RU2161475C2 - Device for regulation of patient's breathing - Google Patents
Device for regulation of patient's breathing Download PDFInfo
- Publication number
- RU2161475C2 RU2161475C2 RU99101192A RU99101192A RU2161475C2 RU 2161475 C2 RU2161475 C2 RU 2161475C2 RU 99101192 A RU99101192 A RU 99101192A RU 99101192 A RU99101192 A RU 99101192A RU 2161475 C2 RU2161475 C2 RU 2161475C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- output
- input
- carbon dioxide
- control circuit
- patient
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, в частности, к устройствам лечебной и физкультурно-оздоровительной практики и может быть использовано для дыхательных тренировок с целью профилактики и лечения заболеваний, связанных с возникновением гипервентиляции легких, и повышения адаптационных возможностей организма. The invention relates to medical equipment, in particular, to devices for medical and sports practice and can be used for respiratory training in order to prevent and treat diseases associated with the occurrence of pulmonary hyperventilation, and increase the adaptive capacity of the body.
Известно устройство для регулирования дыхания пациента [1], содержащее датчик, прикрепленный к телу пациента и чувствительный к расширению и сокращению грудной клетки. Датчик выдает сигналы, преобразуемые в импульсы управления, поступающие на вход хронирующего устройства, которое управляет генератором звуковых сигналов. Генератор попеременно генерирует два звуковых сигнала различной частоты. Один сигнал инструктирует пациента о начале вдоха, а второй - о начале выдоха, поддерживая заданную частоту дыхания. В устройстве предусмотрено выключение генератора при наличии регулярного дыхания пациента с частотой ниже заданной. A device for regulating the respiration of a patient [1] is known, comprising a sensor attached to the patient’s body and sensitive to expansion and contraction of the chest. The sensor provides signals that are converted into control pulses received at the input of the timing device, which controls the sound signal generator. The generator alternately generates two sound signals of different frequencies. One signal instructs the patient about the beginning of inspiration, and the second - about the beginning of exhalation, maintaining a given respiratory rate. The device provides for turning off the generator in the presence of regular breathing of the patient with a frequency lower than the specified one.
Недостатком известного устройства является то, что оно не позволяет контролировать степень гипервентиляции пациента, основным показателем которой является концентрация углекислого газа в выдыхаемом пациентом воздухе (точнее, в альвеолярном воздухе). A disadvantage of the known device is that it does not allow to control the degree of patient hyperventilation, the main indicator of which is the concentration of carbon dioxide in the air exhaled by the patient (more precisely, in the alveolar air).
Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому устройству является устройство для регулирования дыхания пациента [2], содержащее маску, соединяемую с дыхательными путями пациента; управляемый клапан, связанный с выходным отверстием маски; измеритель концентрации углекислого газа в выдыхаемом пациентом воздухе: датчик скорости воздушного потока, соединенный с маской; расходомер вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, соединенный с датчиком: хронирующее устройство, вход которого соединен с измерителем концентрации углекислого газа, а выход - с управляемым клапаном; компаратор, один вход которого соединен с хронирующим устройством, другой - с выходом расходомера, а выход - с управляемым клапаном. Closest to the technical nature of the proposed device is a device for regulating the respiration of the patient [2], containing a mask connected to the respiratory tract of the patient; a controlled valve associated with the outlet of the mask; carbon dioxide concentration meter in the air exhaled by the patient: air velocity sensor connected to the mask; a flow meter of inhaled and exhaled air connected to a sensor: a timing device, the input of which is connected to a carbon dioxide concentration meter, and the output - with a controlled valve; a comparator, one input of which is connected to the timing device, the other with the flow meter output, and the output with a controlled valve.
Известное устройство регулирует степень вентиляции легких пациента в зависимости от концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе. При повышении концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе объем вдыхаемого воздуха (вентиляция легких) увеличивается, а при снижении концентрации CO2 - уменьшается.The known device controls the degree of ventilation of the patient’s lungs depending on the concentration of CO 2 in the exhaled air. With an increase in the concentration of CO 2 in exhaled air, the volume of inhaled air (ventilation of the lungs) increases, and with a decrease in the concentration of CO 2 it decreases.
Недостатками известного устройства являются невысокая точность задания и поддержания требуемой концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе и недостаточная безопасность регулирования дыхания пациента. Это обусловлено следующими факторами. The disadvantages of the known device are the low accuracy of the task and maintain the required concentration of carbon dioxide in the exhaled air and the insufficient safety of regulation of the patient’s breathing. This is due to the following factors.
Известно, что концентрация углекислого газа у здорового человека в течение выдоха плавно изменяется от нуля в начале выдоха и до величины, близкой к концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе в конце выдоха. Так как регулирование вентиляции легких пациента в известном устройстве осуществляется по концентрации углекислого газа во всем выдыхаемом воздухе, то оно, следовательно, не обеспечивает поддержание необходимой концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе. Это связано с тем, что хронирующее устройство управляется непосредственно измерителем концентрации углекислого газа, регистрирующим мгновенные значения концентрации углекислого газа. Величина поддерживаемой концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе в связи с этим будет зависеть от структуры выдоха: глубины выдоха, распределения потока в течение выдоха и проч. It is known that the concentration of carbon dioxide in a healthy person during exhalation smoothly changes from zero at the beginning of exhalation to a value close to the concentration of carbon dioxide in the alveolar air at the end of exhalation. Since the regulation of ventilation of the patient’s lungs in the known device is carried out by the concentration of carbon dioxide in all exhaled air, it therefore does not provide the maintenance of the necessary concentration of carbon dioxide in the alveolar air. This is due to the fact that the timing device is controlled directly by a carbon dioxide concentration meter, which records the instantaneous values of carbon dioxide concentration. The value of the supported concentration of carbon dioxide in the exhaled air in this regard will depend on the structure of the exhalation: the depth of exhalation, the distribution of flow during exhalation, etc.
Еще одним источником погрешности поддержания заданной концентрации углекислого газа в выдыхаемом пациентом воздухе является то, что известное устройство представляет собой регулятор углекислого газа с пропорциональной обратной связью по абсолютному значению концентрации углекислого газа, а не по сигналу ошибки по сравнению с заданным уровнем концентрации CO2.Another source of error in maintaining a given concentration of carbon dioxide in the air exhaled by the patient is that the known device is a carbon dioxide regulator with proportional feedback according to the absolute value of the concentration of carbon dioxide, and not according to the error signal compared to a given level of concentration of CO 2 .
Объем V вдыхаемого пациентом воздуха в известном устройстве зависит от длительности цикла дыхания T, концентрации N углекислого газа в выдыхаемом воздухе, и коэффициента k, определяемого параметрами функциональных частей устройства, и может быть записан в виде:
V = T · N · k (1)
С другой стороны, известно [3], что степень вентиляции легких, определяемая отношением V/T, и концентрация содержащегося в них углекислого газа N, в первом приближении, обратно пропорциональны:
Здесь K - коэффициент, который зависит от многих факторов: температуры воздуха, давления, времени, физического состояния пациента и проч. и может изменяться в широких пределах.The volume V of air inhaled by the patient in the known device depends on the duration of the breathing cycle T, the concentration N of carbon dioxide in the exhaled air, and the coefficient k determined by the parameters of the functional parts of the device, and can be written as:
V = TNK (1)
On the other hand, it is known [3] that the degree of ventilation of the lungs, determined by the V / T ratio, and the concentration of carbon dioxide N contained in them, in a first approximation, are inversely proportional to:
Here K is a coefficient that depends on many factors: air temperature, pressure, time, physical condition of the patient, etc. and can vary widely.
