Содержание к диссертации
Введение
Глава I. Проблемы адаптивной искусственной вентиляции легких . 12
1.1. Физиологические аспекты внешнего дыхания 12
1.2. Системы и аппараты для искусственной вентиляции легких ... 19
1.3. К вопросу о моделировании состояния системы внешнего дыхания пациента 33
1.4. Вопросы автоматизации режима искусственной вентиляции легких 42
1.5. Постановка задач исследования 59
Глава II. Метод и система адаптивной искусственней вентиляции . 63
2.1. Структура биотехнической системы для адаптивной искусственной вентиляции легких 63
2.2. Математическая модель процесса внешнего дыхания при ИВЛ 72
2.3. Алгоритм адаптивного управления параметрами ИВЛ 84
2.4. Оценка устойчивости системы 89
Выводы 94
Глава III. Метрологическое обеспечение ИВЛ 96
3.1. Источники погрешности мониторинга физического состояния пациента 97
3.2. Оценка погрешности измерительного канала 106
3.3. Оценка погрешности канала управления исполнительными устройствами 127
Выводы 148
Глава IV. Разработка системы АИВЛ и ее экспериментальное исследование 150
4.1. Система ИВЛ с адаптивным управлением 150
4.2. Структура программного комплекса 155
4.3. Разработка и исследование БТИВС АИВЛ 162
4.4. Результаты экспериментальных исследований 173
Выводы 189
Основные результаты диссертации 190
Список литературы
- Системы и аппараты для искусственной вентиляции легких
- Алгоритм адаптивного управления параметрами ИВЛ
- Оценка погрешности измерительного канала
- Структура программного комплекса
Введение к работе
Актуальность темы. Большинство современных аппаратов и систем для искусственной вентиляции легких (ИВЛ) работают в режиме принудительной вентиляции пациента. Его легкие в течение заданного времени периодически «раздуваются» газовой смесью с заданными параметрами. При такой вентиляции с продолжительностью более 20 минут в тканях легких пациента, как правило, появляются механические повреждения, которые становятся причиной серьезных нарушений дыхания. К сожалению, сегодня отсутствуют системы, обеспечивающие адаптивную РІВ Л, при которой параметры вентиляции изменялись бы адекватно изменению состояния пациента, в них отсутствует обратная связь. Программное управление существующих систем ИВЛ не учитывает того, что организм человека представляет собой сложную, биологическую систему, параметры которой изменяются непрерывно и нелинейно. Использование адаптивной ИВЛ позволило бы снизить негативное, влияние принудительной вентиляции, повысит эффективность анестезии и реанимации.
Однако реализация метода и систем адаптивной вентиляции легких сегодня осложняется наличием ряда проблем.
Во-первых, для организации обратной связи в целях адаптивного управления необходимо знать, какие параметры дыхания пациента наиболее полно характеризуют состояние системы дыхания и эффективность ее работы. Возникает потребность в изучении взаимосвязей между параметрами внешнего дыхания и параметрами, которые характеризуют процесс газообмена, а в результате и оксигенацию крови в капиллярах легких. Все это вызывает необходимость в разработке математической модели, которая полно отражала бы газодинамические, биомеханические процессы и процессы газообмена, протекающие при дыхании.
Во-вторых, для реализации адаптивной вентиляции легких требуется синтезировать такую структуру биотехнической системы, которая учитывала бы наличие существующих приемов и режимов вентиляции легких, а так же обеспечивала бы необходимую надежность и безопасность работы всей системы при появлении в ее работе сбоя и ошибок в целях безопасности жизни пациента.
В-третьих, разрабатывая систему адаптивной вентиляции, необходимо знать кшшм образом будет организовано адаптивное управление системы, и какие этапы в нее должны быть включены. Это означает потребность в разработке метода адаптивной вентиляции. Он должен быть описан некоторым алгоритмом, который будет заложен в основу работы всей системы адаптивной ИВЛ.
