Изобретение относится к области медицины, а именно к способам для оценки состояния органов дыхания. Изобретение предназначено для измерения статического комплайнса легких. Способ заключается в определении соотношения величин дыхательного объема и давления плато. При этом устанавливают частоту дыхания равной 20 в минуту. Пиковый поток устанавливают в зависимости от массы тела пациента: 15 л/мин при массе тела до 15 кг, 20 л/мин при массе тела от 15 до 20 кг, 25 л/мин при массе тела от 20 до 30 кг, 30 л/мин при массе тела выше 30 кг. Подбирают дыхательный объем, при котором пиковое давление в дыхательных путях составляет 20 мбар. Изобретение позволяет проводить корректные сравнения показателей механики дыхания в разных группах больных с различной патологией. 2 табл.

Изобретение относится к медицине, а именно к реаниматологии и анесгезиологии. Измерение статического комплайнса (Cst) и испираторного сопротивления (Rinsp) - один из эффективных способов оценки механических свойств легких. Комплайнс характеризует динамику дыхательного объема легких в зависимости от изменения давления в дыхательных путях. Известен способ измерения Cst (Р.Ф.Клемент. Исследование системы внешнего дыхания и его функций. В кн.: Болезни органов дыхания / Под редакцией Н. Р. Палеева. М.: Медицина, 1989. - 320 с.), который используют для изучения податливости (жесткости легочной ткани), а величина Cst отражает величину соотношения дыхательного объема к давлению плато. Дыхательный объем устанавливают в зависимости от массы тела пациента. В литературе дискутируется вопрос о значении стандартизации показателей при изучении механических свойств легких и отмечается отсутствие таких стандартов (М. Е. Fletcher et al. Total respiratory compliance during anaesthesia in infants and young children. Br-J-Anaesth. 1989. Vol. 63, N 3, P. 266-275). В известном способе измерения комплайнса врач, прежде всего, определяет дыхательный объем в зависимости от веса больного, затем производит измерение. При этом не регламентируются такие параметры, как частота дыхания, пиковый поток. Для подачи определенного дыхательного объема и измерения давления в дыхательных путях использовался встроенный микропроцессорный модуль на аппарате для искусственной вентиляции легких фирмы Puritan Bennett. Задачей изобретения является повышение точности способа измерения комплайнса за счет стандартизации исследований. В предлагаемом способе измерения статического комплайнса стандартизируют четыре величины: частота дыхания, пиковый поток, давление в дыхательных путях и дыхательный объем. Методика измерения комплайнса остается прежней, изменения касаются создания условий, при которых проводят измерения. При использовании предлагаемого способа соблюдают следующие правила: 1. Устанавливают частоту принудительных дыханий равной 20. 2. Пиковый поток устанавливают в зависимости от массы тела: а) 15 л/мин у пациентов с массой тела до 15 кг; б) 20 л/мин у пациентов с массой тела от 15 до 20 кг; в) 25 л/мин у пациентов с массой тела от 20 до 30 кг; г) 30 л/мин у пациентов с массой тела выше 30 кг. 3. На последнем этапе подбирают дыхательный объем, при котором пиковое давление в дыхательных путях составляет 20 мбар. Применение этой модификации позволяет поставить больных в равные условия, независимо от их возраста, массы тела и характера патологии и, тем самым, позволяет проводить корректные сравнения показателей механики дыхания в разных группах больных с различной патологией. Пример конкретного осуществления способа. В таблицах 1 и 2 представлены коэффициенты корреляции между дыхательным объемом и комплайнсом, рассчитанные в сопоставимых группах больных после измерения комплайнса известным и предлагаемым способами. При сопоставлении табличных данных видно, что при измерении комплайнса предлагаемым способом значения коэффициента корреляции не претерпевают таких резких возрастных колебаний, а также объем и комплайнс имеют высокую степень корреляции, в отличие от известного способа. Искусственную вентиляцию легких (ИВЛ) проводили микропроцессорным вентилятором "Puritan Bennett 7200" фирмы Puritan-Bennett, США. ИВЛ начинали с постоянной принудительной вентиляции (CMV - controlled mechanical ventilation), на которую больного помещали сразу после прибытия из операционной. Мониторировали выдыхаемый дыхательный объем (ДО