Из (1) и (2) следует, что N можно записать в следующем виде:
Из (3) видно, что точность поддержания концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе в известном устройстве низка, так как неконтролируемое изменение К приведет к соответствующему неконтролируемому изменению концентрации CO2 - При этом следует отметить, что точность поддержания заданной концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе должна быть не хуже ± 0,2 об. (объемных)%. Это обусловлено тем, что здоровый пациент без отказа от продолжения тренировки может выдержать в течение примерно 20 минут уровень гиповентиляции, при котором увеличение концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе возрастает не более, чем на 0,6 об.%.From (1) and (2) it follows that N can be written in the following form:
From (3) it is seen that the accuracy of maintaining the concentration of CO 2 in exhaled air in a known device is low, since an uncontrolled change in K will lead to a corresponding uncontrolled change in the concentration of CO 2 - It should be noted that the accuracy of maintaining a given concentration of CO 2 in exhaled air should be no worse than ± 0.2 vol. (volumetric)%. This is due to the fact that a healthy patient without refusal to continue training can withstand hypoventilation for about 20 minutes, at which the increase in CO 2 concentration in exhaled air increases by no more than 0.6 vol.%.
В связи с тем, что задание необходимой концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе в известном устройстве производится на начальном этапе тренировки по результату работы устройства, то точность задания необходимой концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе равна точности ее поддержания и также недостаточно высока. Due to the fact that the task of the required concentration of carbon dioxide in the alveolar air in the known device is performed at the initial stage of training according to the result of the device, the accuracy of the task of the required concentration of carbon dioxide in the alveolar air is equal to the accuracy of its maintenance and is also not high enough.
Другой причиной низкой точности поддержания заданной концентрации углекислого газа в выдыхаемом пациентом воздухе является прекращение в некоторых случаях функционирования известного устройства. Так, если пациент делает вдох объемом меньше, чем это следует из выражения (1), то не происходит срабатывания управляемого клапана и, соответственно, сброса хронирующего устройства. Это, в свою очередь, приводит к отсутствию срабатывания клапана в последующих циклах дыхания и прекращению поддержания требуемой концентрации CO2 в альвеолярном воздухе.Another reason for the low accuracy of maintaining a given concentration of carbon dioxide in the air exhaled by the patient is the cessation of the functioning of the known device in some cases. So, if the patient takes a breath with a volume less than that follows from expression (1), then the controlled valve does not occur and, accordingly, the timing device is reset. This, in turn, leads to the absence of valve actuation in subsequent breathing cycles and the cessation of maintaining the required concentration of CO 2 in the alveolar air.
Кроме того, при регулировании дыхания пациента с помощью известного устройства возможен случай, когда пациент в процессе тренировки будет делать неглубокие выдохи объемом, соизмеримым с объемом мертвого пространства пациента, т. е. не будет происходить обмен между альвеолами легких и внешней средой. Это приведет к резкому уменьшению концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе, и в соответствии с (1) обусловит резкое снижение объема последующего вдоха, что, в свою очередь, приведет к дальнейшему снижению объема выдоха и концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе. Такой лавинообразный процесс может привести к несчастному случаю. In addition, when regulating the patient’s breathing using a known device, it is possible that the patient during the training process will take shallow exhalations with a volume commensurate with the volume of the patient’s dead space, i.e. there will be no exchange between the lung alveoli and the external environment. This will lead to a sharp decrease in the concentration of carbon dioxide in the exhaled air, and in accordance with (1) will cause a sharp decrease in the volume of the subsequent inhalation, which, in turn, will lead to a further decrease in the expiratory volume and the concentration of carbon dioxide in the exhaled air. Such an avalanche process can lead to an accident.
Задача, решаемая заявляемым изобретением - повышение точности задания и поддержания требуемой концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе при безопасном регулировании дыхания пациента. The problem solved by the claimed invention is to increase the accuracy of the task and maintain the required concentration of carbon dioxide in the alveolar air with safe regulation of the patient's breathing.
Указанная задача решается тем, что устройство для регулирования дыхания пациента, содержащее приспособление для соединения с дыхательными путями пациента, управляемый клапан, подключенный выходом к приспособлению, измеритель концентрации углекислого газа, связанный входом с выходом приспособления, отличающееся тем, что оно снабжено пиковым детектором и пороговым устройством, входы которых соединены с выходом измерителя концентрации углекислого газа; измерителем временных интервалов, вход которого связан с выходом порогового устройства; схемой сравнения, первый вход которой соединен с выходом пикового детектора; схемой управления, тактовый вход которой подключен к выходу порогового устройства; реверсивным счетчиком, тактовый вход которого связан со входом порогового устройства, вход управления направлением счета соединен с выходом схемы сравнения, а вход разрешения счета подключен к управляющему выходу схемы управления; первым функциональным преобразователем, первый вход которого соединен с выходом измерителя временных интервалов, второй вход - с выходом реверсивного счетчика; первым устройством регулируемой задержки, вход синхронизации которого подключен к выходу порогового устройства, а информационный вход соединен с выходом первого функционального преобразователя; первым усреднителем, первый информационный вход которого подключен к выходу пикового детектора, тактовый вход соединен с импульсным выходом схемы управления, выход подключен ко второму входу схемы сравнения, а второй информационный вход является входом задания режима; первым логическим элементом И, первый вход которого соединен с выходом первого устройства регулируемой задержки, второй вход связан с управляющим выходом схемы управления, а выход подключен ко входу управляемого клапана; блоком отключения клапана, первый вход которого соединен с выходом измерителя концентрации углекислого газа, второй вход подключен к выходу порогового устройства, а выход связан с третьим входом первого логического элемента И, при этом управляющий выход схемы управления выполнен с возможностью подсоединения к средствам индикации и отображения информации. This problem is solved in that the device for regulating the patient’s breathing, comprising a device for connecting to the patient’s respiratory tract, a controlled valve connected to the device by an output, a carbon dioxide concentration meter connected to the device’s output, characterized in that it is equipped with a peak detector and a threshold a device whose inputs are connected to the output of a carbon dioxide concentration meter; a time interval meter, the input of which is connected to the output of the threshold device; a comparison circuit, the first input of which is connected to the output of the peak detector; a control circuit whose clock input is connected to the output of the threshold device; a reverse counter, the clock input of which is connected to the input of the threshold device, the input of the direction control of the account is connected to the output of the comparison circuit, and the input of the resolution of the account is connected to the control output of the control circuit; the first functional converter, the first input of which is connected to the output of the time interval meter, the second input - with the output of the reversible counter; the first adjustable delay device, the synchronization input of which is connected to the output of the threshold device, and the information input is connected to the output of the first functional converter; the first averager, the first information input of which is connected to the output of the peak detector, the clock input is connected to the pulse output of the control circuit, the output is connected to the second input of the comparison circuit, and the second information input is the input of the mode reference; the first logical element And, the first input of which is connected to the output of the first adjustable delay device, the second input is connected to the control output of the control circuit, and the output is connected to the input of the controlled valve; a valve shutdown unit, the first input of which is connected to the output of the carbon dioxide concentration meter, the second input is connected to the output of the threshold device, and the output is connected to the third input of the first logical element AND, while the control output of the control circuit is configured to connect to the indication and display means .
Блок отключения клапана содержит первый дифференциатор, вход которого служит первым входом блока, а выход подключен ко входу выпрямителя, выход которого подсоединен ко входу второго дифференциатора, выход которого подключен к первому входу компаратора, второй вход которого заземлен, а выход подсоединен ко второму входу схемы сравнения интервалов, первый вход которой служит вторым входом блока, а выход является выходом блока и выполнен с возможностью подключения к средствам индикации и отображения информации. The valve shutdown unit contains a first differentiator, the input of which serves as the first input of the unit, and the output is connected to the input of the rectifier, the output of which is connected to the input of the second differentiator, the output of which is connected to the first input of the comparator, the second input of which is grounded, and the output is connected to the second input of the comparison circuit intervals, the first input of which serves as the second input of the block, and the output is the output of the block and is configured to connect to the means of indication and display of information.
