Разработка процессорного модуля аппарата искусственной вентиляции лёгких

Рис.1. Схемы измерения дыхательного объёма VT

1- проверяемый аппарат; 2- неверсивный клапан; 3-сопротивление модели легких Rn ; 4- растяжимость модели легких Cn; 5- Измеритель объема;

6- выходное отверстие аппарата;

Изменения по ГОСТу Р ИСО 10651.1-99 и СТ МЭК 601-2-12:2001

Введенный в действие - новый стандарт [2] и стандарт [10] требуют, чтобы аппараты ИВЛ, ис-ключая предназначенные для применения во время ингаляционной анестезии на дому и во время транспортирования, оснащались каналом измере-ния выдыхаемого дыхательного объема и (или) ми-нутной вентиляции с погрешностью не более ± 20% от действительного значения для. объ-ема свыше 100 мл:. Для контроля данного канала должна применяться методика с. использованием схемы, представленной на рис. 2.

Действительное значение дыхательного объема по данной методике определяется по формуле

VT = Cn* (Pmax - Pmin), (1)

где Сп -- растяжимость модели легких; Рmax и Pmin -- наибольшее и наименьшее значения давления в модели легких в дыхательном цикле.

Необходимость вычисления действительного объема, вентилирующего модель легких, в то время как через датчик 2, кроме этого объема, проходит еще и объем, затраченный на изменение во время вдоха давления в дыхательном контуре, требует особого внимания ко всем факторам, которые мо-гут влиять на калибровку канала. Другая особен-ность проверки по ГОСТу Р ИСО 10651.1--99 -оговоренные условия ее определения (табл. 3-е конкретизацией-по МЭК 601-2-12:2001) [4, 6].

Такая формулировка условий проверки требует контролировать погрешность измерения объема Vt только при одной комбинации характеристик лег-ких пациентов данной возрастной группы к только на одной комбинации показателей вентиляции. Поэтому формально изготовитель аппаратов не от-вечает за погрешность в любых других условиях. Кроме того, выбранные комбинации объема и час-тоты не являются типичными для данной возрас-тной группы пациентов. Видимо, эти требования следует рассматривать как минимально необходи-мые и стараться обеспечить предельную погреш-ность в достаточно широком диапазоне показате-лей вентиляции и характеристик органов дыхания пациентов данной возрастной группы. Приведен-ные особенности ГОСТа Р ИСО 10651.1--99 выдвигают следующие задачи для выполнения новых требований:

1)обеспечить получение нужного номинала растяжимости модели легких и стабильность этого
показателя при ее эксплуатации с увеличением диапазона вводимых в модель объемов;

2) обеспечить настройку требуемых номиналов сопротивлений, их воспроизводимость при изго-товлении и стабильность в процессе эксплуатации;

3) понять и количественно охарактеризовать воздействие растяжимости аппарата на действи-тельные значения дыхательного объема;

4) оценить влияние других факторов на разницу между заданным и действительным объемом.

Аналогичное требование к этим аппаратам имеется в дей-ствующем ГОСТе Р МЭК 60601-2-13--2001.

Рис.3. Схема проверки погрешности измерения выдыхаемого объёма по новому стандарту: 1 - аппарат ИВЛ; 2 - проверяемый измеритель объёма; 3 - сопротивление; 4- модель легких; 5- датчик давления; 6 - регистратор давления; 7 - дыхательный контур.Для выполнения требований вступившего в дей-ствие ГОСТа Р ИСО 10651.1--99 к точности изме-рения действительного дыхательного объема и к калибровке соответствующего канала аппарата ИВЛ рекомендуется:

1.В качестве действительного значения дыхательного объёма использовать объем, рассчитанный как произведение растяжимости модели лег-
ких и разности максимального и минимального давлений дыхательного цикла, измеренных внутри модели.

Для моделирования растяжимости легких пациента применять только пневматические модели легких, обеспечивая изотермические характери-
стики колебаний давления в них и корректировку растяжимости в соответствии с атмосферным дав-лением в момент применения моделей.

Для обеспечения воспроизводимости и ста-бильности моделирования сопротивления дыха-тельных путей пациента использовать нелинейные
дроссели, изготовленные с необходимой точно-стью и откалиброванные на верхнем пределе диа-пазона скоростей газа для каждой возрастной груп-пы пациентов.

Ввиду значительного влияния внутренней растяжимости аппарата ИВЛ на действительный дыхательный объем применять схемные и конст-руктивные приемы для всемерного снижения вели-чины этой характеристики аппарата, указывать ее в эксплуатационной документации.

Дополнять режимы проверки погрешности измерения дыхательного объема, указанные в ГОСТе Р ИСО 10651.1--99, проверкой на несколь-
ких других комбинациях установленных значений дыхательного объема и частоты вентиляции, а так-же при изменении на этих режимах растяжимости
и сопротивления модели легких в пределах, харак-терных для пациентов данной возрастной группы.

