Сплит-системы с режимом приточной вентиляции компании Dantex

Современные стандартные бытовые кондиционеры работают по принципу рециркуляции воздуха в помещении через теплообменник внутреннего блока. Таким образом, они не обеспечивают поступление свежего воздуха. Для этой цели современное производство предлагает полупромышленные или промышленные, а в редких случаях и бытовые сплит-системы с приточной вентиляцией воздуха. Они стоят дороже, но при этом полностью оправдывают расходы.

Устройство

Внутри системы с приточной вентиляцией имеют много общего с устройством обычных бытовых кондиционеров. Внутренний блок оборудован теплообменником, вентилятором и фильтрами. Внешний – компрессором, конденсатором, дросселирующим устройством и системой управления.

На фото: Устройство системы с приточной вентиляцией

Функция забора воздуха извне включается в системах в режиме охлаждения/нагрева. Воздух через воздуховод попадает на испаритель, смешиваясь с рециркуляционным воздухом, затем охлаждается или нагревается, в зависимости от условий, и после этого проникает в комнату, где смешивается с остальными воздушными массами. В различных системах этот принцип реализован по-разному.

Преимущества системы с приточной вентиляцией

Сплит-системы с подачей воздуха с улицы обладают несомненными преимуществами, делающими их применение более эффективным, полезным и удобным, чем использование стандартных кондиционеров.

На фото: Система с приточной вентиляцией

Приток свежего уличного воздуха в течение всего года. Зимой холодный воздух с улицы, проходя через систему, прогревается до заданной температуры. Полупромышленные сплит-системы обеспечивают более высокий процент воздуха, подаваемого с улицы в помещение, нежели настенные бытовые кондиционеры с реализованной опцией подмеса свежего воздуха.

Возможность одновременной работы на несколько помещений. Современные сплит-системы предусматривают возможность эффективной работы как в помещениях большой площади, так и сразу на несколько комнат.

Тихая работа. Подобные сплит-системы работают достаточно тихо. Это обеспечивается специальными материалами, используемыми при изготовлении устройств, а также конструктивными решениями.

Экономическая выгода. Для просторных помещений с большим количеством комнат выгоднее приобрети именно полупромышленную или промышленную сплит-систему с приточной вентиляцией, поскольку в этом случае это будет более целесообразно, нежели приобретать отдельно для каждого комнаты несколько бытовых систем с подмесом воздуха.

Здесь же следует отметить, что системы для охлаждения/нагрева с притоком свежего воздуха намного экономичнее, чем отдельная установка системы вентиляции с притоком воздуха с улицы и системы кондиционирования.

Виды сплит-систем с притоком свежего воздуха

Существует несколько разновидностей климатических систем с приточной вентиляцией. В зависимости от специфики помещений может использоваться тот или иной из них.

Бытовые сплит-системы

Бытовые сплит-системы подходят для работы в помещениях площадью до 100 кв.м. Их мощность составляет примерно от 2 до 10 кВт. В настоящее время практически невозможно найти бытовую сплит-систему с притоком свежего воздуха. Однако есть единичные фирмы, которые имеют в своем ассортименте небольшую линейку такого оборудования. Рассматривая такие системы, сразу следует отметить, что приток свежего воздуха осуществляется по тонкому трубопроводу с дополнительным вентилятором для подачи свежего воздуха. Количество такого воздуха – мизерное, а вот шума от вентилятора достаточно много. Цена такой системы почти в 2 раза выше, чем аналогичной без притока свежего воздуха. Поэтому решение о целесообразности приобретения такой сплит-системы с притоком свежего воздуха остается только за самим пользователем.

На фото: Бытовые сплит-системы с притоком воздуха

Полупромышленные сплит-системы

Наиболее популярный вид сплит-систем с притоком свежего воздух – полупромышленные, которые подходят для работы в помещениях площадью до 300 кв.м. Их мощность мощности от 7 до 30 кВт. Это некий переходный вариант от бытовых к промышленным климатическим системам.

Полупромышленные сплит-системы Dantex быстро и равномерно распределяют поток воздуха по всей площади помещения, благодаря одновременному распределению воздушного потока в 4 направлениях. Также они осуществляют приток достаточного количества свежего уличного воздуха, чего бытовые сплит-системы обеспечить не могут. Это обеспечивает поддержание в комнатах идеального микроклимата.

На фото: Полумпромышленные сплит-системы с притоком свежего воздуха

В линейке полупромышленного оборудования Dantex с приточной вентиляцией представлены канальные и кассетные сплит-системы. Они очень популярны для бытового использования, поскольку обладают скрытыми внутренними блоками и не портят эстетический вид помещения. Они способны обеспечить подмес до 25-30% свежего воздуха.

Еще одним несомненным преимуществом таких систем является и экономичный режим работы.

Полупромышленные сплит-системы Dantex станут идеальным вариантом для городской квартиры, офиса или частного дома.

Мультизональные (VRF) системы

Для помещений с несколькими комнатами идеально подойдут мультизональные (VRF) системы с приточной вентиляцией. К одному внешнему блоку могут подключаться одновременно до 64 внутренних – канальных, кассетных, настенных или потолочных, которые можно комбинировать в зависимости от специфики помещений.

На фото: Мультизональные (VRF) системы с притоком свежего воздух

При этом, например, внутренние кассетные блоки имеют специальные отверстия, к которым можно подсоединить дополнительные воздуховоды, подающие свежий воздух. С канальными блоками все проще: достаточно подключить приточный воздуховод ко входящему воздуховоду блока. В этом случае они способны обеспечить подмес до 25% свежего воздуха. Для работы со 100% притоком свежего воздуха имеются внутренние блоки канального типа от 12,5 до 28 кВт с повышенным статическим напором, обеспечивающие распределение воздуха по протяженной сети воздуховодов.

Таким образом, некоторые типы внутренних блоков VRF-системы обеспечивают подачу и подмес свежего воздуха. Для удобства использования в системах предусмотрена возможность осуществления местного, центрального или комплексного управления для создания климатической установки со множеством внутренних блоков.

VRF системы с приточной вентиляцией Dantex – высокоэффективные решения, обеспечивающие постоянный приток воздуха в помещение.

Система чиллер-фанкойл

Решением для больших объектов со множеством помещений, например, офисов, может стать использование системы чиллер-фанкойл Dantex с функцией подачи, подмеса и фильтрации свежего воздуха. Они относятся к промышленному оборудованию и обладают высокой мощностью и эффективностью работы и идеальна для создания подходящего микроклимата на объектах большой площади. Используется для задач охлаждения/нагрева воздуха с применением в качестве рабочего вещества промежуточного теплоносителя.

На фото: Система чиллер-фанкойл

Фанкойлы, которые могут использоваться для подачи свежего воздуха, бывают нескольких видов – кассетные, канальные. Выбирать наиболее оптимальные следует, в первую очередь, ориентируясь на специфику помещения. Стоит отметить, что фанкойлы способны обеспечить подмес не более 25% свежего воздуха.

Работа системы характеризуется низким уровнем шума. Возможность подключения большого количества внутренних блоков предоставляет широкий спектр вариантов при построении системы кондиционирования.

Система чиллер-фанкойл Dantex обладает высоким качеством и доказанной эффективностью.

Рекомендации для выбора сплит-системы с приточной вентиляцией

Прежде чем приступить к выбору сплит-системы с приточной вентиляцией, лучше проконсультироваться со специалистами, которые помогут подобрать оптимальный вариант. Специалисты Dantex облагают высоким уровнем компетенции и смогут грамотно изучить положение дел. Они проанализируют технические параметры здания, внешние условия, возможности подключения к системе промежуточного теплоносителя и на основании этого дадут компетентные рекомендации, на основании которых можно будет построить высокоэффективную и надежную климатическую систему с подачей воздуха с улицы круглый год.

В случае рассмотрения совместной установки системы охлаждения/нагрева с приточной вентиляцией, следует иметь в виду, что для комфортного и безопасного нахождения одного человека в помещении необходимо рассчитывать подачу свежего воздуха в количестве от 20 до 60 м³/час. В противном случае состояние человека будет не работоспособным, и нахождение в этом помещении будет предоставлять угрозу для его здоровья. Исходя из этого, можно сделать выводы, что такие системы целесообразно устанавливать в небольших офисах, квартирах, коттеджах, в которых они могут обеспечить вышеуказанную санитарную норму подачу свежего воздуха. Что касается крупных офисных зданий или жилых комплексов, то их следует оборудовать отдельно системой вентиляции с полноценным притоком свежего воздуха и отдельно системами охлаждения/нагрева рециркуляционного воздуха. Однако при этом не исключается также и дополнительный приток свежего воздуха в таких системах.

Сплит-системы с приточной вентиляцией — обзор

Наверняка вы знаете ярых противников кондиционеров. Они аргументируют: «Кондиционер только перегоняет воздух туда-сюда по комнате, а не притягивает свежий». Они правы, конечно. Но на рынке есть и техника без этого изъяна: сплит-системы с приточной вентиляцией.

Устройство приточного кондиционера

Приточный кондиционер сочетает в себе функции классической сплит-системы (охлаждение воздуха до заданной температуры, его фильтрация и, возможно, ряд других операций) и приточной вентиляции, такой как принудительная «приточка» или, например, бризер. На рынке существуют 4 типа моделей сплит-систем с притоком свежего воздуха.

1. Сплит система + приточный модуль. Рядом с уже установленной системой устанавливают еще один блок, в котором расположена небольшая приточная вентиляция с рекуператором. Она притягивает свежий воздух и подмешивает его к тому, который кондиционер забирает из комнаты. Чтобы система работала, нужно установить рядом со сплит-системой еще один довольно внушительный блок на стену. При этом, большинство моделей обеспечивают свежий воздух, которого едва хватит для одного человека. Из-за этих недочетов системы с дополнительным модулем теряют свои позиции и практически не встречаются в продаже.
2. Мембранная система. Кондиционер, который способен притягивать в квартиру свежий воздух и пропускать его через особую мембрану. Эта заслонка пропускает кислород, а остальные газы – придерживает. Это позволяет насыщать воздух в комнате свежими молекулами. Решение недешевое хотя вполне эффективное.
3. Приточка во внешнем блоке. В этом случае приток воздуха обеспечивается специальным внешним блоком, который и забирает воздух снаружи, и охлаждает его. Подача кислорода при этом выше, чем у других вариантов, но до идеальной все-таки не дотягивает. Решение дорогостоящее.
4. Канальные системы. Как правило, их трудно разместить в городской квартире, но для офиса или загородного дома – это отличное решение.

Есть те, кто считают приточные кондиционеры идеальным решением. А есть и противники, которые считают, что не стоит изобретать велосипед, а лучше организовать отдельно хорошую приточку и отдельно поставить сплит-систему.

Обзор некоторых моделей

Daikin FTXZ25N/RXZ25N

Система, обеспечивающая приток свежего воздуха через внешний блок. Это инвертерная модель (о преимуществах таких кондиционеров мы писали в статье «Кондиционеры он-офф, инвертер – отличия») с несколькими фильтрами и функцией увлажнения воздуха. При этом заливать воду в прибор не нужно – увлажнение происходит за счет влажности воздуха, поступающего извне. Есть функция осушения воздуха (чем она полезна читайте в материале «Функция DRY в кондиционере – зачем она нужна»). Способен обслуживать площадь 25м.

Кондиционеры Haier из серии ELEGANT-DC INVERTER

Это серия тихих инвертерных кондиционеров, которые могут подмешивать свежий воздух к тому, который забирают из комнаты. В линейке 4 модели, способные обслуживать помещение от 20-ти до 58 «квадратов».

Кондиционеры Haier из серии Lightera

Кондиционеры и серии он-офф. В этой линейке 13 моделей – в средней и недорогой ценовой категориях. Все они примечательны тем, что к ним можно приобрести дополнительный модуль Oxygent Fresh, который будет работать как приточная вентиляция. В остальном кондиционеры той серии обладают обычным набором функций- самоочистка, осушение, работа на обогрев и т.д.

Кондиционеры Dantex серии RK-CHC3N/RK-HC3NE-W

Сплит-системы, дополненные возможностью подмешивать свежий воздух. Правда, это консольные кондиционеры, полупромышленного типа.

Очень большой выбор сплит-систем с приточкой — среди канальных и кассетных установок. Если у вас есть возможность, устанавливайте именно такую систему.

Принцип работы сплит системы

Сплит-система кондиционирования представляет собой устройство, где внутренний блок (испаритель) отделен от наружного блока, называемого конденсатором. Испаритель находится внутри вашей комнаты, в то время как компрессор расположен снаружи, обычно на кронштейне, прикрепленному к стене.

Как работает сплит-система

Внутренняя часть сплит-системы крепится к наружной при помощи медных трубок и проводки. Хладагент перемещается от внешнего компрессора через конденсатор, а затем в испаритель через медные трубы. С помощью кондиционера можно регулировать количество холодного воздуха, поступаемого в комнату, через термостат или пульт дистанционного управления.

Внутренняя и внешняя часть кондиционера должны соединяться, так как это позволяет горячему воздуху внутри комнаты «вентилировать». Сплит-системе кондиционирования не нужно выпускать воздух самой, так как хладагент охлаждает воздух путем преобразования тепла в энергию для себя.

Процесс

— охлажденный жидкий хладагент высокого давления перемещается внутрь комнаты; — он вступает в контакт с горячим воздухом; — используя тепло из комнаты, он превращается в газ, поступая опять в компрессор. Там он снова превращается в газ; — воздух в комнате охлаждается.

Такой способ подогрева означает, что воздух внутри не должен перемещаться на улицу, чтобы правильно охладиться. Это подходит для ситуаций, когда открывать окна нежелательно.

Сплит-система кондиционирования идеально подходит для использования в жилых помещениях, где необходимо охлаждать только некоторые комнаты.

Сплит-система и вентиляция

Когда хладагент проходит через медные трубки, практически нет необходимости для того, чтобы воздух в комнате вентилировался. Вентиляция предполагает прием внутрь воздух, а затем доставляет свежий воздух снаружи. Кондиционер работает лучше всего, когда двери и окна закрыты, поэтому предпочтительнее сплит-система.

Можно поставить систему вентиляции воздуха в сплит-систему кондиционирования, но это должно быть сделано профессионалами, а вентилятор может не работать с помощью этого нового вентиляционного оборудования. Главная причина беспокойства заключается в том, что проводка и трубки могут стать грязными, поощряя появление плесени и бактерий на блоке. Если работает вытяжная система вентиляции, то она может вывести плесень в комнату, вызвав болезни у людей.

Почему нужна вентиляция воздуха

Иногда системы вентиляции воздуха добавляются в сплит-систему кондиционирования, если она находится в бизнес-центрах. Это связано с рабочими в рамках делового ощущения, что должно быть «вентилирование» из-за количества людей внутри здания. Однако это может привести к бактериальным инфекциям у персонала. Для решения проблемы вентиляции воздуха компания Дышим Дома предлагает приточные бытовые установки с подогревом и очисткой воздуха Бризер TION 3S и Бризер TION О2.

Вентиляция или кондиционирование? Может ли кондиционер заменить вентиляцию?

Существует мнение, что кондиционеры могут полностью или частично заменить вентиляцию. Якобы достаточно установить наиболее современную сплит-систему, очищающую, увлажняющую, ионизирующую, имеющую антивирусные, антиаллергенные, антибактериальные фильтры, и можно наслаждаться чистейшим свежим воздухом. Но так ли это на самом деле?

Что такое вентиляция и что такое кондиционирование?

Для начала разграничим понятия:

Кондиционирование – это охлаждение, либо нагрев воздуха в закрытых помещениях.

Вентиляция – это подача воздуха, насыщенного кислородом, и удаление отработанного.

То есть при кондиционировании воздух остается прежним. Он может нагреваться, охлаждаться, осушаться, ионизироваться, но при этом не заменяется новым.

А при вентиляции происходит обмен воздушных масс.

Задачи систем:

Основная цель кондиционирования – создание благоприятных для людей климатических условий (привнесение желаемой прохлады в жару, либо тепла в холод).

Задачи вентиляции гораздо шире.

Каждую секунду мы вдыхаем кислород и выдыхаем углекислый газ. Кроме того воздух загрязняется выделениями от строительных и отделочных материалов, от газовых горелок и плит, от спреев и аэрозолей, от чистящих и моющих средств и т.д. Всем этим мы дышим.

Медики рекомендуют каждые два часа открывать окна для проветривания помещений и спать с открытыми форточками.

Но, учитывая цены на отопление – для многих это просто непозволительная роскошь. Кроме того проветривание может привести к сквознякам и тем самым вызывать простудные заболевания.

Выходом становятся принудительные приточно-вытяжные вентиляционные установки, поставляющие свежий воздух и сберегающие тепло в доме зимой, либо прохладу летом.

Бывают ли кондиционеры, выполняющие роль вентиляционного оборудования?

Устройство кондиционера подобно холодильнику. Он либо охлаждает воздух, либо нагревает (при перемещении фреона в обратном направлении). В верхней части внутреннего корпуса есть отверстие для забора воздуха из комнаты. В нижней – для подачи охлажденного или нагретого потока.

Получается, что через систему проходит один и тот же воздух, не обновляемый притоком.

Если указано, что в кондиционере есть «режим вентиляции», то это означает, что устройство будет действовать, как вентилятор, без дополнительного нагрева или охлаждения. Однако порция кислорода в дом при этом не поступит.

Недавно на рынке появились кондиционеры с приточной вентиляцией, осуществляющие подмес воздуха за счет дополнительного внешнего блока и гибкого шланга.  Но объем «приточки» в них настолько мал, а шум при этом настолько велик, что многие владельцы быстро отказываются от данного оборудования.

Если есть вентиляция, нужен ли кондиционер?

Устройства кондиционирования не заменят вентиляцию, однако они могут ей помочь!

Например, если вентустановка подает воздух и удаляет отработанный, а кондиционер его отапливает/охлаждает, осушает/увлажняет, ионизирует или очищает от пыли. Оборудовав свой дом системой вентиляции и кондиционирования, вы обеспечите максимальный комфорт и здоровый микроклимат.

Существуют вентиляционные установки, способные нагревать и кондиционировать воздух, фильтровать его, контролировать влажность и углекислый газ. Причем они гораздо энергоэффективнее кондиционеров и нагревательных приборов. Однако это удовольствие весьма дорогостоящее. Поэтому выбор всегда остается за вами! 

Влияние на здоровье и самочувствие человека:

Кондиционер не скажется на здоровье домочадцев, если придерживаться определенных правил:

1. Желательно не выставлять слишком прохладную температуру заведомо ниже необходимой. Если на улице жарко, а в помещении +18, +19 градусов, то резкий перепад может стать причиной переохлаждения и простуды.

2. Если включить кондиционер, закрыть все окна и не обеспечить вентиляцию, то концентрация углекислого газа увеличится в разы, дышать станет труднее, да и риск подхватить вирусы – возрастет, несмотря на комфортную температуру в помещении. Поэтому не забываем про вентиляцию!
 
3. Фильтры со временем забиваются пылью и опасными микроорганизмами. Пренебрегая заменой или очисткой фильтрующих элементов, мы добьёмся того, что в кондиционере разовьются грибки и плесень. Более того прибор станет источником распространения бактерий, вызывающих аллергические реакции.

При соблюдении этих правил, кондиционеры принесут только комфорт!
 
Влияние вентиляции на самочувствие человека – исключительно положительное. Подробнее в статье — Системы вентиляции: значение для здоровья.

Специалисты группы компаний «Терконт» осуществляют проектирование и монтаж климатического оборудования для дома, офиса или квартиры в Челябинске и в Екатеринбурге. Связаться с нами можно по одному из телефонов, указанных на сайте. Некоторые кондиционеры и вентиляционные устройства представлены в он-лайн каталоге.

Группа компаний Терконт

Копирование без ссылки на http://terkont.ru/ — запрещено

Что умеет кондиционер? — Охлаждение, обогрев, осушение, очищение, вентиляция и ионизация воздуха в помещении.

Из книги «О кондиционерах доступно». Авторы: Творческий коллектив компании «Сиеста» под общим руководством Леонида Корха.

Охлаждаем

 Итак, пойдем по порядку. Безусловно, главная задача кондиционера – охлаждение воздуха. Хотя бы потому, что нагрев, осушение и очистку воздуха могут обеспечить другие, зачастую более простые и дешевые устройства, а вот давать освежающую прохладу умеет только он. Причем делает это очень экономично – на один киловатт потребляемой электроэнергии выдает порядка 3 кВт холода! Нарушения законов природы здесь нет, так как энергия тратится не на создание прохлады, а на ее перенос с улицы в помещение. В том же духе действует двоюродный брат кондиционера – холодильник, который морозит свою утробу, а излишки тепла сбрасывает со стороны задней стенки.

Правда, понижать температуру в помещении можно только до определенного предела. Большинство современных кондиционеров умеет охлаждать воздух до +17-18°С. Хотите ниже, заберитесь под выходящую из кондиционера струю – ее температура на 10-12 градусов ниже установленной на пульте ДУ. К тому же при высокой подвижности воздух кажется еще холоднее. Именно поэтому иллюзию прохлады можно создать при помощи вентилятора или разогнавшись в автомобиле. Однако увлекаться «игрой в оленеводов» все-таки не стоит, можно запросто подхватить простуду.

Греем

 Помимо приятной прохлады многие современные кондиционеры умеют нагревать воздух. Причем заставить кондиционер работать на тепло можно двумя различными способами. В подавляющем боль- шинстве случаев это делается с помощью так называемого теплового насоса. На самом деле никакого насоса в кондиционере нет: в этом режиме он морозит улицу и греет помещение. При наружных температурах выше -10°С такое отопление весьма эффективно. На каждый киловатт электроэнергии можно получить от 2,5 до 3,5 кВт тепла.

Правда «садировать» кондиционер в сорокоградусные морозы все-таки не стоит – толку никакого. Чем холоднее на улице, тем меньше тепла он дает. А вот риск вывести из стоя кондиционер при низких температурах возрастает многократно. Причин для этого много, подробно они изложены в соответствующей главе, посвященной особенностям эксплуатации кондиционера зимой. Здесь назовем только наиболее часто встречающиеся последствия. Это поломка компрессора, поломка лопастей вентилятора наружного блока, сгорание электродвигателя вентилятора наружного блока.

Но если уж вам непременно хочется погреться у кондиционера в лютую стужу, можно приобрести модель с электрическим подогревом. Компрессор такого кондиционера зимой уходит в отпуск, а приятное тепло создают ТЭНы. Электричества они жрут безбожно, зато согреют в любую погоду.

Осушаем

Помимо охлаждения и обогрева воздуха все современные кондиционеры умеют осушать воздух. Понижая температуру воздуха, они удаляют из него лишнюю влагу. И правильно! При высокой влажности дышать трудно, и жара переносится хуже. Это можно наблюдать перед грозой, когда при плюс 23 и пасмурном небе, начинаешь обливаться потом. Тут уж никакая «Рексона» не поможет – только кондиционер. Во всех современных моделях даже есть такой режим – «осушение». Это когда температура воздуха почти не изменяется, а влажность падает. А вот поддерживать ее на заданном уровне бытовой кондиционер просто не умеет.

Не спасет он и в другом случае: если в квартире или коттедже имеется бассейн. Тут необходимы специальные осушители, иначе дом неминуемо покроется плесенью.

Вентилируем

В режиме вентиляции не происходит ни охлаждения, ни нагрева, а создается циркуляция находя- щегося в помещении воздуха и его очистка (при наличии соответствующих фильтров). Компрессор и вентилятор наружного блока при это выключены, а вентилятор внутреннего блока работает на скорости, заданной с ПДУ.

Очищаем

Ну и, наконец, четвертая функция кондиционера – очистка воздуха. Большинство современных сплит-систем и оконников имеют только один фильтр – воздушный механический. Он защищает наши легкие и теплообменник внутреннего блока от пыли, тополиного пуха и прочего болтающегося в воздухе мусора. Замены воздушный фильтр не требует, однако, время от времени его необходимо мыть в теплой воде или чистить с помощью пылесоса. Если этого не делать, нормальная циркуляция воздуха нарушается, кондиционер почти не холодит.

А вот фильтры тонкой очистки, способные улавливать мельчайшую пыль, пыльцу растений, запахи, сигаретный дым, у многих моделей не входят в стандартную комплектацию и приобретаются отдельно. Чаще всего их изготавливают из активированного угля, полученного из кокосовых орехов, а потому они называются угольными (карбоновыми) или дезодорирующими. Время, в течение которого фильтры тонкой очистки сохраняют работоспособность, сильно зависит от условий эксплуатации. Однако в больших городах они редко выдерживают больше 3-4 месяцев. После этого их необходимо выбрасывать, поскольку отслуживший свое фильтр становится настоящим рассадником микробов. Исключение – фотокаталитические (цеолитные) фильтры, которые частично восстанавливаются под воздействием ультрафиолетовых лучей и могут использоваться многократно.

Однако стоит иметь ввиду, что при большом загрязнении воздуха разумнее и выгоднее использовать специальные воздухоочистители

В ряде моделей современных кондиционеров имеется индикатор состояния фильтра внутреннего блока. Включение светового индикатора на передней панели блока указывает на необходимость очистки фильтра. Правда, этот датчик реагирует не на фактическое засорение фильтра, а на предполагаемое время службы и включается раз в два-три месяца.

Фильтры

ПЛАЗМА
Вместо привычного фильтра-дезодоратора на основе активированного угля, используется плазменный ионизатор, создающий напряжение в 4800 Вольт. Этот своеобразный «электрический стул» уничтожает любую угодившую в кондиционер органику, например, микробов, вирусы, грибки, пыльцу растений. Более крупные механические загрязнения, такие как пыль, ионизируются и налипают на фотокаталитический фильтр. Он же частично разряжает воздух, ионизированный при прохождении через систему «Плазма».
Такая схема значительно эффективнее традиционной. Например, при очистке воздуха от табачного дыма такой кондиционер за 30 минут удалит 70% содержащихся в воздухе частиц – вдвое больше, чем традиционный фильтр. К тому же система типа «Плазма» не требует периодической замены, а потому дешевле в эксплуатации. Системы фильтрации, основанные на этом принципе, на российском рынке предлагают компании LG и Fujitsu General.

КАТЕХИНОВЫЙ ФИЛЬТР
Электростатический фильтр с катехиновым покрытием – патентованная разработка Panasonic. Катехин – сильный природный антисептик, который содержится в чайных листьях и ряде других растений. Недаром чай издревле использовался в восточной медицине как лекарственное растение. Ученые выяснили механизм действия катехина: для того, чтобы прикрепиться к здоровой клетке, большинство вирусов использует специальные шипы, а катехин обволакивает болезнетворные организмы, лишая их этой способности. Опыты показали, что 98% попавших на фильтр вирусов через шесть часов уже не представляют опасности для человека. В 2003 году помимо Panasonic катехиновый фильтр предложили компании Samsung и Sanyo.

ВАСАБИ ФИЛЬТР
В патентованной разработке Fujitsu General электростатический фильтр имеет специальную обработку веществами, полученными из хрена «васаби», хорошо знакомого любителям японской кухни. Он, как и наш российский родственник, обладает сильными бактерицидными свойствами и издавна используется в народной медицине.

ЦЕОЛИТНЫЙ (ФОТОКАТАЛИТИЧЕСКИЙ) ФИЛЬТР
Такой угольный фильтр поглощает запахи как любой другой, но, в отличие от аналогов, его не надо менять каждые три-четыре месяца. После засорения его необходимо несколько часов подержать под прямыми солнечными лучами, и он восстанавливает свою дезодорирующую способность на 95%.
Принцип его регенерации основан на способности двуокиси титана TiO2 (известной как титановые белила) расщеплять любую органику на оксиды углерода, воду и другие безвредные соединения под воздействием прямых солнечных лучей. При этом двуокись титана не расходуется и выступает в роли катализатора.
На начало 2003 года из представленных в России кондиционеров регенерируемыми фильтрами с использованием двуокиси титана были оснащены: Toshiba, Panasonic, Daikin, Mitsubishi Heavy, LG, Carrier, Tadiran, Toyo, Ballu.

БИО
Заглянув в кондиционер Samsung Bio, хочется исполнить детскую песенку из мультика 20-летней давности: «какое все красивое, какое все зеленое!» Действительно, внутрянка конди- ционера Samsung, включая фильтры, теплообменник, поддон для сбора конденсата и вентиля- тор, обработана каким-то зеленым составом. Утверждается, что он препятствует размножению бактерий, но принцип действия не разглашается.

Добываем кислород

В 2003 году на российском рынке появились сплит-системы, способные увеличить концентрацию кислорода в кондиционируемом помещении. Как известно, воздух состоит в основном из кислорода и азота, поэтому, удаляя излишки одного, можно повысить концентрацию другого. Это достигается за счет модуль-генератора, который использует физический метод разделения газов. При помощи компрессора воздух поступает в (PSA) сепаратор, где азот поглощается, а кислород возвращается в помещение. Когда один из сепараторов наполняется, включается другой, а азот из первого удаляется наружу. Таким образом, два сепаратора работают попеременно.

