ƒeské VYSOKÉ UƒENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INšENÝRSTVÍ Katedra biomedicínské techniky BAKALÁ SKÁ PRÁCE 2016 Lucie Vosátková

Transkript

1 ƒeské VYSOKÉ UƒENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INšENÝRSTVÍ Katedra biomedicínské techniky BAKALÁ SKÁ PRÁCE 2016 Lucie Vosátková

2 ƒeské VYSOKÉ UƒENÍ TECHNICKÉ V PRAZE FAKULTA BIOMEDICÍNSKÉHO INšENÝRSTVÍ 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

3

4 Abstrakt Tato bakalářské práce se zabývá návrhem a realizací vhodného senzoru průtoku pro monitoring dechových objemů během vysokofrekvenční tryskové ventilace. Na základě stanovených specifických požadavků byl pro tato měření vybrán termický anemometr FS5. Pro jeho další testování byl navržen díl v programu SolidWorks, který posloužil k implementaci senzoru do ventilačního okruhu. Dále byl vytvořen program, jenž dokázal zobrazit průtok ze zjištěné převodní rovnice a počítat jednotlivé relativní dechové objemy. Díky tomuto softwaru bylo možné ověřit funkčnost senzoru FS5 i jeho přesnost měření dechových objemů při laboratorním experimentu za podmínek simulujících běžnou vysokofrekvenční ventilaci přístrojem Life Pulse. Klíčová slova: vysokofrekvenční trysková ventilace, senzor průtoku FS5, monitoring dechových objemů

5 Abstract The aime of this bachelor thesis was to design and implement a suitable flow sensor for monitoring 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 circuit. 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

6 Poděkování Ráda bych touto cestou poděkovala vedoucímu své bakalářské práce Ing. Petru Kudrnovi, Ph.D. za jeho zkušené vedení, odborné rady, věcnou kritiku a celkovou pomoc při tvorbě této práce.

7 Prohlášení Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci s názvem Experimentální senzor průtoku pro HFJV vypracovala samostatně a použila k tomu úplný výčet citací použitých pramenů, které uvádím v seznamu přiloženém k bakalářské práci. Nemám závažný důvod proti užití tohoto školního díla ve smyslu 60 Zákona č. 121/2000 Sb., o právu autorském, o právech souvisejících s právem autorským a o změně některých zákonů (autorský zákon). V Kladně dne podpis

8 Obsah Úvod 12 1 Současný stav řešené problematiky Vysokofrekvenční umělá plicní ventilace Vysokofrekvenční trysková ventilace Princip proudění plynu tryskou Fyzikální fenomény vyměny plynů při HFJV Dechový objem Monitoring dechových objemů Výhody HFJV Ventilátory pro HFJV a jejich monitoring dechových objemů Přístroj Life Pulse 21 3 Analýza ventilačního okruhu pro měření průtoku 24 4 Požadavky na měřící systém v exspirační větvi ventilačního okruhu 26 5 Rešerše snímačů průtoku pro měření v exspirační větvi HFJV Mechanické anemometry Tlakové anemometry Termické anemometry Speciální anemometry Termické anemometry Principy měření průtoku termickými anemometry Vybrané termické anemometry pro měření průtoku ve ventilačním okruhu Experimetnální senzor v exspirační větvi okruhu Převodní charakteristika senzoru FS Návrh a realizace dílu pro úmístění senzoru FS5 do okruhu HFJV Software pro měření dechových objemů Laboratorní testování senzoru FS Uspořádání experimentálního měření Nastavení ventilátorů Postup měření Zpracování naměřených dat Výsledky porovnání dechových objemů a korelační křivka Diskuze výsledků Diskuze 47 Závěr 48

9 Seznam obrázků 49 Seznam tabulek 50 Reference 51 Seznam příloh 54

10 Seznam symbolů Symbol Jednotka Význam p cmh 2 O diferenční tlak V ml objemový přírůstek b 1 K 1 teplotní součinitel AV ml 2 Hz alveolární ventilace ρ kg/m 3 hustota tekutiny C ml/cmh 2 O poddajnost I A proud f Hz frekvence FiO 2 frakce kyslíku κ Poissonova konstanta p Pa tlak p 0 Pa tlak na výstupu trysky q L/min průtok v čase Q L/min průtok R korelační koeficient R 0 J mol 1 K 1 měrná plynová konstanta R T Ω elektrický odpor při teplotě T R ω Ω elektrický odpor teplotního snímače R 2 hodnota spolehlivosti S m 2 plocha T 0 K teplota plynu U V elektrické napětí v m s 1 rychlost tekutiny v 2 m s 1 rychlost tekutiny na vstupu trysky V D ml mrtvý objem respirační soustavy V pulz ml objem vzduchu na výstupu trysky V re f ml referenční objem V s ml objem strženého vzduchu V T ml relativní dechový objem Pozn. Pro označení jednotky objemu je využíván znak L, aby nedošlo k záměně s jinými znaky.

11 Seznam zkratek Zkratka AV A/D BPD CCA CV CVA CTA ETC HFV HFJV HFOV MAP ORL PC PEEP PIP RDS UPV VILI Význam alveolární ventilace (alveolar ventilation) analogově-digitální převodník (analog/digital) bronchopulmonární dysplazie (bronchopulmonary dysplasia) anemometr s konstantně udržovaným proudem (Constant Current Anemometer) konvenční ventilace (conventional ventilation) anemometr s konstantně udržovaným napětím (Constant Voltage Anemometer) anemometr s konstantně udržovanou teplotou (Constant Temperature Anemometer) endotracheální kanyla (endotracheal cannula) vysokofrekvenční ventilace (high frequency ventilation) vysokofrekvenční trysková ventilace (high frequency jet ventilation) vysokofrekvenční oscilační ventilace (high frequency oscillatory ventilation) střední alveolární tlak (mean alveolar pressure) otorinolaryngologie osobní počítač (personal computer) pozitivní přetlak na konci výdechu (peak end-expiratory pressure) špičkový inspirační tlak (peak inspiratory pressure) syndrom dechové tísně (respiratory distress syndrome) umělá plicní ventilace ventilátorem indukované plicní poškození (ventilator-induced lung injury)

12 Úvod Umělá plicní ventilace (UPV) je již několik desítek let nedílnou součástí běžné klinické praxe. Svou funkci plní při plicních onemocněních a vadách jako podpora nebo dočasná náhrada přirozeného dýchání. Zásadní úlohu hraje UPV i v léčbě extrémně nezralých novorozenců, jež kvůli nedokončenému vývoji v těle matky trpí absencí tvorby surfaktantu důležitého pro udržení reziduálního objemu plic. Tato skutečnost s sebou přináší řadu respiračních onemocnění a sdružených komplikací vyžadujících připojení jedince na některou z technik UPV. Aplikací léčby UPV však vzniká riziko, že právě tato léčba se stane přičinou některé z respiračních chorob. Chybný výběr z dosavadních metod UPV a nesprávné nastavení ventilátoru může vést k trvalému poškození plicní tkáně a k nevratným funkčním změnám. Ventilační techniky, které se doposud jeví jako nejšetrnější k plicím novorozence, jsou vysokofrekvenční oscilační (HFOV, high frequency oscillatory ventilation) a trysková ventilace (HFJV, high frequency jet ventilation). Vysokofrekvenční ventilace svými malými rychlými pulzy vzduchu nabízí adekvátní dechovou výměnu plynů za nižšího tlaku i objemu vzduchu, než je tomu u ventilace konvenční, a předchází tak vzniku barotraumatu či volutraumatu. V evropských neonatologických centrech je standardně používána HFOV, v Severní Americe je rozšířena i ventilační technika HFJV. Vysokofrekvenční ventilátory doposud nejsou vybaveny zařízením, které by informovalo obsluhující personál o dechovém objemu dodávaného vzduchu do plic pacienta. Měřením parametru vyjadřujícího právě dodávaný dechový objem by bylo možné dobře pozorovat změny v plicní mechanice i respirační obtíže způsobené například překážkou v dýchacích cestách (sekrety, hlen). Trvalé snížení dechového objemu během HFJV je projevem snížené poddajnosti plic vlivem akutních změn v plicním intersticiu. Nižší hodnota dechového objemu také způsobuje nedokonalou výměnu krevních plynů a poukazuje na únik vzduchu do prostoru pohrudnice. Monitorování dechového objemu by přispělo k včasnému odhalení funkčních změn plic a k efektivnějšímu vedení UPV. Cílem této bakalářské práce je nalézt vhodný způsob monitoringu dechových objemů během vysokofrekvenční tryskové ventilace a navázat tak na předchozí výzkumné práce vytvořené v rámci ventilačního týmu FBMI. Konkrétním záměrem je návrh a realizace vybraného senzoru průtoku, ověření jeho funkčnosti a přesnosti schopnosti měřit dechové objemy v exspirační větvi vysokofrekvenčního ventilačního okruhu. 12

13 1 Současný stav řešené problematiky Extrémně nezralý novorozenec se klasifikuje jako nedonošený, narozený do 28. týdne těhotenství a s porodní hmotnostní v rozmezí 500 až 999 g [1]. Vzhledem k progresivnímu rozvoji medicíny se však setkáváme s případy, kdy se lékaři snaží zachránit i novorozence s nižší porodní hmotností. Brzké narození jedince je obvykle provázeno mnoha komplikacemi, s kterými současná medicína musí bojovat. Z dlouhodobých statistik vyplývá kontinuální pokles počtu novorozenců od roku 2008, avšak mírně narůstá počet živě narozených extrémně nezralých novorozenců. Nicméně péče o novorozence v České republice je dlouhodobě na velmi dobré úrovni, úmrtnost kojenců do jednoho roku života v roce 2013 činila 2,5 [2]. Příčiny předčasného porodu matky mohou být různorodé, největší podíl však tvoří infekce způsobující často zánět placenty a následně napadající plod. Pokud se jedinec narodí před dokončením úplného vývoje v těle matky, bývá tato skutečnost doprovázena četnými poruchami fyziologických funkcí některých lidských orgánů, časté je poškození plic, mozku, ledvin a dalších. Hrozí tedy dechové, zažívací, oběhové, vylučovací, termoregulační, metabolické a imunitní problémy, které mohou dále vést k chronickým onemocněním [1]. Nevyvinuté dechové ústrojí extrémně nezralých novorozenců trpí absencí nebo nedostatečnou schopností produkce surfaktantu, který je zásadní pro udržení reziduálního objemu plic. Důsledkem nepřítomnosti této aktivní látky jsou respirační onemocnění, souborně označovaná jako syndrom dechové tísně (RDS, respiratory distress syndrome), jež povětšinou vyžadují použití umělých ventilačních postupů. Do RDS se řadí tranzitorní tachypnoe, aspirace plodové vody, adnatální pneumonie, plicní intersticiální emfyzém (PIE, pulmonary interstitial emphysema), pneumotorax a bronchopulmonární dysplazie (BPD, bronchopulmonary dysplasia). Aplikování umělé plicní ventilace však s sebou přináší určité riziko, že se právě tato zvolená léčba stane příčinou některé z výše zmiňovaných chorob (zejména PIE a BPD). Konkrétně v neonatologii je pak kladen velký důraz na specifický výběr uplatněných ventilačních metod se snahou co nejvíce ochránit mladé plíce [1]. U novorozence odkázaného na UPV může dojít k mnohým poškozením užitými terapeutickými prostředky. Vzduch vedený z ventilátoru vstupuje do plic pomocí endotracheální trubice (ETC, endotracheal cannula), kompletní zaintubování často způsobuje kožní pohmožděniny a perforaci horních dýchacích cest. Dalším poraněním je ruptura stěny plicních alveolů, tzv. barotrauma či volutrauma. Jedná-li se o dlouhodobou UPV, barotraumata vedou k chronickému PIE, tedy tvoření množství cyst v plicních lalocích. Klinicky známým souhrnným pojmem pro takovou strukturální nebo funkční destrukci měkké plicní tkáně vlivem působících sil je tzv. VILI (ventilator-induced lung injury). Oxygenoterapie spojená s UPV hraje důležitou roli při vývoji oční sítnice. Pokud je kyslíková terapie chybně nastavena, může dojít přičiněním i dalších faktorů k retinopatii, jež v nejhorších a nejzanedbanějších situacích vede k trvalé slepotě. Posledním význačným poškozením je BPD. Toto chronické onemocnění vzniká nevhodným dávkováním kyslíku ve vdechované směsi, při vysoké FiO 2 (frakce kyslíku) se u pacienta objevuje závislost na kyslíku nebo na UPV [3]. Vzhledem k negativním aspektům, které s sebou přistoupení k UPV přináší, je třeba dbát na správné nastavení, výběr ventilační metody a na včasné ukončení, pokud zaniká respirační one- 13

