Лекция
Привет, Вы узнаете о том , что такое наркозно-дыхательная аппаратура, Разберем основные их виды и особенности использования. Еще будет много подробных примеров и описаний. Для того чтобы лучше понимать что такое наркозно-дыхательная аппаратура, ивл, аппарат искусственной вентиляции лёгких , настоятельно рекомендую прочитать все из категории Электронная лечебная аппаратура.
Аппарат искусственной вентиляции легких (аппарат ивл ) — это медицинское оборудование, которое предназначено для принудительной подачи газовой смеси (кислород и сжатый осушенный воздух) в легкие с целью насыщения крови кислородом и удаления из легких углекислого газа . Первая модель была разработана в конце 1920-х гг. врачом Филиппом Дринкером при участии педиатра Чарльза Макханна для лечения больных полиомиелитом .
Аппарат ИВЛ может использоваться как для инвазивной (через интубационную трубку, введенную в дыхательные пути пациента или через трахеостому), так и для неинвазивной искусственной вентиляции легких — через маску.
Аппарат ИВЛ может быть как ручным (мешок Амбу), так и механическим. Сжатый воздух и кислород для пневмопитания механического аппарата могут подаваться как из центральной системы газоснабжения медицинского учреждения или баллона сжатого воздуха (при транспортировке), так и от индивидуального миникомпрессора (реальность в странах экс-СССР) и кислородного концентратора. При этом смесь газов должна согреваться и увлажняться перед подачей пациенту.
Современные аппараты ИВЛ являются крайне высокотехнологичным медицинским оборудованием. Они обеспечивают респираторную поддержку пациента как по объему, так и по давлению.
В настоящий момент наиболее совершенной технологией синхронизации аппарата ИВЛ с пациентом является технология нейро-контролируемой вентиляции легких, когда сигнал, идущий из дыхательного центра продолговатого мозга по диафрагмальному нерву к диафрагме, фиксируется специальными высокочувствительными датчиками, расположенными в области перехода пищевода в желудок (область кардии).
Аппарат высокочастотной струйной ИВЛ может обеспечивать как собственно высокочастотную струйную ИВЛ, так и сочетанную. При этом используется контроль по давлению для предотвращения баротравмы легких. Современный аппарат ВЧ струйной ИВЛ должен иметь встроенный роликовый увлажнитель и встроенную систему обогрева газовой смеси для предотвращения тяжелых осложнений со стороны дыхательных путей. Обязательна возможность дозирования кислорода и контроль углекислого газа в выдыхаемом воздухе.
Самая простая классификация аппаратов ИВЛ
PPV(positive pressure ventilation), NPV(negative pressure ventilation) и вообще откуда дует ветер В английском языке слова, обозначающие дыхание и ветер, звучат почти одинаково это breeze (бриз) и breathe (дышать). В обоих случаях воздух из зоны высокого давления перемещается в зону низкого давления. Ученые, изучающие дыхание, договорись принять атмосферное давление (pressure) за ноль (0 - zero). Если ниже атмосферного, – отрицательное (negative), а если выше, – положительное (positive). Когда мы дышим самостоятельно, вдыхая, мы создаем отрицательное давление в дыхательных путях, а выдыхая, – положительное. Кто не понял, сделайте несколько дыхательных упражнений. Полость грудной клетки расширяется, давление воздуха в дыхательных путях становится ниже атмосферного, – происходит вдох, при выдохе – наоборот. Таким образом, самостоятельное дыхание, – это NPV (negative pressure ventilation) поскольку на вдохе давление воздуха в дыхательных путях ниже атмосферного. Существуют аппараты ИВЛ NPV. Это большой герметичный сундук, из которого торчит голова пациента. Чтобы состоялся вдох, давление в сундуке должно упасть ниже атмосферного, вызвав расширение грудной клетки. Довольно физиологично, но весьма громоздко.
HFV (high frequency ventilation) – высокочастотная ИВЛ в природе используется хищниками, которые не умеют потеть, например, собаками.
При этом типе дыхания объем одного вдоха меньше мертвого пространства. Этот тип дыхания по-английски называется panting. Газообмен происходит за счет непрерывного перемешивания воздуха. Легкие выполняют роль радиатора и испарителя, позволяя хищнику, одетому в меховую шубу, не погибнуть от теплового шока. По мере того, как технические задачи, связанные с адекватным увлажнением и согреванием дыхательной смеси аппаратов ВЧИВЛ (HFV), находят решение, эти замечательные машины занимают достойное место в клинике.
Во второй половине XIX – начале XX века на волне научно-технического прогресса появляются новые методики и устройства для ИВЛ. В частности, в 1907 году был разработан мобильный респиратор Pulmotor «патефонного» типа, который применялся в горноспасательных работах. Однако ученые пришли к выводу, что экспираторные методы ИВЛ, основанные на активном вдувании воздуха в дыхательные пути, не физиологичны и могут приводить к негативным последствиям: изменению легочной механики, атрофии легочных мышц, недостаточному притоку крови к сердцу. Как следствие, появился новый тип устройств – камера с отрицательным давлением, в которую помещался пациент и из которой периодически откачивался воздух. Возникающий вакуум оказывал присасывающее воздействие на грудную клетку, создавая отрицательное давление в дыхательных путях и таким образом обеспечивая дыхание.
Пациенты, пораженные полиомиелитом, в аппаратах Энгстрема, 1953 г.
Легочная вентиляция - это соотношение объема дыхания на вдохе к объему дыхания на выдохе в минуту. Средняя величина легочной вентиляции зависит от пола, возраста, веса и составляет 8 - 10 литров в минуту для человека весом в 70 кг. Это обмен воздуха между атмосферой и легкими.
1 Структурная схема аппаратов искусственной вентиляции легких Схема любого устройства (рисунок 1) содержит следующие основные структурные части: источник газа, подаваемого пациенту (генератор инспираций); распределительное устройство, определяющее необходимые направления движения газа на разных фазах дыхательного цикла; механизм управления распределительным устройством . Рисунок 1 – Общая структурная схема аппаратов ИВЛ
2 Основные параметры и понятия в работе аппаратов искусственной вентиляции легких Сегодня аппараты ИВЛ обладают большим функционалом и широким спектром возможностей, все это достигается посредством развития программных возможностей. Современные устройства имеют множество режимов, позволяющих точно подобрать параметры вентиляции, чтобы 13 избежать возможных повреждений и обеспечить организм требуемым количеством воздуха . Далее рассмотрены основные параметры, функции и возможности современных аппаратов. [3,4,5,6]
Способ управления аппаратом ИВЛ называется в зависимости от того, какой параметр мы контролируем (рисунок 2).
Volume controlled ventilation (VCV) – способом управления заключается в изменении дыхательного объема.
Flow controlled ventilation (FCV) – способом управления завключается в изменении потока.
Pressure controlled ventilation (PCV) – способ управления заключается в изменении давления, времени инспирации.
Практика использования привела потребителей и производителей устройств к убеждению, что неуместно разделять понятия VCV и FCV. Объем
и поток тесно связаны между собой. Объем является произведением потока на время.