в мл), частоту дыхания (ЧД в мин), пиковое давление в дыхательных путях - давление на высоте вдоха (Ppk в мбар), давление плато - давление в фазу плато вдоха (Рр1 в мбар), уровень положительного давления в дыхательных путях в конце выдоха (PEEP в мбар), пиковый дыхательный поток (F в л/мин). Измерение показателей механики дыхания проводилось методом инспираторной обструкции дыхательных путей. Техника измерения МСЛ методом инспираторной обструкции дыхательных путей. Для измерения механических свойств легких у больных в условиях ИВЛ применяли метод инспираторной обструкции дыхательных путей на высоте вдоха. С этой целью использованный нами вентилятор по команде лечащего врача проводил специальный маневр, суть которого заключалась в подаче одного принудительного дыхательного объема, вслед за которым начиналась инспираторная пауза. Длительность инспираторной паузы определялась самим вентилятором с использованием записанного в его программном обеспечении алгоритма. Вентилятор измерял давление в дыхательных путях в начале и в конце инспираторной паузы. На основании этих измерений, к началу следующего дыхания вентилятор выводил на дисплейную панель значения растяжимости легких и соответствующего аэродинамического сопротивления дыхательных путей. Перед проведением маневра измерения параметров МСЛ у больных (только на период измерения) устанавливался особый режим вентиляции в соответствии с разработанной оригинальной модицированной методикой измерения механических свойств легких, цель которой - стандартизировать условия, при которых происходит измерение статической податливости и сопротивления дыхательных путей. Условия проведения измерения механических свойств легких согласно разработанной методике У больных перед осуществлением проведения (только на период измерения) с помощью вентилятора маневра статической механики устанавливался режим вентиляции согласно разработанной методике: 1. Частота дыханий - 20 дыханий в 1 минуту. 2. Пиковый поток на вдохе - устанавливался относительно веса больного следующим образом: до 15 кг - 15 л/мин от 15 кг до 20 кг - 20 л/мин
от 20 кг до 30 кг - 25 л/мин
от 30 кг до 40 кг - 30 л/мин
от 40 кг и выше - 35 л/мин
3. Дыхательный объем выставлялся таким образом, чтобы при его установке (после соблюдения условий первых двух пунктов) пиковое давление в дыхательных путях соответствовало 20 мбар;
4. Положительное давление в конце выдоха - 0 мбар. Пример 1. Б-ая К., 5 лет, поступила в реанимационное отделение после первично выполненной радикальной коррекции тетрады Фалло. Вес - 14 кг. Перед проведением измерения статического комплайнса установлен следующий режим вентиляции:
1. Частота дыханий - 20 дыханий в 1 минуту. 2. Пиковый поток на вдохе - 15 л/мин. 3. Дыхательный объем - 190 мл, при этом Ppk=20 мбар. 4. Положительное давление в конце выдоха - 0 мбар. Полученное значение статического комплайнса соответствовало 15 мл/мбар. Пример 2. Б-ой В., 9 лет, проведена радикальная коррекция тетрады Фалло после ранее выполненного системно-легочного анастомоза. Вес - 27 кг. Перед проведением измерения статического комплайнса установлен следующий режим вентиляции:
1. Частота дыханий - 20 дыханий в 1 минуту. 2. Пиковый поток на вдохе - 25 л/мин. 3. Дыхательный объем - 360 мл, при этом Ppk=20 мбар. 4. Положительное давление в конце выдоха - 0 мбар. Полученное значение статического комплайнса соответствовало 29 мл/мбар. Пример 3. Б-ая П., 6 лет, оперирована по поводу дефекта межпредсердной перегородки. Вес - 19,5 кг. Перед проведением измерения статического комплайнса установлен следующий режим вентиляции:
1. Частота дыханий - 20 дыханий в 1 минуту. 2. Пиковый поток на вдохе - 20 л/мин. 3. Дыхательный объем - 330 мл, при этом Ppk=20 мбар. 4. Положительное давление в конце выдоха - 0 мбар. Полученное значение статического комплайнса соответствовало 26 мл/мбар. Пример 4. Б-ая Ч., 12 лет, проведена коррекция порока в связи с имевшимся у нее дефектом межжелудочковой перегородки. Вес - 35 кг. Перед проведением измерения статического комплайнса установлен следующий режим вентиляции:
1. Частота дыханий - 20 дыханий в 1 минуту. 2. Пиковый поток на вдохе - 30 л/мин. 3. Дыхательный объем - 480 мл, при этом Ppk=20 мбар. 4. Положительное давление в конце выдоха - 0 мбар. Полученное значение статического комплайнса соответствовало 39 мл/мбар.

