автореферат диссертации по информатике, вычислительной технике и управлению, 05.13.19, диссертация на тему:Разработка и применение модельного эксперимента для построения эффективных методик и аппаратуры электростимуляции дыхания

¿¡НйСТЗРСТВО ЗДРАВООХРАЖДН РСФСР

»

ВТОРОЙ КОСКОВСК'ДЙ ОРДША ДЕЗНА ГОСУДАРСТВЕННО Й1СТГОТ имени Н.И.Ш'РОГОВА

На правах рукописи УДК: 61 6 .24-003.4:61 5.84: 61 1 .26 ЗШВЮЭСаИЙ Езгекип Михайлович

РАЗРАБОТКА И ЛРШЕШ1В ЩЗ.ИНОП) ЭКСПЕРТГ£:ТА ДЛЯ ПОСТРОЕНИЯ

ЗООЕКППЗНЖ ивтет п АППАРАТУРУ аг.ЕктРост::;]У17Ц1;и ДУ:ШП;Л

(C5.13.C9 - Улрагяеаае к биологических и ¡ледмушсгдк слсте-лах

А в т о р е ф е р а т длссерташш на соискание ¿'чекол; слепень ?.анд:;длт£ биологических наук

г

Г . \ - .. / „ . • Москва 1990

Работа выполнена в Московском научно-исследовательском институте туберкулеза Минздрава РСФСР.

Научные руководители: доктор технических наук

в.н.новоснжьцав

доктор медицинских наук

A.Д.БЕНЦйМГОВ

Официальные опдонентш кандидат биологических наук

B.ВДМШШОВСКИЙ

доктор медицинских наук

Г.С.ЛЕСККН

Ведущее учреждение- Центральный научно-исследовательский институт туберкулеза 1,13 РСФ2Р

Защита диссертации состоится '8 .199/г. в • (

часов на за .едании специализированного Ученого Совета 2-го Московского ордена Ленина Государственного медицинского инсти тута им. Н.И.Ппрогова.

Адрес: 117437, г.Москва, ул.Островитянова, ди

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке института.

Автореферат разослан « . . .....199 г.

Ученый секретарь специализированного совета кандидат биологических наугс

Е.А.Корэпанова

Актуальность проблемы

Электрическая стимуляция дыхания (ЭСД) как метод лечения ■хательной недостаточности с помощью ьозбуждения элвлтрычесшьш шульсами респираторных нерьно-мышечню. структур известна с >нца 40-х годов. До сих пор развитие метода шло в основном но 'ти совершенствования медицинских сторон стимуляции: расширения ласти применения ЭСД , расширения либо уточнения показаний к вменению, подбора режимов и длительности сеансов стимуляции и д. Это привело к определенному распространению ЭСД в клинике, последние года стимуляция дыхания успешно применяется уже не >лько для пациентов с поражением центральной регуляцией дыхания Ocrggei е.аЛчЪЬiÄe/asfus <? ,а,\91г .<я.1970-t980/, но и :я лечения послеоперационной дыхательной недостаточности и ^специфических заболеваний легких /Бенцианов А.Д. 1987 , Прий-lk A.A. с соавг.1986, Редькин А.Н. 1985/.

Вместе с тем, в настоящее время для ЭСД применяется аппарата, имеющая ограниченные возможности управления инспираторным юцессом, отсутствует единый взгляд на конструкцию аппаратов, на [бор характеристик стимуляторов дыхания, слабо разработаны вопросы [равления стимуляцией в зависимости от патологических условий, :обенностей методики, аппаратуры и электродов. Несовершенство шествующей аппаратуры проистекает, в частности, из недостат->в современной методики ЭСД - несовершенства используемых кри-)ривв управления дыханием, выбора параметров стимуляции. Все ю приводит к многочисленным ошиокам при электростимуляционном фавлении дыханием, а в ряде случаев и к недостаточной его эффектности.

Для дальнейшего совершенствования метода и аппаратуры ЭСД, >евде всего, требуется oV 1ить эффективность известных электро-?имуляторов дыхания, провести выбор и обоснование оптимального вида :имула и его параметров, изучить особенности управления инспира->рным процессом с помощью ХД в условиях нормы и патологии. Даль-эйшее распространение метода ХД требует новых подходов в реше-ш этих проблем.

Экспериментальные исследования далеко не всегда позволяют злучить данные, необходимые для решения задачи эффективного травления дыханием с помощью ХД, Всесторонний анализ резуль-1тов стимуяируюцего воздействия на СВД требует проведения боль-

шого числа методически сложных экспериментов. Кроме того, некоторые ваяние, параметры стимудящюнного инспираторного процвс са не могут бить изучены о помощью существующих инсорументальню средств.

В качестве инструмента для решения проблем, связанных с развитием методики ЭОД в данной работе предложен метод математи* кого моделирования и модельного эксперимента. Моделирование на микро-ЭВМ электростимуляционного воздействия на систему внешнегс дыхания позволяет провести анализ работы известных и перспективных аппаратов ЭСД, дать рекомендаций по определению оптимальЕ значений параметров адекхростимуляционных воздействий на функциональные характеристики внешнего дыхания, в которых учитш лись, как патологические, так и индивидуальные особенности организма.

Реализация математической модели в виде комплекта соответствующих программ на микро-ЭВМ позволяет на практике использс вать результаты модельных экспериментов для определения необходо мых параметров воздействия на даафрагмальные мышцы при различаю условиях ЭСД,

Цель настоящей работы:

Разработка модельного эксперимента на микро-ЭВМ для оптиш зации параметров управления процессом вдоха при электростиыуляц! дыхания.

Задачами исследования являются:

1. Разработка математической модели и программных средств для микро-ЭВМ, необходимых для анализа функциональных параметров дыхания и выбора параметров стимулирущих импульсов в услон электростимуляционного вдоха.

