Разработка процессорного модуля аппарата искусственной вентиляции лёгких

АННОТАЦИЯ

Дипломный проект посвящен разработке процессорного
модуля аппарата искусственной вентиляции лёгких,
обеспечивающего управление режимами работы аппарата,
отображение! установленных параметров, а также

осуществляющего управление работой увлажнителя и системы аварийно-предупредительной сигнализации.

В проекте приведено описание структурной схемы аппарата и схемы электрической принципиальной процессорного модуля.

Рассмотрены вопросы экономики и охраны труда.

Введение

Аппараты искусственной вентиляции легких предназначены для поддержания жизненно важных функций организма во время хирургического вмешательства и реанимации .Они широко используются , как в стационарных условиях ,так и в условиях скорой помощи . В настоящее время наблюдается применение искусственной вентиляции легких (ИВЛ) у больных с хроническими заболеваниями легких .

По способу воздействия на пациента аппараты ИВЛ подразделяются на аппараты наружного (внешнего) действия, которые вентилируют легкие путем воздействия перемежающегося давления на все тело пациента, за исключением головы, или на часть тела -грудную клетку и (или) область диафрагмы и аппараты внутреннего действия , которые вентилируют легкие путем вдувания газа в легкие пациента через верхние дыхательные пути .

В настоящее время выпуск аппаратов, реализующих наружный способ, прекращен, так как они малоэффективны.

Целью данного дипломного проекта является разработка процессорного модуля блока управления аппаратом ИВЛ, обеспечивающего управление режимами работы аппарата, отображение установленных параметров, а также осуществляющего управление работой увлажнителя и системы аварийно-предупредительной сигнализации.

Нужно провести расчет экономической целесообразности производства аппарата ИВЛ, а также рассмотреть вопросы охраны труда .

1. Физиологические основы вентиляции легких

1.1. Некоторые аспекты физиологии дыхания

Дыхательные газы переносятся в организме посредством конвекцион-ного и диффузионного транспорта. Для переноса веществ на сравнительно большие расстояния служат процессы конвекционного транспорта - легочная вентиляция и транспорт газов кровью. Диффузионный транспорт служит для переноса газов лишь на короткие расстояния. При этом он играет важнейшую роль в переносе О2 и СО2 в замкнутую систему кровообращения и из нее.

Вплоть до конечных бронхиол перенос воздуха по дыхательным путям происходит исключительно путем конвекции. В переходной же и дыхательной зонах легких все большую роль в транспорте газов начинает играть диффузия.

В альвеолах происходит газообмен между кровью легочных капилляров и воздухом, содержащимся в легких. Подсчитано, что общее число альвеол равно примерно 300 млн., а суммарная площадь их поверхности - примерно 80 м ². Диаметр альвеол составляет 0,2-0,3 мм. Каждая альвеола окружена плотной се-тью капилляров, поэтому площадь контакта крови, протекающей по капилля-рам, с альвеолами очень велика.

Газообмен между альвеолярным воздухом и кровью осуществляется путем диффузии. Для того чтобы такой газообмен был достаточно эффектив-ным, необходима не только большая обменная поверхность, но и как можно меньшее диффузионное расстояние. Диффузионный барьер в легких полностью отвечает обоим этим условиям. Кровь легочных капилляров отделена от альве-олярного пространства лишь тонким слоем ткани - так называемой альвеоляр-но-капиллярной мембраной . Общая толщина этой мембраны не превышает 1 мкм.

Внутренняя поверхность альвеол выстлана тонкой пленкой жидкости. В связи с этим в альвеолах действуют силы поверхностного натяжения, которые всегда возникают на поверхности раздела между газами и жидкостями и стре-мятся снизить величину этой поверхности. Поскольку такие силы действуют в каждой из множества альвеол, легкие стремятся спасться. Тщательные расчеты показывают, что, если бы альвеолы были выстланы чисто водной пленкой, в них действовали бы очень большие силы поверхностного натяжения и они были бы крайне нестабильны. На самом же деле поверхностное натяжение альвеол в 10 раз меньше, чем теоретическая величина, рассчитанная для соответствую-щей водной поверхности. Это связано с тем, что в альвеолярной жидкости со-держатся вещества, снижающие поверхностное натяжение. Их называют по-верхностно-активными веществами или сурфактантами. Снижение поверхност-ного натяжения происходит в результате того, что гидрофильные головки этих молекул прочно связаны с молекулами воды, а их гидрофобные окончания очень слабо притягиваются друг к другу и к другим молекулам в растворе, так что молекулы сурфактантов образуют на поверхности жидкости тонкий гидро-фобный слой. Сурфактанты можно извлечь из ткани легких и проанализировать их химический состав. Как было показано, альвеолярная жидкость содержит смесь белков и липидов. Наибольшей поверхностной активностью из всех ком-понентов этой смеси обладают производные лецитина, образующиеся в альвео-лярном эпителии.