Формула изобретения

Способ измерения статического комплайнса легких, заключающийся в определении соотношения величин дыхательного объема и давления плато с использованием программного обеспечения дыхательного аппарата, отличающийся тем, что устанавливают частоту дыхания равной 20 в минуту, пиковый поток в зависимости от массы тела пациента: 15 л/мин при массе тела до 15 кг, 20 л/мин при массе тела от 15 до 20 кг, 25 л/мин при массе тела от 20 до 30 кг, 30 л/мин при массе тела выше 30 кг и подбирают дыхательный объем, при котором пиковое давление в дыхательных путях составляет 20 мбар.

Давления:

Paw – давление в дыхательных путях Pbs - давление на поверхности тела Ppl - плевральное давление

Palvальвеолярное давление Pes - пищеводное давление Градиенты:

Ptr-трансреспиратонное давление Ptr = Paw – Pbs Ptt-трансторакальное давление Ptt = Palv – Pbs Pl-транспульмональное давление Pl = Palv – Ppl Pw-трансмуральное давление Pw = Ppl – Pbs

(Легко запомнить: если использована приставка «транс» – речь идёт о градиенте).

Главной движущей силой, позволяющей сделать вдох, является разность давлений на входе в дыхательные пути (Pawopressure airway opening) и давление в том месте, где дыхательные пути заканчиваются – то есть в альвеолах (Palv). Проблема в том, что в альвеолах технически сложно померить давление. Поэтому для оценки дыхательного усилия на спонтанном дыхании оценивают градиент между пищеводным давлением (Pes), при соблюдении условий измерения

		А. Г Орячев
		И. САвИн

оно равно плевральному(Ppl), и давлением на входе в дыхательные пути (Pawo).

При управлении аппаратом ИВЛ наиболее доступным и информативным является градиент между давлением в дыхательных путях (Paw) и давлением на поверхности тела (Pbspressure body surface). Этот градиент (Ptr) называется «трансреспиратораное давление», и вот как он создаётся:

1. При NPV Pawo соответствует атмосферному, то есть ноль, а Pbs становится отрицательным в результате работы аппарата.

Аппарат ИВЛ NPV типа «Kirassa»

2. При PPV Давление на поверхности тела (Pbs) равно нулю, то есть соответствует атмосферному, а Pawo выше атмосферного, то есть положительное.

Как видите, ни один из методов ИВЛ не соответствует полностью спонтанному дыханию, но если оценивать воздействие на венозный возврат и лимфоотток аппараты ИВЛ NPV типа «Kirassa» кажутся более физиологичными. Аппараты ИВЛNPV типа «Iron lung», создавая отрицательное давление над всей поверхностью тела, снижают венозный возврат и, соответственно, сердечный выброс.

Без Ньютона здесь не обойтись.

Исаак Ньютон

Давление (pressure) – это сила, с которой ткани лёгких и грудной клетки противодействуют вводимому объёму, или, иными словами, сила, с которой аппарат ИВЛ преодолевает сопротивление дыхательных путей, эластическую тягу лёгких и мышечно-связочных структур грудной клетки (по третьему за-

кону Ньютона это одно и то же поскольку «сила действия равна силе противодействия»).

Equation of Motion уравнение сил, или третий закон Ньютона для системы «аппарат ИВЛ – пациент»

В том случае, если аппарат ИВЛ осуществляет вдох синхронно с дыхательной попыткой пациента, давление, создаваемое аппаратом ИВЛ (Pvent), суммируется с мышечным усилием пациента (Pmus) (левая часть уравнения) для преодоления упругости легких и грудной клетки(elastance) и сопротивления(resistance) потоку воздуха в дыхательных путях (правая часть уравнения).

Pmus + Pvent = Pelastic + Presistive

(давление измеряют в миллибарах)

Pelastic= E x V

(произведение упругости на объём)

		А. Г Орячев
		И. САвИн

Респираторная механика - необходимый минимум

Presistive = R x V̇

(произведение сопротивления на поток)

соответственно

Pmus + Pvent = E x V + Rx V̇

Pmus(мбар)+ Pvent(мбар)= E (мбар/мл)x V(мл)+ R (мбар/л/мин)x

V ̇ л/мин)(

Заодно вспомним, размерность E - elastance (упругость) показывает на сколько миллибар возрастает давление в резервуаре на вводимую единицу объёма (мбар/мл) ;R - resistance сопротивление потоку воздуха проходящему через дыхательные пути(мбар/л/мин) .