4 . ,2. Выбор на модели физиологически оптимальных пъ шатров управления биомеханикой вдоха при ЭСД.

' з. Разработка путей модификации существующих аппаратов ЭС, обоснование медико-технических требований на перспективные • электростимуляторы дыхания.

Научная новизна

В настоящем исследовании была проведена разработка, экспе ментальное и теоретическое обоснование структуры математической модели электростимуляционного воздействия на процесс вдоха.

Создано программное обеспечение для микро-ЭВМ, позволяю-

ходить модельные эксперименты для решения вопросов повышения лшости инспираторного процесса при ЭСД. а основа модельных экспериментов разработаны рекомендации ршвнствованию как само!): методики ЭСД, так и электростиму-ого воздействия, применяемого в аппаратуре ЭСД, оценить эф-ос ть существущей аппаратур« ЭСД в условиях нормы и патоло-работать необходимые требования к новой аппаратуре ЭСД. рактическая значимость!работы:

азработанное программное обеспечение позволяет оценивать изменения параметров атимулирувщих импульсов на форми-инспираторного процесса и эффективность ЭСД при различ-овиях стимуляции: одно- и двусторонней ЭСД, раздельной ЭС мальных и абдоминальные. мышц, при синхронной со спонтанным м ЭСД; учитывать спонтгнную иннервацию от дыхательного

езультаты модельных экспериментов были использованы для ия научно-обоснованных рекомендаций по модернизации сущих методик и аппарато! ЭСД и для разработки медико-техни-требований на новый элмстростимулятор дыхания. недрение результатов работы.

езультаты исследований на разработанной математической были внедрены в ФШИИЭГ, г.Истра при выполнении ОКР *Разра-лектростимуляторов дыхгния' и в МНЙИ туберкулеза МЗ РСФСР работке и внедрениии в клиническую практику метода ЭСД. оложения, выносимые_на защиту.

. Разработана адекватнгя структура математической модели стимуляции дыхания, которая позволяет проводить модельные менты по раздельной симуляции даафрагмальных и абдоминаль-ц импульсами с различна,-и параметрами и по раздельному воз-ю мышц дыхательным цен 'р. . Математическая модель ЭСД ет проводить анализ, дылсцшя и условиях УОД различными аппаратов и патологических и индивидуальных изменений па-1В системы внешнего дыхания и респираторных мышц. . Дано качественное и количественное обоснование факта, что [в энергозатрат респираторных мышц и обеспечение необходимого ¡вления вентиляции в легких являются основными направлениями :ия качества электростмулявдюнного дыхания в условиях обеспе-декватных параметров КЩБ и газов крови. Эксперименты на раз-

работайой модели позволяют проводить оптимизацию параметров ( лируемого вдоха при ЭСД согласно указанным критериям.

3. Существенное влияние на энергозатраты респираторных и распределение вентиляции оказывает формируемая при ЭСД пла инспираторного процесса.

4. Модельные эксперименты, проводимые с помощью разраб тайного программного обеспечения позволяют получить даяние, которые можно использовать для модификации существующих мето и аппаратов, и при разработке перспективного электростимулят дыхания.

5. Согласно установленным критериям, разработаны пути оптимизации:

- параметров стимулируемого вдоха (соотношения глубины частоты дыхания),

- основных параметров стимула (общая энергия и ддителт ность стимула),

- модуляции энергии импульсой,

- внутренних параметров стимулируюдих импульсов (длит* ность и частота следования).

Апробация работы.

Материалы диссертации докладывались на ежегодных конф< молодых ученых и специалистов 1ЖШ.1 (1988, 1989 гг.), на ко! ции-семинаре 'Актуальные проблемы ]>азработки инженерно-физш

ческих систем', октябрь 1987 г., г ческие и биотехнические аспекты roi организации биосистем', март 1988

Суздаль, на школе »Биофи: юостаза на различных уро: г, г. Красноярск, на коне

-совещании специалистов стран-членов СЭВ 'Персональные ЭВМ

зají чах проектирования и поддержки г.оу- г,аль.

t Публикации. По теме диссертации опубликованы Обьем и структура работы Диссертация, изложенная на 1 введения, трех глав , заключения,

даций, списка литературы и приложений. Диссертация иллюстри 22 рисунками и распечатками и 12 :таблицами.

В первой главе рассматриваются особенности дыхания пр Приводится обзор литературы по проблемам электростимуляцион

решений', октябрь-н, брь

9 научных работ.

7 страницах, состоит из выводов, практических рек

управления дыханием. Устанавливаются основные критерии управления дыханием при ЭСД. Показывается необходимость проведения матегаги-ческого моделирования изучаемого процесса.

Во второй главе рассматриваются различные подходы к моделированию инспираторного процесса. Определяются требования к модели. Приводятся результаты экспериментального обоснования ряда положений взятых в основу структуры модели. Разрабатывается математическое описание модели дыхания при ЭСД-воэдействии, которое используется при разработке программного обеспечения для микро-ЭВМ

В третье! главе приводятся результаты модельных экспериментов.

В приложениях даются вывода некоторых математических формул модели, прийодится листинг программы модели.

Содержание работы

Управление дыханием с помощью электрической стимуляции

Электростимуляция дыхания, с точки зрения биомеханики и инспираторного процесса является одним из наиболее физиологических методов искусственной вентиляции. Тем не менее, методика ЭСД в том виде, в котором она существует на сегодняшний день, обладает рядом существенных недостатков:

- При ЭСД происходит одновременное возбуждение всех аксонов диафрагмального нерва без необходимого амплитудно-временного распределения воздействия,

- Производится стимуляция только диафрагмальной нервно-мышечной структуры, не стимулируются другие респираторные мышцы,

- Наиболее часто применяется электростимуляция только одного купола диафрагмальной мышцы..