14 mocnění. Z dosavadních technik UPV se jako nejšetrnější k plicím extrémně nezralých novorozenců jeví vysokofrekvenční umělá plicní ventilace [4]. 1.1 Vysokofrekvenční umělá plicní ventilace Vysokofrekvenční ventilace (HFV, high frequency ventilatiom) nabízí výměnu plynů o dechovém objemu srovnatelném nebo menším s objemem anatomicky mrtvého prostoru. Vzduch je do plic dodáván s nejméně čtyřnásobnou dechovou frekvencí, než je normální klidová dechová frekvence u zdravého člověka [4]. Minimální aplikovaná dechová frekvence se udává 120 dechů/min [6]. Díky malým dechovým objemům a sníženému tlaku vzduchu vpravovaného do plic je vyvíjen menší nápor na roztažení plicní tkáně, čímž lze předejít vzniku barotraumatu a volutraumatu na plicích. Mezi klinicky využívané typy HFV patří vysokofrekvenční trysková (HFJV, high frequency jet ventilation) a vysokofrekvenční oscilační ventilace (HFOV, high frequency oscillatory ventilation). V České republice je prozatím jedinou sválenou vysokofrekvenční technikou HFOV, nicméně pro neonatologického pacienta může znamenat nebezpečí kolapsu dýchacích cest během aktivního exspiria vzhledem k nevyzrálosti tkáně [6]. Mechanismus HFJV je svými malými rychle se šířícími impulzy vzduchu prokazatelně ohleduplnější k nevyvinutému organismu, ventilace i oxygenace se tak stává mnohem efektivnější při léčbě RDS [7]. 1.2 Vysokofrekvenční trysková ventilace Prvotní koncept metody HFJV byl představen lékařem Sandersem v roce 1967, kdy během bronchoskopie ventiloval plíce pacienta pomocí periodicky se opakujících tryskových pulzů stlačeného vzduchu [4]. Trubice přivádějící kyslík byla umístěna rovnoběžně s podélnou osou bronchoskopu, na jehož konec připevnil Sanders tlakem regulovatelný adaptér, kterým sám určoval frekvenci samotné ventilace. Dostatečné pauzy mezi jednotlivými pulzy dovolovaly pasivní výdech. Stav pacienta během zákroku byl jednoduše monitorován pozorováním pohybu hrudníku a analýzou krevních plynů [8]. Následovaly dlouhodobé studie na zvířatech i lidech, které potvrdily adekvátní eliminaci CO 2 i odpovídající oxygenaci [4]. V roce 1977 Klain a Smith vyvinuli proudový ventilátor se schopností generovat pulzy o frekvenci dechů/min a popsali jeho využití opět při bronchoskopii [8]. Poté se tato ventilační metoda dále vyvíjela a přinášela nové možnosti léčby respiračních onemocnění. Při HFJV se rozsah frekvencí malých dechových objemů (2 5 ml/kg) vzduchu vycházejících z trysky pohybuje od 60 do 1600 dechů/min. Obvyklá frekvence však nepřevyšuje 200 dechů/min [4], v neonatologii se doporučuje frekvence přibližně do 420 dechů/min [9]. 1.3 Princip proudění plynu tryskou Metoda vysokofrekvenční tryskové ventilace je založena na dodávání velmi rychlého pulzu vzduchu hluboko do plic pomocí chlopně ve tvaru solenoidu, kterou je do trysky vháněn vzduch pod vysokým tlakem. Přesná frekvence je nastavena přímo na ventilátoru příslušnou 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 14

15 rovnice (2), které vyjadřují zákon zachování energie proudící tekutiny [11]. Q = v S ρ = konst. (1) 1 2 ρ v2 + p = konst. (2) Při ustáleném proudění stlačitelného vzduchu závisí rychlost proudění na průřezu trysky. Zmenšíli se průřez, zvýší se rychlost průtoku. V nejužším místě trysky (na výstupu) tedy dosahuje protékající médium nejvyšších rychlostí. Zvýšení rychlosti následně způsobí snížení tlaku [11]. Obrázek 1: Proudění vzduchu tryskou Konkrétně pro tvar trysky je definován vztah popisující rychlost vzduchu vystupujícího z trysky (v 2 ) na základě energetické bilance, tzv. Saint Vénantova Wantzelova rovnice (3). ( v 2 = κ R 0 2 κ 1 T 0 1 ( p0 p ) κ 1 ) κ, (3) kde κ je Poissonova konstanta, R 0 je měrná plynová konstanta, T 0 je teplota plynu vystupujícího z trysky, p 0 je tlak plynu vystupujícího z trysky a p je tlak plynu v trysce. V případě HFJV snížený tlak vzduchu na výstupu trysky (p 0 ) strhává okolní vzduch v trubici a společně postupují do plic. Průchodem vzduchu přes respirační systém dochází k postupnému tlumení tlaku [10]. Tvar pulzu generovaného tryskou tvoří parabolicky zakřivený profil, který je dán rychlejším prouděním vzduchu uprostřed a pomalejším prouděním v blízkosti stěn dýchacích cest [10]. 1.4 Fyzikální fenomény vyměny plynů při HFJV Mechanická ventilace typu HFJV se výrazně liší od spontánního dýchání zdravého jedince. Inspirium probíhá pomocí vzduchu distribuovaného do endotracheální trubice, poté dochází k roztažení plic na základě poddajnosti plic a úměrně dodanému objemu vzduchu. Výdech je však pasivní. Vzhledem k menší velikosti objemu vzduchu jednoho dechu při HFJV než je fyziologický mrtvý prostor, neplatí konvenční ventilační rovnice, kdy je alveolární ventilace přímo úměrná frekvenci 15

16 a rozdílu dechového objemu a objemu mrtvého prostoru. Pro alveolární ventilaci (AV, alveolar ventilation) při HFJV je definována rovnice: AV = (V T V D ) 2 f, (4) kde V T je dechový objem, V D je objem mrtvého prostoru a f je dechová frekvence daná nastavením ventilátoru [10]. Výměna plynů během HFJV probíhá zcela specificky a je obtížné přesně popsat, k jakým pochodům dochází v dýchacích cestách pacienta. Vzhledem k malému objemu vstupujícího plynu nedochází k úplnému přemístění stávajícího plynu v tracheobronchiálním stromu a přicházející plyn je difúzí mísen s alveolárním plynem ve všech částech respirační soustavy. Tento děj se nazývá Taylorova disperze. Taylorova disperze a parabolický rychlostní profil přispívají k promývání alveolárního prostoru a eliminaci CO 2 po stěnách dýchacích cest. Na úrovni kapilár dochází k molekulární difúzi, jež je důležitá při samotné výměně respiračních plynů [10]. Míra dopraveného plynu do jednotlivých sklípků se může během HFJV lišit. Fyziologicky je dáno, že každý plicní sklípek je nafouknut s určitou časovou konstantou, jež závisí na poddajnosti a průtočném odporu sklípku. Různé časové konstanty způsobují nesouměrné plnění plicních sklípků rozdílným objemem plynu. Tento fenomém HFJV je označován jako pendelluft efekt [10]. Dalším specifikem u HFJV je asymetrie rychlostního profilu způsobená průchodem plynu bohatého na kyslík uprostřed a průchodem oxidu uhličitého po obvodu stěn. Výsledkem je protáhlý rychlostní profil, který přispívá ke vzniku turbulentního proudění. Tento typ proudění zároveň napomáhá k mísení plynu stejně jako změna objemu a tlaku v hrudníku vlivem tepání srdce [10]. 1.5 Dechový objem Dechový objem je označení pro celkový objem plynu, který vstupuje při vysokofrekvenční tryskové ventilaci do respirační soustavy pacienta. Část z tohoho celkového objemu zůstává v mrtvém prostoru, kde nedochází k výměně plynů, zbytek objemu postupuje do alveol. Obrázek 2: Celkový dechový objem při HFJV 16

17 Na Obrázku 2 je znázorněn princip vzniku celkového dechového objemu při HFJV, kdy přicházející pulz díky nižšímu tlaku strhává objem vzduchu z prostoru výstupu trysky a společně postupují do ETC. Dechový objem je tedy dán součtem objemu vypuzeného z trysky (V pulz ) s objemem vzduchu (V s ), který je tímto pulzem stržen (5). V T = V pulz +V s (5) Celkový dechový objem při HFJV je stanoven několika faktory: hnacím tlakem, mírou strhávání a dobou inspiria. Všechny uvedené okolnosti ovlivňují hodnotu výsledného dechového objemu dopraveného do respirační 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 způsobí strhnutí většího objemu vzduchu (V s ) z prostoru před vstupem do ETC. Velikost objemu strženého vzduchu (V s ) se nazývá míra strhávání a je úměrná velikosti hnacího tlaku [10]. Nastavená doba inspiria vyjadřuje čas, po který ventilátor dodává pulz vzduchu do ventilačního okruhu. Kratší doba trvání pulzu v závislosti na frekvenci značí vyšší tlak na vstupu trysky. Stejným principem, jako je tomu v případě zvýšení hnacího tlaku, je ovlivněna velikost strženého vzduchu (V s ). Z uvedených aspektů vyplývá, že nastavením ventilátoru lze ovlivnit velikost dechového objemu, který vchází do respiračního systému. Nicméně hodnota těchto celkových dechových objemů není známá, jelikož vysokofrekvenční tryskové ventilátory doposud neumožňují monitoring množství vzduchu vycházejícího z trysky (V pulz ), ani vzduchu strženého (V s ). 1.6 Monitoring dechových objemů Obecně platí, že monitorování umělé plicní ventilace je klíčové pro efektivní léčbu i předcházení nežádoucích účinků. U HFJV operátor nastavuje frekvenci pulzů, dobu inspiria a koncentraci vdechovaného kyslíku (FiO 2 ). Samotný vysokofrekvenční ventilátor konstantně v čase zjišt uje tlak v dýchacích cestách, asi 5 cm distálně od vstupu trysky. V případě rapidního navýšení tlaku je systém automaticky pozastaven, předchází se tak vzniku barotraumat. Směrodatným ukazatelem pro posouzení průběhu ventilace, popř. oxygenace, jsou hodnoty parciálních tlaků krevních plynů [10]. Pro posuzování hodnot krevních plynů se povětšinou zkoumá vzorek krve v analyzátoru krevních plynů, kde je dostatečně rychle proveden rozbor. Tato varianta však není ideálním postupem pro monitoring HFJV vzhledem k nekontinualitě měření a požadavku na odběr vzorku krve, jenž je u neonatologického pacienta omezen [10]. Vhodnější způsob měření parciálních tlaků krevních plynů je pomocí kombinované elektrody (Clarkova elektroda s iontově selektivní elektrodou pro CO 2 ), která snímá tyto hodnoty neinvazivně z povrchu těla. Elektrody jsou však trvale zahřívány nad hranici normální tělesné teploty, čímž může dojít k popálení citlivé pokožky novorozence [6]. 17

