HomePage
Карта сайта
Как со мной связаться?
Отправить мне E-mail
Анкетные данные автора
Кафедра анестезиологии и реаниматологии СПб МАПО
Специализация автора
Профессиональное увлечение автора
Научные публикации автора
Личный политический опыт автора
Культура, язык, история СССР
Технические идеи, до окторых пока не дошли руки
Кое-что о Лебединских...

ДЫХАТЕЛЬНЫЙ КОНТУР:

ЧТО ЕЩЕ МЫ МОЖЕМ МОНИТОРИРОВАТЬ?

К.М. Лебединский

Медицинская академия последипломного образования, Санкт-Петербург

Современная аппаратура для механической респираторной поддержки, как известно, предоставляет врачу достаточно широкие возможности для исследования пациента. Можно даже сказать, что микропроцессорный вентилятор превратился сегодня в один из самых эффективных диагностических инструментов в руках анестезиолога–реаниматолога. Прежде всего, речь идет об оценке пассивной и активной биомеханики дыхательной системы больного, параметры которой прочно вошли сегодня в непременный список опций современной аппаратуры. И в то же время внимательный анализ позволяет заключить, что сегодняшний стандартный набор, которым располагает врач отделения интенсивной терапии (и, тем более, анестезиолог!) далеко не исчерпывает технических и медицинских возможностей респираторного мониторинга. Обзору таких перспективных возможностей, часть из которых начинает постепенно находить реализацию в аппаратуре, а часть находится пока в стадии теоретической или технической разработки, и посвящено наше сообщение.

Итак, оценка пассивной биомеханики дыхательного аппарата основана сегодня на так называемой двухчастной его модели. Она включает последовательно соединенные кондуктивный (резистивный) и газообменный (емкостной) элементы, описываемые соответственно параметрами аэродинамического сопротивления дыхательных путей R и статической растяжимости (комплайенса) C согласно уравнению полного давления как функции потока F или объема V :

P = P EEXP + P ДИН + Р СТАТ = P EEXP + RF + = P EEXP + R dV / dt + V / C (1)

Однако двухкомпонентная модель пассивной биомеханики внешнего дыхания имеет целый ряд существенных недостатков. Прежде всего, она является линейным приближением нелинейного реального процесса: в самом деле, из уравнения (1) следует, что как прямая пропорция между P ДИН и R , так и обратная – между Р СТАТ и С, сохраняются по мере нарастания соответственно F и V без каких-либо ограничений.

В действительности ни одна из этих зависимостей не является линейной, и знание реальных ограничений уберегает врача от многочисленных сюрпризов. Разветвленное строение трахеобронхиального дерева и резкое падение площади сечения бронхов «снизу вверх» приводят к тому, что наряду с ламинарным потоком в дыхательных путях всегда присутствует и поток турбулентный. Поэтому динамический компонент давления для данного участка дыхательных путей более точно описывается не прямо пропорциональной зависимостью (9), а формулой вида

P ДИН = K1 ? F/ r4 + K2 ? F2 / r5 , (2)

где K1 – коэффициент, относящийся к ламинарному компоненту потока, K2 – коэффициент, характеризующий вклад турбулентного компонента, F – поток, r – радиус участка дыхательных путей. Почему же в практике мы полностью отбрасываем второе слагаемое, а первое упрощаем до R ? F ? Дело не столько в том, что в клиническом диапазоне скоростей потока зависимость может быть «выпрямлена» с относительно небольшой ошибкой; просто коэффициенты формулы (2) пока совершенно непригодны для качественной интерпретации. В то же время, если они требуются аппарату «для внутренних нужд» (например, для управления в режиме автоматической компенсацией сопротивления эндотрахеальной трубки – англ . ATC), расчет ведется именно по формуле (2).

Что касается статического компонента полного давления Р СТАТ , его зависимость от дыхательного объема V T нелинейна практически во всем диапазоне изменений объема, напоминая скорее гиперболу; кривые «давление–объем» на графическом мониторе вентилятора наглядно демонстрируют нам этот факт. В диапазоне примерно от 40% до 70% общего объема легких (ООЛ) зависимость, однако, может быть приближенно описана как линейная; по счастью, этот участок главным образом и является предметом интереса клинициста. При этом следует помнить, что линейность сохраняется лишь до тех пор, пока не наступает растяжение эластических элементов легких до их максимальной длины (т.н. перерастяжение). Очевидно, что этот момент наступает тем раньше, чем более выражен рестриктивный компонент ДН.

