содержание   ..  1  2  3  4  5  6  7   ..

Глава 6

ПРИНЦИПЫ ПОСТРОЕНИЯ АППАРАТОВ ИВЛ: ПРИВОД, УПРАВЛЕНИЕ, ИЗМЕРЕНИЕ, СИГНАЛИЗАЦИЯ, ПРИВОД

Поскольку способ подведения энергии к аппарату ИВЛ оказывает глубокое влияние на потребительские свойства и конструкцию, целесообразно детально рассмотреть эти способы и проанализировать их особенности.

В аппаратах с ручным приводом источником энергии яв­ляется мускульная сила оператора. Непосредственное сжа­тие мешка или меха рукой полностью выявляет преиму­щества этого привода: простоту устройства, минимальные потери мощности и получение оператором ощущения непосредственного контакта с легкими пациента. Эти аппара­ты не являются, конечно, альтернативой всем другим и находят применение в скорой помощи и как аварийное средство.

Пневматический привод

Поскольку выходной энергией аппарата ИВЛ является энергия пневматическая, то и привод его от заранее сжа­того газа кажется наиболее простым и удобным. О внед­рении в практику такого привода свидетельствует разви­вающееся оснащение лечебных учреждений системами централизованной подачи кислорода. В СССР и во мно­гих зарубежных странах организовано серийное производ­ство элементов пневмоавтоматики, выполняющих роль силовой части аппаратов и системы их управления. Преиму­ществом аппарата с пневмоприводом является возмож­ность выполнения его автономным, т.е. независящим от внешнего источника энергии, что имеет первостепенное значение для экстренной помощи пациенту в службе ско­рой помощи, горноспасательной службе, службе спасения утопающих и т.п. Даже в условиях стационарного лечеб­ного учреждения может возникнуть необходимость прове­дения ИВЛ в ситуации экстренной реанимации в прием­ном и других неспециализированных отделениях, в осна­щение которых аппаратура ИВЛ не входит. В таких случаях компактный аппарат, обеспечивающий ИВЛ в тече­ние хотя бы 20 мин без подключения к внешнему источни­ку энергии, крайне необходим. В аппарате с пневмоприво­дом сравнительно просто обеспечить изоляцию дыхатель­ных путей пациента от атмосферы, непригодной для дыхания. Если дыхательный газ или окружающая атмосфе­ра взрывоопасны, то пневматический привод аппарата по­тенциально менее опасен, чем электрический.

Это способствовало широкому распространению аппара­тов ИВЛ с пневмопрнводом. Особенно много подобных мо­делей (среди них отечественные модели ДП-9, «Кокчетав», аппараты типа «Горноспасатель») предназначено для экс­тренной реанимации. Они могут обеспечить ИВЛ от при­даваемых им одного-двух баллонов со сжатым кислоро­дом, при давлении до 15 МПа (150 кг/см²) в течение при­мерно 20 мин без подсоса окружающего воздуха и в течение почти часа непрерывной работы с подсосом воздуха. Для сохранения возможно большего ресурса автономной работы в транспортном средстве скорой помощи (автома­шине, самолете, судне, поезде) целесообразно размещать баллон со сжатым кислородом емкостью 20 — 40 л, кото­рый является источником питания не только аппаратуры ИВЛ, но и ингаляционных и наркозных аппаратов. В мо­мент извлечения аппарата ИВЛ из транспортных средств он должен автоматически переключаться на питание от встроенного источника малой емкости.

Развитие одного из направлений пневмоавтоматики — струйной техники (пневмоники) позволило выполнить ап­парат ИВЛ с относительно простыми функциями без дви­жущихся частей [Трушин А.И., Тракслер А.Г., 1970]. Аппараты с пневмоприводом, выполненные на выпускае­мых промышленностью элементах мембранной пневмоав­томатики (УСЭППА в СССР, «Дрелоба» в ГДР и др.), могут быть весьма компактными («Пневмат-1» — СССР, «Ньюпэк» — Великобритания и др.).

Обоснованной областью применения аппаратов ИВЛ с пневмоприводом являются приставки к универсальным ап­паратам ингаляционного наркоза. Наряду с компактностью следует отметить и сравнительно простое обеспечение без­опасного использования не только воспламеняющихся анестетиков, таких как эфир и циклопропап, но и других газопаровых смесей. Из отечественных аппаратов таким при­мером является модель РД-4, из зарубежных — «Циклатор CAB» и «Вентилог». Для обеспечения реверсивного циркуляционного дыхательного контура в состав такого ап­парата должна входить разделительная емкость.

В случаях применения пневмопривода требуется обеспе­чение надежного пневмопитания при длительной ИВЛ. Например, при весьма скромном расходе сжатого кислоро­да 6 л/мин баллон емкостью 40 л обеспечит непрерывную вентиляцию только на 16 ч, и чем сложнее модель, тем больше расход кислорода и меньше длительность непре­рывной ИВЛ.