Так как дыхание - жизненно важная функция организма, то система,, реализующая адаптивное управление параметрами дыхания должна обладать необходимой надежностью и устойчивостью работы. Это вызывает потребность в изучении факторов, влияющих на точность адаптивного управления и надежность работы системы, и разработке критериев, по которым можно бы оценивать устойчивость работы синтезируемой системы адаптивной ИВЛ.
Перечисленные проблемы составляют основу разработки компонентов инструментального, методического, информационного, метрологического и программно-алгоритмического обеспечения биотехнической системы адаптивной ИВЛ.
Целью данной работы является разработка метода и системы для адаптивной вентиляции легких, обеспечивающие вентиляцию легких с учетом изменяющегося физиологического состояния системы дыхания пациента,
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи: дать медико-техническое обоснование ИВЛ адаптивной, за счет использования контура управления на основе регистрации параметров внешнего дыхания; разработать метод адаптивной ИВЛ, обеспечивающий вентиляцию легких с учетом изменяющегося состояния пациента; произвести проектирование биотехнической системы для ИВЛ с адаптивным управлением по динамике параметров дыхания пациента; разработать интегральный критерий устойчивости работы системы адаптивной ИВЛ; создать программно-алгоритмическое обеспечение для реализации адаптивного управления по параметрам внешнего дыхания; провести экспериментальную апробацию предложенного метода, алгоритмов работы и системы адаптивной ИВЛ,
Объектом исследования являются система искусственной и вспомогательной вентиляции легких, предназначенная для использования в стационарных условиях в отделениях реаниматологии, анестезиологии и интенсивной терапии.
Предметом исследования является инструментальное, методическое и программно-алгоритмическое обеспечения системы, реализующие адаптивный режим управления ИВЛ.
Методы исследования. Исследование базируется на теории системного анализа и биотехнических систем, методологии моделирования физиологических систем организма, технологиях исследования метрологических характеристик измерительных устройств, методах оптимального анализа.
Новые научные результаты.
Автором получены следующие научные результаты:
1. Метод искусственной вентиляции легких с адаптивным управлением по параметрам внешнего дыхания, учитывающий динамику изменения кон- центрации кислорода на вдохе и выдохе, иллюминации углекислого газа и характер изменения параметров внешнего дыхания.
Биотехническая система адаптивной ИВ Л, обеспечивающая вентиляцию легких с учетом изменения состояния пациента в процессе вентиляции.
Алгоритм адаптивной ИВЛ, обеспечивающий лечебный процесс адекватный состоянию пациента.
Результаты исследования разрешающей способности и потоков информации в измерительном и управляющем контурах биотехнической измерительно-вычислительной системы (БТИВС);
5. Критерий устойчивости работы биотехнической измерительно- вычислительной системы для адаптивной искусственной вентиляции легких (БТИВС АИВЛ), основанный на учете потоков информации в измерительной и управляющей контурах системы.
Практическую ценность работы составляют:
Структура БТИВС ИВ Л с адаптивным управлением;
Аналитические соотношения для оценки потоков измерительной и управляющей информации;
Программные средства для измерения, обработки и управления параметрами внешнего дыхания;
Результаты экспериментального исследования режимов адаптивного управления искусственной вентиляцией легких.
Научные положения, выносимые на защиту:
1. Методика адаптивной искусственной вентиляции легких при непрерывно изменяющемся состоянии пациента должна основываться на учете динамики концентрации кислорода и на вдохе и выдохе, иллюминации углекислого газа, характера изменения частоты вдоха/выдоха, парциального давления кислорода, объемной скорости вентиляции и давления формируемой ды- хательной смеси. Дополнительно можно учитывать характер изменения напряжения кислорода и углекислого газа в венозной и артериальной крови.
