ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE

ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI

České vysoké učení technické v Praze Fakulta biomedicínského inženýrství Katedra biomedicínské techniky Petr Kudrna Měření dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci nezralých novorozenců Doktorský studijní program: Biomedicínská a klinická technika Studijní obor: Biomedicínská a klinická technika Teze disertace k získání akademického titulu "doktor", ve zkratce "Ph.D." Kladno, listopad 2015

Disertační práce byla vypracována v prezenční formě doktorského studia na katedře biomedicínské techniky Fakulty biomedicínského inženýrství ČVUT v Praze. Uchazeč: Ing. Petr Kudrna katedra biomedicínské techniky Fakulta biomedicínského inženýrství ČVUT v Praze nám. Sítná 3105, 272 01 Kladno Školitel: prof. Ing. Karel Roubík, Ph.D. katedra biomedicínské techniky Fakulta biomedicínského inženýrství ČVUT v Praze nám. Sítná 3105, 272 01 Kladno Oponenti:......... Teze byly rozeslány dne:... Obhajoba disertace se koná dne... v hod. před komisí pro obhajobu disertační práce ve studijním oboru Biomedicínská a klinická technika v zasedací místnosti č.... Fakulty biomedicínského inženýrství ČVUT v Praze. prof. Ing. Peter Kneppo, DrSc. předseda oborové rady Fakulta biomedicínského inženýrství ČVUT v Praze nám. Sítná 3105, 272 01 Kladno Bližší informace o obhajobě disertační práce jsou k dispozici na sekretariátu děkana FBMI, ČVUT v Praze, nám. Sítná 3105, 272 01 Kladno.

Obsah 1 Úvod a přehled současného stavu... 6 2 Tryskový ventilátor pro novorozence Life Pulse... 9 2.1 Popis ventilačního okruhu... 10 2.2 Místa měření průtoku ventilační směsi... 11 3 Cíle práce... 13 4 Snímač pro monitoraci průtoku při HFJV... 14 4.1 Clona... 14 5 Měřicí systém ventilačních parametrů HFJV... 15 5.1 Měřicí kanál pro měření průtoku při HFJV... 16 6 Experiment in vitro Studium vlivu clony na ovlivněnílivnění tlakových parametrů uvnitř modelu plic... 17 6.1 Metody... 17 6.2 Výsledky experimentu... 18 7 Experiment in vitro test funkčnosti a přesnosti měření dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony... 20 7.1 Uspořádání experimentu... 20 7.2 Výsledky experimentu... 21 8 Experiment in vitro Vliv tlakové diferenční clony v okruhu HFJV na eliminaci CO 2... 22 8.1 Uspořádání experimentu... 22 8.2 Výsledky experimentu... 24 9 Animální experimenty... 26 9.1 Realizace experimentů... 26 9.2 Výsledky... 28 10 Závěr... 30 Literatura... 31 Vlastní publikace k tématu disertační práce... 36 5

1 ÚVOD A PŘEHLED SOUČASNÉHO STAVU Rozvoj zdravotnických technologií v oblasti intenzivní péče o novorozence v posledních letech přinesl nové technologie neinvazivního monitoringu. V klinické praxi se rychle zavedla technologie NIRS (Near Infrared Spectroscopy) pro sledování regionální saturace tkání; standardem se stává volumetrická kapnometrie VeCO 2 pro optimalizaci vedení umělé plicní ventilace; jsou zaváděny nové ventilační módy s protektivní strategií charakterizovanou cílenými, malými, dechovými objemy; uplatňují se nové postupy v léčebné praxi, jako je např. antenatální podávání surfaktantu a další. Celkově tyto pokroky přispívají nejen v České Republice k výraznému snížení novorozenecké mortality, ale došlo k zvýšení přežívání extrémně nezralých novorozenců. Pokles mortality je však doprovázen nárůstem tzv. chronického plicního onemocnění CLD (chronic lung disease), které bylo popsáno v roce 1967 jako BPD Broncho Pulmonary Displasia [1], které ovlivňuje dlouhodobý vývoj nezralých novorozenců. V současné době (v odborných kruzích popisováno jako doba antenatálního surfaktantu) je charakteristika onemocnění BPD, oproti původní definici z r. 1967, pozměněna. Nová BPD je popisováno u novorozenců s porodní hmotností pod 1kg. Projevuje se častými apnoickými pauzami, nízkým ventilačním úsilím pacienta při vysoké poddajnosti hrudníku. Ventilační stav novorozence je často komplikován plicními edémy, pneumónií, případně i sepsí. Převládajícím patologickým rysem BPD je alveolární hypoplázie, zpomalení vaskularizace plic, zmnožení hladké svaloviny v plicních cévách a malých dýchacích cestách. Dochází také k nerovnoměrné a zvýšené kondenzaci kolagenu a elastinu v plicní tkáni. Faktorů, negativně ovlivňujících vývoj plic, je více. Jde zejména o UPV (umělá plicní ventilace), frakce kyslíku v inspirované ventilační směsi a infekce. Je zásadní, zda dochází k jednotlivým či společným účinkům těchto negativních faktorů. Souběžně působení negativních činitelů po určitý čas vyvolává změny, které programují chybný vývoj orgánů se všemi důsledky dlouhodobého postižení pacientů. Dalším zásadním faktorem přispívajícím k mechanizmu rozvoje BPD je zánět prenatální či nebo dokonce fetální kolonizace Ureoplasma ureolyticum. Zvýšené indikátory zánětů v plicích pacientů byly diagnostikovány již bezprostředně po porodech. Nezanedbatelné riziko vzniku BPD představují také negativní vlivy umělé plicní ventilace, například při řešení syndromu dechové tísně (RDS - respiratory distress syndrome). Každý dostupný ventilační mód způsobuje různý stupeň tzv. VILI - Ventilátorem indukované plicní poškození. Při UPV 6