Поскольку одним потоком параметров дыхания задавать невозможно, в управлении «потоком» всегда задается время инспирации, получается объем.
Для удобства пользователя эти два варианта управления объединены в понятие «управление вдохом по объему» (VCV).
При VCV аппарат ИВЛ, несмотря на любые препятствующие и ограничивающие изменения в дыхательной системе, в течение установленного времени впускает в легкие пациента заданный объем. С «контролем по объему» существует угроза критического повышения давления в дыхательной
системе.
В случае вентиляции с контролем давления (PCV) аппарат ИВЛ поддерживает установленное давление в дыхательных путях в течение времени инспирации и не влияет на дыхательный объем, доставляемого пациенту. В PCV мы рискуем подать пациенту минутной объемной вентиляции ниже нормы.
Рисунок 2 - Графики потока давления и объема при разных способах управления вдохом PCV и VCV
Если аппарат ИВЛ контролирует давление, форма кривой давления остается неизменной. При изменениях в дыхательной системе будут меняться графики объема и расхода.
Если аппарат ИВЛ контролирует объем, форма кривых объема и потока остается неизменной. При изменениях в дыхательной системе будет меняться график давления. Объем вдоха регулируется либо степенью сжатия сильфона,
либо амплитудой смещения поршня, либо косвенно через регулирование потока.
Если аппарат ИВЛ контролирует поток, форма кривых объема и потока остается неизменной. При изменениях в дыхательной системе будет меняться график давления. Управление потоком осуществляется с помощью устройств,
которые регулируют поток: от простых расходомеров до сложных клапанов вдоха с электронным управлением. Контролируя поток, мы косвенно контролируем объем вдоха.
Основное различие между PCV и VCV состоит в том, что VCV сразу устанавливает характеристики потока (форма: прямоугольная или нисходящая, и значение потока), а при PCV калибруется поток, поддерживая
постоянное давление. Таким образом, когда параметры дыхательной системы изменяются, изменяется поток. Соответственно, изменяется дыхательный объем.
Механизмы управления количеством газа поставляемого в легкие во время вдоха принято делить на две группы. Это:
1. Вентиляция с контролем по объему, когда дыхательный объем устанавливается непосредственно, как в аппаратах для ИВЛ, построенных на базе дыхательного меха, либо как функция инспираторного потока и времени.
2. Вентиляция с контролем по давлению, предусматривающая управление количеством газа, поступающего в легкие во время вдоха за счет ограничения инспираторного давления.
Каждый из этих методов обладает своими преимуществами и недостатками. В современных аппаратах для ИВЛ имеется тенденция к объединению этих механизмов и созданию режимов вентиляции с так называемым двойным контролем, представляющим собой попытку объединить преимущества обоих механизмов управления вентиляцией.
Классический режим вентиляции с контролем по объему обычно обозначается английской аббревиатурой VC или VCV (от Volume Controlled Ventilation). Структура дыхательного цикла при вентиляции с контролем по объему представлена на Рис. 1. Связь основных параметров вентиляции можно описать с помощью следующего уравнения:
Где: Р — давление в контуре вентиляции. F — поток. AV — объем вдоха. R — динамическое сопротивление. С — растяжимость.
Рrm — давление создаваемое усилиями респираторных мышц больного.
Главным отличием вентиляции с контролем по объему является то, что характеристики потока во время вдоха жестко заданы и не зависят от усилий больного и показателей респираторной механики.
Дыхательный объем (Ут) — при вентиляции с контролем по объему задается непосредственно. Численно равен площади, ограниченной инспиратор-ной кривой потока (заштрихованная область на Рис. 1). Если есть возможность использовать ПДКВ, начальное значение дыхательного объема, как правило, устанавливается из расчета 6-8 мл на килограмм идеального веса больного.
Инспираторный поток. При вентиляции с контролем по объему инспира-торный поток создаваемый аппаратом не зависит от показателей респираторной механики. В аппаратах, построенных на базе дыхательного меха, инспи-раторный поток, обычно, не регулируется непосредственно, а оказывается функцией от дыхательного объема, частоты дыхания и соотношения длительности вдоха и выдоха. При непосредственном управлении потоком, задается его пиковое значение. Характер изменения потока во времени может быть различным. Многие аппараты для ИВЛ предоставляют возможность выбора одной из нескольких форм инспираторного потока (постоянная, синусоидальная и замедляющаяся.). В клинической практике чаще применяется постоянная и замедляющаяся формы потока. При равном значении пикового потока его среднее значение, а, следовательно, и повреждающее действие сил растяжения на паренхиму легких, будет максимальным при постоянной форме потока. В связи с этим предпочтительнее замедляющаяся форма инспираторного потока — когда его максимальная величина приходится на раннюю фазу вдоха и постепенно снижается по мере уменьшения инспираторного запроса больного. Современные дыхательные аппараты предоставляют возможность автоматического управления потоком, когда его величина и форма рассчитывается таким образом, чтобы доставить дыхательный объем в течение заданного времени при минимально возможном давлении.
Пиковый поток устанавливается с учетом двух положений. Если поток слишком высок, дыхательный объем поступает в наиболее податливые участки легких при высоком давлении, что может вызвать травму альвеол. Если поток слишком низок, он не сможет обеспечить инспираторный запрос больного, что приведет к десинхронизации его дыхания с ИВЛ. Простейшее правило — пиковый поток должен быть приблизительно в четыре раза больше минутного объема вентиляции (если МОД составляет 15 л/мин, больной нуждается в пиковом потоке порядка 60 л/мин). Это правило относится к постоянной, т. е. прямоугольной форме потока. При замедляющейся форме -пиковый поток несколько увеличивается. Снижение потока требуется, если пиковое инспираторное давление превышает 35-40 см. вод. ст. Увеличение -при сохранном спонтанном дыхании, чтобы обеспечить инспираторный запрос больного. В данной ситуации может потребоваться увеличение пикового потока до 100 л/мин и более.
Длительность вдоха (Ti) оказывается производной от дыхательного объема (Vt) и инспираторного потока (F), может быть увеличена за счет инспиратор-ной паузы.
Инспираторная пауза (Tip) представляет собой промежуток времени между окончанием вдоха и началом выдоха (открытие экспираторного клапана).
В большинстве случаев в использовании инспираторной паузы нет необходимости. Она служит для дифференцировки пикового давления и давления плато при исследовании показателей респираторной механики. Обычно для достижения равновесия давлений в альвеолах и контуре вентиляции требуется инспираторная пауза не менее 0,5 с.
Характеристики дыхательного цикла при ивл с контролем по объему
Vt — дыхательный объем, соответствует площади, ограниченной кривой, отражающей изменения потока во времени (заштрихованная часть).
F — максимальная величина инспираторного потока.
Т — максимальная продолжительность дыхательного цикла.
tip — длительность инспираторной паузы.
те — длительность выдоха.
рреер — повышенное давление в конце выдоха (ПДКВ).
рреак — пиковое инспираторное давление.
pplato — инспираторное давление плато.