18 Další variantou je zjišt ování saturace krve kyslíkem (SpO 2 ) pulzním oxymetrem v periferii krevního řečiště, tento parametr však plně nevypovídá o výměně krevních plynů. Dosavadní metody monitoringu HFJV jsou povětšinou nespolehlivé, nepřímé, nepřesné, popřípadě nejsou kontinuální [10]. Pro další rozvoj, vyšší účinnost a nižší ohrožení extrémně nezralých novorozenců při léčbě HFJV je do budoucna nezbytné zajištění kontinuálního monitoringu dechového, eventuálně minutového, objemu nebo tlaku v dýchacích cestách. Dechový objem je pro obsluhu dobře představitelný parametr a pro ovlivnění vzniku volutraumat klíčový [10]. Již v roce 1986 proběhlo experimentální měření na univerzitě v Ohiu (Case Western Reserve University) [12], kde vědci zjišt ovali hodnotu dechového objemu při HFJV na 7 dospělých králících. Pro ventilaci byl zvolen tryskový ventilátor s časově řízenou chlopní, která přerušovaně dodávala do okruhu pulzy vzduchu pod vysokým tlakem a s frekvencí 120, 240 a 480 dechů/min. Do exspirační větve ventilátoru, těsně nad ústím trysky, byl umístěn pneumotachograf, jenž snímal průtok se vzorkovací frekvencí 500 Hz. Takto získaný signál přecházel do digitálního integrátoru, kde byla vytvořena křivka závislosti objemu vzduchu na čase. Jako srovnání posloužil kabinový pletysmograf, v němž bylo zvíře během ventilace uzavřeno (s přísunem vzduchu z okolí). Zanesením objemu měřeného pneumotachografem na osu y a objemu získaného z pletysmografické křivky na osu x v dané časové okamžiky byl zjištěn blízký vztah těchto objemů. Ukázalo se, že tento systém měření dechového objemu dobře funguje pro rozsah měřeného objemu 2 40 ml, poměr I:E 1:1 až 1:9, dechové frekvence dechů/min a dobu inspiria msec [12]. I další studie [13] publikována vědci z Oxfordské univerzity v roce 1988 využívala pro měření dechového objemu při HFJV pneumotachograf. Od té předchozí se lišila v uspořádání bloků experimentálního aparátu a v použitém referenčním měření. Postupně byl model plic ventilován s frekvencí 50 až 250 dechů/min. Dechový objem zjištěný integrací průtoku z pneumotachografu byl porovnáván s objemem vypočteným z dílčích objemů, jež odpovídaly tlakům měřeným přímo v modelu plic a v trysce. Vzájemný korelační koeficient těchto dvou dechových objemů vyšel 0,99 [13]. Odlišnou metodu měření dechového objemu zvolili vědci při animálním experimentu [14], kdy byla 4 ovčí mlád ata umístěna do celotělové pletysmografické komory (určení dechového objemu) a pomocí zařízení DC-coupled SAAB Respimete byla zjišt ována elektrická impedance hrudníku při dýchání (přepočet na dechový objem). Nárůst impedance byl zaznamenán při nádechu a pokles při vydechování. Porovnáním naměřených objemů z pletysmografu a pomocí elektrické impedance byly vypočítány korelační koeficienty, jež napověděly, že měření elektrické impedance hrudníku by mohlo být vhodné pro získání hodnoty dechového objemu při HFJV. Zřetelná byla závislost impedance na dechové frekvenci do 600 dechů/min, kdy se hodnota korelačního koeficientu blížila 0,98. Při vyšších frekvencích (nad 600 dechů/min) již tato metoda měření dechového objemu selhávala, relativní chyba měření byla 17 % [14]. Metody měření dechových objemů při HFJV použité v předchozích studiích zcela neodpovídají požadavkům klinické praxe, kdy je vyžadována vysoká přesnost a kontinualita měření, dále minimální vliv na eliminaci CO 2 a zaručené bezpečí pro pacienta. Pneumotachografy vykazují značnou setrvačnost [12] a měření elektrické impedance je závislé na odporu biologických tkání, který se významně mění s funkčním i strukturálním stavem tkáně [14]. Proto je nutné nalézt jinou variantu 18

19 měření dechových objemů během HFJV. Inspirací pro návrh vhodného měřidla by mohly být senzory průtoku používané u konvenčních ventilátorů, kdy je nejběžnějším snímačem žhavený drát [15]. 1.7 Výhody HFJV Jak již bylo zmíněno, tato vysokofrekvenční metoda UPV předchází vyvíjení významnějšího náporu na plicní tkáň, tedy riziko vzniku barotraumat či volutraumat při použití HFJV klesá díky aplikaci malých dechových objemů. Obecně také platí, že HFJV má menší dopad na funkci kardiovaskulárního systému než je tomu u konvenční UPV. Důvodem je nižší dechový objem i tlak v dýchacích cestách, jenž přispívá k snížení produkce antidiuretického hormonu, a tím i zadržování tekutin v těle. Nižší tlak v plicnici i v levé síni také pozitivně ovlivňuje minutový srdeční výdej. Díky minimálnímu pohybu plic, nízkému intrapulmonárnímu tlaku [10] a snadné dostupnosti hrtanu i průdušnice [16] bývá HFJV uplatňována během operací horních i dolních cest dýchacích, při akutních onemocněních plic a v situacích, kdy není efektivní léčba konvenční ventilací (např. u obézních, u pacientů trpících astmatem apod.) [4] [5][7][10]. 1.8 Ventilátory pro HFJV a jejich monitoring dechových objemů Pro uskutečnění HFJV existuje v současné době několik technologicky vyspělých zástupců lišících se zejména ve svém užití. HFJV ventilátory jsou uplatňovány především při operacích horních i dolních cest dýchacích, v intenzivní péči a v neonatální klinické praxi. Švýcarská firma Acutronic se specializuje na výrobu ventilátorů určených pro chirurgické zákroky ORL (otorinolaryngologie) a hrudních prostor, i monitorovacích jednotek pro intenzivní péči a nabízí vysokofrekvenční tryskový ventilátor Monsoon III (Acutronic, Švýcarsko), který je tvořen dvěma tryskami s nízkými (1 100 dechů/min) a vysokými ( dechů/min) aplikovanými frekvencemi. Monsoon III dokáže na displeji zobrazit kromě jiného dechový a minutový objem. Způsob monitoringu dechového objemu však ve svých manuálech neuvádí [16]. Dalším unikátním zařízením je tryskový ventilátor TwinStream (Carl Reiner GmbH, Rakousko) provádějící vysokofrekvenční tryskovou ventilaci označující se jako Superimposed HFJV. Tento typ ventilace spojuje dva módy, ventilaci za normálních frekvencí (1 100 dechů/min) s ventilací při vyšších frekvencích ( dechů/min), jež probíhají zároveň. TwinStream slouží k léčbě pacientů zejména s chronickou obstrukční plicní nemocí, nicméně neumožňuje monitoring dechových objemů, ale dokáže měřit koncentraci vdechovaného kyslíku (FiO 2 ) [17]. Také Česká republika se může pyšnit vlastním výrobcem vysokofrekvenčních tryskových ventilátorů. Jedná se o společnost Elmet, spol. s r.o., která své ventilátory Paravent vyvíjí pro urgentní ventilaci, transport pacientů, resuscitační a intenzivní péči, podání kontrastní látky do plic a pro ORL operativu [18]. Výhodou tohoto ventilátoru je zcela mechanický systém, jenž k provedení UPV vyžaduje pouze připojení ke zdroji stlačeného vzduchu. Frekvence dechů je přepínatelná z hodnot 20, 40, 120, 180 dechů/min. Z prospektových obrázků řady Paravent Digital (Elmet, Česká republika) vyplývá, že tento přístroj zobrazuje na svém displeji minutovou ventilaci i dechový objem. Ventilátory zbylých řad tyto možnosti nenabízí [19]. 19

20 Nejvýznamnějším přístrojem v oblasti neonatologické HFJV a klinicky nejvyužívanější zůstává jednoznačně ventilátor Life Pulse (Bunnell Inc.,Utah). Ventilátor Life Pulse není dosud vybaven monitoringem dechových objemů, nastavení ventilace je pouze dle tlakových parametrů. 20

21 2 Přístroj Life Pulse Přístroj Life Pulse (Obrázek 3) se běžně využívá v nemocnicích zejména v Severní Americe, v Evropě zůstává jeho funkce prozatím na výzkumné úrovni z důvodu absence certifikátu CE [20]. Tento mikroprocesorem řízený ventilátor se vizuálně skládá z pěti základních částí: monitoru, kontrolek, alarmů, zvlhčovače a pacientského boxu. Dohromady tyto prvky vytváří jádro ventilačního systému, do kterého dále patří propojovací hadičky, endotracheální trubice, Life Port, Y-spojka a další nezbytné komponenty [21]. Obrázek 3: Přístroj Life Pulse Monitor umožňuje obsluze sledovat hodnoty špičkového inspiračního tlaku (PIP, peak end-expiratory pressure), pozitivního tlaku na konci výdechu (PEEP, positive end-expiratory pressure), středního 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 dosažení požadované hodnoty PIP [21]. Obrázek 4: Monitor a alarmy přístroje Bunnell Life Pulse Alarmy obecně upozorňují akusticky i opticky na výchylky od očekávaných hodnot všech zobrazovaných veličin, dále udávají výsledek testovacího módu [21]. 21