Сегодня иногда еще встречается описание дыхательной системы на основе более примитивной модели – однокомпонентной. В этом случае предполагается, что газ нагнетается непосредственно в эластичный резервуар, обладающий динамической растяжимостью С, которую можно рассчитать как V T /(Р PEAK – РЕЕР). Нетрудно заметить, что при таком расчете полностью игнорируется принципиальная разница между статическим и динамическим компонентами давления, а разграничение обструктивных нарушений от рестриктивных становится невозможным. Смешение разных понятий подчеркивается и названием этого показателя – динамическая растяжимость ( англ . dynamic compliance ), который еще предлагается в меню некоторых аппаратов ИВЛ, но уже никак не может быть рекомендован к использованию.

С другой стороны, важным усовершенствованием простейшей двухкомпонентной модели является введение в нее дополнительных элементов, позволяющих точнее описать те или иные стороны механики внешнего дыхания. Одним из самых простых дополнений является инертная масса I – по существу масса тканей, приводимых в движение раздуванием или спадением эластичной емкости и придающая обоим этим процессам соответствующую меру инертности , тормозя их в фазе разгона и разгоняя в фазе торможения.

Этот показатель инeртанса ( кПа ? с 2 ? л –1 ), как называют его англоязычные коллеги, тоже создает свой вклад в полное давление в контуре, – вклад, пропорциональный уже не скорости , а ускорению потока (т.е. второй производной от объема по времени, л ? с –2 ). С его учетом уравнение (1) примет вид:

Р = P EEXP + I dF / dt + RF + = P EEXP + I d 2 V / dt 2 + R dV / dt + V /С (3)

Для клинициста привлекательность инертанса заключена прежде всего в возможности через массу смещаемых при дыхании тканей оценивать самый динамичный компонент этой массы – внесосудистую воду легких. Логично предположить, что такая оценка I позволила бы столь же легко количественно характеризовать отек и экссудацию, как мы оцениваем сегодня обструкцию и рестрикцию посредством R и С. Безусловно, необходима проверка клинической «работоспособности» этого параметра, но технически расчет I не составил бы большой проблемы: достаточно по данным расходомера и манометра записать систему из трех уравнений вида (3), а затем решить ее относительно C , R и I .

Обратим внимание на то обстоятельство, что расчет параметров пассивной биомеханики по такому принципу исключает необходимость использования режима плато. Действительно, коэффициенты при неизвестных C , R и I в уравнениях вида (1) или (3) с одинаковым успехом могут быть зафиксированы в любой момент каждого дыхательного цикла. Следовательно, эти уравнения можно решать в непрерывном мониторном режиме, создавая динамический массив решений системы. В таком случае врач может получать информацию о C , R и I не только для любого заранее заданного диапазона скоростей потока или дыхательных объемов, не только оценивать графики зависимости этих параметров от потока и объема, но и задавать уровень статистической достоверности таких оценок.

Несложно заметить, что подобный алгоритм, не требующий никакого специального тестирующего режима вентиляции, может быть реализован не только с помощью вентилятора как такового, но и с использованием монитора, измеряющего давления и потоки в контуре любого вентилятора – вплоть до аппаратов семейства РО! Более предпочтительной, однако, представляется реализация такого мониторинга при работе респиратора в режиме, описанном нами (2006) в публикациях за рубежом под названием RCMV ( англ . Randomized Control Mandatory Ventilation ), при котором параметры дыхательного цикла совершают псевдослучайные колебания с заданной дисперсией около заданных средних значений.

Заметим, что функциональная диагностика в пульмонологии использует сегодня гораздо более сложные модели, нежели привычная для анестезиологов–реаниматологов двухкомпонентная модель системы внешнего дыхания. Так, отнюдь не являющийся новинкой рынка серийный осцилляторный спироанализатор ML – IOS немецкой фирмы Erich J a ger оперирует семикомпонентной моделью дыхательной системы. Пока трудно сказать, в какой мере усложнение рабочей модели будет полезным для анестезиолога–реаниматолога, однако изучение таких возможностей может оказаться весьма перспективным.

Интересные нововведения реализованы в одном из наиболее современных вентиляторов так называемого экспертного класса – Engstr o m Carestation производства General Electric Healthcare . Первая опция, названная разработчиками спиродинамикой ( Spirodynamics ), дает врачу возможность наблюдать на экране графического дисплея своего рода виртуальную кривую интраальвеолярного давления. Принципиально это достигается это за счет измерения давления на проксимальном по отношению к пациенту конце эндотрахеальной трубки через тонкий (2 мм) и достаточно жесткий катетер. В итоге привычная петля давление–объем заметно «худеет» за счет уменьшения динамического компонента полного давления, обусловленного сопротивлением воздухопроводящих путей – как естественных, так и искусственных. Полное же вычитание элемента гистерезиса, в результате которого восходящая и нисходящая части петли полностью сливаются, осуществляет уже микропроцессор вентилятора. Разработчики полагают, что подобная оценка давления в альвеолах может помочь более точно оптимизировать режимы вентиляции, например, легче ориентироваться в опорных точках маневра раскрытия альвеол, легче выявлять спонтанное ПДКВ и т.д. Как несложно заметить, процедуру вычитания сопротивления трубки можно осуществить и другим путем – например, заблаговременно протестировав сопротивление используемой трубки на разных потоках. В этом случае, однако, создается потенциальный риск ошибок, связанных со скоплением в трубке секрета и другими причинами, по которым аэродинамическое сопротивление трубки in vitro и in vivo оказывается различным.