При существующей ггра; г, "" применения метода ЭСД управление параметрами импульсного. воздействия проводится в большинстве случаев только под контролем параметров газов крови и ВДБ, либо их производных (капнограмма, оксимометрия).

На основе рассмотрения особенностей процесса вдоха при ХД и данных практических исследований ( Айсанов З.Р.1987, Бенциа-нов А.Д. 1957 , Приамак А.А.с соавт.19В7, Ач&ео е. а.\981 , Ос/а е а.

1981 и др.) было показано, что при выборе параметров стимула для проведения эффективной ЭСД необходимо контролировать не только параметры ИЦБ,и газов крови, но также проводить анализ

односторонней ЭСД рост глубины вдоха сопровождается существенным ростом общей;.энергии, затрачиваемой на сокращение(Адф), а также механической энергии сокращения (Амех). Причем, рост Адф и Амех нелинеен! слабо нарастая при малых значениях ДО равных 200 -300 мл, энергозатраты резко возрастают при больших значениях дыхательных объемов (для ДО* фоо -600 мл). Амеж/Адф=13-1

Для двусторонней ЭСД рост Адф с увеличением ДО происходит практически по линейному закону (4-5 ДжЛоомл роста ДО). С ростом значений ДО наблюдается рост и Алф/Аивх с \ 5% до 2 4$.

Таким образом, для малых значений ДО использование двусторонней ЭСД не дает существенного выйгрыша перед односторонней ЭСД, Однако, при необходимости обеспечения ДО больше 400-500 мл предпочтительней, с точки зрения затрачиваемой энергии использование двусторонней ЭСД, которая, являясь технологически более сложной методикой, тем не менее обеспечивает не только равномерное распределение вентиляции между легкими, но и значительно более низкое потребление энергии сокращаемыми мышцами на единицу объема легких. ,

Результаты модельных и экспериментальных исследований позволили предположить, что управление дыханием, а именно, минутной вентиляцией , целесообразней вести путем изменения частоты, а не глубины дыхания при ЭСД. Возможности управления глубиной дыхания при ЭСД существенно ограничены, рабочий диапазон регулировки глубины вдоха сравнительно мал (20-25й). Кроме того, увеличение глубины дыхания ведет к росту затрачиваемой работы (внутренней и внешней) на сокращение мышцы, особенно при односторонней ЭСД. С ростом же частоты стимуляции (дыхания) соответствующее'уменьшение Твд играет компенсирующую роль, снижая минутные эн^игозат-

4' $

р£ п! гышцы на сокращение. Поэтому увеличение ЧД не ве: е к окида-

емог. у росту энергозатрат на сокращение диафрагмы.

Моделирование установило, что при реализации ауторегулируе-мой по частоте дакания ЭСД, синхронизация стимулов со спонтанным дыханием должна осуществляться с изменяемой в пределах 0.25 -о.з мс задержкой между началом спонтанного и элект-ростимуляционного возбуждениями. Благодаря введению этой задержки подавление активности дыхательного центра (ДЦ) из-за ЭСД наступит после того, как спонтанная иннервация обеспечит ; некоторый начальный объем в легких. Поэтому, при односторонней

сматриваемая при модвлиров шии частота следования импульсов в мула лежит в диапазоне от >• до 50 Гц .

При моделировании мышеч(ого сокращения в основу упрощено представления мышцы взятч структура сократительного элемен-(СЕ). В структуре СЕ рассматривается генератор т.неактивного тояния» (АС), внутренняя эластичность (Ссе) и внутреннее • ротивление*или вязкость (К 19), зависящее от величины АС мышцы.

Генератор АС рассматривается как источник силы, зависящей параметров подаваемых на нэго импульсов. Вид отклика генераторе считается индивидуальны« для каждого организма (диафрагмы), 1е зависящим от амплитуды и длительности импульса и от места зжения электродов. Считается, что указанные условия возбуждо-влияют только на общую амплитуду силы АС, развиваемой з ответ на одиночный импульс.

Механика"системы внешнего дыхания представляется в виде трех »рвуаров. Два.' из нюс-легкие, объем которых меняется посред->м 'поршневого' действия эластично связанных куполов диаф-I, развивающие определенное транедаафрагмальное давление. Тре-резервуар - абдоминальный, с постоянным объемом (с несжима-[ жидкостью), но с изменяемой конфигурацией. Резервуар имеет [ 'поршень', который отражает абдоминальную эластичность действие абдоминальных мышц.

Перевод линейных параметров мышцы в изменение объема под рагмой производится с учетом кривизны даафрагмальной мышцы. ТДД ;сляется согласно закону Лапласа из тангенциальной составляющей : диафрагмы.

Для обоснования ряда положений, лежащих в основе струн-модэльного представления формирования АС возбуждаемой мышцы, и проверки адекватности с лукгуры модели, были проведены спе-ьные экспериментальные лс/'-эдования. В экспериментах на 35-ти ородных собаках процодилсл анализ параметров биомеханики ды-я и сократительных свойств даафрагмальной мышцы при воздейс-на нее различных электрических стимулов: сследовалась зависимость вида отклика напряжения в мышце от а наложения электродов на даафрагмальный нерв; роводилась оценка отклика напряжения мышцы на стимуляцию ми импульсов с различными межимпульсными интервалами между ниш, анализа линейности суммирования отдельных откликов АС;

- а -

- изучался отклик активного состояния мышцы при возбуждении одиночными импульсами с различной амплитудой и длительное В основу исследований была положена методика непосредет ной электрической стимуляции диафрагмального нерва и диафрагм разработанная в Московском НИИ тубejкулеза в 1982-1985 гг.