Некоторые модели кондиционеров способны выполнять функции приточной вентиляции, для этого они используют дополнительный воздуховод, через который вентилятор кондиционера подает свежий воздух в помещение.

Ионизируем

Некоторые современные модели оснащены ионизатором воздуха. В 2003 году такие кондиционеры представили на российский рынок сразу четыре производителя: Electra, Haier, Panasonic, Samsung и Toshiba.

Ученые обнаружили, что в местах, где человек чувствует наибольший прилив сил – около водопадов, на морском побережье, в горах – концентрация отрицательно заряженных частиц-аэронов максимальна. В тоже время в жилищах и офисах она в сотни раз ниже.

Количество отрицательных ионов в см3
В районе водопада	50 000
На морском побережье	10 000
В горах	5 000
В сельской местности	1 500
В городах	1 000
В квартирах и офисах	50

Кондиционеры, оснащенные безозоновыми ионизаторами, способны довести концентрацию отри- цательных ионов до 15.000 – 30.000 на см³.

Дополнительные функции.

1. «Sleep mode», или таймер сна, создает оптимальные условия для отдыха и позволяет экономить электроэнергию. При нажатии этой клавиши в течение некоторого времени температура снижается на 2 градуса, а затем поддерживается с точностью +/-2°C в течение срока, установленного таймером, после чего кондиционер отключается. В режиме «Sleep mode» скорость вентилятора внутреннего блока фиксируется на минимальном значении, чтобы снизить уровень шума. Иногда «Sleep mode» называют «Econo mode». Присутствует фактически во всех современных сплит-системах.
2. Включение автоколебаний жалюзи. Нажав на кнопку «Swing», мы задаем автоматическое движение воздухораспределительных заслонок вверх-вниз. Это способствует более равномерному распределению воздушного потока по помещению. С помощью клавиши «Air Flow Direction» можно установить воздушные заслонки в каком-то одном положении. Нередко кнопки управления жалюзи снабжены рисунком, поясняющим суть выполняемых операций. Присутствует фактически во всех современных сплит-системах.
3. Таймер на включение/выключение. Как правило, кондиционеры имеют один 24-часовой таймер, позволяющий задать время включения и выключения кондиционера в заранее заданном режиме, однако встречаются и исключения. Например, таймер на 12 часов или один таймер на включение, другой – на выключение. Присутствует фактически во всех современных сплит-системах.
4. «Turbo» режим, он же «Jet Cool». Иногда эта клавиша обозначается как «Powerfull». Применяется для скорейшего выхода на режим. При ее включении кондиционер выдает в режиме порядка 110-120% номинальной мощности до тех пор, пока необходимая температура не будет достигнута. Правда, в таком темпе кондиционер может работать не более получаса, так как это равносильно езде со скоростью 50 км/ч на второй передаче. У инверторных кондиционеров, где скорость вращения двигателя компрессора регулируется, этот режим выполняется автоматически. Применяется во многих современных моделях.
5. «I Feel». Переносит точку измерения температуры с внутреннего блока на пульт управления. При включении кнопки «I Feel» кондиционер будет поддерживать заданную температуру именно в той точке, в которой находится пульт, при этом направление воздушного потока не изменяется. Этой функцией стоит пользоваться, если вы один в помещении. Если вы находитесь в дальнем углу и выставили + 20°С в режиме охлаждения, то наверняка заморозите тех, кто сидит ближе к внутреннему блоку, так как они окажутся в зоне еще более низких температур. Используется в кондиционерах фирм Airwell, Ballu, Electra, Mitsubishi Electric, Panasonic, Tadiran.
6. Инфракрасный сенсор присутствия – «Intelligent Eye», что можно перевести как «Умное око». Если в комнате находятся люди или животные, кондиционер будет работать в обычном режиме (автоматика должна фиксировать легкое шевеление хотя бы раз в 20 минут). Такое замедление выбрано не случайно, так как по утверждению физиологов так долго может не двигаться только спящий или усопший. Если помещение покинуто, аппарат самостоятельно переходит в экономичный режим. В этом случае температура поддерживается с меньшей точностью: +/-2 градуса от заданного уровня. На первый взгляд мелочь, но это позволяет получать 20-30 процентную экономию электроэнергии. Используется компанией Daikin. Похожим образом действует кондиционер Haier, оснащенный сенсором «Smart Eye», только при отсутствии людей в помещении аппарат выключается. А вот если погасить свет, он автоматически переходит в экономичный режим. Соответственно при включении света (наступлении утра) или появлении людей такой кондиционер начинает работать в обычном режиме. В 2003 году подобная система появилась и в кондиционерах Gree серии Digital.
7. GSM устройство, позволяющее управлять кондиционером на расстоянии, при помощи мобильного телефона. Используется с кондиционерами DeLonghi и LG.

Дополнительные функции, выполняемые автоматически

1. «Auto Restart». Возобновляет работу кондиционера в прежнем режиме при кратковременном отключении электроэнергии. Как правило, сохраняет в памяти параметры настройки в течение 48 часов.
2. «Hot Start». Если на улице отрицательная температура, а кондиционер включен на обогрев, то первые несколько минут вентилятор внутреннего блока не включается, для того, чтобы предотвратить подачу холодного воздуха в помещение.
3. Инверторное управление мощностью кондиционера возможно при наличии специального блока – инвертора, плавно регулирующего частоту оборотов компрессора в зависимости от необходимой мощности (компрессор обычного кондиционера работает короткими включениями на полную мощность).
   Плавность работы компрессора инверторного типа дает ему такие преимущества перед обычными компрессорами, как долговечность (основной износ компрессора происходит на пусковых режимах), экономичность (до 44 % экономии электроэнергии), более низкие пусковые токи. Последнее особенно важно при использовании большого количества кондиционеров в зданиях со слабой проводкой.
   Благодаря тому, что кондиционер инверторного типа большую часть времени работает на малой скорости вентилятора внутреннего блока, субъективно он шумит меньше, чем стандартные модели. Ведь зачастую наше ухо особенно остро реагирует не на шум, а на его скачки.

Вентиляция : Канальные приточные внутренние блоки

Тепловой насос позволяет эффективно обрабатывать 100% наружного воздуха (охлаждать и обогревать) и подавать в помещение.

Характеристики

 

Характеристики

VRF система может обеспечивать одновременно вентиляцию и кондиционирование воздуха.

Приточно-вытяжная установка может быть подключена к системе VRF^(*1) в качестве внутреннего блока, при этом обеспечивать подачу свежего воздуха по средствам наших высокой передовых технологий.

*1 :

Запрещено подключение VRF серий:J-IIS, J-II, V-II, VR-II к J-II серии при температуре наружного воздуха от 40 С и выше.

Убедитесь в том, что диапозон мощности подключенных внутренних блоков составляет от 50% до 100% от мощности наружного блока. Кроме того, если есть смешанные соединения между внутренними блоками, необходимо, чтобы мощность приточно-вытяжной установки составляла 30% или менее от мощности наружного блока.

Отличное энергосбережение и гибкий дизайн воздуховодов благодаря моторам постоянного тока

Новейшие моторы значительно снизили потребление электроэнергии благодаря применению технологии управления электромагнитным полем в сравнении с двигателями переменного тока.

Изменение скорости позволяет гибко реагировать на изменение внешнего статического давления от 50 до 240 Па. Даже при отсутствии вентиляционной заслонки остается возможность регулировать статическое давление и проектировать воздуховоды так, как это необходимо вам.

Статическое давление регулируется с помощью проводного пульта управления.

Самые компактные в классе

У блока ARXH072GTAH производительностью 22 кВт – самые компактные размеры (425 мм в высоту) и самый легкий вес в классе (55 кг). Прямоточный канальный блок легко монтировать даже в условиях узкого установочного пространства.

Различные системы управления

Поставляются различные системы управления в качестве опций, таких как пульт управления отдельным блоком, центральный пульт управления и контроллер управления зданием.

Пульт управления одним блоком

Центральный пульт управления

При установке температурного режиа, изменяется температура воздуха, при этом устанавливается движение воздушного потока с постоянной скоростью.

 

Вентиляция TION

Вентиляция TION – это продукция уникальной российской компании с современным подходом к конструированию климатической техники. Основанная как небольшая частная фирма в 2007 году, на сегодняшний день она включает в себя целую группу предприятий всероссийского масштаба, в том числе научно-исследовательский центр и собственные производственные площади. Это позволяет компании полностью контролировать абсолютно весь процесс создания продукции – от разработки и проектирования до выхода на рынок.

Именно поэтому вентиляция TION отвечает всем современным требованиям: она высокотехнологична, производительна и энергоэффективна. При этом TION постоянно совершенствуется – в нее внедряются самые последние технологии и разработки.

Офисы продаж компании открыты в 15 странах мира, где бризеры, разработанные компанией, очень востребованы и пользуются большой популярностью.

 

Особенности вентиляции TION

Основным продуктом производителя являются бризеры. Это запатентованный прибор собственной разработки, предназначенный для рециркуляции воздуха в помещении. Но это не единственная функция бризера.

Вентиляция TION – высокотехнологичное климатическое оборудование, выполняющее одновременно несколько задач:

• •обеспечивает циркуляцию воздушных масс;
• •обеспечивает приток свежего воздуха;
• •очищает воздух от пыли, шерсти, пыльцы, пуха, углекислого газа, неприятных запахов и т.д.;
• •подогревает холодный воздух до установленной пользователем температуры.

Получается, что эта суперкомпактная приточная вентиляция TION забирает воздух с улицы, тщательно очищает его при помощи эффективной системы фильтрации от всех вредных и неприятных примесей (например, выхлопных газов) и проветривает помещение, даже если окна во время работы устройства наглухо закрыты. При этом, в отличие от кондиционера, бризер не охлаждает воздух, а напротив, при необходимости подогревает его, избавляя от сквозняков и обеспечивая комфортный микроклимат в помещении в любое время года.

Вентиляцию TION монтируют на любое место наружной стены – у окна, под подоконником, около радиатора отопления и даже под потолком. Пульт ДУ позволяет управлять ею из любого места.

 

Преимущества вентиляции TION

Помимо уже перечисленных, среди достоинств этой передовой системы вентиляции также можно отметить:

• •Оперативность и простоту установки.

Монтаж системы занимает всего около часа, не оставляет строительной грязи, и его можно делать даже после чистовой отделки помещения. Отверстие, выходящее наружу, изнутри утепляют и звукоизолируют специальными материалами, а снаружи закрывают защитной решеткой.

• •Универсальный дизайн.

Компактные размеры и элегантный внешний вид блока вентиляции TION помогут органично вписать его практически в любой интерьер.

• •Тишину в квартире.

Закрытые окна избавят пользователя от назойливого уличного шума.

• •Способность подавать свежий воздух сразу на несколько человек (в зависимости от модификации).
• •Удаленное управление с внешних устройств через специальное приложение (для некоторых моделей).

Словом, вентиляцию TION вполне можно назвать революционным новшеством на климатическом рынке.

Обратите внимание, у нас вы можете заказать услугу — монтаж кондиционеров и климатической техники TION. Для того, чтобы купить кондиционер с установкой можно написав нам сообщение или позвонив по телефону.

Разделительные аппараты ИВЛ для титрованной поддержки большой группы пациентов

COVID-19 может превзойти количество доступные нам механические вентиляторы. Это вызвало интерес к использованию одного аппарата ИВЛ для поддержки несколько пациентов. Это сообщение будет пересмотрено теория и доказательства по этому поводу (с признанием, что у меня нет опыт работы с этим).

основные принципы

Принцип основания: независимость пациента от вентилятора

Обычно мы настраиваем вентилятор так, чтобы аппарат ИВЛ адаптирован к индивидуальным потребностям пациента.Поговорка гласит: « подгоняет аппарат ИВЛ к пациенту, а не подгоняет пациента к пациенту». вентилятор ”- другими словами, отрегулируйте вентилятор так, чтобы пациент комфортный, а не чрезмерный седативный эффект пациента, чтобы терпеть дискомфорт режим вентилятора.

Мы не можем этого сделать при разделении вентилятор. Фактически любое взаимодействие где пациент управляет вентилятором, проблематично (потому что это позволяет пациента, чтобы повлиять на вентиляцию другого пациента). Например, мы бы не хотели, чтобы у одного пациента тахипноэ, вызывающее гипервентиляцию у других пациентов, подключенных к тому же аппарату ИВЛ.

Таким образом, в основе принципа множественной вентиляция заключается в том, что каждого пациента не должно влиять на вентиляцию других пациентов, подключенных к вентилятор. Это достижимо, поскольку описано ниже. Альтернативой является хаос.

Вентиляция с циклическим изменением давления превосходит вентиляцию с циклом по объему вентиляция

Дискуссия о циклических нагрузках вентиляция по сравнению с вентиляцией с циклическим объемом в критических уход. Большинство отделений и врачей имеют некоторые предпочтения, но любая стратегия работает для большинства пациентов.Короче говоря, преимущества каждого из них: следует:

• Цикловая вентиляция по объему: Преимущество — получение гарантированного дыхательного объема (недостаток — отсутствие контроля пикового давления).
• Вентиляция с циклическим давлением: Преимущество — гарантированное ограничение пикового давления (недостаток — отсутствие контроля дыхательного объема).

Как только мы начнем разделять вентилятор между несколько пациентов, этот спор в значительной степени улетучивается. Использование режима с циклическим изменением громкости имеет множество, основные недостатки:

1. Использование режима циклического изменения объема с несколькими пациентам обеспечивает нет контроль над дыхательный объем любого пациента, а также нет контроля максимального давления в дыхательных путях.Это буквально худшее из обоих миры.
2. Режим объемного цикла представит возможность вредных взаимодействий между пациентами. Например, предположим, что эндотрахеальная трубка пациента А получает перекручен. Это заставит пациента B получить опасно большие дыхательные объемы!
3. Пациенты, использующие аппарат ИВЛ, должны иметь аналогичный размер , аналогичный FiO2 и аналогичный Требования PEEP.

Использование режима с циклическим изменением давления решает эти проблемы. проблем:

1. В режиме циклического изменения давления мы, , сохраняем контроль над максимальным давлением в дыхательных путях и движущим давлением.Мы не можем обеспечить гарантированный дыхательный объем любому пациенту, но это ничем не отличается от помещения любого пациента на вентиляцию с циклическим давлением. Способность контролировать и ограничивать давление движения может позволить этой стратегии быть разумно защищающей легкие. ¹
2. Вредного взаимодействия между пациентами можно избежать с помощью режима циклического изменения давления. Например, если эндотрахеальная трубка пациента А перегибается в режиме циклического изменения давления, тогда у пациента А будет уменьшенный дыхательный объем.Однако это не повлияет на на пациента B.
3. Пациенты, использующие аппарат ИВЛ , не должны иметь аналогичного размера. Более крупные пациенты будут иметь большее абсолютное согласие, поэтому они будут делать более глубокие вдохи.

Непрерывная принудительная вентиляция (CMV) требуется

Обычно пациенты могут запустить вентилятор для подачи дыхание. Это невозможно, если один вентилятор используется для поддержки нескольких пациентов (потому что, как уже упоминалось, ранее тахипноэ у одного пациента могло вызвать прикрепление к вентилятор для гипервентиляции).

Следовательно, режим вентиляции должен используется непрерывно обязательно вентиляция (CMV). Что это значит заключается в том, что вентилятор срабатывает с заданной скоростью. Больной нет контроля превышает частоту дыхания (т.е. пациент не может вызвать дыхание). Это устаревший режим вентиляции, потому что это вообще неудобно. Однако это единственный способ добиться независимость пациента от аппарата ИВЛ.

В современных аппаратах ИВЛ может отсутствовать режим непрерывной принудительной вентиляции .Однако те же эффекты могут быть достигнуты следующим образом:

1. Увеличьте порог срабатывания вентилятора, как как можно выше, чтобы пациенты не могли вдохнуть (также известный как «заблокировать» вентилятор).
2. Если №1 безуспешно, респиролитическая седация (с использованием препаратов, подавляющих респираторный драйв). такие как опиоиды и пропофол) можно использовать для уменьшения респираторных привод и не позволяйте им запускать вентилятор. Паралич будет использоваться только в качестве последнего прибегнуть.

Эффективность вентиляции будет ниже оптимальной

Очистка углекислого газа не будет оптимизирован стратегией с несколькими вентиляторами по нескольким причинам:

• Дыхательные объемы будет сложно отслеживать и оптимизировать.
• Соединения Y-образного участка и трубки увеличивают мертвое пространство

Вероятно, потребуется принять разрешающую гиперкапнию. Пациентам со значительным ацидозом может потребоваться внутривенное введение бикарбоната для поддержания pH (подробнее об этом здесь).Как это обычно бывает при ОРДС, основное внимание уделяется вентиляции с защитой легких, вентиляции, а не оптимальным параметрам газов крови.

Лечение глубокой гипоксемии: вентиляция с контролем давления и обратным соотношением (PC-IRV)

Пациенты с COVID-19 относительно чувствительны к PEEP. Конечно, ПДКВ — это всего лишь один из способов увеличения среднего давления в дыхательных путях , — наиболее важной переменной, влияющей на рекрутмент легких. При глубокой гипоксемии можно использовать вентиляцию с обратным соотношением, чтобы еще больше повысить среднее давление в дыхательных путях.

Вентиляция с обратным соотношением время вдоха, чтобы пациент проводил большую часть времени в фаза вдоха (время вдоха> время выдоха). Вентиляция с обратным соотношением используется, потому что это неудобно, но в этом контексте пациенты будут глубоко в любом случае успокоительный. Общая концепция здесь похож на APRV — пытается поддерживать «открытое легкое» с постоянным применением небольшого давления (а не резкого повышения давления маневры).

базовая установка для разделения одного вентилятора

Итак, получается следующее:

• Несколько пациентов подключены к одному аппарату ИВЛ. Пациенты не обязательно должны быть одинакового размера, но в идеале они должны иметь примерно одинаковую тяжесть повреждения легких (например, аналогичные требования PEEP и FiO2) (подробнее о достижении этого соответствия ниже).
• Аппарат ИВЛ настроен на вентиляцию с циклическим изменением давления с высоким ПДКВ (с учетом того, что пациенты с COVID-19, по-видимому, очень чувствительны к ПДКВ) и низким давлением движения (для защиты легких).Например, для многих пациентов может быть разумным значение 30 см / 18 см.
• Триггер вентилятора заблокирован, чтобы пациенты не могли инициировать дыхание.
• Пациентам, вероятно, потребуется глубокая седация, чтобы сделать их пассивными на аппарате ИВЛ (например, пропофол плюс опиоиды). Паралич не обязательно является обязательным, но в некоторых случаях он может быть необходим, в зависимости от того, насколько пациенты чувствительны к седативным препаратам.
• Эффективность вентиляции каждого пациента можно отслеживать с помощью монитора CO2 в конце выдоха, установленного на одной линии с их собственной эндотрахеальной трубкой (при нехватке датчиков etCO2 можно использовать один датчик и вращать его между пациентами, чтобы определять -проверьте pCO2 каждого пациента последовательно).
• Допускающую гиперкапнию необходимо предвидеть и лечить, как описано выше.
• Следует использовать вирусные фильтры для предотвращения перекрестного заражения патогенными микроорганизмами между разными пациентами.

Теоретически один вентилятор может использоваться для поддержки нескольких пациентов (например, 2-4 пациентов, возможно, даже 6 или 8?). В какой-то момент вентилятор может быть недостаточно мощным, чтобы поддерживать суммарные дыхательные объемы всех пациентов.

увеличенное изображение: пять аппаратов ИВЛ для индивидуальной настройки 20 пациентов

Основным недостатком описанной выше схемы является то, что пациенты должны быть подобраны на основе относительной тяжести повреждения легких (ПДКВ и Требования к FiO2).Эта проблема могла быть преодолеть следующим образом.

Представьте, что мы установили пять аппаратов ИВЛ:

• Вентилятор 1: настройки легкой травмы (FiO2 50%, PEEP 10 см, пиковое давление 20 см)
• Вентилятор 2: настройки средней травмы (FiO2 60%, PEEP 14 см, пиковое давление 26 см)
• Вентилятор 3: высокий Настройки травмы (FiO2 80%, PEEP 18 см, пиковое давление 30 см)
• Вентилятор 4: настройки рефрактерной гипоксемии (FiO2 100%, PEEP 22 см, пиковое давление 35 см).
• Вентилятор 5: аварийные настройки (FiO2 100%, PEEP 22 см, пиковое давление 35 см, вентиляция с обратным соотношением, время вдоха >> время выдоха).

Каждый из вентиляторов может быть подключен к 1-4 пациента. Если состояние пациентов ухудшилось, их можно было бы перевести с на аппарат ИВЛ с большим номером. (например, от вентилятора №2 к №3). В качестве альтернативы, поскольку пациенты улучшили состояние , их можно было перенести на вентилятор с меньшим номером. Эта система может позволить несколько аппараты ИВЛ для обеспечения разумно персонализированных настроек большого количества пациенты.

доказательств?

Эта общая концепция была продемонстрирована на животных и моделях легких. ^2,3 Однако, в зависимости от того, как именно построена модель и какой индикатор используется для определения «успеха», могут быть получены разные результаты. Например, Брэнсон и др. продемонстрировали, что многоканальная вентиляция легких не может использоваться для получения точных дыхательных объемов. ⁴ Это полностью предсказуемо на основе физики, поэтому на самом деле ничего не показывает. Таким образом, если мы используем доставку фиксированного дыхательного объема в качестве критерия успеха, то вентиляция у нескольких пациентов не удастся.Однако, если мы используем доставку фиксированного управляющего давления в качестве индикатора успеха, то вентиляция у нескольких пациентов может быть успешной.

В одном опубликованном отчете описывается использование раздельной вентиляции у двух добровольцев (с использованием лицевой маски, а не интубации). Была успешно применена вентиляция с циклическим давлением и хорошие результаты. ⁵

• Почти наверняка возможно провести искусственную вентиляцию легких нескольких пациентов с помощью одного аппарата ИВЛ.Это, вероятно, может быть достигнуто с помощью разумных настроек защиты легких (то есть низкого давления вождения). Однако цена этой стратегии — потеря контроля над точными дыхательными объемами и субоптимальная вентиляция (с высоким pCO2).
• Основная цель вентиляции у нескольких пациентов — предотвратить влияние любого пациента на других пациентов. Это может быть достигнуто с помощью вентиляции с циклическим изменением давления без возможности включения аппарата ИВЛ у любого пациента.
• Пациенты должны быть глубоко седативны и пассивны на аппарате ИВЛ (или, при необходимости, парализованы).
• Эффективность вентиляции каждого пациента можно контролировать с помощью CO2 в конце выдоха. Это потребуется в качестве заменителя дыхательного объема или минутной вентиляции (которые невозможно измерить).
• Используя небольшое количество аппаратов ИВЛ с различными настройками, можно поддерживать большую группу пациентов с помощью достаточно индивидуальных настроек.

дальше

• COVID IBCC глава здесь (с дополнительными ссылками на другие ресурсы COVID внизу)
• Колумбийский пресвитерианский протокол для разделения вентиляторов здесь.
• Более подробное и детальное исследование того, как все здесь подключить.

ссылки

1. 1.

   Амато М., Мид М., Слуцкий А. и др. Движущее давление и выживаемость при остром респираторном дистресс-синдроме. N Engl J Med . 2015; 372 (8): 747-755. DOI: 10.1056 / NEJMsa1410639

2. 2.

   Neyman G, Irvin C. Одиночный аппарат ИВЛ для нескольких смоделированных пациентов в случае стихийного бедствия. Acad Emerg Med . 2006; 13 (11): 1246-1249. DOI: 10.1197 / j.aem.2006.05.009

3. 3.

   Паладино Л., Сильверберг М., Чарчафлих Дж. И др. Повышение импульсной мощности вентилятора при бедствиях: вентиляция четырех овец размером с человека на одном вентиляторе с измененным контуром. Реанимация . 2008; 77 (1): 121-126. DOI: 10.1016 / j.resuscitation.2007.10.016

4. 4.

   Брэнсон Р., Блейкман Т., Робинсон Б., Йоханнигман Дж. Использование одного аппарата ИВЛ для поддержки 4 пациентов: лабораторная оценка ограниченной концепции. Respir Care . 2012; 57 (3): 399-403. DOI: 10.4187 / respcare.01236

Джош является создателем PulmCrit.org. Он доцент кафедры легочной медицины и реанимации Университета Вермонта.

Последние сообщения Джоша Фаркаса (посмотреть все)

Быстрое разделение вентиляторов во время пандемии COVID-19 с использованием 3D-печатных устройств и численного моделирования сценариев воздушного потока для 200 миллионов пациентов

Версия 1. Res Sq. Препринт. 2020 авг 12.

Эта статья является препринтом.
Препринты не рецензировались.
Чтобы узнать больше о препринтах в PMC, см .: NIH Preprint Pilot.

, ^{1, 2, *} , ^{2, *} , ² , ³ , ⁴ , ⁴ , ^{5, 6} , ⁶ , ⁶ , ⁶ , ⁴ , ⁴ , ² и ²

Муат Бишави

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии школы Пратт наук, Университет Дьюка

Майкл Каплан

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Симбараше Чидягвай

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Cappiello

³ Отделение респираторной терапии, Университетская больница Дьюка

Энн Черри

⁴ Отделение анестезиологии, Duke U Университетская больница

Дэвид МакЛауд

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Кен Галл

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Натан Эванс

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Майкл Ким

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Rajib Shaha

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Джон Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Мелани Холлидж

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Джордж Труски

² Отделение биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Аманда

Аманда Рэндлс

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии, Школа инженерии Пратта, Университет Дьюка

³ Отделение респираторной терапии, Госпиталь Университета Дьюка

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Предоставлено

Вклад авторов:

МБ, MK, SC, AR, JAT: разработка и написание вычислительной модели

МБ, JC, AC, DM, JW, MH: разработка и тестирование настольных моделей

МБ, KG, MK, NE, RS, JAT: разработка и печать сплиттера / резисторы

МБ — Составление рукописи, редактирование

Все соавторы — редактирование рукописи, участие в написании и оформлении исследований

.

^* Эти авторы внесли равный вклад

Автор для корреспонденции: Муат Бишави, доктор медицины, магистр здравоохранения, отделение кардиоторакальной хирургии, отделение хирургии, отдел биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Дарем, Северная Каролина, США, ude.ekuD@iwahsiB .htauMЭта работа находится под лицензией Creative Commons Attribution 4.0 International License, которая позволяет повторным пользователям распространять, редактировать, адаптировать и строить материал на любом носителе или формате, при условии указания авторства на имя создателя.Лицензия разрешает коммерческое использование. Полная история версий этого препринта доступна на Res Sq.

Дополнительные материалы

Приложение.

GUID: FECD6808-BAFF-4B24-8CD9-25710CCC2BB9

Приложение.

GUID: A2AE2FF8-09FD-4E3F-B9EB-BE3BE13E8F91

Аннотация

В связи с недавней пандемией COVID19 возникла острая необходимость в увеличении мощности вентилятора.Чтобы удовлетворить эту потребность, мы представляем систему, обеспечивающую быстрое и эффективное разделение между двумя или более пациентами с различными комплаенсами легких и требованиями к дыхательному объему. Зарезервированное для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и ограничивается пациентами с аналогичными легочными комплаенсами и требованиями к дыхательному объему. Здесь мы сообщаем о системе разделителей и резисторов для аппаратов ИВЛ, напечатанной на 3D-принтере (VSRS), в которой используются взаимозаменяемые резисторы воздушного потока для обеспечения оптимальных дыхательных объемов пациентам с разной физиологией дыхания, тем самым расширяя применимость разделения аппаратов ИВЛ к большему пулу пациентов.Мы демонстрируем возможности VSRS с помощью лабораторных тестов легких и стандартных аппаратов ИВЛ, которые позволяют получить данные, используемые для проверки дополнительной вычислительной модели воздушного потока для конкретного пациента. Вычислительная модель позволяет врачам быстро выбирать оптимальные размеры резисторов и прогнозировать подаваемое давление и дыхательные объемы по запросу с учетом различных характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ. Из-за неотъемлемой потребности в быстром развертывании все симуляции для широкого диапазона клинически значимых характеристик пациентов и настроек аппарата ИВЛ были предварительно рассчитаны и скомпилированы в простое в использовании мобильное приложение.В результате было выполнено более 200 миллионов индивидуальных вычислительных симуляций, чтобы максимально увеличить количество сценариев, для которых VSRS может помочь. VSRS поможет удовлетворить насущную потребность в увеличении мощности аппарата ИВЛ, позволив использовать разделение аппарата ИВЛ для пациентов с различными физиологическими особенностями легких и респираторными потребностями, что будет особенно полезно для развивающихся стран и сельских сообществ с ограниченным количеством аппаратов ИВЛ.