dochází k mechanickému poškozování nezralé plicní tkáně, zejména při neadekvátně velikých dechových objemech a transpulmonálních tlacích. Extrémně nezralí novorozenci (ENN) s rozvíjejícím se CLD mají výrazně nerovnoměrné provzdušnění plic. Dýchací cesty ENN jsou velmi hypotonické, s tendencí kolabovat a zadržovat tak v plicích nepřiměřené množství vzduchu, který se nepodílí na výměně respiračních plynů tzv. air-trapping. Porucha výměny plynů může vyústit v částečné nebo i celkové respirační selhání. Navyšování dechových objemů jako obranná reakce proti kolapsu alveolů a navyšování frakce kyslíku v průběhu UPV dále prohlubuje plicní poškození a závažnost BPD. Větší dechové objemy způsobují volutraumata a při porušení celistvosti dýchacích cest může dojít i k úniku vzduchu do intersticia, pleurálního prostoru nebo mediastina (tzv. air-leak syndrom). Řešením výše popsaného stavu pacienta může být využití ventilačního systému, založeného na jiném, než konvenčním principu funkce - tzv. vysokofrekvenční plicní ventilace. Vysokofrekvenční plicní ventilace (HFV High Frequency Ventilation) využívá velice malé dechové objemy, srovnatelné s objemem anatomického mrtvého prostoru pacienta. Tím je sníženo riziko vzniku volutraumatu a také i závažnost plicního poškození v časné fázi rozvoje RDS. V současné době jsou v neonatální klinické praxi používány dvě vysokofrekvenční techniky ventilace s typickými přístrojovými zástupci vysokofrekvenční oscilační ventilace HFOV (High-Frequency Oscillatory Ventilation), přístroj SensorMedics 3100A (Carefusion, Yorba Linda, CA) a vysokofrekvenční trysková ventilace HFJV (High-Frequency Jet Ventilation), přístroj Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, UT). Obě techniky jsou široce využívány neonatologickými centry zejména v Severní Americe. V Evropě je využití HFJV spíše raritní, zejména z důvodu absence certifikátu CE (prohlášení o shodě) pro nejpoužívanější přístroj Life Pulse. Avšak, v případě ENN s BPD může HFOV provokovat respirační selhání, malé dýchací cesty s nízkou oporou a porušenou strukturou mohou kolabovat v průběhu aktivního exspiria. Navýšení CDP (continuous distensional pressure) tento problém řeší, ale za cenu adverzních účinků na srdce a krevní oběh. Oproti tomu, HFJV dodává do plic, za pomoci trysky, dávky ventilační směsi, které velmi rychle pronikají do alveolárního prostoru. Tyto dávky zajišťují velmi malé dechové objemy při vysokých frekvencích a zejména krátkých inspiračních časech, které pak umožňují výrazně prodloužit expirium. V porovnání s ostatními ventilačními módy umožňuje tato metoda lepší alveolární ventilaci a oxygenaci, zejména u onemocnění malých dýchacích cest. Tyto tlakově řízené ventilátory Life Pulse i 3100A nejsou výrobci vybaveny senzory pro měření dechových objemů. Pro monitoraci dechových objemů HFOV 7

je možné použít komerčně dostupný monitor Florian (Acutronic, Švýcarsko), ale jeho výroba již byla ukončena. Absence informace o dechovém objemu při HFJV komplikuje iniciální nastavení ventilátoru (v současné době se provádí, mimo jiná doporučení, dle dostatečných vibrací hrudníku), vedení samotné vysokofrekvenční ventilace v konečném důsledku způsobuje obtížné udržování požadované kapnie. Vzhledem k významu V T (Tidal Volume dechový objem) se lze domnívat, že monitorace tohoto parametru se v budoucnu musí stát nedílnou součástí ventilátorů. Dosavadní výsledky studií poukazují na zlepšování oxygenace pacienta při HFOV, pro zlepšení eliminace CO 2 se naopak jeví vhodnější HFJV. Vedení ventilace musí být, zvláště pak u extrémně nezralých novorozenců, šetrné a bez extrémních výchylek O 2 a zejména CO 2, které ovlivňují acidobazickou rovnováhu a další významné pochody v organizmu. Pro sledování vývoje parciálních tlaků O 2 a CO 2 se v klinické praxi používá analýzy krevních plynů na základě krevních odběrů, jejíž množství je ale limitováno [5] [9] [10]. Existují přístroje pro kontinuální monitoraci O 2 a CO 2 v krvi, tyto přístroje jsou velmi drahé a v klinické praxi zřídka používané z důvodu značného rizika pro pacienta [5]. Častější je využití kontinuálního transkutánního monitorování parciálních tlaků krevních plynů, tzv. tcpo 2 a tcpco 2, využívající Clarkovu kombinovanou elektrodu. Při měření je však elektroda zahřívána, často až na teplotu 43 C, což může vézt až k popálení křehké pokožky neonatologického pacienta. Proto se musí každé 3-4 hodiny měnit místo měření. Využitelnost metody je limitována kvalitou pokožky pacienta [9] [10]. Klíčovým parametrem pro nastavení požadované kapnie je při HFV dechový objem V T. Eliminované množství CO 2elim odpovídá součinu f. V T 2 [15]. Z práce Pachla a Roubíka [31] vyplývá, že distribuce dechového objemu mezi jednotlivé generace bronchů a alveoly v plicích je na frekvenci ventilace téměř nezávislá. Zároveň dechový objem ovlivňuje alveolární ventilaci, přičemž zvětšování dechového objemu zvyšuje kyslíkový gradient na alveolokapilární membráně [6]. Práce, zabývající se monitorací dechových objemů neonatologického pacienta při HFOV [9] poukazuje na zlepšení celkového managementu vedení ventilace. Naopak, práce o monitoraci neonatologického pacienta při HFJV nebyla do současné doby publikována. Lze se domnívat, že kontinuální měření dechového objemu při HFJV zásadně rozšíří informace o vedené ventilaci a přispěje k optimalizaci jejího nastavení. Proto je třeba nalézt a experimentálně ověřit vhodnou metodu pro kontinuální měření průtoku a dechových objemů při HFJV. Zde uvedenou problematikou se zabývá tato dizertační práce. 8

2 TRYSKOVÝ VENTILÁTOR PRO NOVOROZENCE LIFE PULSE Jediným klinicky používaným vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem pro neonatologické a pediatrické pacienty na světě je Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah). Ventilátor Life Pulse (Obr. 1) je mikroprocesorem řízený ventilátor pro tlakově limitovanou a časově cyklovanou ventilaci pacienta pomocí ohřátého a zvlhčeného plynu. Obr. 1 Tryskový ventilátor pro novorozence Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) [34] Ventilátor Bunnell Life Pulse umožňuje nastavit níže uvedené parametry: PIP maximální špičkový tlak inspiria nastavitelný v rozsahu 8 50 cmh 2 0 Rate dechová frekvence nastavitelná v rozmezí 240 660 dechů/min On-Time doba trvání inspiria, nastavení je možné v rozsahu 0,02 0,034 s. V klinické praxi se zmíněný ventilátor standardně používá zapojený v tandemu s ventilátorem konvenčním, který zajišťuje nastavení a udržení hodnoty pozitivního přetlaku na konci výdechu (PEEP positive end-expiratory pressure) 9