2. Система для адаптивной ИВЛ должна содержать: измерительный модуль для учета динамики параметров внешнего дыхания пациента; блок обработки сигналов и формирования сигналов управления; аппарат ИВЛ; два контура управления, один из которых охватывает врача-анестезиолога и используется для задания необходимого режима вентиляции и его параметров, а второй контур - для адаптивного управления ИВЛ; программный комплекс, обеспечивающий мониторинг состояния пациента и требуемую надежность работы системы как в случае ухудшения состояния пациента, так и появления сбоев в работе всей системы.
Апробация работы. Основные результаты работы докладывались и обсуждались на следующих конференциях и семинарах: на ежегодных научно-технических конференциях профессорско-преподавательского состава СПбГЭТУ «ЛЭТИ» (2000 - 2005 гг.), научно-технической конференции НТО РЭС им. А. С. Попова (2003 - 2005 гг.), Международном симпозиуме «Электроника в медицине» (Санкт-Петербург, 2002 г.), Всероссийской научно-технической конференции «Компьютерные технологии в управлении, диагностике и образовании» (Тверь, 2002 г.), Г Международном конгрессе «Новые медицинские технологии» (Санкт-Петербург, 2001 г.). VII Международной конференции «Современные технологии обучения» (Санкт-Петербург, 2001).
Публикации. По теме диссертации опубликованы 15 научных работ, из них - 4 статьи, тезисы к 11-ти докладам на международных и российских научно-технических конференциях и симпозиумах.
В первой главе диссертации приводится обоснование использования адаптивной вентиляции легких и разработки систем для ее обеспечения.
Анализ процесса дыхания показал зависимость его эффективности от физиологического состояния человека. Длительная принудительная вентиляция легких (более 20 минут) вызывает деструктивные изменения в легких и негативно отражается на здоровье пациента. Следовательно, процесс вентиляции легких должен быть таким, чтобы параметры вентиляции изменялись с учетом непрерывного изменения текущего состояния человека.
Исследование структур и характеристик существующих аппаратов и систем ИВЛ выявило, что, несмотря на их оснащенность устройствами для мониторного контроля и измерения показателей вентиляции и состояния пациента, они представляют собой системы, работающие в жестком режиме. В таких системах необходимый режим ИВЛ задается в результате последовательного подбора параметров вентиляции, что требует значительного времени.
Известные математические модели процесса внешнего дыхания человека учитывают только одну из сторон этого сложного процесса. В результате анализа стало очевидным необходимость создания модели, комплексно учитывающей все этапы и процессы внешнего дыхания.
Выявление существующих проблем разработки систем адаптивной ИВЛ позволило сформулировать задачи исследования.
Во второй главе предложена структура биотехнической системы БТС АИВЛ, обеспечивающая адаптивную вентиляцию легких пациента. В БТС АИВЛ следует выделить два контура управления. Главный контур управления охватывает врача-анестезиолога и используется для выбора режима работы системы, задания параметров вентиляции и контроля состояния пациента и работы системы. Локальный контур управления позволяет в рамках выбранного режима работы БТС по сигналам блока обработки, поступающим в Б У управлять параметрами вентиляции адекватно изменяющемуся состоянию пациента. Именно этот контур и предназначен для обеспечения адаптивной ИВЛ.
Для реализации адаптивной вентиляции и формирования газовой смеси с требуемыми параметрами необходимо знать, каким образом взаимосвязаны и изменяются параметры внешнего дыхания и параметры газообмена. С этой целью нами была предложена модифицированная модель дыхания пациента. В нее включены системы моделей внешнего дыхания, газодинамики, биомеханики дыхания и газообмена.
Знание зависимостей между параметрами формируемого газового потока и параметрами функционирования системы дыхания пациента позволяют предложить метод вентиляции легких пациента, в процессе которого параметры формируемого газового потока будут медленно изменяться с учетом эффективности работы системы дыхания пациента. Для реализации данного метода был предложен алгоритм адаптивной ИВ Л.
