Способ и устройство для измерения легочного кровотока с помощью обмена кислородом и инертным газом между легкими и кровью

 

Изобретение относится к области медицины, в частности к измерению легочного кровотока у субъекта. Способ, устройство и трехпросветный эндобронхиальный катетер обеспечивают возможность более точного измерения легочного кровотока у субъекта. Выделяют два и более отделов дыхательной системы, включающих в себя полную газообменную часть указанной дыхательной системы, вентилируют каждый указанный отдел отдельной газовой смесью, причем по меньшей мере одна из указанных газовых смесей содержит инертный растворимый газ, определяют потребление инертного растворимого газа по меньшей мере в двух из указанных отделов, определяют величину потребления кислорода в каждом из указанных отделов, определяют концентрацию инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла по меньшей мере в двух из указанных отделов и рассчитывают легочной кровоток по определенным величинам потребления и концентрации инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла и величину потребления кислорода. Заявлено также устройство для измерения легочного кровотока субъекта и трехпросветный манжетный эндобронхиальный катетер для подачи отдельных газовых смесей в каждый из трех отдельных отделов дыхательной системы субъекта. 3 с. и 24 з.п. ф-лы, 3 ил., 1 табл.

Изобретение относится к измерению кровотока у субъекта, более конкретно к способу и устройству для измерения легочного кровотока с помощью обмена кислородом, инертным газом между легкими и кровью, используя разделенную дыхательную систему. Изобретение особенно подходит для контроля за кровотоком/сердечным выбросом пациента, находящегося под общей анестезией, и, соответственно, будет удобно, если изобретение будет описано в связи с этим применением. Однако следует понимать, что описанные здесь способ и устройство могут использоваться для определения легочного кровотока или сердечного выброса субъекта, находящегося в сознании.

Следующее уравнение связывает сердечный выброс субъекта с показателями, измеряемыми более прямыми способами где F_Agas обозначает концентрацию инертного растворимого газа в альвеолярной газовой смеси легких, выраженную в виде фракции его парциального давления по отношению к барометрическому давлению (Вр), обозначает фракцию инертного растворимого газа в смешанной венозной крови, выраженную в виде фракции его парциального давления по отношению к общему давлению, представляет собой коэффициент Освальда растворимости инертного газа в крови, представляет собой сердечный выброс, который проходит через легочные капилляры в стенках содержащих газ альвеол, представляет собой величину потребления кровью газа из альвеол, измеренную в единицах объема при температуре тела и барометрическом давлении на единицу времени.

Это уравнение справедливо только для инертных газов. В этом отношении инертный газ растворяется в крови пропорционально его парциальному давлению, т.е. он подчиняется закону Генри. В отличие от этого реактивный газ не подчиняется закону Генри по причине его химической реакции с ингредиентами крови. Примерами реактивных газов являются кислород и двуокись углерода.

Используемый здесь термин сердечный выброс обозначает количество крови в единицу времени, которое проходит через легочные капилляры в стенках альвеол легких. Если насыщение гемоглобина O₂ субъекта составляет 100%, то весь сердечный выброс будет равен легочному кровотоку, т.е., количеству оксигенированной крови, проходящей через легочные капилляры в стенках альвеол легких. Если это насыщение меньше чем 100%, весь сердечный выброс в дополнение к легочному кровотоку включает шунтируемую кровь. Шунтируемая кровь не осуществляет транспорт O₂ из легких к ткани и поэтому может не учитываться. Шунтирование в процентах можно оценить по пульсовой оксиметрии.

Большинство используемых в настоящее время или описанных в литературе способов относятся или зависят от приведенного выше уравнения, но нельзя точно измерить без получения образца смешанной венозной крови, что повредило бы преимуществу неинвазивности крупных кровеносных сосудов катетерами, как необходимо при большинстве широко используемых в настоящее время способов измерения сердечного выброса, а именно при способе терморазведения.

Большинство газообменных способов измерения сердечного выброса, которые пытались применять, страдают от проблемы "рециркуляции", которая ограничивает их лишь прерывистыми определениями , разделенными относительно длинными интервалами времени для вымывания газа, введенного при предшествующем определении. Это ограничение частоты снятия показаний необходимо для обеспечения того, что перед тем, как было выполнено другое определение, вернулось к величине, близкой к нулю. Такое же ограничение относится также к способам, использующим реактивные газы. Термин "рециркуляция" обозначает возвращение в смешанной венозной крови обратно в легкие газа, который ранее был изъят из легких в артериальной крови.

Задачей настоящего изобретения является преодоление или, по меньшей мере, облегчение одной или более из упомянутых выше трудностей предшествующего уровня техники или, по меньшей мере, предоставление общественности способа выбора, который можно использовать.

Соответственно, в первом аспекте настоящее изобретение предоставляет способ измерения легочного кровотока у субъекта, включающий: изоляцию двух или более отделов дыхательной системы, причем указанные отделы включают полную газообменную часть указанной дыхательной системы, вентиляцию каждого указанного отдела отдельной газовой смесью, причем, по меньшей мере, одна из указанных газовых смесей включает инертный растворимый газ, определение потребления инертного растворимого газа, по меньшей мере, в двух из указанных отделов,
определение потребления кислорода в каждом из указанных отделов,
определение концентрации инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла, по меньшей мере, в двух из указанных отделов, и
расчет легочного кровотока по определенным величинам потребления и концентрации инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла и потребления кислорода.

Предпочтительно изолируются два или три отдела дыхательной системы, наиболее предпочтительно три отдела.

Когда изолируются три отдела, предпочтительно, чтобы два из отделов вентилировались газовыми смесями, которые по существу сбалансированы по отношению к инертному растворимому газу, причем концентрации инертного растворимого газа в каждом из этих двух отделов отличаются друг от друга, а третий отдел вентилируется газовой смесью, которая не сбалансирована в отношении инертного растворимого газа.

Один способ изоляции двух или более отделов дыхательной системы связан с использованием многопросветного манжеточного эндобронхиального катетера.

Соответственно, во втором аспекте изобретения предоставляется устройство для измерения легочного кровотока у субъекта, включающее:
многопросветный манжеточный эндобронхиальный катетер, приспособленный для обеспечения возможности подачи отдельных газовых смесей в два или более отдельных отдела дыхательной системы субъекта, причем указанные отдельные отделы включают полную газообменную часть указанной дыхательной системы,
две или более дыхательные системы для подачи с одинаковой скоростью и одинаковым общим давлением различных смесей в каждый просвет указанного многопросветного катетера,
два или более устройства подачи газа для доставки газовых смесей к указанным двум или более дыхательным системам,
средства взятия проб для взятия образцов (i) вдыхаемого и выдыхаемого газа в каждом отделе и/или (ii) свежего потока газа и отработанного газа каждого отдела и
газовый анализатор для определения концентрации газов в указанных образцах,
средство определения потока для определения скорости потока (i) указанного вдыхаемого и выдыхаемого газа и/или (ii) указанного свежего потока газа и отработанного газа и
обрабатывающее устройство для расчета легочного кровотока по указанным определенным концентрациям и скоростям потока.

Одним из способов, обеспечивающих то, что газовые смеси подаются в каждый просвет с одинаковой скоростью и одинаковым общим давлением, является использование с каждой дыхательной системой аппарата искусственной вентиляции легких (ИВЛ) типа "мешок в ящике" и приведение аппарата ИВЛ в действие с помощью подачи общего рабочего газа. Для специалиста в этой области будут очевидны другие способы синхронизации скорости и давления смешанного газа, подаваемого в просветы катетера.

Следует отметить, что для использования определенного выше способа измерения не существенно применение указанного устройства, но оно представляет собой особенно удобное устройство, которое можно использовать при проведении требуемых измерений.

Эндобронхиальные катетеры, имеющие более двух просветов, являются новыми и представляют третий аспект настоящего изобретения. Особенно точные результаты могут быть получены, если многопросветный, манжеточный эндобронхиальный катетер имеет три просвета.

Соответственно, в четвертом аспекте изобретения предоставляется трехпросветный, манжеточный эндобронхиальный катетер для подачи отдельных газовых смесей в каждый из трех отдельных отделов дыхательной системы субъекта, причем указанные три отдела включают полную газообменную часть указанной дыхательной системы, причем указанный катетер включает:
первичную трубку, имеющую три просвета, приспособленную для введения внутрь трахеи субъекта, причем каждый из указанных просветов открывается на его верхнем конце в соединительную трубку, приспособленную для соединения с дыхательной системой, а отверстие на его нижнем конце - в выпускное отверстие для подачи газовой смеси в один из указанных отделов,
одну или более раздуваемых манжет, расположенных вокруг указанной первичной трубки, и/или указанных выпускных отверстий, приспособленных для образования герметичных уплотнений внутри дыхательной системы так, что каждый из выпускных каналов способен доставлять газовую смесь в один из указанных отдельных отделов в изоляции от каждого из других отделов.

Выпускной канал может представлять собой отверстие в трубке или короткую трубку с отверстием для доставки газовой смеси в отдел дыхательной системы из просвета первичной трубки. Выпускной канал может представлять собой продолжение просвета первичной трубки или может представлять собой отверстие в нижнем конце просвета.