22 Panel kontrolek zobrazuje aktuální nastavené hodnoty PIP, dechové frekvence a inspiračního času. Tyto tři parametry lze manuálně změnit pomocí šipek a to v daném rozsahu: PIP 8 50 cm H 2 O, dechová frekvence dechů/min a inspirační čas 0,02 0,034 s. Do sekce kontrolek jsou řazena také tlačítka ENTER pro potvrzení nového nastavení, STANDBY pro ukončení celého programu a TEST sloužící k ověření správné funkčnosti a připravenosti přístroje před jeho samotnou aplikací [22]. Obrázek 5: Panel kontrolek přístroje Bunnell Life Pulse Další důležitou součástí je zvlhčovací okruh. Vzduch hnaný ventilátorem přichází do tzv. cartridge, kde dochází k zvlhčení vzduchu a k měření jeho teploty [21]. Posledním blokem je pacientský box obsahující pružnou chlopeň, jež slouží k řízenému přerušování toku vzduchu přicházejícího z ventilátoru. Jednotlivé pulzy vzduchu vytvořené pohybem chlopně dále pokračují tenkou tryskou ve stěně prvku zvaném Life Port, kde dochází k strhávání okolního vzduchu a měření tlaku jako zpětné informace pro ventilátor [21]. Obrázek 6: Zvlhčovací systém a pacientský box přístroje Bunnell Life Pulse Ovládání přístroje Life Pulse je uživatelsky přívětivé, nicméně správnou obsluhu tohoto zařízení zajišt uje pouze vyškolený personál. Vyžaduje se povědomí o jednotlivých součástech ventilátoru, kompletní znalost chybových hlášení a významu zobrazovaných parametrů, také řešení jednoduchých závad. Povinné testování obsluhujcího personálu předchází poškození přístroje a zejména pacientů s touto ventilační podporou [21]. V klinické praxi se přístroj Life Pulse zapojuje do série s konvenčním ventilátorem. Konvenční ventilátor nabízí pacientovi čerstvý vzduch pro jeho pasivní výdech, umožňuje dosažení i udržení pozitivního tlaku na konci výdechu (PEEP), pravidelné rozšiřování dýchacích cest (je-li třeba) a také eventuální konvenční prodechy. 22

23 Obrázek 7 schematicky zobrazuje propojení HFJV a konvenční UPV přes člen Life Port. Dráha znázorněná šipkami vyjadřuje měření tlaku, zbylá spojení vyznačují možnosti proudění vzduchu během ventilace [21]. Obrázek 7: Ilustrační schéma sériového zapojení HFJV a konvenční UPV přes člen Life Port K propojení těchto dvou ventilačních zařízení slouží unikátní člen Life Port. Jedná se o plastový díl s třemi hlavními částmi: 15 mm Port, Jet Port a hadička pro monitorování tlaku. Tělo Life Portu je tvořeno trubicí o celkovém průměru 15 mm a standardně se zde připojuje konvenční okruh Y spojkou. Obrázek 8: Propojovací člen Life Port s vnějším průměrem přibližně 15 mm Jet Port je úzká tryska zabudovaná přímo do stěny Life Portu a má za úkol přivádět krátké pulzy vzduchu z vysokofrekvenčního ventilátoru. Posledním segmentem je kanál, s napojenou hadičkou pro snímání přibližného tlaku v dýchacích cestách, umístěný zhruba ve čtvrtině obvodu od ústí trysky. Kónický tvar Life Portu vyúst uje do endotracheální trubice, kudy prostupuje vzduch do pacienta. 23

24 3 Analýza ventilačního okruhu pro měření průtoku Z popisu uvedeného v předchozí kapitole vyplývá, že prvek Life Port je jediné smysluplné místo ve ventilačním okruhu, kde lze snímat celkový dechový objem vzduchu vstupujícího do plic pacienta. Existují tedy pouze dvě oblasti, do kterých je možné umístit senzor pro měření průtoku. První možností, kam lokalizovat senzor, je zóna mezi Y spojku konvenčního ventilátoru a hrdlem Life Portu (Oblast 1 - exspirační větev). Druhou variantou je měření v oblasti mezi endotracheální trubicí a vyústěním Life Portu (Oblast 2 - inspirační větev). Obrázek 9: Schéma možných oblastí pro umístění senzoru průtoku Senzor v Oblasti 2 je schopen zaznamenávat hodnoty kompletní změny průtoku vzduchu proudícího do plic pacienta i z nich. Tím je získána závislost absolutního průtoku v čase, jejíž integrací (6) se vypočte celkový objem při inspiriu i exspiriu, kdy je třeba tyto fáze nejprve od sebe odlišit. V Oblasti 1 lze detekovat úplné exspirium a inspirační část dechového cyklu danou pouze strženým objemem vzduchu (V s ). Na časové křivce průtoku se tato inspirační část projeví klesající tendencí, během exspiria naopak průtok narůstá. Z hlediska terminologie je možné měření objemu v Oblasti 1 označit jako relativní, v případě Oblasti 2 se pak hovoří o měření absolutním. ˆ V T = q dt (6) Absolutní měření průtoku v Oblasti 2 se zdá jako vhodnější volba pro umístění senzoru vzhledem k hodnotám, jež jasně vypovídají o průběhu ventilace, jsou směrodatné a pro obsluhu ventilátoru dobře představitelné. Úsek mezi endotracheální trubicí a ústím Life Portu je však velice úzký a senzor zde zabudovaný musí splňovat jasné parametry (průměr endotracheální trubice je 2,5 3,5 mm). Z předchozí studie vyplynulo, že umístění senzoru do inspirační větve vede k výraznému ovlivnění průběhu plicní ventilace a bez znalosti tlakové kompenzace nelze tuto variantu aplikovat v klinické praxi [6]. 24

25 Tato problematika byla detailně popsána a zkoumána v odborné práci s názvem Měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci nezralých novorozenců [6]. Jako senzor pro měření průtoku v inspirační větvi byla vybrána diferenční clona. Navržená clona byla zhotovena z nerezavějící oceli, následně probíhalo určení převodní charakteristiky a testování clony na sestaveném modelu plic i při animálním experimentu. Z dílčích výstupů plyne, že clona je schopna dobře měřit rychlé průtoky vzduchu dané vysokou frekvencí. Při aplikaci v běžném provozu by však bylo nutné vyrovnat tlakovou ztrátu na cloně a to navýšením špičkové hodnoty PIP. V závěru práce je doporučeno senzor průtoku umístit do exspirační větve a měřit relativní dechové objemy [6]. 25

26 4 Požadavky na měřící systém v exspirační větvi ventilačního okruhu Měření průtoku v exspirační větvi okruhu vysokofrekvenčního ventilátoru Life Pulse s sebou nese významná specifika, na která je třeba brát ohled při výběru vhodného senzoru. Požadavky na senzor průtoku vyplývají ze základních principů HFJV, umístění senzoru v okruhu HFJV i ze stanovených nároků vzhledem k aplikaci v klinické praxi. Při selekci senzoru byla hodnocena tato hlediska: 1. Schopnost měřit průtok plynných médií 2. Velikost senzoru pro minimální navýšení mrtvého prostoru 3. Reakční schopnosti odpovídající měření při HFJV 4. Rozlišitelnost směru proudění 5. Minimální setrvačnost senzoru 6. Nulová toxicita při reakci s dechovou směsí vzduchu 7. Přesnost do 10 % měřeného objemu Plyn prostupující okruhem neonatologické HFJV je v zásadě čistý zvlhčený vzduch o průtoku do 30 L/min. Vybraný senzor musí umět měřit tento typ plynného média. Zásadním aspektem pro výběr nejvhodnějšího senzoru pro měření v exspirační větvi HFJV je jeho velikost. Vzhledem k vnitřnímu průměru Life Portu 15 mm a minimálnímu navyšování mrtvého prostoru je zřejmé omezení na rozměry senzoru. Některé typy průtokoměrů (např. turbínkové) nejsou tento požadavek schopny splnit kvůli rozměrově náročnější konstrukci. Během HFJV jsou tryskou distribuovány pulzy vzduchu s frekvencí odpovídající vysokofrekvenční ventilaci, přesněji v neonatální klinické praxi kolem 500 dechů/min [6]. Podmínkou pro hledaný senzor je tedy značná reakční citlivost (do 50 ms) na rychlou změnu průtoku v čase. Většina komerčně dostupných průtokoměrů v tomto ohledu poměrně selhává a pulzující proudění nedokáží zaznamenávat [24]. Dalším faktorem v posuzování vhodnosti senzoru pro tuto konkrétní aplikaci je možnost detekovat průtok ve dvou směrech proudění. Tento požadavek jasně vyplývá z umístění senzoru do exspirační větve, kde je měřen relativní objem vdechovaného a vydechovaného vzduchu. Senzor tedy musí zjišt ovat změny při strhávání vzduchu uvnitř Life Portu během inspiria (první směr) a také během exspiria (opačný, druhý směr), kdy proudící vzduch prochází plně přes senzor. Jakýkoliv zásah do stávajícího okruhu HFJV se sériově zapojeným konvenčním ventilátorem by mohl mít vliv na průběh samotné ventilace neonatologického pacienta. Proto vybraný senzor nesmí způsobovat výraznější ovlivnění HFJV svou setrvačností či tlakovými ztrátami. Značnou setrvačnost vykazují například turbínkové průtokoměry, tlakové ztráty jsou pozorovány u clon či dýz [24]. Míra ovlivnění ventilace HFJV je také dána mírou zachování laminarity proudění tekutiny. 26

27 Materiál senzoru i případné interakce povrchu senzoru s vydechovanou směsí plynů by neměly produkovat toxické látky. Vyžadována je úplná snášenlivost materiálu senzoru v biologickém prostředí pacienta i za daných podmínek panujících při HFJV. Závěrečným požadavkem pro výběr senzoru průtoku je přesnost měření dechových objemů v exspirační větvi HFJV do maximalní hodnoty relativní chyby 10 %. Tato stanovená přesnost je klíčová pro posouzení vhodnosti senzoru průtoku pro aplikaci ve ventilačním okruhu HFJV. 27

28 5 Rešerše snímačů průtoku pro měření v exspirační větvi HFJV Po vzoru monitoringu dechových objemů u konvenčních ventilátorů bylo i v případě HFJV navrženo řešení v podobě senzoru průtoku. Integrací změřeného průtoku je dále snadné získat dechový objem. Výběr přijatelného měřícího systému je založen na jasně stanovených požadavcích uvedených v předchozí kapitole. Anemometry obecně slouží k měření velikosti rychlosti proudění daného média. Průtok, který vyjádřuje schopnosti tekutiny měnit své charakteristické veličiny v čase, je pak označován jako rychlostní. Původní uplatnění našly anemometry v meteorologii, kde sloužily k měření rychlosti větru a určování jeho směru proudění. V současné době je jejich využití mnohem širší. Anemometry se dělí dle fyzikálního principu, na kterém jsou založeny, do čtyř základních skupin: mechanické, tlakové, tepelné a speciální [25]. 5.1 Mechanické anemometry Mechanické anemometry jsou historicky nejstarší a disponují poměrně velkou mechanickou otočnou konstrukcí, kdy proudění okolního vzduchu rozpohybovává systém lopatek či misek upevněných na společné hřídeli. Klasické mechanické anemometry se stále používají v meteorologii k měření rychlosti větru nebo v podobě ručních digitálních anemometrů v domácích meteostanicích [25]. Princip rotujících mechanických soustav využívají turbínky, pístové průtokoměry a různé systémy otočných kol [24]. Obrázek 10: Princip měření průtoku mechanickým lopatkovým anemometrem, převzato z [24] Pro využití v medicínských aplikacích však nemají větší význam kvůli své velikosti, setrvačnosti i nevhodné mechanické konstrukci. 5.2 Tlakové anemometry Tlakové anemometry jsou založeny na zjišt ování rozdílu tlaků daném proudícím vzduchem přes škrtící prvek. Do této kategorie spadají clony, dýzy, Venturiho trubice, Pitotova trubice apod. [23]. Tento typ snímačů průtoku je velice detailně prozkoumán, jednotlivé tvary přakážek jsou dobře popsány, a proto se hojně aplikují v různých odvětvích průmyslu. Široká škála specifických tvarů škrtících elementů umožňuje měřit kapalná i plynná média, čisté i částečně znečištěné tekutiny 28