При разработке метода и системы адаптивной ИВЛ возникает проблема обеспечения устойчивости работы системы ETC АИВЛ. Известные методы оценки устойчивости систем, используемые в теории систем автоматического управления не пригодны, так как состояние объекта управления (пациента) непрерывно изменяется в процессе вентиляции. Разработанный нами информационный критерий устойчивости управления адаптивной вентиляцией основан на том, что система АИВЛ содержит измерительный канал, обеспечивающий оценку параметров дыхания и оксигенации, и канал управления, обеспечивающий изменение параметров формируемой газовой смеси. Суть информационного критерия - невозможно объективно и достоверно управлять процессом, не обладая для этого соответствующей информацией.
Третья глава диссертации посвящена аспектам метрологического обеспечения системы АИВЛ. В процессе работы системы вносятся различные погрешности и ошибки ее элементами. С целью исследования эффективности работы системы был проведен анализ источников погрешности и ошибок, которые появляются на всех этапах съема, обработки, формирования управляющих сигналов и адаптивного управления параметрами вентиляции, были выделены источники инструментальных и методических погрешностей.
В четвертой главе диссертации проведена разработка системы адаптивной ИВЛ, предложена структурная программного комплекса, представлены результаты экспериментальных исследований
Результаты экспериментальных исследований подтвердили целесообразность использования адаптивной ИВЛ, применение в системе двухкон-турного управления, работоспособность предложенного метода и алгоритма.
Системы и аппараты для искусственной вентиляции легких
Искусственная вентиляция легких (ИВЛ) - важнейший метод лечения острой дыхательной недостаточности (ОДН) - жизненно опасного состояния, которое быстро нарастает в результате несоответствия самостоятельного дыхания метаболическим потребностям организма и приводит к максимальному напряжению и последующему истощению компенсаторных механизмов ды хания и кровообращения [13, 14].
Аппараты ИВ Л - наиболее сложный вид наркозо-дыхательной аппаратуры (НДА). Он сложен в методическом плане, потому что реализует несколько обычных, не совсем обычных и совершенно необычных способов замены самостоятельной вентиляции [62]. В начале широкого применения аппаратов ИВЛ их устройство и конструкция были достаточно разнообразными, но сейчас основные схемные решения, применяемые различными изготовителями, установились, и поэтому облегчилась задача обобщенного анализа устройства аппаратов [4].
Сформулируем наиболее общие требования к аппаратам ИВЛ [32, 33, 37]. Общей целью вентиляционной поддержки является замена отсутствующей или усиление неадекватной самостоятельной вентиляции, а также снижение патологически увеличенной работы, затрачиваемой больным на вентиляцию. Одновременно должны быть устранены или хотя бы снижены неблагоприятные воздействия на пациента, обусловленные резким отклонением механики ИВЛ от механики нормального дыхания. Для достижения этих целей аппаратура ИВЛ должна удовлетворять нескольким общим требованиям: необходимость соответствия аппаратуры медицинской технологии, применяемой для лечения ОДН определенной этиологии у больных определенной возрастной группы в лечебном учреждении определенного типа; обеспечение безопасности пациента и медицинского персонала; аппараты ИВЛ должны обеспечивать нагрев вдыхаемого газа до температуры 35 - 37 С, относительную влажность 100% и максимальную очистку от пыли и микрофлоры; обеспечение надежности работы; требования к эргономике, дизайну и инженерной психологии в данной области особо важны ввиду нередкого применения аппаратов ИВЛ в условиях, исключающих чтение оператором инструкций, опробование и про верку аппаратуры.
Классификация аппаратов ИВЛ. Как достаточно сложные технические устройства, аппараты ИВЛ можно классифицировать по различным признакам [26, 30]. Рассмотрим классификацию ИВЛ по назначению (рис. 1.1):
Из многообразия показаний и мест применения ИВЛ вытекает необходимость оснащения лечебных учреждений достаточно обширной номенклатурой аппаратов данного назначения, а именно:
1. Для длительного применения в отделениях интенсивной терапии, реанимации, послеоперационных палатах и отделениях. В связи с резким различием диапазонов параметров необходимы отдельные модели, предназначенные: а) для взрослых и детей старшего возраста; б) для новорожденных и детей в возрасте до 5—6 лет.