Сурфактанты выполняют еще одну функцию - они препятствуют спадению мелких альвеол и выходу из них воздуха в более крупные альвеолы. При данном напряжении в стенке альвеолы давление в ее просвете возрастает по мере снижения радиуса, что должно было бы привести к переходу воздуха из мелких альвеол в крупные. Однако такому дестабилизирующему влиянию противодействует то, что по мере уменьшения радиуса альвеол снижается и по-верхностное натяжение в них. Это связано с тем, что эффект поверхностно-

активных веществ тем выше, чем плотнее располагаются их молекулы, а при уменьшении диаметра альвеол эти молекулы сближаются.

Просвет бронхов регулируется вегетативной нервной системой. Расшире-ние бронхов (бронходилатация) при вдохе обусловлено расслаблением гладких мышц их стенок под действием симпатических нервов. В конце выдоха бронхи сужаются (бронхоконстрикция), что связано с сокращением гладких мышц бронхов под действием парасимпатических нервов Таким образом, механизмы вегетативной регуляции в определенной степени способствуют легочной венти-ляции. При дисфункции вегетативной нервной системы, например при некото-рых формах бронхиальной астмы, может возникать бронхоспазм, приводящий к значительному увеличению аэродинамического сопротивления дыхательных путей.

Воздухоносные пути играют не только роль трубок, по которым свежий воздух поступает в легкие, а отработанный выходит из них. Они выполняют также ряд вспомогательных функций, обеспечивая очищение, увлажнение и со-гревание вдыхаемого воздуха. Очищение вдыхаемого воздуха начинается уже при прохождении его через носовую полость, слизистая которой улавливает мелкие частицы, пыль и бактерии. В связи с этим люди, постоянно дышащие через рот, наиболее подвержены воспалительным заболеваниям дыхательных путей. Частицы, не задержанные этим фильтром, прилипают к слою слизи, сек-ретируемому бокаловидными клетками и субэпителиальными железистыми клетками, выстилающими стенки дыхательных путей. В результате ритмиче-ских движений ресничек дыхательного эпителия слизь постоянно продвигается по направлению к надгортаннику и, достигнув пищевода, заглатывается. Так из дыхательных путей удаляются бактерии и чужеродные частицы. При пора-жении ресничек, например при хроническом бронхите, слизь накапливается в дыхательных путях, и- их аэродинамическое сопротивление возрастает.

Более крупные частицы или массы слизи, попавшие в воздухоносные пути, раздражают слизистые оболочки и вызывают кашель. Кашель представля-ет собой рефлекторный акт, при котором вначале легкие сдавливаются при замкнутой голосовой щели, а затем она открывается и происходит чрезвычайно быстрый выдох, с которым выбрасывается раздражающий объект.

1.2. Вентиляция легких

Вентиляция легких -- это смена воздуха в легких, совершаемая цикли-чески при вдохе и выдохе.

Легочную вентиляцию характеризуют прежде всего четыре основных легочных объема: дыхательный объем, резервный объем вдоха, резервный объ-ем выдоха и остаточный объем.

Дыхательный объем - количество воздуха, которое человек вдыхает и выдыхает при спокойном дыхании. В покое дыхательный объем мал по сравне-нию с общим объемом воздуха в легких. Таким образом, человек может как вдохнуть, так и выдохнуть большой дополнительный объем воздуха. Однако даже при самом глубоком выдохе в альвеолах и воздухоносных путях легких остается некоторое количество воздуха. Для того чтобы количественно описать все эти взаимоотношения, общий легочный объем делят на несколько компо-нентов .

Резервный объем вдоха - количество воздуха, которое человек может дополнительно вдохнуть после нормального вдоха .

Резервный объем выдоха - количество воздуха, которое человек может дополнительно выдохнуть после спокойного выдоха.

Остаточный объем - количество воздуха, остающееся в легких после максимального выдоха.

Воздух, оставшийся после обычного, спокойного выдоха (т. е. остаточ-ный объем + резервный объем вдоха), определяется как функциональная оста-

точная емкость. Положение грудной клетки в конце свободного выдоха, соот-ветствующее функциональной остаточной емкости, обычно принимается за ис-ходное.

Физиологическая роль функциональной остаточной емкости (ФОБ) со-стоит в том, что благодаря наличию этой емкости в альвеолярном пространстве сглаживаются колебания концентраций О2 и СО2, обусловленные различиями в их содержании во вдыхаемом и выдыхаемом воздухе. Если бы атмосферный воздух поступал непосредственно в альвеолы, не смешиваясь с воздухом, уже содержащимся в легких, то содержание О2 и СО2 в альвеолах претерпевало бы колебания в соответствии с фазами дыхательного цикла. Однако этого не про-исходит. Вдыхаемый воздух смешивается с воздухом, содержащимся в легких, и, поскольку ФОЕ в покое в несколько раз больше дыхательного объема, изме-нения состава альвеолярного воздуха относительно невелики.

Величина ФОЕ, равная сумме остаточного объема и резервного объема выдоха, зависит от ряда факторов. В среднем у молодых мужчин в горизонталь-ном положении она составляет 2,4 л, а у пожилых -3,4 л. У женщин ФОЕ при-мерно на 25% меньше.