Для проведения электросгимуля^ии использовалась следующая аппаратура: универсальный элект!остимудятор дыхания ЭСД-2 эяектросишулягоры ЭСД-1П, ЭСД-2ИР, модификация макетного образца электростимулятора ЭСД-1С, 1енератор импульсов Г6-25, электроды - ПЭСДН, ПЭДЦ, ПЭДН.

Параметры внешнего дыхания вычислялись на основе данных мотахограммы и спирограммы, получеш ые кривые использовались для анализа плавности и формы ('паттерна') вдоха при различи режимах спонтанного дыхания и ЭСД. Для оценки биомеханических свойств системы внешнего дыхания и силы сокращения диафрагмал мышцы, проводилась регистрация внут! ипшцеводаого (ВГД) и транедиафрагмальных СЩ) давлений.

Для анализа свойств сократимся ти диафрагмальной мышцы i ях ЭСД на электроды подавались одиночные импульсы с различные параметрами, парные импульсы с разя!чными интервалами между t группы импульсов с различной частотсй. В условиях окклюзии ве дыхательных путей, обьема легких на уровне ФОЕ и гипервентиля (ИБП), регистрировалось ТДД. Полученные временные зависимосш ТДЦ использовались для анализа силы диафрагмальной-мышцы и да вычисления ее активного состояния ме тодом MaJi/ma,' 1973 .

Регионарная вентиляция при pas личных режимах ЭСД и enoi ного дыхания анализировалась с помоиыэ метода пульмофонограф]

Сравнение ЭСД с наложением электродов через шейный и гр ') ,'Qfi доступы дало следующие результаты: ''

Стимуляция одиночными импулюами через оба вида ' юст; не пбказала достоверных различий ни в амплитуде получаемого отклика, ни в пороговых значениях параметров импульса. Как н. пороговые значения амплитуд, так и lia величину отклика при ф ванном надпороговым воздействии большое влияние оказывает в не место, а качество наложения электрода .

- Анализ транедиафрагмального давления и кривой АС пок зал, что при различнкх наложениях электродов параметры формы ков диафрагмальной мышцы ( Латентный период ШП, эремя мак-

симума отклика (Тс) и время полурасслабления мышцы), как на одиночный стимул, так и на серию импульсов достоверно не различались.

Максимальная разница между откликами ,полученными в эксперименте при стимуляции сдвоенными импульсами и расчетными кривыми (Тс и То,5) составила от 4-5& до 15 %> Таким образом, с приемлемой точностью было принято для модели положение о линейном характере суммирования откликов АС в этом диапазоне межимпульсных интервалов.

При стимуляции импульсами от 1.0 до 2.0 происходят частотные искажения стимулирующего сигнала на участке электрод-ткань-нервно-мышечная структура;

В диапазоне длительностей импульса от 0.1 до 1.0 мс пороговые кривые и зависимости амплитуды силового отклика (и АС) диафрагмы от амплитуды и длительности импульса для различных мышц различны, однако, для каждой отдельной диафрагмы в пределах от пороговых до субмаксимальных; амплитуд, хорошо аппроксимируются зависимостью типа:

Р (& ,Г,-)"А! *(Г, -1о(Т<) )*(Г, +А2), (1 )

где Р(1, ,Т4-) - амплитуда отклика одиночного сокращения диафрашы п стимуляции I -тш импульсом с амплитудой 1» и длительностью Го(Т£) - пороговое значениэ амплитуды импульса при Т£' 1о=АЗ+А4/Г1 , А1,А2,Аз,А4 - коэффициенты.

С учетом результатов экспериментальных исследований была разработана слвдувдая структура модели формирования активного состояния (АС)мшца.

Отклик генератора АС на импульсы рассматривается как взвешенная сумма одиночных силовых откликов:

« ГОу) , (2)

¿=1

где ¿4,2,... ; >1,2,..,., ,

К и )«= "V (), силовой отклик мышцы на одиночный импульс.

С учетом экспериментальных данных весовая функция ^(.1,,Т^ > имеет вид:

(о , ^ (А1+А2/Тс'),

^(I, > = | Р (Г. ), -Г'" > (А1 +А2/Г, ) и ь «Тмах (3) ( Рмах , РI > Рмах

где/мах - максимальная амплитуда импульса для данного Тг'при превышении которой увеличение Р/ не происходит, Рмах - максимальная амплитуда отклика данной мышцы. В модели было также предусмотрено описание спонтанного возбуждения АС от ДЦ и частичного подавления активности последнего при превышении объема легких сверх некоторой величины.

Процесс развития силы в мщце был представлен через процесс сокращения СЕ :

<*1 £се*Ссе ^ с/6 ;

где параметров ('внутреннее сопротивление 'СЕ) определяется на основе уравнения Хилла:

^се = (/~+0«25*А^)/£, где Ь - постоянная Хилла,

I - длина мышцы Биомеханика системы легкив-грудаая клетка-диафрагма-абдош-нальная область описывается следующей системой уравнений: Для ¿-того легочного резервуара (£>=1 ,2):

сЩ/Л; + Ка) - й//«Ва -У* + Б^ *Са +

+ йа*Са)/(С| *Са) -Ц - Еа«Са)/(С;*Са)) +

+ (РА' - Р«//)«СА/, (5)

где I =1,2 , ^ =3-1

- объем I О)-того легкого, Й10 ) - сопротивление воздушных путей (/)*• того легкого, СсО') - растяжимость ^ -легкого,

Ка,Са - совротшенке и растшность абдоминальной мышцы (стенки), Рс/1 0 >- ТЖ,развиваемое (,;)-тш диафрагкальным куполом, С с1с1 - растяжимость связи куполов диафрагм.