Трехпросветный, манжеточный эндобронхиальный катетер предпочтительно имеет раздуваемую манжету, расположенную вокруг первичной трубки и над выпускными каналами, которая приспособлена образовывать герметичное уплотнение внутри трахеи.

В особенно предпочтительном варианте реализации, как описано выше, трехпросветный катетер включает первую раздуваемую манжету в комбинации со второй раздуваемой манжетой, расположенной между первым и третьим выпускными каналами для образования второго герметичного уплотнения в правом бронхе и третьего герметичного уплотнения в бронхе, расположенном под легочной артерией, причем третье герметичное уплотнение обеспечивает возможность подачи через третий выпускной канал газовой смеси в среднюю и нижнюю доли правого легкого, а второе и третье герметичные уплотнения вместе обеспечивают возможность подачи газовой смеси через второй выпускной канал в верхнюю долю правого легкого.

Вторая раздуваемая манжета предпочтительно окружает второй выпускной канал и лежит внутри правого главного бронха и бронха, расположенного под легочной артерией.

Можно также изготовить трехпросветные катетеры с раздуваемыми манжетами, как описано выше, которые приспособлены подавать газовые смеси в правое легкое, верхнюю долю левого легкого и нижнюю долю левого легкого, хотя по техническим причинам это менее удобно.

В соответствии с настоящим изобретением измерение легочного кровотока или сердечного выброса может осуществляться через короткие интервалы в течение продолжительного периода времени при одновременном исключении проблем рециркуляции. Измерения могут производиться быстро и расчеты могут выполняться на компьютере с использованием соответствующего программного обеспечения.

Анестезия обычно подается через один аппарат ИВЛ для наркоза, но настоящее изобретение предусматривает использование нескольких аппаратов ИВЛ. Удовлетворительные результаты могут быть получены при использовании двух аппаратов ИВЛ, однако более точные результаты могут быть получены при использовании трех. Теоретически возможно дальнейшее усовершенствование при использовании более трех аппаратов ИВЛ.

Каждый аппарат ИВЛ доставляет в один отдел альвеолярного объема субъекта через его определенную ветвь бронхиального дерева его собственную индивидуальную регулируемую вентиляционную газовую смесь.

Такая структура обеспечивает то, что каждая часть общего альвеолярного газового объема (т.е полная газообменная часть дыхательной системы) вентилируется более чем через один отдел дыхательных путей. Возможное число таких отделов ограничивается только техническими соображениями.

Самый простой пример такого устройства, которое легко достичь при существующем анестезиологическом оборудовании, имеет два таких отдела, а именно левое легкое и правое легкое.

После размещения обычного эндобронхиального двухманжетного, двухпросветного катетера ("двухпросветной трубки" - например, типа Bronchocath или Robertshaw) каждое из левого легкого и правого легкого могут вентилироваться совершенно отдельными газовыми смесями, вводимыми через полностью отдельные аппараты ИВЛ, каждый из которых обеспечивается своей собственной подачей свежего газа с помощью данного устройства для доставки газа. Альтернативно, по магистралям ранее упомянутой трехпросветной трубки может легко изготавливаться на заказ двухпросветная трубка, которая вентилирует (1) верхнюю долю правого легкого и (2) остальную часть дыхательной системы, но с комбинированными первым и третьим просветами.

Субъект, у которого используется этот способ для определения сердечного выброса, может представлять собой, например, пациента, подвергающегося общей анестезии, и инертный газ может представлять собой окись азота (N₂O). В этом случае N₂O, будучи анестетическим препаратом, способствует наркотическому состоянию пациента, но это необязательно должно быть так для других инертных газов.

В этом случае весь альвеолярный объем делится на два отдела, а именно левое легкое и правое легкое, и дыхательные пути аналогичным образом делятся на два отдела, по одному для каждого легкого.

Затем каждое легкое вентилируется газовой смесью, подаваемой в него с помощью его собственного аппарата ИВЛ. Для этого подошел бы любой работающий аппарат ИВЛ. В обычном устройстве, используемом для общей анестезии под контролем анестезиолога с помощью игольчатого клапана, должен обеспечиваться приток каждого из компонентных газов в аппарат ИВЛ. В этом случае два компонентных газа представляли бы собой О₂ (используемый во всех случаях) и N₂O. Анестезиолог обычно наблюдает за скоростью потока каждого газа, которую он регулирует с помощью газового ротаметра или другого постоянно измеряющего расходомера.

Аппараты ИВЛ могут содержать канистры со свежей натронной известью для поглощения CO₂, вырабатываемой пациентом, например полузакрытые системы поглотителя или системы поглотителя закрытого цикла (ПЗСП или СЗЦ). Альтернативно, они могут не содержать натронную известь, например, системы Маpleson от А до Е. Предпочтительным типом является низкопоточный многоцелевой аппарат ИВЛ Humphrey ADE, приспосабливаемый и для поглощения натронной известью или для систем Mapleson А или Mapleson D без натронной извести. Преимуществом этой модели является низкий объем контура, который сделан возможным с помощью его конструкции с гибкой трубкой. Он также с помощью включения переключателя может легко переводиться из режима спонтанного дыхания в режим прерывистой вентиляции под положительным давлением (ПВПД).

Самым предпочтительным типом является устройство без повторного использования выдыхаемой газовой смеси, посредством которого поток свежего газа из устройства для подачи газа представляет собой также вдыхаемый газ, а выдыхаемый газ является таким же, как отработанный газ.

За исключением полностью закрытой системы каждый аппарат ИВЛ имеет контролируемый вручную или действующий автоматически клапан сброса для выпуска избыточного газа, т.е. отработанного газа, из контура.

Каждый аппарат ИВЛ может соединяться с наружным отверстием одного из просветов многопросветного эндобронхиального катетера, обычно через соединительную трубку, которая может включать катетерный патрон. Газ из аппарата ИВЛ проходит к пациенту с каждым вдохом, а выдыхаемый газ проходит другим путем во время выдоха.

Предпочтительная форма изобретения использует три аппарата ИВЛ и три отдела дыхательной системы.

Один способ осуществления этого предусматривает использование манжетного гибкого катетера маленького диаметра, проводимого по одному или другому просвету двухпросветной трубки. Он проталкивается вниз в легкие до тех пор, пока не упрется в препятствие, и манжета раздувается минимальным объемом воздуха или жидкости. Верхний конец выходит около верхнего конца большей трубки через отверстие в ее боковой поверхности, обеспечивая отсутствие утечек из большей трубки в точке выхода. Маленькая трубка вентилирует сегмент одного легкого, а большая трубка - остальное легкое. Другой просвет двухпросветной трубки функционирует, как описано в связи с описанным выше двухпросветным устройством.

Аналогичная процедура может проводиться с двумя такими маленькими катетерами, проведенными через манжетную эндобронхиальную трубку.

Манжетный гибкий катетер маленького диаметра может представлять собой, например, мочевой катетер Foley, или катетер Swan-Ganz, или им подобный, или катетер изготовленного на заказ типа.

Предпочтительная форма подразделения вентиляции альвеолярного объема на три отдела состоит из изготовленного на заказ предварительно сформированного трехпросветного катетера, аналогичного по строению двухпросветной трубке. Он называется "трехпросветной трубкой" или "трехпросветным катетером".

Трехпросветная трубка предпочтительнее описанных выше способов с использованием трех отделов, потому что ее положение в бронхиальном дереве может быть проверено при волоконо-оптической бронхоскопии, в то время как манжетный гибкий катетер помещается вслепую и склонен также к миграции после размещения вследствие его гибкости. Это может привести к окклюзии отверстия бронха, который ответвляется от просвета бронха, в котором лежит раздутая манжета катетера. Это вызовет коллапс сегмента легкого. Хотя это может произойти без серьезных непосредственных последствий, при наличии легочной патологии это может, вероятно, вызвать, например, местную инфекцию или другую местную патологию при более длительном сроке.

Следующие показатели могут контролироваться с использованием методик, известных в данной области, например, с использованием соответствующего оборудования для взятия и анализа образцов газа.

(i) Потребление и выделение субъектом одного или более видов газа из потока свежего газа, "ПСГгаза", между точкой его входа в систему и точкой его выхода из системы в потоке отработанного газа, "ПОГгаза".

(ii) Концентрация одного или более из присутствующих инертных растворимых газов в конце дыхательного цикла.

В предпочтительном варианте реализации потребление или выделение каждого отдельного вида газа при каждом дыхательном цикле измеряется на наружном конце просвета отдела эндобронхиальной трубки. Используемый здесь термин "дыхательный цикл" относится к одному дыхательному циклу. Используемый здесь термин "потребление" относится и к потреблению, и к выделению, причем выделение представляет собой отрицательную величину потребления.

Это последнее из упомянутых измерение значительно улучшает время реакции измерения сердечного выброса, т.е. его реактивность на преходящие или быстрые изменения сердечного выброса, но сердечный выброс все же может измеряться, хотя с более длительным временем реакции, если это последнее указанное измерение пропускается.