Введение

Пандемия COVID19 пролила свет на потребность в системах экстренной вентиляции, которые можно быстро развернуть, когда спрос на аппараты ИВЛ превышает их предложение [1], например, во время региональных чрезвычайных ситуаций [2], глобальных пандемий [3], и в отделениях интенсивной терапии с низким уровнем ресурсов [4].Эти различные сценарии требуют стратегии совместного использования аппаратов ИВЛ, которая максимизирует количество пациентов, которые могут получить потенциально жизненно важное лечение с помощью ограниченного числа аппаратов ИВЛ. Разделение вентиляторов было введено как стратегия поддержки нескольких пациентов на одном аппарате ИВЛ и применялась в ряде учреждений во время тяжелых ситуаций [5] — [7]. Последние достижения, такие как добавление резисторов [8], зажимов [9] и клапанов [10], сделали разделение вентилятора полезным для тщательно подобранных пациентов [7].Однако разделение вентилятора по-прежнему не может быть безопасно и быстро реализовано для пациентов со значительно различающимися легочными комплаенсами [9] или требованиями минутной вентиляции [10], поскольку это может привести к волютравме, баротравме и / или гиповентиляции одного или обоих пациентов. . Опасения, связанные с безопасностью разделения вентиляторов, не позволяют рекомендовать его в качестве общего решения проблемы нехватки вентиляторов в самых экстремальных обстоятельствах [11].

Для решения этой проблемы наша группа разработала быстро развертываемую и недорогую систему разветвления и резистора (VSRS) с напечатанными на 3D-принтере сменными резисторами воздушного потока в сочетании с численным моделированием, чтобы пациенты с разной легочной механикой могли пользоваться одним и тем же аппаратом ИВЛ.Резисторы обеспечивают независимый дифференциальный контроль дыхательных объемов и давления, подаваемых каждому пациенту, и была создана вычислительная модель для количественной оценки того, как настройки вентилятора, диаметры эндотрахеальной трубки и легочная комплаенс пациента влияют на подаваемые дыхательные объемы и давление в VSRS. При совместном использовании компоненты, напечатанные на 3D-принтере, и численное моделирование позволяют врачам быстро, но безопасно вентилировать несколько пациентов, даже если пациенты имеют разные требования к вентиляции и легочные комплаентности.

В этой работе мы описали (а) разработку нового VSRS с настраиваемыми резисторами, напечатанными на 3D-принтере, (б) валидацию системы по лабораторным данным, (в) разработку и валидацию прогнозирующей персонализированной вычислительной модели и ( г) использование структуры массовых параллельных вычислений для охвата максимально широкого спектра клинически значимых сценариев. Эта система и приложение для поддержки принятия решений в настоящее время находятся на рассмотрении для утверждения FDA EUA.

Результаты

Оперативное обслуживание 3-D печать Производство системы VSRS

VSRS состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора.Компонент разделителя представляет собой Y-образный адаптер, который разделяет единый воздушный поток на два отдельных канала (используется для разделения инспираторной конечности). При использовании в обратном направлении делитель может объединять потоки воздуха из двух каналов в один канал (используемый для выдыхательной конечности). Разветвитель имеет непрерывно изменяемый диаметр, так что внутренний диаметр одноканального конца разветвителя соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр двухканальных концов разделителя соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора.Разветвитель имеет соединение под углом 60 ° между двумя двухканальными концами. Разветвитель подходит для стандартных трубок вентилятора, и в общем контуре вентилятора потребуются как минимум два разделителя. Резистор представляет собой встроенный адаптер, который имеет постоянно сужающийся просвет для обеспечения повышенного сопротивления воздушному потоку по сравнению с воздушным потоком, проходящим через разделитель или стандартную трубку вентилятора. Были созданы и испытаны резисторы разных размеров. Все резисторы имеют идентичные внешние размеры, единственные различия заключаются в конечном диаметре просвета и непрерывном постепенном уменьшении диаметра просвета.Резистор будет установлен в контуре вентилятора перед отдельным пациентом, чтобы контролировать поток воздуха к этому пациенту по усмотрению клинициста. Резисторы имеют четкую маркировку с уменьшенным размером просвета на их входе. Внутренний диаметр входного конца соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр выходного конца соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора. Такая конструкция гарантирует, что резисторы могут быть включены в схему вентилятора только в одном направлении.

Компоненты VSRS изготавливаются из коммерчески доступного фотополимера с помощью стереолитографии (SLA) с использованием имеющегося в продаже принтера (FormLabs 2 или 3, Formlabs Inc, Somerville, MA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). При использовании для производства деталей по SLA, Durable Resin производит детали с прозрачной матовой поверхностью, механические свойства которых аналогичны свойствам полипропилена.Системы качества для печати медицинского назначения предоставляются restor3d Inc. (Дарем, Северная Каролина).

В рамках заявки FDA EUA прочность материала и долговечность напечатанной системы VSRS были протестированы и сравнены со стандартными деталями / трубками вентилятора. Было обнаружено, что они соответствуют или превосходят имеющиеся в продаже соединители трубок для вентиляторов (данные не показаны). Кроме того, согласно руководству FDA, система VSRS была протестирована (третьей независимой стороной) на предмет отбора проб летучих органических соединений и твердых частиц, и было обнаружено, что она не представляет какого-либо значительного биологического риска, оцененного независимыми токсикологами.

Конструкция VSRS и настольной схемы

Общий дизайн VSRS можно увидеть на и, а настольная схема показана на. Контур включал ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной ветвях для ограничения смешивания, а вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного загрязнения. При использовании настроек вентилятора с частотой дыхания 20 ударов в минуту (вдохов в минуту), PEEP (положительное давление в конце выдоха) 5 см вод. Ст. ₂ O и PIP (пиковое давление на вдохе) 20 см вод. дыхательные объемы искусственного легкого с низкой податливостью составляли 352–359 мл и 566–567 мл для легкого со средней податливостью (таблица 1).Точная податливость исследуемых легких в «низкой» конфигурации была определена как 18 мл / см H ₂ O и 34–36 мл / см H ₂ O для «средней» конфигурации (Таблица 1).

Конструкция сплиттера и резистора, а также конфигурация схемы

Общий дизайн (1A) и конечный продукт (1B) для системы сплиттера и резистора. Схема настольной установки показана на рисунке 1С. Схема включала ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной конечностях обоих пациентов для ограничения смешивания.Кроме того, вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного заражения.

Разделение аппарата ИВЛ с разными соответствиями тестовых легких приводит к значительно разным дыхательным объемам

Как и ожидалось, разделение ИВЛ на два тестовых легких, когда их соответствие различается, привело к значительным различиям в доставленных дыхательных объемах в каждое легкое (). При частоте дыхания 15 легкое со средней податливостью получало в среднем на ~ 60% больше дыхательного объема, чем легкое с низкой податливостью ().Доставленный дыхательный объем был одинаковым, когда оба легких имели низкую или среднюю эластичность. Частота дыхания имела обратный эффект на дифференциальную доставку дыхательного объема в легкие с различной степенью соответствия, при этом увеличение частоты дыхания приводило к уменьшению дифференциальных потоков ().

Изменения в доставленных дыхательных объемах во время разделения вентилятора на легкие с различной степенью соответствия

Изменения в доставленных дыхательных объемах для проверки легкого A и легкого B при различных частотах дыхания для различных конфигураций податливости.Доставленные объемы были одинаковыми для обоих легких, когда у них обоих была одинаковая степень соответствия (оба — низкие или оба — средние). По мере увеличения частоты дыхания общие доставленные объемы уменьшались. Дифференциальный дыхательный объем, полученный при различных режимах, уменьшается по мере увеличения частоты дыхания с 15 до 30 вдохов в минуту.

Резистор, напечатанный на 3D-принтере, может нормализовать поток воздуха в легкие с различными требованиями.

Влияние резистора, напечатанного на 3D-принтере, на приливные объемы было изучено путем добавления резисторов различного радиуса к разветвителю вышеупомянутой схемы.Все эксперименты продемонстрировали уменьшение доставляемого дыхательного объема к конечности с помощью резистора, причем большее уменьшение происходило при меньших апертурах резистора (). Следовательно, когда резистор помещен на конечность цепи, ведущей к большему податливому легкому, резистор действует, уменьшая дифференциальный доставляемый дыхательный объем (). Для точных настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и соответствия легочным нормам резистор 3,5 мм обеспечивает полностью согласованные дыхательные объемы в обоих легких.Меньший радиус резистора 3,0 мм привел к тому, что легкое с низкой податливостью фактически получило больший дыхательный объем, чем легкое с более высокой податливостью (). Эти эксперименты подчеркивают, как небольшие изменения размера резистора могут привести к большим изменениям подаваемого дыхательного объема.

Изменения выдаваемых дыхательных объемов при разделении аппарата ИВЛ с использованием различных просветных апертур резисторов

Изменения доставленных дыхательных объемов для проверки легкого A и легкого B для различных настроек податливости без резистора по сравнению с резисторами разных размеров.Дыхательный объем, подаваемый в легкие с помощью резисторов меньшего размера, уменьшается по сравнению со случаями с резисторами большего размера или без резистора. Для этой установки резистор 3,5 мм создает одинаковые доставляемые объемы для легких с низкой и средней эластичностью.

Сравнение численных результатов с данными лабораторных экспериментов

Сравнение результатов моделирования (пунктирные линии) с результатами лабораторных исследований (большие кружки) для пациента A (средняя комплаентность) и пациента B (низкая комплаентность).Оба согласуются по диапазону размеров резисторов и демонстрируют одинаковую подачу дыхательного объема для обоих пациентов при использовании резистора 3,5 мм.

Вычислительная модель предсказывает лабораторные измерения.

Вычислительная модель была проверена по данным тестирования легких. Между ними наблюдается отличное согласие, включая совпадение при использовании резисторов разных размеров (), о чем свидетельствует коэффициент корреляции Пирсона, равный 0,9697, и значение p менее 0,0001. И настольные данные, и вычислительная модель согласны с тем, что 3.Резистор 5 мм на верхней податливой конечности приведет к эквивалентной доставке дыхательных объемов в оба легких для этой конкретной конфигурации ().

В более общем плане вычислительная модель поддерживает результаты настольной модели, согласно которой добавление резистора к раздельному контуру вентилятора значительно изменяет выдаваемые дыхательные объемы и давление. иллюстрирует выходные данные модели прогнозируемых кривых давления, скорости потока и объема для пациента с более низкой податливостью легких (Пациент A), использующего вентилятор с пациентом с более высокой податливостью легких и резистором (Пациент B).Характерная форма волны вентиляции с регулируемым давлением наблюдается у пациента А, когда вентилятор достигает заданного вентилятором пикового давления на вдохе, а затем происходит плато. Однако для пациента B резистор замедляет нарастание давления, и пиковое давление на вдохе, указанное аппаратом ИВЛ, никогда не достигается. В результате форма волны скорости потока для пациентов A и B заметно различается. У пациента А скорость потока во время плато давления на вдохе снижается из-за увеличения силы сопротивления легких, поскольку они продолжают расширяться под постоянным давлением.Однако давление для Пациента B продолжает увеличиваться на протяжении вдоха, и, следовательно, скорость потока не уменьшается по мере продолжения вдоха, что приводит к форме волны скорости потока, которая больше напоминает вентиляцию с регулируемым объемом. Такое различное поведение скоростей потока на вдохе приводит к высокой чувствительности дифференциальных дыхательных объемов к частоте дыхания при использовании резистора, что также наблюдалось в настольных экспериментах ().

Формы выходных сигналов модели для давления, скорости потока и дыхательного объема

Пример выходных данных модели для моделируемого пациента A (податливость 30 мл / смH ₂ O) и смоделированного пациента B (податливость 75 мл / смH ₂ O ) с помощью резистора 4 мм.В то время как Пациент А испытывает пиковое давление на вдохе, установленное аппаратом ИВЛ, наличие резистора приводит к снижению пикового давления для Пациента Б.

ИВЛ с контролируемым давлением защищает пациентов от изменений в противоположном контуре пациента

Вычислительная модель позволяла исследование разделения вентиляторов как с регулируемым давлением, так и с регулируемым объемом. иллюстрирует, как при вентиляции с контролируемым давлением на дыхательные объемы и давление пациента А не влияют изменения в контуре пациента Б, такие как добавление резистора, что также было тенденцией, наблюдаемой в лабораторных данных ().И при вентиляции с контролируемым давлением, и с регулируемым объемом давление, подаваемое к бифуркации в контуре, всегда равно каждой ветви, и, следовательно, дыхательные объемы, подаваемые каждому пациенту, независимо зависят от того, как их легочные характеристики реагируют на это давление. Однако при ИВЛ с регулируемым объемом происходит сопряжение доставляемых дыхательных объемов между двумя пациентами. Когда сопротивление одной из конечностей контура увеличивается, аппарат ИВЛ определяет результирующее уменьшение комбинированного выданного дыхательного объема и впоследствии увеличивает подаваемое давление в попытке достичь желаемого дыхательного объема, что приводит к увеличению давления и объемов для обоих пациентов.Это отличается от вентиляции с контролируемым давлением, когда пациент А защищен от опасно повышенного давления и дыхательных объемов в ответ на изменения сопротивления в контуре пациента Б (). Следовательно, разделение аппаратов ИВЛ с регулируемым давлением обеспечивает заметно улучшенный профиль безопасности за счет снижения риска баротравмы или волютравмы для одного пациента из-за изменений в контуре противоположного пациента.

Сравнение вентиляции с контролируемым давлением и управляемым объемом в конфигурации раздельного вентилятора

Выходные данные расчетной модели дыхательного объема (верхний ряд) и пикового давления на вдохе (нижний ряд) для различных размеров резисторов при вентиляции с регулируемым давлением (левый столбец) и вентиляция с регулируемым объемом (правая колонка).Вентиляция с контролируемым давлением приводит к разделению двух пациентов, при этом дыхательный объем и давление пациента А не зависят от контура пациента Б. Это не относится к вентиляции с контролируемым объемом, которая может привести к опасно высоким дыхательным объемам и давлению для пациента A в результате увеличения сопротивления в контуре пациента B и наоборот.

Дыхательные объемы вентиляции с контролируемым давлением очень чувствительны к небольшим изменениям настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и характеристик пациента нелинейная мода ().При более низких значениях податливости эндотрахеальные трубки разных размеров приводят только к минимальным изменениям дыхательных объемов, а дыхательные объемы увеличиваются примерно линейно с податливостью. Однако, как показано, для более высоких значений эластичности наблюдается заметное изменение увеличения дыхательного объема в зависимости от эластичности легких, и могут возникать значительные различия в дыхательных объемах из-за различных размеров эндотрахеальной трубки. Это важная характеристика, которую следует учитывать, поскольку ожидается, что комплаентность легких изменится в связи с прогрессированием или выздоровлением.Например, безопасные дыхательные объемы для данного набора характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ при низкой податливости легких могут стать опасно высокими по мере улучшения состояния пациента, и поэтому необходимо использовать резистор другого размера. также демонстрирует нелинейное влияние частоты дыхания (RR) на дыхательные объемы, где чувствительность дыхательных объемов к изменениям RR намного выше для более низких RR, чем для более высоких RR. Эти и другие нелинейности требуют исследования параметров с высоким разрешением, чтобы безопасно и точно количественно оценить влияние нескольких параметров пациента и настроек аппарата ИВЛ на подаваемый дыхательный объем.

Множественные измерения нелинейности для прогнозируемых дыхательных объемов

Прогнозируемые объемы для эндотрахеальной трубки 8,5 мм по сравнению с эндотрахеальной трубкой 6 мм в зависимости от податливости легких и частоты дыхания при других настройках аппарата ИВЛ, поддерживаемых постоянными (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1).

Вычислительная модель решает большое пространство параметров потенциальных пар пациентов

Чтобы должным образом учесть ряд различных факторов, влияющих на дыхательные объемы, доставляемые пациентом, в конфигурации с раздельным вентилятором, мы выполнили самые большие на сегодняшний день вычислительные усилия для моделирования необходимое количество различных настроек аппарата ИВЛ и параметров пациента, с которыми могут столкнуться врачи.отображает результаты исследования семимерного пространства параметров (таблица 2), которые, как было установлено, значительно влияют на прогнозируемые приливные объемы и давления. Требовалось более 200 миллионов различных симуляций для исследования пространства параметров с достаточным разрешением, чтобы размер шага для данного параметра приводил к изменению дыхательного объема менее чем на 5%.

Иллюстрация результатов развертки параметров вычислительной модели

Вверху слева: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций как функция PIP, PEEP и I: E.Вверху справа: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций, взятых из черного квадрата на верхнем левом рисунке (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1) как функция RR, комплаентности и диаметров эндотрахеальной трубки. Нижние панели: рассчитанные дыхательные объемы (левая сторона) и максимальное подаваемое давление (правая сторона) для пациентов с настройками вентилятора и легочными характеристиками A и B, как показано на верхней правой панели, в зависимости от характеристик резистора.

отображает масштаб выполненной развертки параметра.На верхней левой панели показано, как увеличение управляющего давления (PIP-PEEP), а также увеличение I: E и, следовательно, времени вдоха, влияет на увеличение дыхательных объемов. Верхняя правая панель представляет собой расширение прогнозируемых дыхательных объемов верхней левой панели путем выбора PIP 28, PEEP 8 и I: E из 1 и иллюстрации дыхательных объемов как функции размеров эндотрахеальной трубки, RR и согласие. Наблюдается взаимодействие нескольких параметров, поскольку влияние изменения ЧД на дыхательные объемы само по себе зависит от податливости легких пациента и размера эндотрахеальной трубки.Наконец, путем выбора конкретной пары легочных комплаентностей пациента и размеров эндотрахеальной трубки на нижней панели показано, как резистор может точно контролировать подаваемые дыхательные объемы и максимальное давление. Резисторы большего размера приближаются к дыхательным объемам и давлению для случаев без резистора, а различия в дыхательных объемах и давлениях из-за изменения размера резистора на 0,5 мм уменьшаются по мере увеличения размера резистора.

На основе этих данных было разработано мобильное приложение для поддержки принятия решений врачами по определению оптимального размера резистора для данной пары пациентов.Приложение позволяет врачу вводить соответствующие настройки аппарата ИВЛ (пиковое давление на вдохе, положительное давление в конце выдоха, соотношение вдоха и выдоха и частота дыхания), индивидуальные параметры легких и диаметры эндотрахеальной трубки (таблица 2). Затем приложение отображает прогнозируемые доставленные дыхательные объемы и максимальное давление для каждого пациента во время разделения аппаратов ИВЛ для каждого возможного размера резистора.

Обсуждение

COVID-19 вызвал новый интерес [12] и инновации [10], [13] к совместному использованию аппаратов ИВЛ, что может найти применение при будущих респираторных вспышках, на полях сражений и в условиях интенсивной терапии с ограниченными ресурсами, а также во время текущая глобальная пандемия.Однако современные достижения в области разделения аппаратов ИВЛ по-прежнему требуют тщательного подбора пациентов [14] или использования сложного медицинского оборудования [10], что может оказаться нецелесообразным во всех случаях. В системе VSRS реализованы простые компоненты, напечатанные на 3D-принтере, которые могут быть легко созданы в местах с помощью 3D-принтера и отправлены в близлежащие больницы, а также бесплатное мобильное приложение, которое избавляет от догадок при объединении пациентов и определении размера резистора, который следует использовать.

В первой части этой работы мы демонстрируем большую разницу в потоке воздуха, доставляемом в два легких с разной степенью соответствия, использующих один и тот же вентилятор.Это подтверждает опасный клинический сценарий, который может привести к тому, что у одного пациента может возникнуть волютравма и / или у другого будет недостаточная вентиляция. Использование напечатанных на 3D-принтере резисторов воздушного потока в цепи для пациента с более высокой податливостью легких позволяет контролировать доставляемый дыхательный объем в легкое с более высокой податливостью. Воздушный поток можно спрогнозировать с помощью разработанной нами вычислительной модели, которая позволяет клиницистам выбирать резистор, который будет обеспечивать желаемые дыхательные объемы для каждого пациента, даже для пациентов с очень разными потребностями в вентиляции и легочными нарушениями.Было создано мобильное приложение, чтобы помочь врачам в этом процессе.

Совместная искусственная вентиляция легких по-прежнему сопряжена со значительным риском вреда, и ее не следует предпринимать, если нет других жизнеспособных вариантов. Важная проблема безопасности при разделении аппарата ИВЛ связана с перекрестным заражением вирусами и бактериями. Наша схема контура использует стратегически размещенные вирусные / бактериальные фильтры и односторонние клапаны, чтобы снизить вероятность перекрестного заражения. Дополнительные меры безопасности включали использование мониторов EtCO2 для каждого пациента, частые измерения газов крови и клиническое обследование для быстрой диагностики и устранения проблем.

Численная модель помогла прояснить динамику, лежащую в основе превосходного профиля безопасности вентиляции с контролируемым давлением по сравнению с контролируемой по объему для пациентов, использующих аппарат ИВЛ. Данные моделирования и стендовые исследования показали, что частота дыхания играет важную роль в дифференциальных дыхательных объемах при разделении на два пациента с разной комплаентностью. По мере увеличения частоты дыхания дифференциальный поток воздуха в легкие с разной податливостью уменьшался с общим падением доставляемых дыхательных объемов, но не минутной вентиляции в оба легких.Это явление связано с уменьшением времени вдоха с увеличением скорости, уменьшением общего доставляемого объема на более поздних стадиях цикла вдоха.

Это исследование имеет ряд важных ограничений. В основном мы не тестировали эту систему на реальных пациентах при разделении аппарата ИВЛ. Легочная механика реального пациента может иметь небольшие различия по сравнению с упрощениями, неявными в тестовом легком и вычислительной модели. Например, модель не моделирует эффект рекрутирования альвеол, и поэтому увеличение PEEP при заданном PIP никогда не приводит к увеличению дыхательных объемов.Кроме того, текущая версия VSRS исключает эффекты различных легочных сопротивлений пациентов, которые, как мы обнаружили, являются вторичным эффектом по сравнению с легочными комплаенсами, но могут быть включены в новую версию вычислительной модели в будущем.

VSRS изначально предназначен для подключения пациента к одному аппарату ИВЛ, чтобы определить его индивидуальную податливость легких и, в случае вентиляции с контролируемым объемом, сопротивление. После стабилизации состояния пациента его можно переместить в разделенную конфигурацию аппарата ИВЛ, используя VSRS для более долгосрочной поддержки вентиляции, с введенными в приложение теперь известными характеристиками легких для конкретного пациента, чтобы выбрать подходящий размер резистора.Хотя в принципе система VSRS еще не тестировалась, ее можно было развернуть для поддержки более двух пациентов на одном аппарате ИВЛ.

Как и в большинстве рекомендаций, связанных с разделением аппаратов ИВЛ, пациенты должны быть полностью седативны / парализованы, чтобы они не влияли на частоту дыхания друг друга, и, следовательно, отлучение пациентов от поддержки аппарата ИВЛ не может быть выполнено, когда пациенты используют один аппарат ИВЛ. Однако цель разделения аппаратов ИВЛ — устранение периодов дефицита, особенно с учетом сообщений о продолжительном времени поддержки аппаратов ИВЛ для пациентов с COVID-19.

Зарезервировано для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и вызывает множество проблем безопасности, связанных с отсутствием контроля над респираторной поддержкой отдельного пациента, некоторые из которых устраняются VSRS. Предварительно рассчитав сотни миллионов различных возможных комбинаций настроек аппарата ИВЛ и характеристик пациента, а также используя преимущества простой геометрии, которую можно распечатать на 3D-принтере, VSRS можно быстро развернуть с минимальными затратами там, где потребность в аппаратах ИВЛ превышает их поставку.

Методы

Дизайн исследования

Проект был разработан с целью максимизировать потенциальные варианты использования VSRS, признавая гибкость, простоту использования и быстрое развертывание как фундаментальные основы успешной системы, которая будет использоваться в тяжелых ситуациях. Следовательно, дизайн разветвителя и резистора, напечатанный на 3D-принтере, был выбран, чтобы подчеркнуть простоту использования и простоту изготовления, чтобы соответствовать стандартным трубкам вентилятора. Лабораторное тестирование VSRS было проведено, чтобы проверить его применимость как к стандартным аппаратам ИВЛ, так и к наркозным аппаратам, которые могут потребоваться в периоды нехватки аппаратов ИВЛ.Кроме того, лабораторное тестирование предоставило данные, необходимые для калибровки вычислительной модели. Вычислительная модель использовалась для предварительного расчета прогнозируемых дыхательных объемов и давления для большого диапазона клинически значимых конфигураций аппаратов ИВЛ и характеристик пациентов, с которыми врачи могут столкнуться при разделении аппаратов ИВЛ, и была упакована в простое в использовании мобильное приложение для быстрой поддержки принятия клинических решений.

Разработка и производство разветвителей и резисторов

Разветвители и резисторы вентилятора были разработаны с использованием SolidWorks (Dassault Systèmes, Велизи-Виллакубле, Франция).Он разработан для стандартных трубок диаметром 22 мм (). Система состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора. Оба компонента производятся из имеющегося в продаже фотополимера с помощью стереолитографии (SLA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). Все устройства были напечатаны на принтерах Form 2 производства Formlabs Inc. Все отпечатки были сделаны в restor3d (Дарем, Северная Каролина) в соответствии с их внутренней системой качества для 3D-печати на основе смол.Система прошла испытания на биосовместимость в соответствии с рекомендациями FDA, включая ISO 18562 Часть 2 (PM2,5 / PM10) и Часть 3 (ЛОС), и была признана биосовместимой для предполагаемого применения.

Настольная испытательная схема настроена

Эксперименты в основном проводились с использованием аппарата ИВЛ для анестезиологической помощи GE Aisys CS2 (GE Healthcare, Чикаго, Иллинойс), при этом некоторые эксперименты дублировались с использованием аппарата ИВЛ Covidien PB840 для оценки различий в производительности между ними. Аппараты ИВЛ OR и ICU с регулировкой сопротивления контура и податливости дыхания.Для экспериментов с дополнительным сопротивлением цепи были испытаны по одному резисторы с круглыми отверстиями, напечатанные на 3D-принтере, в каждой инспираторной цепи чуть дальше от разветвителя цепи. Компоненты вентилятора и контура для обеих схем представлены последовательно от клапана вдоха вентилятора до клапана выдоха в дюймах. «Проксимальный» относится к более близкой к аппарату ИВЛ, а «дистальный» относится к более близкой к исследуемому легкому (Linear Test Lung, Ingmar Medical, Pittsburgh, PA) стороне контура. Автоматические самопроверки станции медицинского обслуживания были выполнены перед тестированием как для одиночного, так и для раздельного контура (трубка полностью выдвинута).Некоторые эксперименты были повторены как с одиночными, так и с раздельными трубами длиной 6 футов против 12 футов. Бактериальные / вирусные фильтры помещали как на инспираторную, так и на выдохную части аппарата ИВЛ. Затем односторонние направляющие клапаны были помещены на фильтры вдоха и выдоха ().

Режим контроля давления использовался с P _insp 20 см вод. испытано, с регулировкой соотношения I: E до 1: 1.5 во время тестирования RR 30, чтобы поддерживать более постоянное (и клинически значимое) время вдоха. Каждое линейное тестируемое легкое тестировалось как с «низким», так и с «средним» настройками соответствия (спецификации производителя: 10 и 30 мл / смH ₂ O, соответственно). Регистрировались следующие параметры вентилятора: пиковое давление на вдохе ( ₂ O см вод. Ст.), Среднее давление (см вод. Записывались индивидуальные параметры тестового контура легких (каждый контур, A и B): максимальное давление в дистальном контуре и давление в впадине (мм рт. порт каждого фильтра дистальной цепи.Давление регистрировали с помощью монитора GE Carescape. Дыхательный объем каждого дистального контура измеряли с помощью встроенных мониторов объема (Ohmeda 6800 Volume Monitor, Bird Products, Палм-Спрингс, Калифорния).

Вычислительная модель вентилятора сокращенного заказа

В расчетной модели рассматривались вентиляторы с регулируемым давлением и объемом. Был смоделирован диапазон чисел Рейнольдса в зависимости от настроек вентилятора, при этом более высокие числа Рейнольдса приближались к 4000. Поток воздуха от источника вентилятора к пациенту моделировался с использованием динамики потока в трубопроводе в газовой сети.Поток газа по трубам регулируется законами массы, количества движения и энергии, на основании которых были решены давление, скорость, плотность и температура объема газа.

Сохранение массы связывает массовый расход с давлением и температурой газового объема следующим соотношением [15]:

∂M∂p⋅dpIdt + ∂M∂T⋅dTIdt = m˙A + m˙B

где ∂M∂p — частная производная массы газового потока по давлению при постоянных температуре и объеме.∂M∂T — это частная производная массы объема газа по температуре при постоянном давлении и объеме, P _I — давление объема газа, T _I — температура, а t — время. M — масса газа, поступающего в устройство. m˙A и m˙B — массовые расходы на пациентов A и B, соответственно.

Энергосбережение определяется следующим соотношением [16]:

∂U∂p⋅dpIdt + ∂U∂T⋅dTIdt = ΦA + ΦB + QH

∂U∂p — частная производная внутренней энергии контрольного объема по давлению при постоянной температуре и объеме.∂U∂T — частная производная внутренней энергии контрольного объема по температуре при постоянном давлении и объеме. Φ _A и Φ _B — это скорости потока энергии к пациентам. Q _H представляет собой расход энергии от стенки трубы.