Жизненная емкость легких -- это объем газа, который может быть вы-дохнуть при максимальном выдохе после максимального вдоха (т. е. дыхатель-ный объем + резервный объем вдоха + резервный объем выдоха). Жизненная емкость легких (ЖЕЛ) является показателем подвижности легких и грудной клетки. Несмотря на название, она не отражает параметров дыхания в реальных ("жизненных") условиях, так как даже при самых высоких потребностях, предъ-являемых организмом к дыхательной системе, глубина дыхания никогда не дос-тигает максимального из возможных значений.

С практической точки зрения нецелесообразно устанавливать "единую" нор-му для ЖЕЛ, так как эта величина зависит от ряда факторов, в частности от возраста, пола, размеров и положения тела (в вертикальном положении в лег-

ких содержится меньше крови) и степени тренированности (она особенно вели-ка у пловцов и гребцов - до 8 л - так как у этих спортсменов сильно развиты вспомогательные дыхательные мышцы).

Жизненная емкость легких с возрастом (особенно после 40 лет) уменьшает-ся. Это связано со снижением эластичности легких и подвижности грудной клетки. У женщин ЖЕЛ в среднем на 25% меньше, чем у мужчин. Совершенно очевидно, что ЖЕЛ зависит от роста, так как величина грудной клетки пропор-циональна остальным размерам тела. У молодых людей ЖЕЛ можно вычислить с помощью следующего эмпирического уравнения.

ЖЕЛ (л) = 2,5 * рост (м).

Таким образом, у мужчин ростом 180 см жизненная емкость легких будет со-ставлять 4,5 л.

Наконец, сумма дыхательного объема и резервного объема вдоха со-ставляет емкость вдоха. Таким образом , емкость вдоха - это максимальное ко-личество воздуха, которое можно вдохнуть после спокойного выдоха.

Общая емкость легких -- количество воздуха, содержащееся в легких на высоте максимального вдоха. Из всех этих величин наибольшее значение, кро-ме дыхательного объема, имеют жизненная емкость легких и функциональная остаточная емкость.

Из общего количества воздуха, вдыхаемого в нормальных условиях человеком , около 150 мл не попадает в альвеолы и распределяется в верх-них дыхательных путях - глотке ,гортани , трахее и бронхах , т. е. в так называемом мертвом пространстве , и , следовательно не участвует в газообмене.

Общее, или физиологическое, мертвое пространство делится на две части .Первая часть - анатомическое мертвое пространство , которое при очень больших дыхательных объемах может увеличиваться приблизительно на 50% , а при очень малых - уменьшаться почти до неопределимых раз-

меров . Вторая часть , альвеолярное мертвое пространство , определяется как разность между физиологическим и анатомическим мертвыми про-странствами . У здорового человека в состоянии покоя альвеолярное мерт-вое пространство весьма невелико , поэтому физиологическое (общее) мертвое пространство приблизительно равно анатомическому и составляет около 30% дыхательного объема.

Анатомическим мертвым пространством называют объем воздухонос-ных путей, потому что в них не происходит газообмена. Это пространство включает носовую и ротовую полости, глотку, гортань, трахею, бронхи и брон-хиолы. Объем мертвого пространства зависит от роста и положения тела. При-ближенно можно считать, что у сидящего человека объем мертвого пространст-ва (в миллилитрах) равен удвоенной массе тела (в килограммах). Таким обра-зом, у взрослых он равен около 150 мл. При глубоком дыхании он возрастает, так как при расправлении грудной клетки расширяются и бронхи с бронхиола-ми.

Под функциональным (физиологическим) мертвым пространством по-нимают все те участки дыхательной системы, в которых не происходит газооб-мена. К функциональному мертвому пространству, в отличие от анатомическо-го, относятся не только воздухоносные пути, но также и те альвеолы, которые вентилируются, но не перфузируются кровью. В таких альвеолах газообмен не-возможен, хотя их вентиляция и происходит. В здоровых легких количество по-добных альвеол невелико, поэтому в норме объемы анатомического и функцио-нального мертвого пространства практически одинаковы. Однако при некото-рых нарушениях функции легких, когда легкие вентилируются и снабжаются кровью неравномерно, объем второго может оказаться значительно больше объема первого.

Объем легочной вентиляции удобно определить как объем газа, по-ступающего в дыхательные пути и покидающего их за определенный от-

резок времени. Для этой цели используют минутный объем вентиляции,/\

который определяется как сумма дыхательных объемов за минуту.

Минутный объем дыхания, т.е. объем воздуха, вдыхаемого (или выдыхае-мого) за 1 мин, равен по определению произведению дыхательного объема и частоты дыхательных движений. Экспираторный объем обычно меньше инспи-раторного, так как поглощение О2 превышает величину выделения СО2 (дыха-тельный коэффициент меньше 1). Для большей точности следует различать ин-спираторный и экспираторный минутные объемы дыхания. При расчетах вен-тиляции принято исходить из экспираторных объемов, помечаемых "э".

Частота дыхательных движений у взрослого человека в покое в среднем равна 14/мин. Она может претерпевать значительные колебания (от 10 до 18 за 1 мин). Частота дыхательных движений выше у детей (20-30/мин); у грудных детей она составляет 30-40/мин, а у новорожденных - 40-50/мин.