a zároveň generuje konvenční dechy pro zajištění oxygenace a recruitmentu plic [34]. 2.1 Popis ventilačního okruhu Při použití HFJV ventilátoru Life Pulse je nutné současné použití dvou ventilačních okruhů (okruh CV a HFJV ventilátoru), které se vzájemně propojí v klíčové prvku zvaném Life Port. Life Port je plastový kónický díl, ve kterém je implementována tryska (Jet Port), která ústí do prostoru pro připojení endotracheální kanyly. Průměr vyústění plastového dílu se liší v závislosti na použité ETC. Na protilehlé straně, oproti trysce, je umístěn kanál pro měření tlaku plynů ve ventilačním okruhu. Nad těmito vstupy je tělo Life Portu rozšířeno na standardizovaný průměr 15 mm pro připojení CV ventilačního okruhu pomocí spojky Y. Celkové řešení je znázorněno na Obr. 2 níže. Obr. 2: Adaptér Life Port. Upraveno dle [19]. Konvenční ventilační okruh je protékán konstantním průtokem zvlhčeného plynu. Tím je zajišťován PEEP v respiračním systému a případné konvenční dechy. Okruhem tryskového ventilátoru je přiváděna směs plynu pod vysokým, konstantním, tlakem k ventilu přerušovači průtoku (Patient Box), který určuje dobu trvání inspiria a respirační frekvenci. Do trysky pak vstupují jednotlivé dávky plynu, které vytváří dechové objemy, které se skládají z objemu plynu proudícího tryskou a plynem, který je strhnut z okolí trysky, resp. strhnut z CV okruhu s konstantním průtokem plynu. 10

Obr. 3: Uspořádání HFJV a CV ventilátorů. Propojení ventilačních okruhů je realizováno pomocí armatury Life Port Výše popsaný HFJV systém neobsahuje mechanické ventily, proto je kdykoli v průběhu ventilačního cyklu možná spontánní ventilace pacienta do exspiračního ramene konvenčního ventilačního (CV) okruhu. Nevýhodou popisovaného systému je možnost vzniku nežádoucího přetlaku na konci exspiria tzv. auto PEEP, kdy při vyšších frekvencích není dokončeno pasivní expirium a dochází k postupné a nežádoucí inflaci plíce. 2.2 Místa měření průtoku ventilační směsi Jak již bylo zmíněno, neonatologický HFJV ventilátor Life Pulse disponuje pouze monitoringem tlakových veličin. Iniciální a následné vedení ventilace je obtížné, zejména z důvodu absence monitoringu dechových objemů, dodávaných do plic pacienta. Z principiálního hlediska je možné uvažovat pouze dvě možná místa pro měření dechových objemů, jak je patrné z uvedeného obrázku č. 4. 1. Měření v inspirační části snímač umístěn v ETC pacienta (oblast 1), resp. snímač průtoku je umístěn mezi tryskou a ETC. Senzor průtoku registruje veškerý objem (V T CELK. ) plynu proudící do a z pacienta, lze považovat za absolutní měření dechových objemů. 11

Obr. 4: Možná místa měření průtoku inspirované a exspirované ventilační směsi v okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse. Volně dle [34] 2. Měření v expirační části snímač průtoku umístěn mezi tryskou a ventilačním okruhem CV, což odpovídá oblasti 2 v Obr. 4. Senzor průtoku umístěný v této oblasti zaznamená pouze celkové expirium. Při inspiriu lze detekovat pouze objem plynu, který je stržen tryskovým proudem z okruhu CV. To znamená, že absolutní hodnotu inspirovaného plynu nelze měřit a formu měření v této části ventilačního okruhu lze považovat za relativní. Měření průtoku v inspirační části (oblast 1), zde uvažované absolutní měření, představuje řadu výhod, např. v podobě možnosti použití veličiny V T k sledování pacientovy minutové ventilace, ke sledování velikosti úniků plynu (leak), zároveň je pro obsluhující lékařský personál absolutní měřená hodnota V T konkrétně přestavitelná. Z hlediska možných senzorů použitelných v ETC o průměru 2,5 3,5 mm je však nutné uvažovat vliv použitého senzoru na specifické proudění plynů 12

generovaných tryskovým ventilátorem a v klinické praxi používané respirační frekvence dosahující hodnoty až 660 dechů/min. 3 CÍLE PRÁCE Hlavním cílem disertační práce je navrhnout, realizovat a otestovat systém pro kontinuální měření průtoku a dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci přístrojem Bunnell Life Pulse, určenému pro ventilaci novorozeneckých pacientů všech váhových kategorií. Dílčí cíle práce byly stanoveny následovně: 1. Navrhnout a realizovat snímač průtoku pro monitoraci inspirovaných a exspirovaných dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci novorozenců. 2. Navrhnout a realizovat měřicí systém ventilačních parametrů HFJV pro novorozence. 3. Experimentálně ověřit chování snímače průtoku z hlediska ovlivnění průběhu tlakových pulsů generovaných tryskou a z hlediska možného narušení schopnosti eliminovat CO 2 z plic pacienta. 4. Pomocí animálního modelu otestovat použitelnost řešení v klinické praxi. 13

4 SNÍMAČ PRO MONITORACI PRŮTOKU PŘI HFJV Při analýze možností umístění senzoru průtoku do okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Bunnell Life Pulse uvedeného na Obr. č. 4, byly identifikovány dvě možnosti (oblasti) umístění senzoru. Vzhledem k požadavku na absolutní měření dechových objemů, vyplývající z definovaného cíle č. 1, je nutné umístění senzoru průtoku mezi endotracheální trubici a trysku umístěnou v armatuře Life Port. Pro snímání průtoku při HFJV byla zvolena tlaková diferenční clona. 4.1 Clona Tlaková diferenční clona je plochá deska s otvorem umístěná v přímém úseku potrubí. Průměr otvoru, tzv. clonový kotouč, způsobuje změnu v rychlosti proudění plynu a jeho tlaku. Před a za clonovým kotoučem jsou umístěna odběrná místa pro měření tlaků, z jejíž diference lze určit rychlosti proudění plynu. Odběrná místa se umísťují do míst s největším tlakovým úbytkem. Obr. 5: Tlaková diferenční clona řez (vlevo), realizované provedení (vpravo) Uvedená clona byla vyrobena z nerezavějící oceli třídy 17, která je běžně používána k výrobě chirurgických nástrojů. Volbou materiálu byly zajištěny stabilní vlastnosti materiálu a zejména schopnost chemické i tepelné sterilizace tlakové diferenční clony. Uvedené provedení clony představuje navýšení mrtvého prostoru ventilačního okruhu o 0, 212 ml. Charakteristika clony je uvedena níže. 14