29 o nizkém i vysokém tlaku. Výhodou těchto průtokoměrů je obvykle snadná instalace, spolehlivost měření průtoku a nízká cena [24]. Obrázek 11: Škrtící prvky tlakových anemometrů - clona a dýza, převzato z [24] Nevýhodou tohoto měření rychlostního průtoku bývají poměrně dlouhé úseky pro linearizaci proudění či tlakové ztráty na překážkách. Z těchto důvodů nepatří k nejvhodnějšímu řešení pro měření při HFJV, linearizační trubice zvětšují mrtvý prostor a tlakové ztráty na překážkách by musely být přesně kompenzovány. Nicméně tlakové anemometry jsou levná jednoduchá zařízení a v lékařství vysoce využívaná například ve spirometrii. Obrázek 12: Příklady tlakových anemometrů využívaných ve spirometrii [26] 5.3 Termické anemometry Další variantou jsou termické anemometry, které jsou tvořeny žhaveným tělískem, jež je ochlazováno proudící tekutinou. Z předchozích studií, literární rešerše a stanovených požadavků vyplynul závěr, že pro měření průtoku v expirační větvi okruhu HFJV se z teoretického hlediska nejlépe hodí právě tento typ anemometrů. Podnětem pro tuto volbu je zejména přizpůsobivost a dobrá implementace do okruhu, nízká ovlivnitelnost celého průběhu umělé plicní ventilace, krátká reakční doba, v současné době i vysoká přesnost a nízká opotřebitelnost. O termických anemometrech, které byly vybrány pro experimentální měření v expirační větvi okruhu HFJV, pojednává následující kapitola. 29

30 5.4 Speciální anemometry Poslední skupinou jsou speciální anemometry, kam se řadí průtokoměry ultrazvukové, rezonanční, Laser-Dopplerovy aj. Principielně jsou založeny na vysílání mechanického nebo elektromagnetického vlnění, kdy se zkoumá odlišnost původní vlny a vlny, jež prošla médiem [25]. Obrázek 13: Princip ultrazvukového měření průtoku, kdy je měřena doba průtoku signálu, převzato z [24] Obrovskou výhodou speciálních anemometrů je bezkontaktnost při měření, neovlivňování proudění tekutiny a nulové opotřebení [23]. Avšak pro měření čistého vzduchu s relativně nízkými hodnotami průtoku zcela nevyhovují [24] nebo je k výpočtu průtoku nutná znalost přesné velikosti rychlosti šíření zvuku v daném prostředí [23]. Při měření ve ventilačním okruhu by se také mohl vyskytnout problém s kondenzovanými kapičkami vody ze zvlhčeného vzduchu. Tento fakt by měření pomocí ultrazvukového senzoru výrazně ovlivnil. 30

31 6 Termické anemometry Termické anemometry jsou konstruovány jako žhavená tělíska, která se průtokem média ochlazují [26]. Žhavená tělíska představují nejčastěji malé drátky nebo tranzistorová čidla [25]. Obrázek 14: Termický anemometr s žhaveným drátkem[24] Obvyklé rozměry žhavených drátků jsou 1 10 µm v průměru a 1 3 mm na délku. Mezi používané materiály s vhodnými vlastnostmi patří wolfram, platina a slitiny platiny a iridia. Žhavený drát z wolframu je mechanicky velmi odolný a dominuje vysokou teplotní odporovou závislostí. Nicméně pro některá měření není použitelný vzhledem k jeho oxidaci při vyšších teplotách plynu (toxicita). Drát vyrobený z platiny má také dostačující teplotní odporovou závislost, ale jeho mechanické vlastnosti při vyšších teplotách selhávají. Kompromisem mezi uvedenými materiály jsou slitiny platiny a iridia nebo platiny a rhodia. Wolfram však zůstává doposud nejpoužívanějším materiálem pro výrobu anemometrů, pro zdokonalení jeho vlastností se wolframové vlákno pokrývá vrstvou platiny, jež snižuje sklon k oxidaci. Pro navýšení mechanických a aerodynamických vlastností se jednotlivá zakončení senzoru pokrývají malou vrstvou mědi nebo zlata. Samotný senzor tvoří pár drátků připevněný na společném úchytu. První drátek je referenční a druhý slouží k měření průtoku. Pro měření průtoku ve více směrech je zapotřebí přidat vždy minimálně další dva žhavené drátky [27]. Druhý typ senzoru s žhaveným tělískem, anemometr s tranzistorovým čidlem, se funkčně od žhavených drátků neliší, pouze jako snímač slouží tranzistory. První tranzistor je referenční a druhý měřící. Výhodou tohoto měřícího systému je zejména dlouhá životnost a odolnost. Oproti žhaveným drátkům však může reagovat pomaleji [25]. 6.1 Principy měření průtoku termickými anemometry Vyhodnocovací okruhy termických anemometrů se realizují způsobem, kdy je snaha udržet některou z elektrických veličin konstantní i přes energetické ztráty, ke kterým dochází ochlazováním topného tělíska proudící tekutinou. Podle druhu stálé veličiny se jednotlivé metody označují jako CCA (Constant Current Anemometer), tedy konstantní proud v průtokovém snímači, CVA (Constant Voltage Anemometer), kdy je konstantní úbytek napětí na snímači, a poslední variantou je udržování konstantní teploty čidla metodou CTA (Constant Temperature Anemometer). Dodaná 31

32 energie, jež je potřebná pro udržení dané konstantní veličiny, odpovídá zjišt ovanému průtoku tekutiny [25]. Závislost mezi jednotlivými veličinami popisuje následující převodní rovnice: b 1 I2 R w R T R w R T = A + BU n, (7) kde b 1 je teplotní součinitel pro daný materiál, R T je odpor při referenční teplotě, A a B jsou koeficienty definující vodivost a chování vzduchu, U je odpovídající napětí odporu R ω [27]. 6.2 Vybrané termické anemometry pro měření průtoku ve ventilačním okruhu Současný trh poskytuje nejrůznější varianty termických anemometrů, avšak většina z nich nesplňuje specifické parametry pro použití při měření průtoku v expirační větvi HFJV. Limitující je zejména velikost dostupných sond. Nejznámnější firmou v oblasti výroby a inovace miniaturních termických anemometrů se žhavenými drátky je Dantec Dynamics. Tato dánská firma nabízí široký výběr z několika typů sond různých rozměrů a tvarů (Obrázek 15), s volitelným počtem párů (1 až 3) aktivních snímačů a s více možnostmi materiálového pokrytí [26]. Další významnou firmou zhotovující mj. mikrosenzory průtoku je Innovative Sensor Technology AG. Firma IST AG se zabývá návrhem, vývojem i výrobou senzorů teploty, vodivosti, vlhkosti a průtoku. IST AG uvádí, že jejich senzorové prvky dominují vysokou přesností a unikátními měřícími postupy [28]. Obrázek 15: Senzory od formy Dantec Dynamics [27] Tito dva jedineční zástupci tvoří spíše výjimky v oblasti průtokových snímačů. Svými malými rozměry i celkovou konstrukční dispozicí vyhovují stanoveným požadavkům pro účely měření ve ventilačním okruhu HFJV. Na základě dostupnosti a výše účtované ceny byl pro experimentální měření vybrán senzor FS5 od výrobce IST AG. 32

33 7 Experimetnální senzor v exspirační větvi okruhu Teplotní hmotnostní senzor průtoku FS5 je primárně vyráběn švýcarskou firmou Innovative Sensor Technology (IST AG, Švýcarsko), jejíž dceřiná společnost sídlí od roku 1995 i v České republice. Základní destička senzoru je vytvořena ze speciální keramické směsi s nízkou tepelnou vodivostí. Na keramické destičce je dále nanesena tenká vrstva vysoce čisté platiny pomocí automatizovaných systémů, ty zaručují vysokou kvalitu procesu nanášení. Samotný senzor je tvořen jedním malým platinovým rezistorem (topné těleso) a druhým velkým, také platinovým, rezistorem (teplotní senzor). Pro individuální úpravy spojů se využívá laserového paprsku. Rezistivní struktury jsou překryty skleněnou deskou pro zlepšení mechanické odolnosti a pevnosti. Nutným příslušenstvím je vodící kabel, jehož délku lze podle požadavků zákazníka přizpůsobit. Doposud firma IST uvedla na trh senzor FS5 ve dvou variantách. Prvním typem je samotná senzitivní destička o standardizovaných rozměrech 6,9 x 2,4 x 0,2 mm [30]. Obrázek 16: Senzor FS5 - miniaturní destička [29] Vhodnější možností pro umístění senzoru FS5 do prvků s trubicovitým tvarem je druhý typ, miniaturní destička (délka 4 mm) s válcovým pouzdrem o průměru 6 mm. Pouzdro obsahuje přibližně 2 mm vysoký výstupek, jenž zlepšuje ukotvení a také pomáhá určit správnou orientaci senzoru [30]. Obrázek 17: Senzor FS5 - miniaturní destička s pouzdrem [29] Senzor FS5 disponuje mnohými benefity pro měření v expirační větvi HFJV: žádné pohyblivé mechanické části, jednoduché zpracování signálu i kalibrace zařízení, dlouhodobá stabilita či velikost samotné senzorické destičky. Kromě uplatnění v medicíně je možné senzor použít k měření vysoce stlačeného vzduchu, při instalatérských opravách (topení, větrání, klimatizace), v automobilovém průmyslu, v monitorovacích a chladicích zařízeních [30]. Princip měření průtoku senzorem FS5 je založen na přenosu tepla, jež je funkcí rychlosti proudící tekutiny. Médium procházející kolem topného tělesa na senzorické destičce je ohříváno. Získaná 33

