru a impedanci řízeného systému.) q spont HF oscilace CDP pacientský set + filtr ΔCDP(k) Δq reg (k) okruh akční člen, Δq Δp aw + + p aw Σ HF PI(D) a Σ D/A oscilací dýchací + C G cesty F p aw (k) Q bias R exp senzor tlaku, A/D Obr Zpětnovazební smyčka PI a PID regulátorů DFS. Filtr HF oscilací s přenosem F je použit jen v případě PID regulátoru. Přenos PI nebo PID regulátoru je označen C. Modelovaný a řízený systém je vyznačen čerchovanou čarou a jeho přenos je označen G. Návrh regulátorů PI(D) probíhal ve dvou fázích: V první fázi byly iniciální hodnoty parametrů regulátoru C nastaveny tak, aby bylo dosaženo vhodných vlastností teoretické otevřené smyčky GC nebo GCF. Ve druhé fázi byly parametry regulátorů optimalizovány při laboratorních testech se skutečným HFO ventilátorem a fyzickým modelem spontánního dýchání poruchy. Obecnými požadavky na zpětnovazební regulaci je co nejlépe udržet na výstupu řízeného systému požadovanou hodnotu navzdory rušení a potlačit šum ve vstupním chybovém signálu regulátoru. Pro splnění těchto požadavků je žádoucí, aby měl přenos otevřené smyčky vysoké zesílení amplitudy vstupního signálu pro nízké frekvence vzhledem k frekvenci zlomové, kde je zesílení otevřené smyčky rovno 0 db, a velký útlum amplitudy pro vyšší frekvence, než je frekvence zlomová. Stabilita uzavřené smyčky s navrhovaným regulátorem byla ověřována pomocí fázové a amplitudové bezpečnosti přenosu otevřené smyčky [51]. Fázová bezpečnost PM (z angl. phase margin) je definována jako rozdíl mezi fází a 180 na zlomové frekvenci otevřené smyčky, kde je zesílení rovno 0 db. Pro stabilní řízení musí být PM > 0 a za minimální přijatelnou hodnotu pro návrh regulátoru je obvykle považováno PM = 30. Amplitudová bezpečnost GM (z angl. gain margin) říká, jaké zesílení v db lze přičíst 29

30 Řízení Demand-flow systému k amplitudě přenosu, aby výsledné zesílení bylo 0 db na frekvenci, kde je fáze přenosu otevřené smyčky rovna 180. Pro stabilní řízení musí být GM > 0 db Model řízeného systému Spojitá přenosová funkce řízeného systému G je lineární model vlivu DFS na tlak paw, tedy vztahu mezi uvažovaným spojitým výstupem z regulátoru Δqreg a vyvolaným příspěvkem Δpaw k celkovému tlaku na vstupu do dýchacích cest při zanedbání současně působícího spontánního dýchání a HF oscilací. Pro obraz ΔPaw (s) tlaku Δpaw a obraz ΔQreg (s) průtoku Δqreg v s-transformaci platí P G Q Přenos G byl identifikován z měřené odezvy tlaku paw(k) na skokovou změnu požadovaného průtoku plynu Δqreg(k). Kladná změna požadovaného průtoku byla realizována otevřením řízeného inspiračního ventilu a na jejím základě byl identifikován model Gup. Záporná změna požadovaného průtoku byla realizována otevřením řízeného exspiračního ventilu a na jejím základě byl identifikován model Gdown. Příprava a průběh měření Měření probíhala s ventilátorem SensorMedics 3100B a připojeným DFS. Výstup Y-spojky pacientského okruhu ventilátoru směrem do pacienta byl zaslepen. Konstantní průtok pacientským okruhem byl na začátku měření nastaven na Qbias = 40 L/min. Úpravou odporu Rexp exspiračního balónkového ventilu byl nastaven střední tlak v okruhu CDPset = 20 cmh2o. Řízené ventily, inspirační a exspirační, byly uzavřeny. Pro měření odezvy tlaku paw(k) na kladnou změnu požadovaného průtoku Δqreg(k) byl v nastaveném pracovním bodě dán řídicím počítačem DFS příkaz ke skokové změně požadovaného průtoku vzduchu inspiračním ventilem z 0 na 10 L/min. Příkaz k otevření ventilu trval 5 s. Následně byl inspirační ventil na dalších 5 s uzavřen a systém se znovu ustálil v pracovním bodě CDPset = 20 cmh2o, Qbias = 40 L/min. Sekvence otevření a zavření ventilu byla provedena celkem třikrát. Senzorem tlaku DFS byl snímán tlak v Y-spojce, který je považován za proximální tlak na vstupu do dýchacích cest pacienta. Řídicí software DFS nahrával synchronně řídicí příkazy Δqreg(k) v L/min a měřený tlak paw(k) v cmh2o se vzorkovací frekvencí 500 Hz. Pro měření odezvy tlaku na zápornou změnu požadovaného průtoku byl ve stejném pracovním bodě dán řídicím počítačem příkaz ke skokové změně průtoku vzduchu řízeným exspiračním ventilem z 0 na 10 L/min. Sekvence otevírání a zavírání ventilu byla shodná s postupem pro řízený inspirační ventil. aw reg () s () s 30