Централизованное снабжение сжатым газом снимает ряд трудностей, возникающих перед оператором конкретного аппарата. Однако системы газоснабжения являются слож­ным инженерным сооружением, требующим непрерывного обслуживания, соблюдения строгих правил техники безопасности, периодических освидетельствований. Все воз­растающее число потребителей кислорода в современной многопрофильной больнице или другом медицинском уч­реждении осложняет поддержание постоянного стандарт­ного давления кислорода во всех возможных точках под­ключения аппаратов. Колебания давления в сети ставят создателей аппаратов перед нелегким выбором — обеспе­чить экономичное расходование кислорода при более высо­ком давлении питания или же сделать аппарат менее экономичным, но и менее требовательным к давлению питаю­щего газа.

Компромиссом является установка в аппарате стабили­затора, который при изменении входного давления от 0,2 до 1 МПа (от 2 до 10 кг/см²) питает все цепи аппарата газом с постоянным давлением порядка 0,15 МПа (1,5 кг/см²). «Платой» за нечувствительность к колебаниям давления питания является некоторое снижение экономич­ности, поскольку чем ниже давление на входе в инжектор (а этот узел в аппаратах с пневмоприводом применяется практически всегда), тем меньше воздуха он подсасывает.

Электропривод

С помощью привода аппарата от электросети возможно проведение ИВЛ практически в любом лечебном учрежде­нии, на дому у пациента, а при соблюдении определен­ных условий — и и транспортном средстве скорой помощи.

Электропривод можно использовать без затруднений при длительно выполняемой ИВЛ. Стабильность электросети гораздо выше, чем пневмосети, а характеристики электро­сети в настоящее время едины во всей стране. С помощью привода от электросети можно устранить трудности в тех случаях, когда с аппаратом ИВЛ применяют вспомога­тельные устройства — увлажнители-подогреватели вдыхае­мого газа, мониторы для слежения за состоянием пациен­та, сигнализаторы и т.п. Все возрастающим преимуществом электропривода является возможность использования в цепях управления достижений современной электроники. С ее помощью легко осуществить самое сложное управле­ние, измерить многие характеристики режима ИВЛ, сигна­лизировать о нарушениях в системе аппарат — пациент, получить, обработать, хранить и представлять в наиболее удобном для оператора виде разнообразную информацию. Прогресс электроники, в частности элементарной базы, со­провождается снижением стоимости и повышением надеж­ности работы на единицу полезного эффекта.

Однако определенные трудности существуют при созда­нии и эксплуатации аппаратов с электроприводом. Элек­троэнергия преобразуется в энергию поступающего к па­циенту газа с помощью ряда промежуточных звеньев: элек­тродвигателя, передачи, насоса и т.п., в которых неизбежны потери значительной части потребляемой от сети мощ­ности. Поэтому аппараты с электроприводом в общем сложнее, чем аппараты с пневмоприводом. В аппаратах с электроприводом нельзя обойтись без движущихся меха­нических частей, что приводит к шуму и вызывает необходимость борьбы с ним. Помимо защиты пациента и персонала от поражения электрическим током, необходимо учитывать опасность близости искрящих и(или) нагре­вающихся частей аппарата с линиями, по которым проте­кает легковоспламеняющаяся анестезирующая смесь или смесь с повышенной концентрацией кислорода.

Свои проблемы существуют при выборе привода для ап­паратов, которыми должна оснащаться служба скорой по­мощи. Поскольку автомашина, самолет или катер скорой помощи снабжены собственным источником электроэнер­гии, возможно питание аппаратов ИВЛ, как и другой ме­дицинской аппаратуры, от бортовых источников. Чтобы сделать возможным применение аппаратов ИВЛ на месте происшествия, в транспортном средстве скорой помощи и на дому у пациента и вместе с тем обойтись без решения технически сложной задачи — питания аппаратов от электроисточников с самыми разнообразными характеристика­ми, необходимо предусмотреть во всех транспортных сред­ствах преобразователи напряжения бортовой сети в пере­менный ток напряжением 220В.

Привод от электросети используется в отечественных аппаратах моделей РО, «Фаза», «Вдох» и зарубежных «Энгстрем-300», «Спиромат-650» и др.

Комбинированный привод

Стремление соединить преимущества электронного управления с упрощенной конструкцией аппаратов с при­водом от сжатого газа привело к появлению аппаратов для длительной ИВЛ, в которых работа управляющих цепей обеспечивается электропитанием, а в качестве генератора вдоха используется непосредственное поступление газов от внешней пневмосети. Окружающий воздух для форми­рования состава вдыхаемого газа чаще всего не исполь­зуется. Примерами таких аппаратов ИВЛ являются «Сервовентилятор-900», «Пневмотрон-80», «Энгстрем-Эри-ка» и др.