20 15 10 5 Q [l/min] 0-5 -10-15 -20-4 -3-2 -1 0 1 2 3 P [kpa] Obr. 6: Celková charakteristika tlakové diferenční clony Funkce aproximující průběh inspiria: Qinsp = 9, 455. P 0,5233 (1) Funkce aproximující průběh exspiria: Qexsp = 8, 513. P 0,4921 (2) 5 MĚŘICÍ SYSTÉM VENTILAČNÍCH PARAMETRŮ HFJV Experimentální měřicí systém imon je měřicí aparatura zkonstruovaná pracovníky FBMI, sloužící jako univerzální měřicí zařízení, využitelné pro kontinuální sledování a záznam až 6 různých tlaků zároveň, při konvenční nebo vysokofrekvenční plicní ventilaci. Systém je založen na A/D převodníku USB NIDAQ 6009 (National Instruments, Austin, Texas), ke kterému se připojují tlakové senzory s příslušnými elektronickými obvody, které zajišťují impedanční přizpůsobení, zesílení a základní filtraci snímaného signálu. Toto uspořádání zaručuje plné využití 12 - bitového rozsahu A/D převodníku. Pro vizualizaci průběhu signálů a jejich ukládání do PC je využito softwaru Lab View Signal Express (National Instruments, Austin, Texas). 15

Obr. 7: Experimentální měřicí systém imon 5.1 Měřicí kanál pro měření průtoku při HFJV Vzhledem k známé velikosti tlaků, které je třeba měřit při vysokofrekvenční tryskové ventilaci ventilátorem Life Pulse, byl použit senzor 26PC01 (Honeywell, Freeport, Illinois) s rozsahem měření 1 psi (6,9 kpa). Uvedený senzor je určen pro snímání diference tlaků, zároveň jeho konstrukce umožňuje měřit i zvlhčený plyn. Napájení senzoru je vyžadováno stabilizované, nesymetrické + 10 V. Výstup senzoru je napěťový, s převodem 1 V = 2 kpa. Pro plné využití rozsahu A/D převodníku NIDAQ 6009 je žádoucí snímaný signál impedančně přizpůsobit a zesílit, což je realizováno ve dvou stupních. Impedanční přizpůsobení je zajištěno přístrojovým zesilovačem INA 128 (Texas Instruments, Tuscon, Arizona), s nastaveným ziskem 1. Druhý stupeň, tvořený operačním zesilovačem INA 129 (Texas Instruments, Tuscon, Arizona) zajišťuje zesílení signálu s možností jemné korekce a úpravu offsetu. Použité zapojení je uvedeno na schématu obr. 8. 16

Obr. 8: Schéma zapojení měřicí linky 6 EXPERIMENT IN VITRO STUDIUM VLIVU CLONY NA OVLIVNĚNÍLIVNĚNÍ TLAKOVÝCH PARAMETRŮ UVNITŘ MODELU PLIC Cílem tohoto experimentu bylo zjistit míru ovlivnění tlakových parametrů vysokofrekvenční ventilace při vložení tlakové diferenční clony do okruhu neonatálního vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Bunnel Life Pulse. 6.1 Metody Experimentální sestava vychází ze standardně zapojeného vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) se standardním konvenčním ventilátorem AVEA (Carefusion, Yorba Linda, California). Respirační systém pacienta byl modelován pomocí utěsněné rigidní nádoby s poddajností 2,87 ml/cmh 2 O, s endotracheální kanylou o průměru 3 mm, a portem pro sledování tlaku uvnitř modelu. V rámci experimentu byl použit standardní ventilační okruh Bunnell s Life Port adaptérem 3 mm. Tlak byl měřen v modelu plic (rigidní nádoba) a pomocí měřicí odbočky i v Life Port adaptéru, viz Obr. 9. Zaznamenávána byla střední hodnota tlaku a špičková hodnota tlaku, vždy po dobu minimálně 1 min. Měřicí porty na cloně byly zaslepeny. Při měření byly nastaven PEEP = 5 cmh 2 O, PIP = 20 cmh 2 O, t i = 20 ms, hodnoty byly udržovány po celou dobu konstantní. Respirační frekvence byla nastavována v rozsahu 4-11 Hz s krokem 1 Hz. Měření bylo vždy desetkrát opakováno a výsledky průměrovány. 17

Pro simultánní měření dvou tlaků zároveň byla použita aparatura imon s tlakovými senzory 26PC01 (Honeywell, Freeport, Illinois) s měřicím rozsahem 1 psi. Signály ze senzorů jsou zesíleny přístrojovými zesilovači INA 128 (Texas Instruments, Tuscon, Arizona) a zaznamenávány multifunkční měřicí kartou NIDAQ 6009 (National Instruments, Austin, Texas), s nastavenou vzorkovací frekvencí 1 khz. Pro analýzu signálů byl použit software Lab VIEW Signal Express (National Instruments, Austin, Texas). Obr. 9: Uspořádání experimentu pro studium ovlivnění tlakových parametrů uvnitř simulované respirační soustavy novorozence při vysokofrekvenční tryskové ventilaci Experiment byl realizován vždy v uspořádání bez vložené clony a následně s clonou vloženou do okruhu. Tlaková diferenční clona byla umístěna mezi jet adapter a endotracheální kanylu, což je vyobrazeno na Obr. 9. 6.2 Výsledky experimentu Při experimentu byla zaznamenávána střední hodnota tlaku a špičková hodnota tlaku, vždy po dobu minimálně 1 min, měření byla opakována desetkrát a následně průměrována. Výsledky jsou uvedeny v Tabulce 1 a graficky prezentovány na Obr. 10. Realizovaný experiment poukazuje na negativní ovlivnění ventilačních parametrů (tlaků a objemů) vloženou clonou. Pokles tlaku v modelu plic je dán trvalou tlakovou ztrátou, způsobenou změnou rychlosti proudění v endotracheální kanyle vlivem vložené clony, která navyšuje průtočný odpor celé sestavy. Jak je patrné z grafické závislosti úbytků tlaků uvedených na Chyba! Nenalezen zdroj odkazů., trvalá tlaková ztráta je značně frekvenčně závislá. Snížení tlakové 18

tlak [cmh 2 O] amplitudy uvnitř modelu respirační soustavy v případě zapojené clony v samotném důsledku vede ke snížení dodávaného dechového objemu V T. Tento fenomén by v klinické praxi velmi pravděpodobně negativně ovlivnil tlak na alveolo-kapilární membráně, což by vedlo k poklesu parciálního alveolárního tlaku kyslíku PAO 2 a tím by byla snížena oxygenace organismu [16][27]. Řešením je kompenzace tlakového úbytku, který by vyrovnal tlakové ztráty [43]. Tabulka 1: Závislost poklesu tlaků na respirační frekvenci Respirační frekvence [Hz] ΔP mean [cmh2o] Tlakový pokles 4 1,34 2,31 5 0,77 1,77 6 0,51 1,69 7 0,59 1,78 8 0,92 1,86 9 1,12 1,96 10 1,45 2,35 11 1,74 2,57 ΔP ampl. [cmh2o] 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 Respirační frekvence [Hz] deltapmean deltapampl Obr. 10: Grafická závislost úbytků tlaků zapojení clony do okruhu HFJV 19