34 tepelná energie se přeměňuje na vnitřní energii molekul dané tekutiny a tím se s rychlostí šíření této energie mění výsledná teplota média. Při navýšení průtoku se energie předává rychleji, tento efekt způsobuje rychlejší ochlazení média. Veškeré teplotní změny detekuje teplotní čidlo umístěné na destičce FS5 za topným tělískem (ve směru proudění). Vyhodnocení proudění média probíhá na základě metody CTA (Constant Temperature Anemometer), kdy je udržován konstantní teplotní rozdíl mezi topným tělískem a teplotním senzorem. Aby tento teplotní rozdíl zůstal stálý, je třeba dodávat topnému tělísku elektrickou energii, jež kompenzuje ztrátu energie tepelné. Právě množství poskytnuté elektrické energie koreluje s rychlostním průtokem [30]. Měřící okruh se sestává z jednoduchého zpětnovazebného obvodu pro vyrovnání teplotních ztrát ohřívače (topné těleso) a klasického vyvažovacího můstku. Odporový můstek tvoří soustava rezistorů společně s teplotním senzorem (Pt1200) v jedné větvi a topným tělesem ve větvi druhé. Na neinvertující vstup komparátoru je přiveden výstup potenciometru zapojeného do série s teplotním senzorem. Do druhé svorky komparátoru je připojen výstup z rezistoru reprezentujícího topné těleso, a tak je porovnáváno napětí mezi teplotním čidlem a ohřívačem. V závislosti na použitém operačním zesilovači je přidán vstupní rezistor s řádově megaohmovým odporem. Výstup z komparátoru je přiveden na bázi bipolárního NPN tranzistoru, malým proudem tak lze řídit větší proud z napájení, který slouží k dodání energie do topného tělesa. Velikost potřebného proudu pro dorovnání energie, o níž topné těleso přichází ohříváním média, určuje výsledné výstupní napětí. Toto získané napětí je ze znalosti převodní charakteristiky následně přepočteno na průtok média v daném prvku [30]. Obrázek 18: Schéma měřícího principu senzoru FS5 [30] Samotná měřící deska disponuje rozměry přibližně 25 x 45 mm, reakční dobou pod 100 ms, zahřívacím časem pod 30 s a vyžaduje stejnosměrné napájení 5 V. Pokud se v elektronickém obvodu objeví závada nebo dojde k přepětí, světelná dioda signalizuje chybu červeným světlem. Výrobce však společně se senzorem přímo nedodává vyhodnocovací desku, ta tvoří samotnou položku a lze ji přikoupit. Zákazník si pak sám určí, zda požaduje aktivní testovací okruh, analogový i digitální výstup či některou z dostupných kombinací [31]. 34

35 7.1 Převodní charakteristika senzoru FS5 Pro zjištění závislosti průtoku a napětí bylo navrženo experimentální měření pomocí zařízení s manuálně nastavitelným průtokem. Vzduch z laboratorní tlakové láhve vstupoval do průtokoměru Omega FMA 5400/5500 (OMEGA Engineering inc., Velká Británie), kde bylo možné nastavit požadovaný průtok. Nejprve byla změřena hodnota napětí při nulovém průtoku, která je v podstatě dána teplotou vzduchu v okolí senzoru. Následně byla na výstup průtokoměru připojena aparatura obsahující senzor, zakončená dlouhým vývodem pro linearizaci průtoku po průchodu celým měřícím systémem. Obrázek 19: Experimentální měření převodní charakteristiky senzorem FS5 Kvůli výrazné citlivosti senzoru FS5 se dále pokračovalo s krokem 1 L/min, jenž byl s přesností na dvě desetinná místa postupně nastavován. Kvůli patrné setrvačnosti průtokoměru bylo nutné trpělivě vyčkat do doby, než došlo k ustálení hodnoty na průtokoměru. Na základě celého měření bylo získáno 36 hodnot napětí pro nastavovaný průtok od 0 do 35 L/min (Tabulka1). Veškerá napětí byla zobrazována na digitálním stolním multimetru Agilent 34401A připojeném na vyhodnocovací desku senzoru FS5. Od každého naměřeného napětí byla odečtena hodnota napětí při nulovém průtoku a všechny hodnoty pak byly vyneseny do přehledného grafu v prostředí Matlab (The MathWorks, Natick, Massachusetts,USA), kde bylo možné vykreslit kalibrační přímku. Zobrazená bodová křivka se nejvíce blížila mocninné funkci prvního řádu, kterou byly body proloženy. Q = 5,829 U 3,739, (8) kde Q je průtok a U měřené napětí. Rovnice (8) popisující tuto funkci poslouží při převodu napětí na průtok při testování senzoru FS5 a u samotné jeho implementace do okruhu HFJV. 35

36 Tabulka 1: Přehled naměřených hodnot napětí v závislosti na nastavovaném průtoku Nastavený průtok Q [L/min] Naměřené napětí U [V] Napětí po odečtení nulové hodnoty U p [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, ,75 1, ,77 1, ,80 1, ,82 1, ,84 1, ,86 1, ,88 1, ,90 1, ,92 1, ,94 1, ,96 1, ,97 1, ,99 1, ,00 1, ,02 1, ,03 1, ,05 1, ,07 1, ,09 1, ,10 1, ,12 1, ,14 1, ,15 1, ,17 1, ,18 1, ,19 1,62 36

37 Obrázek 20: Převodní charakteristika senzoru FS5 7.2 Návrh a realizace dílu pro úmístění senzoru FS5 do okruhu HFJV Vzhledem ke specifičnosti požadavku umístit do expirační větve senzor FS5 bylo potřeba navrhnout díl, do kterého by bylo možné vložit senzor a měřit zde průtok procházejícího plynu. Samotnému návrhu předcházelo změření jednotlivých rozměrů Life Portu pomocí mechanického posuvného měřidla s přesností na dvě desetiny milimetru (Obrázek 21). Rozměry senzoru FS5 s pouzdrem jsou dostupné v materiálech na webových stránkách firmy IST AG, pro kontrolu však byly také přeměřeny. Obrázek 21: Měření rozměrů prvku Life Port posuvným měřidlem Po zjištění všech klíčových parametrů následovalo vytvoření nového dílu v prostředí SolidWorks (Dassault Systèmes SolidWorks Corp., Waltham, Massachusetts, USA). Základem byla kruhová 37

38 podstava vnějšího válce, z něhož byl následně vytvořen vysunutím válec o výšce 32 mm. Na horní podstavě válce byla následně načrtnuta další kruhová skica a vysunut menší válec 12 mm vysoký. Kvůli minimalizaci vzniklého mrtvého prostoru byl odebrán vnitřek velkého válce tak, aby do něj přesně zapadla rozšířená část Life Portu. Zbylá vnitřní část byla společně s vnitřní částí malého válce odebrána průměrem 11,75 mm. Obrázek 22: Základní válcová sestava dílu pro umístění senzoru FS5 Do takto připravené trubice byl zhotoven kolmý otvor pro přidání druhého dílu, jenž poslouží k vložení a ukotvení senzoru FS5 ve správném směru do okruhu HFJV. Obrázek 23: Základní sestava s otvorem pro přidání druhého dílu a nevázaný druhý díl Jedná se opět o dutý válcovitý prvek, do něhož byla prohloubena štěrbina pro zapadnutí výstupku na pouzdře senzoru FS5. Aby se předešlo různým přesahům a nepřesnému určení spojení obou 38

39 dílů, byla v kolmém otvoru velké trubice odebrána krychle o hraně 1 mm a v dílu pro senzor FS5 naopak vysunuta krychle o hraně 1 mm. Toto opatření pomohlo při vytváření vazeb v sestavě obou dílů. Na závěr proběhla simulace umístění senzoru FS5 do vytvořené sestavy (Obrázek 24). Pro ověření funkčnosti senzoru FS5 při měření průtoku vdechovaného a vydechovaného vzduchu postačila realizace navržené trubice 3D tiskem, pro lékařské účely by bylo nezbytné použít chemicky a tepelně stabilní materiál. Obrázek 24: Simulace umístění senzoru FS5 do navrženého dílu 7.3 Software pro měření dechových objemů Z vyhodnocovací desky senzoru FS5 se při měření průtoku získává analogový signál změny napětí. Tento výstup je třeba nejprve převést dle vygenerované charakteristické rovnice (8) na průtok. Pro převod měřeného napětí na průtok a pro další nezbytné úpravy signálu s cílem vypočítat relativní dechové objemy bylo nutné vytvořit program, který by tyto operace vykonal. Obrázek 25: Blokové schéma k vytvoření softwaru podle stanovených požadavků 39

40 Jako prostředí pro tvorbu výpočetního softwaru byla zvolena platforma LabView (National Instruments Corporation, Austin, Texas) od firmy National Instrument. V LabView lze pomocí systému bloků sestavit strukturu, která dokáže upravit signál podle funkcí jednotlivých bloků. V první řadě byl signál převeden z analogového na digitální A/D převodníkem USB NIDAQ 6008 (National Instruments Corporation, Austin, Texas) a v blokovém diagramu přidán tzv. DAQ Assistant. K dalšímu zpracování signálu posloužily numerické operátory, které umožnily přetransformování načítaného napětí na průtok dle převodní rovnice (8). Umocnění napětí na požadovanou hodnotu bylo vyřešeno blokem Formula, jenž zvládá náročnější matematické úpravy a principem se podobá vědecké kalkulačce. Obrázek 26: Převod napětí na průtok a vykreslení těchto křivek V tuto chvíli bylo po spuštění možné kontinuálně v čase sledovat měnící se napětí i průtok v jednotkách L/min pomocí grafického indikátoru v dynamickém okně. Následujícím krokem byl výpočet časového integrálu neboli plochy pod křivkou průtoku. Tento výpočetní proces zprostředkovává souborový blok Time Domain s podvolbou Integral. Výstupem tohoto bloku byl objem v litrech za stanovený časový úsek, kdy DAQ Assistant přijímal data. Pro lepší představu byl tento výsledek převeden na jednotku mililitr. Obrázek 27: Integrace signálu a jeho převod na jednotky ml Vzhledem k požadavku získávat hodnotu relativního dechového objemu pro každý pulz produkovaný tryskou ventilátoru byla do blokového schématu přidána funkce T hreshold. Obrázek 28: Funkce Threshold, její pevně daná hranice a konvertor dynamických dat 40

41 Správným nastavením hranice dokáže Threshold detekovat amplitudové špičky a jejich počet za určitou dobu zaznamenat. Podílem celkového relativního dechového objemu získaného integrací a počtem tzv. píků vyšel relativní objem jednoho dechového cyklu. Stanovením časového úseku, po který proběhne celý postup a vypíše se získaná objemová hodnota, lze ovlivnit přesnost měření. Doba trvání jedné smyčky byla tedy nastavena na 15 s a po jejím uplynutí se hodnoty resetovaly. Druhá časová smyčka zaručila kontinuální průběh 15s cyklu, uživatel tak po spuštění aplikace vnímal pouze změnu průměrné hodnoty jednoho dechového objemu každou čtvrtminutu, křivky napětí i průtoku se jevily jako spojité. Poslední smyčkovou strukturou s názvem Flat Sequence bylo zaručeno, že nejprve proběhnou veškeré výpočetní operace a až následně se výsledná data zobrazí. Na závěr byly přidány bloky pro ukládání získaných dat do zvoleného souboru a pro zobrazení maximálního dosaženého průtoku za 15 s. Prováděnými úpravami byla v některých případech pozměněna datová struktura, proto byly do blokového diagramu přidány konverzní značky, které slouží k převodu a sjednocení různých datových typů. Nejčastěji byl používán převod z, popřípadě do, dynamických dat. Obrázek 29: Dynamické okno po spuštění vytvořeného programu 41