Часть минутного объема дыхания, достигающая альвеол, называется аль-веолярной вентиляцией; остальная его часть составляет вентиляцию мертвого пространства. Если частота дыхательных движений равна 14/мин, ДО = 0, 5 л, альвеолярный объем 0,35 л, общая вентиляция легких составит 7 л/мин, альвео-лярная вентиляция - 5 л/мин., а вентиляция мертвого пространствам 2 л/мин . Альвеолярная вентиляция служит показателем эффективности дыхания в целом. Именно от этой величины зависит газовый состав, поддерживаемый в альвеолярном пространстве. Что касается минутного объема, то он лишь в не-значительной степени отражает эффективность вентиляции легких. Так, если минутный объем дыхания нормальный, но дыхание частое и поверхностное, то вентилироваться будет главным образом мертвое пространство, в которое воз-дух поступает раньше, чем в альвеолярное; в этом случае вдыхаемый воздух почти не будет достигать альвеол. Такое дыхание иногда наблюдается при циркуляторном шоке и представляет собой крайне опасное состояние. Поскольку объем мертвого пространства постоянен, альвеолярная вентиляция тем больше, чем глубже дыхание.Одна из первых трудностей, с которыми приходится сталкиваться при оп-ределении содержания газов в альвеолах, связана с получением проб альвео-лярной газовой смеси. При выдохе из воздухоносных путей сначала удаляется воздух мертвого пространства и лишь после этого начинает выходить воздух из альвеол. Однако даже к концу выдоха состав выдыхаемой смеси постоянно пре-терпевает небольшие изменения, обусловленные тем, что в альвеолах продол-жается газообмен. В связи с этим были разработаны специальные устройства, позволяющие при помощи механических или электронных приспособлений производить забор последней порции выдыхаемого воздуха при каждом дыха-тельном цикле.

После получения пробы альвеолярной газовой смеси можно с помощью спе-циальной аппаратуры определить содержание в ней различных газов.

Существуют газоанализаторы, позволяющие непрерывно регистрировать содержание газов в выдыхаемой смеси. Принцип подобных приборов, изме-ряющих концентрацию СО2, основан на поглощении этим газом инфракрасных лучей. Для определения содержания обоих газов используют также масс-спектрометры. Преимущество этих методов заключается в том, что благодаря непрерывной записи содержание газов в любой момент времени можно опреде-лить непосредственно по кривой, так что не требуется производить отбор се-рийных проб из альвеол.

Эффективность газообмена в легких зависит от того ,как распределяет-ся объем вдыхаемого воздуха в альвеолах и кровоток в легочных сосу-дах . В идеальном случае на каждый литр протекающей по легочным сосудам крови в минуту должно приходится 0,8 л альвеолярного воздуха, т.е. так называемый вентиляционно- перфузионный коэффициент равен

0,8 . В клинических условиях эта величина может варьироваться от нуля до бесконечности.

Непременным условием нормального газообмена является нормальный процесс диффузии кислорода из альвеол в кровь легочных капилляров, а углекислого газа в обратном направлении. Процесс перехода газов из альвеолы в кровь и обратно представляет собой диффузию через проницаемую мембрану .

Вдох является активным процессом, обусловленным синхронным сокращением дыхательных мышц. Во время вдоха в грудной полости создается отрицательное давление и происходит засасывание воздуха в трахею , бронхи и альвеолы.

Дыхательным мышцам при вдохе приходится преодолевать эласти-ческое сопротивление легочной ткани и сопротивление дыхательных пу-тей проходящему по ним потоку воздуха. Нормальный ( нефорсирован-ный ) выдох представляется процессом пассивным , обусловленным рас-слаблением дыхательной мускулатуры и впадением грудной клетки и легких под влиянием эластических сил и поверхностного натяжения альвеол .

Сила сокращений дыхательной мускулатуры при вентиляции легких на-правлена на преодоление упругих и вязких сопротивлений. При очень медлен-ном дыхании вязкие сопротивления весьма невелики, поэтому соотношение между объемом и эффективным давлением в дыхательной системе почти цели-ком определяется упругими (эластическими) свойствами легких и грудной клетки.

При вдохе и выдохе дыхательная система преодолевает неэластическое (вязкое) сопротивление, которое складывается из следующих компонентов: 1) аэродинамического сопротивления воздухоносных путей; 2) вязкого сопротив-

ления тканей; 3) инерционного сопротивления (последнее настолько мало, что им можно пренебречь).

Вдыхаемый или выдыхаемый воздух движется по воздухоносным путям под действием градиента давления между полостью рта и альвеолами. Этот градиент давления служит движущей силой для переноса дыхательных газов.. Неэластическое сопротивление равно сумме сопротивления воздухоносных путей и сопротивления тканей. Сопротивление тканей сравнительно невелико: в норме общее неэластическое сопротивление легких на 90% создается сопро-тивлением воздухоносных путей, и лишь на 10%-сопротивлением тканей.

При повышенном аэродинамическом сопротивлении дыхательных пу-тей наблюдается характерное снижение частоты спонтанного дыхания и увеличении дыхательного объема. Обратное явление происходит при увеличении эластического сопротивления , когда частота дыхания за-метно увеличивается и может стать в 2--3 раза больше нормальной , а дыхательный объем уменьшится.