Потери давления из-за вязкого трения определяются соотношением баланса импульса [17]:

pA − pI = (m˙AS) 2⋅ (1ρI − 1ρA) + ΔpAI

pB − pI = (m˙BS) 2⋅ (1ρI − 1ρB) + ΔpBI

p _A и p _B — давления на входе и выходе трубы соответственно.ρ _A и ρ _B представляют собой плотности на входе и выходе трубы. S — площадь поперечного сечения, а Δp _AI и Δp _BI — потери давления из-за трения.

Два пациента соединены друг с другом с помощью разветвления с резистором, подключенным дистально к одной из ветвей, чтобы можно было контролировать дифференциальный поток. Легкие моделируются как пружина Гука (моделирующая обратную податливость легких) и вязкую пробку (моделирующую сопротивление верхних дыхательных путей) параллельно.Эта модель легких, представленная в этом исследовании, согласуется с другими исследованиями, в которых для представления легких использовалась модель резистор-конденсатор [17]. Моделирование проводилось с использованием MathWork’s Simscape (Simulink v4.8) Foundational Blocks.

Вентилятор моделируется генератором формы пульсовой волны с периодом, соответствующим частоте дыхания и времени вдоха, с максимальным значением, соответствующим PIP, и минимальным значением, соответствующим PEEP.

Чтобы изучить соответствующий возможный диапазон настроек вентилятора, диаметров эндотрахеальной трубки и значений эластичности легких (таблица 2), было выполнено более 200 миллионов различных симуляций, на которые ушло более 800 000 компьютерных часов.Чтобы система достигла устойчивого состояния, было смоделировано не менее 5 циклов дыхания для каждого набора параметров. Были проведены тесты на чувствительность для определения важных параметров для моделирования, и размер шага был выбран таким, чтобы изменение дыхательного объема происходило менее чем на 5% для данного размера шага.

Моделирование проводилось путем объединения ресурсов Duke Compute Cluster и облачной платформы Microsoft Azure. В Azure было использовано 24 000 вычислительных ядер (400 узлов HB60rs, каждый с 240 ГБ ОЗУ и 60 ядрами), что позволило завершить все симуляции за один уик-энд.Постобработка была выполнена на узле, уменьшив 100 ТБ данных временных рядов до таблицы данных размером ~ 10 ГБ, в которой суммированы все результаты вычислений.

Благодарности

Мы благодарны Стефани Фрейзер, Эрике Сигир и Келли Линдблом из Управления по нормативным вопросам и качеству Герцога за их помощь в подаче заявки в регулирующий орган FDA. Дон Шин и его команда из CrossComm для разработки приложений. Деннис Томас, Эрик Вагнер, Динеш Дивакаран и Робин Расор из офиса лицензирования и предприятий Duke.Кори Кэмпбелл из Legend Technical Services по тестированию VOC и PM, Энди Ховард из Microsoft Azure за помощь в устранении неполадок в облачной инфраструктуре, Чарли Кнайфель, Виктор Орликовски и Джимми Дорфф за техническую поддержку и настройку сети, а также Уильям Вустенберг из Mycroft Medical за таксологическую оценку наше устройство.

Финансирование:

МБ поддерживается на NHLBI NIH-R38 HL143612 / HL и DOD — Defense Health Program / USUHS HU0001-15-2-0001 и HU0001-19-2-0010

DOD HT9404-13-1- 0032

AR и SC поддерживаются в NIH-DP5-OD019876-01

Поддержка вычислений была предоставлена ​​Консорциумом HPC в Microsoft Azure и через Duke OIT

Footnotes

Конфликт интересов

MB, KG, GT указаны как соавторы предварительного патента, относящегося к системе резисторов.KG является акционером и директором Restor3d, который помог провести некоторые испытания и лицензировать интеллектуальную собственность, связанную с этой работой, от Университета Дьюка. MB, AR, MK указаны как изобретатели некоторых алгоритмов, используемых для прогнозирования воздушного потока с системами резисторов и без них.

Ссылки

[2] Уилгис Дж. «Стратегии обеспечения механической вентиляции легких при массовом несчастном случае: распределение или складирование», Respir. Уход, т. 53, нет. 1, pp. 96–100, 2008. [PubMed] [Google Scholar] [3] Truog R., Митчелл С. и Дейли Г., «Самая жесткая сортировка — распределение вентиляторов в условиях пандемии», N. Engl. J. Med., Pp. 1973–1975, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [4] Герен К. и Леви П., «Более легкий доступ к механической вентиляции легких во всем мире: острая необходимость для стран с низким уровнем дохода, особенно в области лицевой вентиляции. нарастающего кризиса COVID-19 », Eur. Респир. J., нет. Апрель, стр. 2001271, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [5] Шахрур С. Х. и др., «Адаптивная сплит-система ИВЛ обеспечивает параллельную вентиляцию, индивидуальный мониторинг и контроль давления вентиляции для каждого симулятора легких», medRxiv, стр.2020.04.13.20064170, апрель 2020 г. [Google Scholar]

[6] Тронстад К. и др., «Разделение одного аппарата ИВЛ для нескольких пациентов — техническая оценка», март. 2020.

[7] Бейтлер Дж. Р. и др., «Совместное использование вентиляторов во время острой нехватки, вызванной пандемией COVID-19», Am. J. Respir. Крит. Care Med., 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [8] Лай Б.К., Эриан Дж.Л., Пью С.Х. и Экманн М.С., «Аварийная трехмерная печать с открытым исходным кодом для разделителя контуров вентилятора и регулятора потока во время пандемия COVID-19 », Анестезиология, вып.XXX, стр. 1, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [9] Кларк А.Л., Стивенс А.Ф., Ляо С., Бирн Т.Дж. и Грегори С.Д. «Как справиться с COVID-19: разделение аппарата ИВЛ с использованием дифференциального управляющего давления с использованием стандартное больничное оборудование », Анестезия, апрель. 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [10] Шринивасан С. и др., «Быстро развертываемая индивидуализированная система для увеличения мощности вентилятора», Sci. Пер. Мед., Т. 9401, нет. Май, с. eabb9401, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [12] Черри А.Д., Каппиелло Дж., Бишави М., Холлидж М. Г. и МакЛауд Д. Б., «Совместная вентиляция: к более безопасному разделению вентиляторов в чрезвычайных ситуациях», Анестезиология, № 2, с. Xxx, pp. 5–6, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [13] Кларк А.Л., «Трехмерный печатный разделитель и устройства ограничения потока для вентиляции легких нескольких пациентов с использованием одной анестезиологической рабочей станции или аппарата ИВЛ. , ”Анестезия, стр. 819–820, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [14] Бейтлер Б., Джереми Р., Каллет Ричард, Качмарек Роберт, Брэнсон Ричард, Миттель Броди, Дэн, Олсон Аарон М., Хилл Мюррей, Лорин Л., Хесс Дин, Тейлор Томпсон, «Протокол совместного использования ИВЛ: вентиляция у двух пациентов с одним механическим вентилятором для использования во время критической нехватки вентиляторов», No.версия 3, pp. 1–15, 2020. [Google Scholar]

[15] Козаев Д.А., Салех Х., Актуальные проблемы системной и программной инженерии (APSSE) — «Моделирование чрезвычайных ситуаций на магистральном газопроводе с помощью MATLAB Simulink ,. ” 2019.

[16] J Králik J. Z., P Stiegler Z Вострий, Динамическое моделирование крупномасштабных сетей применительно к газораспределению. 1988.

[17] Schmidt M., Foitzik B., Hochmuth O., Schmalisch G., and Schmidt GSM, Foitzik B., Hochmuth O., Компьютерное моделирование измеренного респираторного импеданса у новорожденных и влияние измерительное оборудование, т.20, нет. 3 Elsevier, 1998. [PubMed] [Google Scholar]

Быстрое разделение вентиляторов во время пандемии COVID-19 с использованием 3D-печатных устройств и численного моделирования сценариев воздушного потока для 200 миллионов пациентов

Версия 1. Res Sq. Препринт. 2020 12 августа

Эта статья является препринтом.
Препринты не рецензировались.
Чтобы узнать больше о препринтах в PMC, см .: NIH Preprint Pilot.

, ^{1, 2, *} , ^{2, *} , ² , ³ , ⁴ , ⁴ , ^{5, 6} , ⁶ , ⁶ , ⁶ , ⁴ , ⁴ , ² и ²

Муат Бишави

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии школы Пратт наук, Университет Дьюка

Майкл Каплан

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Симбараше Чидягвай

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Cappiello

³ Отделение респираторной терапии, Университетская больница Дьюка

Энн Черри

⁴ Отделение анестезиологии, Duke U Университетская больница

Дэвид МакЛауд

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Кен Галл

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Натан Эванс

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Майкл Ким

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Rajib Shaha

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Джон Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Мелани Холлидж

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Джордж Труски

² Отделение биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Аманда

Аманда Рэндлс

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии, Школа инженерии Пратта, Университет Дьюка

³ Отделение респираторной терапии, Госпиталь Университета Дьюка

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Предоставлено

Вклад авторов:

МБ, MK, SC, AR, JAT: разработка и написание вычислительной модели

МБ, JC, AC, DM, JW, MH: разработка и тестирование настольных моделей

МБ, KG, MK, NE, RS, JAT: разработка и печать сплиттера / резисторы

МБ — Составление рукописи, редактирование

Все соавторы — редактирование рукописи, участие в написании и оформлении исследований

.

^* Эти авторы внесли равный вклад

Автор для корреспонденции: Муат Бишави, доктор медицины, магистр здравоохранения, отделение кардиоторакальной хирургии, отделение хирургии, отдел биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Дарем, Северная Каролина, США, ude.ekuD@iwahsiB .htauMЭта работа находится под лицензией Creative Commons Attribution 4.0 International License, которая позволяет повторным пользователям распространять, редактировать, адаптировать и строить материал на любом носителе или формате, при условии указания авторства на имя создателя.Лицензия разрешает коммерческое использование. Полная история версий этого препринта доступна на Res Sq.

Дополнительные материалы

Приложение.

GUID: FECD6808-BAFF-4B24-8CD9-25710CCC2BB9

Приложение.

GUID: A2AE2FF8-09FD-4E3F-B9EB-BE3BE13E8F91

Аннотация

В связи с недавней пандемией COVID19 возникла острая необходимость в увеличении мощности вентилятора.Чтобы удовлетворить эту потребность, мы представляем систему, обеспечивающую быстрое и эффективное разделение между двумя или более пациентами с различными комплаенсами легких и требованиями к дыхательному объему. Зарезервированное для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и ограничивается пациентами с аналогичными легочными комплаенсами и требованиями к дыхательному объему. Здесь мы сообщаем о системе разделителей и резисторов для аппаратов ИВЛ, напечатанной на 3D-принтере (VSRS), в которой используются взаимозаменяемые резисторы воздушного потока для обеспечения оптимальных дыхательных объемов пациентам с разной физиологией дыхания, тем самым расширяя применимость разделения аппаратов ИВЛ к большему пулу пациентов.Мы демонстрируем возможности VSRS с помощью лабораторных тестов легких и стандартных аппаратов ИВЛ, которые позволяют получить данные, используемые для проверки дополнительной вычислительной модели воздушного потока для конкретного пациента. Вычислительная модель позволяет врачам быстро выбирать оптимальные размеры резисторов и прогнозировать подаваемое давление и дыхательные объемы по запросу с учетом различных характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ. Из-за неотъемлемой потребности в быстром развертывании все симуляции для широкого диапазона клинически значимых характеристик пациентов и настроек аппарата ИВЛ были предварительно рассчитаны и скомпилированы в простое в использовании мобильное приложение.В результате было выполнено более 200 миллионов индивидуальных вычислительных симуляций, чтобы максимально увеличить количество сценариев, для которых VSRS может помочь. VSRS поможет удовлетворить насущную потребность в увеличении мощности аппарата ИВЛ, позволив использовать разделение аппарата ИВЛ для пациентов с различными физиологическими особенностями легких и респираторными потребностями, что будет особенно полезно для развивающихся стран и сельских сообществ с ограниченным количеством аппаратов ИВЛ.

Введение

Пандемия COVID19 пролила свет на потребность в системах экстренной вентиляции, которые можно быстро развернуть, когда спрос на аппараты ИВЛ превышает их предложение [1], например, во время региональных чрезвычайных ситуаций [2], глобальных пандемий [3], и в отделениях интенсивной терапии с низким уровнем ресурсов [4].Эти различные сценарии требуют стратегии совместного использования аппаратов ИВЛ, которая максимизирует количество пациентов, которые могут получить потенциально жизненно важное лечение с помощью ограниченного числа аппаратов ИВЛ. Разделение вентиляторов было введено как стратегия поддержки нескольких пациентов на одном аппарате ИВЛ и применялась в ряде учреждений во время тяжелых ситуаций [5] — [7]. Последние достижения, такие как добавление резисторов [8], зажимов [9] и клапанов [10], сделали разделение вентилятора полезным для тщательно подобранных пациентов [7].Однако разделение вентилятора по-прежнему не может быть безопасно и быстро реализовано для пациентов со значительно различающимися легочными комплаенсами [9] или требованиями минутной вентиляции [10], поскольку это может привести к волютравме, баротравме и / или гиповентиляции одного или обоих пациентов. . Опасения, связанные с безопасностью разделения вентиляторов, не позволяют рекомендовать его в качестве общего решения проблемы нехватки вентиляторов в самых экстремальных обстоятельствах [11].

Для решения этой проблемы наша группа разработала быстро развертываемую и недорогую систему разветвления и резистора (VSRS) с напечатанными на 3D-принтере сменными резисторами воздушного потока в сочетании с численным моделированием, чтобы пациенты с разной легочной механикой могли пользоваться одним и тем же аппаратом ИВЛ.Резисторы обеспечивают независимый дифференциальный контроль дыхательных объемов и давления, подаваемых каждому пациенту, и была создана вычислительная модель для количественной оценки того, как настройки вентилятора, диаметры эндотрахеальной трубки и легочная комплаенс пациента влияют на подаваемые дыхательные объемы и давление в VSRS. При совместном использовании компоненты, напечатанные на 3D-принтере, и численное моделирование позволяют врачам быстро, но безопасно вентилировать несколько пациентов, даже если пациенты имеют разные требования к вентиляции и легочные комплаентности.

В этой работе мы описали (а) разработку нового VSRS с настраиваемыми резисторами, напечатанными на 3D-принтере, (б) валидацию системы по лабораторным данным, (в) разработку и валидацию прогнозирующей персонализированной вычислительной модели и ( г) использование структуры массовых параллельных вычислений для охвата максимально широкого спектра клинически значимых сценариев. Эта система и приложение для поддержки принятия решений в настоящее время находятся на рассмотрении для утверждения FDA EUA.

Результаты

Оперативное обслуживание 3-D печать Производство системы VSRS

VSRS состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора.Компонент разделителя представляет собой Y-образный адаптер, который разделяет единый воздушный поток на два отдельных канала (используется для разделения инспираторной конечности). При использовании в обратном направлении делитель может объединять потоки воздуха из двух каналов в один канал (используемый для выдыхательной конечности). Разветвитель имеет непрерывно изменяемый диаметр, так что внутренний диаметр одноканального конца разветвителя соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр двухканальных концов разделителя соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора.Разветвитель имеет соединение под углом 60 ° между двумя двухканальными концами. Разветвитель подходит для стандартных трубок вентилятора, и в общем контуре вентилятора потребуются как минимум два разделителя. Резистор представляет собой встроенный адаптер, который имеет постоянно сужающийся просвет для обеспечения повышенного сопротивления воздушному потоку по сравнению с воздушным потоком, проходящим через разделитель или стандартную трубку вентилятора. Были созданы и испытаны резисторы разных размеров. Все резисторы имеют идентичные внешние размеры, единственные различия заключаются в конечном диаметре просвета и непрерывном постепенном уменьшении диаметра просвета.Резистор будет установлен в контуре вентилятора перед отдельным пациентом, чтобы контролировать поток воздуха к этому пациенту по усмотрению клинициста. Резисторы имеют четкую маркировку с уменьшенным размером просвета на их входе. Внутренний диаметр входного конца соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр выходного конца соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора. Такая конструкция гарантирует, что резисторы могут быть включены в схему вентилятора только в одном направлении.

Компоненты VSRS изготавливаются из коммерчески доступного фотополимера с помощью стереолитографии (SLA) с использованием имеющегося в продаже принтера (FormLabs 2 или 3, Formlabs Inc, Somerville, MA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). При использовании для производства деталей по SLA, Durable Resin производит детали с прозрачной матовой поверхностью, механические свойства которых аналогичны свойствам полипропилена.Системы качества для печати медицинского назначения предоставляются restor3d Inc. (Дарем, Северная Каролина).

В рамках заявки FDA EUA прочность материала и долговечность напечатанной системы VSRS были протестированы и сравнены со стандартными деталями / трубками вентилятора. Было обнаружено, что они соответствуют или превосходят имеющиеся в продаже соединители трубок для вентиляторов (данные не показаны). Кроме того, согласно руководству FDA, система VSRS была протестирована (третьей независимой стороной) на предмет отбора проб летучих органических соединений и твердых частиц, и было обнаружено, что она не представляет какого-либо значительного биологического риска, оцененного независимыми токсикологами.

Конструкция VSRS и настольной схемы

Общий дизайн VSRS можно увидеть на и, а настольная схема показана на. Контур включал ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной ветвях для ограничения смешивания, а вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного загрязнения. При использовании настроек вентилятора с частотой дыхания 20 ударов в минуту (вдохов в минуту), PEEP (положительное давление в конце выдоха) 5 см вод. Ст. ₂ O и PIP (пиковое давление на вдохе) 20 см вод. дыхательные объемы искусственного легкого с низкой податливостью составляли 352–359 мл и 566–567 мл для легкого со средней податливостью (таблица 1).Точная податливость исследуемых легких в «низкой» конфигурации была определена как 18 мл / см H ₂ O и 34–36 мл / см H ₂ O для «средней» конфигурации (Таблица 1).

Конструкция сплиттера и резистора, а также конфигурация схемы

Общий дизайн (1A) и конечный продукт (1B) для системы сплиттера и резистора. Схема настольной установки показана на рисунке 1С. Схема включала ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной конечностях обоих пациентов для ограничения смешивания.Кроме того, вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного заражения.

Разделение аппарата ИВЛ с разными соответствиями тестовых легких приводит к значительно разным дыхательным объемам

Как и ожидалось, разделение ИВЛ на два тестовых легких, когда их соответствие различается, привело к значительным различиям в доставленных дыхательных объемах в каждое легкое (). При частоте дыхания 15 легкое со средней податливостью получало в среднем на ~ 60% больше дыхательного объема, чем легкое с низкой податливостью ().Доставленный дыхательный объем был одинаковым, когда оба легких имели низкую или среднюю эластичность. Частота дыхания имела обратный эффект на дифференциальную доставку дыхательного объема в легкие с различной степенью соответствия, при этом увеличение частоты дыхания приводило к уменьшению дифференциальных потоков ().

Изменения в доставленных дыхательных объемах во время разделения вентилятора на легкие с различной степенью соответствия

Изменения в доставленных дыхательных объемах для проверки легкого A и легкого B при различных частотах дыхания для различных конфигураций податливости.Доставленные объемы были одинаковыми для обоих легких, когда у них обоих была одинаковая степень соответствия (оба — низкие или оба — средние). По мере увеличения частоты дыхания общие доставленные объемы уменьшались. Дифференциальный дыхательный объем, полученный при различных режимах, уменьшается по мере увеличения частоты дыхания с 15 до 30 вдохов в минуту.

Резистор, напечатанный на 3D-принтере, может нормализовать поток воздуха в легкие с различными требованиями.

Влияние резистора, напечатанного на 3D-принтере, на приливные объемы было изучено путем добавления резисторов различного радиуса к разветвителю вышеупомянутой схемы.Все эксперименты продемонстрировали уменьшение доставляемого дыхательного объема к конечности с помощью резистора, причем большее уменьшение происходило при меньших апертурах резистора (). Следовательно, когда резистор помещен на конечность цепи, ведущей к большему податливому легкому, резистор действует, уменьшая дифференциальный доставляемый дыхательный объем (). Для точных настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и соответствия легочным нормам резистор 3,5 мм обеспечивает полностью согласованные дыхательные объемы в обоих легких.Меньший радиус резистора 3,0 мм привел к тому, что легкое с низкой податливостью фактически получило больший дыхательный объем, чем легкое с более высокой податливостью (). Эти эксперименты подчеркивают, как небольшие изменения размера резистора могут привести к большим изменениям подаваемого дыхательного объема.

Изменения выдаваемых дыхательных объемов при разделении аппарата ИВЛ с использованием различных просветных апертур резисторов

Изменения доставленных дыхательных объемов для проверки легкого A и легкого B для различных настроек податливости без резистора по сравнению с резисторами разных размеров.Дыхательный объем, подаваемый в легкие с помощью резисторов меньшего размера, уменьшается по сравнению со случаями с резисторами большего размера или без резистора. Для этой установки резистор 3,5 мм создает одинаковые доставляемые объемы для легких с низкой и средней эластичностью.

Сравнение численных результатов с данными лабораторных экспериментов

Сравнение результатов моделирования (пунктирные линии) с результатами лабораторных исследований (большие кружки) для пациента A (средняя комплаентность) и пациента B (низкая комплаентность).Оба согласуются по диапазону размеров резисторов и демонстрируют одинаковую подачу дыхательного объема для обоих пациентов при использовании резистора 3,5 мм.

Вычислительная модель предсказывает лабораторные измерения.

Вычислительная модель была проверена по данным тестирования легких. Между ними наблюдается отличное согласие, включая совпадение при использовании резисторов разных размеров (), о чем свидетельствует коэффициент корреляции Пирсона, равный 0,9697, и значение p менее 0,0001. И настольные данные, и вычислительная модель согласны с тем, что 3.Резистор 5 мм на верхней податливой конечности приведет к эквивалентной доставке дыхательных объемов в оба легких для этой конкретной конфигурации ().

В более общем плане вычислительная модель поддерживает результаты настольной модели, согласно которой добавление резистора к раздельному контуру вентилятора значительно изменяет выдаваемые дыхательные объемы и давление. иллюстрирует выходные данные модели прогнозируемых кривых давления, скорости потока и объема для пациента с более низкой податливостью легких (Пациент A), использующего вентилятор с пациентом с более высокой податливостью легких и резистором (Пациент B).Характерная форма волны вентиляции с регулируемым давлением наблюдается у пациента А, когда вентилятор достигает заданного вентилятором пикового давления на вдохе, а затем происходит плато. Однако для пациента B резистор замедляет нарастание давления, и пиковое давление на вдохе, указанное аппаратом ИВЛ, никогда не достигается. В результате форма волны скорости потока для пациентов A и B заметно различается. У пациента А скорость потока во время плато давления на вдохе снижается из-за увеличения силы сопротивления легких, поскольку они продолжают расширяться под постоянным давлением.Однако давление для Пациента B продолжает увеличиваться на протяжении вдоха, и, следовательно, скорость потока не уменьшается по мере продолжения вдоха, что приводит к форме волны скорости потока, которая больше напоминает вентиляцию с регулируемым объемом. Такое различное поведение скоростей потока на вдохе приводит к высокой чувствительности дифференциальных дыхательных объемов к частоте дыхания при использовании резистора, что также наблюдалось в настольных экспериментах ().

Формы выходных сигналов модели для давления, скорости потока и дыхательного объема

Пример выходных данных модели для моделируемого пациента A (податливость 30 мл / смH ₂ O) и смоделированного пациента B (податливость 75 мл / смH ₂ O ) с помощью резистора 4 мм.В то время как Пациент А испытывает пиковое давление на вдохе, установленное аппаратом ИВЛ, наличие резистора приводит к снижению пикового давления для Пациента Б.

ИВЛ с контролируемым давлением защищает пациентов от изменений в противоположном контуре пациента

Вычислительная модель позволяла исследование разделения вентиляторов как с регулируемым давлением, так и с регулируемым объемом. иллюстрирует, как при вентиляции с контролируемым давлением на дыхательные объемы и давление пациента А не влияют изменения в контуре пациента Б, такие как добавление резистора, что также было тенденцией, наблюдаемой в лабораторных данных ().И при вентиляции с контролируемым давлением, и с регулируемым объемом давление, подаваемое к бифуркации в контуре, всегда равно каждой ветви, и, следовательно, дыхательные объемы, подаваемые каждому пациенту, независимо зависят от того, как их легочные характеристики реагируют на это давление. Однако при ИВЛ с регулируемым объемом происходит сопряжение доставляемых дыхательных объемов между двумя пациентами. Когда сопротивление одной из конечностей контура увеличивается, аппарат ИВЛ определяет результирующее уменьшение комбинированного выданного дыхательного объема и впоследствии увеличивает подаваемое давление в попытке достичь желаемого дыхательного объема, что приводит к увеличению давления и объемов для обоих пациентов.Это отличается от вентиляции с контролируемым давлением, когда пациент А защищен от опасно повышенного давления и дыхательных объемов в ответ на изменения сопротивления в контуре пациента Б (). Следовательно, разделение аппаратов ИВЛ с регулируемым давлением обеспечивает заметно улучшенный профиль безопасности за счет снижения риска баротравмы или волютравмы для одного пациента из-за изменений в контуре противоположного пациента.

Сравнение вентиляции с контролируемым давлением и управляемым объемом в конфигурации раздельного вентилятора

Выходные данные расчетной модели дыхательного объема (верхний ряд) и пикового давления на вдохе (нижний ряд) для различных размеров резисторов при вентиляции с регулируемым давлением (левый столбец) и вентиляция с регулируемым объемом (правая колонка).Вентиляция с контролируемым давлением приводит к разделению двух пациентов, при этом дыхательный объем и давление пациента А не зависят от контура пациента Б. Это не относится к вентиляции с контролируемым объемом, которая может привести к опасно высоким дыхательным объемам и давлению для пациента A в результате увеличения сопротивления в контуре пациента B и наоборот.

Дыхательные объемы вентиляции с контролируемым давлением очень чувствительны к небольшим изменениям настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и характеристик пациента нелинейная мода ().При более низких значениях податливости эндотрахеальные трубки разных размеров приводят только к минимальным изменениям дыхательных объемов, а дыхательные объемы увеличиваются примерно линейно с податливостью. Однако, как показано, для более высоких значений эластичности наблюдается заметное изменение увеличения дыхательного объема в зависимости от эластичности легких, и могут возникать значительные различия в дыхательных объемах из-за различных размеров эндотрахеальной трубки. Это важная характеристика, которую следует учитывать, поскольку ожидается, что комплаентность легких изменится в связи с прогрессированием или выздоровлением.Например, безопасные дыхательные объемы для данного набора характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ при низкой податливости легких могут стать опасно высокими по мере улучшения состояния пациента, и поэтому необходимо использовать резистор другого размера. также демонстрирует нелинейное влияние частоты дыхания (RR) на дыхательные объемы, где чувствительность дыхательных объемов к изменениям RR намного выше для более низких RR, чем для более высоких RR. Эти и другие нелинейности требуют исследования параметров с высоким разрешением, чтобы безопасно и точно количественно оценить влияние нескольких параметров пациента и настроек аппарата ИВЛ на подаваемый дыхательный объем.

Множественные измерения нелинейности для прогнозируемых дыхательных объемов

Прогнозируемые объемы для эндотрахеальной трубки 8,5 мм по сравнению с эндотрахеальной трубкой 6 мм в зависимости от податливости легких и частоты дыхания при других настройках аппарата ИВЛ, поддерживаемых постоянными (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1).

Вычислительная модель решает большое пространство параметров потенциальных пар пациентов

Чтобы должным образом учесть ряд различных факторов, влияющих на дыхательные объемы, доставляемые пациентом, в конфигурации с раздельным вентилятором, мы выполнили самые большие на сегодняшний день вычислительные усилия для моделирования необходимое количество различных настроек аппарата ИВЛ и параметров пациента, с которыми могут столкнуться врачи.отображает результаты исследования семимерного пространства параметров (таблица 2), которые, как было установлено, значительно влияют на прогнозируемые приливные объемы и давления. Требовалось более 200 миллионов различных симуляций для исследования пространства параметров с достаточным разрешением, чтобы размер шага для данного параметра приводил к изменению дыхательного объема менее чем на 5%.

Иллюстрация результатов развертки параметров вычислительной модели

Вверху слева: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций как функция PIP, PEEP и I: E.Вверху справа: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций, взятых из черного квадрата на верхнем левом рисунке (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1) как функция RR, комплаентности и диаметров эндотрахеальной трубки. Нижние панели: рассчитанные дыхательные объемы (левая сторона) и максимальное подаваемое давление (правая сторона) для пациентов с настройками вентилятора и легочными характеристиками A и B, как показано на верхней правой панели, в зависимости от характеристик резистора.