Пиковое инспираторное давление (рреак) представляет собой максимальное давление во время вдоха. При условии отсутствия спонтанного дыхания оно является производным инспираторного потока (F), дыхательного объема (VI), статической растяжимости (С) и сопротивления (R) респираторной системы.
Для обеспечения безопасности вентиляции пиковое давление не должно превышать 35-40 см. вод. ст. Уменьшить пиковое давление при ИВЛ с контролем по объему можно за счет снижения пикового потока, и выбора замедляющейся формы кривой инспираторного потока, как видно из данных, приведенных на Рис.1.
Давление плато, или давление в конце инспираторной паузы, соответствует альвеолярному, если длительность инспираторной паузы достаточна для достижения равновесия. Альвеолярное давление представляет собой производное дыхательного объема (Vt) и статической растяжимости респираторной системы (С).
Параметры вентиляции подбираются таким образом, чтобы давление плато не превышало 30 см. вод. ст. В противном случае необходимо уменьшение дыхательного объема. Важным практическим моментом при измерении давления плато является исключение авто-ПДКВ. Т. е. кривая потока к моменту окончания выдоха должна достигнуть нулевого значения.
ИВЛ с контролем по объему может с успехом использоваться как у больных с нарушением вентиляции, так и у больных с гипоксемической дыхательной недостаточностью. Правильный выбор параметров даже при частично сохранном спонтанном дыхании позволяет обеспечить ИВЛ с минимальными энергетическими затратами. При этом всегда следует учитывать опасность гипервентиляции и развития выраженного дыхательного алкалоза. Вентиляция с контролем по объему не предусматривает возможности частичной респираторной поддержки и используется только у больных не готовых к переводу на спонтанное дыхание.
Преимущества вентиляции с контролем по объему:
Недостатки:
Режим вентиляции с ограничением давления на вдохе в англоязычной литературе обозначается аббревиатурой (PLVoT Pressure Limited Ventilation), занимает промежуточное положение между объемной вентиляцией и вентиляцией с контролем по давлению. Существенным недостатком объемно-ориентированной вентиляции является то, что гарантировать доставку заданного дыхательного объема можно только при условии герметичности дыхательного контура и респираторной системы в целом. Существует значительная группа пациентов, у которых обеспечить это условие не представляется возможным. Это дети младше 8 лет, у которых для предупреждения подсвязочного ларингеального отека используются эндотрахеальные трубки без манжеты, больные с травмой легких, бронхоплевральными свищами и т. д. Из-за отсутствия герметичности реальный дыхательный объем оказывается всегда меньше заданного. Степень утечки может быстро изменяться в широких пределах в зависимости от многих факторов - положения больного, количества мокроты, усилий дыхательных мышц, показателей респираторной механики. Компенсация утечки требует значительного увеличения дыхательного объема, что сопряжено с риском гиперинфляции, и травмы легких. Подбор параметров вентиляции в данных условиях становится крайне затруднительным. Решением этой проблемы и является режим вентиляции с ограничением давления на вдохе. Структура дыхательного цикла при вентиляции в данном режиме представлена на Рис. 2.
С технической точки зрения вентиляция с ограничением давления на вдохе отличается от классической объемной вентиляции включением в дыхательный контур клапана, открывающегося при давлении, превышающем определенный предел. Этот предел носит название максимального инспираторного давления. Все остальные установки - дыхательный объем, пиковое значение и форма инспираторного потока, время вдоха аналогичны классической объемной вентиляции.
До тех пор пока инспираторное давление в контуре не достигает заданной величины (рмах), структура дыхательного цикла ни чем не отличается от обычной объемной вентиляции. Когда давление в контуре оказывается выше рмах, клапан открывается, и часть инспираторного потока сбрасывается, так чтобы давление в контуре не превышало значения рмах. Поток поставляется в контур вентиляции до окончания времени вдоха Ti, которое зависит от заданного дыхательного объема. Об этом говорит сайт https://intellect.icu . Часть его поступает в дыхательные пути, часть сбрасывается. Результирующий дыхательный объем оказывается меньше заданного. Ин спираторный поток, поступающий в дыхательные пути с момента достижения максимального давления, носит замедляющийся характер.
Обычно при инициации вентиляции с ограниченным давлением значение рмах устанавливается приблизительно на 3 см. вод. ст. выше давления плато. Дыхательный объем - на 20% больше расчетной величины для данного больного. В случае значительной утечки может потребоваться увеличение дыхательного объема до 2 литров и более.
Существенным моментом является то, что данный режим вентиляции не гарантирует доставки заданного дыхательного объема и минутной вентиляции, и для предупреждения возможной гиповентиляции требуется постоянный мониторинг выдыхаемого объема.
Структура дыхательного цикла при вентиляции с ограничением давления
Преимущества вентиляции с ограничением давления:
Недостатки:
Вентиляция с контролем по давлению в англоязычной литературе обычно обозначается аббревиатурой PC или PCV (от Pressure Controlled Ventilation). Для иллюстрации ее принципов удобно воспользоваться следующей механической моделью. Представьте себе аппарат для искусственной вентиляции легких, построенный на базе меха с пневматическим приводом (мех в колбе). Пока рабочее давление в колбе значительно превосходит инспираторное давление в дыхательных путях больного, количество газа, поступающего в легкие, зависит только от конечного объема меха, и это объемный режим вентиляции. При использовании рабочего давления сопоставимого с инспираторным давлением характер вентиляции принципиально изменяется (Рис. 3). Поток во время вдоха определяется разницей между рабочим давлением в колбе аппарата и давлением в дыхательных путях больного. По мере увеличения альвеолярного объема, давление в дыхательных путях растет, скорость потока снижается. В момент, когда достигается равновесие давлений, поток останавливается. Таким образом, управление скоростью потока и результирующим дыхательным объемом осуществляется величиной рабочего давления в колбе. Это давление соответствует конечному инспираторному давлению в дыхательных путях больного (Pi). Максимальная скорость потока и дыхательный объем не лимитируются. Поток всегда носит замедляющийся характер и зависит от инспираторных усилий больного. Чем больше разность давлений, тем выше скорость потока и дыхательный объем.
В аппаратах, построенных на основе непосредственного управления потоком в дыхательном контуре, такой режим вентиляции осуществляется путем включения обратной связи. С помощью системы датчиков аппарат постоянно контролирует величину давления и поток в контуре вентиляции. За счет интерактивной работы сервопривода клапана вдоха поток изменяется пропорционально разнице между заданным инспираторным давлением и давлением в контуре вентиляции.
Максимальное значение потока лимитируется только техническими возможностями аппарата и составляет порядка 120-180 л/мин. Чем большие ин-спираторные усилия прилагаются больным, тем выше градиент давлений, соответственно - поток и дыхательный объем. Давление в контуре вентиляции поддерживается в течение заданного времени вдоха (Ti). Промежуток с момента остановки инспираторного потока до окончания фазы вдоха соответствует инспираторной паузе (Tip). В случае, когда длительность вдоха недостаточна для полного заполнения легких при данном давлении, инспираторный поток не достигает нулевого значения. Об этом свидетельствует излом на кривой потока (на Рис. 3 обозначен стрелкой). При отсутствии герметичности контура чтобы удержать заданное давление, аппарат будет поддерживать поток на протяжении всего времени вдоха. Если утечка достаточно велика, поток приобретает постоянный характер. Таким образом, при вентиляции с контролем по давлению возможно обеспечение ИВЛ даже на фоне значительной утечки. Это делает вентиляцию с контролем по давлению методом выбора в тех случаях, когда невозможно достичь герметичности контура вентиляции (например, у детей и у больных с бронхиальными свищами).