Остановка дыхания независимо от вызвавшей ее причины смертельно опасна. С момента остановки дыхания и кровообращения человек находится в состоянии клинический смерти. Как правило, уже через 5-10 мин недостаток О2 и накопление СО2 приводят к необратимым повреждениям клеток жизненно важных органов, в результате чего наступает биологическая смерть. Если за этот короткий срок провести реанимационные мероприятия, то человека можно спасти.

К нарушению дыхания могут привести самые разное причины, в том числе закупорка дыхательных путей, повреждение грудкой клетки, резкое нарушение газообмена и угнетение дыхательных центров вследствие повреждения голов-ного мозга или отравления. В течение некоторого времени после внезапной ос-тановки дыхания кровообращение еще сохраняется: пульс на сонной артерии

определяется в течение 3-5 мин после последнего вдоха. В случае же внезапной остановки сердца дыхательные движения прекращаются уже через 30-60 с.

Работа , производимая дыхательными мышцами для вентиляции лег-ких , направлена на преодоление всех видов сопротивления . .Следовательно , чем выше сопротивление , тем большую работу выпол-няет дыхательная мускулатура. Потребление кислорода дыхательными мышцами в норме составляет около 3% общего потребления его орга-низмом . Однако при физической нагрузке энергетические потребности дыха-тельных мышц возрастают в большей степени, чем минутный объем дыхания и поглощение О2. В связи с этим при тяжелой физической работе на деятельность дыхательной мускулатуры затрачивается до 20% общего потребления кислоро-да.

Величины легочных объемов и емкостей значительно варьируют. Ко-лебания в норме настолько велики, что целесообразно приводить лишь средние цифровые границы. У взрослых людей максимальная емкость легких со-ставляет 4500 - 6000 мл, из них остаточный объем -- 1000 - 1500 мл, резерв-ный объем выдоха -- 1500 - 2000 мл, дыхательный объем -- 300 - 600 мл, ре-зервный объем вдоха -- 1500 - 2000 мл.

Перемещение воздуха между внешней средой и легкими, т. е. вентиляция легких, осуществляется благодаря разнице давлений во внешней среде и в аль-веолах, при этом воздух всегда перемещается из области с более высоким в об-ласть с более низким давлением. При самостоятельном дыхании во время вдоха усилие дыхательных мышц, преодолевая эластическое сопротивление легких, увеличивает объем грудной клетки и создает необходимую разницу давлений между внешней средой и легкими. При ИВЛ перемещение воздуха (дыхатель-ной смеси) между внешней средой и легкими совершается под действием внешней силы, создающей необходимую разность давлений.

Существует два основных способа ИВЛ (искусственной вентиляции легких): способ вдувания и наружный (внешний) способ. При первом спосо-бе ИВЛ осуществляется путем подачи газовой смеси непосредственно в верхние дыхательные пути; при втором -- в результате наружного воздейст-вия на стенки грудной полости: грудную клетку или диафрагму.

ИВЛ наружным (внешним) способом. При этом способе переме-жающееся давление в грудной полости и в легких (и связанное с этим пере-мещение газа между внешней средой и легкими) происходит за счет наруж-ного воздействия на грудную клетку или диафрагму.

Аппараты ИВЛ наружного действия работают на гравитационном или пневматическом принципе. К первым относится «качающаяся кровать», ко вторым -- аппараты типа «железные легкие», аппараты с кирасой и аппара-ты с пневматическими нагрудными поясами.

При ИВЛ с помощью аппарата «качающаяся кровать» больного укла-дывают на спину на кровати, которая качается относительно своей попереч-ной горизонтальной оси. При опускании головного конца кровати содержи-мое брюшной полости своей массой давит на диафрагму, благодаря чему происходит активный выдох. При поднимании головного конца кровати диафрагма опускается, обеспечивая поступление воздуха в легкие. Приме-нение «качающихся кроватей» удобно из-за простоты и доступности обслу-живания больных. Однако, используя данный метод, невозможно обеспе-чить вентиляционные потребности при полном параличе дыхания; кроме то-го, более или менее длительное качание вызывает весьма неприятные ощу-щения у больного.

Аппарат «железные легкие» обеспечивает проведение наружного спо-соба ИВЛ путем создания циклических изменений давления воздуха вокруг всего тела больного, за исключением головы. Аппарат представляет собой герметичную камеру, соединенную с воздушным насосом. Работа насоса обеспечивает периодическое нагнетание или отсасывание воздуха из каме-ры.

Кирасные аппараты применяются для осуществления ИВЛ путем соз-дания циклических изменений давления воздуха вокруг грудной клетки и верхней части живота больного. Принцип их работы тот же, что и «желез-ных легких», но вентиляционный эффект меньше.

Разряжение при вдохе оказывает действие на все тело («железные лег-кие») или на значительную его часть (кирасы), что снижает венозный приток к сердцу. Это является одним из важных недостатков метода. Другими не-достатками являются трудности ухода за больными, невозможность приме-нения аппаратов ИВЛ во время хирургических операций, а также громозд-кость «железных легких».