Ну и для чего нам пригодится это Equation of Motion (уравнение сил)?

Понимание уравнения сил позволяет нам делать три вещи: Во-первых, любой аппарат ИВЛPPV может управлять одно-

моментно только одним из изменяемых параметров входящих в это уравнение. Эти изменяемые параметры – давление объём и поток. Поэтому существуют три способа управления вдохом: pressure control, volume control, илиflow control. Реализация варианта вдоха зависит от конструкции аппарата ИВЛ и выбранного режима ИВЛ.

Во-вторых, на основе уравнения сил созданы интеллектуальные программы, благодаря которым аппарат рассчитывает показатели респираторной механики (например.:compliance (растяжимость), resistance (сопротивление) иtime constant (постоянная времени«τ» ).

В-третьих, без понимания уравнения сил не понять такие режимы вентиляции как“proportional assist”, “automatic tube compensation”, и“adaptive support”.

Главные расчетные параметры респираторной механики resistance, elastance, compliance

1. Сопротивление дыхательных путей (airway resistance)

Сокращенное обозначение – Raw . Размерность – смН2 О/Л/сек или мбар/мл/сек

Норма для здорового человека – 0,6-2,4 смН2 О/Л/сек.

Физический смысл данного показателя говорит, каким должен быть градиент давлений (нагнетающее давление) в данной системе, чтобы обеспечить поток 1 литр в секунду. Современному аппарату ИВЛ несложно рассчитать резистанс (airway resistance), у него есть датчики давления и потока – разделил давление на поток, и готов результат.

Для расчета рези тансс аппарат ИВЛ делит разность (градиент) максимального давления вдоха (PIP) и давления плато вдоха (Pplateau) на поток (V̇ .)

Raw = (PIP–Pplateau)/V̇

– Что и чему сопротивляется?

Респираторная механика рассматривает сопротивление дыхательных путей воздушному потоку. Сопротивление (airway resistance) зависит от длины, диаметра и проходимости дыхательных путей, эндотрахеальной трубки и дыхательного контура аппарата ИВЛ. Сопротивление потоку возрастает, в частности, если происходит накопление и задержка мокроты в дыхательных путях, на стенках эндотрахеальной трубки, скопление конденсата в шлангах дыхательного контура или деформация (перегиб) любой из трубок. Сопротивление дыхательных путей растёт при всех хронических и острых обструктивных заболеваниях лёгких, приводящих к уменьшению диаметра воздухоносных путей. В соответствии с законом ГагенаПуазеля при уменьшении диаметра трубки вдвое для обеспечения того же потока градиент давлений, создающий этот поток (нагнетающее давление), должен быть увеличен в 16 раз.

Важно иметь в виду, что сопротивление всей системы определяется зоной максимального сопротивления (самым узким местом). Устра-

		А. Г Орячев
		И. САвИн

Респираторная механика - необходимый минимум

нение этого препятствия (например, удаление инородного тела из дыхательных путей, устранение стеноза трахеи или интубация при остром отёке гортани) позволяет нормализовать условия вентиляции легких. Термин резистанс широко используется российскими реаниматологами как существительное мужского рода. Смысл термина соответствует мировым стандартам.

Важно помнить, что:

1. Аппарат ИВЛ может измерить резистанс только в условиях принудительной вентиляции у релаксированного пациента.

2. Когда мы говорим о резистанс (Raw или сопротивлении дыхательных путей) мы анализируем обструктивные проблемы преимущественно связанные с состоянием проходимости дыхательных путей.

3. Чем больше поток, тем выше рези тансс .

2. Упругость (elastance) и податливость (compliance)

Прежде всего, следует знать, это строго противоположные по-

нятия и elastance =1 / сompliance. Смысл понятия «упругость»

подразумевает способность физического тела при деформации сохранять прилагаемое усилие, а при восстановлении формы – возвращать это усилие. Наиболее наглядно это свойство проявляется у стальных пружин или резиновых изделий. Специалисты по ИВЛ при настройке и тестировании аппаратов в качестве модели легких используют резиновый мешок. Упругость дыхательной системы обозначается символом E. Размерность упругостимбар/мл, это означает: на сколько миллибар следует поднять давление в системе, чтобы объём увеличился на 1 мл. Данный термин широко используется в работах по физиологии дыхания, а специалисты по ИВЛ пользуются понятием обратным «упругости» – это «растяжимость»(compliance) (иногда говорят «податливость»).