42 8 Laboratorní testování senzoru FS5 Cílem laboratorního testování senzoru FS5 a z velké části i této práce je ověření přesnosti monitoringu relativních dechových objemů vybraným senzorem umístěným v exspirační větvi HFJV. 8.1 Uspořádání experimentálního měření Hlavní část experimentální soustavy tvořil do série zapojený vysokofrekvenční ventilátor Life Pulse a konvenční ventilátor Infrasonic InfantStar 500 (Covidien, Minneapolis) přes propojovací člen Life Port. Mezi Life Port a konvenční ventilační okruh byl umístěn senzor FS5, který byl dále připojen na vyhodnocovací desku. Pomocí A/D převodníku byl signál přiváděn do počítače a vytvořeným programem v LabView byly vypočítávány relativní dechové objemy (V T ). K referenčnímu měření dechových objemů posloužil měřící systém imon, jenž byl navržen a sestaven vědeckými pracovníky FBMI pro výzkumné účely. Toto zařízení slouží ke kontinuálnímu snímání tlaku a převodu získávaného signálu do počítače, kdy je využíváno A/D převodníku USB NIDAQ 6009 (National Instruments Corporation, Austin, Texas). Obrázek 30: Měřící systém imon Zároveň se sytémem imon byl vyvinut záznamový program v prostředí LabView SignalExpress (National Instruments Corporation, Austin, Texas), který umožňuje sledovat a ukládat napět ové změny v čase odpovídající měnícímu se tlaku. Převod měřeného napětí na veličinu tlak byl proveden na základě převodní rovnice 0,961 V = 1 kpa. Z výstupu prvku Life Port byla vedena úzká kanyla o průměru 3 mm a délce 13 cm do rigidního modelu plic. Model plic simulovala skleněná láhev se zaručenou konstantní poddajností C = 2,87 ml/cmh 2 O. Do vnitřního prostoru láhve byla vsunuta hadička pro měření tlaku, jež byla připojena na jeden z kanálů systému imon. Otvor láhve byl důkladně utěsněn, aby nedocházelo k úniku vzduchu a tedy významné nepřesnosti měření. 42

43 Objem dávek vzduchu přicházejících do modelu plic vyvolával tlakové přírůstky, avšak vzhledem k stálé poddajnosti modelu plic poměr těchto veličin musel zůstat neměnný (9). C = V p (9) Ze známé poddajnosti láhve a tlakové změny bylo tedy možné určit objem dodaný ventilačním systémem do modelu plic (9). Tato hodnota objemu byla označena jako referenční (V re f ) a sloužila k porovnání s objemem vypočteným softwarem v LabView z měřeného průtoku senzorem FS5. Obrázek 31: Schéma laboratorního testování senzoru FS5 8.2 Nastavení ventilátorů Nastavení obou ventilátorů bylo provedeno obdobně jako v klinické praxi při léčbě extrémně nezralých novorozenců. V případě vysokofrekvenčního ventilátoru byly zvoleny následující hodnoty: PIP 20 cmh 2 O, T i 0,02 s a frekvence 420 dechů/min. Další parametry: PEEP 3 cmh 2 O a průtok 4 L/min byly nastaveny na konvenčním ventilátoru. Pro účely laboratorního testování byl pozastaven zvlhčovací systém a alarmy obou ventilátorů ztišeny. 8.3 Postup měření Nejprve byly oba zapojené ventilátory zapnuty a nastaveny na hodnoty zmíněné v předchozí podkapitole. Během startování obou ventilačních přístrojů a čekání na jejich uvedení do provozního stavu byly připraveny programy na výpočet a záznam relativních dechových objemů (V T ) a na ukládání dat z měřícího systému imon. Vzorkovací frekvence u A/D převodníku USB NIDAQ 6008 i USB NIDAQ 6009 byly sjednoceny na hodnotu 1 khz. Následně proběhlo testovací spuštění obou programů a byla zjištěna jejich plná funkčnost. Poté byly zkontrolovány všechny cesty ventilačního okruhu kvůli úniku vzduchu, dále správnost pozice senzoru FS5 a jeho připojení na vyhodnocovací desku. Při kontrole nebyly shledány žádné významné nedostatky, a tak bylo přistoupeno k samotnému měření, které trvalo přibližně 1 minutu. 43

44 8.4 Zpracování naměřených dat Nejprve proběhl předběžný odhad správnosti reakce senzoru FS5 na změnu průtoku díky zobrazení průběhu napětí v čase měření. V programu Matlab byl zobrazen příslušný graf, který byl dále porovnán s daty získanými z měřícího prvku imon. Obrázek 32: Úsek záznamu dat z měřícího systému FS5 Ze záznamu softwarem vypočtených dechových objemů z průtoku měřeného senzorem FS5 byly přímo vybrány maximální hodnoty objemu za každých 5 sekund nahrávání. Data získaná z měřícího prvku imon musela být dále zpracovávána pro dosažení požadovaného referenčního objemu. Obrázek 33: Úsek záznamu dat z měřícího prvku imon Naměřené hodnoty byly programem v LabView SignalExpress uloženy do textového souboru a v této formátové podobě byly importovány do prostředí Matlab, kde je bylo možné zobrazit 44

45 jednoduchým příkazem plot. V otevřeném okně f igure se objevila křivka napětí v závislosti na samplovací frekvenci, po přiblížení části grafu byly zřejmé časové změny napětí. Pomocí ukazatele data cursor byly vyhledány maximální hodnoty napětí v jednotlivých časových úsecích 5 s. Takto vybraná maxima byla dle převodního vztahu 0,961 V = 1 kpa přepočtena na tlak, poté převedena na jednotku cmh 2 O a na závěr sečtena s nastavenou hodnotou PEEP 3 cmh 2 O, která byla konvenčním ventilátorem udržována po celou dobu měření. Díky předpokladu, že v rigidním modelu plic probíhal izotermický děj, tedy nedocházelo k teplotním změnám během měření, byl z tlakových maxim (p max ) a konstantní poddajnosti (C) vypočítán referenční objem (V re f ) dle rovnice: V re f = C p max. (10) 8.5 Výsledky porovnání dechových objemů a korelační křivka V Tabulce 2 jsou uvedeny hodnoty objemu vypočtené (V T ) a uložené softwarem, který byl vytvořen po senzor FS5, a referenční objemy (V re f ) ze změřené tlakové změny a konstantní poddajnosti modelu plic. Jednotlivé odpovídající objemy byly mezi sebou porovnány zanesením objemu V T na osu y a referenčního objemu V re f na osu x. Zásadním směrodatným parametrem, který vypovídá o závislosti zkoumaných objemů, je korelační koeficient. Korelační koeficient R = 0, 96 byl vypočten v programu Excel 2016 (Microsoft Corporation, Redmond, Washington) funkcí correl, kdy jsou vstupními maticemi oba soubory objemů V T a V re f (Tabulka 2). Tabulka 2: Naměřené a vypočtené objemy pro zjištění přesnosti měření senzoru FS5 Měřené dechové Referenční dechové objemyv T [ml] objemy V re f [ml] 6,075 6,056 5,813 5,807 6,059 6,086 6,072 6,026 5,909 5,931 5,840 5,871 6,073 6,008 5,882 5,840 5,994 5,932 5,945 5,901 6,271 6,212 45

46 Obrázek 34: Korelční křivka 8.6 Diskuze výsledků Vypočtený korelační koeficient R = 0,96 značí vysokou závislost porovnávaných objemů V T a V re f. Tato závislost se blíží přímé lineární závislosti, u které se v ideálním případě korelační koeficient R rovná jedné. Dále z takové hodnoty korelačního koeficientu vyplývá vysoká přesnost měření dechových objemů senzorem FS5. Relativní chyba měření jednotlivých dechových objemů vyšla nejvýše 1 %, čímž je dostatečně splněn požadavek na přesnost měření do 10 % měřeného objemu. 46

47 9 Diskuze Hlavním zjištěním celé práce je, že vybraný senzor FS5 je plně funkční a díky vytvořenému softwaru dokáže velmi přesně měřit relativní dechové objemy v exspirační větvi okruhu HFJV. Pro další zpřesnění a zdokonalení měřících postupů by však bylo vhodné upravit zpracování signálu a optimalizovat tvar dílu pro implementaci senzoru FS5 do ventilačního okruhu. Získaná převodní rovnice pro přepočet měřeného napětí na veličinu průtok dobře funguje pro malé průtoky do 35 L/min. Zjištěná závislost napětí na průtoku se plně shoduje s průběhem převodní křivky uvedené v manuálu senzoru FS5 [30]. Odchylky jednotlivých bodů od vytvořené kalibrační přímky však značí nedokonalou aproximaci, jež by mohla zanést chybu při měření. Rozdělením převodní charakteristiky na několik dílčích částí podle zjevné rozdílné závislosti a vygenerováním rovnice separačně pro každý zvolený úsek by bylo docíleno zpřesnění zejména v oblasti nízkých a středních průtoků do 15 L/min, kde jsou pozorovány největší odchylky od dosavadní převodní křivky. Metoda postupné aproximace má za následek výrazné zpřesnění měření průtoku, avšak vyžaduje složitější výpočetní postupy [32]. Software v prostředí LabView, který slouží k zobrazení měnící se křivky průtoku v čase a k výpočtu relativních dechových objemů, není plně automatizovaný a je třeba některé parametry ručně zadávat. Jedná se zejména o blok T hreshold, jenž zjišt uje počet průtokových špiček za stanovenou dobu měření. Před samotným měřením je nutné citlivě nastavit práh, po jehož překročení blok T hreshold zaznamená průtokovou špičku. Hodnota prahu musí být zvolena obsluhou systému na základě jejího pozorování chování křivky průtoku v čase a modifikována vždy při změně nastavení ventilátoru. Přidáním bloku pro výpočet střední hodnoty signálu a jeho připojením na vstup bloku T hreshold by došlo k automatickému určení prahu pro detekci průtokových špiček. Není však ověřeno, že právě střední hodnota je správným parametrem pro určení prahu. Zautomatizování tohoto výpočetního kroku by přispělo k jednoduššímu ovládání programu i neznalými jedinci a k odstranění závislosti na individuálním odhadu obsluhy. Nicméně manuální nastavení prahu příslušnou osobou je postačující při krátkodobém sledování aktuálních změn dechového objemu a v daný okamžik se jeví jako přesnější. Navržený díl pro implementaci senzoru do okruhu HFJV umožňuje odpovídající měření průtoku senzorem FS5. Během experimentálních měření však bylo vypozorováno možné vylepšení avizovaného dílu, které by nejspíše přineslo další zpřesnění měření průtoku. Zúžením současných rovnoběžných vnitřních stěn dílu by bylo dosaženo navýšení aktivní oblasti pro snímání průtoku i zvýšení rychlosti proudění tekutiny kolem senzoru FS5. Tato inovativní úprava by byla v prostředí SolidWorks realizována načrtnutím skici s nárysem podobajícím se tvaru Venturiho trubice, jenž by následně volbou Odebrat rotací vytvořil požadovaný otvor uvnitř trubice. Soustředěním průtoku do blízké zóny senzoru FS5 by byla zvýšena citlivost snímání průtoku senzorem, a tím zajištěna vyšší přesnost měření. Dalším postupem testování senzoru FS5 pro monitoring dechových objemů při HFJV v klinické praxi je ověření jeho vlivu na samotný průběh ventilace. Například laboratorní pokus eliminace CO 2 z rigidního modelu plic by postačil ke stanovení závěru, zda nedochází k výraznému ovlivnění průběhu ventilace a případnému ohrožení pacienta. Další vypovídající hledisko by přinesly animální experimenty. 47