Описанное ниже устройство соответствует обычному типу анестезиологического оборудования.

Альвеолярный объем каждого отдела может обслуживаться сверху вниз с помощью устройства доставки газа, состоящего из отдельных источников потока газа, по одному для каждого типа газа, каждый с регулировкой потока и, по причинам безопасности, визуальным монитором мгновенной скорости потока каждого из отдельных потоков газа. Эти потоки газа соединяются вместе в один смешанный поток и проходят в дыхательное средство. Дыхательное средство обеспечивает возможность входа вдыхаемого газа в альвеолярный объем отдела и выхода из него или под действием нормального дыхания, или (предпочтительно) под действием аппарата ИВЛ. Отработанный газ покидает дыхательное средство в той же точке в нем. В случае использования аппарата ИВЛ типа мешок в коробке предпочтительной точкой выхода является выход из коллекторного мешка аппарата ИВЛ (гофрированного мешка).

Газ в дыхательном средстве входит в один просвет многопросветной трубки, причем для каждой комбинации средства доставки газа/дыхательного средства имеется один просвет, и во время вдоха входит в альвеолярный объем отдела. Он снова выходит из него во время выдоха. По мере того как газ входит в просвет трубки и выходит из него с постоянной низкой частотой, можно брать и анализировать его образцы. Когда для измерения величин потребления организмом используется отдельное устройство для измерения потока, оно также предпочтительно располагается здесь. Для измерения величин потребления всей системой взятие образцов для средств анализа газа и отдельных устройств измерения потока может осуществляться в двух положениях - (1) в средстве для подачи газа, между соединением потоков отдельных потоков газа и общим выпускным каналом газа и/или (2) в трубке, отводящей отработанный газ.

Существует много способов, с помощью которых можно произвести измерения величин потребления для выяснения того, измеряются ли величины потребления между "ПСГгазом" и "ПОГ-газом" отдела (величины потребления всей системой) или между вдыхаемым потоком и выдыхаемым потоком в отделе в каждый дыхательный цикл (величины потребления организмом).

Преимущество измерения величин потребления организмом перед величинами потребления всей системой состоит в том, что время реакции короче, потому что единственное изменение буферного объема представляет собой объем отдела дыхательной системы. В случае определения величин потребления всей системой буферный объем включает также объем отдела дыхательной системы.

Преимущество измерения величин потребления всей системой состоит в том, что их легче произвести, потому что тщательное смешивание газовых потоков может быть легче обеспечено и поэтому достигается большая точность.

Поскольку между этими преимуществами происходит обмен, предпочтительной тактикой является комбинированное измерение величин потребления всей системой и величин потребления организмом. Это обеспечивает возможность получения оптимальной итоговой точности и реакции.

Ниже приводятся примеры способов измерения необходимых величин потребления. Каждый из этих способов может применяться или для измерения величин потребления всей системой, или для измерения величин потребления организмом и любых из них в целом или частично. В соответствии с контекстом термин "приток" относится или к ПСГгазу отдела, или к вдыхаемому потоку в этом отделе, и аналогичным образом "отток" относится или к ПОГгазу, или к выдыхаемому потоку отдела.

Использование устройств для измерения потока
Примеры устройств для измерения потока включают пневмотахограф, анемометр с нитью накала и турбинный анемометр. Подходят также другие устройства, которые точно измеряют поток газа.

Время реакции устройств для измерения потока имеет значение, если поток газа со временем меняется. Предпочтительно время реакции такое, что устройство способно точно следовать за изменениями потока. В случае определения потребления всей системой несовместимые периоды реакции приведут к еще более длительному времени измерения потребления. В случае определения потребления организмом между измерениями на вдохе и на выдохе возникнет загрязнение, делающее их бесполезными, если не используется специальный дыхательный контур.

В этом отношении магистрали взятия образцов вдыхаемого и выдыхаемого газа могут быть соединены соответственно между ветвями вдоха и выдоха аппарата ИВЛ с ППДВ и газовым анализатором. Взятие образцов и анализ газовых смесей могут координироваться с аппаратом ИВЛ так, что взятие образца и анализ вдыхаемого газа запускается, когда аппарат ИВЛ находится в его фазе вдоха, и наоборот. Это может быть достигнуто с помощью соответствующей комбинации соленоидных клапанов на магистралях взятия образцов, которые запускаются соленоидным блоком управления, координированным с работой аппарата ИВЛ.

Когда время реакции устройства совместимо с изменениями потока, быстрая реакция измеряющего поток устройства может использоваться в сочетании с быстрым газовым анализатором (БГА) для получения сигналов скорости потока отдельных видов газа .

Например, преобразованный цифровой поток сигналов от БГА, берущего образцы газовой смеси, могут представлять отдельные величины Fx (концентрация фракции в газовой смеси газа х). Этот поток может комбинироваться с соответствующим потоком сигналов или , представляющих соответственно мгновенные сигналы вдоха или выдоха от такого измеряющего поток устройства так, что каждый сигнал от БГА соответствует по времени сигналу от устройства. С помощью компьютерной обработки сигналы Fx от БГА могут умножаться на соответствующие сигналы или от устройства для образования итогового потока сигналов, каждый из которых представляет собой мгновенную скорость потока х в дыхательные пути отдела субъекта или из них и альвеолярный объем или . Интеграция этого итогового потока сигналов за интервал времени измерения t дает объем х, который прошел за это время, .

В случае определения потребления организмом выбранный интервал времени удобно представляет собой длительность вдоха или длительность выдоха, причем устройство выявляет момент перехода от вдоха к выдоху как момент нулевого потока, отделяющий положительные (направленные внутрь) величины потока от отрицательных (направленных наружу) величин.

Если таким образом при каждом дыхательном цикле измеряются проходящие внутрь и проходящие наружу величины, то разность между ними представляет собой потребление при каждом цикле дыхания U_tx, скорость потребления х, представляет собой U_tx, умноженную на частоту дыханий RR. Альтернативно, могут проводиться более прямые определения с помощью взятия средней величины , оцененной за целое число дыхательных циклов.

Алгебраически
и
и
U_Tx = V_TIx - V_TEx

Применение нерастворимого газа для измерения потока
Нерастворимый газ, "маркерный газ", может добавляться с постоянной известной скоростью потока в магистраль притока, ему дают возможность смешиваться в радиальном направлении, а затем с помощью газового анализатора периодически берут образцы. Общая скорость потока газа составляет

где F_Imarker представляет собой измеренную фракционную концентрацию маркерного газа.

Если частота взятия образцов и время реакции анализатора, достаточно быстрые, сигналы могут использоваться точно таким же образом как сигналы , генерируемые измеряющим поток устройством, и величины потребления любого интересующего газа могут измеряться на основании от дыхательного цикла к дыхательному циклу.

Для достижения этой цели потоки на выдохе наиболее удобно измерять с помощью использования второго маркерного газа (другой вид нерастворимого газа). В одном устройстве недалеко позади наружного конца просвета отдела многопросветной трубки к одиночной точке взятия образцов могут примыкать два отверстия подачи маркерного газа в дыхательные пути, по одному с каждой стороны. Расстояние между каждым отверстием и точкой взятия образцов достаточно для того, чтобы обеспечить возможность радиального смешивания маркерного газа в потоке газа.

Маркерный газ может представлять собой любой нетоксичный нерастворимый газ. Примеры такого газа включают гелий, азот, аргон, гексафторид серы, неон и многие другие. Он может использоваться в удобной концентрации с учетом тканевых запасов организма в случае использования газа, естественно обнаруживаемого в атмосфере. Это особенно относится к азоту, но если предполагается использовать следовые концентрации, это может также относиться к другим газам.

Устройства смещения объема
V_TI может измеряться таким образом. Поршневой насос представляет собой пример использования в качестве аппарата ИВЛ при проведении соответствующей коррекции на податливость внутри дыхательного устройства. Другим более распространенным примером является гофрированный мешок аппарата ИВЛ типа "мешок в ящике", в котором объем доставляемого мешком газа может регулироваться с помощью механической остановки внутри ящика. V_TE может также измеряться с помощью смешения объема, при котором может использоваться, например, спирометр, или можно создать условия работы гофрированного мешка, похожие на работу спирометра. Самопроизвольно дышащие пациенты могут дышать в спирометр и из него. Во всех этих случаях смещение спирометра или мешка может преобразовываться в электрический сигнал с целью дальнейших расчетов.

Смешивающие устройства
Измерения F_marker и F_x могут быть значительно упрощены, если перед измерениями производятся продольные смешивания дискретных объемов газа, потому что затем можно обойтись без сложных математических процессов и быстрых периодов реакции.

Смешивание может производиться с помощью пропускания газа через смешивающие камеры или с помощью их перемешивания, например, с помощью фена, или с использованием другого подобного средства любых механических рассекателей или активного смешивания.

Сдерживание однородной скоростью потока
Если вдох и выдох происходят при постоянной скорости потока и в течение одного дыхательного цикла происходит достаточно большое число анализов газа, простое усреднение множества величин F_marker и F_x. упрощает расчет переноса массы, потому что в этом случае единица времени точно эквивалентна единице объема.