– Почему? – Самое простое объяснение:

– На мониторах аппаратов ИВЛ выводится compliance , вот мы им и пользуемся.

Термин комплайнс (compliance) используется как существи-

тельное мужского рода российскими реаниматологами так же часто, как и резистанс (всегда когда монитор аппарата ИВЛ показывает эти параметры).

Размерность комплайнса –мл/мбар показывает, на сколько миллилитров увеличивается объём при повышении давления на 1 миллибар.

В реальной клинической ситуации у пациента на ИВЛ измеряют комплайнс респираторной системы – то есть легких и грудной клетки вместе. Для обозначениякомплайнс используют символы:Crs (compliance respiratory system) –комплайнс дыхательной системы иCst (compliance static) –комплайнс статический, это синонимы. Для того, чтобы рассчитать статическийкомплайнс, аппарат ИВЛ делит дыхательный объём на давление в момент инспираторной паузы (нет потока – нетрези танс)с.

Cst = VT /(Pplateau –PEEP)

Норма Cst (комплайнсастатического) – 60-100мл/мбар

Приводимая ниже схема показывает, как на основе двухкомпонентной модели рассчитывается сопротивление потоку (Raw), статиче-

		А. Г Орячев
		И. САвИн

Респираторная механика - необходимый минимум

ский комплайнс (Cst) и упругость(elastance) дыхательной системы.

Важно иметь в виду, что измерения выполняются у релаксированного пациента в условиях ИВЛ, управляемой по объёму с переключением на выдох по времени. Это значит, что после того, как объём доставлен, на высоте вдоха клапаны вдоха и выдоха закрыты. В этот момент измеряется давление плато.

Важно помнить, что:

1. Аппарат ИВЛ может измерить Cst (комплайнс статический) только в условиях принудительной вентиляции у релаксированного пациента во время инспираторной паузы.

2.Когда мы говорим о статическом комплайнсе (Cst, Crs или растяжимости респираторной системы), мы анализируем рестриктивные проблемы преимущественно связанные с состоянием легочной паренхимы.

Философское резюме можно выразить двусмысленным утверждением:

Поток создаёт давление

Обе трактовки соответствуют действительности, то есть: вопервых, поток создаётся градиентом давлений, а во-вторых, когда поток наталкивается на препятствие (сопротивление дыхательных путей), давление увеличивается. Кажущаяся речевая небрежность, когда вместо «градиент давлений» мы говорим «давление», рождается из клинической реальности: все датчики давления расположены со стороны дыхательного контура аппарата ИВЛ. Для того, чтобы измерить давление в трахее и рассчитать градиент, необходимо остановить поток и дождаться выравнивания давления с обоих концов эндотрахеальной трубки. Поэтому в практике обычно мы пользуемся показателями давления в дыхательном контуре аппарата ИВЛ.

По эту сторону эндотрахеальной трубки для обеспечения вдоха объёмом Х мл за времяY сек мы можем повышать давление вдоха (и соответственно градиент) на сколько у нас хватит здравого смысла и клинического опыта, поскольку возможности аппарата

ИВЛ огромны.

По ту сторону эндотрахеальной трубки у нас находится пациент, и у него для обеспечения выдоха объёмом Х мл за времяY сек есть только сила упругости легких и грудной клетки и сила его дыхательной мускулатуры (если он не релаксирован). Возможности пациента создавать поток выдоха ограничены. Как мы уже предупреждали, «поток – это скорость изменения объёма», поэтому для обеспечения эффективного выдоханужно предоставить пациенту время .

Постоянная времени (τ)

Так в отечественных руководствах по физиологии дыхания называется Time constant. Это произведениекомплайнс нарези тансс.

вот такая формула. Размерность постоянной времени, естественно секунды. Действительно, ведь мы умножаем мл/мбар намбар/мл/сек. Постоянная времени отражает одновременно эластические свойства дыхательной системы и сопротивление дыхательных путей. У разных людейτ разная. Понять физический смысл данной константы легче, начав с выдоха. Представим себе, завершён вдох, – начат выдох. Под действием эластических сил дыхательной системы воздух выталкивается из лёгких, преодолевая сопротивление дыхательных путей.

Сколько времени займёт пассивный выдох?