В каждой "возрастной" категории аппаратов находят спрос 2-—3 модели, отличающиеся шириной набора функциональных возможностей, диапазоном установки параметров, степенью оснащения средствами мониторинга, дополнительными возможностями, а также стоимостью.
2. Для применения во время ИА по любому дыхательному контуру и с использованием любых известных анестетиков. При этом также должна быть обеспечена возможность применения и у взрослых, и у детей. Функциональные возможности таких аппаратов могут быть значительно сужены, и градация по широте возможностей, по-видимому, не требуется [35].
3. Для применения в условиях скорой помощи, экстремальной медицины, при медицинской эвакуации и др. Здесь на первый план выступают автономность, портативность, возможность использования так называемыми па-рамедиками. Просматриваются две категории аппаратов — с приводом вручную и с автономным пневмопитанием. Градации по возрасту пациентов также необходимы [23, 34].
4. Аппараты для реализации некоторых специфических методик, например ВЧ ИВ Л, бронхоскопии и др.
5. Аппараты специального назначения, применяемые для оживления новорожденных [36].
Приведенная на рис. 1.1 классификация по техническим признакам выделяет, прежде всего, привод аппарата, тип которого имеет большое значение для потребителя. В настоящее время область применения аппаратов с пневмоприводом и без применения электрических силовых устройств сильно сузилась, и такие аппараты применяются только как портативные устройства для скорой помощи [61]. Значительное распространение получили модели, в которых энергетический привод от внешних источников сжатых газов сочетается с электронным микропроцессорным управлением. Простые аппараты с приводом вручную достаточно широко применяются в скорой помощи и как страховое средство в стационарных лечебных учреждениях.
Алгоритм адаптивного управления параметрами ИВЛ
В разделе 2.4 предлагается интегральный критерий для оценки устойчивости БТС АИВЛ. Первым шагом на пути оценки устойчивости является определение разрешающей способности измерительного модуля.
Исследования источников погрешности оценки физического состояния пациента при проведении ИВ Л показали, что наиболее значимое влияние оказывают погрешности измерительного модуля (ИМ). В этой связи оценка разрешающей способности и скорости потока информации на выходе измерительного модуля становится актуальным.
Датчики и измерительные преобразователи, используемые для регистрации параметров состояния организма, вносят погрешности, которые неизбежно влияют на точность оценки состояния пациента. Эти погрешности зависят как от устройств измерения (инструментальные погрешности), так и особенностей процедур измерения (методические погрешности). В дальнейшем эти погрешности влияют на эффективность принятия решения врачом-анестезиологом и управления процессом ИВЛ. Невозможно управлять про цессом искусственной вентиляции легких с точностью, превышающей точность оценки текущего состояния пациента.
Комплекс показателей, используемый для оценки текущего состояния пациента можно разделить на три основные группы: параметры газообмена; параметры механики дыхания; параметры гемодинамики.
Параметры газообмена. К этой группе относятся все объемные показатели состояния легких (спирограмма), альвеолярное давление, поток, минутная вентиляция легких, парциальное давление кислорода в альвеолярном воздухе, парциальное давление углекислого газа в альвеолярном воздухе, концентрация кислорода в выдыхаемом газе в конце выдоха Fet02 концентрация кислорода в альвеоле.
Параметры механики дыхания. В эту группу входят два показателя: легочный комплаинс С, являющийся мерой предупреждения развития баротравмы легких и сопротивление дыхательных путей R , который есть одна из важнейших характеристик вентиляционной функции легких, увеличение R отражает развитие бронхообструктивного синдрома. Эти показатели являются вторичными, так как для их вычисления необходимо произвести ряд измерений других параметров дыхания пациента.