7 EXPERIMENT IN VITRO TEST FUNKČNOSTI A PŘESNOSTI MĚŘENÍ DECHOVÝCH OBJEMŮ POMOCÍ TLAKOVÉ DIFERENČNÍ CLONY Cílem experimentu bylo zjistit vzájemný vztah mezi měřeným objemem inspirovaného plynu pomocí diferenční clony a skutečným dodaným objemem do rigidního modelu plic. 7.1 Uspořádání experimentu Experimentální sestava je tvořena HFJV ventilátorem Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) a k němu v tandemu připojeném konvenčním ventilátorem BabyLog VN 500 (Dräger, Lübeck, Německo). Za tryskou, umístěnou v adaptéru Life Port 3 mm, je připojena tlaková diferenční clona a pomocí endotracheální kanyly ETC o průměru 3 mm je sestava připojena k rigidnímu modelu novorozeneckých plic, s poddajností C = 2,87 ml/cmh 2 O, viz Obr. 11. V rigidním modelu plic je dále vstup pro kontinuální měření tlaku uvnitř modelu, ze kterého je na základě vztahu pro výpočet adiabatické poddajnosti početně stanoven dodaný objem. C 0 = dv κ dp (3) Záznam průběhů tlaků uvnitř modelu a rozdíl tlaků vznikající v důsledku proudění plynu diferenční clonou je zajištěn experimentální aparaturou imon s příslušným PC a SW Lab View Signal Express (National Instruments, Austin, Texas). Tímto uspořádáním, s dvoukanálovým záznamovým systémem imon, je zajištěna časová synchronizace zaznamenávaných dat. Nastavení přístrojů: HFJV: PIP = 20 cm H 2 O T i = 0,02s. Respirační frekvence: 240, 300, 360, 420, 480, 540, 600, 660 dechů/min. CV: PEEP = 5 cmh 2 O, průtok (flow) = 5 L/min. FiO 2 = 21 %, zvlhčování plynu nebylo v použito. 20

CV Whisper Jet Bunnell LIFE PULSE imon PC Obr. 11: Uspořádání experimentu pro ověření přesnosti měřených dechových objemů pomocí tlakové diferenční clony 7.2 Výsledky experimentu Zjištěním experimentu je silná závislost mezi dechovým objemem měřeným pomocí centrické diferenční clony a dechovým objemem dodaným do rigidního modelu plic. Koeficient korelace (0,996) se těsně blíží 1, což poukazuje na zcela přímou závislost změřených parametrů. Velikost relativní chyby měření se pohybuje do 7 %. Tato skutečnost je zřejmě způsobena nízkou citlivostí clony na nízké průtoky plynu. Kompenzaci uvedené chyby lze realizovat dodatečnou matematickou korekcí v SW aplikaci určené pro výpočet dechových objemů. Obdobným měřením se zároveň zabýval výrobce ventilátoru Life Pulse s použitím Fleischova pneumotachografu, který má oproti zde použité cloně lineární charakteristiku průtok - tlak ale výrazně vyšší průtočný odpor. Zjištěné výsledky jsou v souladu s interním materiálem výrobce [45]. 21

Dechový objem [ml] Analýza dechových objemů 2 1,5 1 0,5 Clona Model 0 240 300 360 420 480 540 600 660 Respirační frekvence [dechy/min] Obr. 12: Grafická závislost dechových objemů měřených clonou a v závislosti na použité respirační frekvenci. 8 EXPERIMENT IN VITRO VLIV TLAKOVÉ DIFERENČNÍ CLONY V OKRUHU HFJV NA ELIMINACI CO2 Jak prokázal experiment uvedený v kapitole 6, tlaková diferenční clona použita jako senzor průtoku plynu, vykazuje ve ventilačním okruhu trvalou tlakovou ztrátu, kterou je ale možné kompenzovat nastavením vyššího inspiračního tlaku na použitém vysokofrekvenčním tryskovém ventilátoru. Lze předpokládat, že trvalá tlaková ztráta, způsobená senzorem průtoku, ovlivní charakter řízených tryskových dechů a tím i schopnost účinně eliminovat CO 2 z plic pacienta, resp. modelu respirační soustavy nezralého novorozence vybavené zdrojem CO 2. Cílem experimentu je zjistit, zda tlaková ztráta způsobená senzorem průtoku ovlivní eliminaci CO 2 a zda je možné případné změny kompenzovat. 8.1 Uspořádání experimentu Laboratorní experiment využívá HFJV ventilátor Life Pulse (Bunnell Inc., Salt Lake City, Utah) a k němu v tandemu připojený konvenční ventilátor BabyLog VN500 (Dräger Medical, Lübeck, Německo). Za tryskou je připojena tlaková diferenční clona a pomocí ETC o průměru 3 mm je sestava připojena k rigidnímu modelu novorozeneckých plic, s poddajností C = 2,87 ml/cmh 2 O. V modelu plic jsou zajištěny 4 vstupy pro: 22

dávkování CO 2 kontrolované pomocí průtokoměru VT Mobile (Fluke, Cleveland, Ohio), měření tlaku uvnitř modelu, odběr vzorku plynu pro analýzu CO 2 a jeho návrat zpět, návrat analyzovaného vzorku plynu zpět do modelu plic. Kapnometrická analýza je prováděna pacientským monitorem DATEX Ohmeda S5 (GE Medical, Helsinki, Finsko) s plynovým modulem E-CAIOV (GE Medical), záznam měření pomocí SW S5 Collect (GE Medical) Kontinuální monitoraci tlaku uvnitř modelu a průtoku generovaného HFJV zajišťuje experimentální aparatura imon. Celkové uspořádání je znázorněno na Obr. 13. Obr. 13: Uspořádání experimentu pro sledování průběhu eliminace CO2 23

koncentrace c CO 2 [%] V rámci experimentu bylo použito nastavení vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru Life Pulse zohledňující krajní možné dechové frekvence, tzn. minimální a maximální možnou frekvenci, zároveň byla použita frekvence ze středu zmíněného frekvenčního intervalu pro níže uvedené konfigurace zapojení a nastavení ventilátoru. Dávkování (produkce) CO2 do modelu plic bylo nastaveno na 100 ml/min. Průběhy koncentrací CO 2 z jednotlivých nastavení dechových frekvencí a situací (bez clony, s clonou, s clonou - kompenzace) byly analyzovány pomocí nástroje Matlab Curve Fitting Tool (Mathwork, Natick, Massachusetts). Vzhledem k charakteru průběhu koncentrace CO 2 byla pro analýzu použita níže uvedená rovnice. c(co 2 ) = c f (1 e t τ) (3) kde cf je parametr nejvyšší dosažené hodnoty koncentrace CO 2 a τ je časová konstanta. 8.2 Výsledky experimentu 30 25 20 15 10 5 0 0 150 300 450 600 750 900 1050 1200 1350 1500 čas [s] SC BC SCK Obr. 14: Ukázka průběhu koncentrace CO2 při nastavené respirační frekvenci 420 dechů/min. Hodnoty parametru c vyjadřujícího konečnou koncentraci CO2 (%) v závislosti na respirační frekvenci, pro konfiguraci bez clony (BC), s clonou (SC), s clonoukompenzace (SCK). 24