Информационный блок, включает второй усреднитель, информационный вход которого подключен к выходу измерителя временных интервалов, а тактовый вход соединен с импульсным выходом схемы управления; второй логический элемент И, первый вход которого подключен к управляющему выходу схемы управления, а второй вход соединен с выходом схемы сравнения: счетчик-делитель, тактовый вход которого соединен с выходом порогового устройства, вход разрешения счета - с выходом второго логического элемента И; второй функциональный преобразователь, первый вход которого соединен с выходом второго усреднителя, второй вход - с выходом счетчика-делителя; инвертор, вход которого соединен с выходом переноса счетчика-делителя, а выход подключен к третьему входу второго логического элемента И; второе устройство регулируемой задержки, информационный вход которого связан с выходом второго функционального преобразователя, а вход синхронизации подключен к выходу порогового устройства; третий логический элемент И, первый вход которого соединен с выходом второго устройства регулируемой задержки, второй вход связан с управляющим выходом схемы управления, а выход выполнен с возможностью подключения к средствам индикации и отображения информации. The information block includes a second averager, the information input of which is connected to the output of the time interval meter, and the clock input is connected to the pulse output of the control circuit; the second logical element And, the first input of which is connected to the control output of the control circuit, and the second input is connected to the output of the comparison circuit: a counter-divider, the clock input of which is connected to the output of the threshold device, the input resolution account with the output of the second logical element And; a second functional converter, the first input of which is connected to the output of the second averager, the second input - with the output of the counter-divider; an inverter, the input of which is connected to the transfer output of the counter-divider, and the output is connected to the third input of the second logical element And; a second adjustable delay device, the information input of which is connected to the output of the second functional converter, and the synchronization input is connected to the output of the threshold device; the third logical element And, the first input of which is connected to the output of the second adjustable delay device, the second input is connected to the control output of the control circuit, and the output is configured to connect to indicators and information display.
Сущность заявляемого изобретения заключается в регулировании с высокой степенью точности уровня вентиляции легких пациента в зависимости от концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе. The essence of the claimed invention is to regulate with a high degree of accuracy the level of ventilation of the patient’s lungs depending on the concentration of carbon dioxide in the alveolar air.
Технико-медицинский результат, который может быть получен при использовании изобретения - повышение концентрации углекислого газа в организме пациента до уровня, обеспечивающего лечебный эффект, при безопасном регулировании его дыхания. Повышение концентрации углекислого газа в организме позволяет уменьшить тонус сосудов и бронхов, увеличить степень диссоциации оксигемоглобина в капиллярах, повысить уровень утилизации кислорода тканями, увеличить емкость буферной системы крови. The technical and medical result that can be obtained by using the invention is to increase the concentration of carbon dioxide in the patient's body to a level that provides a therapeutic effect, with safe regulation of his breathing. Increasing the concentration of carbon dioxide in the body can reduce the tone of blood vessels and bronchi, increase the degree of dissociation of oxyhemoglobin in the capillaries, increase the level of oxygen utilization by tissues, and increase the capacity of the blood buffer system.
Заявляемое изобретение иллюстрируется графическими материалами. The claimed invention is illustrated in graphic materials.
На фиг. 1 приведена схема предлагаемого изобретения;
на фиг. 2 иллюстрируются эпюры:
- 2а) выходного сигнала измерителя концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе (капнограмма);
- 2б) выходной сигнал порогового устройства;
- 2в) первая и вторая производные от капнограммы;
- 2г) выходной сигнал компаратора;
на фиг. 3 приведен вариант построения схемы управления:
на фиг. 4 - вариант построения первого усреднителя;
на фиг. 5 - вариант организации схемы сравнения интервалов;
на фиг. 6 - вариант организации измерителя временных интервалов.In FIG. 1 shows a diagram of the invention;
in FIG. 2 illustrates diagrams:
- 2a) the output signal of the CO 2 concentration meter in exhaled air (capnogram);
- 2b) the output signal of the threshold device;
- 2c) the first and second derivatives from the capnogram;
- 2d) comparator output signal;
in FIG. 3 shows the option of constructing a control circuit:
in FIG. 4 - a variant of the construction of the first averager;
in FIG. 5 is a variant of the organization of the scheme for comparing intervals;
in FIG. 6 is a variant of organizing a time interval meter.
Устройство для регулирования дыхания пациента включает маску 1 для соединения с дыхательными путями пациента, управляемый клапан 2, подключенный выходом к маске 1, измеритель концентрации углекислого газа 3, связанный входом с выходом маски 1, пиковый детектор 4 и пороговое устройство 5, входы которых соединены с выходом измерителя концентрации углекислого газа 3; измеритель временных интервалов 6, вход которого связан с выходом порогового устройства 5; схему сравнения 7, первый вход которой соединен с выходом пикового детектора 4; схему управления 8, тактовый вход которой подключен к выходу порогового устройства 5; реверсивный счетчик 9, тактовый вход которого связан со входом порогового устройства 5, вход управления направлением счета соединен с выходом схемы сравнения 7, а вход разрешения счета подключен к управляющему выходу схемы управления 8; первый функциональный преобразователь 10, первый вход которого соединен с выходом измерителя временных интервалов, второй вход - с выходом реверсивного счетчика 9; первое устройство регулируемой задержки 11, вход синхронизации которого подключен к выходу порогового устройства 5, а информационный вход соединен с выходом первого функционального преобразователя 10; первый усреднитель 12, первый информационный вход которого подключен к выходу пикового детектора 4, тактовый вход соединен с импульсным выходом схемы управления 8, выход подключен ко второму входу схемы сравнения 7, а второй информационный вход является входом задания режима; первый логический элемент И 13, первый вход которого соединен с выходом первого устройства регулируемой задержки 11, второй вход связан с управляющим выходом схемы управления 8, а выход подключен ко входу управляемого клапана 2; блок отключения клапана 14, первый вход которого соединен с выходом измерителя концентрации углекислого газа 3, второй вход подключен к выходу порогового устройства 5, а выход связан с третьим входом первого логического элемента И 13, при этом управляющий выход схемы управления 8 выполнен с возможностью подсоединения к средствам индикации и отображения информации. The device for regulating the patient’s breathing includes a
Устройство для регулирования дыхания пациента содержит также блок отключения клапана 14, включающий первый дифференциатор 15, вход которого подключен к выходу измерителя концентрации углекислого газа 3, однополупериодный выпрямитель 16, вход которого подсоединен к выходу первого дифференциатора 15; второй дифференциатор 17, вход которого соединен с выходом выпрямителя 16, а выход подключен к первому входу компаратора 18, второй вход которого заземлен, а выход подсоединен ко второму входу схемы сравнения интервалов 19, первый вход которой подключен к выходу порогового устройства 5, а выход - к третьему входу первого логического элемента И 13, при этом он выполнен с возможностью подключения к средствам индикации и отображения информации. A device for controlling the patient’s breathing also includes a valve shut-off unit 14, including a first differentiator 15, the input of which is connected to the output of the carbon dioxide concentration meter 3, a half-wave rectifier 16, whose input is connected to the output of the first differentiator 15; the second differentiator 17, the input of which is connected to the output of the rectifier 16, and the output is connected to the first input of the comparator 18, the second input of which is grounded, and the output is connected to the second input of the interval comparison circuit 19, the first input of which is connected to the output of the threshold device 5, and the output is to the third input of the first logical element And 13, while it is made with the ability to connect to the means of indication and display of information.