отображает масштаб выполненной развертки параметра.На верхней левой панели показано, как увеличение управляющего давления (PIP-PEEP), а также увеличение I: E и, следовательно, времени вдоха, влияет на увеличение дыхательных объемов. Верхняя правая панель представляет собой расширение прогнозируемых дыхательных объемов верхней левой панели путем выбора PIP 28, PEEP 8 и I: E из 1 и иллюстрации дыхательных объемов как функции размеров эндотрахеальной трубки, RR и согласие. Наблюдается взаимодействие нескольких параметров, поскольку влияние изменения ЧД на дыхательные объемы само по себе зависит от податливости легких пациента и размера эндотрахеальной трубки.Наконец, путем выбора конкретной пары легочных комплаентностей пациента и размеров эндотрахеальной трубки на нижней панели показано, как резистор может точно контролировать подаваемые дыхательные объемы и максимальное давление. Резисторы большего размера приближаются к дыхательным объемам и давлению для случаев без резистора, а различия в дыхательных объемах и давлениях из-за изменения размера резистора на 0,5 мм уменьшаются по мере увеличения размера резистора.

На основе этих данных было разработано мобильное приложение для поддержки принятия решений врачами по определению оптимального размера резистора для данной пары пациентов.Приложение позволяет врачу вводить соответствующие настройки аппарата ИВЛ (пиковое давление на вдохе, положительное давление в конце выдоха, соотношение вдоха и выдоха и частота дыхания), индивидуальные параметры легких и диаметры эндотрахеальной трубки (таблица 2). Затем приложение отображает прогнозируемые доставленные дыхательные объемы и максимальное давление для каждого пациента во время разделения аппаратов ИВЛ для каждого возможного размера резистора.

Обсуждение

COVID-19 вызвал новый интерес [12] и инновации [10], [13] к совместному использованию аппаратов ИВЛ, что может найти применение при будущих респираторных вспышках, на полях сражений и в условиях интенсивной терапии с ограниченными ресурсами, а также во время текущая глобальная пандемия.Однако современные достижения в области разделения аппаратов ИВЛ по-прежнему требуют тщательного подбора пациентов [14] или использования сложного медицинского оборудования [10], что может оказаться нецелесообразным во всех случаях. В системе VSRS реализованы простые компоненты, напечатанные на 3D-принтере, которые могут быть легко созданы в местах с помощью 3D-принтера и отправлены в близлежащие больницы, а также бесплатное мобильное приложение, которое избавляет от догадок при объединении пациентов и определении размера резистора, который следует использовать.

В первой части этой работы мы демонстрируем большую разницу в потоке воздуха, доставляемом в два легких с разной степенью соответствия, использующих один и тот же вентилятор.Это подтверждает опасный клинический сценарий, который может привести к тому, что у одного пациента может возникнуть волютравма и / или у другого будет недостаточная вентиляция. Использование напечатанных на 3D-принтере резисторов воздушного потока в цепи для пациента с более высокой податливостью легких позволяет контролировать доставляемый дыхательный объем в легкое с более высокой податливостью. Воздушный поток можно спрогнозировать с помощью разработанной нами вычислительной модели, которая позволяет клиницистам выбирать резистор, который будет обеспечивать желаемые дыхательные объемы для каждого пациента, даже для пациентов с очень разными потребностями в вентиляции и легочными нарушениями.Было создано мобильное приложение, чтобы помочь врачам в этом процессе.

Совместная искусственная вентиляция легких по-прежнему сопряжена со значительным риском вреда, и ее не следует предпринимать, если нет других жизнеспособных вариантов. Важная проблема безопасности при разделении аппарата ИВЛ связана с перекрестным заражением вирусами и бактериями. Наша схема контура использует стратегически размещенные вирусные / бактериальные фильтры и односторонние клапаны, чтобы снизить вероятность перекрестного заражения. Дополнительные меры безопасности включали использование мониторов EtCO2 для каждого пациента, частые измерения газов крови и клиническое обследование для быстрой диагностики и устранения проблем.

Численная модель помогла прояснить динамику, лежащую в основе превосходного профиля безопасности вентиляции с контролируемым давлением по сравнению с контролируемой по объему для пациентов, использующих аппарат ИВЛ. Данные моделирования и стендовые исследования показали, что частота дыхания играет важную роль в дифференциальных дыхательных объемах при разделении на два пациента с разной комплаентностью. По мере увеличения частоты дыхания дифференциальный поток воздуха в легкие с разной податливостью уменьшался с общим падением доставляемых дыхательных объемов, но не минутной вентиляции в оба легких.Это явление связано с уменьшением времени вдоха с увеличением скорости, уменьшением общего доставляемого объема на более поздних стадиях цикла вдоха.

Это исследование имеет ряд важных ограничений. В основном мы не тестировали эту систему на реальных пациентах при разделении аппарата ИВЛ. Легочная механика реального пациента может иметь небольшие различия по сравнению с упрощениями, неявными в тестовом легком и вычислительной модели. Например, модель не моделирует эффект рекрутирования альвеол, и поэтому увеличение PEEP при заданном PIP никогда не приводит к увеличению дыхательных объемов.Кроме того, текущая версия VSRS исключает эффекты различных легочных сопротивлений пациентов, которые, как мы обнаружили, являются вторичным эффектом по сравнению с легочными комплаенсами, но могут быть включены в новую версию вычислительной модели в будущем.

VSRS изначально предназначен для подключения пациента к одному аппарату ИВЛ, чтобы определить его индивидуальную податливость легких и, в случае вентиляции с контролируемым объемом, сопротивление. После стабилизации состояния пациента его можно переместить в разделенную конфигурацию аппарата ИВЛ, используя VSRS для более долгосрочной поддержки вентиляции, с введенными в приложение теперь известными характеристиками легких для конкретного пациента, чтобы выбрать подходящий размер резистора.Хотя в принципе система VSRS еще не тестировалась, ее можно было развернуть для поддержки более двух пациентов на одном аппарате ИВЛ.

Как и в большинстве рекомендаций, связанных с разделением аппаратов ИВЛ, пациенты должны быть полностью седативны / парализованы, чтобы они не влияли на частоту дыхания друг друга, и, следовательно, отлучение пациентов от поддержки аппарата ИВЛ не может быть выполнено, когда пациенты используют один аппарат ИВЛ. Однако цель разделения аппаратов ИВЛ — устранение периодов дефицита, особенно с учетом сообщений о продолжительном времени поддержки аппаратов ИВЛ для пациентов с COVID-19.

Зарезервировано для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и вызывает множество проблем безопасности, связанных с отсутствием контроля над респираторной поддержкой отдельного пациента, некоторые из которых устраняются VSRS. Предварительно рассчитав сотни миллионов различных возможных комбинаций настроек аппарата ИВЛ и характеристик пациента, а также используя преимущества простой геометрии, которую можно распечатать на 3D-принтере, VSRS можно быстро развернуть с минимальными затратами там, где потребность в аппаратах ИВЛ превышает их поставку.

Методы

Дизайн исследования

Проект был разработан с целью максимизировать потенциальные варианты использования VSRS, признавая гибкость, простоту использования и быстрое развертывание как фундаментальные основы успешной системы, которая будет использоваться в тяжелых ситуациях. Следовательно, дизайн разветвителя и резистора, напечатанный на 3D-принтере, был выбран, чтобы подчеркнуть простоту использования и простоту изготовления, чтобы соответствовать стандартным трубкам вентилятора. Лабораторное тестирование VSRS было проведено, чтобы проверить его применимость как к стандартным аппаратам ИВЛ, так и к наркозным аппаратам, которые могут потребоваться в периоды нехватки аппаратов ИВЛ.Кроме того, лабораторное тестирование предоставило данные, необходимые для калибровки вычислительной модели. Вычислительная модель использовалась для предварительного расчета прогнозируемых дыхательных объемов и давления для большого диапазона клинически значимых конфигураций аппаратов ИВЛ и характеристик пациентов, с которыми врачи могут столкнуться при разделении аппаратов ИВЛ, и была упакована в простое в использовании мобильное приложение для быстрой поддержки принятия клинических решений.

Разработка и производство разветвителей и резисторов

Разветвители и резисторы вентилятора были разработаны с использованием SolidWorks (Dassault Systèmes, Велизи-Виллакубле, Франция).Он разработан для стандартных трубок диаметром 22 мм (). Система состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора. Оба компонента производятся из имеющегося в продаже фотополимера с помощью стереолитографии (SLA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). Все устройства были напечатаны на принтерах Form 2 производства Formlabs Inc. Все отпечатки были сделаны в restor3d (Дарем, Северная Каролина) в соответствии с их внутренней системой качества для 3D-печати на основе смол.Система прошла испытания на биосовместимость в соответствии с рекомендациями FDA, включая ISO 18562 Часть 2 (PM2,5 / PM10) и Часть 3 (ЛОС), и была признана биосовместимой для предполагаемого применения.

Настольная испытательная схема настроена

Эксперименты в основном проводились с использованием аппарата ИВЛ для анестезиологической помощи GE Aisys CS2 (GE Healthcare, Чикаго, Иллинойс), при этом некоторые эксперименты дублировались с использованием аппарата ИВЛ Covidien PB840 для оценки различий в производительности между ними. Аппараты ИВЛ OR и ICU с регулировкой сопротивления контура и податливости дыхания.Для экспериментов с дополнительным сопротивлением цепи были испытаны по одному резисторы с круглыми отверстиями, напечатанные на 3D-принтере, в каждой инспираторной цепи чуть дальше от разветвителя цепи. Компоненты вентилятора и контура для обеих схем представлены последовательно от клапана вдоха вентилятора до клапана выдоха в дюймах. «Проксимальный» относится к более близкой к аппарату ИВЛ, а «дистальный» относится к более близкой к исследуемому легкому (Linear Test Lung, Ingmar Medical, Pittsburgh, PA) стороне контура. Автоматические самопроверки станции медицинского обслуживания были выполнены перед тестированием как для одиночного, так и для раздельного контура (трубка полностью выдвинута).Некоторые эксперименты были повторены как с одиночными, так и с раздельными трубами длиной 6 футов против 12 футов. Бактериальные / вирусные фильтры помещали как на инспираторную, так и на выдохную части аппарата ИВЛ. Затем односторонние направляющие клапаны были помещены на фильтры вдоха и выдоха ().

Режим контроля давления использовался с P _insp 20 см вод. испытано, с регулировкой соотношения I: E до 1: 1.5 во время тестирования RR 30, чтобы поддерживать более постоянное (и клинически значимое) время вдоха. Каждое линейное тестируемое легкое тестировалось как с «низким», так и с «средним» настройками соответствия (спецификации производителя: 10 и 30 мл / смH ₂ O, соответственно). Регистрировались следующие параметры вентилятора: пиковое давление на вдохе ( ₂ O см вод. Ст.), Среднее давление (см вод. Записывались индивидуальные параметры тестового контура легких (каждый контур, A и B): максимальное давление в дистальном контуре и давление в впадине (мм рт. порт каждого фильтра дистальной цепи.Давление регистрировали с помощью монитора GE Carescape. Дыхательный объем каждого дистального контура измеряли с помощью встроенных мониторов объема (Ohmeda 6800 Volume Monitor, Bird Products, Палм-Спрингс, Калифорния).

Вычислительная модель вентилятора сокращенного заказа

В расчетной модели рассматривались вентиляторы с регулируемым давлением и объемом. Был смоделирован диапазон чисел Рейнольдса в зависимости от настроек вентилятора, при этом более высокие числа Рейнольдса приближались к 4000. Поток воздуха от источника вентилятора к пациенту моделировался с использованием динамики потока в трубопроводе в газовой сети.Поток газа по трубам регулируется законами массы, количества движения и энергии, на основании которых были решены давление, скорость, плотность и температура объема газа.

Сохранение массы связывает массовый расход с давлением и температурой газового объема следующим соотношением [15]:

∂M∂p⋅dpIdt + ∂M∂T⋅dTIdt = m˙A + m˙B

где ∂M∂p — частная производная массы газового потока по давлению при постоянных температуре и объеме.∂M∂T — это частная производная массы объема газа по температуре при постоянном давлении и объеме, P _I — давление объема газа, T _I — температура, а t — время. M — масса газа, поступающего в устройство. m˙A и m˙B — массовые расходы на пациентов A и B, соответственно.

Энергосбережение определяется следующим соотношением [16]:

∂U∂p⋅dpIdt + ∂U∂T⋅dTIdt = ΦA + ΦB + QH

∂U∂p — частная производная внутренней энергии контрольного объема по давлению при постоянной температуре и объеме.∂U∂T — частная производная внутренней энергии контрольного объема по температуре при постоянном давлении и объеме. Φ _A и Φ _B — это скорости потока энергии к пациентам. Q _H представляет собой расход энергии от стенки трубы.

Потери давления из-за вязкого трения определяются соотношением баланса импульса [17]:

pA − pI = (m˙AS) 2⋅ (1ρI − 1ρA) + ΔpAI

pB − pI = (m˙BS) 2⋅ (1ρI − 1ρB) + ΔpBI

p _A и p _B — давления на входе и выходе трубы соответственно.ρ _A и ρ _B представляют собой плотности на входе и выходе трубы. S — площадь поперечного сечения, а Δp _AI и Δp _BI — потери давления из-за трения.

Два пациента соединены друг с другом с помощью разветвления с резистором, подключенным дистально к одной из ветвей, чтобы можно было контролировать дифференциальный поток. Легкие моделируются как пружина Гука (моделирующая обратную податливость легких) и вязкую пробку (моделирующую сопротивление верхних дыхательных путей) параллельно.Эта модель легких, представленная в этом исследовании, согласуется с другими исследованиями, в которых для представления легких использовалась модель резистор-конденсатор [17]. Моделирование проводилось с использованием MathWork’s Simscape (Simulink v4.8) Foundational Blocks.

Вентилятор моделируется генератором формы пульсовой волны с периодом, соответствующим частоте дыхания и времени вдоха, с максимальным значением, соответствующим PIP, и минимальным значением, соответствующим PEEP.

Чтобы изучить соответствующий возможный диапазон настроек вентилятора, диаметров эндотрахеальной трубки и значений эластичности легких (таблица 2), было выполнено более 200 миллионов различных симуляций, на которые ушло более 800 000 компьютерных часов.Чтобы система достигла устойчивого состояния, было смоделировано не менее 5 циклов дыхания для каждого набора параметров. Были проведены тесты на чувствительность для определения важных параметров для моделирования, и размер шага был выбран таким, чтобы изменение дыхательного объема происходило менее чем на 5% для данного размера шага.

Моделирование проводилось путем объединения ресурсов Duke Compute Cluster и облачной платформы Microsoft Azure. В Azure было использовано 24 000 вычислительных ядер (400 узлов HB60rs, каждый с 240 ГБ ОЗУ и 60 ядрами), что позволило завершить все симуляции за один уик-энд.Постобработка была выполнена на узле, уменьшив 100 ТБ данных временных рядов до таблицы данных размером ~ 10 ГБ, в которой суммированы все результаты вычислений.

Благодарности

Мы благодарны Стефани Фрейзер, Эрике Сигир и Келли Линдблом из Управления по нормативным вопросам и качеству Герцога за их помощь в подаче заявки в регулирующий орган FDA. Дон Шин и его команда из CrossComm для разработки приложений. Деннис Томас, Эрик Вагнер, Динеш Дивакаран и Робин Расор из офиса лицензирования и предприятий Duke.Кори Кэмпбелл из Legend Technical Services по тестированию VOC и PM, Энди Ховард из Microsoft Azure за помощь в устранении неполадок в облачной инфраструктуре, Чарли Кнайфель, Виктор Орликовски и Джимми Дорфф за техническую поддержку и настройку сети, а также Уильям Вустенберг из Mycroft Medical за таксологическую оценку наше устройство.

Финансирование:

МБ поддерживается на NHLBI NIH-R38 HL143612 / HL и DOD — Defense Health Program / USUHS HU0001-15-2-0001 и HU0001-19-2-0010

DOD HT9404-13-1- 0032

AR и SC поддерживаются в NIH-DP5-OD019876-01

Поддержка вычислений была предоставлена ​​Консорциумом HPC в Microsoft Azure и через Duke OIT

Footnotes

Конфликт интересов

MB, KG, GT указаны как соавторы предварительного патента, относящегося к системе резисторов.KG является акционером и директором Restor3d, который помог провести некоторые испытания и лицензировать интеллектуальную собственность, связанную с этой работой, от Университета Дьюка. MB, AR, MK указаны как изобретатели некоторых алгоритмов, используемых для прогнозирования воздушного потока с системами резисторов и без них.

Ссылки

[2] Уилгис Дж. «Стратегии обеспечения механической вентиляции легких при массовом несчастном случае: распределение или складирование», Respir. Уход, т. 53, нет. 1, pp. 96–100, 2008. [PubMed] [Google Scholar] [3] Truog R., Митчелл С. и Дейли Г., «Самая жесткая сортировка — распределение вентиляторов в условиях пандемии», N. Engl. J. Med., Pp. 1973–1975, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [4] Герен К. и Леви П., «Более легкий доступ к механической вентиляции легких во всем мире: острая необходимость для стран с низким уровнем дохода, особенно в области лицевой вентиляции. нарастающего кризиса COVID-19 », Eur. Респир. J., нет. Апрель, стр. 2001271, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [5] Шахрур С. Х. и др., «Адаптивная сплит-система ИВЛ обеспечивает параллельную вентиляцию, индивидуальный мониторинг и контроль давления вентиляции для каждого симулятора легких», medRxiv, стр.2020.04.13.20064170, апрель 2020 г. [Google Scholar]

[6] Тронстад К. и др., «Разделение одного аппарата ИВЛ для нескольких пациентов — техническая оценка», март. 2020.

[7] Бейтлер Дж. Р. и др., «Совместное использование вентиляторов во время острой нехватки, вызванной пандемией COVID-19», Am. J. Respir. Крит. Care Med., 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [8] Лай Б.К., Эриан Дж.Л., Пью С.Х. и Экманн М.С., «Аварийная трехмерная печать с открытым исходным кодом для разделителя контуров вентилятора и регулятора потока во время пандемия COVID-19 », Анестезиология, вып.XXX, стр. 1, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [9] Кларк А.Л., Стивенс А.Ф., Ляо С., Бирн Т.Дж. и Грегори С.Д. «Как справиться с COVID-19: разделение аппарата ИВЛ с использованием дифференциального управляющего давления с использованием стандартное больничное оборудование », Анестезия, апрель. 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [10] Шринивасан С. и др., «Быстро развертываемая индивидуализированная система для увеличения мощности вентилятора», Sci. Пер. Мед., Т. 9401, нет. Май, с. eabb9401, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [12] Черри А.Д., Каппиелло Дж., Бишави М., Холлидж М. Г. и МакЛауд Д. Б., «Совместная вентиляция: к более безопасному разделению вентиляторов в чрезвычайных ситуациях», Анестезиология, № 2, с. Xxx, pp. 5–6, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [13] Кларк А.Л., «Трехмерный печатный разделитель и устройства ограничения потока для вентиляции легких нескольких пациентов с использованием одной анестезиологической рабочей станции или аппарата ИВЛ. , ”Анестезия, стр. 819–820, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [14] Бейтлер Б., Джереми Р., Каллет Ричард, Качмарек Роберт, Брэнсон Ричард, Миттель Броди, Дэн, Олсон Аарон М., Хилл Мюррей, Лорин Л., Хесс Дин, Тейлор Томпсон, «Протокол совместного использования ИВЛ: вентиляция у двух пациентов с одним механическим вентилятором для использования во время критической нехватки вентиляторов», No.версия 3, pp. 1–15, 2020. [Google Scholar]

[15] Козаев Д.А., Салех Х., Актуальные проблемы системной и программной инженерии (APSSE) — «Моделирование чрезвычайных ситуаций на магистральном газопроводе с помощью MATLAB Simulink ,. ” 2019.

[16] J Králik J. Z., P Stiegler Z Вострий, Динамическое моделирование крупномасштабных сетей применительно к газораспределению. 1988.

[17] Schmidt M., Foitzik B., Hochmuth O., Schmalisch G., and Schmidt GSM, Foitzik B., Hochmuth O., Компьютерное моделирование измеренного респираторного импеданса у новорожденных и влияние измерительное оборудование, т.20, нет. 3 Elsevier, 1998. [PubMed] [Google Scholar]

Быстрое разделение вентиляторов во время пандемии COVID-19 с использованием 3D-печатных устройств и численного моделирования сценариев воздушного потока для 200 миллионов пациентов

Версия 1. Res Sq. Препринт. 2020 12 августа

Эта статья является препринтом.
Препринты не рецензировались.
Чтобы узнать больше о препринтах в PMC, см .: NIH Preprint Pilot.

, ^{1, 2, *} , ^{2, *} , ² , ³ , ⁴ , ⁴ , ^{5, 6} , ⁶ , ⁶ , ⁶ , ⁴ , ⁴ , ² и ²

Муат Бишави

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии школы Пратт наук, Университет Дьюка

Майкл Каплан

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Симбараше Чидягвай

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Cappiello

³ Отделение респираторной терапии, Университетская больница Дьюка

Энн Черри

⁴ Отделение анестезиологии, Duke U Университетская больница

Дэвид МакЛауд

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Кен Галл

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Натан Эванс

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Майкл Ким

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Rajib Shaha

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Джон Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Мелани Холлидж

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Джордж Труски

² Отделение биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Аманда

Аманда Рэндлс

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии, Школа инженерии Пратта, Университет Дьюка

³ Отделение респираторной терапии, Госпиталь Университета Дьюка

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Предоставлено

Вклад авторов:

МБ, MK, SC, AR, JAT: разработка и написание вычислительной модели

МБ, JC, AC, DM, JW, MH: разработка и тестирование настольных моделей

МБ, KG, MK, NE, RS, JAT: разработка и печать сплиттера / резисторы

МБ — Составление рукописи, редактирование

Все соавторы — редактирование рукописи, участие в написании и оформлении исследований

.

^* Эти авторы внесли равный вклад

Автор для корреспонденции: Муат Бишави, доктор медицины, магистр здравоохранения, отделение кардиоторакальной хирургии, отделение хирургии, отдел биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Дарем, Северная Каролина, США, ude.ekuD@iwahsiB .htauMЭта работа находится под лицензией Creative Commons Attribution 4.0 International License, которая позволяет повторным пользователям распространять, редактировать, адаптировать и строить материал на любом носителе или формате, при условии указания авторства на имя создателя.Лицензия разрешает коммерческое использование. Полная история версий этого препринта доступна на Res Sq.

Дополнительные материалы

Приложение.

GUID: FECD6808-BAFF-4B24-8CD9-25710CCC2BB9

Приложение.

GUID: A2AE2FF8-09FD-4E3F-B9EB-BE3BE13E8F91

Аннотация

В связи с недавней пандемией COVID19 возникла острая необходимость в увеличении мощности вентилятора.Чтобы удовлетворить эту потребность, мы представляем систему, обеспечивающую быстрое и эффективное разделение между двумя или более пациентами с различными комплаенсами легких и требованиями к дыхательному объему. Зарезервированное для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и ограничивается пациентами с аналогичными легочными комплаенсами и требованиями к дыхательному объему. Здесь мы сообщаем о системе разделителей и резисторов для аппаратов ИВЛ, напечатанной на 3D-принтере (VSRS), в которой используются взаимозаменяемые резисторы воздушного потока для обеспечения оптимальных дыхательных объемов пациентам с разной физиологией дыхания, тем самым расширяя применимость разделения аппаратов ИВЛ к большему пулу пациентов.Мы демонстрируем возможности VSRS с помощью лабораторных тестов легких и стандартных аппаратов ИВЛ, которые позволяют получить данные, используемые для проверки дополнительной вычислительной модели воздушного потока для конкретного пациента. Вычислительная модель позволяет врачам быстро выбирать оптимальные размеры резисторов и прогнозировать подаваемое давление и дыхательные объемы по запросу с учетом различных характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ. Из-за неотъемлемой потребности в быстром развертывании все симуляции для широкого диапазона клинически значимых характеристик пациентов и настроек аппарата ИВЛ были предварительно рассчитаны и скомпилированы в простое в использовании мобильное приложение.В результате было выполнено более 200 миллионов индивидуальных вычислительных симуляций, чтобы максимально увеличить количество сценариев, для которых VSRS может помочь. VSRS поможет удовлетворить насущную потребность в увеличении мощности аппарата ИВЛ, позволив использовать разделение аппарата ИВЛ для пациентов с различными физиологическими особенностями легких и респираторными потребностями, что будет особенно полезно для развивающихся стран и сельских сообществ с ограниченным количеством аппаратов ИВЛ.

Введение

Пандемия COVID19 пролила свет на потребность в системах экстренной вентиляции, которые можно быстро развернуть, когда спрос на аппараты ИВЛ превышает их предложение [1], например, во время региональных чрезвычайных ситуаций [2], глобальных пандемий [3], и в отделениях интенсивной терапии с низким уровнем ресурсов [4].Эти различные сценарии требуют стратегии совместного использования аппаратов ИВЛ, которая максимизирует количество пациентов, которые могут получить потенциально жизненно важное лечение с помощью ограниченного числа аппаратов ИВЛ. Разделение вентиляторов было введено как стратегия поддержки нескольких пациентов на одном аппарате ИВЛ и применялась в ряде учреждений во время тяжелых ситуаций [5] — [7]. Последние достижения, такие как добавление резисторов [8], зажимов [9] и клапанов [10], сделали разделение вентилятора полезным для тщательно подобранных пациентов [7].Однако разделение вентилятора по-прежнему не может быть безопасно и быстро реализовано для пациентов со значительно различающимися легочными комплаенсами [9] или требованиями минутной вентиляции [10], поскольку это может привести к волютравме, баротравме и / или гиповентиляции одного или обоих пациентов. . Опасения, связанные с безопасностью разделения вентиляторов, не позволяют рекомендовать его в качестве общего решения проблемы нехватки вентиляторов в самых экстремальных обстоятельствах [11].

Для решения этой проблемы наша группа разработала быстро развертываемую и недорогую систему разветвления и резистора (VSRS) с напечатанными на 3D-принтере сменными резисторами воздушного потока в сочетании с численным моделированием, чтобы пациенты с разной легочной механикой могли пользоваться одним и тем же аппаратом ИВЛ.Резисторы обеспечивают независимый дифференциальный контроль дыхательных объемов и давления, подаваемых каждому пациенту, и была создана вычислительная модель для количественной оценки того, как настройки вентилятора, диаметры эндотрахеальной трубки и легочная комплаенс пациента влияют на подаваемые дыхательные объемы и давление в VSRS. При совместном использовании компоненты, напечатанные на 3D-принтере, и численное моделирование позволяют врачам быстро, но безопасно вентилировать несколько пациентов, даже если пациенты имеют разные требования к вентиляции и легочные комплаентности.

В этой работе мы описали (а) разработку нового VSRS с настраиваемыми резисторами, напечатанными на 3D-принтере, (б) валидацию системы по лабораторным данным, (в) разработку и валидацию прогнозирующей персонализированной вычислительной модели и ( г) использование структуры массовых параллельных вычислений для охвата максимально широкого спектра клинически значимых сценариев. Эта система и приложение для поддержки принятия решений в настоящее время находятся на рассмотрении для утверждения FDA EUA.

Результаты

Оперативное обслуживание 3-D печать Производство системы VSRS

VSRS состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора.Компонент разделителя представляет собой Y-образный адаптер, который разделяет единый воздушный поток на два отдельных канала (используется для разделения инспираторной конечности). При использовании в обратном направлении делитель может объединять потоки воздуха из двух каналов в один канал (используемый для выдыхательной конечности). Разветвитель имеет непрерывно изменяемый диаметр, так что внутренний диаметр одноканального конца разветвителя соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр двухканальных концов разделителя соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора.Разветвитель имеет соединение под углом 60 ° между двумя двухканальными концами. Разветвитель подходит для стандартных трубок вентилятора, и в общем контуре вентилятора потребуются как минимум два разделителя. Резистор представляет собой встроенный адаптер, который имеет постоянно сужающийся просвет для обеспечения повышенного сопротивления воздушному потоку по сравнению с воздушным потоком, проходящим через разделитель или стандартную трубку вентилятора. Были созданы и испытаны резисторы разных размеров. Все резисторы имеют идентичные внешние размеры, единственные различия заключаются в конечном диаметре просвета и непрерывном постепенном уменьшении диаметра просвета.Резистор будет установлен в контуре вентилятора перед отдельным пациентом, чтобы контролировать поток воздуха к этому пациенту по усмотрению клинициста. Резисторы имеют четкую маркировку с уменьшенным размером просвета на их входе. Внутренний диаметр входного конца соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр выходного конца соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора. Такая конструкция гарантирует, что резисторы могут быть включены в схему вентилятора только в одном направлении.