Управление вентиляцией осуществляется с помощью следующих параметров: инспираторное давление, длительность вдоха, частота дыхания.
Инспираторное давление соответствует пиковому давлению, поскольку последнее легче измерять. Обычно у взрослых стартовое значение инспираторного давления устанавливается на уровне 20 см. вод. ст., затем подбирается таким образом, чтобы обеспечить доставку дыхательного объема из расчета 6-8 мл/кг. Начиная с больших значений и постепенно снижая. Такой подход способствует лучшему расправлению дыхательных путей и нормализации соотношения вентиляции и перфузии в легочной ткани. Чтобы предупредить травму легких максимальное значение инспираторного давления не должно превышать 35 см вод ст. Излом инспираторной кривой потока, как показано на Рис.3, свидетельствует о том, что максимальный дыхательный объем при данном инспираторном давлении не достигнут. В таком случае увеличить объем можно за счет удлинения фазы вдоха. При сохранном спонтанном дыхании изменение инспираторного давления позволяют регулировать степень респираторной поддержки. Как уже упоминалось ранее, работа дыхания представляет собой произведение дыхательного объема и градиента давлений. В данной ситуации степень респираторной поддержки или доля работы по доставке дыхательного объема, выполняемая аппаратом ИВЛ будет пропорциональна соотношению заданного инспираторного давления и давления создаваемого дыхательными мышцами больного. При нормальных показателях респираторной механики 100 % уровень респираторной поддержки соответствует инспираторному давлению порядка 15 см. вод ст.
Длительность вдоха в режиме PCV задается непосредственно. В качестве стартовой величины у взрослого устанавливается на уровне около 1 секунды. Зависит от размеров легких. Ориентировочные значения стартовых длительности в доха и инспираторного давления в зависимости от идеального веса больного представлены таблице 2.
Структура дыхательного цикла при вентиляции с контролем по давлению
Pi — инспираторное давление.
рреер — повышенное давление в конце выдоха (ПДКВ).
те — длительность выдоха.
tip — длительность инспираторной паузы.
В современных аппаратах ИВЛ эти значения хранятся в памяти и устанав ливаются автоматически при введении веса больного. В режиме PCV предо ставляется возможность выбора между непосредственным управлением дли тельностью вдоха либо ее изменением вместе с частотой дыхания при постоянном соотношении длительности вдоха и выдоха. Первый механизм позволяет регулировать минутную вентиляцию при неизменных характеристиках дыхательного объема. Второй - изменять частоту дыхания при неизменном значении среднего давления в дыхательных путях. Некоторые аппараты позволяют изменять длительность дыхательного цикла при постоянной длительности выдоха, что может быть необходимо для предупреждения авто ПДКВ.
Дыхательный объем не задается непосредственно, а оказывается производным от инспираторного давления, длительности вдоха, показателей респираторной механики и дыхательных усилий больного. При резком увеличении сопротивления дыхательных путей достижение заданного инспираторного давления не гарантирует доставки необходимого объема. Это может быть причиной гиповентиляции и угрожающей гипоксии при скоплении мокроты, бронхоспазме, десинхронизации с дыханием больного. Необходимым условием безопасности вентиляции с контролем по давлению является постоянный мониторинг дыхательного объема.
Инспираторный поток. Режим вентиляции с контролем по давлению не предусматривает непосредственной регулировки инспираторного потока. Максимальное его значение ограничивается только конструктивными возможностями аппарата. Такая ситуация выгодна далеко не во всех ситуациях. Если податливость легких мала, дыхательный объем поставляется в течение слишком короткого времени. Большую часть вдоха занимает инспираторная пауза, что не всегда благоприятно сказывается на условиях распределения дыхательного объема, в особенности в случаях с гетерогенным характером поражения легких.
Таблица 2
|
Выбор параметров вентиляции у больных без существенных нарушений легочной механики в зависимости от идеального веса тела
|
|||
|
Идеальный вес тела (кг)
|
Инспираторное давление
|
Длительность вдоха
|
Частота дыхания
|
|
у детей |
|||
|
2-5 |
15 |
0.6 |
35 |
|
6-8 |
15 |
0,6 |
25 |
|
9-11 |
15 |
0,6 |
20 |
|
12-20 |
15 |
1,0 |
20 |
|
21-26 |
15 |
1,0 |
15 |
|
27-29 |
15 |
1,5 |
15 |
|
у взрослых |
|||
|
30-39 |
15 |
1,0 |
14 |
|
40-59 |
15 |
1,0 |
12 |
|
60-89 |
15
|
1,0
|
10 |
|
90-100 |
18 |
1,5 |
10 |
|
выше 100 |
20 |
1,5 |
10 |
Управление параметрами инспираторного потока за счет наклона кривой давления
Pi — инспираторное давление.
Ti — время вдоха.
tr — время нарастания инспираторного давления.
Для обеспечения оптимальных условий вентиляции современные аппараты в режиме ИВЛ с контролем по давлению предоставляют возможность косвенного управления инспираторным потоком. Это достигается за счет изменения скорости нарастания инспираторного давления (Рис. 4). Заданное давление (Pi) достигается не сразу, а за определенное время (Тк), которое может выражаться непосредственно в секундах, или в процентах по отношению к длительности вдоха (Ti).
Замедленное нарастание инспираторного давления используется при выраженных нарушениях легочной механики с неоднородным поражением легких, в случаях отсутствия спонтанного дыхания. Дыхательный объем при этом поставляется при меньшем значении стартового потока, за большее время. Это способствует улучшению распределения дыхательного объема, и вентиляции менее растяжимых областей легких.
Достижение заданного инспираторного давления в начале вдоха, соответствует прямоугольной форме кривой давления, когда стартовое значение потока максимально, дыхательный объем поставляется за короткое время, поток быстро замедляется. Прямоугольная форма кривой давления предпочтительнее при высоком инспираторном запросе, бронхоспастических состояниях с выраженным увеличением константы времени респираторной системы, когда, для предупреждения авто ПДКВ необходимо быстро доставить дыхательный объем, и обеспечить достаточную продолжительность выдоха.
Если стартовый поток слишком высок, за счет инерционности систем аппарата на начальном участке кривой давления можно выявить пик, превышающий заданное значение инспираторного давления (Pi).
