УСТРОЙСТВО ДЛЯ РЕГУЛИРОВАНИЯ ДЫХАНИЯ ПАЦИЕНТА Российский патент 2001 года по МПК A61H31/02 

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.

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.

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).

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.%.

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.

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.

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.

Задача, решаемая заявляемым изобретением - повышение точности задания и поддержания требуемой концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе при безопасном регулировании дыхания пациента.

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.

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.

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.

Сущность заявляемого изобретения заключается в регулировании с высокой степенью точности уровня вентиляции легких пациента в зависимости от концентрации углекислого газа в альвеолярном воздухе.

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.

Заявляемое изобретение иллюстрируется графическими материалами.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

Предлагаемое устройство работает следующим образом.

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 которое необходимо поддерживать в процессе тренировки. задается при выборе соответствующего номера "режима".

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 t_i 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 t_j (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.

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.

В то же время, на своем импульсном выходе схема управления 8 формирует 2ⁿ (n - разрядность счетчика схемы управления) импульсов, соответствующих t_i перепадам логического сигнала на выходе порогового устройства 5 и обеспечивающим формирование на сумматорах усреднителей 12 и 21 средних значений соответственно (CO₂)_ср и (T_ц)_ср.

Для получения средних значений (CO₂)_ср и (T_ц)_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 (T_ц)_i (фиг. 2б) в код (NT_ц)_i с весом единицы младшего разряда, равным 0,1 с (частота заполнения периода (T_ц)_i - 10 Гц).

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.

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).

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.

По величине рассогласования, накапливаемой в счетчике 9, необходимо сформировать сигнал управления клапаном 2.

Выбрана следующая стратегия управления клапаном.

На каждом i-ом шаге регулирования длительность вдоха (Т_вд)_i определяется, как
(T_вд)_i = 0,4 · (T_ц)_i-1 · V^-r (4)
где (T_ц)_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.

Для плавности изменения соотношения длительности вдоха к длительности цикла дыхания величина V выбрана равной 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).

Для управления клапаном 2 в соответствии с выражением (4) в устройстве используются функциональный преобразователь (ФП) 10 и устройство регулируемой задержки 11.

На входы ФП 10 поступают коды с измерителя временных интервалов 6 и счетчика 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.

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,
число в двоичном обратном коде, заданное на линиях A₈ - A₁₃. Так, например в ячейку с адресом 000000100110010₂ записано число 00110010₂ · 0,4·1,05⁰⁰⁰⁰¹₂ = 50 · 0,4 · 1,05 = 21 = 00010011₂.

Устройство регулируемой задержки 11 выполнено на основе счетчика, в который в моменты времени t_i, соответствующие началу вдоха, заносится код (T_вд)_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 (t_i) на вычисленную в соответствии с выражением (4) величину очередного вдоха (T_вд)_i.

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.

При очередном выдохе клапан 2 струей воздуха открывается и работа по формированию очередного (i+1)-го вдоха продолжается.

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.

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.

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.

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).

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.

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.

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.

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, (t_j), 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·(T_ц)_ср, где (T_ц)_ср - средняя длительность цикла дыхания, до величины, примерно, в 2 раза большей.

Величина (T_ц)_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.

Информационный блок 20 работает следующим образом.

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 t_i. 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.

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.

ФП 25 реализует зависимость
(T_выд)_i = 0,6 · (T_ц)_ср · V^m, (5)
где (T_ц)_ср - определяется запомненным в подготовительном режиме значением усреднителя 21:
V = 1,05:
m - величина, задаваемая счетчиком-делителем 23.

Коды (N_Твыд)_i в моменты времени t_j (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.

Разрядность счетчика-делителя выбрана равной 5, m может принимать значения от 0 до 16 и, следовательно, возможно увеличение T_выд примерно в 2,18 раза по сравнению с T_выд = 0,6 (T_ц)_ср, что достаточно легко выдерживается пациентом.

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.

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.

На фиг. 3 показан вариант построения схемы управления 8.

На вход формирователя импульсов (ФИ) поступает сигнал с порогового устройства 5. ФИ формирует короткие импульсы в моменты времени t_i (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.

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.

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 определяемый при выборе режима. Устройство задержки УЗ необходимо для учета времени преобразования аналогового сигнала в АЦП. После прохождения 2ⁿ импульсов усреднения со схемы управления 8 в старших разрядах сумматора будет сформирован под
На фиг. 5 представлен вариант построения схемы сравнения интервалов, которая реализована на основе реверсивного счетчика (РСч). РСч за время выдоха t_j - t_i+1 (фиг. 2б) обеспечивает подсчет импульсов тактовой частоты F₀ сначала по положительному входу (τ₁), а затем (после момента времени t_k) - по отрицательному (τ₂). Управление направлением счета обеспечивается с помощью триггера Т1, который в момент начала выдоха (t_j) устанавливается в 0 (ФИ2 формирует короткий импульс в момент времени t_j), а в момент времени t_k (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.

На фиг. 6 представлен вариант организации измерителя временных интервалов 6, который предназначен для измерения текущих циклов дыхания пациента.

В моменты времени t_i (фиг. 2б), соответствующие началам и окончаниям (началам следующих) циклов дыхания на выходе ФИ формируются короткие импульсы t_i, которые обеспечивают перезапись кодов накопившихся в Сч в течение (T_ц), в RG.

На выходе RG постоянно присутствуют (NT_ц)_i, которые обновляются в моменты времени 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.

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. Устройство включает маску для соединения с дыхательными путями пациента, управляемый клапан, измеритель концентрации углекислого газа, пиковый детектор, пороговое устройство, измеритель временных интервалов, схему сравнения, схему управления, реверсивный счетчик, первый функциональный преобразователь, первое устройство регулируемой задержки, первый усреднитель, первый логический элемент И, блок отключения клапана, информационный блок. Построение схемы устройства позволяет повысить концентрацию углекислого газа в организме для уменьшения тонуса сосудов и бронхов, увеличить степень диссоциации оксигемоглобина в капиллярах, повысить уровень утилизации кислорода тканями, увеличить емкость буферной системы крови. 2 з.п. ф-лы, 6 ил.

1. 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. 2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что 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. 3. Устройство по п.1, отличающееся тем, что оно снабжено информационным блоком, включающим 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.