Питание от двух источников позволяет исключить из со­става аппарата генератор вдоха, что значительно упроща­ет конструкцию, снижает размеры и стоимость аппарата, увеличивает надежность его работы. Одновременно значи­тельно снижается создаваемый аппаратом шум, улучша­ются возможности эргономически и эстетически правиль­ного оформления конструкции.

Однако работоспособность аппарата с комбинирован­ным приводом зависит и от бесперебойного электропита­ния, и от столь же надежной подачи необходимого набора сжатых газов. Хотя в настоящее время задачу снабжения лечебных учреждений сжатым кислородом можно счи­тать в основном решенной, длительная, стабильная подача сжатого воздуха требует решения сложных проблем: не­обходимо построить компрессорную станцию с основным и резервным компрессором, обеспечить полную очистку сжа­того воздуха от посторонних примесей, включая пары во­ды и смазочных масел, обеспечить круглосуточную работу соответственно подготовленного персонала, изготовить и проверить пневмосеть, сделать невозможным ошибочное использование сжатого воздуха вместо кислорода и наобо­рот и т.д.

Полумера, заключающаяся в замене постоянной линии подачи сжатого воздуха питанием аппарата или группы аппаратов от индивидуального компрессора, не снимает ряда из перечисленных трудностей и, с другой стороны, лишает аппарат его нескольких основных преимуществ. Необходимость подключения к аппарату закиси азота еще более осложняет проблему. Поэтому аппараты ИВЛ с электроприводом, в которых сжатые газы используются только для формирования вдыхаемой газовой смеси, наиболее перспективны для обеспечения длительной венти­ляции в лечебных учреждениях и в домашних условиях.

Аппараты с пневмоприводом выгодны в условиях крат­ковременной — от нескольких минут до нескольких ча­сов — вентиляции, когда на первый план выходят авто­номность, малые размеры и полная взрывобезопасность, максимальная дешевизна и простота, т.е. в службе ско­рой помощи, в качестве приставок к универсальным аппа­ратам ингаляционного наркоза, для борьбы с асфиксией новорожденных.

Аппараты с одновременным приводом от электро- и пневмосети сегодня могут найти применение только в крупных лечебных учреждениях, которым по силам решение всех перечисленных задач.

ЗАТРАТЫ МОЩНОСТИ В АППАРАТЕ ИВЛ

Важнейшими техническими характеристиками любого аппарата ИВЛ являются максимальная объемная скорость подачи газа пациенту во время вдоха и максимальное дав­ление, которое аппарат может создать на выходе дыха­тельного контура. Если предположить, что аппарат обеспе­чивает максимальную скорость вдувания при максимальном противодавлении, то можно рассчитать и максималь­ную мощность, развиваемую аппаратом. При минутной вентиляции 30 л/мин, отношении Ti/Te=1:2 и постоянной в течение вдоха скорости вдувания последняя равна 90 л/мин. При противодавлении 5 кПа (50 см вод.ст.) на вдувание газа с такой скоростью затрачивается мощность всего 7,5 Вт.

Однако мощность, потребляемая аппаратом ИВЛ из электро- или пневмосети, намного превышает эту величи­ну. Так, потребляемая мощность аппарата РО-6 состав­ляет 200 Вт, а аппарата «Бепнет МА» даже 800 Вт. Можно рассчитать и мощность, потребляемую из пневмо­сети. Например, экономичный аппарат РД-4 при минут­ной вентиляции 10 л/мин расходует мощность 33 Вт, а аппарат «Лада» при той же вентиляции — около 60 Вт.

Таблица 7

Потребляемая мощность (Вт) и КПД (%) типовых узлов аппаратов ИВЛ

Отсюда следует вывод об энергетическом несовершенстве аппаратов ИВЛ, поскольку коэффициент их полезного дей­ствия составляет всего несколько процентов. На первый взгляд это обстоятельство не должно вызывать особого беспокойства: даже одновременная работа 20 000 аппаратов типа РО-6 потребляет мощность, равную мощности дви­гателя одного электровоза (4000 кВт).

Однако низкий коэффициент полезного действия приво­дит к завышению мощности приводного электродвигателя и таких элементов, как трансформаторы, выключатели и другие подобные компоненты сетевых цепей, что вызывает увеличение размеров и массы аппаратов, создаваемого ими шума и, следовательно, непосредственно влияет на оценку аппарата потребителем. Потери мощности в аппарате с пневмоприводом увеличивают потребность в газе. Поэто­му оценка потерь мощности в типичных блоках аппаратов представляет несомненный интерес для их создателей, а КПД аппарата в целом может служить важной для по­требителя мерой его технического совершенства.