Компоненты VSRS изготавливаются из коммерчески доступного фотополимера с помощью стереолитографии (SLA) с использованием имеющегося в продаже принтера (FormLabs 2 или 3, Formlabs Inc, Somerville, MA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). При использовании для производства деталей по SLA, Durable Resin производит детали с прозрачной матовой поверхностью, механические свойства которых аналогичны свойствам полипропилена.Системы качества для печати медицинского назначения предоставляются restor3d Inc. (Дарем, Северная Каролина).

В рамках заявки FDA EUA прочность материала и долговечность напечатанной системы VSRS были протестированы и сравнены со стандартными деталями / трубками вентилятора. Было обнаружено, что они соответствуют или превосходят имеющиеся в продаже соединители трубок для вентиляторов (данные не показаны). Кроме того, согласно руководству FDA, система VSRS была протестирована (третьей независимой стороной) на предмет отбора проб летучих органических соединений и твердых частиц, и было обнаружено, что она не представляет какого-либо значительного биологического риска, оцененного независимыми токсикологами.

Конструкция VSRS и настольной схемы

Общий дизайн VSRS можно увидеть на и, а настольная схема показана на. Контур включал ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной ветвях для ограничения смешивания, а вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного загрязнения. При использовании настроек вентилятора с частотой дыхания 20 ударов в минуту (вдохов в минуту), PEEP (положительное давление в конце выдоха) 5 см вод. Ст. ₂ O и PIP (пиковое давление на вдохе) 20 см вод. дыхательные объемы искусственного легкого с низкой податливостью составляли 352–359 мл и 566–567 мл для легкого со средней податливостью (таблица 1).Точная податливость исследуемых легких в «низкой» конфигурации была определена как 18 мл / см H ₂ O и 34–36 мл / см H ₂ O для «средней» конфигурации (Таблица 1).

Конструкция сплиттера и резистора, а также конфигурация схемы

Общий дизайн (1A) и конечный продукт (1B) для системы сплиттера и резистора. Схема настольной установки показана на рисунке 1С. Схема включала ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной конечностях обоих пациентов для ограничения смешивания.Кроме того, вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного заражения.

Разделение аппарата ИВЛ с разными соответствиями тестовых легких приводит к значительно разным дыхательным объемам

Как и ожидалось, разделение ИВЛ на два тестовых легких, когда их соответствие различается, привело к значительным различиям в доставленных дыхательных объемах в каждое легкое (). При частоте дыхания 15 легкое со средней податливостью получало в среднем на ~ 60% больше дыхательного объема, чем легкое с низкой податливостью ().Доставленный дыхательный объем был одинаковым, когда оба легких имели низкую или среднюю эластичность. Частота дыхания имела обратный эффект на дифференциальную доставку дыхательного объема в легкие с различной степенью соответствия, при этом увеличение частоты дыхания приводило к уменьшению дифференциальных потоков ().

Изменения в доставленных дыхательных объемах во время разделения вентилятора на легкие с различной степенью соответствия

Изменения в доставленных дыхательных объемах для проверки легкого A и легкого B при различных частотах дыхания для различных конфигураций податливости.Доставленные объемы были одинаковыми для обоих легких, когда у них обоих была одинаковая степень соответствия (оба — низкие или оба — средние). По мере увеличения частоты дыхания общие доставленные объемы уменьшались. Дифференциальный дыхательный объем, полученный при различных режимах, уменьшается по мере увеличения частоты дыхания с 15 до 30 вдохов в минуту.

Резистор, напечатанный на 3D-принтере, может нормализовать поток воздуха в легкие с различными требованиями.

Влияние резистора, напечатанного на 3D-принтере, на приливные объемы было изучено путем добавления резисторов различного радиуса к разветвителю вышеупомянутой схемы.Все эксперименты продемонстрировали уменьшение доставляемого дыхательного объема к конечности с помощью резистора, причем большее уменьшение происходило при меньших апертурах резистора (). Следовательно, когда резистор помещен на конечность цепи, ведущей к большему податливому легкому, резистор действует, уменьшая дифференциальный доставляемый дыхательный объем (). Для точных настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и соответствия легочным нормам резистор 3,5 мм обеспечивает полностью согласованные дыхательные объемы в обоих легких.Меньший радиус резистора 3,0 мм привел к тому, что легкое с низкой податливостью фактически получило больший дыхательный объем, чем легкое с более высокой податливостью (). Эти эксперименты подчеркивают, как небольшие изменения размера резистора могут привести к большим изменениям подаваемого дыхательного объема.

Изменения выдаваемых дыхательных объемов при разделении аппарата ИВЛ с использованием различных просветных апертур резисторов

Изменения доставленных дыхательных объемов для проверки легкого A и легкого B для различных настроек податливости без резистора по сравнению с резисторами разных размеров.Дыхательный объем, подаваемый в легкие с помощью резисторов меньшего размера, уменьшается по сравнению со случаями с резисторами большего размера или без резистора. Для этой установки резистор 3,5 мм создает одинаковые доставляемые объемы для легких с низкой и средней эластичностью.

Сравнение численных результатов с данными лабораторных экспериментов

Сравнение результатов моделирования (пунктирные линии) с результатами лабораторных исследований (большие кружки) для пациента A (средняя комплаентность) и пациента B (низкая комплаентность).Оба согласуются по диапазону размеров резисторов и демонстрируют одинаковую подачу дыхательного объема для обоих пациентов при использовании резистора 3,5 мм.

Вычислительная модель предсказывает лабораторные измерения.

Вычислительная модель была проверена по данным тестирования легких. Между ними наблюдается отличное согласие, включая совпадение при использовании резисторов разных размеров (), о чем свидетельствует коэффициент корреляции Пирсона, равный 0,9697, и значение p менее 0,0001. И настольные данные, и вычислительная модель согласны с тем, что 3.Резистор 5 мм на верхней податливой конечности приведет к эквивалентной доставке дыхательных объемов в оба легких для этой конкретной конфигурации ().

В более общем плане вычислительная модель поддерживает результаты настольной модели, согласно которой добавление резистора к раздельному контуру вентилятора значительно изменяет выдаваемые дыхательные объемы и давление. иллюстрирует выходные данные модели прогнозируемых кривых давления, скорости потока и объема для пациента с более низкой податливостью легких (Пациент A), использующего вентилятор с пациентом с более высокой податливостью легких и резистором (Пациент B).Характерная форма волны вентиляции с регулируемым давлением наблюдается у пациента А, когда вентилятор достигает заданного вентилятором пикового давления на вдохе, а затем происходит плато. Однако для пациента B резистор замедляет нарастание давления, и пиковое давление на вдохе, указанное аппаратом ИВЛ, никогда не достигается. В результате форма волны скорости потока для пациентов A и B заметно различается. У пациента А скорость потока во время плато давления на вдохе снижается из-за увеличения силы сопротивления легких, поскольку они продолжают расширяться под постоянным давлением.Однако давление для Пациента B продолжает увеличиваться на протяжении вдоха, и, следовательно, скорость потока не уменьшается по мере продолжения вдоха, что приводит к форме волны скорости потока, которая больше напоминает вентиляцию с регулируемым объемом. Такое различное поведение скоростей потока на вдохе приводит к высокой чувствительности дифференциальных дыхательных объемов к частоте дыхания при использовании резистора, что также наблюдалось в настольных экспериментах ().

Формы выходных сигналов модели для давления, скорости потока и дыхательного объема

Пример выходных данных модели для моделируемого пациента A (податливость 30 мл / смH ₂ O) и смоделированного пациента B (податливость 75 мл / смH ₂ O ) с помощью резистора 4 мм.В то время как Пациент А испытывает пиковое давление на вдохе, установленное аппаратом ИВЛ, наличие резистора приводит к снижению пикового давления для Пациента Б.

ИВЛ с контролируемым давлением защищает пациентов от изменений в противоположном контуре пациента

Вычислительная модель позволяла исследование разделения вентиляторов как с регулируемым давлением, так и с регулируемым объемом. иллюстрирует, как при вентиляции с контролируемым давлением на дыхательные объемы и давление пациента А не влияют изменения в контуре пациента Б, такие как добавление резистора, что также было тенденцией, наблюдаемой в лабораторных данных ().И при вентиляции с контролируемым давлением, и с регулируемым объемом давление, подаваемое к бифуркации в контуре, всегда равно каждой ветви, и, следовательно, дыхательные объемы, подаваемые каждому пациенту, независимо зависят от того, как их легочные характеристики реагируют на это давление. Однако при ИВЛ с регулируемым объемом происходит сопряжение доставляемых дыхательных объемов между двумя пациентами. Когда сопротивление одной из конечностей контура увеличивается, аппарат ИВЛ определяет результирующее уменьшение комбинированного выданного дыхательного объема и впоследствии увеличивает подаваемое давление в попытке достичь желаемого дыхательного объема, что приводит к увеличению давления и объемов для обоих пациентов.Это отличается от вентиляции с контролируемым давлением, когда пациент А защищен от опасно повышенного давления и дыхательных объемов в ответ на изменения сопротивления в контуре пациента Б (). Следовательно, разделение аппаратов ИВЛ с регулируемым давлением обеспечивает заметно улучшенный профиль безопасности за счет снижения риска баротравмы или волютравмы для одного пациента из-за изменений в контуре противоположного пациента.

Сравнение вентиляции с контролируемым давлением и управляемым объемом в конфигурации раздельного вентилятора

Выходные данные расчетной модели дыхательного объема (верхний ряд) и пикового давления на вдохе (нижний ряд) для различных размеров резисторов при вентиляции с регулируемым давлением (левый столбец) и вентиляция с регулируемым объемом (правая колонка).Вентиляция с контролируемым давлением приводит к разделению двух пациентов, при этом дыхательный объем и давление пациента А не зависят от контура пациента Б. Это не относится к вентиляции с контролируемым объемом, которая может привести к опасно высоким дыхательным объемам и давлению для пациента A в результате увеличения сопротивления в контуре пациента B и наоборот.

Дыхательные объемы вентиляции с контролируемым давлением очень чувствительны к небольшим изменениям настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и характеристик пациента нелинейная мода ().При более низких значениях податливости эндотрахеальные трубки разных размеров приводят только к минимальным изменениям дыхательных объемов, а дыхательные объемы увеличиваются примерно линейно с податливостью. Однако, как показано, для более высоких значений эластичности наблюдается заметное изменение увеличения дыхательного объема в зависимости от эластичности легких, и могут возникать значительные различия в дыхательных объемах из-за различных размеров эндотрахеальной трубки. Это важная характеристика, которую следует учитывать, поскольку ожидается, что комплаентность легких изменится в связи с прогрессированием или выздоровлением.Например, безопасные дыхательные объемы для данного набора характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ при низкой податливости легких могут стать опасно высокими по мере улучшения состояния пациента, и поэтому необходимо использовать резистор другого размера. также демонстрирует нелинейное влияние частоты дыхания (RR) на дыхательные объемы, где чувствительность дыхательных объемов к изменениям RR намного выше для более низких RR, чем для более высоких RR. Эти и другие нелинейности требуют исследования параметров с высоким разрешением, чтобы безопасно и точно количественно оценить влияние нескольких параметров пациента и настроек аппарата ИВЛ на подаваемый дыхательный объем.

Множественные измерения нелинейности для прогнозируемых дыхательных объемов

Прогнозируемые объемы для эндотрахеальной трубки 8,5 мм по сравнению с эндотрахеальной трубкой 6 мм в зависимости от податливости легких и частоты дыхания при других настройках аппарата ИВЛ, поддерживаемых постоянными (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1).

Вычислительная модель решает большое пространство параметров потенциальных пар пациентов

Чтобы должным образом учесть ряд различных факторов, влияющих на дыхательные объемы, доставляемые пациентом, в конфигурации с раздельным вентилятором, мы выполнили самые большие на сегодняшний день вычислительные усилия для моделирования необходимое количество различных настроек аппарата ИВЛ и параметров пациента, с которыми могут столкнуться врачи.отображает результаты исследования семимерного пространства параметров (таблица 2), которые, как было установлено, значительно влияют на прогнозируемые приливные объемы и давления. Требовалось более 200 миллионов различных симуляций для исследования пространства параметров с достаточным разрешением, чтобы размер шага для данного параметра приводил к изменению дыхательного объема менее чем на 5%.

Иллюстрация результатов развертки параметров вычислительной модели

Вверху слева: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций как функция PIP, PEEP и I: E.Вверху справа: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций, взятых из черного квадрата на верхнем левом рисунке (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1) как функция RR, комплаентности и диаметров эндотрахеальной трубки. Нижние панели: рассчитанные дыхательные объемы (левая сторона) и максимальное подаваемое давление (правая сторона) для пациентов с настройками вентилятора и легочными характеристиками A и B, как показано на верхней правой панели, в зависимости от характеристик резистора.

отображает масштаб выполненной развертки параметра.На верхней левой панели показано, как увеличение управляющего давления (PIP-PEEP), а также увеличение I: E и, следовательно, времени вдоха, влияет на увеличение дыхательных объемов. Верхняя правая панель представляет собой расширение прогнозируемых дыхательных объемов верхней левой панели путем выбора PIP 28, PEEP 8 и I: E из 1 и иллюстрации дыхательных объемов как функции размеров эндотрахеальной трубки, RR и согласие. Наблюдается взаимодействие нескольких параметров, поскольку влияние изменения ЧД на дыхательные объемы само по себе зависит от податливости легких пациента и размера эндотрахеальной трубки.Наконец, путем выбора конкретной пары легочных комплаентностей пациента и размеров эндотрахеальной трубки на нижней панели показано, как резистор может точно контролировать подаваемые дыхательные объемы и максимальное давление. Резисторы большего размера приближаются к дыхательным объемам и давлению для случаев без резистора, а различия в дыхательных объемах и давлениях из-за изменения размера резистора на 0,5 мм уменьшаются по мере увеличения размера резистора.

На основе этих данных было разработано мобильное приложение для поддержки принятия решений врачами по определению оптимального размера резистора для данной пары пациентов.Приложение позволяет врачу вводить соответствующие настройки аппарата ИВЛ (пиковое давление на вдохе, положительное давление в конце выдоха, соотношение вдоха и выдоха и частота дыхания), индивидуальные параметры легких и диаметры эндотрахеальной трубки (таблица 2). Затем приложение отображает прогнозируемые доставленные дыхательные объемы и максимальное давление для каждого пациента во время разделения аппаратов ИВЛ для каждого возможного размера резистора.

Обсуждение

COVID-19 вызвал новый интерес [12] и инновации [10], [13] к совместному использованию аппаратов ИВЛ, что может найти применение при будущих респираторных вспышках, на полях сражений и в условиях интенсивной терапии с ограниченными ресурсами, а также во время текущая глобальная пандемия.Однако современные достижения в области разделения аппаратов ИВЛ по-прежнему требуют тщательного подбора пациентов [14] или использования сложного медицинского оборудования [10], что может оказаться нецелесообразным во всех случаях. В системе VSRS реализованы простые компоненты, напечатанные на 3D-принтере, которые могут быть легко созданы в местах с помощью 3D-принтера и отправлены в близлежащие больницы, а также бесплатное мобильное приложение, которое избавляет от догадок при объединении пациентов и определении размера резистора, который следует использовать.

В первой части этой работы мы демонстрируем большую разницу в потоке воздуха, доставляемом в два легких с разной степенью соответствия, использующих один и тот же вентилятор.Это подтверждает опасный клинический сценарий, который может привести к тому, что у одного пациента может возникнуть волютравма и / или у другого будет недостаточная вентиляция. Использование напечатанных на 3D-принтере резисторов воздушного потока в цепи для пациента с более высокой податливостью легких позволяет контролировать доставляемый дыхательный объем в легкое с более высокой податливостью. Воздушный поток можно спрогнозировать с помощью разработанной нами вычислительной модели, которая позволяет клиницистам выбирать резистор, который будет обеспечивать желаемые дыхательные объемы для каждого пациента, даже для пациентов с очень разными потребностями в вентиляции и легочными нарушениями.Было создано мобильное приложение, чтобы помочь врачам в этом процессе.

Совместная искусственная вентиляция легких по-прежнему сопряжена со значительным риском вреда, и ее не следует предпринимать, если нет других жизнеспособных вариантов. Важная проблема безопасности при разделении аппарата ИВЛ связана с перекрестным заражением вирусами и бактериями. Наша схема контура использует стратегически размещенные вирусные / бактериальные фильтры и односторонние клапаны, чтобы снизить вероятность перекрестного заражения. Дополнительные меры безопасности включали использование мониторов EtCO2 для каждого пациента, частые измерения газов крови и клиническое обследование для быстрой диагностики и устранения проблем.

Численная модель помогла прояснить динамику, лежащую в основе превосходного профиля безопасности вентиляции с контролируемым давлением по сравнению с контролируемой по объему для пациентов, использующих аппарат ИВЛ. Данные моделирования и стендовые исследования показали, что частота дыхания играет важную роль в дифференциальных дыхательных объемах при разделении на два пациента с разной комплаентностью. По мере увеличения частоты дыхания дифференциальный поток воздуха в легкие с разной податливостью уменьшался с общим падением доставляемых дыхательных объемов, но не минутной вентиляции в оба легких.Это явление связано с уменьшением времени вдоха с увеличением скорости, уменьшением общего доставляемого объема на более поздних стадиях цикла вдоха.

Это исследование имеет ряд важных ограничений. В основном мы не тестировали эту систему на реальных пациентах при разделении аппарата ИВЛ. Легочная механика реального пациента может иметь небольшие различия по сравнению с упрощениями, неявными в тестовом легком и вычислительной модели. Например, модель не моделирует эффект рекрутирования альвеол, и поэтому увеличение PEEP при заданном PIP никогда не приводит к увеличению дыхательных объемов.Кроме того, текущая версия VSRS исключает эффекты различных легочных сопротивлений пациентов, которые, как мы обнаружили, являются вторичным эффектом по сравнению с легочными комплаенсами, но могут быть включены в новую версию вычислительной модели в будущем.

VSRS изначально предназначен для подключения пациента к одному аппарату ИВЛ, чтобы определить его индивидуальную податливость легких и, в случае вентиляции с контролируемым объемом, сопротивление. После стабилизации состояния пациента его можно переместить в разделенную конфигурацию аппарата ИВЛ, используя VSRS для более долгосрочной поддержки вентиляции, с введенными в приложение теперь известными характеристиками легких для конкретного пациента, чтобы выбрать подходящий размер резистора.Хотя в принципе система VSRS еще не тестировалась, ее можно было развернуть для поддержки более двух пациентов на одном аппарате ИВЛ.

Как и в большинстве рекомендаций, связанных с разделением аппаратов ИВЛ, пациенты должны быть полностью седативны / парализованы, чтобы они не влияли на частоту дыхания друг друга, и, следовательно, отлучение пациентов от поддержки аппарата ИВЛ не может быть выполнено, когда пациенты используют один аппарат ИВЛ. Однако цель разделения аппаратов ИВЛ — устранение периодов дефицита, особенно с учетом сообщений о продолжительном времени поддержки аппаратов ИВЛ для пациентов с COVID-19.

Зарезервировано для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и вызывает множество проблем безопасности, связанных с отсутствием контроля над респираторной поддержкой отдельного пациента, некоторые из которых устраняются VSRS. Предварительно рассчитав сотни миллионов различных возможных комбинаций настроек аппарата ИВЛ и характеристик пациента, а также используя преимущества простой геометрии, которую можно распечатать на 3D-принтере, VSRS можно быстро развернуть с минимальными затратами там, где потребность в аппаратах ИВЛ превышает их поставку.

Методы

Дизайн исследования

Проект был разработан с целью максимизировать потенциальные варианты использования VSRS, признавая гибкость, простоту использования и быстрое развертывание как фундаментальные основы успешной системы, которая будет использоваться в тяжелых ситуациях. Следовательно, дизайн разветвителя и резистора, напечатанный на 3D-принтере, был выбран, чтобы подчеркнуть простоту использования и простоту изготовления, чтобы соответствовать стандартным трубкам вентилятора. Лабораторное тестирование VSRS было проведено, чтобы проверить его применимость как к стандартным аппаратам ИВЛ, так и к наркозным аппаратам, которые могут потребоваться в периоды нехватки аппаратов ИВЛ.Кроме того, лабораторное тестирование предоставило данные, необходимые для калибровки вычислительной модели. Вычислительная модель использовалась для предварительного расчета прогнозируемых дыхательных объемов и давления для большого диапазона клинически значимых конфигураций аппаратов ИВЛ и характеристик пациентов, с которыми врачи могут столкнуться при разделении аппаратов ИВЛ, и была упакована в простое в использовании мобильное приложение для быстрой поддержки принятия клинических решений.

Разработка и производство разветвителей и резисторов

Разветвители и резисторы вентилятора были разработаны с использованием SolidWorks (Dassault Systèmes, Велизи-Виллакубле, Франция).Он разработан для стандартных трубок диаметром 22 мм (). Система состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора. Оба компонента производятся из имеющегося в продаже фотополимера с помощью стереолитографии (SLA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). Все устройства были напечатаны на принтерах Form 2 производства Formlabs Inc. Все отпечатки были сделаны в restor3d (Дарем, Северная Каролина) в соответствии с их внутренней системой качества для 3D-печати на основе смол.Система прошла испытания на биосовместимость в соответствии с рекомендациями FDA, включая ISO 18562 Часть 2 (PM2,5 / PM10) и Часть 3 (ЛОС), и была признана биосовместимой для предполагаемого применения.

Настольная испытательная схема настроена

Эксперименты в основном проводились с использованием аппарата ИВЛ для анестезиологической помощи GE Aisys CS2 (GE Healthcare, Чикаго, Иллинойс), при этом некоторые эксперименты дублировались с использованием аппарата ИВЛ Covidien PB840 для оценки различий в производительности между ними. Аппараты ИВЛ OR и ICU с регулировкой сопротивления контура и податливости дыхания.Для экспериментов с дополнительным сопротивлением цепи были испытаны по одному резисторы с круглыми отверстиями, напечатанные на 3D-принтере, в каждой инспираторной цепи чуть дальше от разветвителя цепи. Компоненты вентилятора и контура для обеих схем представлены последовательно от клапана вдоха вентилятора до клапана выдоха в дюймах. «Проксимальный» относится к более близкой к аппарату ИВЛ, а «дистальный» относится к более близкой к исследуемому легкому (Linear Test Lung, Ingmar Medical, Pittsburgh, PA) стороне контура. Автоматические самопроверки станции медицинского обслуживания были выполнены перед тестированием как для одиночного, так и для раздельного контура (трубка полностью выдвинута).Некоторые эксперименты были повторены как с одиночными, так и с раздельными трубами длиной 6 футов против 12 футов. Бактериальные / вирусные фильтры помещали как на инспираторную, так и на выдохную части аппарата ИВЛ. Затем односторонние направляющие клапаны были помещены на фильтры вдоха и выдоха ().

Режим контроля давления использовался с P _insp 20 см вод. испытано, с регулировкой соотношения I: E до 1: 1.5 во время тестирования RR 30, чтобы поддерживать более постоянное (и клинически значимое) время вдоха. Каждое линейное тестируемое легкое тестировалось как с «низким», так и с «средним» настройками соответствия (спецификации производителя: 10 и 30 мл / смH ₂ O, соответственно). Регистрировались следующие параметры вентилятора: пиковое давление на вдохе ( ₂ O см вод. Ст.), Среднее давление (см вод. Записывались индивидуальные параметры тестового контура легких (каждый контур, A и B): максимальное давление в дистальном контуре и давление в впадине (мм рт. порт каждого фильтра дистальной цепи.Давление регистрировали с помощью монитора GE Carescape. Дыхательный объем каждого дистального контура измеряли с помощью встроенных мониторов объема (Ohmeda 6800 Volume Monitor, Bird Products, Палм-Спрингс, Калифорния).

Вычислительная модель вентилятора сокращенного заказа

В расчетной модели рассматривались вентиляторы с регулируемым давлением и объемом. Был смоделирован диапазон чисел Рейнольдса в зависимости от настроек вентилятора, при этом более высокие числа Рейнольдса приближались к 4000. Поток воздуха от источника вентилятора к пациенту моделировался с использованием динамики потока в трубопроводе в газовой сети.Поток газа по трубам регулируется законами массы, количества движения и энергии, на основании которых были решены давление, скорость, плотность и температура объема газа.

Сохранение массы связывает массовый расход с давлением и температурой газового объема следующим соотношением [15]:

∂M∂p⋅dpIdt + ∂M∂T⋅dTIdt = m˙A + m˙B

где ∂M∂p — частная производная массы газового потока по давлению при постоянных температуре и объеме.∂M∂T — это частная производная массы объема газа по температуре при постоянном давлении и объеме, P _I — давление объема газа, T _I — температура, а t — время. M — масса газа, поступающего в устройство. m˙A и m˙B — массовые расходы на пациентов A и B, соответственно.

Энергосбережение определяется следующим соотношением [16]:

∂U∂p⋅dpIdt + ∂U∂T⋅dTIdt = ΦA + ΦB + QH

∂U∂p — частная производная внутренней энергии контрольного объема по давлению при постоянной температуре и объеме.∂U∂T — частная производная внутренней энергии контрольного объема по температуре при постоянном давлении и объеме. Φ _A и Φ _B — это скорости потока энергии к пациентам. Q _H представляет собой расход энергии от стенки трубы.

Потери давления из-за вязкого трения определяются соотношением баланса импульса [17]:

pA − pI = (m˙AS) 2⋅ (1ρI − 1ρA) + ΔpAI

pB − pI = (m˙BS) 2⋅ (1ρI − 1ρB) + ΔpBI

p _A и p _B — давления на входе и выходе трубы соответственно.ρ _A и ρ _B представляют собой плотности на входе и выходе трубы. S — площадь поперечного сечения, а Δp _AI и Δp _BI — потери давления из-за трения.

Два пациента соединены друг с другом с помощью разветвления с резистором, подключенным дистально к одной из ветвей, чтобы можно было контролировать дифференциальный поток. Легкие моделируются как пружина Гука (моделирующая обратную податливость легких) и вязкую пробку (моделирующую сопротивление верхних дыхательных путей) параллельно.Эта модель легких, представленная в этом исследовании, согласуется с другими исследованиями, в которых для представления легких использовалась модель резистор-конденсатор [17]. Моделирование проводилось с использованием MathWork’s Simscape (Simulink v4.8) Foundational Blocks.

Вентилятор моделируется генератором формы пульсовой волны с периодом, соответствующим частоте дыхания и времени вдоха, с максимальным значением, соответствующим PIP, и минимальным значением, соответствующим PEEP.

Чтобы изучить соответствующий возможный диапазон настроек вентилятора, диаметров эндотрахеальной трубки и значений эластичности легких (таблица 2), было выполнено более 200 миллионов различных симуляций, на которые ушло более 800 000 компьютерных часов.Чтобы система достигла устойчивого состояния, было смоделировано не менее 5 циклов дыхания для каждого набора параметров. Были проведены тесты на чувствительность для определения важных параметров для моделирования, и размер шага был выбран таким, чтобы изменение дыхательного объема происходило менее чем на 5% для данного размера шага.

Моделирование проводилось путем объединения ресурсов Duke Compute Cluster и облачной платформы Microsoft Azure. В Azure было использовано 24 000 вычислительных ядер (400 узлов HB60rs, каждый с 240 ГБ ОЗУ и 60 ядрами), что позволило завершить все симуляции за один уик-энд.Постобработка была выполнена на узле, уменьшив 100 ТБ данных временных рядов до таблицы данных размером ~ 10 ГБ, в которой суммированы все результаты вычислений.

Благодарности

Мы благодарны Стефани Фрейзер, Эрике Сигир и Келли Линдблом из Управления по нормативным вопросам и качеству Герцога за их помощь в подаче заявки в регулирующий орган FDA. Дон Шин и его команда из CrossComm для разработки приложений. Деннис Томас, Эрик Вагнер, Динеш Дивакаран и Робин Расор из офиса лицензирования и предприятий Duke.Кори Кэмпбелл из Legend Technical Services по тестированию VOC и PM, Энди Ховард из Microsoft Azure за помощь в устранении неполадок в облачной инфраструктуре, Чарли Кнайфель, Виктор Орликовски и Джимми Дорфф за техническую поддержку и настройку сети, а также Уильям Вустенберг из Mycroft Medical за таксологическую оценку наше устройство.

Финансирование:

МБ поддерживается на NHLBI NIH-R38 HL143612 / HL и DOD — Defense Health Program / USUHS HU0001-15-2-0001 и HU0001-19-2-0010

DOD HT9404-13-1- 0032

AR и SC поддерживаются в NIH-DP5-OD019876-01

Поддержка вычислений была предоставлена ​​Консорциумом HPC в Microsoft Azure и через Duke OIT

Footnotes

Конфликт интересов

MB, KG, GT указаны как соавторы предварительного патента, относящегося к системе резисторов.KG является акционером и директором Restor3d, который помог провести некоторые испытания и лицензировать интеллектуальную собственность, связанную с этой работой, от Университета Дьюка. MB, AR, MK указаны как изобретатели некоторых алгоритмов, используемых для прогнозирования воздушного потока с системами резисторов и без них.