Устройство для регулирования дыхания пациента также содержит информационный блок 20, включающий второй усреднитель 21, информационный вход которого подключен к выходу измерителя временных интервалов 6, а тактовый вход соединен с импульсным выходом схемы управления 8: второй логический элемент И 22, первый вход которого подключен к управляющему выходу схемы управления 8, а второй вход соединен с выходом схемы сравнения 7; счетчик-делитель 23, тактовый вход которого соединен с выходом порогового устройства 5, вход разрешения счета - с выходом второго логического элемента И 22; второй функциональный преобразователь 25, первый вход которого соединен с выходом второго усреднителя 21, второй вход - с выходом счетчика-делителя 23; инвертор 24, вход которого соединен с выходом переноса счетчика-делителя 23, а выход подключен к третьему входу второго логического элемента И 22; второе устройство регулируемой задержки 26, информационный вход которого связан с выходом второго функционального преобразователя 25, а вход синхронизации подключен к выходу порогового устройства 5; третий логический элемент И 27, первый вход которого соединен с выходом второго устройства регулируемой задержки 26, второй вход связан с управляющим выходом схемы управления 8, а выход выполнен с возможностью подключения к средствам индикации и отображения информации. The device for regulating the patient’s breathing also contains an information block 20, including a second averager 21, the information input of which is connected to the output of the time interval meter 6, and the clock input is connected to the pulse output of the control circuit 8: the second logic element And 22, the first input of which is connected to the control the output of the control circuit 8, and the second input is connected to the output of the comparison circuit 7; a counter-divider 23, the clock input of which is connected to the output of the threshold device 5, the input resolution account with the output of the second logical element And 22; a second functional converter 25, the first input of which is connected to the output of the second averager 21, the second input - with the output of the counter-divider 23; an inverter 24, the input of which is connected to the transfer output of the counter-divider 23, and the output is connected to the third input of the second logical element And 22; the second adjustable delay device 26, the information input of which is connected to the output of the second functional converter 25, and the synchronization input is connected to the output of the threshold device 5; the third logical element And 27, the first input of which is connected to the output of the second adjustable delay device 26, the second input is connected to the control output of the control circuit 8, and the output is configured to connect to indicators and information display.
Принцип работы заявляемого устройства основан на принудительном автоматическом регулировании длительности вдоха пациента по отношению к длительности его цикла дыхания в зависимости от величины и знака рассогласования между текущим и заданным значениями концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе. Это обусловлено тем, что концентрация углекислого газа в альвеолярном воздухе в первом приближении обратно пропорциональна степени вентиляции легких, которая, в свою очередь, в первом приближении прямо пропорциональна отношению длительности вдоха к длительности цикла дыхания. The principle of operation of the inventive device is based on forced automatic control of the duration of the patient’s inspiration in relation to the duration of his breathing cycle, depending on the size and sign of the mismatch between the current and set values of the concentration of carbon dioxide in the alveolar air. This is due to the fact that the concentration of carbon dioxide in the alveolar air in the first approximation is inversely proportional to the degree of ventilation, which, in turn, in the first approximation is directly proportional to the ratio of the duration of inspiration to the duration of the breathing cycle.
Однако принудительное ограничение длительности вдоха у некоторых пациентов, плохо контролирующих свое дыхание в процессе сеанса работы с устройством, может вызывать нежелательное явление - учащение ритма дыхания и переход на неглубокое поверхностное дыхание. However, a forced restriction of the duration of inspiration in some patients who have poor control of their breathing during a session with the device can cause an undesirable phenomenon - an increase in the rhythm of breathing and a transition to shallow shallow breathing.
В связи с этим в предлагаемое устройство введены информационный блок 20, вырабатывающий сигнал, задающий ритм дыхания, точнее длительность выдоха, и блок отключения клапана 14, обеспечивающий отключение регулирования длительности вдоха при переходе пациента на неглубокое поверхностное дыхание и восстанавливающий это регулирование при восстановлении нормального дыхания. In this regard, an information unit 20 has been introduced into the proposed device, which generates a signal that sets the breathing rhythm, more precisely, the exhalation duration, and a valve shut-off unit 14, which disables the regulation of inspiration duration when the patient switches to shallow shallow breathing and restores this regulation when normal breathing is restored.
Устройство совместно с пациентом можно рассматривать как систему автоматического регулирования концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе. В этой системе можно выделить следующие основные элементы:
- объект регулирования - пациент совместно с приспособлением для соединения с дыхательными путями (маска 1);
- измерительный элемент - измеритель концентрации углекислого газа 3;
- задающий элемент - усреднитель 12;
- элемент сравнения - схема сравнения 7;
- промежуточный элемент, обеспечивающий выработку управляющего воздействия - реверсивный счетчик 9, измеритель временных интервалов 6, функциональный преобразователь 10, устройство регулируемой задержки 11;
- исполнительный элемент - управляемый клапан 2.The device together with the patient can be considered as a system for automatically controlling the concentration of carbon dioxide in the alveolar air. In this system, the following main elements can be distinguished:
- object of regulation - the patient, together with a device for connecting to the respiratory tract (mask 1);
- measuring element - carbon dioxide concentration meter 3;
- master element - averager 12;
- element of comparison - comparison scheme 7;
- an intermediate element that ensures the generation of a control action — a reversible counter 9, a time interval meter 6, a functional converter 10, an adjustable delay device 11;
- actuator - controlled valve 2.
Устройство обеспечивает два режима работы: подготовительный и режим регулирования CO2 (тренировки). В подготовительном режиме осуществляется формирование и запоминание средних значений концентрации CO2 в альвеолярном воздухе и длительности цикла дыхания пациента. Переключение режимов работы осуществляется автоматически после отсчета определенного числа подготовительных циклов дыхания.The device provides two operating modes: preparatory and CO 2 regulation mode (training). In preparatory mode, the formation and storage of average values of the concentration of CO 2 in the alveolar air and the duration of the patient's breathing cycle are carried out. Switching of operating modes is carried out automatically after counting down a certain number of preparatory breathing cycles.
Предлагаемое устройство работает следующим образом. The proposed device operates as follows.
После подачи питающего напряжения схема управления 8, реверсивный счетчик 9 и счетчик-делитель 23 устанавливаются в исходное состояние (нулевое значение логических сигналов на выходах), а в сумматор усреднителя 12 заносится код приращения концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе 
Маска 1 соединяется с дыхательными путями пациента, который начинает через нее дышать. Выдыхаемый воздух поступает в измеритель концентрации углекислого газа 3. Сигнал, пропорциональный концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе (фиг. 2а), с выхода измерителя 3 подается на входы порогового устройства 5, пикового детектора 4 и дифференциатора 15 в блоке отключения клапана 14.
Пороговое устройство 5 преобразует подаваемый на его вход аналоговый сигнал в цифровой логический сигнал, причем моменты ti перехода логического сигнала из 1 в 0 (отрицательные фронты) соответствуют изменениям концентрации углекислого газа от максимального значения до нулевого, т.е. моментам окончания выдоха и начала вдоха, а обратные перепады tj (положительные фронты) - близки к началу выдоха (фиг. 2б). Логический сигнал с выхода порогового устройства 5 поступает на тактовые входы схемы управления 8, реверсивного счетчика 9, счетчика-делителя 23, а также на вход измерителя временных интервалов 6.The threshold device 5 converts the analog signal supplied to its input into a digital logic signal, and the moments t i of the transition of the logical signal from 1 to 0 (negative fronts) correspond to changes in the concentration of carbon dioxide from the maximum value to zero, i.e. moments of the end of exhalation and the beginning of inspiration, and the reverse differences t j (positive fronts) are close to the beginning of exhalation (Fig. 2b). The logical signal from the output of the threshold device 5 is fed to the clock inputs of the control circuit 8, the reverse counter 9, the counter-divider 23, and also to the input of the time interval meter 6.
В подготовительном режиме сигналом логического 0 на управляющем выходе схема управления 8 запрещает управление клапаном 2 (логический элемент И 13), работу реверсивного счетчика 9, посредством элемента И 22 - работу счетчика-делителя 23, а также устанавливает выходной сигнал элемента И 27 равным логическому 0. In preparatory mode, by a logic 0 signal at the control output, the control circuit 8 prohibits the control of valve 2 (logical element And 13), the operation of the reverse counter 9, through the And 22 element - the operation of the counter-divider 23, and also sets the output signal of the And 27 element to logic 0 .
В то же время, на своем импульсном выходе схема управления 8 формирует 2n (n - разрядность счетчика схемы управления) импульсов, соответствующих ti перепадам логического сигнала на выходе порогового устройства 5 и обеспечивающим формирование на сумматорах усреднителей 12 и 21 средних значений соответственно (CO2)ср и (Tц)ср.At the same time, at its pulse output, the control circuit 8 generates 2 n (n is the bit capacity of the counter of the control circuit) pulses corresponding to t i the logic signal drops at the output of the threshold device 5 and ensuring the formation of average values 12 and 21 on the adders, respectively (CO 2 ) cf and (T c ) cf.