Вторая опция мониторинга, на наш взгляд, даже более интересна. Это измерение функциональной остаточной емкость (ФОЕ), которая, как известно, представляет собой своего рода количественное выражение антиателектатического потенциала здоровых легких. Сегодня известны три метода измерения ФОЕ – плетизмография тела, метод разведения гелия и метод вымывания азота ( англ . Nitrogen washout ). Последний подход основан по существу на принципе разведения индикатора: невентилируемый объем альвеол рассчитывается по скорости установления стабильной концентрации азота после резкого изменения величины FiO 2 . Принципиально расчет построен на следующей формуле:

FRC = – V T , (4)

где V ind – объем газа-индикатора, С ЕТ – его концентрация в конечной порции выдыхаемого газа, V T – дыхательный объем. Именно этим способом воспользовались разработчики, дополнив вентилятор блоком газового мониторинга, позволяющим анализировать непривычную для нас нитрографическую кривую. Было показано, что изменение фракции кислорода на вдохе даже на 10% (т.е. 0,1) позволяет с достаточной точностью измерять ФОЕ, и именно такой малый сдвиг концентрации используется в алгоритме измерения. Осреднение результатов двух последовательных измерений дает искомую величину.

Ясно, что динамическая оценка ФОЕ – великолепный объективный критерий эффективности лечения любых вариантов рестриктивной ОДН. Например, оптимальный выбор ПДКВ и проведение маневра раскрытия альвеол ( англ . recruitment ) могут быть наиболее четко документированы динамикой этого показателя.

Итак, современные методы респираторного мониторинга позволяют нам достаточно полно оценивать состояние системы внешнего дыхания, сделав доступными в клинике интенсивной терапии показатели, бывшие еще пару десятилетий назад прерогативой физиологических лабораторий. Но можем ли мы использовать дыхательный контур с его современной измерительной начинкой для контроля каких-либо еще функций организма пациента?

Каждому анестезиологу знакомо ощущение сердцебиения больного в момент, когда ты держишь в руках мешок наркозного аппарата, а самостоятельное дыхание еще не восстановилось. Примерно такая же картина нередко видна на экране капнографа: сердечные сокращения приводят в движение столб воздуха в дыхательных путях. Когда-то давно автор провел простой опыт, введя в бронх через герметичный коннектор и эндотрахеальную трубку тонкий катетер и подключив его к прямому датчику давления. На экране монитора была ясно видна «пила» сердечных сокращений, накладывавшаяся на дыхательные циклы. А если заставить вентилятор хотя бы время от времени интересоваться – а бьется ли сердце у больного, который подключен сейчас к дыхательному контуру? Да, для этого есть пульсоксиметр, ЭКГ, прямые каналы измерения давлений, но все мы хорошо знаем, как часто «параллельная» информация увеличивает психологический комфорт врача в неясных ситуациях!

Естественно, точность и воспроизводимость результатов любого мониторинга критическим образом зависит от метрологических характеристик используемых датчиков. Для улавливания малых потоков, создаваемых колебаниями объема сердца, нужен действительно высокочувствительный расходомер. Автору довелось видеть и даже опробовать на себе т.н. акустический анемометр, созданный кафедрой электротехники Московского государственного горного университета под руководством профессора С.З. Шкундина для систем вентиляции подземных выработок. Трубка широкого сечения с гладкими внутренними стенками не только исправно рисует кривую потока во время дыхательных циклов, но во время задержки дыхания дает четкую кривую сердечных сокращений весьма своеобразной формы.

Автор глубоко убежден, что возможности мониторирования физиологических показателей больного с использованием дыхательного контура сегодня далеко не исчерпаны. С технической точки зрения мы уже располагаем практически полным набором достаточно универсальных и относительно доступных измерительных инструментов в сферах аэродинамики и газового анализа. Поэтому главные усилия разработчиков (в содружестве с заинтересованными врачами!) должны быть сосредоточены на алгоритмической, программной части вопроса. С медицинских же позиций главная проблема респираторного мониторинга, как и мониторинга вообще – интерпретация получаемых данных. Без ясно осознанной клинической потребности новые клинико-физиологические методы никогда не станут повседневной реальностью.

 

©

 

Комментарии на злобу дня
Page with essential information in English
Свежие и обновленные материалы сайта