Предлагаемые методики газового анализа
Концентрации газа могут измеряться с помощью любой подходящей методики, но форма быстрого газового анализа может предоставить наилучшие данные ввиду (а) быстрой реакции на изменение и (b) с помощью усреднения, дающего более точное определение. Подходящие устройства БГА включают масс-спектрометры, инфракрасные спектрометры, фотоакустические устройства, парамагнитные и парамагнитные акустические устройства и анализаторы рассеивания Рамана.

Расчет
Предполагается, что соотношения величин потребления О₂ подотделами общего альвеолярного объема точно отражают величины их относительного легочного кровотока. Это будет определенно справедливо, если пульсовая оксиметрия покажет высокое насыщение гемоглобина 02 (например, 95-100%). (Пульсовая оксиметрия универсально используется в качестве способа мониторинга тяжело больных и находящихся под наркозом пациентов). Если насыщение гемоглобина О₂ не высокое, соотношения представляют собой потоки оксигенированной крови через подотделы.

На основании предшествующих измерений и величин может быть рассчитана следующим образом.

Расчеты будут проиллюстрированы со ссылкой на ранее описанную модель отдела, но существуют соответствующие уравнения для применения к любому числу отделов. С целью следующего математического обсуждения N₂O будет использоваться в качестве типового газа, достоверный результат также даст любой растворимый инертный газ "х".

Величины потребления N₂O соответственно для левого и правого легких управляются их соответствующими величинами альвеолярного фракционного парциального давления N₂O (F_AN2OL и F_AN2OR), фракционным давлением в смешанной венозной крови N₂O (), коэффициентом растворимости Освальда для N₂O, и соответствующим распределением сердечного выброса между легкими ():


Соответствующие величины потребления в левом и правом легких измеряются одновременно так, что в каждом величина является одной и той же.

Наиболее эффективные величины для использования при расчете F_AN2OR и F_AN2OL представляют собой величины, когда две величины насколько возможно отделены друг от друга для сведения к минимуму переноса N₂O в легких и, таким образом, повышения точности измерения потребления N₂О. Предпочтительно одно легкое вентилируется газовой смесью, содержащей от 60 до 80% N₂O (растворимого инертного газа), в то время как другое легкое вентилируется газовой смесью, содержащей 0-20% N₂О, предпочтительно 0%. Более предпочтительно одно легкое вентилируется газовой смесью, содержащей

в то время как другое легкое вентилируется газовой смесью, не содержащей N₂О.

Предпочтительно имеется положительное потребление в одном легком и отрицательное потребление (выведение) в другом легком.

Соотношение соответствующих величин потребления кислорода, равно отношению

Это можно показать следующим образом.

В условиях общей анестезии могут быть области легких, которые плохо вентилируются, так что гемоглобин крови, проходящей через такую область, меньше чем на 100% насыщен кислородом, когда она проходит в артериальную систему.

Величина "SрО₂" является мерой насыщения в артериальной системе и представляет собой универсальный контрольный показатель. Если SрО₂ показывает, что гемоглобин насыщен (SpO₂=100%), это указывает на то, что плохо вентилируемых областей нет. В этом случае (что является обычным) потребление кислорода из любой данной области легких или из правого легкого в левое легкое строго пропорционален кровотоку через эту область легких.

Это утверждение несправедливо для потребления N₂O или любого другого газа, который не насыщает молекулу-носитель, такую как гемоглобин. В этих случаях плохо вентилируемыми областями потребляется меньше N₂O, чем хорошо вентилируемыми областями, даже если равны соответствующие величины кровотока, потому что подчиняется закону Генри, и меньшее его количество растворяется в крови, когда его меньше в альвеолярном газе, и большее его количество растворяется в крови, когда лучшая региональная вентиляция создает большее его количество в альвеолярном газе этой области.

Подводя итог, можно сказать, что когда O₂ полностью насыщает его молекулу-носитель гемоглобин, его концентрация в крови всегда одинакова. Вся смешанная венозная кровь, возвращающаяся в сердце из остального организма, имеет одинаковый уровень десатурации в определенный момент времени (обычно приблизительно 75%). Поэтому потребление O₂ из определенных мест в легких должно зависеть от скорости кровотока к этому месту, и только от этого, в то время как ₂O, который подчиняется закону Генри, потребление будет зависеть от скорости регионального кровотока и от региональной концентрации N₂O в региональном альвеолярном газе.

Поэтому приведенные выше уравнения 1, 2 и 3 являются одновременными и содержат три неизвестных величины, а именно
Теперь

Расчеты могут проводиться в реальном масштабе времени с помощью компьютера.

Приведенный выше набор уравнений при решении привел к следующему уравнению:

Приведенное выше утверждение о том, что самыми эффективными величинами и являются те, при которых эти две величины насколько возможно широко отделены друг от друга, можно продемонстрировать с помощью этого уравнения. Настолько широкое разделение величин F_AN2OR и F_AN2OL достигается, когда величины F_AN2OR и F_AN2OL будут так же настолько широко отделены, насколько возможно, причем величины F_AN2OL и F_AN2OR представляют собой вдыхаемую фракционную концентрацию N₂O соответственно в левом и правом легких. (F_AN2OL и F_AN2OR измеряются с помощью БГА в виде концентрации N₂O во вдыхаемом газе в конце выдоха).

По мере того как эти две величины становятся менее широко разделенными, количество (F_AN2OL - F_AN2OR) становится меньше. Поскольку это количество представляет собой разность между двумя измеренными количествами, относительная ошибка этой разницы становится больше и больше, имея тенденцию по направлению к бесконечности, по мере того как (F_AN2OL-F_AN2OR) проявляет тенденцию по направлению к ее нижнему пределу, равному нулю. Поэтому ошибка также приближается к бесконечности, по мере того как концентрации N₂O в конце выдоха становятся равными друг другу в альвеолярных объемах двух отделов (которые в этом случае представляют собой левое легкое и правое легкое).

В газовой смеси может использоваться несколько растворимых инертных газов. В этом случае можно рассчитать сердечный выброс с помощью двух отдельных наборов результатов, а затем комбинировать измеренный сердечный выброс расчета каждого инертного газа в одну величину с помощью взвешивания каждой из них в соответствии с оценкой его пределов ошибки соответствующим образом. Эти расчеты предпочтительно производятся компьютером.

Двухпросветная эндобронхиальная манжетная трубка может быть модифицирована в трехпросветную трубку. Третий просвет может служить для бронха верхней доли правою легкого или бронха верхней доли левого легкого.

Одно преимущество третьего просвета состоит в том, что он может вентилироваться воздухом или газовой смесью, содержащей нерастворимый газ. Приток свежего газа в аппарат ИВЛ с закрытым контуром без натронной извести, который соединен с третьим просветом (третий отдел дыхательной системы), может отсекаться на длительные периоды, потому что потребление из него было бы очень медленным ввиду присутствия нерастворимого газа. (Любой газ, удаленный из этого устройства посредством взятия образца, должен быть замещен нерастворимым газом или воздухом). Парциальное давление в смешанной венозной крови каждого газа, растворенного в ней, быстро пришло бы в равновесие с газом в системе повторного выдыхания третьего просвета, из которого удалена натронная известь, и поэтому СО₂ также находится в равновесии. Таким образом, анестезиологу могут предоставляться данные о давлении всех соответствующих газов в смешанной венозной крови, которые представляли бы для него интерес и ценность. Это может быть сделано с помощью вентиляции отдела и взятия образцов газа в конце дыхательного цикла. Кроме того, прямая информация о фракции парциального давления растворимого инертного газа в смешанной венозной крови увеличила бы точность определения при сравнении с независимым определением, рассчитанным, как указано в приведенных выше уравнениях, и используемым для его коррекции.

Еще одно преимущество третьего просвета состоит в том, что он может уменьшить ошибки, связанные с феноменом, называемым несоответствие
Теоретическая оценка ошибки, связанной с измерением легочного кровотока, показывает, что основной источник ошибки, вероятно, заключен в несоответствии
В этом состоит несовершенство физиологии легких, которое, по существу, определяет неспособность точно подобрать вентиляцию каждой части легких к ее перфузии кровью.

Термин "перфузия" относится к скорости потока крови через единицу объема легких. Обычно легкие перфузируются кровью достаточно равномерно, так что наиболее зависимые части легких, т. е. нижние части, имеют более высокую перфузию, чем не настолько зависимые части. Изменение положения тела значит, что любая определенная небольшая область легких, вероятно, изменит ее перфузию по причине изменения ее вертикального расстояния от сердца, которое представляет собой регулирующий фактор. Распределение кровотока по легким изменится.

Наряду с этим имеется также изменение регионального распределения вентиляции, которая достаточно близко соответствует изменению кровотока. Обычно все части легких имеют соотношение вентиляции и кровотока, соотношение которое приблизительно одно и то же и составляет в норме в покое приблизительно 0,8. Вероятно, эта величина 0,8 меняется, например, при физической нагрузке, но ее однородность изменяется гораздо меньше, вентиляция подбирается организмом в соответствии с перфузией.