Параметры гемодинамики. К этой группе относятся следующие показатели: коэффициент использования кислорода КИ02, величина потребления кислорода ПОг, насыщение артериальной крови кислородом Sp02, отношение V№/VT, отражающее отношение вентиляция/кровоток, динамика рН,
Исходя из сказанного, можно сказать, что измерительный модуль имеет два контура. С помощью первого контура осуществляется адаптация по первичным показателям состояния дыхательной системы пациента. Для ее реализации используется первая и вторая группа показателей, и они являются первичными. Второй контур адаптации вступает в работу спустя некоторое время, так как организм реагирует на их изменение медленно. Для ее реали зации используется третья группа показателей. Они определяются косвенным методом с помощью вычисления параметров из первых двух групп.
Для оценки показателей дыхательной системы пациента используются следующие измерительные устройства: датчик давления, датчик потока, оксиметр, датчик кислорода (медленный и быстрый), капнограф, датчик углекислого газа (медленный и быстрый), пульсоксиметр. Структура каждого измерительного устройства имеет свою специфику в зависимости от анализируемого сигнала [122, 123].
В общем виде взаимосвязь между измеряемой датчиком-преобразователем информации физической величиной х и выходным сигналом [/(напряжением) можно выразить соотношением: U = k x. (3.1), где к - коэффициент преобразования датчика.
Реальное значение коэффициента преобразования к всегда отличается от нормативного к, указываемого в паспорте, в силу влияния целого ряда факторов на характеристики датчика-преобразователя информации. К их числу следует отнести: температуру, давление окружающей среды, напряжение и т. д. В результате влияния этих факторов имеют место следующие погрешности: смещение нуля; комбинированная линейность и гистерезис; температурный гистерезис и т.д. Поэтому коэффициент преобразования в общем виде следует определять как функцию этих показателей: k = f[aj,a2 а„\ (3.2) где \ах,аг,...,ап\- показатели, влияющие на коэффициент преобразования.
В нормативной документации (паспорте) на каждый конкретный датчик обычно указывают нормативное значение коэффициента преобразования к (при фиксированных определенных условиях), а также относительное или предельное изменение коэффициента преобразования при заданном диапазоне изменения параметров
Оценка погрешности измерительного канала
Как было показано ранее, коэффициент преобразования датчика является величиной нестабильной. Погрешность его измерения складывается из методической и инструментальной погрешности. Методическая погрешность кп датчика давления является функцией времени /, температуры Т, диапазона измеряемой величины Dp, напряжения питания U. Инструментальная погрешность кп определяется погрешностью преобразователя перепада давлений к и зависимостью чувствительности а преобразователя перепада давлений от измеряемого перепада при закрытой статической полости. В общем случае выражение для определения погрешности кп можно записать так: Ак =f[t,T,p,U,K,a]
При измерении скорости медленно протекающих процессов можно считать полезный сигнал функцией с ограниченным спектром. Погрешность д k может быть оценена посредством использования разложения в ряд Тейлора функционала к. Если считать выходной сигнал — значением скорости в At конце интервала At, то, пренебрегая значениями погрешности более высокого порядка, погрешность кп определяется как сумма частных производных порядка и некоторый остаток высших производных, который является бесконечно малым по сравнению со значением первой производной, и его можно не учитывать: Akn = k mAt + к птАТ + к ПрАр + к пиАО+ к ПкАк + к ПаАа (3.7) на интервале, определяемом динамическим диапазоном изменения температуры DT = [TMin, TMaJ, давления DP = [Рм PMOJ, напряжения питания Dy = fUuin, UMOJ, перепада давлений DK = [kMiru kMaJ и нестабильности чувствительности Da = [(Хмігь &MaJ 112 Используем 3.7 для вычисления разрешающей способности датчика давления: RP =kn DP кп-Рр (3 8, " п-Р [к тЛі + к птЛТ + к ПрЛр + к лиАи + к ПкАк + к ПаЛа\Л Информационная мера передаваемого сообщения 1р датчиком давления с учетом 3.8 равна: I =Lo RP =Lo kjl Dp -Lo kn-Dp , Si P 82Akn.p 82[k mAt + k nTAT + k npAp + k nuAU + k nKAK + k naAa\
Датчик потока. В настоящее время существует множество методов реализующих измерение потока жидкости или газа, которые можно разделить на несколько групп: тепловые, механические, аэродинамические, электромагнитные, ультразвуковые и другие. Различные датчики обеспечивают измерение различных характеристик потока. В аппаратах ИВ Л используются аэродинамические, механические, ультразвуковые и тепловые датчики. Аэродинамические методы и механический турбинный метод обеспечивают измерение среднего объёмного расхода (м /с). Электромагнитные и ультразвуковые датчики предназначены для измерения средней скорости потока (м/с). Разработчик измерительной системы должен точно знать, какая из перечисленных характеристик потока подлежит измерению.