Для определения потерь мощности и КПД аппаратов и их типовых узлов мы провели исследование аппаратов с электроприводом для взрослых РО-5, для детей — «Вита-1» и аппарата с пневмоприводом РД-2 [Кантор П.С., Галь­перин Ю.С., 1974]. Методика исследования заключалась в синхронной регистрации в течение дыхательного цикла потребляемой от сети мощности, а также кривых измене­ния давления и объемной скорости движения газа в ряде точек газопроводящей системы аппаратов, находящихся между их типовыми узлами. Перемножение значений дав­ления и объемной скорости определяло значение мощно­сти в этих точках, а частное от деления мощности на выхо­де и на входе узла расценивалось как его КПД. Во вре­мя исследования устанавливались максимальные для этих моделей значения дыхательного объема, частоты дыхания или минутной вентиляции, а растяжимость и сопротивле­ние модели легких выбирались так, чтобы эти максималь­ные режимы вентиляции сопровождались максимальными затратами мощности.

Результаты исследования приведены в табл. 7, где в пря­моугольниках вписаны наименования типичных узлов и их КПД, между ними — максимальное значение мощности, а у названия аппарата — его КПД. Низкие значения КПД аппарата (порядка 2% у аппаратов для взрослых и 0,2% У аппарата для детей) свидетельствуют о больших воз­можностях технического совершенствования аппаратов ИВЛ. Любое упрощение схемы путем исключения из нее функциональных узлов позволяет снизить потерн мощности и тем самым уменьшить размеры и массу привода или сэкономить расход кислорода. Следует также иметь в ви­ду, что дроссели, широко применяющиеся в пневматиче­ских линиях аппаратов, энергетически невыгодны, как и невыгоден выпуск излишков газа в окружающее пространство.

ОРГАНИЗАЦИЯ УПРАВЛЕНИЯ АППАРАТОМ

Система управления аппаратом ИВЛ, т.е. совокупность органов, с помощью которых оператор настраивает его на требуемый режим работы, должна складываться из мини­мального числа управляющих элементов, не превышающих в общем количества параметров вентиляции, которое в свою очередь должно быть адекватно основному назначе­нию аппарата. Органы управления должны однозначно определять значение характеристик ИВЛ и быть снабжены шкалами, проградуированными непосредственно в едини­цах измерения регулируемого параметра. Все органы управления должны быть сконструированы и размещены так, чтобы их назначение было предельно ясно, располо­жение закономерно и удобно, а ошибки в управлении не могли бы причинить вреда пациенту.

Однако реализация такой системы управления ограни­чивается тем, что основные параметры ИВЛ взаимосвяза­ны физиологически: минутная вентиляция равна произве­дению дыхательного объема на частоту дыхания и только любые два из этих трех параметров могут устанавливать­ся независимо, а третий всегда будет зависеть от избран­ных значений двух других. Это означает, что невозможно создать аппарат ИВЛ, позволяющий независимо устанав­ливать и минутную вентиляцию, и дыхательный объем, и частоту дыхания. Столь же невозможно регулировать мак­симальное давление вдоха независимо от дыхательного объема, так как они связаны между собой определенным образом. Понятно, что нельзя устанавливать продолжи­тельность вдоха и выдоха независимо от частоты дыхания и отношения продолжительностей вдоха и выдоха и т.д.

В связи с практической недостижимостью во всех слу­чаях герметичности присоединения пациента к аппарату возникает разница между подаваемыми аппаратом и по­лучаемыми пациентом значениями дыхательного объема и минутной вентиляции. Однако временные характеристики режима ИВЛ — длительности вдоха и выдоха, их отношение, частота дыхания и т.п. не подвергаются воздействию вследствие изменения характеристик системы аппарат — пациент и поэтому могут точно устанавливаться и поддерживаться.

Решение некоторых технических проблем хотя и принци­пиально возможно, но неоправданно сложно. Так, в аппа­ратах с генератором вдоха переменного потока трудно разместить орган управления частотой дыхания вблизи от органа управления дыхательным объемом. Даже в аппаратах с электронным управлением, где управление аппаратом может быть очень гибким, совсем непросто обе­спечить сохранение установленной частоты дыхания при изменении отношения продолжительностей вдоха и выдоха или изменении длительности паузы вдоха. На систему управления аппаратом влияет и применен­ный в нем способ переключения актов дыхательного цикла, поскольку всегда имеется независимый орган управле­ния тем параметром, который использован для реализации переключения. Например, видя на незнакомом аппарате рукоятки, позволяющие по калиброванным шкалам уста­навливать частоту дыхания или отдельно длительности вдоха и выдоха, можно с уверенностью сказать, что в нем осуществлено переключение по времени. На аппарате с переключением со вдоха на выдох по объему можно всегда обнаружить орган управления дыхательным объемом. Система управления аппаратом зависит от типа приме­няемого в нем генератора вдоха. В аппаратах с генера­тором вдоха постоянного потока наряду с органом управ­ления параметром, определяющим переключение со вдоха на выдох, практически всегда имеется регулятор скорости вдувания газа на вдохе, выполненный без калиброванной шкалы, со шкалой, градуированной в единицах объем­ной скорости движения газа или с наиболее удобной для оператора градуировкой в значениях минутной вентиля­ции. Последнее легко осуществить, когда между скоро­стью вдувания и минутной вентиляцией существует одно­значная зависимость: например, отсутствует пауза вдоха, а отношение продолжительностей вдоха и выдоха посто­янно (аппарат РО-6-03).