– Постоянную времени умножить на пять (τ х 5 ). Так устроены легкие человека. Если аппарат ИВЛ обеспечивает вдох, создавая постоянное давление в дыхательных путях, то у релаксированного пациента максимальный для данного давления дыхательный объём будет доставлен за то же время (τ х 5 ).

		А. Г Орячев
		И. САвИн

Респираторная механика - необходимый минимум

Данный график показывает зависимость процентной величины дыхательного объёма от времени при постоянном давлении вдоха или пассивном выдохе.

При выдохе по истечении времени τ пациент успевает выдохнуть 63% дыхательного объёма, за время 2τ – 87%, а за время 3τ – 95% дыхательного объёма. При вдохе с постоянным давлением аналогичная картина.

Практическое значение постоянной времени:

Если время, предоставляемое пациенту для выдоха <5τ , то после каждого вдоха часть дыхательного объёма будет задерживаться в легких пациента.

Максимальный дыхательный объём при вдохе с постоянным давлением поступит за время 5τ.

При математическом анализе графика кривой объёма выдоха расчет

www. nsicu. ru

Повышенный интерес к мониторингу параметров механики дыхания в последнее время связан с появлением многофункциональных («интеллектуальных») респираторов и обусловлен несколькими причинами.
Во-первых , эти респираторы позволяют регистрировать и отражать в виде графиков ряд важных, недоступных для большинства прежних респираторов, биомеханических параметров, таких как скорость газового потока, эластическое сопротивление дыхательных путей (торако-пульмональный комплайнс) и других.

Во-вторых , эти вентиляторы позволяют реализовать и представить в виде графиков различные варианты потока газовой смеси, влияющие на величины давления в дыхательных путях и отражающиеся на состоянии ряда вентиляционных параметров.

В-третьих , эти респираторы позволяют реализовать различные режимы респираторной поддержки, от традиционной механической вентиляции (CMV) до целого ряда режимов вспомогательной вентиляции, таких как синхронизированная вентиляция (SIMV), вентиляция поддержкой давлением (PCV), спонтанное дыхание с постоянным положительным давлением (СРАР, BIPAP) и др. Эти режимы направлены на оптимизацию механики дыхания пациента, в частности, на максимально экономный расход энергии дыхательных мышц (работу дыхания), ибо повышенной работе дыхательных мышц неизменно сопутствует повышенный расход кислорода, запасы которого в организме крайне ограничены.

У здорового человека с нормальной биомеханикой для поддержания спокойного дыхания затраты потребляемой энергии составляют всего 2 % от всех затрат энергии для поддержания жизнедеятельности организма. При повышенной функциональной нагрузке органов дыхания (мышечная работа, возрастание метаболических процессов), а также при патологии легких (обструктивные заболевания, паренхиматозные поражения) механика дыхания претерпевает существенные изменения, что приводит к значительному возрастанию работы дыхания и увеличению потребления кислорода. Существует даже специальный термин, характеризующий этот процесс, - «кислородная стоимость или цена дыхания».

В процессе дыхательного цикла основные затраты работы дыхания направлены на преодоление механического сопротивления движению газовой смеси по . Известны девять видов механического сопротивления, которые должна преодолевать работа дыхания.

Аэродинамическое сопротивление обусловлено наличием силы трения между молекулами газовой смеси и поверхностью дыхательных путей. Аэродинамическое сопротивление увеличивается при обструктивных поражениях дыхательной системы (отек слизистой бронхов, бронхоспазм, хронические воспалительные заболевания легких и др.). Частным случаем аэродинамического сопротивления является сопротивление, не связанное непосредственно с системой органов дыхания (приложенное извне), например, сопротивление интубационной трубки или трахеотомической канюли.

Эластическое сопротивление связано с наличием эластического каркаса грудной клетки и легких, на преодоление которого необходимо затратить работу во время вдоха. Оно увеличивается при повышении жесткости дыхательной системы, например, при отеке легких, паренхиматозных поражениях (пневмония, респираторный дистресс синдром и др.). В понятии «эластическое сопротивление» объединяется еще целый ряд различных видов сопротивлений, имеющих существенно меньшее практическое значение. Это вязкостно-эластическое, пластическо-эластическое сопротивление, сопротивление, обусловленное инерционностью, гравитацией, сжатием газов при обструкции дыхательных путей, сопротивление, обусловленное деформацией дыхательных путей.