Для получения средних значений (CO2)ср и (Tц)ср пиковый детектор 4 по окончании каждого выдоха формирует на своем выходе сигнал, пропорциональный максимальному значению концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе, а измеритель временных интервалов 6 обеспечивает преобразование каждого (Tц)i (фиг. 2б) в код (NTц)i с весом единицы младшего разряда, равным 0,1 с (частота заполнения периода (Tц)i - 10 Гц).To obtain the average values of (CO 2 ) sr and (T c ) sr, the peak detector 4 at the end of each exhalation generates a signal at its output proportional to the maximum value of carbon dioxide concentration in the alveolar air, and the time interval meter 6 provides conversion of each (T c ) i (Fig. 2b) into the code (NT c ) i with a unit weight of the least significant bit equal to 0.1 s (the filling frequency of the period (T c ) i is 10 Hz).
После прохождения 2n тактовых импульсов работа усреднителей 12 и 21 заканчивается, схема управления 8 формирует сигнал "тренировка" (сигнал логической 1 на управляющем выходе), который переводит устройство в режим регулирования концентрации CO2 в альвеолярном воздухе пациента. При этом на выходе усреднителя 12, который в режиме регулирования выполняет функцию задатчика, присутствует сигнал, пропорциональный (CO2)ср+ΔCO2, т.е. на величину ΔCO2 превышающий уровень концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе пациента, а на выходе усреднителя 21, который реализован как обычный сумматор - двоичный код, пропорциональный среднему для данного пациента циклу дыхания.After 2 n clock pulses have passed, the operation of the averagers 12 and 21 ends, the control circuit 8 generates a “training” signal (a logical 1 signal at the control output), which puts the device into the control mode for the concentration of CO 2 in the patient’s alveolar air. At the same time, at the output of the averager 12, which in the control mode performs the function of a setter, there is a signal proportional to (CO 2 ) cp + ΔCO 2 , i.e. ΔCO 2 exceeds the level of carbon dioxide concentration in the patient’s alveolar air, and at the output of the averager 21, which is implemented as a normal adder, it is a binary code proportional to the average breathing cycle for this patient.
В режиме регулирования на выходах пикового детектора 4 и измерителя временных интервалов 6 продолжают формироваться соответствующие сигналы. Выход пикового детектора 4 подключен к первому входу схемы сравнения 7, на второй вход которой поступает сигнал с задатчика (усреднитель 12). In the control mode, at the outputs of the peak detector 4 and the time interval meter 6, the corresponding signals continue to be generated. The output of the peak detector 4 is connected to the first input of the comparison circuit 7, the second input of which receives a signal from the setter (averager 12).
На выходе схемы сравнения 7 вырабатывается высокий логический уровень (1) в том случае, когда выходной сигнал усреднителя 12 больше по величине выходного сигнала пикового детектора 4, и низкий логический уровень, когда выходной сигнал усреднителя 14 меньше выходного сигнала пикового детектора 4. Выходной сигнал схемы сравнения 7 подается на вход управления направлением счета реверсивного счетчика 9. При высоком уровне сигнала на этом входе счетчик 9 работает в режиме вычитания числа импульсов, приходящих на его тактовый вход, а при низком уровне сигнала - в режиме суммирования числа импульсов. Таким образом, в режиме регулирования счетчик 9 сначала работает на вычитание, а затем - либо на вычитание, либо на суммирование (если концентрация углекислого газа в альвеолярном воздухе превышает заданное значение); при этом код счетчика 9, изменяется на единицу за один цикл дыхания. The output of the comparison circuit 7 produces a high logic level (1) in the case when the output signal of the averager 12 is larger than the output signal of the peak detector 4, and a low logic level when the output signal of the averager 14 is less than the output signal of the peak detector 4. The output signal of the circuit comparison 7 is fed to the input of the direction control of the counting counter 9. When the signal is high at this input, counter 9 operates in the mode of subtracting the number of pulses arriving at its clock input, and at a low level no signal - in the mode of summing the number of pulses. Thus, in the control mode, the counter 9 first works for subtraction, and then either for subtraction or summation (if the concentration of carbon dioxide in the alveolar air exceeds a predetermined value); in this case, the counter code 9 is changed by one in one breath.
По величине рассогласования, накапливаемой в счетчике 9, необходимо сформировать сигнал управления клапаном 2. The magnitude of the mismatch accumulated in the counter 9, it is necessary to generate a control signal valve 2.
Выбрана следующая стратегия управления клапаном. The following valve control strategy has been selected.
На каждом i-ом шаге регулирования длительность вдоха (Твд)i определяется, как
(Tвд)i = 0,4 · (Tц)i-1 · V-r (4)
где (Tц)i-1 - длительность предыдущего цикла дыхания;
V - основание показательной функции, определяющее относительное изменение отношения длительности вдоха к длительности цикла дыхания:
r - величина, задаваемая счетчиком 9.At each i-th step of regulation, the duration of inspiration (T TD ) i is determined as
(T vd ) i = 0.4 · (T c ) i-1 · V -r (4)
where (T C ) i-1 - the duration of the previous breathing cycle;
V is the basis of the exponential function, which determines the relative change in the ratio of inspiration duration to the duration of the breathing cycle:
r is the value specified by the counter 9.
Для плавности изменения соотношения длительности вдоха к длительности цикла дыхания величина V выбрана равной 1,05. For a smooth change in the ratio of inspiration duration to the duration of the breathing cycle, the value of V is chosen equal to 1.05.
Таким образом, в момент начала регулирования (r = 0) отношение длительности вдоха к длительности цикла дыхания равно 0,4 (среднее для человека в покое) и, вследствие этого, обеспечена плавность перехода от режима подготовки к режиму регулирования. В процессе регулирования отношение длительности вдоха к длительности цикла дыхания уменьшается в том случае, когда заданная величина концентрации углекислого газа превышает значение концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе (величина r уменьшается) и увеличивается в противном случае. За один цикл дыхания это соотношение изменяется в V раз (r изменяется на единицу). Thus, at the moment of starting regulation (r = 0), the ratio of inspiration duration to the duration of the breathing cycle is 0.4 (average for a person at rest) and, as a result, a smooth transition from the preparation mode to the regulation mode is ensured. In the process of regulation, the ratio of the inspiratory duration to the duration of the breathing cycle decreases when the specified carbon dioxide concentration exceeds the carbon dioxide concentration in the alveolar air (the r value decreases) and increases otherwise. In one breathing cycle, this ratio changes V times (r changes by one).
Для управления клапаном 2 в соответствии с выражением (4) в устройстве используются функциональный преобразователь (ФП) 10 и устройство регулируемой задержки 11. To control the valve 2 in accordance with expression (4), a functional converter (FP) 10 and an adjustable delay device 11 are used in the device.
На входы ФП 10 поступают коды с измерителя временных интервалов 6 и счетчика 9. The inputs of the FP 10 receive codes from the meter time intervals 6 and counter 9.
ФП 10 выполнен в виде постоянного запоминающего устройства (ПЗУ) емкостью 32 кбайт (15 адресных линий и 8 линий данных). При этом роль первого входа играют младшие 8 адресных линий (A0 - A7), роль второго входа - старшие 7 адресных линий (A8 - A14), роль выхода - восемь линий данных (D0 - D7), а в каждую ячейку памяти с адресом A14...A0 записаны в двоичном коде числа, представляющие собой целое от функции.FP 10 is made in the form of read-only memory (ROM) with a capacity of 32 kbytes (15 address lines and 8 data lines). In this case, the role of the first input is played by the lower 8 address lines (A 0 - A 7 ), the role of the second input by the older 7 address lines (A 8 - A 14 ), the role of the output by eight data lines (D 0 - D 7 ), and in each memory location with address A 14 ... A 0 is written in binary code as numbers representing an integer from the function.