Преимущества вентиляции с контролем по давлению:
Недостатки:
Смена фаз дыхательного цикла
Механизмы, с помощвю которых осуществляется смена фаз дыхательного цикла, определяют различие принудительной и вспомогательной вентиляции. Ранние модели аппаратов для ИВЛ не имели возможности синхронизации со спонтанным дыханием больного. Искусственная вентиляция легких в таких условиях требовала глубокой седации и даже мышечной релаксации до тех пор, пока патологический процесс не разрешался. Перевод больного на спонтанное дыхание до того как, его дыхательные мышцы атрофировались, был серьезной проблемой. Это сделало необходимым решить целый ряд технических проблем, чтобы обеспечить возможность взаимодействия больного и аппарата ИВЛ на том уровне, при котором можно вести речь о вспомогательной вентиляции легких и дозированной респираторной поддержке.
Принудительная вентиляция
При принудительной вентиляции смена фаз дыхательного цикла осуществляется по времени, в соответствии с заданной частотой дыхания. Длительность вдоха в зависимости от выбранного режима может устанавливаться непосредственно, определяться как соотношение продолжительности вдоха и выдоха (1:Е), или быть функцией дыхательного объема и инспираторного потока. Частота дыхания выбирается такой, чтобы обеспечить минутную вентиляцию на уровне необходимом для элиминации углекислого газа и поддержания рН крови в рамках приемлемых значений (7,3-7,4). Принудительная вентиляция используется в случаях, когда спонтанное дыхание отсутствует или подавлено. В таких условиях чаще всего предпочтение отдается объемной вентиляции, поскольку она гарантирует доставку заданного дыхательного объема и позволяет непосредственно измерять показатели респираторной механики. Режим принудительной вентиляции с контролем по объему обычно обозначается как CMV (от Continuous Mandatory Ventilation). Принудительная вентиляция с контролем по давлению используется у больных со значительными нарушениями респираторной механики, когда не удается обеспечить доставку необходимого дыхательного объема в допустимых рамках давления.
По мере восстановления спонтанного дыхания, возникает проблема обеспечения синхронной работы аппарата с собственным дыхательным ритмом больного. Первой ступенью в ее решении является синхронизированная принудительная вентиляция.
Режим синхронизированной принудительной вентиляции с контролем по объему в англоязычной литературе чаще всего называется как Assist Control (А/С), в дословном переводе на русский язык это звучит как вспомогательная принудительная вентиляция. Аналогичный режим с контролем по давлению обычно обозначается общей аббревиатурой PCV (Pressure Controlled Ventilation).
Синхронизация принудительных дыханий со спонтанными попытками вдоха больного осуществляется за счет инспираторного триггера. Возможные механизмы его работы и их характеристики перечислены в таблице 3. В клинической практике наибольшее распространение получили системы, реагирующие на снижение давления, или потока в контуре вентиляции. Время ответа аппарата на попытку вдоха больного существенно не отличается в том и другом случае. Детектор давления проще в техническом плане. Его недостатками являются:
Реакция на посторонние колебания давления, которые могут приводить к ложным срабатываниям вплоть до автоциклирования,
Резкое снижение чувствительности при наличии утечки, это делает затруднительным использование детектора давления в качестве инспираторного триггера при отсутствии герметичности контура вентиляции.
Выбор уровня чувствительности требует учета следующих факторов. Слишком высокая чувствительность может быть причиной гипервентиляции из-за реакции на артефакты. При слишком низкой - возрастает энергетическая цена дыхания и возможна десинхронизация. Обычно в начале ИВЛ чувствительность триггера устанавливается на уровне - 2 см. вод. ст., затем подбирается индивидуально, так, чтобы обеспечить оптимальные условия ИВЛ.
Потоковый триггер позволяет в определенной степени избежать перечисленных выше проблем. Он значительно устойчивее к автоциклированию, сохраняет чувствительность при отсутствии герметичности контура вентиляции и утечке до 30 л/мин и более. Потоковый триггер предусматривает установку базового потока. Его значение должно быть не менее суммы потока утечки и порога срабатывания триггера. Так, если поток утечки составляет 6 л/мин, чувствительность триггера - 0,5 л/мин, базовый поток устанавливается на уровне не менее 6,5 л/мин. Кроме того, наличие базового потока позволяет снизить сопротивление контура вентиляции в момент инициации вдоха, что способствует уменьшению энергетической цены дыхания.
Потоковый триггер значительно сложнее в техническом плане, поскольку требуется дифференцировать поток утечки и поток создаваемый инспиратор-ными усилиями больного. Решением данной проблемы является регистрация потока в нескольких точках, в инспираторной и экспираторной части контура вентиляции. Это увеличивает сложность и стоимость системы. Еще один вариант - вынесение датчика потока за У- образный тройник, между контуром и коннектором эндотрахеальной трубки. Такое решение позволяет наиболее точно дифференцировать поток в контуре и поток, поступающий в дыхательные пути больного, однако связано с проблемой загрязнения датчика мокротой и конденсатом.
Инспираторный триггер - единственный "интерактивный" элемент при синхронизированной принудительной вентиляции с контролем по объему. При достаточной чувствительности в ответ на инспираторную попытку паци ент получает синхронизированный принудительный вдох. Если инспиратор-ные попытки отсутствуют, или чувствительность триггера слишком низкая, инициация вдоха осуществляется по времени в соответствии с заданной частотой дыхания. В режиме синхронизированной принудительной вентиляции при отсутствии спонтанного дыхания или установке чувствительности триггера на ноль результирующая частота дыхания будет равняться заданной. В случае срабатывания триггера частота дыхания будет увеличиваться в соответствии с частотой инспираторных попыток больного. Начальный уровень частоты дыхания у взрослых устанавливается в пределах 12-16 в минуту, из расчета объема минутной вентиляции 100 мл/кг. В последующем частота дыхания корректируется на основании анализа показателей кислотно-основного состояния и газового состава крови. При гиповентиляции и дыхательном ацидозе частота дыхания увеличивается. В случае гипервентиляции требуется углубление седации. При условии адекватной величины пикового потока, режим синхронизированной принудительной вентиляции с контролем по объему позволяет обеспечить полную респираторную поддержку, за исключени ем работы по активации триггера аппарата. Вентиляция с контролем по давлению обладает рядом преимуществ в подобной ситуации, поскольку позволяет достичь синхронизации инспираторного потока с дыхательными усилиями больного, дает возможность регулировать степень респираторной поддержки. Поэтому по мере восстановления спонтанного дыхания большинство клиницистов отдает предпочтение режиму PCV.