Механические измерители потока. Механические измерители потока работают на принципе физического воздействия жидкости или газа на измерительный элемент, например на крыльчатку турбины или элемент, тормозящий поток. В современных аппаратах практически не используются.
Аэродинамические. Расходомеры переменного перепада давления. В измерителях этого типа используется возможность установления связи между разностью давлений в двух характерных точках потока и скоростью потока. Эта разность давлений измеряется с помощью дифференциального преобразователя давления, связанного с микропроцессором. Если требуется линеаризация, она может быть выполнена программным способом. Измерители потока данного класса могут использоваться практически с любыми текучими средами. Они просты по конструкции и надежны.
Рабочей формулой измерений расходомеров данного типа в самом общем виде является Q = kaHkulk0k tk0Kkt I , (у-У) V Р где к - числовой коэффициент; ан - исходный коэффициент расхода, значения которого для нормализованных сужающих устройств приводятся в соответствующих таблицах; кш — поправочный множитель на шероховатость трубопровода; к0 - поправочный множитель на остроту кромки у диафрагм; kRf. - поправочный множитель на вязкость измеряемой среды, который вводится в случае, если число Рейнольдса в трубопроводе несколько меньше предельного числа Рейнольдса для данного типа и относительной площади сужающего устройства; kt — поправочный множитель на расширение сужающего устройства; р - плотность несжимаемой жидкости; кт - коэффициент, учитывающий особенности конструкции датчика потока. Все приведенные выше коэффициенты являются табличными, и в реальном устройстве будут изменяться в некотором диапазоне, то есть будет иметь место инструментальная погрешность. Соответственно коэффициент преобразования датчика потока будет зависеть от того, как будут изменяться эти коэффициенты. №п Д + М + Мо+ М + Дк:, +k nKOfMOK+k npAp. (ЗЛО)
Структура программного комплекса
В случае проведения ИВЛ средняя скорость потока газа будет изменяться с некоторым коэффициентом кф. Погрешность коэффициента формирования средней скорости потока газа кф через дроссель будет определяться как функция следующих переменных Найдем погрешность коэффициента формирования скорости потока кф в общем виде: Лкф = к фаЛа + кФГЛР} +к ФРіАР2 +к фрЛр, (3.26) на интервале, определяемом динамическим диапазоном изменения проводимости дросселя Da = [am[;aMi4X] давления.на выходе пневморедук тора DP fc .PtMx], давления на выходе пневмодросселя DP2=[P2MIN,P2MAX], угла поворота заслонки Dfi = \рьШ;Рмлх\
По аналогии с параграфом 3.2 определим для каждого j-того исполнительного устройства его разрешающую способность (количество регистрируемых градаций сигнала) по формуле 2.2, полученной нами в параграфе 2.4: RP _ Кпереди V v k Aa + k AP k APj+k Apl Определим информационную меру передаваемого сообщения I пнев модросселем: 1 I Dp — Г Ф средн ,- og2 ,- og2 v KaAa +к фРіАрі+к фГіАРі+к-ф/;Лр\ Выведем выражение для относительной погрешности пневмодросселя, используя формулы 3.25 и 3,26: JvcpebH Аа АР АР sinfi V, а Р: Р2 Р,-Рг l-cosfi Р Проанализируем полученное выражение. Первое слагаемое является практически постоянной величиной и определяется только изменением дав ления Р,-Р2- Второе слагаемое определяется погрешностью пневморедукто-ра, погрешность в котором, как правило, не превышает 5 %. Давление Р2 в конце фазы вдоха стремится к величине Р; с некоторой погрешностью АР2, которая определяется механикой легких, и для каждого пациента имеет свое значение.
