Материал: vmTzDzuaeE

6

семинарах: на ежегодных научно-технических конференциях профессорскопреподавательского состава СПбГЭТУ «ЛЭТИ» (2012 – 2014 гг.), научнотехнических конференциях НТО РЭС им. А. С. Попова (2012 – 2014 гг.), 16-й всероссийской конференции «Математические методы распознавания образов» (Казань, 2013 г.), 11-ой международной конференции «Распознавание образов и анализ изображений» (РОАИ-11-2013) (Самара, 2013 г.), III международной заочной научно-практической конференции «Актуальные направления фундаментальных и прикладных исследований» (2014), 17-ой международной конференции по мягким вычислениям и измерениям (SCM’2014).

Публикации. По теме диссертации опубликованы 16 научных работ, из них – 6 статей (5 из 6 статей опубликованы в рецензируемых научных журналах и изданиях, определенных ВАК), 9 работ – в трудах международных и российских научно-технических конференций и симпозиумов, 1 работа – методические указания для лабораторных работ.

Структура и объѐм диссертации. Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, списка литературы, включающего 63 наименования. Основная часть работы изложена на 133 страницах машинописного текста. Работа содержит 69 рисунков и 14 таблиц.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Введение содержит обоснование актуальности темы диссертационной работы, формулировку цели и задач исследований, основные положения, выносимые на защиту, и определяет основное содержание работы.

В первой главе диссертации приводится описание основных параметров дыхания, используемых для мониторинга состояния системы дыхания в современных аппаратах ИВЛ. К ним относят давление в дыхательных путях (пиковое давление, давление плато (достигаемое в фазе инспираторной паузы, т.е. в тот момент, когда клапан вдоха уже закрыт, а клапан выдоха не открыт), ПДКВ (положительное давление в конце выдоха)), минутный объѐм, дыхательный объѐм (вдох, выдох), концентрацию О2 на

вдохе и СО2 на выдохе, частоту дыхания в минуту, механику лѐгких

(сопротивление дыхательных путей и растяжимость лѐгких), температуру вдыхаемой смеси. Графический мониторинг заключается в анализе изменяющихся во времени спирометрических кривых (поток, объѐм давление), а также в анализе петель «объѐм-давление», «поток-объѐм».

Проведенное исследование существующих моделей внешнего дыхания пациента при искусственной вентиляции лѐгких выявило модели, которые разработаны для управления процессом дыхания. Не было найдено моделей, используемых для вычисления значений параметров дыхания (сопротивления, растяжимости, постоянной времени). Рассмотрены

7

достоинства автоматизации процесса анализа состояния системы дыхания при ИВЛ.

Исследование российского рынка аппаратов и систем, обеспечивающих внешнее дыхание при ИВЛ, показало, что большая часть рынка представлена иностранными аппаратами. Российские аппараты в большей части не относятся к аппаратам экспертного класса, т.е. они не позволяют снабжать лѐгкие пациента газовой смесью в течение длительного времени (свыше 10 дней), включают в себя самые простые режимы вентиляции лѐгких. Необходимо отметить, что производители современных аппаратов ИВЛ заявляют точность оценки параметров ± 20%, что с одной стороны связано с низкой точностью измерений растяжимости и сопротивления, получаемых спирографами, а с другой – серьѐзным риском судебных исков для производителей медицинской техники. Если аппарат будет предлагать пользователю ошибочный вариант интерпретации полученных данных, то врач анестезиолог-реаниматолог, приняв на основании этой интерпретации ошибочное решение, может обвинить в своей ошибке предприятиеизготовитель аппарата.

Таким образом, возникает необходимость в разработке методов и алгоритмов для использования в современных аппаратах ИВЛ, которые обеспечат аппараты дополнительными диагностическими функциями, которые будут отвечать современным требованиям.

Во второй главе исследована двухкомпонентная физическая модель внешнего дыхания пациента при ИВЛ, которая широко используется в литературе по искусственному дыханию. Переходные процессы исследуемой модели можно анализировать с позиций теории управления. Для этого была разработана новая электрическая модель внешнего дыхания, которая позволяет использовать математические методы анализа переходных процессов в электрических цепях для анализа рассматриваемой системы. Основные электрические законы в электрической модели полностью эквиваленты пневматическим законам (см. таблицу 1).

Таблица 1 – Соответствие электрических параметров биомеханическим

8

Для анализа методов вычисления параметров внешнего дыхания (сопротивление дыхательных путей, растяжимость лѐгких, постоянная времени) были выбраны два режима дыхания наиболее часто используемые при ИВЛ. К ним относятся режим управления вдохом по объѐму (потоку) и режим управления по давлению. Для каждого режима разработана своя электрическая модель системы внешнего дыхания пациента при ИВЛ, которая позволила обосновать применяемые методы вычисления значений потока, давления, объѐма, сопротивления дыхательных путей, растяжимости лѐгких на вдохе и выдохе, которые можно встретить в литературе по искусственному дыханию, и выявить методы вычисления параметров внешнего дыхания пациента:

1.метод вычисления сопротивления на участке вдоха;

2.метод вычисления параметров дыхания на участке инспираторной

паузы;

3.метод вычисления параметров дыхания для способа управления вдохом по давлению;

4.метод вычисления параметров дыхания по текущим соседним отсчетам.