Если соответствие совершенно, то математически можно показать, что парциальное давление всех интересующих газов в конце выдоха (исключая мертвое пространство, а именно бронхиальное дерево, внутри которого не происходит газообмен) равно парциальному давлению тех газов, которые содержатся в артериальной крови. Более того, эти величины парциального давления одинаковы во всех частях легких.

Соответствие достаточно близко к совершенному в легких здоровых молодых людей. В детском и пожилом возрасте оно менее совершенно.

Оно не совершенно у всех людей в условиях анестезии. Вероятно также его ухудшение при различных формах заболеваний и даже при таких состояниях организма, как ожирение. Таким образом, у всех людей-пациентов в условиях анестезии будет встречаться несоответствие а когда анестезия комбинируется с возрастными факторами, массой тела и положением тела (положение лежа на спине в этом отношении хуже, чем положение сидя или стоя) и влиянием на легкие, например, курения, могут встречаться достаточно значительные его степени.

Математически можно показать, что при наличии несоответствия парциальное давление газа в конце выдоха (исключая газ мертвого пространства, а именно первую часть выдыхаемой газовой смеси) больше не будет равно его парциальному давлению в артериальной крови. Оно достаточно близко, но оно не точно такое же.

В предшествующем уровне техники учитывались ошибки, свойственные этому, и ряд опубликованных статей показывает достаточное соответствие между величинами сердечного выброса, измеренными с помощью способов измерения сердечного выброса предшествующего уровня техники по потреблению газов, и альтернативными способами его измерения, в сравнении с которыми они исследовались. Ожидается, что настоящий способ способен показать достаточное соответствие с существующими способами, которые не основываются на газообмене (причем самым широко используемым из них является терморазведение). Это подтвердило исследование у более пожилых и более тяжело больных пациентов, где ожидается существенное несоответствие
Однако, кроме технических ошибок, несоответствие остается источником ошибки, которая количественно не установлена. Считается, что эту проблему можно преодолеть, используя один из возможных способов, который становится возможным при применении трубки с тройным просветом.

Хотя и не желая ограничиваться теорией, считается, что изобретение даст более надежные результаты, если будут использоваться три отдела альвеолярных объемов на основании методики, которая может преодолеть проблему несоответствия
Теоретический источник ошибки
1. Несоответствие представляет собой феномен, проявляемый всеми функционирующими легкими. Если рассматривать молодого взрослого человека, лежащего на спине, то при этом имеется небольшое расхождение между F_N2O в случае N₂О (в качестве растворимого инертного газа) между данными изменения с помощью газового анализатора в образце газа, взятого в конце выдоха, F_AN2O, и F_N2O крови, которая дренирует легкие, F_aN2O. В этом примере субъект дышит газовой смесью однородного состава, поступающей в оба легких. F_N2O (крови) может быть точно измерено только с помощью специализированных методик. Расхождение оценивается как A-aDN₂O. Если это расхождение достаточно велико, оно помешает точности измерения потому что уравнение, в котором выводится содержит переменные величины F_AN2OL и F_AN2OR. Переменные величины, которые легко измеряются, принимаются за величины, равные эквивалентным переменным величинам в крови, F_AN2OL и F_AN2OR, и указанное уравнение должно быть соответствующим образом написано с F_AN2OL и F_AN2OR вместо F_AN2OL и F_AN2OR. Было бы совершенно неосуществимо проводить прямое измерение переменных величин F_AN2OL и F_AN2OR, поскольку это бы потребовало взятие образцов крови из легочных вен глубоко внутри грудной полости.

Однако источник ошибки может быть полностью устранен, если можно вызвать создание во всех альвеолах в одном альвеолярном отделе точно одинаковой концентрации газов. Обычная ситуация состоит в том, что внутри отдела существует распространение концентраций F_N2O потому что внутри отдела имеется распространение соотношений Термин обозначает отношение вентиляции которую определенная альвеола получает на ее перфузию Величина F_AN2O, обнаруживаемая внутри содержащейся в ней газовой смеси, будет отличаться от величины, обнаруживаемой внутри другой альвеолы, если величина другая.

2. Теория сбалансированного потребления
Однако если составляющие газы вдыхаемой газовой смеси, в частности наиболее обильные газы, N₂O и О₂, попадают в кровь с одинаково и относительной скоростью, с которой они доставляются к альвеоле из указанной смеси, скорость, с которой эти два газа потребляются кровью, становится зависимой только от кровотока. Вентиляция становится неуместной, потому что в этом случае (и только в этом случае) вдыхаемая газовая смесь, альвеолярная газовая смесь и выдыхаемая газовая смесь становятся идентичными по составу. Это состояние описано здесь как сбалансированное потребление.

Оно может быть описано математически, и обнаруживается, что для здорового взрослого человека величины всего организма не могут быть по величине больше, чем приблизительно 0,37.

При этой величине имеется одна возможная газовая смесь, которая может даваться субъекту и которая создаст сбалансированное потребление. Ниже этой величины и вниз вплоть до нулевой величины всегда имеется две возможных газовых смеси О₂ и N₂О, которые могут даваться субъекту и которые приведут к возникновению сбалансированного потребления. При , например, этими двумя газовыми смесями являются 0% N₂O и приблизительно 80% N₂O. По мере того, как P_VN2O возрастает по направлению к 0,37, величина F_IN2O (уровень вдыхаемого N₂О) возрастает от нуля в одной смеси, в то время как она падает от 80% в другой смеси, становясь такой же при , где она достигает уровня между 60 и 70%.

Для полностью сбалансированного потребления во вдыхаемую газовую смесь необходимо также добавить двуокись углерода (СO₂) в физиологической концентрации.

В настоящее время было открыто, что состав правильной дыхательной смеси, смеси "сбалансированного потребления", может быть рассчитан на основании знания и сердечного выброса, и фракционного давления N₂O, в смешанной венозной крови (а также концентрации гемоглобина).

Оказывается, что для величин в диапазоне, который будет присутствовать у большинства пациентов, для каждой определенной величины имеется два возможных газовых состава, иными словами, два возможных соотношения окиси азота и кислорода в смеси сбалансированного потребления. Если это так, то можно найти эти соотношения одновременно с помощью пробы и ошибки, используя два просвета трехпросветной трубки, по одному для каждой из смесей сбалансированного потребления. Третий просвет вентилировал бы или сегмент легкого, или все легкое не сбалансированной смесью. Необходимость в этом возникает потому, что требуется поддерживать величину F_VN2O стабильной во времени и под соответствующим контролем.

Такое устройство обеспечивает то, что альвеолярная газовая смесь в каждом отсеке (во всем легком или в его сегменте) однородна по составу по всему отсеку и что перфузирующая кровь, покидающая отсек (для смешивания с кровью, вытекающей из двух других отсеков, и образования потока артериальной крови), имеет величины фракционного давления N₂O, которые такие же, как F_N2O дыхательной газовой смеси для двух отсеков смеси сбалансированного потребления.

Соответственно, считается, что это нововведение должно очень существенно повысить точность способа и достоверность его данных. Теперь изобретение будет описано со ссылкой на некоторые примеры и чертежи, которые иллюстрируют некоторые предпочтительные аспекты настоящего изобретения. Однако следует понимать, что конкретность сопровождающих примеров и чертежей не предназначена для замены общего характера предшествующего описания изобретения.

На чертежах
Фиг. 1 представляет собой вид в перспективе трехпросветного, манжетного эндобронхиального катетера в соответствии с изобретением.

Фиг.2 представляет собой частичный вид в разрезе трехпросветного катетера, изображенного на фиг.1, введенного в дыхательную систему субъекта.

Фиг.3 представляет собой графическое изображение устройства, которое может использоваться для измерения легочного кровотока у субъекта.

Ссылаясь на чертежи, на фиг.1 показан трехпросветный, манжетный эндобронхиальный катетер 1, имеющий первичную трубку 2, которая содержит три просвета (не видны). Эти три просвета предназначены для подачи отдельных газовых смесей в правый верхний долевой бронх 3, направляющий газовую смесь в верхнюю долю правого легкого 4, в правый расположенный под легочной артерией (или правый стволовой) бронх 5, направляющий газовую смесь в среднюю и нижнюю доли правого легкого 6, и в левый главный бронх (или бронх левого легкого) 7, направляющий газовую смесь в левое легкое 8, как показано на фиг.2.

На верхушке первичной трубки 2 три просвета становятся тремя независимыми соединительными трубками 9, 10 и 11, которые расположены снаружи ротовой полости, когда катетер размещен внутри трахеи 12 субъекта. Первичная трубка 2 сформована с изгибом 13 по направлению к центру ее проксимальной половины, предназначенным для наложения на язык в направлении назад и вниз к отверстию глотки.

Дистально имеется трахеальная манжета 14, которая при расположении лежит полностью внутри трахеи 12 и при раздувании через воронку 15 для раздувания плотно герметизирует первичную трубку 2 внутри трахеи 12.