Аппараты с пневматическими наружными поясами (манжетами) осуще-ствляют ИВЛ путем создания циклических изменений давления воздуха в поясе, накладываемом на грудную клетку или на верхнюю часть живота больного. Такой способ едва ли можно назвать физиологичным, так как при его выполнении для достижения удовлетворительного вентиляционного эф-фекта необходимо нагнетать воздух в пояс под значительным давлением (до 10 кПа) из-за малой поверхности соприкосновения пояса с телом. Однако пневматические манжеты все еще применяются горноспасательной службой ввиду простоты и доступности обслуживания.

Перечисленные недостатки ИВЛ наружным способом в целом и самих аппаратов в частности послужили причиной постепенного отказа от их при-менения.

ИВЛ способом вдувания. При этом способе поступление дыхательного газа в легкие обеспечивается его нагнетанием в легкие до создания в них на вдохе давления, превосходящего давление газа окружающей среды.

ИВЛ способом вдувания можно разделить на два основных вида:

вентиляцию с перемежающимся положительным давлением ( с ак-
тивным вдохом и пассивным выдохом) ;

а) вентиляцию с перемежающимся положительным-нулевым давлени-
ем, при которой пассивный выдох совершается свободно, без задержки, и
легкие пациента спадаются при выдохе до размеров функциональной оста-
точной емкости;

б) вентиляцию с перемежающимся положительным- положительным
давлением, при которой из-за сопротивления пассивному выдоху (или про-
тиводавления) легкие пациента за время выдоха не опорожняются до функ-
циональной остаточной емкости. При этом возникают постоянные по знаку,
но отличающиеся по величине давления в конце вдоха и выдоха;

в) перемежающаяся принудительная вентиляция легких. Сущность это-
го способа состоит в том, что при восстановлении самостоятельного дыха-
ния после длительной ИВЛ больной продолжает дышать спонтанно через
дыхательный контур аппарата ИВЛ. Спонтанное дыхание больного через
аппарат может осуществляться в обычном режиме -- с перепадами давле-
ний'вдоха и выдоха вокруг нулевого (атмосферного) давления, либо по по-
казаниям, в режиме ,так называемого спонтанного дыхания под постоянным
положительным давлением.

Для поддержания гарантированного объема вентиляции аппарат перио-дически включается для проведения одного «принудительного» цикла. Час-

тоту таких включений регулирует врач в зависимости от вентиляционных возможностей больного.

г) синхронизированная перемежающая принудительная ИВЛ, когда «принудительный вдох» аппарата синхронизируется со вдохом больного с помощью триггерного блока. При постепенном увеличении интервалов ме-жду «принудительными» циклами облегчается отвыкание больного от аппа-рата при длительной ИВЛ.

2.2 Состояние перспективы развития аппаратуры ИВЛ

Области применения ИВЛ в медицинской практике в значительной степени установились. Общими показаниями к ее применению остаются необходимость поддержания оптимального газо-вого состава крови и необходимость снижения ра-боты, затрачиваемой пациентом на вентиляцию в условиях ненормально функционирующей дыха-тельной и сердечно-сосудистой систем. Отсюда следует применение ИВЛ для лечения дыхатель-ной недостаточности, обусловленной заболева-ниями различной этиологии, травмами, отравле-ниями, хирургическими вмешательствами на ор-ганах грудной полости, введением мышечных ре-лаксантов и (или) седативных препаратов, а также для борьбы с асфиксией новорожденных и лече-ния пороков их развития. Относительно новым направлением является применение вентиляцион-ной поддержки для борьбы с сонным апноэ. Основным местом применения ИВЛ по-прежнему являются стационарные лечебные учреждения, экстремальная медицина (в более узком смысле -- передвижные средства скорой помощи), родиль-ные дома и отделения. В условиях России в бли-жайшие годы, к сожалению, неперспективно ле-чение с использованием аппаратов ИВЛ на дому; почти не находит распространения и амбулатор-ное использование ИВЛ для лечения так называе-мых респираторных хроников.

Общим принципом осуществления ИВЛ оста-ется метод вдувания газа в верхние дыхательные пути пациента. Внешний метод вентиляции, электростимуляция дыхательных мышц, экстракорпо-ральный газообмен, апнойная вентиляция посто-янным потоком газа и асинхронная вентиляция двух легких не имеют видимых перспектив. Прак-тически перестала применяться ИВЛ с активным выдохом. Более четко определены границы разум-ного использования ИВЛ с частотой, намного превышающей частоту самостоятельного дыхания (высокочастотная -- ВЧ ИВЛ), а именно: во время реконструктивных хирургических вмешательств на верхних дыхательных путях, для обеспечения cинхронизации нуждающихся в ИВЛ пациентов, которые по различным причинам обычными ме-тодами синхронизируются плохо, и для струйной ВЧ ИВЛ через введенную чрескожно в трахею специальную иглу, когда обычная интубация не-возможна. Осцилляторная вентиляция с частотой 1000 в минуту клинического применения не на-шла.