Ссылки

[2] Уилгис Дж. «Стратегии обеспечения механической вентиляции легких при массовом несчастном случае: распределение или складирование», Respir. Уход, т. 53, нет. 1, pp. 96–100, 2008. [PubMed] [Google Scholar] [3] Truog R., Митчелл С. и Дейли Г., «Самая жесткая сортировка — распределение вентиляторов в условиях пандемии», N. Engl. J. Med., Pp. 1973–1975, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [4] Герен К. и Леви П., «Более легкий доступ к механической вентиляции легких во всем мире: острая необходимость для стран с низким уровнем дохода, особенно в области лицевой вентиляции. нарастающего кризиса COVID-19 », Eur. Респир. J., нет. Апрель, стр. 2001271, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [5] Шахрур С. Х. и др., «Адаптивная сплит-система ИВЛ обеспечивает параллельную вентиляцию, индивидуальный мониторинг и контроль давления вентиляции для каждого симулятора легких», medRxiv, стр.2020.04.13.20064170, апрель 2020 г. [Google Scholar]

[6] Тронстад К. и др., «Разделение одного аппарата ИВЛ для нескольких пациентов — техническая оценка», март. 2020.

[7] Бейтлер Дж. Р. и др., «Совместное использование вентиляторов во время острой нехватки, вызванной пандемией COVID-19», Am. J. Respir. Крит. Care Med., 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [8] Лай Б.К., Эриан Дж.Л., Пью С.Х. и Экманн М.С., «Аварийная трехмерная печать с открытым исходным кодом для разделителя контуров вентилятора и регулятора потока во время пандемия COVID-19 », Анестезиология, вып.XXX, стр. 1, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [9] Кларк А.Л., Стивенс А.Ф., Ляо С., Бирн Т.Дж. и Грегори С.Д. «Как справиться с COVID-19: разделение аппарата ИВЛ с использованием дифференциального управляющего давления с использованием стандартное больничное оборудование », Анестезия, апрель. 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [10] Шринивасан С. и др., «Быстро развертываемая индивидуализированная система для увеличения мощности вентилятора», Sci. Пер. Мед., Т. 9401, нет. Май, с. eabb9401, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [12] Черри А.Д., Каппиелло Дж., Бишави М., Холлидж М. Г. и МакЛауд Д. Б., «Совместная вентиляция: к более безопасному разделению вентиляторов в чрезвычайных ситуациях», Анестезиология, № 2, с. Xxx, pp. 5–6, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [13] Кларк А.Л., «Трехмерный печатный разделитель и устройства ограничения потока для вентиляции легких нескольких пациентов с использованием одной анестезиологической рабочей станции или аппарата ИВЛ. , ”Анестезия, стр. 819–820, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [14] Бейтлер Б., Джереми Р., Каллет Ричард, Качмарек Роберт, Брэнсон Ричард, Миттель Броди, Дэн, Олсон Аарон М., Хилл Мюррей, Лорин Л., Хесс Дин, Тейлор Томпсон, «Протокол совместного использования ИВЛ: вентиляция у двух пациентов с одним механическим вентилятором для использования во время критической нехватки вентиляторов», No.версия 3, pp. 1–15, 2020. [Google Scholar]

[15] Козаев Д.А., Салех Х., Актуальные проблемы системной и программной инженерии (APSSE) — «Моделирование чрезвычайных ситуаций на магистральном газопроводе с помощью MATLAB Simulink ,. ” 2019.

[16] J Králik J. Z., P Stiegler Z Вострий, Динамическое моделирование крупномасштабных сетей применительно к газораспределению. 1988.

[17] Schmidt M., Foitzik B., Hochmuth O., Schmalisch G., and Schmidt GSM, Foitzik B., Hochmuth O., Компьютерное моделирование измеренного респираторного импеданса у новорожденных и влияние измерительное оборудование, т.20, нет. 3 Elsevier, 1998. [PubMed] [Google Scholar]

Быстрое разделение вентиляторов во время пандемии COVID-19 с использованием 3D-печатных устройств и численного моделирования сценариев воздушного потока для 200 миллионов пациентов

Версия 1. Res Sq. Препринт. 2020 12 августа

Эта статья является препринтом.
Препринты не рецензировались.
Чтобы узнать больше о препринтах в PMC, см .: NIH Preprint Pilot.

, ^{1, 2, *} , ^{2, *} , ² , ³ , ⁴ , ⁴ , ^{5, 6} , ⁶ , ⁶ , ⁶ , ⁴ , ⁴ , ² и ²

Муат Бишави

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии школы Пратт наук, Университет Дьюка

Майкл Каплан

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Симбараше Чидягвай

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Cappiello

³ Отделение респираторной терапии, Университетская больница Дьюка

Энн Черри

⁴ Отделение анестезиологии, Duke U Университетская больница

Дэвид МакЛауд

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Кен Галл

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Натан Эванс

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Майкл Ким

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Rajib Shaha

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Джон Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Мелани Холлидж

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

Джордж Труски

² Отделение биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

Аманда

Аманда Рэндлс

² Кафедра биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

¹ Отделение хирургии, Госпиталь Университета Дьюка

² Отделение биомедицинской инженерии, Школа инженерии Пратта, Университет Дьюка

³ Отделение респираторной терапии, Госпиталь Университета Дьюка

⁴ Отделение анестезиологии, Госпиталь Университета Дьюка

⁵ Отделение машиностроения, Инженерная школа Пратта, Университет Дьюка

⁶ restor3d Inc, Дарем, Северная Каролина

Предоставлено

Вклад авторов:

МБ, MK, SC, AR, JAT: разработка и написание вычислительной модели

МБ, JC, AC, DM, JW, MH: разработка и тестирование настольных моделей

МБ, KG, MK, NE, RS, JAT: разработка и печать сплиттера / резисторы

МБ — Составление рукописи, редактирование

Все соавторы — редактирование рукописи, участие в написании и оформлении исследований

.

^* Эти авторы внесли равный вклад

Автор для корреспонденции: Муат Бишави, доктор медицины, магистр здравоохранения, отделение кардиоторакальной хирургии, отделение хирургии, отдел биомедицинской инженерии, Инженерная школа Пратта, Дарем, Северная Каролина, США, ude.ekuD@iwahsiB .htauMЭта работа находится под лицензией Creative Commons Attribution 4.0 International License, которая позволяет повторным пользователям распространять, редактировать, адаптировать и строить материал на любом носителе или формате, при условии указания авторства на имя создателя.Лицензия разрешает коммерческое использование. Полная история версий этого препринта доступна на Res Sq.

Дополнительные материалы

Приложение.

GUID: FECD6808-BAFF-4B24-8CD9-25710CCC2BB9

Приложение.

GUID: A2AE2FF8-09FD-4E3F-B9EB-BE3BE13E8F91

Аннотация

В связи с недавней пандемией COVID19 возникла острая необходимость в увеличении мощности вентилятора.Чтобы удовлетворить эту потребность, мы представляем систему, обеспечивающую быстрое и эффективное разделение между двумя или более пациентами с различными комплаенсами легких и требованиями к дыхательному объему. Зарезервированное для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и ограничивается пациентами с аналогичными легочными комплаенсами и требованиями к дыхательному объему. Здесь мы сообщаем о системе разделителей и резисторов для аппаратов ИВЛ, напечатанной на 3D-принтере (VSRS), в которой используются взаимозаменяемые резисторы воздушного потока для обеспечения оптимальных дыхательных объемов пациентам с разной физиологией дыхания, тем самым расширяя применимость разделения аппаратов ИВЛ к большему пулу пациентов.Мы демонстрируем возможности VSRS с помощью лабораторных тестов легких и стандартных аппаратов ИВЛ, которые позволяют получить данные, используемые для проверки дополнительной вычислительной модели воздушного потока для конкретного пациента. Вычислительная модель позволяет врачам быстро выбирать оптимальные размеры резисторов и прогнозировать подаваемое давление и дыхательные объемы по запросу с учетом различных характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ. Из-за неотъемлемой потребности в быстром развертывании все симуляции для широкого диапазона клинически значимых характеристик пациентов и настроек аппарата ИВЛ были предварительно рассчитаны и скомпилированы в простое в использовании мобильное приложение.В результате было выполнено более 200 миллионов индивидуальных вычислительных симуляций, чтобы максимально увеличить количество сценариев, для которых VSRS может помочь. VSRS поможет удовлетворить насущную потребность в увеличении мощности аппарата ИВЛ, позволив использовать разделение аппарата ИВЛ для пациентов с различными физиологическими особенностями легких и респираторными потребностями, что будет особенно полезно для развивающихся стран и сельских сообществ с ограниченным количеством аппаратов ИВЛ.

Введение

Пандемия COVID19 пролила свет на потребность в системах экстренной вентиляции, которые можно быстро развернуть, когда спрос на аппараты ИВЛ превышает их предложение [1], например, во время региональных чрезвычайных ситуаций [2], глобальных пандемий [3], и в отделениях интенсивной терапии с низким уровнем ресурсов [4].Эти различные сценарии требуют стратегии совместного использования аппаратов ИВЛ, которая максимизирует количество пациентов, которые могут получить потенциально жизненно важное лечение с помощью ограниченного числа аппаратов ИВЛ. Разделение вентиляторов было введено как стратегия поддержки нескольких пациентов на одном аппарате ИВЛ и применялась в ряде учреждений во время тяжелых ситуаций [5] — [7]. Последние достижения, такие как добавление резисторов [8], зажимов [9] и клапанов [10], сделали разделение вентилятора полезным для тщательно подобранных пациентов [7].Однако разделение вентилятора по-прежнему не может быть безопасно и быстро реализовано для пациентов со значительно различающимися легочными комплаенсами [9] или требованиями минутной вентиляции [10], поскольку это может привести к волютравме, баротравме и / или гиповентиляции одного или обоих пациентов. . Опасения, связанные с безопасностью разделения вентиляторов, не позволяют рекомендовать его в качестве общего решения проблемы нехватки вентиляторов в самых экстремальных обстоятельствах [11].

Для решения этой проблемы наша группа разработала быстро развертываемую и недорогую систему разветвления и резистора (VSRS) с напечатанными на 3D-принтере сменными резисторами воздушного потока в сочетании с численным моделированием, чтобы пациенты с разной легочной механикой могли пользоваться одним и тем же аппаратом ИВЛ.Резисторы обеспечивают независимый дифференциальный контроль дыхательных объемов и давления, подаваемых каждому пациенту, и была создана вычислительная модель для количественной оценки того, как настройки вентилятора, диаметры эндотрахеальной трубки и легочная комплаенс пациента влияют на подаваемые дыхательные объемы и давление в VSRS. При совместном использовании компоненты, напечатанные на 3D-принтере, и численное моделирование позволяют врачам быстро, но безопасно вентилировать несколько пациентов, даже если пациенты имеют разные требования к вентиляции и легочные комплаентности.

В этой работе мы описали (а) разработку нового VSRS с настраиваемыми резисторами, напечатанными на 3D-принтере, (б) валидацию системы по лабораторным данным, (в) разработку и валидацию прогнозирующей персонализированной вычислительной модели и ( г) использование структуры массовых параллельных вычислений для охвата максимально широкого спектра клинически значимых сценариев. Эта система и приложение для поддержки принятия решений в настоящее время находятся на рассмотрении для утверждения FDA EUA.

Результаты

Оперативное обслуживание 3-D печать Производство системы VSRS

VSRS состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора.Компонент разделителя представляет собой Y-образный адаптер, который разделяет единый воздушный поток на два отдельных канала (используется для разделения инспираторной конечности). При использовании в обратном направлении делитель может объединять потоки воздуха из двух каналов в один канал (используемый для выдыхательной конечности). Разветвитель имеет непрерывно изменяемый диаметр, так что внутренний диаметр одноканального конца разветвителя соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр двухканальных концов разделителя соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора.Разветвитель имеет соединение под углом 60 ° между двумя двухканальными концами. Разветвитель подходит для стандартных трубок вентилятора, и в общем контуре вентилятора потребуются как минимум два разделителя. Резистор представляет собой встроенный адаптер, который имеет постоянно сужающийся просвет для обеспечения повышенного сопротивления воздушному потоку по сравнению с воздушным потоком, проходящим через разделитель или стандартную трубку вентилятора. Были созданы и испытаны резисторы разных размеров. Все резисторы имеют идентичные внешние размеры, единственные различия заключаются в конечном диаметре просвета и непрерывном постепенном уменьшении диаметра просвета.Резистор будет установлен в контуре вентилятора перед отдельным пациентом, чтобы контролировать поток воздуха к этому пациенту по усмотрению клинициста. Резисторы имеют четкую маркировку с уменьшенным размером просвета на их входе. Внутренний диаметр входного конца соответствует внешнему диаметру стандартной трубки вентилятора, в то время как внешний диаметр выходного конца соответствует внутреннему диаметру стандартной трубки вентилятора. Такая конструкция гарантирует, что резисторы могут быть включены в схему вентилятора только в одном направлении.

Компоненты VSRS изготавливаются из коммерчески доступного фотополимера с помощью стереолитографии (SLA) с использованием имеющегося в продаже принтера (FormLabs 2 или 3, Formlabs Inc, Somerville, MA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). При использовании для производства деталей по SLA, Durable Resin производит детали с прозрачной матовой поверхностью, механические свойства которых аналогичны свойствам полипропилена.Системы качества для печати медицинского назначения предоставляются restor3d Inc. (Дарем, Северная Каролина).

В рамках заявки FDA EUA прочность материала и долговечность напечатанной системы VSRS были протестированы и сравнены со стандартными деталями / трубками вентилятора. Было обнаружено, что они соответствуют или превосходят имеющиеся в продаже соединители трубок для вентиляторов (данные не показаны). Кроме того, согласно руководству FDA, система VSRS была протестирована (третьей независимой стороной) на предмет отбора проб летучих органических соединений и твердых частиц, и было обнаружено, что она не представляет какого-либо значительного биологического риска, оцененного независимыми токсикологами.

Конструкция VSRS и настольной схемы

Общий дизайн VSRS можно увидеть на и, а настольная схема показана на. Контур включал ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной ветвях для ограничения смешивания, а вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного загрязнения. При использовании настроек вентилятора с частотой дыхания 20 ударов в минуту (вдохов в минуту), PEEP (положительное давление в конце выдоха) 5 см вод. Ст. ₂ O и PIP (пиковое давление на вдохе) 20 см вод. дыхательные объемы искусственного легкого с низкой податливостью составляли 352–359 мл и 566–567 мл для легкого со средней податливостью (таблица 1).Точная податливость исследуемых легких в «низкой» конфигурации была определена как 18 мл / см H ₂ O и 34–36 мл / см H ₂ O для «средней» конфигурации (Таблица 1).

Конструкция сплиттера и резистора, а также конфигурация схемы

Общий дизайн (1A) и конечный продукт (1B) для системы сплиттера и резистора. Схема настольной установки показана на рисунке 1С. Схема включала ряд односторонних клапанов на инспираторной и выдыхательной конечностях обоих пациентов для ограничения смешивания.Кроме того, вирусные / бактериальные фильтры были размещены в местах возможного перекрестного заражения.

Разделение аппарата ИВЛ с разными соответствиями тестовых легких приводит к значительно разным дыхательным объемам

Как и ожидалось, разделение ИВЛ на два тестовых легких, когда их соответствие различается, привело к значительным различиям в доставленных дыхательных объемах в каждое легкое (). При частоте дыхания 15 легкое со средней податливостью получало в среднем на ~ 60% больше дыхательного объема, чем легкое с низкой податливостью ().Доставленный дыхательный объем был одинаковым, когда оба легких имели низкую или среднюю эластичность. Частота дыхания имела обратный эффект на дифференциальную доставку дыхательного объема в легкие с различной степенью соответствия, при этом увеличение частоты дыхания приводило к уменьшению дифференциальных потоков ().

Изменения в доставленных дыхательных объемах во время разделения вентилятора на легкие с различной степенью соответствия

Изменения в доставленных дыхательных объемах для проверки легкого A и легкого B при различных частотах дыхания для различных конфигураций податливости.Доставленные объемы были одинаковыми для обоих легких, когда у них обоих была одинаковая степень соответствия (оба — низкие или оба — средние). По мере увеличения частоты дыхания общие доставленные объемы уменьшались. Дифференциальный дыхательный объем, полученный при различных режимах, уменьшается по мере увеличения частоты дыхания с 15 до 30 вдохов в минуту.

Резистор, напечатанный на 3D-принтере, может нормализовать поток воздуха в легкие с различными требованиями.

Влияние резистора, напечатанного на 3D-принтере, на приливные объемы было изучено путем добавления резисторов различного радиуса к разветвителю вышеупомянутой схемы.Все эксперименты продемонстрировали уменьшение доставляемого дыхательного объема к конечности с помощью резистора, причем большее уменьшение происходило при меньших апертурах резистора (). Следовательно, когда резистор помещен на конечность цепи, ведущей к большему податливому легкому, резистор действует, уменьшая дифференциальный доставляемый дыхательный объем (). Для точных настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и соответствия легочным нормам резистор 3,5 мм обеспечивает полностью согласованные дыхательные объемы в обоих легких.Меньший радиус резистора 3,0 мм привел к тому, что легкое с низкой податливостью фактически получило больший дыхательный объем, чем легкое с более высокой податливостью (). Эти эксперименты подчеркивают, как небольшие изменения размера резистора могут привести к большим изменениям подаваемого дыхательного объема.

Изменения выдаваемых дыхательных объемов при разделении аппарата ИВЛ с использованием различных просветных апертур резисторов

Изменения доставленных дыхательных объемов для проверки легкого A и легкого B для различных настроек податливости без резистора по сравнению с резисторами разных размеров.Дыхательный объем, подаваемый в легкие с помощью резисторов меньшего размера, уменьшается по сравнению со случаями с резисторами большего размера или без резистора. Для этой установки резистор 3,5 мм создает одинаковые доставляемые объемы для легких с низкой и средней эластичностью.

Сравнение численных результатов с данными лабораторных экспериментов

Сравнение результатов моделирования (пунктирные линии) с результатами лабораторных исследований (большие кружки) для пациента A (средняя комплаентность) и пациента B (низкая комплаентность).Оба согласуются по диапазону размеров резисторов и демонстрируют одинаковую подачу дыхательного объема для обоих пациентов при использовании резистора 3,5 мм.

Вычислительная модель предсказывает лабораторные измерения.

Вычислительная модель была проверена по данным тестирования легких. Между ними наблюдается отличное согласие, включая совпадение при использовании резисторов разных размеров (), о чем свидетельствует коэффициент корреляции Пирсона, равный 0,9697, и значение p менее 0,0001. И настольные данные, и вычислительная модель согласны с тем, что 3.Резистор 5 мм на верхней податливой конечности приведет к эквивалентной доставке дыхательных объемов в оба легких для этой конкретной конфигурации ().

В более общем плане вычислительная модель поддерживает результаты настольной модели, согласно которой добавление резистора к раздельному контуру вентилятора значительно изменяет выдаваемые дыхательные объемы и давление. иллюстрирует выходные данные модели прогнозируемых кривых давления, скорости потока и объема для пациента с более низкой податливостью легких (Пациент A), использующего вентилятор с пациентом с более высокой податливостью легких и резистором (Пациент B).Характерная форма волны вентиляции с регулируемым давлением наблюдается у пациента А, когда вентилятор достигает заданного вентилятором пикового давления на вдохе, а затем происходит плато. Однако для пациента B резистор замедляет нарастание давления, и пиковое давление на вдохе, указанное аппаратом ИВЛ, никогда не достигается. В результате форма волны скорости потока для пациентов A и B заметно различается. У пациента А скорость потока во время плато давления на вдохе снижается из-за увеличения силы сопротивления легких, поскольку они продолжают расширяться под постоянным давлением.Однако давление для Пациента B продолжает увеличиваться на протяжении вдоха, и, следовательно, скорость потока не уменьшается по мере продолжения вдоха, что приводит к форме волны скорости потока, которая больше напоминает вентиляцию с регулируемым объемом. Такое различное поведение скоростей потока на вдохе приводит к высокой чувствительности дифференциальных дыхательных объемов к частоте дыхания при использовании резистора, что также наблюдалось в настольных экспериментах ().

Формы выходных сигналов модели для давления, скорости потока и дыхательного объема

Пример выходных данных модели для моделируемого пациента A (податливость 30 мл / смH ₂ O) и смоделированного пациента B (податливость 75 мл / смH ₂ O ) с помощью резистора 4 мм.В то время как Пациент А испытывает пиковое давление на вдохе, установленное аппаратом ИВЛ, наличие резистора приводит к снижению пикового давления для Пациента Б.

ИВЛ с контролируемым давлением защищает пациентов от изменений в противоположном контуре пациента

Вычислительная модель позволяла исследование разделения вентиляторов как с регулируемым давлением, так и с регулируемым объемом. иллюстрирует, как при вентиляции с контролируемым давлением на дыхательные объемы и давление пациента А не влияют изменения в контуре пациента Б, такие как добавление резистора, что также было тенденцией, наблюдаемой в лабораторных данных ().И при вентиляции с контролируемым давлением, и с регулируемым объемом давление, подаваемое к бифуркации в контуре, всегда равно каждой ветви, и, следовательно, дыхательные объемы, подаваемые каждому пациенту, независимо зависят от того, как их легочные характеристики реагируют на это давление. Однако при ИВЛ с регулируемым объемом происходит сопряжение доставляемых дыхательных объемов между двумя пациентами. Когда сопротивление одной из конечностей контура увеличивается, аппарат ИВЛ определяет результирующее уменьшение комбинированного выданного дыхательного объема и впоследствии увеличивает подаваемое давление в попытке достичь желаемого дыхательного объема, что приводит к увеличению давления и объемов для обоих пациентов.Это отличается от вентиляции с контролируемым давлением, когда пациент А защищен от опасно повышенного давления и дыхательных объемов в ответ на изменения сопротивления в контуре пациента Б (). Следовательно, разделение аппаратов ИВЛ с регулируемым давлением обеспечивает заметно улучшенный профиль безопасности за счет снижения риска баротравмы или волютравмы для одного пациента из-за изменений в контуре противоположного пациента.

Сравнение вентиляции с контролируемым давлением и управляемым объемом в конфигурации раздельного вентилятора

Выходные данные расчетной модели дыхательного объема (верхний ряд) и пикового давления на вдохе (нижний ряд) для различных размеров резисторов при вентиляции с регулируемым давлением (левый столбец) и вентиляция с регулируемым объемом (правая колонка).Вентиляция с контролируемым давлением приводит к разделению двух пациентов, при этом дыхательный объем и давление пациента А не зависят от контура пациента Б. Это не относится к вентиляции с контролируемым объемом, которая может привести к опасно высоким дыхательным объемам и давлению для пациента A в результате увеличения сопротивления в контуре пациента B и наоборот.

Дыхательные объемы вентиляции с контролируемым давлением очень чувствительны к небольшим изменениям настроек аппарата ИВЛ, размеров эндотрахеальной трубки и характеристик пациента нелинейная мода ().При более низких значениях податливости эндотрахеальные трубки разных размеров приводят только к минимальным изменениям дыхательных объемов, а дыхательные объемы увеличиваются примерно линейно с податливостью. Однако, как показано, для более высоких значений эластичности наблюдается заметное изменение увеличения дыхательного объема в зависимости от эластичности легких, и могут возникать значительные различия в дыхательных объемах из-за различных размеров эндотрахеальной трубки. Это важная характеристика, которую следует учитывать, поскольку ожидается, что комплаентность легких изменится в связи с прогрессированием или выздоровлением.Например, безопасные дыхательные объемы для данного набора характеристик пациента и настроек аппарата ИВЛ при низкой податливости легких могут стать опасно высокими по мере улучшения состояния пациента, и поэтому необходимо использовать резистор другого размера. также демонстрирует нелинейное влияние частоты дыхания (RR) на дыхательные объемы, где чувствительность дыхательных объемов к изменениям RR намного выше для более низких RR, чем для более высоких RR. Эти и другие нелинейности требуют исследования параметров с высоким разрешением, чтобы безопасно и точно количественно оценить влияние нескольких параметров пациента и настроек аппарата ИВЛ на подаваемый дыхательный объем.

Множественные измерения нелинейности для прогнозируемых дыхательных объемов

Прогнозируемые объемы для эндотрахеальной трубки 8,5 мм по сравнению с эндотрахеальной трубкой 6 мм в зависимости от податливости легких и частоты дыхания при других настройках аппарата ИВЛ, поддерживаемых постоянными (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1).

Вычислительная модель решает большое пространство параметров потенциальных пар пациентов

Чтобы должным образом учесть ряд различных факторов, влияющих на дыхательные объемы, доставляемые пациентом, в конфигурации с раздельным вентилятором, мы выполнили самые большие на сегодняшний день вычислительные усилия для моделирования необходимое количество различных настроек аппарата ИВЛ и параметров пациента, с которыми могут столкнуться врачи.отображает результаты исследования семимерного пространства параметров (таблица 2), которые, как было установлено, значительно влияют на прогнозируемые приливные объемы и давления. Требовалось более 200 миллионов различных симуляций для исследования пространства параметров с достаточным разрешением, чтобы размер шага для данного параметра приводил к изменению дыхательного объема менее чем на 5%.

Иллюстрация результатов развертки параметров вычислительной модели

Вверху слева: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций как функция PIP, PEEP и I: E.Вверху справа: средний дыхательный объем без резистора для всех симуляций, взятых из черного квадрата на верхнем левом рисунке (PIP 28, PEEP 8, I: E из 1) как функция RR, комплаентности и диаметров эндотрахеальной трубки. Нижние панели: рассчитанные дыхательные объемы (левая сторона) и максимальное подаваемое давление (правая сторона) для пациентов с настройками вентилятора и легочными характеристиками A и B, как показано на верхней правой панели, в зависимости от характеристик резистора.

отображает масштаб выполненной развертки параметра.На верхней левой панели показано, как увеличение управляющего давления (PIP-PEEP), а также увеличение I: E и, следовательно, времени вдоха, влияет на увеличение дыхательных объемов. Верхняя правая панель представляет собой расширение прогнозируемых дыхательных объемов верхней левой панели путем выбора PIP 28, PEEP 8 и I: E из 1 и иллюстрации дыхательных объемов как функции размеров эндотрахеальной трубки, RR и согласие. Наблюдается взаимодействие нескольких параметров, поскольку влияние изменения ЧД на дыхательные объемы само по себе зависит от податливости легких пациента и размера эндотрахеальной трубки.Наконец, путем выбора конкретной пары легочных комплаентностей пациента и размеров эндотрахеальной трубки на нижней панели показано, как резистор может точно контролировать подаваемые дыхательные объемы и максимальное давление. Резисторы большего размера приближаются к дыхательным объемам и давлению для случаев без резистора, а различия в дыхательных объемах и давлениях из-за изменения размера резистора на 0,5 мм уменьшаются по мере увеличения размера резистора.

На основе этих данных было разработано мобильное приложение для поддержки принятия решений врачами по определению оптимального размера резистора для данной пары пациентов.Приложение позволяет врачу вводить соответствующие настройки аппарата ИВЛ (пиковое давление на вдохе, положительное давление в конце выдоха, соотношение вдоха и выдоха и частота дыхания), индивидуальные параметры легких и диаметры эндотрахеальной трубки (таблица 2). Затем приложение отображает прогнозируемые доставленные дыхательные объемы и максимальное давление для каждого пациента во время разделения аппаратов ИВЛ для каждого возможного размера резистора.

Обсуждение

COVID-19 вызвал новый интерес [12] и инновации [10], [13] к совместному использованию аппаратов ИВЛ, что может найти применение при будущих респираторных вспышках, на полях сражений и в условиях интенсивной терапии с ограниченными ресурсами, а также во время текущая глобальная пандемия.Однако современные достижения в области разделения аппаратов ИВЛ по-прежнему требуют тщательного подбора пациентов [14] или использования сложного медицинского оборудования [10], что может оказаться нецелесообразным во всех случаях. В системе VSRS реализованы простые компоненты, напечатанные на 3D-принтере, которые могут быть легко созданы в местах с помощью 3D-принтера и отправлены в близлежащие больницы, а также бесплатное мобильное приложение, которое избавляет от догадок при объединении пациентов и определении размера резистора, который следует использовать.

В первой части этой работы мы демонстрируем большую разницу в потоке воздуха, доставляемом в два легких с разной степенью соответствия, использующих один и тот же вентилятор.Это подтверждает опасный клинический сценарий, который может привести к тому, что у одного пациента может возникнуть волютравма и / или у другого будет недостаточная вентиляция. Использование напечатанных на 3D-принтере резисторов воздушного потока в цепи для пациента с более высокой податливостью легких позволяет контролировать доставляемый дыхательный объем в легкое с более высокой податливостью. Воздушный поток можно спрогнозировать с помощью разработанной нами вычислительной модели, которая позволяет клиницистам выбирать резистор, который будет обеспечивать желаемые дыхательные объемы для каждого пациента, даже для пациентов с очень разными потребностями в вентиляции и легочными нарушениями.Было создано мобильное приложение, чтобы помочь врачам в этом процессе.