если A14 = 1
где (A7A6A5A4A3A2A1A0)2 - число в двоичном коде, заданное на адресных линиях A0-A7,
(A13A12A11A10A9A8)2 - число в двоичном коде, заданное на адресных линиях A8-A13,
if A 14 = 1
where (A 7 A 6 A 5 A 4 A 3 A 2 A 1 A 0 ) 2 is the number in binary code specified on the address lines A 0 -A 7 ,
(A 13 A 12 A 11 A 10 A 9 A 8 ) 2 is the binary number specified on the address lines A 8 -A 13 ,
Устройство регулируемой задержки 11 выполнено на основе счетчика, в который в моменты времени ti, соответствующие началу вдоха, заносится код (Tвд)i с ФП10 и начинается его списывание тактовой частотой 10 Гц. При обнулении счетчика на выходе устройства регулируемой задержки 11 формируется импульс, задержанный относительно начала вдоха (ti) на вычисленную в соответствии с выражением (4) величину очередного вдоха (Tвд)i.The adjustable delay device 11 is made on the basis of a counter, at which, at times t i corresponding to the beginning of the inspiration, the code (T int ) i with FP10 is entered and its cancellation starts at a frequency of 10 Hz. When zeroing the counter at the output of the adjustable delay device 11, an impulse is generated that is delayed relative to the start of the inspiration (t i ) by the value of the next inspiration (T int ) i calculated in accordance with expression (4).
Этот импульс, пройдя через логический элемент И 13, закрывает клапан 2, ограничивая тем самым вентиляцию легких пациента и создавая в его организме повышенный уровень концентрации CO2.This impulse, passing through the AND 13 logic element, closes valve 2, thereby limiting the patient's lung ventilation and creating an increased level of CO 2 concentration in his body.
При очередном выдохе клапан 2 струей воздуха открывается и работа по формированию очередного (i+1)-го вдоха продолжается. At the next exhalation, valve 2 opens with a stream of air and the work on the formation of the next (i + 1) th inspiration continues.
Как показал опыт, в процессе регулирования соотношение длительности вдоха к длительности цикла дыхания не уменьшается ниже, чем 1:10, то есть r достигает значения не меньше, чем -40, то объем реверсивного счетчика 9 должен быть не менее чем 7 двоичных разрядов (диапазон задаваемых чисел от -64 до +63). Поэтому в ФП10 используется ПЗУ емкостью 32 кбайта. As experience has shown, in the process of regulation, the ratio of the inspiration duration to the duration of the breathing cycle does not decrease lower than 1:10, that is, r reaches a value of no less than -40, then the volume of the reverse counter 9 must be at least 7 binary digits (range preset numbers from -64 to +63). Therefore, FP10 uses a 32 kB ROM.
Поскольку данная система автоматического регулирования содержит интегрирующий элемент (реверсивный счетчик 9), то она, в принципе, является астатической (установившаяся ошибка системы равна нулю). В таких системах, как известно, установившаяся погрешность поддержания заданного значения равна погрешности измерительного элемента (в предлагаемом устройстве измерительный элемент состоит из измерителя концентрации CO2 3 и пикового детектора 4). Так как точность преобразования измерительных пиковых детекторов значительно выше точности измерителей концентрации углекислого газа, то установившаяся погрешность поддержания концентрации CO2 в альвеолярном воздухе определяется только измерителем концентрации углекислого газа и гораздо ниже, чем в прототипе.Since this automatic control system contains an integrating element (reverse counter 9), it is, in principle, astatic (the steady-state error of the system is zero). In such systems, as is known, the steady-state error of maintaining a given value is equal to the error of the measuring element (in the proposed device, the measuring element consists of a CO 2 3 concentration meter and a peak detector 4). Since the conversion accuracy of the measuring peak detectors is much higher than the accuracy of carbon dioxide concentration meters, the established error in maintaining the concentration of CO 2 in the alveolar air is determined only by the carbon dioxide concentration meter and is much lower than in the prototype.
Кроме того, вследствие принудительного запуска устройства регулируемой задержки 11 в начале каждого вдоха, исключается сбой при регулировании в том случае, если пациент сделает вдох по длительности короче, чем это определено информационным сигналом на входе устройства 11. In addition, due to the forced start of the adjustable delay device 11 at the beginning of each inspiration, regulation failure is excluded if the patient takes a shorter duration of breath than is determined by the information signal at the input of the device 11.
Устройство содержит также блок отключения клапана 14, который вырабатывает сигнал запрещения управления клапаном 2 в том случае, когда пациент в процессе тренировки сбивается с ритма дыхания и начинает дышать поверхностно. Поверхностное дыхание характеризуется тем, что точка перегиба на зависимости концентрации углекислого газа в выдыхаемом пациентом воздухе от времени (капнограмме) - фиг. 2а, смещается ближе к концу выдоха и при этом интервал времени от начала выдоха до точки перегиба τ1 начинает превышать интервал времени от точки перегиба до окончания выдоха τ2 (фиг. 2б). Вследствие этого принцип работы блока 16 основан на измерении и сравнении этих интервалов времени. Причем момент времени, соответствующий точке перегиба на капнограмме, определяется при равенстве нулю второй производной по времени от этой зависимости (фиг. 2в, г).The device also includes a valve shut-off unit 14, which generates a signal to prohibit the control of valve 2 in the case when the patient strayes from the breathing rhythm and begins to breathe superficially during training. Surface respiration is characterized by the fact that the inflection point on the dependence of the concentration of carbon dioxide in the air exhaled by the patient on time (capnogram) - Fig. 2a, shifts closer to the end of the exhalation and the time interval from the beginning of the exhalation to the inflection point τ 1 begins to exceed the time interval from the inflection point to the end of the exhalation τ 2 (Fig. 2b). As a consequence, the operating principle of block 16 is based on the measurement and comparison of these time intervals. Moreover, the point in time corresponding to the inflection point on the capnogram is determined when the second time derivative of this dependence is equal to zero (Fig. 2c, d).
Блок отключения клапана 14 работает следующим образом. Первый дифференциатор 15 вырабатывает на выходе сигнал, пропорциональный первой производной от входного сигнала, т.е. максимальное значение выходного сигнала совпадает по времени с точкой перегиба на капнограмме. The shutdown valve 14 operates as follows. The first differentiator 15 generates at the output a signal proportional to the first derivative of the input signal, i.e. the maximum value of the output signal coincides in time with the inflection point on the capnogram.
Затем этот сигнал поступает на вход однополупериодного выпрямителя 16, не пропускающего на свой выход отрицательную (не несущую нужной информации) полуволну. Второй дифференциатор 17 вырабатывает на выходе сигнал, пропорциональный первой производной сигнала, поступающего с выпрямителя 16. Момент времени перехода через ноль (т.е. из положительных в отрицательные значения) полученного сигнала будет соответствовать по времени точке перегиба на капнограмме. Компаратор 18 преобразует этот сигнал в цифровой логический сигнал (фиг. 2г), момент изменения которого от уровня логической 1 до уровня логического 0 (отрицательный фронт) соответствует точке перегиба на капнограмме. Then this signal is fed to the input of a half-wave rectifier 16, which does not transmit a negative (not carrying the necessary information) half-wave to its output. The second differentiator 17 generates at the output a signal proportional to the first derivative of the signal from the rectifier 16. The instant of transition through zero (i.e., from positive to negative values) of the received signal will correspond in time to the inflection point on the capnogram. The comparator 18 converts this signal into a digital logic signal (Fig. 2d), the moment of change of which from
Схема сравнения интервалов 19 обеспечивает сравнение интервалов τ1 и τ2 (фиг. 2б) и формирует сигналы логической единицы, если τ1< τ2, и логического 0, если τ1≥ τ2. B последнем случае, соответствующем поверхностному дыханию, выходной сигнал схемы сравнения интервалов 19 запрещает срабатывание клапана 2 и дает возможность пациенту спокойно дышать. В случае последующего восстановления нормального дыхания срабатывание клапана 2 и, соответственно, процесс регулирования возобновляется.The interval comparison circuit 19 compares the intervals τ 1 and τ 2 (Fig. 2b) and generates logical unit signals if τ 1 <τ 2 and logical 0 if τ 1 ≥ τ 2 . In the latter case, corresponding to shallow breathing, the output of the interval comparison circuit 19 inhibits the operation of valve 2 and allows the patient to breathe calmly. In the event of a subsequent restoration of normal breathing, the actuation of valve 2 and, accordingly, the regulation process resumes.