Для разработки метода и алгоритма вычисления значений параметров дыхания при ИВЛ в режиме реального времени был выбран последний метод, так как он позволяет учесть изменяющееся значение растяжимости в фазе вдоха. Интерес представляют несколько точек в 20, 50 и 80 % от максимального значения объѐма вдоха. Вычисление значений сопротивления

ирастяжимости осуществляется на участках 0÷20%, 40÷60 %, 80÷100 % от

максимального значений объѐма на вдохе циклически с шагом k с помощью следующих формул:

где k – номер отсчета сигнала, k – шаг, Pk, Fk, Vk, Ck, Rk – значения

давления, потока, объѐма, сопротивления, растяжимости в точке k соответственно, Pk+ k, Fk+ k, Vk+ k – значения давления, потока, объѐма в

точке (k+ k) соответственно. На каждом участке вычислялось среднее значение R и C.

Для борьбы с неустойчивостью сигналов, помехами и наличием спонтанного дыхания у пациента в разработанном методе использовано сочетание процедур скользящего усреднения циклов дыхания и полиномиальной аппроксимации. Как показали проведенные эксперименты (см. рисунок 1), сочетание этих процедур лучше справляется с помехами, чем, например, ФНЧ.

9

Рисунок 1 – Пример результатов расчѐта растяжимости и сопротивления: а), в), д) сигналы потока, давления и объѐма, пунктир – исходные сигналы, сплошная линия – сигналы после ФНЧ; б), г), е) сигналы потока, давления и объѐма, пунктир – исходные сигналы, сплошная линия – сигналы после процедуры синхронного усреднения; жирной линией показан фрагмент аппроксимации полиномом степени 2; ж), и) рассчитанные значения растяжимости C и сопротивления R, пунктир – по исходным сигналам, сплошная линия – с использованием ФНЧ; з), к) рассчитанные по усреднѐнному сигналу значения растяжимости и сопротивления, пунктир – по усреднѐнным сигналам, сплошная линия – с использованием полиномиальной интерполяции.

Для оценки достоверности предложенного метода использовались модельные сигналы с заданными значениями сопротивления, растяжимости, максимального объѐма и частотой дыхания в минуту, сгенерированные по общепринятому методу. Проведенные эксперименты показали, что при заданном значении сопротивления равном 5 мл/см вод. ст., ошибка

10

вычисления значения сопротивления и растяжимости не превышает 14%. При увеличении значения этого параметра, ошибка вычисления значения сопротивления увеличивается. Это обусловлено использованием физических моделей сопротивления. В них в трубку в качестве апертуры используется шайба с определѐнным диаметром. При увеличении значения сопротивления в трубке возникает турбулентность. Поэтому используемые физические модели применимы только для генерирования небольших значений сопротивления.

Разработанный метод был протестирован при вычислении значений внешнего дыхания на реальных сигналах, полученных в больницах СанктПетербурга. Для них известны контрольные значения сопротивления и растяжимости. Ошибка вычисления значений параметров дыхания составила от 2 до 14 %.

Таким образом, с помощью разработанной электрической модели внешнего дыхания удалось разработать метод вычисления параметров дыхания, который был использован в методе вычисления параметров дыхания по спирометрическим кривым (поток, объѐм, давление).

В третье главе рассмотрены методы оценки состояния системы дыхания. Первый метод предназначен для анализа еѐ состояния по спирометрическим кривым (потоку, давлению и объѐму). В результате разработки метода были решены следующие задачи:

предложен новый параметр, который учитывает изменение состояния дыхательной системы при ИВЛ;

проведена оценка достоверности определения обструктивных (связанных с необратимым ограничением воздушного потока в дыхательных путях, например, хроническая обструктивная болезнь лѐгких (ХОБЛ)) или рестриктивных (связанных с неспособностью лѐгких расширяться из-за потери эластичности, слабости дыхательных мышц, например, острый респираторный дистресс-синдром – ОРДС) нарушений дыхательных путей.

Второй метод заключается в анализе состояния дыхательной системы по петле «объѐм-давление» (рисунок 2). В основе него лежит метод построения сигнатур, при котором представление границы сводится к одномерной функции.

В разработанном методе проводится сравнительный анализ параметров, характеризующих особенности спирографических кривых:

-направление основной оси анализируемой петли «объѐм-давление» (tg α) или угловое отклонение от оси контрольного дыхательного цикла ( α);

-величина среднеквадратического отклонения σ спирограммы;

-ширина петли r (или оценка площади петли в фазе выдоха Sэ);

-выраженность артефактов Art.

Для оценки формы петли вычисляется среднеквадратическое отклонение между элементами функции сигнатуры рассматриваемой отклоненной петли и элементами выборки функции сигнатуры контрольной петли.