Непосредственно ниже дистального края трахеальной манжеты 14 выпускное отверстие 16 одного из внутренних просветов открывается на наружной стороне трубки с ее левой стороны и заканчивается. Это выпускное отверстие 16 находится на дне конца просвета, питаемого соединительной трубкой 11, и обеспечивает подачу газовой смеси в левое легкое 8. Его верхний край 17 лежит приблизительно в 2 см дистальнее трахеальной манжеты 14.

На расстоянии от выпускного отверстия 16 трубка 18, содержащая выпускные отверстия 19 и 20, изгибается вправо и слегка назад. Выпускные отверстия 19 и 20, которые имеют форму двух просветов или трубок, проходят от просветов первичной трубки 2, с которой связаны соответственно соединительные трубки 9 и 10.

На 2 см ниже нижнего края 21 выпускного отверстия 16 и на левой стороне находится верхний край 22 дистальной раздуваемой манжеты 23. Этот верхний край 22 затем окружает трубку 18 в косом направлении так, что в косом разрезе вдоль линии края манжеты край 22 простирается в проксимальном направлении вверх до трубки 18. На правой стороне трубки край находится на 1 см проксимальнее его уровня на левой стороне трубки.

С другой стороны дистальный край 24 дистальной манжеты 23 косо пересекает трубку 18 в другом направлении так, что на правой стороне край 24 находится на 1 см дистальнее и ширина манжеты 23 на правой стороне гораздо больше, чем ее ширина на левой стороне - она имеет ширину 3 см в сравнении с шириной 1 см слева.

При расположении дистальная манжета 23 лежит вокруг правого главного бронха. Правая часть манжеты 23 также простирается в расположенный под легочной артерией бронх 5, который представляет собой продолжение правого главного бронха за пределы ответвления правого верхнедолевого бронха 3.

На правой стороне трубки 18 и в центре между верхним и нижним краями дистальной манжеты 23 выпускное отверстие 19 открывается наружу. Выпускное отверстие 19 удлинено по оси трубки 18 и имеет длину приблизительно 6-8 мм и ширину приблизительно 1,5-4 мм. Дистальная манжета 23 окружает отверстие 19, которое открывается в верхнюю долю правого легкого 4. Дистальная манжета 23 прочно прикреплена к наружной поверхности трубки 18 на расстоянии 1-2 см вокруг периметра отверстия 19.

На 1-2 мм дальше дистального края 24 дистальной манжеты 23 трубка 18 заканчивается у выпускного отверстия 20. Поперечное сечение у выпускного отверстия 20 является косым, поскольку оно параллельно косой дистальной маркировке манжеты, и поэтому выпускное отверстие 20 имеет овальную форму.

Трахеальная манжета 14 и дистальная манжета 23 раздуваются с помощью двух раздувающих манжеты трубок 25 и 26 соответственно, которые открываются в них дистально, тогда как проксимально они простираются внутри корпуса первичной трубки 2 (в виде двух маленьких дополнительных мини-просветов) по направлению к проксимальным разветвлениям 27 и 29 соответственно. На расстоянии от разветвлений они простираются на 10 см в виде независимых трубок. Внутри этой независимой части каждой трубки 25 и 26 находятся шары-пилоты 29 и 30, а на проксимальных концах - воронки для раздувания 15 и 31, которые могут замещаться манжетными клапанами, установленными на расстоянии от приемных половин люеровских переходников.

Соответствующие внутренние диаметры трех просветов должны быть 1:2:2, причем самым маленьким является просвет, подающий газовую смесь в правую верхнюю долю.

Фиг.3 представляет собой графическое изображение части предпочтительного варианта реализации изобретения.

Примечания
1. Трубки, несущие газ, обозначены таким образом: =
2. Продольные, входящие или выходящие стрелки обозначают направление потоков.

3. Обычные стрелки (-->) обозначают только одно направление и возрастающий поток.

4. Двухконечные стрелки () обозначают дыхательный поток, т.е. связанный по природе с дыханием, с паузами или без пауз отсутствия потока, связанными с раздуванием и сдуванием отдела дыхательной системы.

5. Электрические соединения обозначены одиночными черными линиями. Направление тока обозначено наконечниками стрелок на этих линиям (-->-).

Источник газа O₂ под высоким давлением 32, который может быть заключен, например, в цилиндр, пропускает газ через регулятор газа или редукционный клапан 33 в трубопровод, где он имеет несколько более низкое давление, причем обычно давление составляет 400 кПа. Отсюда он проходит через регулирующий поток клапан и визуальный дисплей 34 потока, например ротаметр. На расстоянии от него газ, имеющий теперь давление лишь несколько выше давления окружающей атмосферы, соединяется с аналогичным потоком N₂O. Источник N₂O также аналогичен: подача под высоким давлением 35, регулятор 36 газа, регулирующий клапан и визуальный дисплей 37 потока. Кроме того, трубопровод делится на две магистрали после регулятора 36, и второй трубопровод обходит регулирующий клапан и визуальный дисплей 37 потока. Вместо этого он проходит через соленоидный пошаговый клапан 38 или аналогичное регулирующее поток устройство, способное регулировать скорость потока в ответ на электронные сигналы, приходящие в этом случае из компьютера 39. Теперь он снова соединяется с потоком от регулирующего клапана и визуального дисплея 37 потока и затем соединяется с потоком ₂, имеющим, как упомянуто, давление лишь несколько выше давления окружающей атмосферы, и также, в случае использования средств раздельной подачи газа, снабжающих отдел правой верхней доли (ОПВД) и отдел правой средней и нижней долей (ОПСНД), соединяется с трубкой, несущей СO₂, источник которого аналогичен источнику O₂. Он происходит от подачи под высоким давлением 40, регулятора 41 газа и регулирующего клапана и визуального дисплея 42 газа перед соединением с потоками газов O₂ и N₂О при давлении, несколько превышающем давление окружающей атмосферы.

Теперь только в случае использования средств раздельной подачи газа ОЛД комбинированный поток проходит через анестетический испаритель 43, где он может поглотить пар мощного анестетического средства при заданной процентной доле скорости потока через него.

Теперь газовая смесь с содержащимся в ней паром мощного анестетического средства, если оно было добавлено, проходит через общий газовый выпускной канал 50 в дыхательное средство 51, содержащее дыхательные трубки с отверстием 52, 53 большого диаметра и аппарат 45 ИВЛ типа "мешок в ящике" пациента, оборудованный механизмом 55 перетока газа для того, чтобы обеспечить возможность гофрированному мешку аппарата ИВЛ оставаться герметичным для газа при его наполнении (выдох), но включая механизм 55 перетока газа, как только он наполнится (на высоте его качка) так, что дальнейший приток газа после этой точки во времени, но перед началом вдоха, выходит из мешка в виде перетока 56 газа, который имеет состав СПГгаза.

При начале вдоха газ течет из гофрированного мешка по дыхательной трубке 53 с отверстием большого диаметра в блокирующий повторное вдыхание клапан 54 накачивания, по соединительной магистрали 57 пациента и независимой части трехпросветной трубки 58 (состоящей из одной из частей независимой трубки правого верхнего просвета 9, просвета 10 правой средней и нижней долей или просвета 11 левого легкого).

Отсюда вдыхаемая смесь проходит в соответствующий отдел альвеолярного объема, где происходит газообмен.

В то время как вдыхаемый газ течет по направлению к блокирующему повторное вдыхание клапану 54 накачивания, вдыхаемому газу с постоянной скоростью потока 59 добавляется приток маркерного газа. Вдыхаемый газ проходит вперед на достаточное расстояние для того, чтобы произошло радиальное смешивание, и затем в точке взятия образцов с постоянной скоростью потока берутся образцы вдыхаемого газа (первый отдел) 60, который несет его к соленоиду (не показан) - набор (1) соленоидов.

Набор (1) соленоидов представляет собой набор соленоидов, состоящий из трех соленоидов, пропускающих ПСГгаз из каждого из трех отделов газового анализатора 49.

(Образцы вдыхаемого газа берутся также при его прохождении по соединительной магистрали 57 пациента, но это взятие образцов не используется из-за опасения загрязнения выдыхаемым газом, который может не пройти через блокирующий поторное вдыхание клапан 54 накачивания).

Затем выдыхаемый газ проходит назад тот же путь вплоть до блокирующего повторное вдыхание клапана 54 накачивания. На его пути берутся его образцы для определения концентрации отдельных газов, присутствующих в конце цикла дыхания в точке взятия образцов, вдыхаемый и выдыхаемый газ (первый отдел) 61. Поток образца проходит к соленоиду, который показан как набор (2) соленоидов 44. Этот набор соленоидов состоит из трех соленоидов, пропускающих вдыхаемый и выдыхаемый газ из каждого из трех отделов к газовому анализатору 49.

Соленоиды 44 второго набора соленоидов, который показан, пропускают вдыхаемый или выдыхаемый газ по магистралям 61, 46 и 47 взятия образцов трех отделов. Наконец, соленоиды третьего набора (3) соленоидов, также не показанного, пропускают ПОГгаз из точки взятия образцов выдыхаемого газа 63 каждого из трех отделов к газовому анализатору 49.