Для поддержания рекомендуемого режима дыхания, следование которому предупреждает переход пациента на поверхностное дыхание и, следовательно, повышает эффективность и точность регулирования, введен информационный блок 20. Сигнал задания ритма дыхания вырабатывается в режиме регулирования через определенное время после начала выдоха, (tj), задает длительность выдоха и может информировать пациента с помощью средств индикации о моменте начала очередного вдоха. При этом, заданная длительность выдоха в процессе регулирования постепенно изменяется от 0,6·(Tц)ср, где (Tц)ср - средняя длительность цикла дыхания, до величины, примерно, в 2 раза большей.To maintain the recommended breathing regime, following which prevents the patient from switching to shallow breathing and, therefore, increases the efficiency and accuracy of regulation, information block 20 has been introduced. The breathing rhythm signal is generated in the regulation mode after a certain time after the start of exhalation, (t j ), sets the duration of exhalation and can inform the patient with the help of indicators about the moment of the start of the next inspiration. Moreover, the set expiration time during regulation gradually changes from 0.6 · (T c ) sr , where (T c ) sr is the average duration of the breathing cycle, to a value approximately 2 times greater.
Величина (Tц)ср определяется в подготовительном режиме с помощью усреднителя 21. Расчет длительности выдоха в процессе регулирования производится с помощью функционального преобразователя 25, счетчика-делителя 23, логического элемента И 22 и инвертора 24, а формирование сигнала задания ритма дыхания по полученным данным с помощью устройства регулируемой задержки 26.The value (T c ) cp is determined in preparatory mode using the averager 21. The calculation of the expiration time in the process of regulation is performed using the functional Converter 25, the counter-divider 23, the logical element And 22 and the inverter 24, and the formation of a signal to set the breathing rhythm according to the received data using the adjustable delay device 26.
Информационный блок 20 работает следующим образом. Information block 20 operates as follows.
В режиме регулирования на первый и третий входы логического элемента И 22 поступают сигналы высокого уровня с выходов схемы управления 8 и инвертора 24 (на его вход подан сигнал низкого уровня с выхода счетчика-делителя 23). В связи с этим выходной сигнал схемы сравнения 7, приходящий на второй вход элемента И 22, проходит через него и с его выхода поступает на вход разрешения счета счетчика-делителя 23. Счетчик-делитель 23 работает при наличии высокого уровня на входе разрешения счета. Таким образом, если на выходе схемы сравнения 7 присутствует сигнал высокого уровня (концентрация углекислого газа в альвеолярном воздухе ниже заданной), то счетчик-делитель 23 увеличивает свое состояние на 1 в моменты времени ti. В противном случае его состояние не меняется. При переполнении счетчика-делителя 23 на его выходе формируется сигнал логической 1, который, пройдя через инвертор 24, запрещает дальнейшую работу счетчика-делителя 23.In the control mode, the first and third inputs of the logic element And 22 receive high-level signals from the outputs of the control circuit 8 and inverter 24 (a low level signal from the output of the counter-divider 23 is supplied to its input). In this regard, the output signal of the comparison circuit 7, coming to the second input of the element And 22, passes through it and from its output goes to the input of the account resolution of the counter-divider 23. The counter-divider 23 works when there is a high level at the input of the account resolution. Thus, if at the output of the comparison circuit 7 there is a high level signal (the concentration of carbon dioxide in the alveolar air is lower than the set value), then the counter-divider 23 increases its state by 1 at time t i . Otherwise, his condition does not change. When the counter-divider 23 is overflowed, a logical 1 signal is generated at its output, which, passing through the inverter 24, prohibits further operation of the counter-divider 23.
Коды со счетчика-делителя 23 и усреднителя 21 поступают на входы функционального преобразователя (ФП)25, реализованного на основе ПЗУ по аналогии с ФП10. ПЗУ имеет емкость 4 кбайт, 12 адресных линий и 8 линий данных. Codes from the counter-divider 23 and the averager 21 are fed to the inputs of the functional Converter (FP) 25, implemented on the basis of ROM by analogy with FP10. ROM has a capacity of 4 KB, 12 address lines and 8 data lines.
ФП 25 реализует зависимость
(Tвыд)i = 0,6 · (Tц)ср · Vm, (5)
где (Tц)ср - определяется запомненным в подготовительном режиме значением усреднителя 21:
V = 1,05:
m - величина, задаваемая счетчиком-делителем 23.FP 25 implements the dependence
(T vyd) = 0.6 · i (T i) av · V m, (5)
where (T c ) sr - is determined by the value of the averager 21 stored in the preparatory mode:
V = 1.05:
m is the value specified by the counter-divider 23.
Коды (NТвыд)i в моменты времени tj (фиг. 2), соответствующие началу выдоха, загружаются в устройство регулируемой задержки 26, которое работает аналогично устройству 11, и спустя время, определяемое выражением (5), формирует на своем выходе сигнал, который, пройдя логический элемент И 27 (на втором входе - логическая 1), информирует пациента о начале очередного вдоха.Codes (N Tvd ) i at time t j (Fig. 2), corresponding to the beginning of exhalation, are loaded into an adjustable delay device 26, which works similarly to device 11, and after a while, determined by expression (5), generates a signal at its output, which, having passed the logical element And 27 (at the second input - logical 1), informs the patient about the beginning of the next breath.
Разрядность счетчика-делителя выбрана равной 5, m может принимать значения от 0 до 16 и, следовательно, возможно увеличение Tвыд примерно в 2,18 раза по сравнению с Tвыд = 0,6 (Tц)ср, что достаточно легко выдерживается пациентом.The width of the counter-divider is chosen to be 5, m can take values from 0 to 16, and therefore, it is possible to increase Tdy by about 2.18 times compared to Tdy = 0.6 (T c ) sr , which is quite easily maintained by the patient .
В предлагаемом устройстве также предусмотрена возможность подключения к выходу схемы управления 8 средств индикации, позволяющих информировать пациента о начале регулирования и обращающих его внимание на индикатор задания режима дыхания, который может быть подключен к выходу логического элемента И 27. The proposed device also provides the ability to connect to the output of the control circuit 8 indicators, allowing to inform the patient about the beginning of regulation and paying his attention to the indicator of setting the breathing mode, which can be connected to the output of the logical element And 27.
Кроме того, средства индикации могут быть подключены к выходу блока отключения клапана 14 (к выходу схемы сравнения интервалов 19) для предупреждения пациента о том, что он, участив свое дыхание, сбился с ритма и перешел на поверхностное дыхание. В связи с этим нужно, либо снизить заданную концентрацию углекислого газа, уменьшив величину сигнала ΔCO2, либо обратить внимание на индикатор задания ритма дыхания и делать вдох только после его включения.In addition, indicators can be connected to the output of the valve shut-off unit 14 (to the output of the interval comparison circuit 19) to warn the patient that, having participated in his breathing, has lost his rhythm and switched to shallow breathing. In this regard, it is necessary either to reduce the set carbon dioxide concentration by decreasing the signal ΔCO 2 , or to pay attention to the indicator for setting the respiratory rhythm and take a breath only after it is turned on.
На фиг. 3 показан вариант построения схемы управления 8. In FIG. 3 shows an embodiment of the control circuit 8.