Проанализировав выражение для относительной погрешности пнев-модросселя, можно сделать вывод, что она определяется погрешностью угла поворота заслонки, а, следовательно, площадью просвета заслонки S (формула 3.24). Так как пневмодроссель управляется шаговым двигателем (ШД), то в общем случае погрешность AS будет определяться двумя величинами: углом поворота заслонки р, углом поворота ротора ЩД Aq.
По принципу действия и конструктивному исполнению шаговые двигатели весьма разнообразны, однако, в общем, их можно объединить в две большие группы: электромеханические и электрические.
Электрические шаговые двигатели в основе являются синхронными машинами с электромагнитной связью между ротором и статором. Различают два основных типа этих двигателей: магнитоэлектрические и индукторные. Магнитоэлектрические - это так называемые двигатели с активным ротором, имеют обычно крупный шаг- от 15 до 90.
Индукторные шаговые двигатели выполняются с числом фаз т -2-А. Двигатель имеет зубчатый ротор и гребенчатый зубцовый статор, выполненные из магнитомягкого материала Каждая из гребенчатых зубцовых зон статора сдвинута на угол 2nlmZp относительно зубцов ротора (т - число фаз; Zp - число зубцов ротора). Они выполняются с шагом до 15. Угол поворота ротора ШД Aq зависит от частоты собственных круговых колебаний о)0 и числа управляющих импульсов п: Aq = f(aatn) и определяется по формуле Ад = рш-т, где рш - величина шага шагового двигателя; т - количество шагов, на которые рассчитан данный шаговый двигатель.
Величина шага, на который рассчитан ШД, может быть разной в зависимости от типа ШД. Рассмотрим, как будет изменяться зависимость относительной погрешности пневмодросселя от величины шага ШД.
Рассмотрим выражение для площади просвета пневмодросселя при углах наклона заслонки Д+/,Д: $ = $тр(1-со8рм+(рш); S = Smp(I -cosfi).
Выражение для погрешности площади просвета для угла поворота заслонки на рм, учитывая величину шага ШД, будет иметь следующий вид:
По графику видно, что с увеличением угла шага ШД увеличивается и относительная погрешность площади заслонки,
В случае если пациенту назначена анестезия или дыхание кислородно-воздушной, кислородно-гелиевой смесями, то во вдыхаемый воздух с помощью электромагнитных управляемых клапанов добавляются дополнительные составляющие: анестетики, кислород, гелий. Скорость истечения газа будет зависеть от частоты следования управляющих импульсов (открыт/закрыт)/ и периода Тсред„, за который проходит число импульсов п. Число импульсов, за которое получим необходимую скорость истечения газа будет определяться как п = Т f среди J Скорость истечения 1-го газа будет определяться по следующей формуле: г аЛР/ _ aAPJTcps,H VdH rJL s s где s - площадь просвета электромагнитного клапана.
Величина скорости истечения 1-го газа при проведении ИВЛ в результате наличия погрешности электромагнитного клапана будет изменяться с некоторым коэффициентом к, указанным в паспорте электромагнитного клапана. Погрешность коэффициента изменения скорости истечения і-го газа определяться площадью просвета и перепадом давления до и после открытия отверстия Ак = f(P},P2,S).