После прохождения через блокирующий повторное вдыхание клапан 54 накачивания он становится газом, отводимым от пациента, 40, и имеет состав ПОГгаза, который получает приток маркерного газа (2) 62. Его образцы берутся, как ранее, на этот раз в соленоид набора (3) соленоидов, который не показан. Его образцы берутся в точке взятия образцов выдыхаемого газа (первый отдел) 63.

Важно, чтобы можно было продемонстрировать эффективность конструкции блокирующего повторное вдыхание клапана 54 накачивания. Другие конструкции этих клапанов, например клапаны Рубена, давали утечки и были неподходящими. Эффективность важна, потому что ретроградный поток приводит к неточности вследствие двойного взятия образца.

Соленоиды наборов (1), (2) и (3) соленоидов открываются при вращении и закрываются в тот самый момент, когда открывается следующий соленоид, так что поток газа через анализатор является постоянным.

Газовый анализатор должен быть быстродействующим газовым анализатором, способным определять форму волн при выдохе.

Соленоиды управляются компьютером 39 через электрические разъемы 64-72 включительно. Сигналы газового анализатора посылаются к компьютеру через провод 73, идущий от анализатора к компьютеру.

В большинстве анализаторов газ, выпускаемый из газового анализатора, покидает систему и должен учитываться как ложный компонент потребления в случае взятия образцов вдыхаемого газа из дыхательного средства 51 и образцов вдыхаемого и выдыхаемого газа, взятых из соединительной магистрали 57 пациента. В случае взятия образца выдыхаемого газа из газа, отводимого от пациента, 40, нет необходимости учитывать потерю газа.

Вся работа устройства проводится и вручную, и с помощью работы компьютера 39. В примере работы устройства, показанного на фиг.3, отдел правой верхней доли ОПВ 4 вентилируется первоначально газовой смесью, содержащей 79% ₂O, 14% О₂ и 7% СO₂.

Отдел левого легкого ОЛЛ 8 вентилируется первоначально 100% О₂, к которому с помощью анестетического испарителя 43 был добавлен пар мощного анестетического средства (например, изофлюрана) для создания правильного уровня анестезии. Его вентиляция была подобрана для создания величины концентрации в конце дыхательного цикла (F_ETCO2LLD) от 0,05 до 0,055. Вентиляция контролируется оператором устройства (в целом, анестезиологом). Затем вентиляция ОПВ 4 устанавливается на уровень 1/4 уровня вентиляции ОЛЛ 8.

Отдел правой средней и нижней доли 6 первоначально вентилируется 0% N₂O, 93% O₂ и 7% СO₂. Его вентиляция устанавливается на уровень 0,75 уровня вентиляции ОЛЛ 8.

После периода 5-10 мин может быть сделано следующее. По концентрациям N₂O в ОПВ 4 во вдыхаемой смеси и в конце дыхательного цикла (F_IN2ORUD и F_ETN2ORUD) рассчитывается разность между концентрациями во вдыхаемой смеси и в конце дыхательного цикла. То же делается в ОПСН 6. Разность называется I_ETDRUD и I_ETDRMLD. Таким образом
F_IN2ORUD - F_ETN2ORUD = I_ETDRUD
F_IN2ORMLD - F_ETN2ORMLD = I_ETDRMLD
Если I_ETDRUD отрицательно по величине, поток N₂О из его средства подачи газа (1) уменьшается с помощью соленоидного пошагового клапана (3). Степень уменьшения связана с типом дыхательного устройства. Предпочтительным типом является устройство без повторного вдыхания выдыхаемой газовой смеси. В этом случае степень уменьшения рассчитывается в соответствии с желаемым уменьшением процентного содержания N₂O по формуле

где V_FGFN2ORUD представляет собой имеющуюся скорость потока свежего газа N₂O в ПВО, доставляемого с помощью средства подачи газа.

Желаемое уменьшение процентного содержания представляет собой абсолютную величину I_ETDRUD.

После предоставления периода времени до 1 мин (для стабилизации нового I_ETD) производится оценка нового I_ETD. Стабилизация может в действительности не произойти, если или или продолжают изменяться, но тем не менее следует провести оценку нового I_ETD. На основании этого аналогичным образом следует произвести дальнейшую регулировку . Если I_ETDRUD имеет положительную величину, следует снова произвести обратную регулировку с помощью аналогичного увеличения но его следует регулировать для увеличения F_IN2ORUD выше его первоначальной величины 79%.

Если I_ETDRUD имеет положительную величину, a F_IN2ORUD=79%, сбалансированное потребление в ПВО (I_ETDRUD=0) может быть получено с помощью увеличения потока N₂O в ПСНО до тех пор, пока I_ETDRUD не будет равно 0.

Этот процесс может нарушить баланс в ПВО и между регулировкой потока N₂O в ПСНО и в ПВО может быть необходимо обратное и поступательное слежение.

Небольшие регулировки будут больше реагировать в плане изменения I_ETDRUD, чем равные увеличения или уменьшения будут реагировать в плане изменения I_ETDRMLD вследствие математической связи.

Более того, потому, что ПВО представляет собой самый маленький отдел, его регулировки меньше всего нарушат величину . Поскольку полное проявление такого нарушения может занять несколько минут, тактически предпочтительнее сначала производить регулировку , подождать стабилизации и затем производить регулировку под контролем достигнутой величины увеличения . Вероятно, совместное возникновение роста и падения величины F_AN2ORUD (F_AN2ORMLD в конце дыхательного цикла) происходят вместе, но в противоположных направлениях после первоначальной стабилизации, потому что они наиболее вероятно вызваны изменением сердечного выброса или изменением потребления O₂ всем организмом. Ожидается, что по большей части диапазона величин F_AN2ORMLD и F_AN2ORUD (которые соответственно составляют приблизительно 0-65 и 65-80), соотношение рост составит 15-20).

Стратегия регулировки сначала V_FGN2ORUD может быть компьютеризирована, хотя, вероятно, лучшим остается ручное осуществление первоначальной стабилизации. С этой целью обеспечена ручная регулировка под визуальным контролем, но в предпочтительном устройстве предоставлено также параллельное устройство более тонкой регулировки с помощью компьютера посредством соленоидного пошагового клапана.

Первоначальный процесс регулировки двух равновесных величин, которые предстоит отобрать, более высокую в ПВО и более низкую в ПСНО, дает оператору устройства выбор в диапазоне , причем более высокие величины обусловливают их более близкое друг к другу положение, а более низкие величины расходятся дальше друг от друга.

Величина , которая определяет это, может устанавливаться независимо с помощью обеспечения возможности потока N₂O в левое легкое из его средств подачи газа (положительная величина ). Выбор , которую предстоит отобрать, является предметом суждения.

Компьютер может программироваться на установку определенной величины , показателя, который может рассчитываться по , если она сначала известна. Он может программироваться на поиск и защиту этой величины посредством регулировки V_FGN2OLLD, и он может программироваться на защиту сбалансированного состояния и в ПВО, и в ПСНО с помощью регулировок и , и при спонтанном появлении дисбаланса.

Выходной сигнал компьютера 39 к визуальному дисплею 74, распечатке 75 или интерфейсу RS232 76 поступит на другие электронные устройства и/или любой другой вид выходного сигнала, который можно использовать и который также будет способен нести информацию, касающуюся любой из переменных величин различных показателей, наблюдаемых измеряющими устройствами или рассчитываемых по их показаниям и/или другим данным, хранящимся в памяти, или передаваемых в него из других источников, например, посредством ручного ввода или соединением RS232 от других электронных устройств.

Цифровой пример
Предположим, что перечисленные ниже соответствующие переменные величины обладают заявленными вероятными величинами (см. таблицу).

(Величина лежит посередине между вдыхаемым F_N2O слева и вдыхаемым F_N2O справа, если с момента индукции анестезии прошло достаточно времени для насыщения тканей тела N₂O).

л/мин
л/мин
Теперь можно рассчитать альвеолярный F_N2O с двух сторон. Можно считать, что альвеолярный газ образован прямой смесью двух потоков жидкости, содержащей N₂O. (Это справедливо, потому что альвеолярно-капиллярная мембрана, отделяющая кровь от газа, свободно проницаема для ₂O). Пусть уравнение баланса массы будет составлено так, что масса N₂O, переносимого в каждое легкое, равна уносимой массе. Тогда

Где F_IN2OL представляет собой вдыхаемое F_N2O слева, а V_AIL представляет собой альвеолярную вентиляцию слева.

Аналогичным образом

рассчитываются из уравнений


и используя указанные величины переменных величин справа


Таким образом, в норме скорости потребления у здоровых людей будут составлять приблизительно 300 мл/мин. (Когда ткани не насыщены N₂O, потребление слева будет несколько увеличено. Выпуск справа будет несколько уменьшен. Скорость потребления в начале составит приблизительно 615 мл/мин с левой стороны с небольшим выпуском справа. Скорость потребления через 10 мин составляет приблизительно 340 мл/мин, а выпуск справа составляет приблизительно 280 мл/мин. После этого потребление снижается более медленно. Через полтора часа потребление слева составляет лишь на 25 мл/мин больше, чем выпуск справа. Тканевое потребление не должно рассматриваться как серьезная причина любой потери точности измерения потребления и выпуска).