На вход формирователя импульсов (ФИ) поступает сигнал с порогового устройства 5. ФИ формирует короткие импульсы в моменты времени ti (отрицательные фронты). Первый же импульс с выхода ФИ своим задним фронтом устанавливает в 1 триггер Т1, который разрешает всем последующим импульсам с ФИ проходить на счетный вход счетчика Сч.At the input of the pulse shaper (FI) a signal is received from the threshold device 5. The FI generates short pulses at time t i (negative fronts). The first pulse from the FI output with its trailing edge sets
После прохождения 2n-го импульса, сигнал переноса счетчика своим задним фронтом устанавливает второй триггер Т2 в 1, формируя тем самым управляющий сигнал "Тренировка" на управляющем выходе схемы управления и запрещая прохождение последующих импульсов на импульсный выход схемы управления.After the passage of the 2nd n- th pulse, the counter transfer signal sets its second trigger T2 to 1 with its trailing edge, thereby forming the "Training" control signal at the control output of the control circuit and prohibiting the passage of subsequent pulses to the pulse output of the control circuit.
На фиг. 4 приведена возможная организация первого усреднителя 12. АЦП и ЦАП включены в состав схемы потому, что усреднитель должен обеспечить усреднение аналоговых величин с выхода пикового детектора 4 (CO2) и сформировать сигнал задания для схемы сравнения 7. Сумматор реализован на основе регистра RG и комбинационного сумматора Σ. Предварительно в него заносится код 
На фиг. 5 представлен вариант построения схемы сравнения интервалов, которая реализована на основе реверсивного счетчика (РСч). РСч за время выдоха tj - ti+1 (фиг. 2б) обеспечивает подсчет импульсов тактовой частоты F0 сначала по положительному входу (τ1), а затем (после момента времени tk) - по отрицательному (τ2). Управление направлением счета обеспечивается с помощью триггера Т1, который в момент начала выдоха (tj) устанавливается в 0 (ФИ2 формирует короткий импульс в момент времени tj), а в момент времени tk (на вход ФИ1 поступают импульсы с компаратора 18 (фиг. 2г) - в 1. Триггер Т2 обеспечивает прекращение счета в том случае, когда выдох еще не закончился, а РСч уже обнулился. После окончания сигнала "выдох" и, следовательно, завершения работы схемы в очередном цикле дыхания наличие хотя бы одной единицы в РСч обеспечивает формирование логической 1 на выходе у схемы ИЛИ. Это соответствует случаю, когда τ1> τ2. В любом другом случае (τ1= τ2 или τ1< τ2) на выходе ИЛИ формируется сигнал логического 0.In FIG. Figure 4 shows the possible organization of the first averager 12. The ADC and DAC are included in the circuit because the averager must ensure the averaging of the analog values from the output of peak detector 4 (CO 2 ) and generate a reference signal for the comparison circuit 7. The adder is based on the RG register and the combination adder Σ. The code is preliminarily entered into it.
In FIG. Figure 5 presents an option for constructing a circuit for comparing intervals, which is implemented on the basis of a reversible counter (RSch). Rsch for the expiration time t j - t i + 1 (Fig. 2b) provides the counting of pulses of the clock frequency F 0 first at the positive input (τ 1 ), and then (after time t k ) - at the negative (τ 2 ). The direction of the account is controlled by the trigger T1, which is set to 0 at the time of exhalation start (t j ) (FI2 generates a short pulse at time t j ), and at time t k (pulses from comparator 18 are received at input FI1 (Fig. .2d) - in 1. Trigger T2 ensures the termination of counting when the exhalation has not yet ended, and the Rsch has already reset to zero. Rsch provides the formation of a logical 1 output y OR circuit. This corresponds to the case where τ 1> τ 2. In any other case (τ 1 = τ 2 τ 1 or <τ 2) is formed at the output of OR logic 0 signal.
На фиг. 6 представлен вариант организации измерителя временных интервалов 6, который предназначен для измерения текущих циклов дыхания пациента. In FIG. 6 shows a variant of organization of a time interval meter 6, which is intended for measuring current patient breathing cycles.
В моменты времени ti (фиг. 2б), соответствующие началам и окончаниям (началам следующих) циклов дыхания на выходе ФИ формируются короткие импульсы ti, которые обеспечивают перезапись кодов накопившихся в Сч в течение (Tц), в RG.At time t i (Fig. 2b), corresponding to the beginnings and endings (beginnings of the following) of breathing cycles, short pulses t i are generated at the FI output, which provide overwriting of codes accumulated in MF during (T c ), in RG.
На выходе RG постоянно присутствуют (NTц)i, которые обновляются в моменты времени ti.The output RG is constantly present (NT c ) i , which are updated at time t i .
Таким образом, заявляемое устройство при надежной и безопасной для пациента работе обеспечивает высокую точность задания и поддержания концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе. Thus, the inventive device with reliable and safe for the patient operation provides high accuracy setting and maintaining the concentration of carbon dioxide in the alveolar air.
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99101192A RU2161475C2 (en) | 1999-01-18 | 1999-01-18 | Device for regulation of patient's breathing |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99101192A RU2161475C2 (en) | 1999-01-18 | 1999-01-18 | Device for regulation of patient's breathing |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU99101192A RU99101192A (en) | 2000-11-27 |
| RU2161475C2 true RU2161475C2 (en) | 2001-01-10 |
Family
ID=20214918
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU99101192A RU2161475C2 (en) | 1999-01-18 | 1999-01-18 | Device for regulation of patient's breathing |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2161475C2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005105190A1 (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Lyudmila Dmitrievna Buteyko | K.p. buteyko method of treating hypocarbia diseases |
| RU2596881C2 (en) * | 2010-11-23 | 2016-09-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Breath pacing system and method for pacing respiratory activity of subject |
-
1999
- 1999-01-18 RU RU99101192A patent/RU2161475C2/en not_active IP Right Cessation
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005105190A1 (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Lyudmila Dmitrievna Buteyko | K.p. buteyko method of treating hypocarbia diseases |
| RU2596881C2 (en) * | 2010-11-23 | 2016-09-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Breath pacing system and method for pacing respiratory activity of subject |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0956877B1 (en) | Breathing apparatus for determining at least one parameter | |
| US4986268A (en) | Method and apparatus for controlling an artificial respirator | |
| JP3781841B2 (en) | Ventilator for artificial respiration therapy | |
| JP3474522B2 (en) | In particular, a respiratory assist device for treating sleep apnea | |
| EP0714670B1 (en) | Breathing gas delivery apparatus | |
| JP3795527B2 (en) | Intermittent gas inhaler | |
| US7934499B2 (en) | Patient-ventilator synchronization using dual phase sensors | |
| US8701665B2 (en) | Automatic control system for mechanical ventilation for active or passive subjects | |
| JPH06125Y2 (en) | Computer gated pressure device for controlling patient exhalation | |
| US6820613B2 (en) | Process and device for controlling the breathing gas supply | |
| US7137389B2 (en) | Method and apparatus for determining instantaneous inspired volume of a subject during ventilatory assistance | |
| CA2578246C (en) | Method and apparatus for non-rebreathing positive airway pressure ventilation | |
| EP0776671B1 (en) | Breathing apparatus | |
| EP2726127B1 (en) | Apparatus for assisting airway clearance | |
| JPH1052494A (en) | Artificial ventilator | |
| JPH06285171A (en) | Method for supplying fresh gas during manual ventilation and device for conducting this method | |
| JP2000070370A (en) | Artificial respiratory apparatus | |
| JP2020520762A5 (en) | ||
| RU2161475C2 (en) | Device for regulation of patient's breathing | |
| CN106975135B (en) | Method and device for air leakage compensation of respirator and noninvasive respirator | |
| Poon et al. | A device to provide respiratory-mechanical unloading | |
| US5896854A (en) | Tracheal gas insufflation system | |
| US11517691B2 (en) | Methods and systems for high pressure controlled ventilation | |
| CN114917440A (en) | Respiration detection method, control method of pulse type oxygen generator and pulse type oxygen generator | |
| JP3558167B6 (en) | Assisted ventilation method and apparatus consistent with patient's respiratory needs |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20070119 |