4■ Были введены формулы перехода от размерностей дли, л к размерное^!. /объема и пересчета тангенциальной силы диафрагм.. ; ^ранеди-1фра1г.альное давление. • (

Модель, представляющая собой нелинейную систему из 6 (число зависит от количества •стимулируемых1 мышц ) дифференциальных уравнений первого порядка с переменными параметрами и связанными с ней алгебраическими уравнениями, была реализована в виде программного обеспечения в операционной среде ОС ВТ-МХТИ (компилятор типа фортран-77) на микро-ЭВМ «Электроника ДЭ-2 8'. Общий обьем, занимаемый программой в ОЗУ, составляет 21 Кб.

Помимо пневмо- и спирографических, силовых и временных харак-)тик модели1)уеыого вдоха в результате работы программы вычис-зя показатели качества ЭСД, отражающие энергозатраты мышцы на лцение, распределение вентиляции в легких и плавность стимулиру-з вдоха, В качества показателей, характеризующих энергозатраты I на сокращение в модели, для каждого легкого и для всей си-I дыхания в целом, вычисляются: работа по преодолению спального и эластического сопротивлений дыханию (Абр, Аэл); га, затрачиваемая дыхательной мышцей при сокращении Адф, )ящая из механической работы мышцы (Амех) и внутренних 1Т энергии (Амыш) и различные относительные энергетические затели (относительно дыхательного обьама и Адф).

Плавность моделируемого вдоха оценивается среда еквад-шским ускорением воздушного потока, на вдохе (МА) и щвнной относительной скоростью вдоха (1;ср)

Для проверки адекватности модельного представления элект-шуляции диафрагмы были использованы результаты некоторых зтных исследований по ХД и результаты собственных экперимен-1а животных. Рассматривались режимы отклика силы диафрагмы зтемы внешнего дыхания на отдельный импульс, на пару имлуль-I стимуляцию группой импульсов с одинаковыми параметрами, 1зной частотой следования, а также сравнение реакции внеш-дыхания на стимуляцию о,щой и двух диафрагмальных мышц.

Проверка модели на выбранных режимах стимуляции показала ветствие получаемых резу,гьтатов собственным и известным ранее зриментальным исследован]шм. Было сделано предположение , что эдования на модели более сложных режимов электростимуляции г давать обоснованные и д< -товерные результаты,

I

Проведение модельшос э сс; зриментов по оценке влияния пара-

ов ЭСД на вдспираторный процесс

И):

Анализ различных сочет. льса (Т£) показал, что

иков Р ! (от 1 до 50 см в' мальная мощность стимула При исследовании влияний мен ения частоты стимулу повышение частоты стоадтп;

иний амплитуды (1( ) и длительности -и заданной величине силовых >д.ст.) и при фиксированной 1> , имеет место при Т1= 0.1- 0.3 5 мс. 1Я на энергетику мышечного сокращающих импульсов было показано, рующих импульсов с 10 до 40 Гц

приводит к существенному росту работы сокращения мышцы: об! работа сокращения диафрагмы (Адф) и обе ее составляющие (Ам Амех) возрастают в 3.2 раза. При этом имеет место также и существенный, в 1.6 раза, рост глубины вдоха. С 15 Гц по зо ; наблюдается значительное увеличение относительного потребления мышцей энергии, в расчете на 1 мл прироста объема легкое общая работа диафрагмы Адф на вдохе возрастает в 1.6 раза, энергия, потребляемая мышцей на сокращение Амыы - в 1 .5 раза С увеличением частоты снижается и отношение механической раб мышцы (Амех) к общей работе диафрагмы (Адф): с 10.4& (для 10 до 8.3« (для 40 Гц).

Из полученных результатов был сделан вывод о нецелесоо* ности использования частоты стимулирующих импульсов для упра: глубиной вдоха, т.к. ее увеличение приводит к существенному ; относительных энергетических потерь мышцы.

Моделировалась односторонняя стимуляция с использовали амплитудной, частотной модуляции импульсов (АИМ и ЧИМ, соот< ветственно) и нсмодулированной последовательностью импульсов Рассмаривались следующие законы модуляции параметров импульс^

АИМ : линейный рост амплитудj импульсов, рост амплитуд: по законам «прямой» и 'обратной» экспонент (положительной и отрицательной производной по времени).

ЧИМ : линейный рост межимпульсного интервала (с модуляцией межимпульсного интервала в об пасти от зубчатого до глад тетануса, и целиком в области гладкого тетануса), рост мажнм пульсного интервала по закону 'прялой' экспоненты.

Анализ результатов моделировшия показал, что наименьш энепгетические затраты на вдох имеэт АИМ с 'прямым' экспонен ал^";®? законом нарастания амплитуда от начала до конце'' т^му искл' >>1авдим явление 'задержки дыхания на вдохе':

< It «Гмах*ЕХР((К-Т^)Даи)| '(6>

где 1с - амплитуда i-того импульса, подаваемого в момент времени Tt, относительно начала стимула, Гмах - максимальная амплитуда и ¿пульса, превышение которо приводит к увеличению сигового отклика диафрагмы, Т^ - длительность стимула (последовательности импульсов •tau = T.?1/^'(biax/Io), lo - пороговая амплитуда импульса

При отсутствии явления задержки на высоте вдоха общие энергетические затраты диафрагмы на сокращение, при выбранном законе модуляции, составляли 73-88$ от энергозатрат- при других видах модуляции и 55-60% от энергозатрат при немодуяированной последовательности (ШЩ. Отношение Амех/Адф (играющее роль 'коэффициента полезного действия* диафрагмы как источника давления) при такой модуляции превышало на 5-10% 'КПД' при других видах АИМ, на 1 4-25Я при ЧИМ и 26-ЗОЙ при ИМИ. Усредненная скорость вдоха (Уср) при АИМ с 'прямым' экспоненциальным законом нарастания амплитуды превышала на 15-40& ср при других АИМ, в 2-2.1 раза при ЧИМ и в 2.2 5-2.4 раза при ИМИ. Показатель плавности вдоха MJA по сравнению с рассматриваемой АИМ снижался при ИМИ и ЧИМ в 9-tO раз и был несколько меньше (на ю-зоЯ) при других видах АИМ (при »идеальной* плавности вдоха значения /ср стремяться к 1, а М^Д -ко).