Таблица 3 Характеристики систем детекции попытки вдоха
|
Сигнал
|
Сенсор Время ответа
|
Свойства
|
|
Движения брюшной стенки
|
Детектор 53 + 13 мс ускорения
|
Надежность зависит от правильного положения Использование затруднительно при парадоксальном движении грудной клетки, или брюшной стенки Фиксированное значение чувствительности
|
|
Импеданс грудной клетки
|
Грудные 70-200 мс электроды
|
Надежность зависит от положения электродов Надежность контакта (высыхание геля) Длительная задержка
|
|
Давление в контуре
|
Детектор 40-100мс давления
|
Прост в использовании Автосрабатывание, высокая энергетическая цена дыхания Точность измерения зависит от растяжимости контура Нет контроля дыхательного объема
|
|
Поток
|
Детектор 25-50 мс разности давлений пневмотахометр
|
Простота в использовании Контроль дыхательного объема и утечки Автосрабатывание , чувствительность к влаге и загрязнению
|
Импедансный пневмограф для научных исследований
Блок-схема импедансного пневмографа, в котором используется микропроцессор 8080А [104], изображена на рис. 5.17. В приборе используется генератор тока и осуществляется выбор двух-, трех- и четырехэлектродной схемы регистрации. Применение микро-ЭВМ позволяет установить величину, частоту и безопасное напряжение на электродах. Посредством прибора измеряются величина и фазовый сдвиг продетектированного сигнала по отношению к задающему сигналу. Сила и частота питающего тока могут изменяться в пределах 0,02 1 мА и 1—99 кГц соответственно. После усиления с помощью АМ-демодулятора определяется величина модулированного по амплитуде сигнала, пропорционального измеряемому импедансу. Определение фазового сдвига производится путем подачи быстрых тактовых импульсов через счетчик за период, равный разнице во времени между пересечением нулевого уровня задающим и продетекти-рованным сигналами. Полученный результат представляет собой линейную функцию разности фаз обоих сигналов.
Рис. 5.17. Блок-схема импедансного пневмографа
Аналого-цифровой преобразователь обеспечивает сопряжение демодулятора с микропроцессором. Оператор устанавливает, какие из параметров схемы литания должны быть высвечены и какая цифровая информация должна быть передана во внешнее устройство ввода/вывода. Микропроцессор выполняет функции управления, а также связи с внешними устройствами.
Микропроцессор представляет собой плату размером 3,5Х Х4,5 дюйма (1 дюйм = 25,4 мм), имеющий 512 байт программируемого ПЗУ с УФ-стиранием информации, 128 байт ОЗУ, раздельные 8-разрядные порты ввод/вывод, все необходимые схемы синхронизации и управления декодированием.
+Использование микропроцессора обеспечивает универсальность решаемых различных задач и возможность программирования повторных исследований с хорошей воспроизводимостью. Это особенно важно при использовании методик, основанных на измерении импеданса, когда может изменяться расположение электродов или когда исследуются разные объекты. Разработка программного обеспечения для этого устройства при написании программ в машинных кодах заняла 2 чел.-мес, а стоимость аппаратных средств составила около 2000 долл.
В портативной системе сбора и анализа данных MEDDARS используется микрокомпьютер General Instrument's CP-1600 [62]. Клинико-диагностические возможности этой системы позволяют проводить лабораторные исследования дыхательной системы и катетеризацию сердца. С помощью управляемых модулей можно снимать биопотенциалы, показатели давления и температуры. Микрокомпьютер обеспечивает индикацию на незатухающем дисплее алфавитно-цифровых символов, курсоров, масштабной сетки и изображения сигнала. Производятся автоматическая проверка каждого управляемого модуля, хранение протоколов, управление системой ввод/вывод и самопроверка всех важных функций.
В работе [53] для оценки функции легких применен микропроцессор 1пШ 8080 с программируемым ПЗУ и ОЗУ объемом по 8 Кбайт каждое. Система осуществляет прием информации по четырем аналоговым каналам ввода, ее обработку и последующее отображение на дисплее в виде графиков в координатах X — Y или выдачу в виде копии на печать. С 'помощью обычной магнитофонной кассеты ОЗУ процессора загружается программами, написанными на ассемблере или БЕЙСИКе. В программируемом ПЗУ имеются системный монитор и стандартные программы считывания и воспроизведения данных на дисплее. Программа управления курсором дает йоз'можность выбрать именно те группы данных, которые необходимы для обработки. Система позволяет обрабатывать результаты стандартных функциональных тестов исследования легких и измерять аэродинамическое сопротивление дыхательных путей и растяжимость (податливость) легких.
Для облегчения исследования функции легких традиционный спирометр соединяют с микропроцессором [16]. Такая система снабжена индикаторами для облегчения ввода с клавиатуры данных о больном, времени суток и окружающей температуре. По результатам форсированного вдоха и максимально возможной для больного вентиляции легких микрокомпьютером вычисляются и печатаются с поправкой на температуру 13 показателей.
Для ускоренного исследования функции легких в полевых условиях используется микрокомпьютер MOS Technology 6502 на плате КДМ-1. С помощью потенциометра, установленного в наполняемом водой спирометре, генерируются электрические сигналы, подаваемые в микрокомпьютер. Микрокомпьютер осуществляет запрос необходимых констант у оператора, хранение данных об объеме легких, вычисление и воспроизведение на индикаторе значений: жизненной емкости легких, объема форсированного выдоха, среднемаксимальной скорости потока воздуха и максимальной скорости потока воздуха.
Обработка данных о функции легких производится с помощью двух микропроцессоров Intel 8080 [89]. Пациенту предлагается как можно сильнее выдохнуть воздух в сильфон спирометра и затем вдохнуть этот воздух обратно. Два микропроцессора 8080 образуют систему для определения объемного расхода воздуха в масштабе реального времени и, кроме того, осуществляют сокращенный статистический анализ данных. На основании полученных данных врач может сделать вывод о состоянии легких больного и установить степень тяжести такого заболевания, как астма.
Один из микропроцессоров осуществляет управление программами ввода данных и их анализ, а другой — необходимые для нормальной работы функции управления процессами и формирование графического изображения в масштабе реального времени. В системе используются 4 Кбайта статической,
•8 Кбайт динамической памяти ОЗУ и 12 Кбайт памяти стираемого программируемого ПЗУ.
Для измерения растяжимости легочной ткани применяется микропроцессор 6502, имеющий память объемом 4 Кбайт. В воздухоносные пути больного за 250 мс вводится порция воздуха
•со скоростью 400 мл/с. При этом измеряется давление и величина потока воздуха в воздухоносных путях. Поскольку растяжимость легких обратно пропорциональна нарастанию давления и прямо пропорциональна величине потока, микрокомпьютер по .результатам ввода одной порции воздуха за один цикл дыхания вычисляет степень растяжимости легочной ткани.
Для обработки данных, получаемых с помощью плетизмографа тела (представляющего собой камеру, в которую помещается человек), используется микрокомпьютер 8080 '[33]. Оператор выбирает процедуру исследования нажатием клавиш. Далее осуществляется загрузка необходимой программы и ее реализация. После проведения калибровки оператор извещается о получении таких; параметров, как величина и давление потока воздуха, которым дышит пациент, а также потока воздуха, поступающего в камеру и выходящего из нее. С помощью программ производится компенсация искажений амплитуды и фазы сигнала и воспроизведение результатов в графической или цифровой форме.
Для диагностики, исследования причин возникновения и предупреждения отека легких у собак применяется микропроцессор MOS Technoloigy 6502 на плате КЬМ-1 [122]. С помощью датчиков давления и скорости потока воздуха микрокомпьютер регистрирует вдох. Дыхательный объем вычисляется суммированием сигналов, поступающих с датчиков с частотой 180 Гц. Путем; перемножения каждого значения скорости потока на значения давления и суммирования полученных показателей определяется общая работа органов дыхания. Кроме того, определяется степень растяжимости легких и работа, затраченная на растяжение.