Таким образом, в практической работе из параметров, характеризующих механику дыхания, помимо традиционных параметров, таких как:
дыхательный (VT) и минутный (VE) объемы вентиляции;
давление в дыхательных путях (Р);
частота дыхания (RR);
продолжительность фаз дыхательного цикла (1:Е). Целесообразно мониторировать дополнительно еще:
скорость газового потока (у);
аэродинамическое сопротивление дыхательных путей - резистанс (R);
растяжимость системы легкое-грудная клетка - комплайнс (С).

МЕХАНИКА ДЫХАНИЯ

Сопротивление дыхательных путей

Движение воздуха в дыхательных путях и смещение ткани легких требует затраты механической энергии.

Дыхательные пути имеют вид сложной асимметрично делящейся системы, состоящей из многочисленных бифуркаций и ветвей разного калибра. В такой системе типичным является сочетание ламинарного и турбулентного потоков воздуха. Возникающее сопротивление току воздуха приводит к снижению давления по ходу воздухоносных путей. Как известно, это давление обеспечивает движение воздуха в воздухоносных путях легких.

Вязкое сопротивление дыхательных путей нередко называется легочным резистансом (resistance, R). Этот показатель рас­считывают по формуле: R=ΔР/V

Сопротивление легких включает в себя сопротивление ткани легких и дыхательных путей. В свою очередь сопротивление дыха­тельных путей подразделяют на сопротивление верхних (полость рта, носовые ходы, глотка), нижних (трахея, главные бронхи) и мелких (меньше 2 мм в диаметре) дыхательных путей. При этом сопротивление дыхательных путей обратно пропорционально диа­метру их просвета. Следовательно, мелкие дыхательные пути со­здают наибольшее сопротивление потоку воздуха в легких. Кроме того, на этот показатель влияют вязкость и плотность газа.

Сопротивление дыхательных путей очень чувствительно к фак­торам, которые влияют на диаметр дыхательных путей. Такими факторами являются легочный объем, тонус бронхиальных мышц, секреция слизи и спадение дыхательных путей во время выдоха или их сдавление каким-либо объемным процессом в легких (на­пример, опухолью).

Работа дыхания

Работа дыхания (W) - показатель, с помощью которого оценивают работу дыхательных мышц. Поскольку во время вдоха и выдоха затрачивается энергия мышц по преодолению упругих и вязких сопротивлений, то работу дыхания можно рассчитать как произведение давления в легких на их объем (W=P*V). Работу дыхания измеряют путем непрерывной регистрации внутриплев-рального или внутрипищеводного давления (Р) и сопутствующих ему изменений объема легких (V). При этом регистрируется диаг­рамма давление - объем в виде так называемой «дыхательной петли», площадь которой равна величине работы дыхания (рис. 8.5). Изменение внутриплеврального давления во время вдоха отражает кривая ОБГ. При этом совершается работа, равная площади ОБГДО. Работа по преодолению эластического сопротивления выражается площадью ОАГДО, а вязкого - площадью ОБГАО. При увеличении легочного сопротивления и объемной скорости движения воздуха в легких внутриплевральное давление становится более отрицатель­ным. При этом точка Б будет смещаться вправо к точке В и далее.

Работу по преодолению сопротивления дыхательных путей и тканей легких на выдохе отражает площадь ОАГЕО. Поскольку эта площадь вписана в площадь работы дыхания на вдохе, то в экспи­рацию работа дыхания по преодолению вязких сил совершается за счет энергии, запасенной в эластических структурах системы ды­хания во время предшествующего вдоха.

Энергия сокращения дыхательных мышц на вдохе затрачивается на преодоление эластической тяги легких и сопротивления воздуш­ному потоку со стороны воздухопроводящих путей, а также на преодоление сопротивления мышечным усилиям со стороны пере­мещаемых тканей легких и грудной клетки.

На фоне частого дыхания возрастает работа по преодолению вязких сил (площадь ОБГАО), а при глубоком дыхании возрастает работа по преодолению эластического сопротивления (площадь ОАГДО).

В среднем при минутном объеме дыхания 10 л*мин-1 работа дыхания составляет 0,2-0,3 кгм*мин-1, а при 40 л*мин-1 - 2-4 кгм*мин-1. При максимальной физической работе дыхатель­ные мышцы могут потреблять до 20% от общего объема погло­щенного кислорода. Считают, что потребление такого значитель­ного количества О2 дыхательными мышцами ограничивает предел выполняемой человеком физической нагрузки.