Использование ЧИМ с частотами 20-50 Гц (область гладкого тетануса) по сравнению с ЧИМ ю-20 Гц (с элементами зубчатого тетануса), приводило к ухудшению показателей плавности вдоха! l^cp снижалось на 1<М5£, наблюдалось небольшое уменьшение MA на 7-10% и увеличение на 7-t о% максимальной скорости вдоха.

При ЧИМ по сравнению с АШ , из-за наличия первого импульса с большой амплитудой и флунтуаций объема в начальной (низкочастотной) стадии вдоха, существенно выше значения /%*/?(свыш9 200 -250 1/е , при АИМ - 30-50 1/с ), снижена ^ср (до 0.3-0.4, при 0.5-0.8 ДЛЯ АИМ). I

С другой стороны, на качество ХД при АИМ большее влияние оказывает изменение во времени пороговых характеристик стимулируемой мышцы.

На модели был проведен крперимент по ЭСД с АИМ, при имитации увеличения на 25% порогового значения амплитуды. При постоянном значении глубины вДоха это изменение начальных параметров модели привело к снижению плавности вдоха (Нср снизилось на 50-60%: с 0.6-0.7 ДО 0.4-0.5), увеличению затрачиваемой энергии (Адф увеличилась на 8-10%), увеличению максимальной скорости вдоха до 1.8-2.0 л/с.

ЧИМ формирует более стабильный вдох. Характеристика 'сила сокращения мышцы - частота стимуляции' в процессе стимуляции изменяется лишь в первые' 2-4 минуты ЭСД, оставаясь стабильной в дальнейшем. Следовательно, характер вдоха при использовании ЧИМ

в области 15-25 Гц практически на изменяются в процессе стимуляции, Снижается, из-за изменения пороговых характеристик, только общая глубина вдоха, что может корректироваться увеличением общей мощное: стимула.

Применение пониженных частот стимуляции на уровне зубчатого тетануса приводит к снижению усталости мышцы {Ос1а е. а. 1981). Однако, использование низких частот при АИМ малоэффективно, т.к. получаются слишком низкие значения глубины вдоха. В свою очередь, ЧИМ с модуляцией, захватывающей граничную область зубчатого и гладкого тетанусов , позволяет в определенной степени удовлетворить обоим этим требованиям.

Приведенные данные модельных экспериментов и теоретических исследований доказывают, что из рассматриваемых видов модуляции наилучшие показатели дает комбинированная амплитудно-частотно-импульсная модуляция с законом изменения амплитуды (б) и плавным снижением махимлульсного интервала от значений 100-120 мс (зубчатый тетанус) в начале стимула до 40-50 мс (гладкий тетанус) - в конце.

Проводился анализ эффективности ЭСД, при формировании стимуляцией вдоха различной длительности. Моделировалось дыхание при ЭСД серией немодулированных импульсов (ИМИ), импульсами с модуляцией, используемой в аппаратах типа ЭСД-1П и ЭСД-2П (с частотами модуляции 8-25 Гц и 15-45 Гц) и АИМ по закону (6).

Моделирование ЭСД в режиме с 'задержкой на высоте вдоха" показало, что с увеличением Твд наблюдается существенный рост общей работы мышцы Адф и незначительный рост механической работы мышцы Амех. Рост Адф особенно был выражен при ИМИ, ЭСД-1П и ХД-2П (15-45 Гц): 6.2-9.7 Дж/л на 0.1 с роста Твд. Амех у -еличивался в среднем на 0.1-0.2 Дж/л на о.1 с рост^. Твд. С /ъ1 1лчением длительности вдоха резко снижалось отно; е.у^ Амех/Адф 6% до 2.8Й. Результаты показывают также, что при повышении частоть импульсов в стимуле, в режиме 'задержки на высоте вдоха* наблвда-ется значительное возрастание энергозатрат и снижение отноша-' ния Амех/Адф: крутизна роста энергозатрат при увеличении Твд растет (в Дж/л на 0.1 с роста Твд) с 4.2 (ИМИ, 2оГц), 3.3 (ЭСД-2П, 8-25ГЦ) до 6.2 (ЭСД-2П, 15-45ГЦ), 8.3 (ИМИ, 45Гц) и 9.7 (ЭСД-1П, 20~б0Гц). Таким образом, увеличение Твд при ЭСД с повышенной частотой заполнения стимула, может привести к быстрому нас-

.вления дыханием. Устанавливаются основные критерии управления нием при ЭСД. Показывается необходимость проведения математи-;ого моделирования изучаемого процесса.

Во второй главе рассматриваются различные подходы к моделиро-ю инспираторного процессу. Определяются требования к модели, одятся результаты экспериментального обоснования ряда положении, ых в основу структуры модели. Разрабатывается математическое ание модели дыхания при ЭСД-воздвЗствии, которое использует-ри разработке программного обеспечения для микро-ЭВМ

В третьей главе приводятся результаты модельных экспериментов.

В приложениях даются вивода некоторых математических формул ли, приводится листинг программы модели.

Содержание работы

Управление дыханием с помощью электрической стимуляции

Электростимуляция дыха!