По изменению значений этих параметров можно обнаружить симптомы возможного увеличения количества интерстициальной жидкости.
Упрощенная схема контроля за вентиляцией легких [60] изображена на рис. 5.18. Входными аналоговыми сигналами этой системы являются значения дыхательного объема, скорости потока и давления. Дополнительно подается четвертый логический сигнал, указывающий микропроцессору, в какой из фаз — на вдохе или на выдохе — находится аппарат искусственного дыхания.
Рис. 5.18. Блок-схема системы наблюдения за искусственной вентиляцией легких.
В системе используется 4-разрядный центральный процессор (Intel 4004), 80 слов ОЗУ и 512 слов ПЗУ для хранения различных подпрограмм обработки и отображения сигналов. Подпрограммы используются для:
Микропроцессор обеспечивает широкие возможности системы гэн уменьшении состава аппаратной части. Кроме того, в системе предусмотрены возможности ее дальнейшего развития, поскольку ее функции могут быть расширены путем введения новых программ.
Автоматический монитор для исследования дыхания у грызу-t яов. Для изучения влияния сигаретного дыма на органы дыха-fлня крыс была разработана микропроцессорная система реги страции и поиска данных относительно емкости вдоха (У), дыхательного объема (vt) и частоты дыхания крыс до, во время и после воздействия сигаретного дыма (рис. 5.19). Значения VV
и V определяются путем интегрирования скорости дыхания (V),
полученной с помощью пневмотахометра. Значения V и V непрерывно регистрируются на самописце. Система фиксирует также небольшие изменения vt и V, что позволяет количественно-оценить воздействие на крыс дыма от экспериментальных сигарет различных сортов. Вычисление показателей дыхательного объема и периода дыхания и их воспроизведение на экране электронно-лучевой трубки осуществляется микропроцессором.
Выходные сигналы с детектора пересечения нулевого уровня позволяют производить возврат в исходное состояние интегратора объема в конце каждого выдоха. Эти же сигналы используются в качестве нулевого уровня для измерения vt- Детектор пересечения нулевого уровня подает сигнал начала отсчета на компьютер для построения гистограмм и запускает счетчик частоты дыхания для определения количества дыхательных движений в течение времени записи.
+Работой компьютера для построения гистограмм управляет процессор Intel 8008-1 (ProLog made! 8111). Пусковой сигнал инициирует аналого-цифровое преобразование данных, поступающих с интегратора объема. Окончательное цифровое значение vt заносится в массив памяти, где хранятся данные о ды-. хательном объеме, необходимые для построения гистограмм. Интервалы времени между двумя последовательными пусковыми сигналами хранятся в виде гистограммы периодов дыхания. Обе гистограммы одновременно отображаются на экране ЭЛТ-мони-тора Tektronix 603. Для величины vt размер интервала гистограммы может колебаться в пределах 0,01—0,08 мл и иметь максимальное разрешение в 256 интервалов при их наименьшем размере. Размер интервала гистограммы периода дыхания колеблется в пределах 0,01—0,08 с. Самые большие значения интервалов для первого и второго случаев равны соответственно 2,56 мл и 2,56 с. Для построения гистограмм компьютер производит подсчет средних значений дыхательного объема (его величину за несколько актов дыхания). Предельная ошибка при регистрации объема составляет ±5% его реальных значений,, а при регистрации периода дыхания — менее 1%.
Продемонстрируем на примере анестезиологической системы (рис. 5.20), разработанной в Massachusetts General Hospital, как за счет включения микрокомпьютера в аппарат для подачи ингаляционных анестетиков могут быть расширены возможности* последнего.
Для управления потоками газа и концентрацией анестетика' в системе используют принцип цифрового включения-выключения, при этом характеристики дыхательного контура, по существу, остаются неизменными. Надежность системы повышается вследствие уменьшения числа съемных блоков. Микропроцессор позволяет также легко модифицировать систему.
Игольчатые клапаны и ротаметры традиционного анестезиологического оборудования заменены в системе цифровыми клапанами. Каждый клапан имеет восемь отверстий, которые открываются и закрываются по команде микрокомпьютера. Калибровка потока газа, проходящего через отверстия, осуществляется' с помощью звуковых насадок, расположенных в каждом из отверстий. Величина потока является функцией давления восходящего потока, поперечного сечения отверстий и температуры.
Газовые потоки, проходящие через отверстия, делятся в отношении 1 :2. Другими словами, через каждое следующее отверстие большего диаметра проходит поток газа в два раза больший, чем через предыдущее при том же давлении восходящего потока. После того как на дисплее и панели управления-установлен желаемый уровень расхода газа, микрокомпьютер» измеряет давление восходящего потока (с помощью датчика давления) и открывает соответствующее отверстие; два газа смешиваются, образуя общий поток.
Рис 5.02 Блок-схема системы наблюдения дыхания у крыс в виде трех под-сгстем: плетизмографической трубки, формирователя аналогового сигнала и дисплея, а также дисплея компьютера для построения гистограмм [25].
Рис. 5.20. Система подачи анестетика.
Испарители, применяемые в традиционных наркозных аппаратах, заменяются цифровой системой впрыскивания, аналогичной системе подачи топлива в некоторых видах автомобилей. .Для установления параметров жидкости в микрокомпьютер сначала вводится код, написанный на баллоне с анестетиком, а затем устанавливается желаемая концентрация анестетика в общем потоке газов. Реальный объем анестетика определяется с помощью термистора, помещенного во впрыскиваемый поток. „Для полного испарения анестетика после его распыления ин-.жекторной насадкой используется медная спираль. При этом исключается необходимость в компенсации температуры, поскольку процесс испарения не сопровождается понижением температуры оставшейся части жидкого анестетика.
Контроль рассматриваемой системы осуществляется с помощью микропроцессора Intel 8-080, который во время ее разработки был единственным устройством, удовлетворяющим требованиям, предъявляемым к аппаратному и программному обеспечению [116]. Контроль включает такие операции, как считы-гвание сигналов с датчиков, вычисление управляющих воздействий на основе команд оператора и сигналов с датчиков, управление эффекторами (управляющими органами), а коммуникационные функции заключаются в интерпретации команд пользователя, получаемых с пульта управления; в воспроизведении на дисплее текущих параметров управления и измеренных значений и в подаче сигнала тревоги при угрожающих или не соответствующих заданным параметрам состояниях.
Текущие показатели контроля и считанные с датчиков значения давления в воздухоносных путях и концентрации кислорода
Аппаратные средства системы подачи наркоза сконструированы на основе микропроцессора Intel 8080. Программное обеспечение разработано на основе вычислительной системы Ml Т MULTICS на языке ПЛ/М (язык высокого уровня, созданный для микрокомпьютеров фирмой Intel). Общая стоимость разработки составила 150000 долл. Стоимость изготовления следую- . щего образца системы равна 15000 долл. При серийном производстве стоимость системы снизится до уровня, сопоставимого» со стоимостью обычного анестезиологического оборудования.