Если предусматривается ступенчатое изменение отноше­ния продолжительностей вдоха и выдоха, то для каждого значения этого отношения приходится предусматривать свою шкалу минутной вентиляции. Чтобы избежать услож­нения управления, в аппаратах с электронным управлением можно предусмотреть автоматическое введение поправки в показываемую величину вентиляции при изменении отношения продолжительностей вдоха и выдоха. Такое решение ис­пользовано, например, в ап­парате «Спирон-303».

21. Основные функциональные ха­рактеристики различных типов аппаратов ИВЛ:

а — аппараты типа РО-6: независимо устанавливаются дыхательный объем (Vт), отношение V_I/V_E, равное от­ношению Т_I/Т_E, и минутная вентиляция (Vмин) - фактически скорость вдувания V_I; б — аппараты типа «Энгстрем-300», «Спиромат-650»; независи­мо устанавливаются скорость вдува­ния (V_I), отношение Т_I/Т_E и частота дыхания (f), ограничивается дыхательный объем (V_T); в — аппарат «Пневмотрон-80»: независимо устанав­ливаются дыхательный объем (V_T), скорость вдувания (V_I), длительность паузы вдоха (V_I) и Т_I/Т_E; г - ап­парат «Пульмотор 19»: независимо устанавливаются скорость вдувания (V_i), Т_I, T_E, ограничивается дыха­тельный объем (V_T).

Если в аппаратах одновременно с генератором вдо­ха постоянного потока используется переключение ак­тов дыхательного цикла по времени и разделительная емкость, то градуировка органа управления скоростью вдувания газа в единицах минутной вентиляции невозмож­на, так как в составе дыхательного цикла может присут­ствовать пауза вдоха переменной длительности. В таких моделях данный орган управления обычно называют регу­лятором «рабочего давления» («Энгстрем-300», «Универ­сальный вентилятор LJV-1», «Спиромат-650»), хотя более логично было бы называть его регулятором скорости вдувания.

Особенности организации управления основными пара­метрами ИВЛ можно иллюстрировать графически, исходя из того, что конкретный метод переключения актов дыха­тельного цикла равносилен определению координат точек, соотнетствующих переключению на плоскости и системе координат объем — время (рис. 21). В аппаратах типа РО при заданном дыхательном объеме vt установленной ско­рости вдувания Vi и отношении TE/Ti==m минутная вен­тиляция не зависит от установленного объема и поэтому скорость вдувания однозначно определяет (для каждого значения m) минутную вентиляцию.

На графике (рис. 21, а) видно, что момент переключе­ния на выдох определен как точка пересечения линии V=Vt и линии, проведенной через начало координат под углом, равным скорости вдувания, а момент переключения на вдох задан как точка пересечения линии V==0 с линией, проведенной из предыдущей точки под углом к оси абс­цисс, равным скорости растяжения мехов Ve. Из этого графика следует, что изменение Vt при постоянном отно­шении Vi/Ve обратно пропорционально частоте дыхания, и минутная вентиляция однозначно зависит от Vi.

В аппаратах с переключением по времени и раздели­тельной емкостью (рис. 21,6) связь минутной вентиляции со скоростью вдувания дополняет переменная продолжи­тельность паузы вдоха. Именно поэтому регулятор скоро­сти вдувания нельзя отградуировать в единицах минутной вентиляции, хотя она может быть рассчитана как произ­ведение известных значений частоты и объема.

Еще более усложняется связь минутной вентиляции со скоростью вдувания, если в аппаратах предусмотрена не­зависимая регулировка длительности паузы вдоха. В аппа­рате «Пневмотрон-80» (рис. 21, в) независимо устанав­ливают дыхательный объем Vt, скорость вдувания (ступенчато!), длительность паузы вдоха Tip. Затем в аппа­рате вычисляется продолжительность вдоха и автоматиче­ски устанавливается длительность выдоха те, обеспечи­вающая независимо установленное отношение продолжительностей вдоха и выдоха. Здесь, конечно, также невоз­можна градуировка регулятора скорости вдувания в еди­ницах минутной вентиляции. Более того, значительно за­труднена установка требуемой частоты дыхания, посколь­ку она зависит от значений всех перечисленных факторов.

В ряде простых моделей («Пульмотор-19») с генерато­ром вдоха постоянного потока установлен механизм, по­зволяющий по калиброванным шкалам раздельно устано­вить T_i и Те, а разделительная емкость ограничивает ды­хательный объем. Здесь (рис. 21, г) моменты переключе­ния определяются только временными факторами, и в зависимости от установленной скорости вдувания Vi дыха тельный объем Vt может быть подан с некоторой задерж­кой на вдохе, без нее или вовсе не подан. Поэтому и ми­нутная вентиляция непосредственно не устанавливается.