згруктуры, не стимулируют - Наиболее часто прима* па диафрагмальной мышцы При существующей пра1 иетрами импульсного .возде

ия, с точки зрения биомеханики и

ираторного процесса явлж тся одним из наиболее физиологических цов искусственной вентиляции. Тем не менее, методика ЭСД в том в котором она существуй на сегодняшний день, обладает рядом твенных недостатков:

- При ЭСД происходит одновременное возбуждение всех аксонов рагмального нерва без несбходимого амплитудно-временного ределения воздействия,

- Производится стимуля1|ия только диафрагмальной нервно-мышеч-

ся другие респираторные мышцы, яется элекгростимуляция только одного

'" применения метода ЭСД управление Ютвия проводится в большинстве случа-элько под контролем параметров газов крови и КЩБ, либо их произ-IX (капнограмма, оксимометрия).

На основе рассмотрения особенностей процесса вдоха при ЭСД и ах практических исследований ( Айсанов 3.Р.1987 , Бенциа-1.Д. 1987 , Приймак А.А.с соавт.1987 ) е. а.1 981 , Ос/а е а.

1981 и др.) было показано, что при выборе параметров уда для проведения эффективной ЭСД необходимо контролировать элько параметры КЩБ'и газов крови, но также проводить анализ

односторонней ЭСД рост глубины вдоха сопровождается существен^ ростом общей энергии, затрачиваемой на сокращение(Адф), а тар механической энергии сокращения (Амех). Причем, рост Адф и Амех нелинеен: слабо нарастая при малых значениях ДО равных 2 -300 мл, энергозатраты резко возрастают при больших значениях дыхательных объемов (для Д0= 400 -600 мл). Амех/Адф=1Э-17%.

Для двусторонней ЭСД рост Адф с увеличением ДО происходи практически по линейному закону (4-5 Дж/юомл роста ДО). С рос значений ДО наблюдается рост и Адф/Амех с 1 ч% до 2 4%.

Таким образом, для малых значений ДО использование двусторонней ЭСД не дает существенного выйгрыша перед односторонн ЭСД. Однако, при необходимости обеспечения ДО больше 400-500 ад предпочтительней, с точки зрения затрачиваемой энергии исполь: ние двусторонней ЭСД, которая, являясь технологически более сложной методикой, тем не менее обеспечивает не только равному ное распределение вентиляции между легкими, но и значительно б< низкое потребление энергии сокращаемыми мышцами на единицу обы легких.

Результаты модельных и экспериментальных исследований по: лили предположить, что управление дыханием, а именно, минутной тиляцией , целесообразней вести путем изменения частоты, а не глубины дыхания при ЭСД. Возможности управления глубиной дыхаш при ЭСД существенно ограничены, рабочий диапазон регулировки глубины вдоха сравнительно мал (20-25^). Кроме того, увеличенш глубины дыхания ведет к росту затрачиваемой работы (внутренней внешней) на сокращение мышцы, особенно при односторонней ЭСД. С

ростом же частоты стимуляции (дыхания) нис.Твд играет компенсирующую роль, сн: рг п '"чшцы на сокращение. Поэтому увел, емог. у росту энергозатрат на сокращение

Моделирование установило, что при реализации ауто^егулиру

соответствующее уменьше-аая минутные эниэгозат-гшение ЧД не ве:'ы к онщ диафрагмы.

мой по частоте дыхания ЭСД, синхронизац; танным дыханием должна осуществляться с -0.3 мс задержкой медцу началом спо! ростимуляционного возбуждениями. Благ( задержки подавление активности дыхатеш наступит после того, как спонтанная ж некоторый начальный обьем в легких. По

;ия стимулов со спон-изменяемой в пределах о тайного и элект->даря введению этой ного центра (ДЦ) из-за Э нервация обеспечит тому, при односторонней

ЭСД введение задержки увеличивает ДО на 9-15 % и улучшает равномерность распределения вентиляции между легкими Vl //2 с 1.5 -1.9 до 1,1-t.2.

Моделирование процесса вдоха, вызванного электростимуляцией позволило изучить вопрос выбора параметров контроля ЭСД наиболее удобных для оценки эффективности методики.

При моделировании наиболее информативными оказались показатели, отражающие внутреннюю и внешнюю работу мышцы на сокращение, их сумма (Амыш, Амех и Адф »соответственно), и их относительные величины: Амех/Адф, Адф/ДО и Амех/ЦО.

Предполагаемые энергозатраты диафрагмы на сокращение на практике MtostHO косвено оценить через модифицированный (по результатам моделирования) индекс время-напряжение (Esau, 1983): ГТсЛ rW = Kl *К2 *(Pc/i /?d> max ) *(Т imp /Т мр),

где К1 - коэффициент,учитывающий тип ЭСД, при двусторонней ЭСД - К1=1,при односторонней - К1 =1.2-1.3; К2 - коэффициент, учитывающий форму вдоха, получаемого при ЭСД. Для случая оптимальной модуляции амплитуды импульсов (6) К2 можно принять равной 1, для немодулированной последовательности ¡{2 = 1.3-1.4.

Моделирование показало,что анализ плавности вдоха наиболее эффективно оценивать с помощью параметров 'усредненной относительной скорости вдоха' Vcp и 1 средаеквадратического объемного ускорения на вдоха'- М,?А. Параметр ср хорошо отражает влияние плавности на энергозатраты и равномерность вентиляции. Параметр МД более точно отражает поведение дыхания на начальном этапе вдоха. Применение того или иного параметра зависит от специфики поставленых задач.

Выводы.

1. Разработана адекватнкся структура математической модели электростимуляции дыхания, реализованная в виде программного обесг чения на микро-ЭВМ. Модель позволяет проводить эксперименты по раздельному возбуждению даафрагмальных и абдоминальной мышц импулг сами с различными параметрами или дыхательным центром, оценивать качество процесса вдоха в условиях ЭСД различны™ типами стимуляторов при патологических и индивидуальных изменениях параметров системы внешнего дыхания' и респираторных мышц.