τ [s] c f [%] 30 25 20 15 10 5 BC SC SCK 0 240 420 660 Respirační frekvence [dechy/min] Obr. 15: Hodnoty parametru cf v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr cf vyjadřuje ustálenou koncentraci CO2 v závislosti na respirační frekvenci pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK) 250 200 150 100 50 BC SC SCK 0 240 420 660 Respirační frekvence [dechy/min] Obr. 16: Hodnoty parametru τ v závislost na nastavené respirační frekvenci. Parametr τ vyjadřuje zjištěnou časovou konstantu (s) v závislosti na respirační frekvenci pro konfiguraci ventilačního okruhu bez clony (BC), s clonou (SC), s clonou-kompenzace (SCK) 25

Hlavním zjištěním tohoto experimentu je potvrzení domněnky, že clona vložená do ventilačního okruhu vysokofrekvenčního tryskového ventilátoru zásadně narušuje schopnost eliminace CO 2 z modelu plic. Zúžení uvnitř clony zásadně navyšuje průtočný odpor, ovlivňuje charakter proudění a generuje trvalou tlakovou ztrátu. V samotném důsledku dochází k zadržování CO 2 uvnitř modelu. V případě kompenzace tlakových ztrát generovaných clonou je schopnost eliminace CO 2 z modelu obnovena. 9 ANIMÁLNÍ EXPERIMENTY Cílem experimentu je ověřit vliv experimentálně navrženého senzoru průtoku pro monitoraci dechových objemů na eliminaci CO 2 při HFJV a zjistit možnosti kompenzace případných negativních důsledků, vyplývajících z jeho použití. 9.1 Realizace experimentů Animální experimenty probíhaly na Fyziologickém ústavu 1. lékařské fakulty University Karlovy, byly schváleny Odbornou komisí pro laboratorní zvířata 1. LF UK ve shodě se zákonem č. 246/1992 Sb., na ochranu zvířat proti týrání a jeho pozdější úpravou podle zákona č. 77/2004 Sb. České republiky, pod číslem MSMT 14076/2015-15 (Vliv neonatální clony HFJV na výměnu respiračních plynů). Experimenty byly realizovány na souboru 8 králíků (holandský bílý), samic, o váze 1,1 1,5 kg. Zvířata byla chována za standardních podmínek (teplota prostředí 23 ± 1 C, relativní vlhkost 60 %, světlo 12 hod/tma 12 hod). Zvířatům bylo podáváno anestetikum intramuskulárně injekcí roztoku ketaminu (Narkamon) 75mg/kg a Xylazinu (Rometar) 5mg/kg a dále udržována pravidelnými dávkami ketaminu 40mg/kg/30 min po celou dobu experimentu. Potlačení spontánního dýchání bylo zajištěno injekčním podáváním Pipekuronium (Arduan), bolusovými dávkami 50 μg/kg/60 min. Dále bylo intravenózně podáván heparin, 150 IU/hod. Pomocí kanyl 26 G (BD Medical) byly zajištěny arteriální a žilní vstupy. Léčiva byla podávána do v. auricularis marginalis, měření tlaku (IBP) a odběry krevních vzorků pro analýzu krevních plynů pomocí acidobazického analyzátoru AVL Compact 3 (Rosche Diagnostic) byly prováděny z a. auricularis centralis. Zvířata byla umístěna na laboratorním stole a jejich pozice byla fixována během celého experimentu. K udržování tělesné teploty zvířete T = 37 ± 0,2 C byla použita vyhřívaná dečka. Tím byla zajištěna neměnnost rychlosti metabolických procesů. Pomocí bed-side monitoru životních funkcí S/5 (Datex 26

Ohmeda, GE Medical), byla zajištěna monitorace 3 svodového EKG, tepové frekvence, saturace krve kyslíkem SpO 2, tělesné teploty a arteriálního tlaku krve (IBP). Zvířatům byl ve formě spreje podán do dýchacích cest 10% roztok lidokainu, následně byla zvířata intubována metodou naslepo v pronační poloze se zakloněnou hlavou, neonatální endotracheální kanylou (ETC) bez těsnicí manžety o průměru 3mm (Vygon), délka zasunutí ETC 9 cm (měřeno u řezáků). Ventilační podpora byla zajišťována vysokofrekvenčním tryskovým ventilátorem Life Pulse (Bunnell Inc.) a v tandemu připojeným konvenčním ventilátorem BabyLog VN 500 (Dräger Medical). V rámci experimentu byly sledovány expanze hrudníku animálního modelu pomocí tlakové manžety, určené pro měření NIBP (neinvazivní krevní tlak). Manžeta byla standardně nafouknuta na tlak 3 cmh 2 0. Tlakové změny v manžetě způsobované inflací plynu do plic modelu byly kontinuálně monitorovány pomocí experimentálního měřidla tlaků imon (FBMI ČVUT). Při experimentu byl použit monitor transkutánních krevních plynů TCM TOSCA (Radiometer) s kombinovanou elektrodou O 2 /CO 2 pro kontrolní sledování trendu vývoje krevních plynů. Obr. 17: Uspořádání animálního experimentu 27

Obr. 18: Animální experiment v laboratoři Průběh experimentu byl následující: 1) Ventilace animálního modelu na požadované frekvenci v uspořádání bez clony (BC) 2) Ventilace animálního modelu na požadované frekvenci v uspořádání s clonou (SC) 3) Ventilace animálního modelu na požadované frekvenci v uspořádání s clonou, včetně kompenzace (SCK) Ventilace animálního modelu byla realizována na frekvencích 240, 420 a 660 dechů/min. 9.2 Výsledky Pro posouzení vlivu senzoru průtoku plynu pro vysokofrekvenční tryskovou ventilaci na eliminaci CO 2 a další fyziologické parametry animálního modelu byly použity výsledky analýzy krevních plynů. Z výsledků je patrné narušení eliminace CO 2 z plic animálního modelu při všech použitých ventilačních frekvencích. 28