Таблица 8

Организация управления основными параметрами ИВЛ

В аппаратах с генератором вдоха переменного потока обычно предусматривается независимая установка по гра­дуированным шкалам частоты дыхания и дыхательного объема. В простейших моделях этого типа, например ДП-8, управление дыхательным объемом может осущест­вляться путем выпуска части газа наружу. Конечно, из-за различий физических характеристик органов дыхания у разных пациентов и влияния одного и того же отверстия на выпускаемый объем газа в зависимости от частоты ды­хания градуировка выпускного дросселя в единицах ми­нутной вентиляции невозможна.

Типичные приемы организации управления основными параметрами ИВЛ в зависимости от типа генератора вдо­ха, наличия или отсутствия в схеме разделительной емко­сти и принципа переключения со вдоха на выдох приве­дены в табл. 8. Из-за взаимосвязи трех основных парамет­ров ИВЛ принципиально возможно создание аппаратов с независимой установкой любых двух из этих трех пара­метров, а третий, зависимый, параметр может быть рас­считан или измерен. В случае независимой установки Vмин и f третий параметр — Vt обычно измеряют в линии выдоха волюметром или другим прибором. Недостаток способа заключается в том, что при непродуманной уста­новке большой минутной вентиляции и одновременно ма­лой частоты дыхания может быть получено недопустимо большое значение дыхательного объема и, следовательно, чрезмерное давление конца вдоха. Например, в случае установки вентиляции 25 л/мин и частоты 10 мин^-1 будет получен дыхательный объем 2,5 л, что при обычной растя­жимости легких 0,5 л/кПа создаст давление конца вдоха 5 кПа (50 см вод.ст.).

Когда в аппарате предусмотрена независимая установка Vт и f, то их произведение — минутную вентиляцию так­же целесообразно измерять в линии выдоха. Здесь также имеется определенное ограничение. При одновременной установке больших значений дыхательного объема и ча­стоты их произведение — минутная вентиляция не может быть реализована из-за ограниченной производительности генератора вдоха. Например, обычными для аппаратов, рассчитанных на взрослых, можно считать диапазоны установки объемов 0,2—1,2 л и частоты 10 — 40 мин^-1. Одна­ко одновременная установка максимальных значений этих параметров приводит к минутной вентиляции 48 л/мин и при отношении T_i/T_E=l:2 — K предельной скорости вдувания — 144 л/мин. Большинство аппаратов такими возмож­ностями не обладает, поэтому некоторые комбинации установки основных параметров вентиляции практически неосуществимы.

Пожалуй, только независимая установка основных пара­метров: минутной вентиляции и дыхательного объема — свободна от ограничивающих факторов, поскольку третий, зависимый, параметр — частота — может находиться в са­мых широких пределах.

ИЗМЕРЕНИЯ РЕЖИМА РАБОТЫ

Как отмечалось выше, из-за неполной герметичности ды­хательного контура практически всегда имеется разница между установленным и действительным значениями ды­хательного объема и минутной вентиляции. Отсюда следу­ет, что даже идеальный по управлению аппарат не может дать оператору полную информацию о режиме ИВЛ. Зна­ние же истинных значений параметров ИВЛ позволяет соразмерить режим работы с состоянием пациента, свести к минимуму вредные побочные воздействия ИВЛ, направ­ленно воздействовать на состояние пациента теми или иными особенностями режима. Так возникает необходи­мость оснащения аппарата ИВЛ измерительными сред­ствами. Первым прибором, который начал устанавливать­ся на аппараты ИВЛ и находит применение до сих пор, был простой и надежный манометр. Развитие ИВЛ при­вело к оснащению аппаратов приборами для измерения дыхательного объема; сначала это были громоздкие «га­зовые часы», затем специальные механические приборы — волюметры, а сейчас часто встречаются электронные приборы. Те же приборы, если измерять ими объем газа, про­шедший за известный интервал времени, позволяют опре­делить минутную вентиляцию. Выше отмечалось, что вре­менные параметры ИВЛ не зависят от каких-либо харак­теристик системы аппарат — пациент и могут быть заданы непосредственно на аппарате, но измерение, например, ча­стоты дыхания может понадобиться в моделях, которые имеют независимую установку минутной вентиляции и дыхательного объема.