Компактный анестезиологический монитор и устройство управления им были созданы авторами работы . Через каждые 20 с с 32 каналов производится считывание данных, поступающих от обычных физиологических мониторов, и их преобразование в цифровую форму с точностью, обеспечиваемой 12 битами: С помощью монитора контролируются параметры дыхательной» системы (концентрация кислорода, углекислого газа, галотана,, расход газов, давление и рабочие характеристики аппарата искусственного дыхания) и показатели кровообращения (ЭКГ, ар^ териальное и венозное давление, внутренняя и кожная темпера
Рис. 5.21. Лицевая панель системы подачи наркоза [116].
(Обратите внимание на сходство газоразрядных индикаторов с традиционными рота— метрами.)
тура, фронтомастоидальная плетизмограмма). Монитор производит предварительную обработку данных, которая включает в себя определение максимума и минимума потока вдыхаемого газа, давления и концентрации газов. По значениям центрального венозного давления вычисляется среднее давление. Кроме того, на основе данных, получаемых с двух или более входных каналов, вычисляются соответствующие показатели; например, по скорости потока и давлению газов определяются значения
-сопротивления воздухоносных путей и работы, затраченной на его преодоление.
В случае непредвиденных изменений поступающих сигналов монитор автоматически определяет ошибку и ее вид. Ошибки злогут быть обусловлены состоянием аппаратуры (например, вы-ходом из строя датчика) либо изменением состояния пациента.
В микропроцессоре используется 16-разрядная схема большой степени интеграции (LSI-11). Микропроцессор данного типа 'был выбран потому, что его можно было использовать вместе с компьютером PDP-11, который позволял осуществлять редактирование и ассемблирование. Наличие магнитной памяти объемом в 8000 слов обеспечило создание более компактного блока, чем это было бы возможно при использовании гибкого диска: Применение клавиатуры, работающей в американском стандартном :коде обмена информацией (ASCII), обеспечивает ввод команд для проведения калибровки, после чего система извещает пользователя о всех этапах процедуры.
С помощью дисплея осуществляется обратная связь в случаях, когда необходимо вмешательство пользователя, а также выдаются сообщения об ошибках. На экране дисплея, изготовленного по специальному заказу, высвечиваются 16 трехзначных цифр, обновляющихся каждую секунду. При обнаружении программой ошибки подаются световые вспышки. С помощью специально разработанного модема, имеющего пропускную способность 1200 бод, обеспечивается передача данных, полученных за 4 ч, для последующей регистрации на пленке кассетного магнитофона.
Данная система позволяет представить всю необходимую анестезиологу информацию на (экране одного цифрового дисплея, .дает большой объем информации, облегчает калибровку
•системы, обеспечивает появление светового сигнала на дисплее .при внезапных изменениях параметров, производит автоматическое занесение данных в память.
Гибкость компьютера позволяет легко расширять систему :мониторного наблюдения. Например, в настоящее время конструкторской группой разрабатывается модель, с помощью которой можно предсказывать наиболее вероятное будущее состояние больного и сигнализировать о значительных отклонениях от этого состояния.
Для сбора, формирования и отображения физиологических параметров в работе [99] был применен микропроцессор Z80. Раньше анестезиологи наблюдали и записывали данные через каждые 5 мин или всякий раз, когда в этом возникала необходимость. С помощью новой системы показатели автоматически воспроизводятся на телеэкране. Это позволяет анестезиологу наблюдать за их отклонениями и восстанавливать прошлые события.
Система осуществляет прием следующих данных, поступающих с мониторов: показателей артериального давления, частоты сердечных сокращений, венозного давления, внутричерепного давления, назофарингеальной (носоглоточной) температуры, концентрации углекислого газа в конце выдоха.
Применяемый в системе микропроцессор Z80 имеет 26 Кбайт оперативной памяти и внешнюю память на обычных магнитофонных кассетах (рис. 5.22). Данные, вводимые в определенном формате, помещаются в ОЗУ объемом 8 Кбайт, с помощью которого осуществляется построение графического изображения на экране телевизионного монитора. Микропроцессор Z80 с помощью специального контроллера высвечивает на том же дис плее алфавитно-цифровую информацию. Стоимость аппаратных средств составляет 2500 долл.
Клиническое применение этой системы выявило следующие ее достоинства: возможность обнаружения таких событий, которые остались бы совершенно не зарегистрированными с помощью традиционных устройств; например, обнаружение кратковременных падений давления, возможность запоминания данных, получаемых во время острой ситуации (когда анестезиолог полностью занят проведением неотложных мероприятий), возможность регистрации реакций на пробные дозы гипотензивных препаратов для определения врачом их нужной терапевтической дозы.
Рис. 5.22. Блок-схема аппаратных средств системы наблюдения за физиологическими показателями больного во время операции
Аппарат искусственной вентиляции (ИВЛ) MAQUET SERVO
Классификация аппаратов ИВЛ
Вентилятор для новорожденных «Птица VIP»
Модель аппарата искусственного дыхания «Восточный Рэдклифф» середины XX века
Классификация аппаратов искусственной вентиляции легких произведена в соответствии с ГОСТ 18856-81.
Деление аппаратов ИВЛ по широте функциональных возможностей и возрасту пациента
Деление аппаратов ИВЛ по приводу и управлению
Аппараты ИВЛ специального назначения:
У больных, которым проводилась искусственная вентиляция легких (ИВЛ) более 96 часов, факторы, определяющие уровень летальности и качество жизни. Материалы и методы. В исследование включены пациенты, которым проводилась длительная ИВЛ. Была произведена оценка уровня летальности у больных и их качества жизни. Результаты. Только 23 (65,7 %) из 35 больных оказались живыми к концу первого года после длительной ИВЛ. Возраст больных в группах выживших и умерших составил соответственно 45,3 ± 15,9 и 64,0 ± 13,5 года (р < 0,001). На летальность достоверно влияли возраст пациентов, отсутствие или наличие 4 и более сопутствующих патологий, тяжесть состояния (оцениваемая по шкале APACHE III), показатель качества жизни по шкале IADLs (до госпитализации) и наличие пролежней, появившихся в процессе лечения. Через 1 год после выписки из стационара 43,5 % больных продолжали быть физически ограниченными и нуждались в постоянном уходе. Выживаемость после длительной ИВЛ равна 52,2 % (в течение 20 месяцев). Заключение. Таким образом, более одной трети больных после длительной ИВЛ погибает в течение 1 года и около 70 % выживших имеют функциональные нарушения и нуждаются в постоянном или частичном уходе.
Данная статья про наркозно-дыхательная аппаратура подтверждают значимость применения современных методик для изучения данных проблем. Надеюсь, что теперь ты понял что такое наркозно-дыхательная аппаратура, ивл, аппарат искусственной вентиляции лёгких и для чего все это нужно, а если не понял, или есть замечания, то не стесняйся, пиши или спрашивай в комментариях, с удовольствием отвечу. Для того чтобы глубже понять настоятельно рекомендую изучить всю информацию из категории Электронная лечебная аппаратура
Комментарии
Оставить комментарий
Электронная лечебная аппаратура
Термины: Электронная лечебная аппаратура