Вместе с тем прослеживаются вполне опреде-ленные тенденции развития частных методик ИВЛ. Основное направление -- переход от наибо-лее часто используемой сейчас управляемой ИВЛ к менее инвазивным методикам. Для них, во-пер-вых, характерны различные сочетания навязывае-мого пациенту режима с самостоятельным дыха-нием; при этом аппарат выполняет не всю, а толь-ко часть работы, затрачиваемой на вентиляцию, и "вклад" управляемой ИВЛ можно постепенно сни-жать. Распространение таких методов обосновы-вает замену самого термина "искусственная венти-ляция легких" на более широкое понятие "венти-ляционная поддержка". Во-вторых, неинвазивным считают присоединение аппарата для интенсив-ной терапии к пациенту с помощью трахеальных трубок, вводимых через нос, или масок, которые обеспечивают непосредственный доступ в верхние дыхательные пути.

Расположить наиболее известные методики вентиляционной поддержки в порядке снижения роли принудительной вентиляции и возрастания роли самостоятельного дыхания можно следую-щим образом:

Управляемая ИВЛ (Conrolled Mechanical Ventilation - CMV).

Управляемая ИВЛ с ограничением давления (Pressure Limited Ventilation - PLV).

Вспомогательная (триггерная) ИВЛ (Assisted Mechanical Ventilation - AMV).

Поддержка давлением (Pressure Support - PS).

Периодическая (синхронизированная или несинхронизированная) ИВЛ ((Synchronized) Intermittent Mandatory Ventilation - (S) IMV).

Периодическая ИВЛ с автоматическим под-держанием минутной вентиляции (Extended Mandatory Minute Ventilation - EMMV).

Технические решения современных аппаратов ИВЛ во многом сблизились. В настоящее время применяются 4 схемы для подачи газовой смеси пациенту.

Генератор вдоха постоянного потока с ком-мутирующими устройствами в линиях вдоха и вы-доха, выполненный в виде смесителя сжатого ки-слорода, поступающего извне, и сжатого воздуха.
В большинстве зарубежных аппаратов последний также подается из внешнего источника (аппараты серий "Putitan-Bennet", "Веаг", большинство мо-делей фирм "Bird" “Drager” и др.) или поставляемым отдельно компрессором высокого давления. В отечественных аппаратах воздух подает встроен-ный в аппарат компрессор низкого давления. Та-кая схема позволяет достаточно легко реализовать разнообразные режимы работы и измерять харак-теристики вентиляции. Однако конструктивное осуществление этой схемы довольно сложно, ис-пользование во время ИА затруднено. Примером
такого решения являются аппараты "Спирон-201","Фаза-5" и др.

Генератор вдоха постоянного потока с коммутирующим устройством только в линии выдоха. Здесь через линии вдоха газ течет постоянно, с частотой дыхания перекрывается только линия выдоха, поэтому конструкция таких аппаратов проще, чем по схеме 1. Особенно проста реализа-ция режимов, требующих создания в линии выдо-ха постоянного подпора положительного давления (ПДКВ, самостоятельное дыхание под положи-тельным давлением и др.). Конструктивная форма выполнения генератора вдоха такая же, что и для схемы 1. Постоянный поток газа, через дыхательный контур, с одной стороны позволяет легче, контролировать его величину и подаваёмую ми-нутную вентиляцию, а с другой - вызывает1 повы-шенный расход газовой смеси, затрудняет измере-ние выдыхаемого объема и применение во время ИА. Поэтому данный принцип используется поч-ти исключительно в аппаратах для интенсивной терапии у детей (например, в аппарате "Спиро-Вита-412"), где повышенный расход кислорода незначителен по абсолютной величине.

Постепенно расширяется использование ге-нератора вдоха, выполняемого в виде меха, цилиндра с поршнем и т. п., приводимых в движе-ние специальным электроприводом, который позволяет гибко управлять всеми характеристиками движения подвижного элемента, а следовательно,
потока газа и вентиляции. Режимы, использую-щие в линии выдоха динамически создаваемое постоянное давление, реализовать сложно. Достоин-ством является возможность обойтись как без
внешнего пневмопитания, так и без встроенного компрессора. Снижение размеров и массы такихаппаратов сочетается с тем, что потребляемая в данный момент мощность определяется режимом вентиляции и максимальная нагрузка на привод нужна очень редко. Такое устройство встречается
пока только в аппаратах средней сложности, пред-назначенных для взрослых, например в аппарате фирмы "Kontron", в модели "Веаг-33".

4. Описанные выше схемы ориентированы на подачу определенного потока или объема газа, а создающееся при этом в дыхательном контуре давление вторично. Известна, однако, схема, пер-вично ориентированная на создание заданного давления. Ее основу составляет емкость с регули-руемой эластичностью, в которую газовая смесь подается постоянно, а отбирается только во время вдоха. Принципиальное преимущество -- возмож-ность накопления газа, из-за чего мгновенное значение подачи газа всегда равно минутной вен-тиляции, но не превышает ее, как в других схемах. Пример реализации -- аппараты семейства " Servoventilator - 900 фирмы "Siemens".

Во всех современных аппаратах, кроме про-стейших моделей для скорой помощи и аппаратов для ИВЛ вручную, применение микропроцессоров стало стандартным приемом даже для моделей с пневматическим приводом. Пневматические уст-ройства для управления аппаратами практически вышли из употребления. Преимущества микро-процессорного управления по гибкости, разнооб-разной обработке и визуализации информации весьма велики. Однако прослеживается тенденция придания аппаратуре возможностей, которые лег-ко реализуются программными методами, но чет-кие показания к их применению либо очень узки, либо еще не определены.