Все расширяющееся оснащение аппаратов ИВЛ сред­ствами измерения — одна из наиболее заметных тенденции их развития. В табл. 9 приведены информационные воз­можности этих трех современных аппаратов: «Сервовентилятора-900В», «Энгстрем-Эрика» и разрабатываемой в СССР модели «Спирон-101». Полный перечень устанав­ливаемых, измеряемых и охваченных сигнализацией пара­метров достигает в первой модели 32, во второй — 37, в третьей — 35 характеристик. Однако нельзя не высказать определенные сомнения по поводу подобного насыщения аппаратуры средствами измерения и сигнализации. Преж­де всего поставим вопрос, в скольких лечебных учреж­дениях, где применяется ИВЛ, получаемая информация будет надлежаще интерпретирована и использована с пользой для пациента? Какой клинической, патофизиоло­гической, инженерной и метрологической квалификацией должен обладать специалист, способный сознательно ис­пользовать предоставляемые ему сведения? Не существует ли опасности, что, поддавшись магии светящихся чисел, разноцветных ламп и разнообразных звуковых сигналов, оператор недооценит клиническую картину состояния па­циента? Наконец, за все возможности измерения приходится платить в прямом и переносном смысле — увеличе­нием трудоемкости изготовления и стоимости аппаратуры, необходимостью ее высококвалифицированного обслуживаемой специалистами и официальной периодической провер­кой правильности метрологических характеристик средств измерения.

Т а б л и ц а 9

Информационные возможности некоторых многофункциональных аппаратов ИВЛ

 Поэтому при создании аппарата ИВЛ, оценивая нужный набор средств измерения, регистрации и сигнализации, Следует всесторонне соразмерить назначение конкретной модели аппарата, принцип его устройства, достижимые погрешности средств измерения и психологические аспекты восприятия многих видов информации. Важную роль здесь должно играть и понимание информативной ценности измеряемых параметров ИВЛ.

Среди встроенных или отдельных средств измерения характеристик режима ИВЛ наиболее важны средства из мерения дыхательного объема и минутной вентиляции. Нужно заметить, что в настоящее время еще нет методов, позволяющих определить их истинные значения. Невозможно точно измерить объем газа, поступившего в легкие пациента, поскольку в момент присоединения пациента к аппарату практически никогда нельзя достичь полной герметичности. Измерение объема газа в линии выдоха в большей степени приближается к действительному значе­нию, чем объем, определенный в линии вдоха. Это же от­носится и к измерению минутной вентиляции.

Для оценки режима ИВЛ и состояния пациента было бы правильнее выявлять значения не общей, а альвеоляр­ной минутной вентиляции, которая определяет газообмен.

Обычные трудности определения объема функционального мертвого пространства при ИВЛ дополняются необходи­мостью учета еще и мертвого пространства аппарата.

Потери объема и, следовательно, ухудшение вентиляции часто не принимают во внимание из-за того, что уста­новленные в линии выдоха средства измерения большую часть этих потерь суммируют с истинным дыхательным объемом. Оценить величину этих потерь можно простым способом определения внутренней растяжимости аппарата. Для этого отмечают величину максимального давления ды­хательного цикла при «нормальной» вентиляции пациента, затем, отключив пациента и перекрыв выходное отвер­стие аппарата при той же частоте дыхания, уменьшая дыхательный объем, устанавливают по показаниям мано­метра аппарата прежнее значение максимального дав­ления вдоха. Показание прибора, измеряющего в данный момент дыхательный объем, приблизительно соответствует потере объема на вентиляцию внутренней растяжимости аппарата в одном дыхательном цикле. Эти обстоятельства заставляют критически оцепить предусмотренную в неко­торых зарубежных приборах возможность введения по­правки к показаниям минутной вентиляции и дыхательного объема («Сгшролог» фирмы «Дрегер») или растяжи­мости и коэффициента сопротивления («Вычислитель ле­гочной механики» фирмы «Сименс-Элема») в зависимости от величины мертвого объема или объема присоединенных к пациенту частей аппарата, поскольку в каждом конкретном случае значения этих объемов неизвестны.

Свои особенности присущи и оценке измерения давле­ния. Имеющиеся на аппаратах механические или элект­ронные манометры показывают максимальное давление дыхательного цикла не в легких, а в некоторой точке ды­хательного контура. На результат измерения оказывают влияние динамические погрешности манометров, кроме то­го, трудно считывать быстро меняющиеся показания, отли­чающиеся в разных дыхательных циклах. Когда в аппара­те предусмотрена пауза вдоха, то измерение давления кон­ца вдоха получает большую информационную ценность. Из-за прекращения вдувания газа исчезает перепад давле­ния между точкой, к которой подключен манометр, и внутрилегочным пространством. Поэтому показания прибора в этот момент соответствуют средней величине давления во всех открытых альвеолах. Более того, давление, изме­ренное в конце паузы вдоха, в сопоставлении с дыхатель­ным объемом позволяет рассчитать растяжимость легких, а разность между максимальным давлением и давлением в конце паузы, отнесенная к скорости вдувания, является коэффициентом сопротивления.

В ряде современных приборов для измерения парамет­ров ИВЛ, например в отечественных спиромоннторах — СМ-1 «Аргус-1» и СМ-3 «Аргус-3», предусмотрена также возможность измерения среднего значения давления дыха­тельного цикла, что приобретает большую актуальность в связи с использованием ИВЛ с положительным давлени­ем конца выдоха. Однако и здесь следует сделать оговор­ку, что среднее давление измеряется «во рту», в то время как на кровообращение влияет среднее внутрилегочное давление.