Совместная искусственная вентиляция легких по-прежнему сопряжена со значительным риском вреда, и ее не следует предпринимать, если нет других жизнеспособных вариантов. Важная проблема безопасности при разделении аппарата ИВЛ связана с перекрестным заражением вирусами и бактериями. Наша схема контура использует стратегически размещенные вирусные / бактериальные фильтры и односторонние клапаны, чтобы снизить вероятность перекрестного заражения. Дополнительные меры безопасности включали использование мониторов EtCO2 для каждого пациента, частые измерения газов крови и клиническое обследование для быстрой диагностики и устранения проблем.

Численная модель помогла прояснить динамику, лежащую в основе превосходного профиля безопасности вентиляции с контролируемым давлением по сравнению с контролируемой по объему для пациентов, использующих аппарат ИВЛ. Данные моделирования и стендовые исследования показали, что частота дыхания играет важную роль в дифференциальных дыхательных объемах при разделении на два пациента с разной комплаентностью. По мере увеличения частоты дыхания дифференциальный поток воздуха в легкие с разной податливостью уменьшался с общим падением доставляемых дыхательных объемов, но не минутной вентиляции в оба легких.Это явление связано с уменьшением времени вдоха с увеличением скорости, уменьшением общего доставляемого объема на более поздних стадиях цикла вдоха.

Это исследование имеет ряд важных ограничений. В основном мы не тестировали эту систему на реальных пациентах при разделении аппарата ИВЛ. Легочная механика реального пациента может иметь небольшие различия по сравнению с упрощениями, неявными в тестовом легком и вычислительной модели. Например, модель не моделирует эффект рекрутирования альвеол, и поэтому увеличение PEEP при заданном PIP никогда не приводит к увеличению дыхательных объемов.Кроме того, текущая версия VSRS исключает эффекты различных легочных сопротивлений пациентов, которые, как мы обнаружили, являются вторичным эффектом по сравнению с легочными комплаенсами, но могут быть включены в новую версию вычислительной модели в будущем.

VSRS изначально предназначен для подключения пациента к одному аппарату ИВЛ, чтобы определить его индивидуальную податливость легких и, в случае вентиляции с контролируемым объемом, сопротивление. После стабилизации состояния пациента его можно переместить в разделенную конфигурацию аппарата ИВЛ, используя VSRS для более долгосрочной поддержки вентиляции, с введенными в приложение теперь известными характеристиками легких для конкретного пациента, чтобы выбрать подходящий размер резистора.Хотя в принципе система VSRS еще не тестировалась, ее можно было развернуть для поддержки более двух пациентов на одном аппарате ИВЛ.

Как и в большинстве рекомендаций, связанных с разделением аппаратов ИВЛ, пациенты должны быть полностью седативны / парализованы, чтобы они не влияли на частоту дыхания друг друга, и, следовательно, отлучение пациентов от поддержки аппарата ИВЛ не может быть выполнено, когда пациенты используют один аппарат ИВЛ. Однако цель разделения аппаратов ИВЛ — устранение периодов дефицита, особенно с учетом сообщений о продолжительном времени поддержки аппаратов ИВЛ для пациентов с COVID-19.

Зарезервировано для тяжелых ситуаций, разделение аппарата ИВЛ является сложным и вызывает множество проблем безопасности, связанных с отсутствием контроля над респираторной поддержкой отдельного пациента, некоторые из которых устраняются VSRS. Предварительно рассчитав сотни миллионов различных возможных комбинаций настроек аппарата ИВЛ и характеристик пациента, а также используя преимущества простой геометрии, которую можно распечатать на 3D-принтере, VSRS можно быстро развернуть с минимальными затратами там, где потребность в аппаратах ИВЛ превышает их поставку.

Методы

Дизайн исследования

Проект был разработан с целью максимизировать потенциальные варианты использования VSRS, признавая гибкость, простоту использования и быстрое развертывание как фундаментальные основы успешной системы, которая будет использоваться в тяжелых ситуациях. Следовательно, дизайн разветвителя и резистора, напечатанный на 3D-принтере, был выбран, чтобы подчеркнуть простоту использования и простоту изготовления, чтобы соответствовать стандартным трубкам вентилятора. Лабораторное тестирование VSRS было проведено, чтобы проверить его применимость как к стандартным аппаратам ИВЛ, так и к наркозным аппаратам, которые могут потребоваться в периоды нехватки аппаратов ИВЛ.Кроме того, лабораторное тестирование предоставило данные, необходимые для калибровки вычислительной модели. Вычислительная модель использовалась для предварительного расчета прогнозируемых дыхательных объемов и давления для большого диапазона клинически значимых конфигураций аппаратов ИВЛ и характеристик пациентов, с которыми врачи могут столкнуться при разделении аппаратов ИВЛ, и была упакована в простое в использовании мобильное приложение для быстрой поддержки принятия клинических решений.

Разработка и производство разветвителей и резисторов

Разветвители и резисторы вентилятора были разработаны с использованием SolidWorks (Dassault Systèmes, Велизи-Виллакубле, Франция).Он разработан для стандартных трубок диаметром 22 мм (). Система состоит из двух основных компонентов: разветвителя и резистора. Оба компонента производятся из имеющегося в продаже фотополимера с помощью стереолитографии (SLA). Оба компонента представляют собой полностью сплошные цельные части. Фотополимер продается как «прочная смола» компанией Formlabs Inc. (Сомервилль, Массачусетс). Все устройства были напечатаны на принтерах Form 2 производства Formlabs Inc. Все отпечатки были сделаны в restor3d (Дарем, Северная Каролина) в соответствии с их внутренней системой качества для 3D-печати на основе смол.Система прошла испытания на биосовместимость в соответствии с рекомендациями FDA, включая ISO 18562 Часть 2 (PM2,5 / PM10) и Часть 3 (ЛОС), и была признана биосовместимой для предполагаемого применения.

Настольная испытательная схема настроена

Эксперименты в основном проводились с использованием аппарата ИВЛ для анестезиологической помощи GE Aisys CS2 (GE Healthcare, Чикаго, Иллинойс), при этом некоторые эксперименты дублировались с использованием аппарата ИВЛ Covidien PB840 для оценки различий в производительности между ними. Аппараты ИВЛ OR и ICU с регулировкой сопротивления контура и податливости дыхания.Для экспериментов с дополнительным сопротивлением цепи были испытаны по одному резисторы с круглыми отверстиями, напечатанные на 3D-принтере, в каждой инспираторной цепи чуть дальше от разветвителя цепи. Компоненты вентилятора и контура для обеих схем представлены последовательно от клапана вдоха вентилятора до клапана выдоха в дюймах. «Проксимальный» относится к более близкой к аппарату ИВЛ, а «дистальный» относится к более близкой к исследуемому легкому (Linear Test Lung, Ingmar Medical, Pittsburgh, PA) стороне контура. Автоматические самопроверки станции медицинского обслуживания были выполнены перед тестированием как для одиночного, так и для раздельного контура (трубка полностью выдвинута).Некоторые эксперименты были повторены как с одиночными, так и с раздельными трубами длиной 6 футов против 12 футов. Бактериальные / вирусные фильтры помещали как на инспираторную, так и на выдохную части аппарата ИВЛ. Затем односторонние направляющие клапаны были помещены на фильтры вдоха и выдоха ().

Режим контроля давления использовался с P _insp 20 см вод. испытано, с регулировкой соотношения I: E до 1: 1.5 во время тестирования RR 30, чтобы поддерживать более постоянное (и клинически значимое) время вдоха. Каждое линейное тестируемое легкое тестировалось как с «низким», так и с «средним» настройками соответствия (спецификации производителя: 10 и 30 мл / смH ₂ O, соответственно). Регистрировались следующие параметры вентилятора: пиковое давление на вдохе ( ₂ O см вод. Ст.), Среднее давление (см вод. Записывались индивидуальные параметры тестового контура легких (каждый контур, A и B): максимальное давление в дистальном контуре и давление в впадине (мм рт. порт каждого фильтра дистальной цепи.Давление регистрировали с помощью монитора GE Carescape. Дыхательный объем каждого дистального контура измеряли с помощью встроенных мониторов объема (Ohmeda 6800 Volume Monitor, Bird Products, Палм-Спрингс, Калифорния).

Вычислительная модель вентилятора сокращенного заказа

В расчетной модели рассматривались вентиляторы с регулируемым давлением и объемом. Был смоделирован диапазон чисел Рейнольдса в зависимости от настроек вентилятора, при этом более высокие числа Рейнольдса приближались к 4000. Поток воздуха от источника вентилятора к пациенту моделировался с использованием динамики потока в трубопроводе в газовой сети.Поток газа по трубам регулируется законами массы, количества движения и энергии, на основании которых были решены давление, скорость, плотность и температура объема газа.

Сохранение массы связывает массовый расход с давлением и температурой газового объема следующим соотношением [15]:

∂M∂p⋅dpIdt + ∂M∂T⋅dTIdt = m˙A + m˙B

где ∂M∂p — частная производная массы газового потока по давлению при постоянных температуре и объеме.∂M∂T — это частная производная массы объема газа по температуре при постоянном давлении и объеме, P _I — давление объема газа, T _I — температура, а t — время. M — масса газа, поступающего в устройство. m˙A и m˙B — массовые расходы на пациентов A и B, соответственно.

Энергосбережение определяется следующим соотношением [16]:

∂U∂p⋅dpIdt + ∂U∂T⋅dTIdt = ΦA + ΦB + QH

∂U∂p — частная производная внутренней энергии контрольного объема по давлению при постоянной температуре и объеме.∂U∂T — частная производная внутренней энергии контрольного объема по температуре при постоянном давлении и объеме. Φ _A и Φ _B — это скорости потока энергии к пациентам. Q _H представляет собой расход энергии от стенки трубы.

Потери давления из-за вязкого трения определяются соотношением баланса импульса [17]:

pA − pI = (m˙AS) 2⋅ (1ρI − 1ρA) + ΔpAI

pB − pI = (m˙BS) 2⋅ (1ρI − 1ρB) + ΔpBI

p _A и p _B — давления на входе и выходе трубы соответственно.ρ _A и ρ _B представляют собой плотности на входе и выходе трубы. S — площадь поперечного сечения, а Δp _AI и Δp _BI — потери давления из-за трения.

Два пациента соединены друг с другом с помощью разветвления с резистором, подключенным дистально к одной из ветвей, чтобы можно было контролировать дифференциальный поток. Легкие моделируются как пружина Гука (моделирующая обратную податливость легких) и вязкую пробку (моделирующую сопротивление верхних дыхательных путей) параллельно.Эта модель легких, представленная в этом исследовании, согласуется с другими исследованиями, в которых для представления легких использовалась модель резистор-конденсатор [17]. Моделирование проводилось с использованием MathWork’s Simscape (Simulink v4.8) Foundational Blocks.

Вентилятор моделируется генератором формы пульсовой волны с периодом, соответствующим частоте дыхания и времени вдоха, с максимальным значением, соответствующим PIP, и минимальным значением, соответствующим PEEP.

Чтобы изучить соответствующий возможный диапазон настроек вентилятора, диаметров эндотрахеальной трубки и значений эластичности легких (таблица 2), было выполнено более 200 миллионов различных симуляций, на которые ушло более 800 000 компьютерных часов.Чтобы система достигла устойчивого состояния, было смоделировано не менее 5 циклов дыхания для каждого набора параметров. Были проведены тесты на чувствительность для определения важных параметров для моделирования, и размер шага был выбран таким, чтобы изменение дыхательного объема происходило менее чем на 5% для данного размера шага.

Моделирование проводилось путем объединения ресурсов Duke Compute Cluster и облачной платформы Microsoft Azure. В Azure было использовано 24 000 вычислительных ядер (400 узлов HB60rs, каждый с 240 ГБ ОЗУ и 60 ядрами), что позволило завершить все симуляции за один уик-энд.Постобработка была выполнена на узле, уменьшив 100 ТБ данных временных рядов до таблицы данных размером ~ 10 ГБ, в которой суммированы все результаты вычислений.

Благодарности

Мы благодарны Стефани Фрейзер, Эрике Сигир и Келли Линдблом из Управления по нормативным вопросам и качеству Герцога за их помощь в подаче заявки в регулирующий орган FDA. Дон Шин и его команда из CrossComm для разработки приложений. Деннис Томас, Эрик Вагнер, Динеш Дивакаран и Робин Расор из офиса лицензирования и предприятий Duke.Кори Кэмпбелл из Legend Technical Services по тестированию VOC и PM, Энди Ховард из Microsoft Azure за помощь в устранении неполадок в облачной инфраструктуре, Чарли Кнайфель, Виктор Орликовски и Джимми Дорфф за техническую поддержку и настройку сети, а также Уильям Вустенберг из Mycroft Medical за таксологическую оценку наше устройство.

Финансирование:

МБ поддерживается на NHLBI NIH-R38 HL143612 / HL и DOD — Defense Health Program / USUHS HU0001-15-2-0001 и HU0001-19-2-0010

DOD HT9404-13-1- 0032

AR и SC поддерживаются в NIH-DP5-OD019876-01

Поддержка вычислений была предоставлена ​​Консорциумом HPC в Microsoft Azure и через Duke OIT

Footnotes

Конфликт интересов

MB, KG, GT указаны как соавторы предварительного патента, относящегося к системе резисторов.KG является акционером и директором Restor3d, который помог провести некоторые испытания и лицензировать интеллектуальную собственность, связанную с этой работой, от Университета Дьюка. MB, AR, MK указаны как изобретатели некоторых алгоритмов, используемых для прогнозирования воздушного потока с системами резисторов и без них.

Ссылки

[2] Уилгис Дж. «Стратегии обеспечения механической вентиляции легких при массовом несчастном случае: распределение или складирование», Respir. Уход, т. 53, нет. 1, pp. 96–100, 2008. [PubMed] [Google Scholar] [3] Truog R., Митчелл С. и Дейли Г., «Самая жесткая сортировка — распределение вентиляторов в условиях пандемии», N. Engl. J. Med., Pp. 1973–1975, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [4] Герен К. и Леви П., «Более легкий доступ к механической вентиляции легких во всем мире: острая необходимость для стран с низким уровнем дохода, особенно в области лицевой вентиляции. нарастающего кризиса COVID-19 », Eur. Респир. J., нет. Апрель, стр. 2001271, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [5] Шахрур С. Х. и др., «Адаптивная сплит-система ИВЛ обеспечивает параллельную вентиляцию, индивидуальный мониторинг и контроль давления вентиляции для каждого симулятора легких», medRxiv, стр.2020.04.13.20064170, апрель 2020 г. [Google Scholar]

[6] Тронстад К. и др., «Разделение одного аппарата ИВЛ для нескольких пациентов — техническая оценка», март. 2020.

[7] Бейтлер Дж. Р. и др., «Совместное использование вентиляторов во время острой нехватки, вызванной пандемией COVID-19», Am. J. Respir. Крит. Care Med., 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [8] Лай Б.К., Эриан Дж.Л., Пью С.Х. и Экманн М.С., «Аварийная трехмерная печать с открытым исходным кодом для разделителя контуров вентилятора и регулятора потока во время пандемия COVID-19 », Анестезиология, вып.XXX, стр. 1, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [9] Кларк А.Л., Стивенс А.Ф., Ляо С., Бирн Т.Дж. и Грегори С.Д. «Как справиться с COVID-19: разделение аппарата ИВЛ с использованием дифференциального управляющего давления с использованием стандартное больничное оборудование », Анестезия, апрель. 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [10] Шринивасан С. и др., «Быстро развертываемая индивидуализированная система для увеличения мощности вентилятора», Sci. Пер. Мед., Т. 9401, нет. Май, с. eabb9401, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [12] Черри А.Д., Каппиелло Дж., Бишави М., Холлидж М. Г. и МакЛауд Д. Б., «Совместная вентиляция: к более безопасному разделению вентиляторов в чрезвычайных ситуациях», Анестезиология, № 2, с. Xxx, pp. 5–6, 2020. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] [13] Кларк А.Л., «Трехмерный печатный разделитель и устройства ограничения потока для вентиляции легких нескольких пациентов с использованием одной анестезиологической рабочей станции или аппарата ИВЛ. , ”Анестезия, стр. 819–820, 2020. [PubMed] [Google Scholar] [14] Бейтлер Б., Джереми Р., Каллет Ричард, Качмарек Роберт, Брэнсон Ричард, Миттель Броди, Дэн, Олсон Аарон М., Хилл Мюррей, Лорин Л., Хесс Дин, Тейлор Томпсон, «Протокол совместного использования ИВЛ: вентиляция у двух пациентов с одним механическим вентилятором для использования во время критической нехватки вентиляторов», No.версия 3, pp. 1–15, 2020. [Google Scholar]

[15] Козаев Д.А., Салех Х., Актуальные проблемы системной и программной инженерии (APSSE) — «Моделирование чрезвычайных ситуаций на магистральном газопроводе с помощью MATLAB Simulink ,. ” 2019.

[16] J Králik J. Z., P Stiegler Z Вострий, Динамическое моделирование крупномасштабных сетей применительно к газораспределению. 1988.

[17] Schmidt M., Foitzik B., Hochmuth O., Schmalisch G., and Schmidt GSM, Foitzik B., Hochmuth O., Компьютерное моделирование измеренного респираторного импеданса у новорожденных и влияние измерительное оборудование, т.20, нет. 3 Elsevier, 1998. [PubMed] [Google Scholar]

на пути к более безопасному разделению вентиляторов в чрезвычайных ситуациях, связанных с ресурсами

Анестезиология. 2020 июн 1: 10.1097 / ALN.0000000000003410.

, M.D., ¹ , R.C.P., M.S., ¹ , M.D., M.P.H., ¹ , M.D., Ph.D., F.R.C.P.C., ¹ and, F.R.C.A. ¹ Автор, ответственный за переписку. Авторское право © 2020, Американское общество анестезиологов, Inc. Все права защищены

Эта статья доступна через подмножество открытого доступа PMC для неограниченного повторного использования и анализа в любой форме и любыми средствами подтверждение первоисточника.Эти разрешения предоставляются на время пандемии COVID-19 или до тех пор, пока разрешения не будут отозваны в письменной форме. По истечении срока действия этих разрешений PMC предоставляется бессрочная лицензия на предоставление этой статьи через PMC и Europe PMC в соответствии с существующими средствами защиты авторских прав.

Эта статья цитируется в других статьях в PMC.

Редактору:

Нехватка механических аппаратов ИВЛ во время пандемии COVID-19 вызвала четкие сообщения об опасностях вентиляции нескольких пациентов с помощью одного аппарата ИВЛ. ¹ Тем не менее, некоторые больницы вынуждены заниматься этой практикой. Были опубликованы протокол с использованием вентиляции с контролем давления для хорошо подобранных пациентов с глубокой седацией и нервно-мышечной блокадой ² и новые решения для некоторых ограничений разделения вентилятора. ^3–5 Эти рекомендации снимают некоторые опасения по поводу настроек и мониторинга вентилятора. ¹ Адекватное соответствие параметров аппарата ИВЛ (управляющее давление, частота дыхания и положительное давление в конце выдоха [ПДКВ]) и постоянный или частый мониторинг для каждого отдельного пациента (сатурация кислорода, измеренная пульсоксиметрией, углекислый газ в конце выдоха, pH, и PCO ₂ ) дополняются мониторингом общих параметров вентилятора ( e.грамм. , управляющее давление, ПДКВ, общий дыхательный объем [V _T ] и динамическое соответствие), с сигналами тревоги, установленными для отклонений от начальных значений. ²

Тем не менее, несколько потенциальных ситуаций заслуживают дальнейшего рассмотрения для повышения безопасности при использовании изначально небезопасной техники:

• (1)

  Изменения у одного пациента, влияющие на другого: Возможные проблемы включают изменения податливости дыхания, насыщение фильтров дыхательных путей (увеличение сопротивления, которое может быть несбалансированным в цепях), пневмоторакс или препятствие в цепях или дыхательных путях.При вентиляции с контролем давления ни один из этих сценариев не приведет к значительному изменению вентиляции у общего (ых) пациента (ов), но явно создает риск гиповентиляции для пораженного пациента. Мы обнаружили, что даже такие, казалось бы, незначительные препятствия, как невозможность полностью втянуть закрытый отсасывающий катетер, могут снизить V _T для этого контура в тестовых легких с общей вентиляцией. Точно так же выделения, которые насыщают фильтры тепло- и влагообмена или затрудняют прохождение дыхательных путей, могут неодинаково повлиять на V _T .Изменения комплаентности или препятствия следует обнаруживать с помощью индивидуального мониторинга пациента и установки сигналов тревоги вентилятора для небольших отклонений от ожидаемого общего значения V _T . Хотя общий V _T по своей природе является неточным отражением вентиляции пациента, изменение с трендом должно вызвать оценку изменений у отдельного пациента V _T . Варианты для более раннего обнаружения включают (а) мониторинг отдельного пациента V _T (как можно ближе к пациенту, со стороны вентилятора дистального фильтра) и / или (б) непрерывное измерение давления в дыхательных путях дистального контура в боковом потоке с набор сигналов тревоги пикового и минимального давления (ПДКВ) (рис.). Датчик давления может быть прикреплен к отверстию для отбора проб как можно ближе к дыхательным путям пациента; его можно подсоединять напрямую, без трубок, и использовать в сухом виде, чтобы избежать попадания жидкости, которая может пропитать фильтры.

  Схема общего вентиляционного контура. Отдельные компоненты контура с выделением включения для каждого контура: (1) односторонних клапанов на вдохе и выдохе, (2) бактериальных / вирусных фильтров (защита аппарата ИВЛ и общего пациента), (3) двуокиси углерода в конце выдоха (ETco _{). 2} ) и / или мониторинг дыхательного объема (V _T ) на стороне пациента в тройнике контура, (4) тепло- и влагообменные фильтры и (5) мониторинг давления в дыхательных путях с использованием напрямую подключенного датчика сухого давления (без трубок) к боковому порту Люэра (порт для отбора проб газа) на стороне пациента тепло- и влагообменных фильтров, если это возможно, что позволяет обнаруживать пониженное давление в дыхательных путях, если тепло- и влагообменные фильтры насыщаются и увеличивают сопротивление.

• (2)

  Важность глубокой седации и нервно-мышечной блокады: Взаимодействие пациента с аппаратом ИВЛ (и влияние на общего пациента [пациентов]) в значительной степени смягчается за счет максимальных порогов срабатывания вентилятора и глубокой седации / нервно-мышечной блокады. Дополнительную защиту могут обеспечить односторонние обратные клапаны, расположенные дистальнее разделителя, для конечностей инспираторного и выдыхательного контуров каждого пациента, предотвращая попадание выдыхаемого газа от кашляющего пациента в общие контуры пациентов.Тем не менее, кашель остановил вентиляцию легких у обоих пациентов. Таким образом, раннее обнаружение неадекватной седации / нервно-мышечной блокады и надвигающейся диссинхронии между пациентом и аппаратом ИВЛ может быть облегчено путем непрерывного измерения давления в дистальных отделах дыхательных путей с сигналами тревоги, чувствительными к высокому или отрицательному давлению в дыхательных путях (это можно контролировать удаленно).

• (3)

  Сопоставление пациентов на протяжении общей вентиляции: в идеале, пациенты с расходящимися V _T s или комплаенсами не должны разделять вентиляцию.Даже при первоначальном согласовании ухудшение или восстановление могут происходить по-разному, что приводит к несоответствию соответствия. Было предложено добавить ограничение потока через инспираторную конечность для пациента, нуждающегося в пониженном V _T . ^3–5 В режиме вентиляции с контролем давления добавление ограничения потока в один контур не повлияет существенно на V _T для «неограниченного» контура пациента; однако гиповентиляция «ограниченного» пациента вызывает беспокойство. Кроме того, при вентиляции с контролем давления влияние ограничения потока на V _T сильно зависит от времени вдоха (V _T = поток × время, где поток = давление / сопротивление; V _T через сопротивление увеличивается с увеличением времени время вдоха).Ограничение потока, которое уравновешивает двух пациентов, может иметь совсем другой эффект при титровании настроек или изменении комплаентности. Снижение общего (общего) V _T примерно указывает на снижение V _T для пациента с ограниченным потоком, но из-за неопределенности компенсации комплаенса общий V _T следует интерпретировать осторожно, а отдельный пациент V _{T По возможности также следует измерять} с. Давление в дистальных отделах дыхательных путей может измерять влияние ограничения потока на управляющее давление (максимальное — минимальное [ПДКВ] давление), фактически наблюдаемое каждым пациентом.Другие предлагали добавить мертвое пространство ² ; это не следует делать, если только один пациент не контролируется V _T и находится в рекомендуемых пределах для защиты легких.

Наконец, эти соображения безопасности не учитывают все опасности:

• (1)

  Длительная глубокая седация и нервно-мышечная блокада могут быть затруднены из-за нехватки лекарств, увеличивать риск у тяжелобольных пациентов и отсрочивать оценку отлучения от механическая вентиляция.

• (2)

  Несмотря на использование микробных фильтров, риск перекрестного заражения пациентов сохраняется.

• (3)

  Односторонние клапаны в отдельных контурах пациента не предотвратят немедленную потерю всей вентиляции, если какой-либо контур отключен без заглушки.

• (4)

  Персонал, обладающий опытом выполнения общей вентиляции (и оборудования), также может быть ограниченным ресурсом.

Поддержка исследований

Dr.Бишави получил финансирование исследований от Abbott Labs (Эбботт Парк, Иллинойс) и Medtronic Inc. (Миннеаполис, Миннесота) на исследования, не связанные с этой рукописью. Доктор Бишави поддерживается грантом № 1R38HL143612-01 Национальных институтов здравоохранения (Бетесда, штат Мэриленд).

Конкурирующие интересы

Авторы заявляют об отсутствии конкурирующих интересов.

Ссылки

2. Бейтлер Дж. Р., Каллет Р., Роберт К., Брэнсон Р. Б., Броди Д., Миттель А. М., Олсон М., Хилл ЛЛХ, Хесс Д., Томпсон Б.Т. Рабочий протокол Нью-Йоркской пресвитерианской больницы для поддержки двух пациентов с помощью одного аппарата ИВЛ, Ассоциация больниц Большого Нью-Йорка.26 марта 2020. Доступно по адресу: https://www.gnyha.org/news/working-protocol-for-supporting-two-patients-with-a-single-ventilator. По состоянию на 11 апреля 2020 г. 3. Лай Б.К., Эриан Дж.Л., Пью С.Х., Экманн М.С. Разветвитель контура и регулятор потока вентилятора с открытым исходным кодом для трехмерной печати с открытым исходным кодом во время пандемии COVID-19. Анестезиология. 2020. [Epub перед печатью] [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] 4. Кларк А.Л., Стивенс А.Ф., Ляо С., Бирн Т.Дж., Грегори С.Д. Как справиться с COVID-19: разделение вентиляторов с дифференциальным управляющим давлением с использованием стандартного больничного оборудования.. Анестезия. 2020. [Epub перед печатью] [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [Google Scholar] 5. Кларк А.Л. Трехмерные печатные устройства для разветвления и ограничения потока для вентиляции легких нескольких пациентов с использованием одной наркозной станции или аппарата ИВЛ. Анестезия. 2020. [Epub перед печатью] [PubMed] [Google Scholar]

Сплит-вентиляция с регуляторами давления для дыхательных объемов пациента

Abstract

В качестве крайней меры во время пандемии COVID-19, одиночные аппараты искусственной вентиляции легких были перепрофилированы на поддерживать нескольких пациентов.В существующих конфигурациях сплит-вентиляторов с использованием адаптеров трубок, одобренных FDA, каждый пациент получает одинаковое давление на вдохе, что требует тщательного подбора пациентов во избежание баротравмы. Прогрессирование заболевания может привести к отклонению дыхательных объемов от желаемых целевых значений, а рутинные вмешательства (например, отсасывание) у одного пациента могут отрицательно повлиять на других пациентов. Чтобы преодолеть эти ограничения, мы демонстрируем конфигурацию сплит-аппарата ИВЛ, которая обеспечивает индивидуальное управление пациентами за счет включения общедоступного регулятора давления, используемого для газовых приборов.Мы проверяем этот метод, достигая различных комбинаций дыхательного объема в каждом из двух синтетических легких с использованием стандартного аппарата ИВЛ в сочетании с двумя анализаторами потока газа. При дальнейших испытаниях на безопасность и оснащении регуляторы давления могут представлять собой реальный путь к значительному увеличению производительности вентиляции в условиях ограниченных ресурсов.

Заявление о конкурирующем интересе

Авторы заявили об отсутствии конкурирующего интереса.

Отчет о финансировании

Нет внешнего финансирования.

Заявления авторов

Я подтверждаю, что были соблюдены все соответствующие этические принципы и получены все необходимые разрешения IRB и / или комитета по этике.

Да

Подробная информация об IRB / надзорном органе, предоставившем разрешение или исключение для описываемых исследований, приводится ниже:

Исследование синтетических легких без участия человека.

Получено все необходимое согласие пациента / участника, а соответствующие институциональные формы заархивированы.

No related posts.