48 Závěr V této práci jsem se zabývala výběrem vhodné metody pro monitoring dechových objemů dodávaných vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem Life Pulse. Na základě shromážděných informací o měření dechového objemu a analýzy ventilačního okruhu bylo navrženo řešení v podobě senzoru průtoku. Z dostupných senzorů průtoku byl dle rešerše a stanovených technických požadavků vybrán termický anemometr FS5 od švýcarské společnosti Innovative Sensor Technology. Pro zvolený senzor průtoku FS5 byl v prostředí SolidWorks vytvořen autentický díl, který sloužil pro implementaci senzoru do ventilačního okruhu, ukotvení senzoru a zamezení jeho pohybu během měření a také znemožňoval únik vzduchu z exspirační větve HFJV. Software pro zobrazení změny průtoku v čase a výpočet relativních dechových objemů umožnil ověřit funkčnost senzoru FS5 a zároveň posloužil k ověření přesnosti měření dechových objemů senzorem FS5. Z provedeného laboratorního testování vyplynulo, že senzor FS5 je plně funkční a dokáže s vysokou přesností identifikovat objemové změny během HFJV. Na závěr této práce jsou diskutovány doporučující úpravy v použitých postupech, které by přispěly k navýšení dosavadní přesnosti měření relativních dechových objemů senzorem FS5 a které by umožnily odhalení případných nedostatků tohoto senzoru před jeho aplikací do běžné klinické praxe. 48

49 Seznam obrázků Obrázek 1 Proudění vzduchu tryskou Obrázek 2 Celkový dechový objem při HFJV Obrázek 3 Přístroj Life Pulse Obrázek 4 Monitor a alarmy přístroje Bunnell Life Pulse Obrázek 5 Panel kontrolek přístroje Bunnell Life Pulse Obrázek 6 Zvlhčovací systém a pacientský box přístroje Bunnell Life Pulse Obrázek 7 Ilustrační schéma sériového zapojení HFJV a konvenční UPV přes člen Life 23 Port Obrázek 8 Propojovací člen Life Port s vnějším průměrem přibližně 15 mm Obrázek 9 Schéma možných oblastí pro umístění senzoru průtoku Obrázek 10 Princip měření průtoku mechanickým lopatkovým anemometrem, převzato 28 z [24] Obrázek 11 Škrtící prvky tlakových anemometrů - clona a dýza, převzato z [24] Obrázek 12 Příklady tlakových anemometrů využívaných ve spirometrii [26] Obrázek 13 Princip ultrazvukového měřrení průtoku, kdy je měřena doba průtoku signálu, převzato z [24] Obrázek 14 Termický anemometr s žhaveným drátkem [24] Obrázek 15 Senzory od formy Dantec Dynamics [27] Obrázek 16 Senzor FS5 - miniaturní destička [29] Obrázek 17 Senzor FS5 - miniaturní destička s pouzdrem [29] Obrázek 18 Schéma měřícího principu senzoru FS5 [30] Obrázek 19 Experimentální měření převodní charakteristiky senzorem FS Obrázek 20 Převodní charakteristika senzoru FS Obrázek 21 Měření rozměrů prvku Life Port posuvným měřidlem Obrázek 22 Základní válcová sestava dílu pro umístění senzoru FS Obrázek 23 Základní sestava s otvorem pro přidání druhého dílu a nevázaný druhý díl Obrázek 24 Simulace umístění senzoru FS5 do navrženého dílu Obrázek 25 Blokové schéma k vytvoření softwaru podle stanovených požadavků Obrázek 26 Převod napětí na průtok a vykreslení těchto křivek Obrázek 27 Integrace signálu a jeho převod na jednotky ml Obrázek 28 Funkce Threshold, její pevně daná hranice a konvertor dynamických dat Obrázek 29 Dynamické okno po spuštění vytvořeného programu Obrázek 30 Měřící systém imon Obrázek 31 Schéma laboratorního testování senzoru FS Obrázek 32 Úsek záznamu dat z měřícího systému FS Obrázek 33 Úsek záznamu dat z měřícího prvku imon Obrázek 34 Korelční křivka

50 Seznam tabulek Tabulka 1 Přehled naměřených hodnot napětí v závislosti na nastavovaném průtoku Tabulka 2 Naměřené a vypočtené objemy pro zjištění přesnosti měření senzoru FS

51 Reference [1] DORT, Jiří, Eva DORTOVÁ a Petr JEHLIČKA. Neonatologie. 2. upravené vydání. Univerzita Karlova v Praze: Karolinum, ISBN [2] Zdravotnická statistika. Praha: Ústav zdravotnických informací a statistiky ČR, ISBN X. [3] Atlases: Atlas patologie novorozence [online]. Brno: Masarykova Univerzita, 2013 [cit ]. Dostupné z: patolnezral.html [4] STANDIFORD, Theodore J. a Melvin L. MORGANROTH. High-Frequency Ventilation: From the Pulmonary and Critical Care Division. University of Michigan Medical Center, 1989,, 10. DOI: [5] BOROS, Stephen J., Mark C. MAMMEL, Michael COLEMAN, Philip HORCHER, Margaret J. GORDON a Dennis R. BING. Comparison of High-Frequency Oscillatory Ventilation and High-Freyquency Jet Ventilation in Cats With Normal Lungs. University of Minnesota, [6] KUDRNA, Ing. Petr. Měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci nezralých novorozenců. Kladno, Disertační práce. Fakulta biomedicínského inženýrství ČVUT. Vedoucí práce Prof. Ing. Karel Roubík, Ph. D. [7] PLAVKA, Richard, M. DOKOUPILOVÁ, L. PAZDEROVÁ, P. KOPECKÝ, V. SEBROŇ, M. ZAPADLO a M. KESZLER. High-Frequency Jet Ventilation Improves Gas Exchange in Extremely Immature Infants with Evolving Chronic Lung Disease. American Journal of Perinatology. 2006, 23(8), DOI: /s ISSN Dostupné také z: [8] EVANS, Elen, Peter BIRO, Nigel BEDFORTH, P. KOPECKÝ, V. SEBROŇ, M. ZA- PADLO a M. KESZLER. Jet ventilation. Continuing Education in Anaesthesia, Critical Care. 2007, 7(1), 2-5. DOI: /bjaceaccp/mkl061. ISSN Dostupné také z: [9] FRIEDLICH, P., N. SUBRAMANIAN, M. SEBALD, S. NOORI, I. SERI, M. ZA- PADLO a M. KESZLER. Use of high-frequency jet ventilation in neonates with hypoxemia refractory to high-frequency oscillatory ventilation. The Journal of Maternal-Fetal. 2009, 13(6), DOI: /jmf ISSN Dostupné také z: [10] WOOD, Dr. Marcus John. Investigation of High Frequency Jet Ventilation (HFJV) in a model of bronchopleural fistula (BPF). Leicester, University of Leicester. Vedoucí práce Dr. J. P. Thomson. 51

52 [11] TARÁBEK, Pavol a Petra ČERVINKOVÁ. Odmaturuj! z fyziky. Vyd. 2. Brno: Didaktis, c2006. Odmaturuj!. ISBN [12] WEISBERGER, Stuart A, Waldemar A CARLO, Janie M FOUKE, Robert L CHAT- BURN, Thomas TILLANDER a Richard J MARTIN. Measurement of Tidal Volume during High- Frequency Jet Ventilation1. Pediatric Research. 1986, 20(1), DOI: / ISSN Dostupné také z: [13] YOUNG, J. D., M. K. SYKES, Janie M FOUKE, Robert L CHATBURN, Thomas TILLANDER a Richard J MARTIN. A Method for Measuring Tidal Volume during High Frequency Jet Ventilation. BJA: British Journal of Anaesthesia. 1988, 61(5), DOI: /bja/ ISBN / ISSN Dostupné také z: [14] SANBEERG, Kenneth L., Daniel P. LINDSTROM, Elizabheth D. KREUGER, Hakan SUN- DELL a Robeth B. COTTON. Measurement of Tidal Volume during High Frequency Ventilation by Impedance Plethysmography. Pediatric Reaserch Dostupné také z: [15] AVEA Ventilator Systems: Operator s Manual. USA: CareFusion, [16] Monson III: Jet Ventilation. Switzeralnd: Acutronic, [17] TwinStream: Manual. Austria: Carl Reiner, [18] Přístroje řady Paravent: Tryskový vysokofrekvenční plicní ventilátor. Přelouč: ELMET spol. s r.o., Dostupné z: 20CZ.pdf [19] Paravent digital - HFJV-EL9: Tryskový vysokofrekvenční plicní ventilátor. Přelouč: EL- MET spol. s r.o., Dostupné z: [20] Registr Zdravotnických Prostředků. RZPRO [online]. Ministerstvo zdravotnictví ČR, 2015 [cit ]. Dostupné z: [21] Life Pulse High Frequency Ventilator: In-Service Manual. Salt Lake City: Bunnell Icorporated, [22] KESZLER, Martin. Bunnell Life Pulse High-Frequency Jet Ventilator. Manual of Neonatal Respiratory Care [online]. Boston, MA: Springer US, 2012, : 403 [cit ]. DOI: / _47. ISBN Dostupné z: 52

53 [23] SLOVÁČEK, A. Měření průtoku plynů. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta elektrotechniky a komunikačních technologií, s. Vedoucí diplomové práce byl doc. Ing. Petr Beneš, PhD. [24] Měření průtoku a měření výšky hladiny. Zpravodaj pro oblast měření a regulace. USA: Omega Technologies, 1995, (4), s [25] VRBICKÝ, J. Senzor měření rychlosti proudění vzduchu v elektrickém stroji. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství, s. Vedoucí bakalářské práce doc. Ing. Radek Vlach, Ph.D.. [26] Spirometry: Schiller PFT Filters and SP-260 Sensor Switzerland: Schiller. [27] JØRGENSEN, Finn E. How to measure turbulence with hot-wire anemometers: A Practical Guide [online]. Dánsko: Dantec Dynamics, 2002 [cit ]. Dostupné z: [28] OLIVARI, D. a M. CARBONARO. Measurements Techniques in Fluid Dynamics: Hot Wire Measurement. Annual Lecture Series. Belgie: Von Karman Institute for Fluid Dynamics, s [29] IST INNOVATIVE SENSOR TECHNOLOGY FS5.0.1L.195. Premier Farnell UK [online]. Anglie, 2015 [cit ]. Dostupné z: [30] FS5: Thermal Mass Flow Sensor Switzerland: Innovative Sensor Technology AG, [31] FS5(L) family flow module: Thermal Mass Flow Sensor Switzerland: Innovative Sensor Technology AG, [32] GARCIA, Donnie a Rafael PERALEZ. Temperature Sensor for the HCS08 Microcontroller Family: Calibration. Colorado: Freescale Semiconductor, 2010, 18. Dostupné z: 53

54 Seznam příloh Příloha 1: Technický výkres dílu pro umístění senzoru FS5 do ventilačního okruhu Příloha 2: Bloková struktura vytvořeného programu pro měření dechových objemů Příloha 3: Fotodokomentace senzoru FS5 Příloha 4: Fotodokumentace experimentálního měření 54

55 Příloha 1 Technický výkres dílu pro umístění senzoru FS5 do ventilačního okruhu 55

56 Příloha 2 Bloková struktura vytvořeného programu pro měření relativních dechových objemů při HFJV 56

57 Příloha 3 Senzor FS5 Senzor FS5 připojený na měřící desku 57

58 Příloha 4 Fotografie z experimentální měření 58