Рассчитанные величины F_AN2OL и F_AN2OR после насыщения ткани составляют
F_AN2OL = 0,646154
F_AN2OR = 0,153846
Ранее выведенное уравнение сердечного выброса представляет собой

Вставив величины показателей в это уравнение, получаем

Если по контексту не требуется иного, то во всем этом oписании и следующей формуле изобретения слово "включать" или его изменения, такие как "включает" или "включающий" следует понимать как подразумевающие включение указанного целого числа или группы целых чисел, но не исключение любого другого целого числа или группы целых чисел.

Специалистам в этой области будет понятно, что описанное здесь изобретение может подвергаться изменениям и модификациям, отличным от конкретно описанных вариантов реализации. Следует понимать, что изобретение включает все такие изменения и модификации. Изобретение также включает все этапы и признаки, на которые имеются ссылки или которые указаны в этом описании, отдельно или совместно, и любые и все комбинации любых двух или более указанных этапов или признаков.

Формула изобретения

1. Способ измерения легочного кровотока у субъекта, при котором выделяют два или более отделов дыхательной системы, включающих в себя полную газообменную часть указанной дыхательной системы, вентилируют каждый указанный отдел отдельной газовой смесью, причем по меньшей мере одна из указанных газовых смесей содержит инертный растворимый газ, определяют потребление инертного растворимого газа по меньшей мере в двух из указанных отделов, определяют величину потребления кислорода в каждом из указанных отделов, определяют концентрацию инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла по меньшей мере в двух из указанных отделов и рассчитывают легочный кровоток по определенным величинам потребления и концентрации инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла и величину потребления кислорода.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что два отдела дыхательной системы изолированы, причем указанные два отдела содержат полную газообменную часть указанной дыхательной системы.

3. Способ по п. 2, отличающийся тем, что один из указанных двух отделов является соответственно левым легким, а другой отдел является правым легким.

4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что указанный инертный растворимый газ включает окись азота.

5. Способ по п. 1, отличающийся тем, что по меньшей мере одна из указанных газовых смесей включает два и более инертных растворимых газов.

6. Способ по п. 1, отличающийся тем, что указанный инертный растворимый газ включает севофлюран и/или десфлюран.

7. Способ по п. 1, отличающийся тем, что по меньшей мере одна из указанных газовых смесей включает окись азота и севофлюран или десфлюран.

8. Способ по п. 1, отличающийся тем, что субъект находится под действием анестетика.

9. Способ по п. 1, отличающийся тем, что указанные величины потребления инертного растворимого газа определяют с использованием инертного нерастворимого газа в качестве маркерного газа.

10. Способ по п. 1, отличающийся тем, что одна газовая смесь содержит 60 - 80% инертного растворимого газа, а другая газовая смесь содержит 0 - 20% инертного растворимого газа.

11. Способ по п. 10, отличающийся тем, что в указанной другой газовой смеси отсутствует указанный инертный растворимый газ.

12. Способ по п. 1, отличающийся тем, что одна газовая смесь содержит инертный растворимый газ, а в другой газовой смеси отсутствует указанный инертный растворимый газ.

13. Способ по п. 1, отличающийся тем, что три отдела дыхательной системы изолированы, причем указанные три отдела содержат полную газообменную часть указанной дыхательной системы.

14. Способ по п. 13, отличающийся тем, что два из указанных трех отделов вентилируются газовыми смесями, которые, по существу, сбалансированы в отношении указанного инертного растворимого газа, причем концентрация инертного растворимого газа в каждом из двух отделов отличается друг от друга и указанный третий отдел вентилируют газовой смесью, несбалансированной в отношении инертного растворимого газа.

15. Способ по п. 14, отличающийся тем, что указанные два отдела, по существу, сбалансированы в отношении инертного растворимого газа и двуокиси углерода.

16. Способ по п. 14, отличающийся тем, что сбалансированные концентрации инертного растворимого газа в указанных двух отделах определяют с помощью определения концентрации инертного газа в выдыхаемой дыхательной смеси в указанном третьем отделе, оценки сердечного выброса у субъекта, расчета приблизительной высокой и приблизительной низкой концентрации инертного растворимого газа по оценке сердечного выброса и концентрации инертного растворимого газа в конце дыхательного цикла в указанном третьем отделе, регулировки концентрации инертного растворимого газа в двух отделах к указанной приблизительной высокой и низкой сбалансированной концентрации, регулировки концентрации инертного растворимого газа в каждом из двух отделов до тех пор, пока не будет получен существенный баланс, расчета легочного кровотока, пока газовые смеси, подаваемые к указанным двум отделам, по существу сбалансированы в отношении инертного растворимого газа.

17. Способ по п. 14, отличающийся тем, что указанный третий отдел снабжают газовой смесью без указанного инертного растворимого газа.

18. Способ по п. 1 или 14, отличающийся тем, что легочной кровоток рассчитывают во многих интервалах времени.

19. Способ по п. 16, отличающийся тем, что легочной кровоток рассчитывают во многих интервалах времени и сбалансированную концентрацию инертного растворимого газа в указанных двух отделах повторно регулируют в ответ на изменения сердечного выброса или общее потребление кислорода.

20. Устройство для измерения легочного кровотока субъекта, содержащее многопросветный манжетный эндобронхиальный катетер, приспособленный для подачи отдельных газовых смесей в два или более изолированных отдела дыхательной системы субъекта, причем указанные изолированные отделы включают в себя полную газообменную часть указанной дыхательной системы, два или более дыхательных средства для подачи различных смесей в каждый просвет указанного многопросветного катетера с одинаковой скоростью и одинаковым общим давлением, два или более средства для подачи газовых смесей в указанные два или более дыхательных средства, средство для взятия образцов вдыхаемого и выдыхаемого газа в каждом отделе и/или потока свежего газа и отработанного газа каждого отдела и газовый анализатор для определения концентрации газов в указанных образцах, средство для определения скоростей потока указанного вдыхаемого и выдыхаемого газа и/или потока свежего газа и отработанного газа и обрабатывающее средство для расчета легочного кровотока по указанным концентрациям и скоростям потока.

21. Устройство по п. 20, отличающееся тем, что, кроме того, содержит средство для взятия образцов газового состава, доставляемого в дыхательное средство из устройства подачи газа.

22. Устройство по п. 20, отличающееся тем, что, кроме того, содержит средство для взятия образцов отработанного газа из дыхательного средства.

23. Устройство по п. 20, отличающееся тем, что многопросветный манжетный эндобронхиальный катетер имеет два или три просвета.

24. Трехпросветный манжетный эндобронхиальный катетер для подачи отдельных газовых смесей в каждый из трех отдельных отделов дыхательной системы субъекта, содержащих полную газообменную часть указанной дыхательной системы, причем указанный катетер включает в себя первичную трубку, имеющую три просвета, приспособленную для введения внутрь трахеи субъекта, причем каждый из указанных просветов соединяется на его верхнем конце с соединительной трубкой, приспособленной для соединения с дыхательной системой, и соединяется на его нижнем конце с выпускным каналом для подачи газовой смеси в один из указанных трех отделов, одну или более раздуваемых манжет, расположенных вокруг указанной первичной трубки и/или указанных выпускных каналов, приспособленных для образования герметичных уплотнений внутри дыхательной системы так, что каждый выпускной канал был способен доставлять газовую смесь в один из указанных отдельных отделов в изоляции от каждого из других отделов.

25. Трехпросветный манжетный эндобронхиальный катетер по п. 24, отличающийся тем, что первая раздуваемая манжета расположена вокруг первичной трубки и выше выпускных каналов и приспособлена для образования первого герметичного уплотнения внутри трахеи.

26. Трехпросветный манжетный эндобронхиальный катетер по п. 25, отличающийся тем, что вторая раздуваемая манжета расположена между первым и третьим выпускными каналами и вокруг второго выпускного канала для образования второго герметичного уплотнения в правом бронхе и третьего герметичного уплотнения в бронхе, расположенном под легочной артерией, причем третье герметичное уплотнение обеспечивает возможности подачи газовой смеси через третий выпускной канал в среднюю и нижнюю доли правого легкого, а второе герметичное уплотнение обеспечивает подачу газовой смеси через второй выпускной канал в верхнюю долю правого легкого.

27. Трехпросветный манжетный эндобронхиальный катетер по п. 25, отличающийся тем, что раздуваемая манжета расположена между первым и третьим выпускными каналами и вокруг второго выпускного канала для образования второго герметичного уплотнения в левом бронхе и третьего герметичного уплотнения в бронхе, расположенном под легочной артерией, причем третье герметичное уплотнение обеспечивает подачу газовой смеси через третий выпускной канал в нижнюю долю левого легкого, а второе герметичное уплотнение обеспечивает подачу газовой смеси через второй выпускной канал в верхнюю долю левого легкого.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4