Известно, что важные характеристики аппарата ИВЛ -- стабильность установленных режимов и легкость настройки на них -- во многом опреде-ляются примененным принципом переключения с вдоха на выдох. Поскольку микропроцессорная техника легко обеспечивает дозирование вре-менных характеристик, наибольшее распростра-нение получило переключение по времени. Вме-сте с тем для реализации многих режимов работы этот первичный механизм дополняется переклю-чением аппарата на выдох по достижению задан-ного давления в дыхательном контуре и изредка -- вследствие подачи заданного объема. Другим ас-пектом микропроцессорного управления стало широкое применение, для стабилизации ряда ха-рактеристик внутренних обратных связей. Приме-ром может служить реализованное в моделях "Спирон-201" и "Спирон-Вита-402" автоматиче-ское поддержание заданной вентиляции при из-менении оператором относительной длительности вдоха или величины задержки на вдохе.

Одновременно микропроцессорная техника по-зволяет так сильно оснастить аппарат устройства-ми для мониторного контроля и измерения пока-зателей вентиляции и состояния пациента, на-столько изощренно обрабатывать и представлять соответствующую информацию, что становится трудным обеспечить безопасность пациента без таких устройств и, более того, грамотно использо-вать возможности аппарата ИВЛ. Справедливо ут-верждать, что важнейшая тенденция развития ап-паратов ИВЛ -- превращение многофункциональ-ных аппаратов ИВЛ в своеобразные информаци-онно-управляющие центры.

Прообразом подобного симбиоза можно счи-тать аппарат ИВЛ "Evita-4" германской фирмы "Drager", в котором на большой цветной экран выводятся значения задаваемых и измеряемых по-казателей вентиляции, несколько функциональ-ных кривых, задаваемые границы сигнализации, данные о пациенте и о техническом обслужива-нии и др. Даже управление большинством характеристик осуществляется изображенными на эк-ране "виртуальными" органами управления. Нуж-но все же отметить, что и стоимость этого аппара-та не менее впечатляющая.

На основании приведенных сведений можно сформулировать следующие перспективы разви-тия отечественной аппаратуры.

Перспективы развития аппаратов ИВЛ

Будут продолжать расширяться функцио-нальные возможности аппаратов наиболее высо-кого класса. К режимам управляемой (во всех ее разновидностях), вспомогательной и периодиче-ской вентиляции и самостоятельного дыхания с постоянно положительным уровнем давления бу-дут добавлены те новые режимы, показания к применению и реализация которых уже установ-лены и которые не требуют значительного техни-ческого усложнения, а именно, поддержки давле-ния и вентиляции с двумя фазами положительно-го давления.

Будут продолжаться обеспечиваться работа аппаратов без подачи извне сжатого воздуха и ис-пользование сжатого кислорода только для оксигенации вдыхаемого воздуха. Для аппаратов наи-более высокого класса будет преимущественно ис-пользоваться более гибкая схема с управляемыми
клапанами в линиях вдоха и выдоха. В ней найдут применение электромагнитные устройства, позво-ляющие управлять не только временными харак-теристиками, но и расходом газа.

В более простых аппаратах, видимо, будет пре-имущественно применяться схема с управляемым электродвигателем и мехом, а также схема с нако-пительной емкостью. В этих моделях перспектив-но применение встроенного аккумулятора для обеспечения 20--30 мин работы аппарата после нарушения электропитания.

По-прежнему будет применяться микропроцессорное управление с использованием совре-менной элементной базы и обеспечиваться разборность дыхательного контура. Еще большее
внимание будет уделено упрощению управления аппаратами, в том числе путем использования ав-томатической стабилизации заданных оператором характеристик.

Особенно быстро будет развиваться оснаще-ние аппаратов встроенными и придаваемыми мо-ниторами с измерением показателей давления и объемных характеристик ИВЛ и с сигнализацией о выходе основных характеристик вентиляции из заданного диапазона. В аппаратах высокого клас-са, по-видимому, станет обязательным вывод информации, в том числе функциональных кривых на экран.

2.3. Аппараты искусственной вентиляции легких

Фирма DRAGER является признанным мировым лидером в про-изводстве аппаратов ИВЛ , историю создания которых ведет с 1907г., когда Генрих Драгер изобрел дыхательный прибор для первой помощи и возвращения людей к жизни .Дыхание сегодня обеспечивается при-менением управляемой компьютером техники , что позволяет создать не-обходимые требования безопасности . Далее будут рассмотрены некото-рые аппараты выпускаемые этой фирмой : ЕV 801 , EDAM 2 .

Аппарат EV 801 . Предназначен для длительной по времени вен-тиляции легких для домашнего, транспортного и клинического приме-нения .

EV 801 - это управляемый по времени дыхательный прибор . Экс-плуатируется без медицинского сжатого воздуха . Питается от электри-ческой сети , от внешнего постоянного напряжения ( батареи 12В или 24В).

Независимость от сжатого воздуха обеспечивается за счет встро-енного насоса.

Переключение питания с одного источника на другой , например , при пропадании напряжения сети, происходит само собой без прекра-щения обслуживания пациента .