2. Дано качественное и количественное обоснование факта, что снижение энергозатрат респираторных мышц и обеспечение необходимого распределения вентиляции в легких являются основными направлениями повышения качества алектростимуляционного дыхания в условиях обеспечения адекватных параметров ВДБ и газов крови. Эксперименты на полученной модели позволяют проводить оптимизацию параметров стимулируемого вдоха при ЭСД согласно указанным критериям.

3. Показано, что существенное влияние на энергозатраты респираторных мышц и распределение вентиляции оказывает формируемая при ЭСД плавность инспираторного процесса.

4. Получены данные, которые можно использовать для оптимизации параметров электростимуляционного воздействия:

- наименьшие энергозатраты и наилучшую плавность вдоха обеспечивает смешанная амплитудно-частотно импульсная модуляция импульсов, ауторегулирумая по пороговым характеристикам мышцы, с изменением амплитуды по ускоряющей экспоненте и с изменением частот от зубчатого до гладкого тетануса (от 8-10 до 25-эо Гц);

- при использовании неоптимальных видов модуляции параметров стимулирующих импульсов и при односторонней ЭСД увеличение длительности стимулируемого вдоха приводит к значительному росту энергозатрат, но улучшает распределение вентиляции в легких;

- при ауторегуляции стимула по частоте дыхания и односторонней ЭСД задержка подачи стимула относительно начала спонтанного возбуждения на 0.2 -0.4 с обеспечивает больший вклад спонтанного сокращения дыхательных мышц: нормализует распределение вентиляции в легких, снижает относительные энергозатраты мышц, улучает плавность вдо'* • . ■

для существующей аппаратуры ЭСД изменение част 1 следования ■стимулов в физиологическом диапазоне значений при сохранении неизменного отношения длительностей вдоха и выдоха не приводит к существенным изменениям энергетических затрат на сокращение мышц;

- использование при малых дыхательных объемах односторонней ЭСД не приводит к существенным энергетическим потерям по сравнению с двусторонней ЭСД;

Основные практические рекомендации по совершенствованию атуры и методики ЭСД, полученные по результатам моделирования.

1. Для повышения эффектазности существующих элекгростимулято-нхания (ЭСД -1П, ЭСД-2П)н »обходимо:

- ввести ауторегуляцию п) длительности вдоха;

- ауторегуляцию по частоте дыхания в ЭСД-2П осуществлять ей стимула с задержкой о.! -0.4с относительно начала спон-го возбуждения;

- управление минутной веииляцией вести путем изменена

ты следования стимулов пра неизменной общей мощности стимула.

2. В перспективных электростимулягорах дыхания предлагается ьзовать:

- амплитудно-частотную мэдуляцию параметров импульсов, егулируемую по пороговым сарактврисгикам мышцы с изменением туда по ускоряющей экспоненте;

- длительность отдельного импульса 0.15-0.35 мс;

- частоту следования импульсов в стимуле- ю -25 Гц;

- ауторегуляцию по часто га дыхания в осуществлять подачей ла с задержкой 0.2 -0.4С относительно начала спонтанного вдения.

3. Для анализа эффективности ЭСД удобно использовать:

- индекс 'время-напряжение', модифицированный, с учетом ЭСД и плавности вдоха,

- усредненную относительную скорость вдоха,

- среднеквадратичное об!емнов ускорение вдоха.

атериалам диссертации ощ,б чкованн следующие работы:

я при электрической стим}

вопросу разработки матож.ги еской модели системы внешнего днха-

ляцш диафрагмы,- В кн. применение

вых технических средств в грудной хирургии.-Алма-Ата.-83.-С.п-20 (в соавт. с А.Д.Бенциановым и А.А.Приймаком.) зможности управления дыханием в послеоперационном периоде с мощью электрической стимуляции диайрагмнльнчх нервов.-аестезиология и реаниматология'.-1985.-Л/2.-С. - (с соавт. А.А.Приймаком, А.Н.Редькиинм и др.)

Экспериментальное обоснование структуры метематической моде процесса электростимуляции даафрагмальной мышцы,- В кн.'Экс рименталыше и клинические исследования во фтизиатрии'.-19f М.-С.5-8,(в соавт.с Редькиным А.Н., Недвецким A.B.) Медико-технические аспекты электрической стимуляции дыхаши •Медицинская техник!'.-) 986.-У6.-С.1 9-22, (в соавт. с Прш'ш; ком A.A., Бенциановым А.Д. и др.)

Анализ эффективности выбора параметров электрической стиму, дыхания с использованием микро-ЭВМ в грудной хиригии,- Воп клинической физиологии в хирургии.-1987.-Алма-Ата.-С.78-81 соавт с Бенциановым А.Д. и Приймаком A.A.) Изменение некоторых показателей функции внешнего дыхания под влиянием биоуправляемои электростимуляции дыхания.-Тез.докл.конф.'Достижения и проблемы современной фтизио-хирзрпии".-1988.-М.~С. - (в соавт. с Бенциановым А.Д., Дштревской E.Iii, и др.)

Разработка программного обеспечения микро-ЭВМ для анализа влияния электростимуляции диафрагмы на систему дыхания opi ма.- 'Проблемы туберкулеза».-1988.-С.50-58,(в соавт. с циановым А.Д.)

Разработка программного обеспечения микро-ЭВМ для анализа влияния электростимуляции диафрагмы на систему дыхания.-Сб.'Акт.пробл.клиники, диагн.и лечения во фтизиатрии и пу. логиь'.-Тр.12 научя.конф. мол.уч.фтизиатров Москвы.-1988 24-28

Использование ¡математической модели процесса для выбора п метров ълектростимуляционного воздействия на систему внеш дыхания,- Сб. "Персональные ЭВМ в задачах npoeVi.-.рованмя и держки реыений*.-Сов.сгюциал.стран СЭВ,тез.доил- .989.-М.