Zhoršená eliminace oxidu uhličitého vede k jeho zadržování uvnitř těla animálního modelu a ovlivnění vnitřního prostředí, které je v tomto experimentu popisováno parametrem ph. V případě správné kompenzace ztrát v podobě navýšení tlakových impulsů se sledované parametry navrací do výchozích hodnot. Obr. 19: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 240 dechy/min. Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou kompenzace (SCK). Obr. 20: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 420 dechy/min. Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou kompenzace (SCK). 29

Obr. 21: Grafické znázornění sledovaných parametrů králíků (n=8) při respirační frekvenci 660 dechy/min. Graf vyjadřuje medián, 25% a 75% kvantily, minimální a maximální hodnoty měřených či počítaných parametrů. Situace č. 1 je pro uspořádání bez clony (BC), č. 2 je situace s vloženou clonou (SC) a č. 3 je uspořádání s clonou kompenzace (SCK). 10 ZÁVĚR Předložená práce se zabývá návrhem, realizací a praktickým ověřením použitelnosti snímače průtoku respiračního plynu pro vysokofrekvenční tryskovou ventilaci novorozenců, realizovanou ventilátorem Life Pulse (Bunnell Inc. Salt Lake City, Utah). Pro tryskový generátor Life Port o průměru 3 mm, který je standardní součástí pacientského ventilačního okruhu, byla navržena a vyrobena centrická diferenční clona, která je s příslušnou elektronikou a softwarovým vybavením v podobě upraveného monitorovacího systému imon schopna měřit a zaznamenávat rychlé pulzy inspirovaného plynu a zároveň registrovat pasivní, pomalá, exspiria. Výsledky laboratorních testů potvrdily použitelnost clony pro měření průtoku plynů při HFJV, avšak pouze při kompenzaci nežádoucích ztrát tlaku, které jsou způsobeny trvalým tlakovým úbytkem na clonovém kotouči. Animální experimenty dále poukazují na fakt, že zavedení clony jako měřidla průtoku přímo v endotracheální kanyle je pro klinickou praxi značně rizikové a bez znalosti aktuálně potřebné tlakové kompenzace nebezpečné pro pacienta. Na základě získaných výsledků a poznatků vzniká doporučení, umístit snímač průtoku pro sledování dechových objemů při vysokofrekvenční tryskové ventilaci přístrojem Bunnell Life Pulse do jiné, resp. do exspirační části ventilačního okruhu, a to i za cenu měření pouze relativních velikostí dechových objemů. 30

LITERATURA [1] W. Northway, R. Rosan and D. Porter. Pulmonary Disease Following Respirator Therapy of Hyaline-Membrane Disease. New England Journal of Medicine. 1967, vol. 276, no. 7, pp. 357 368. ISSN 1533-4406. [2] A. Jobe. The New Bronchopulmonary Dysplasia. Current Opinion in Pediatrics. 2011, vol. 23, no. 2, pp. 167 172. ISSN 1040-8703. [3] T. Gomella, M. Cunningham and F. Eyal. Neonatology: Management, Procedures, On-Call Problems, Diseases, and Drugs. 7th Edition. New York: Mc Graw-Hill Profesional, 2009. ISBN 9780071768016. [4] J. Coalson. Pathology of new bronchopulmonary dysplasia. Seminars in Neonatology. 2015, vol. 8, no. 1, pp. 73-81, 2015. ISSN 1084-2756. [5] P. Rimensberger, M. Heulitt, J. Meliones, M. Pons and R. Bronicki. Mechanical Ventilation in the Pediatric Cardiac Intensive Care Unit: The Essentials: The Essentials. World Journal for Pediatric and Congenital Heart Surgery. 2011, vol. 2, no. 4, pp. 609 619. ISSN 2150-1351. [6] R. Polin, W. Fox and S. Abman. Fetal and neonatal physiology. 4th edition. Philadelphia: Saunders, 2011. ISBN 9781416034797. [7] S. Blackburn. Maternal, fetal, & neonatal physiology. 4 th edition. London: Elsevier Health Sciences, 2014. ISBN 9781437716238. [8] G. Cassell, K. Waites, H. Watson, D. Crouse and R. Harasawa. Ureaplasma urealyticum intrauterine infection: role in prematurity and disease in newborns.: role in prematurity and disease in newborns. Clin. Microbiol. Rev. 1993, vol. 6, no. 1, pp. 69 87. ISSN 0893-8512. [9] A. Slutsky and V. Ranieri. Ventilator-induced lung injury. The New England journal of medicine. 2013, vol. 369, no. 22, pp. 2126 36. ISSN 1533-4406. 31

[10] J. Ricard, D. Dreyfuss and G. Saumon, "Ventilator-induced lung injury.", The European respiratory journal. Supplement, vol. 42, pp. 2s-9s, 2003. [11] J. Ricard, D. Dreyfuss and G. Saumon. Ventilator-induced lung injury. Current Opinion in Critical Care. 2002, vol. 8, no. 1. ISSN 1070-5295. [12] R. Plavka, M. Dokoupilová, L. Pazderová, P. Kopecký, V. Sebron, M. Zapadlo and M. Keszler. High-frequency jet ventilation improves gas exchange in extremely immature infants with evolving chronic lung disease. American journal of perinatology. 2006, vol. 23, no. 8, pp. 467 72. ISSN 0735-1631. [13] A. Bancalari, T. Gerhardt, E. Bancalari, C. Suguihara, D. Hehre, L. Reifenberg and R. Goldberg. Gas trapping with highfrequency ventilation: Jet versus oscillatory ventilation: Jet versus oscillatory ventilation. The Journal of Pediatrics. 1987, vol. 110, no. 4, pp. 617 622. ISSN 0022-3476. [14] P. Rimensberger. Pediatric and Neonatal Mechanical Ventilation. Berlin Heidelberg: Springer-Verlag 2015 ISBN 978-3-642-01218-1. [15] S. Courtney and J. Asselin. High-frequency jet and oscillatory ventilation for neonates: which strategy and when. Respiratory care clinics of North America. 2006, vol. 12, no. 3, pp. 453 67. ISSN 1078-5337. [16] A. Lumb. Nunn s Applied Respiratory Physiology. Seventh Edition.. Toronto: Currchill Livingstone Elsevier, 2010. ISBN 978-0702029967. [17] W. Habre. Neonatal ventilation. Best Practice & Research Clinical Anaesthesiology. 2010, vol. 24, no. 3, pp. 353 364. ISSN 1521-6896. [18] O. Chowdhury and A. Greenough. Neonatal ventilatory techniques which are best for infants born at term?. Archives of medical science. 2011,, vol. 7, no. 3, pp. 381 7. ISSN 1734-1922. [19] Life Pulse High Frequency ventilator: Service manual. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011. 32