Мы рассмотрели специфику измерения некоторых пара­метров ИВЛ, хотя свои особенности измерения имеют и все остальные. Эти обстоятельства, отнюдь не умаляя важ­ность измерений при ИВЛ, подчеркивают необходимость критического осмысления показаний и анализа возможно­стей измерительных средств.

СИГНАЛИЗАЦИЯ

С измерениями тесно связана проблема сигнализации об изменениях характеристик системы аппарат — пациент. Важность сигнализации при проведении длительной ИВЛ не нуждается в доказательствах.

В настоящее время выбор параметров, по которым про­водится сигнализация, весьма разнообразен. Распростра­нены модели, в которых сигнализация вообще не преду­смотрена, аппараты с сигнализацией об ограниченном чис­ле отклонений от установленного режима работы и аппараты со встроенной сигнализацией об изменении большого числа характеристик. Так, выпускаемый в США аппарат «Беар-1», имеющий 28 органов управления и 3 цифровых индикатора встроенных средств измерения, оснащен еще 13 сигнальными лампами и 9 другими световыми индика­торами различных опасных состояний.

Представляется оправданным предусматривать сигна­лизацию о тех характеристиках режима ИВЛ, которые наиболее важны для обеспечения жизни пациента и к из­менению которых приводит наибольшее число сдвигов фи­зиологических параметров пациента или функциональных характеристик аппарата. Исходя из этого наиболее целесо­образным представляется устройство, вырабатывающее сигнал опасности через короткий промежуток времени по­сле уменьшения максимального значения давления дыха­тельного цикла ниже определенной величины, например 0,5 кПа (5 см вод.ст.). Такое устройства с автономным, не зависящим от стационарного электро- или пневмоснабжения питанием позволяет сигнализировать о нарушениях, вызванных значительным или полным нарушением гер­метичности присоединения пациента к аппарату, неисправ­ностью аппарата, нарушением его питания. Поскольку уст­ройства такого типа, называемые часто «сигнализаторами апноэ», следят за уровнем давления, они одинаково применимы в аппаратах для взрослых и для детей, поскольку давления в течение дыхательного цикла имеют одинаковый порядок величин.

Помимо такого простейшего устройства, могут приме­няться сигнализаторы и мониторы с более широкими ха­рактеристиками сигнализации. В первую очередь необ­ходимо сигнализировать о выходе из установленного диа­пазона важнейшего параметра — минутной вентиляции. Поскольку ее значение не изменяется при кратковремен­ных нарушениях режима работы, которые тоже должны привлекать внимание оператора, то сигнализацию по минутной вентиляции целесообразно дополнить сигнализацией о выходе за установленные границы быстро меняюще­гося параметра — максимального давления дыхательного цикла. Используя один из этих видов сигнализации или оба сразу и устанавливая их пределы срабатывания, опе­ратор получает ту информацию о состоянии системы аппарат — пациент, которая ему необходима. Подобный сигна­лизатор «второго уровня» должен также иметь возмож­ность какое-то время (по международным стандартам не менее 5 мин) подавать сигналы о нарушении питания ап­парата. На подобном принципе построена сигнализация в спиромоннторе модели СМ-1 «Аргус-1».

Сигнализаторы следующего уровня должны охватывать еще больший набор характеристик, дополненный элемен­тами диагностики состояния пациента и аппарата. Можно представить себе сигнализацию о необходимости аспира­ции из верхних дыхательных путей, восстановлении само­стоятельной дыхательной активности пациента, нарушении газового состава вдыхаемого газа и т.д. Принципиально возможна сигнализация о необходимости технического об­служивания аппарата, замены сменных компонентов, на­пример бактериальных фильтров, о нарушении теплового режима аппарата или правил безопасности и т.д. Поэто­му возникает задача тщательного обоснования числа сиг­нализаторов, их иерархии, связи с регистрирующими и другими вторичными устройствами и т.п.

В сигнализирующих устройствах выходными элемента­ми являются световые и звуковые индикаторы. Сейчас ча­сто предусматривается срабатывание в опасной ситуации и световой, и звуковой сигнализации, причем для привле­чения большего внимания они могут быть прерывистыми. В ряде устройств имеется возможность временного отклю­чения звуковой сигнализации при сохранении световой. Если нормальная ситуация восстановилась, то в большин­стве устройств сигнализация прекращается. Однако есть определенная логика и в том, чтобы в этих условиях со­хранить световую сигнализацию до того, как оператор подтвердит, что он знает о происшедшем срабатывании сигнализации. Иногда звуковую сигнализацию можно вы­ключить только специальным ключом.

Все большее расширение характеристик, «охраняемых» сигнализацией, наряду с использованием в медицинских помещениях и другой снабженной сигнализаторами аппа­ратуры выдвигает задачу стандартизации видов и логики работы сигнализирующих устройств.

содержание   ..  1  2  3  4  5  6  7   ..