[20] M. Keszler. High-frequency Ventilation: Evidence-based Practice and Specific Clinical Indications: Evidence-based Practice and Specific Clinical Indications. NeoReviews. 2006, vol. 7, no. 5, pp. e234 e249. ISSN 1526-9906. [21] K. Roubík. Nekonvenční režimy umělé plicní ventilace. Košice, 2009. Habilitační práce. Fakulta Strojní, Technická universita v Košicích. [22] A. L. Bass, L. Andora, M. A. Gentile, J. P. Heinz, D. M. Craig, D. S. Hamel, and I. M. Cheifetz. Setting positive end-expiratory pressure during jet ventilation to replicate the mean airway pressure of oscillatory ventilation. Respiratory care. 2007, vol. 52, no. 1, pp. 50 55. ISSN 0020-1324. [23] C. Morley and M. Keszler. Ventilators do not breathe. Archives of disease in childhood. Fetal and neonatal edition. 2012, vol. 97, no. 6, pp. F392 4. ISSN 1359-2998. [24] M. Zimová-Herknerová and R. Plavka. Expired tidal volumes measured by hot-wire anemometer during high-frequency oscillation in preterm infants. Pediatric pulmonology. 2006, vol. 41, no. 5, pp. 428 33. ISSN 1099-0496. [25] R. Stachow. High-Frequency Ventilation Basic and practical Applications. Hamburg: Drägerwerk AG, 1995. ISBN 3-926762- 09-8. [26] Advantages of Life Pulse HFJV compared to other HFV. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011 [27] W. Boron. Medical physiology: a cellular and molecular approach. 2nd ed. International ed.. Philadelphia: Saunders/Elsevier, 2009. ISBN 9781437720174. [28] Z. Rožánková, M. Rožánek, M. Laviola, P. Kudrna and K. Roubík. Vliv průtočného odporu dýchacích cest a alveolární poddajnosti na dechový objem při vysokofrekvenční oscilační ventilaci. Lékař a Technika. 2014, vol. 44, no. 3, pp. 41 44. SSN 0301-5491. 33

[29] M. Klain and B. Smith. High frequency percutaneous transtracheal jet ventilation. Critical care Med. 1977, no. 5, pp. 280 287. ISSN 090-3493. [30] J. G. Webster. Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. Hoboken, NJ: John Wiley & Sons, Inc., 2006. ISBN 9780471732877. [31] J. Pachl and K. Roubík. Základy anesteziologie a resuscitační péče dospělých i dětí. Praha: Karolinum, 2003. ISBN 80-246- 0479-5. [32] Y. Henderson, F. Chillingworth and J. Whitney. The respiratory dead space. Am J Physiol Legacy Content. 1915, vol. 38, no. 1, pp. 1 19. ISSN 0002-9513. [33] M. Wood, E. Lin and J. Thompson. Flow dynamics using highfrequency jet ventilation in a model of bronchopleural fistula. British journal of anaesthesia. 2014, vol. 112, no. 2, pp. 355 66. ISSN 0007-0912. [34] Clinical Resources. Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2015. [Online]. Dostupné z: http://www.bunl.com/clinicalresources.html. [cit. 17. 10. 2015]. [35] J. Fredberg, J. Allen, A. Tsuda, B. Boynton, R. Banzett, J. Butter, J. Lehr and I. Frantz. Mechanics of the respiratory system during high frequency ventilation. Acta Anaesthesiologica Scandinavica. 1989, vol. 33, pp. 39 45. ISSN 1399-6576. [36] A. Slutsky, F. Drazen, R. Ingram, R. Khamm, A. Shapiro, J. fredberg, S. Loring and J. Lehr. Effective pulmonary ventilation with small-volume oscillations at high frequency. Science. 1980, vol. 209, no. 4456, pp. 609 671. ISSN 0036-8075. [37] J. Venegas, C. Hales and D. Strieder. A general dimensionless equation of gas transport by high-frequency ventilation. Journal of applied physiology.1986, vol. 60, no. 3, pp. 1025 30. ISSN 8750-7587. [38] S. Permutt, W. Mitzner and G. Weinmann. Model of gas transport during high-frequency ventilation. Journal of Applied 34

Physiology. 1985, vol. 58, no. 6, pp. 1956 1970. ISSN 8750-7587. [39] S. Orlíková. Měření průtoku tekutin principy průtokoměrů. Elektrorevue. 2001, vol 49. ISSN 1213-1539. [40] A. Numa and C. Newth. Anatomic dead space in infants and children. Journal of Applied Physiology.1985, vol. 5, no. 80, pp. 1455 1459. ISSN 8750-7587. [41] J. Ahluwalia, C. Morley and H. Wahle. Volume Guarantee: New Approaches in Volume Controlled Ventilation for Neonates. Lübeck: Dräger Medical GmbH, 2000. ISBN 3-926762-42-X. [42] M. Keszler and K. Abubakar. Volume Guarantee Ventilation. Clinics in Perinatology. 2007, vol. 34, no. 1, pp. 107 116.e4. ISSN 0095-5108. [43] P. Kudrna, M. Rozanek and B. Hribalova. Flow measuring during neonatal high frequency jet ventilation using orifice plate. Biomedical Engineering Biomedizinische Technik. 2014, vol. 59, pp. S252 S254. ISSN 1862-278X. [44] E. Richrads and B. Bunnell. Funfamentals of patient Management during HFJV. Clinical Resources. [online] 2008, p. 9. Dostupné z:http://www.bunl.com/uploads/4/8/7/9/48792141/fundamentals. pdf [45] Jet Tidal Volume Test. [online] Salt Lake City: Bunnell Incorporated, 2011 [cit. 1. 8. 2015] [46] J. Zvárová. Základy statistiky pro biomedicínské obory. 2. doplněné vydání. Praha: Karolinum, 2011. ISBN 9788024619316. [47] I. Chatziioannidis, T. Samaras and N. Nikolaidis. Electrical impedance tomography: a new study method for neonatal respiratory distress Syndrome? Hippokratia. 2011, vol. 15, no. 3, pp. 211 215. ISSN 1108-4189. [48] The Maltron Scheffield MK 3.5: Electrical Impedance Tomography (EIT). [online]. Essex: Maltron, 2015. Dostupné z: http://maltronint.com/eit/msmk35.php. [Accessed: 2015-10-17]. 35

VLASTNÍ PUBLIKACE K TÉMATU DISERTAČNÍ PRÁCE Kudrna, P. Rožánek, M. Hřibalová, B. Flow measuring during neonatal high frequency jet ventilation using orifice plate. Biomedizinische Technik/Biomedical Engineering. 2014, vol. 59, no. Issue s1, p. S252- S254. ISSN 0013-5585 B. Hřibalová, P. KUDRNA. The effect of orifice plate used as a flow meter on elimination of carbon dioxide in high frequency ventilation. In Poster 2015. Praha: ČVUT v Praze, Fakulta elektrotechnická, 2015. 36