6. Учитывать, что внутреннее сопротивление ап-
парата и его инерционные свойства могут снизить
положительное влияние задержки на вдохе на выравнивание давления в участках легких с различ-ными постоянными времени, а также привести к появлению непреднамеренного внутреннего ПДКВ; вероятность и величина этого влияния воз-растает при росте отношения Са/Сn, т. е. при вен-тиляции подростков и детей.

7. Высокочастотные выбросы, нередко фикси-руемые на функциональных кривых давления и скорости газа, объясняются главным образом след-ствием инерционных свойств аппарата ИВЛ в мо-мент резкого изменения величины и (или) направ-ления движения газа и проявляются в виде высо-кочастотных затухающих колебаний, возникающих в момент резкого изменения состояния системы и моменты смены фаз дыхательного цикла (вдува-ние, пауза, выдох).

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.

3.2. Принцип работы аппарата по структурной схеме

Рассмотрим принцип работы аппарата по структурной схеме пред-ставленной на рисунке 3.1.

Аппарат состоит из рабочего блока, блока питания, блока управления и дополнительного оборудования (увлажнителя, блока дозиметров, отстой-ника конденсата ), которые, с помощью дыхательных шлангов, включаются в дыхательный контур.

Дыхательный контур аппарата нереверсивный, т.е. при выдохе смесь поступает через тройник пациента на клапан выдоха.

Так как при выдохе в дыхательном контуре смесь охлаждается, то пре-дусмотрен отстойник для сбора конденсата.

Рабочий блок обеспечивает формирование газового потока и состоит из воздушного компрессора и системы газораспределительных электромагнит-ных клапанов (клапан вдоха и клапан выдоха). Для контроля текущего и среднего значения давления установлены два манометра, показывающие значения давления в тройнике пациента и среднее давление.

Для измерения среднего давления используется интегрирующая цепь, состоящая из пневмосопротивления и пневмоемкости.

Для предотвращения разрыва легких, в случае превышения давления дыхательной смеси выше допустимого предусмотрен предохранительный клапан, который, если давление выше допустимого, открывается и страв-ливает избыток давления.

В аппарате имеется возможность регулировать максимальное давление вдоха от 1 до 6 кПа.

Блок питания преобразует поступающий на него переменный ток на-пряжением 220В в требуемый для других устройств аппарата постоянный ток (напряжением 5, 9, 12, 27, 36 В ), а также осуществляет коммутацион-ные функции электропитания.

Блок управления состоит из двух модулей:

процессорный модуль;

модуль индикации и клавиатуры.

Процессорный модуль обеспечивает управление режимами работы ап-парата, а также осуществляет управление работой увлажнителя и системы аврийно-предупредительной сигнализации.

Модуль индикации и клавиатуры обеспечивает ввод параметров ИВЛ, выбор режимов ИВЛ и обеспечивает отображение установленных парамет-ров.

Увлажнитель предназначен для подогрева и увлажнения дыхательной смеси.

Увлажнитель состоит из следующих составных частей:

блок подогрева воды в емкости увлажнителя;

блок подогрева дыхательного газа в шланге вдоха;

блока датчика температуры газа перед тройником пациента.

В качестве дыхательной смеси в аппарате ИВЛ используется либо ат-мосферный воздух, либо смесь воздуха с кислородом , либо смесь воздуха с закисью азота N2О. В ряде случаев при ИВЛ необходима длительная и ста-бильная анальгезия. Эффективным средством является закись азота, для по-дачи которой предусмотрен специальный ротаметр на дозиметрическом блоке.

Баллоны с закисью азота либо с кислородом подключаются к аппарату через блок дозиметров, что дает возможность регулировать расход газа.

Блок дозиметров имеет два стеклянных ротаметра: один измеряет по-ток кислорода в диапазоне от 0,2 до 2 л/мин, а второй -- от 2 до 10 л/мин. К блоку дозиметров обязательно присоединяют дыхательный мешок.

Компрессор создает требуемое давление вдоха и через клапан вдоха дыхательная смесь поступает на увлажнитель, где нагревается до темпера-туры тела человека и увлажняется. Если этого не делать, то при длительной вентиляции легких в организме больного могут произойти необратимые па-тологические изменения, а также это может привести к целому ряду заболе-ваний.

Увлажненная и нагретая смесь поступает через тройник пациента к больному. По завершению цикла вдоха клапан вдоха закрывается и откры-вается клапан выдоха, и давление в легких снижается до атмосферного.

Параметры дыхания устанавливаются и отображаются на блоке управ-ления, а также определяются программой управления микропроцессором и выбранным режимом работы аппарата.

Для контроля, за параметрами дыхания используются датчик давления и датчик температуры у тройника пациента и датчик температуры в увлаж-нителе. Сигналы от датчиков поступают в устройство сопряжения с датчи-ками, а затем преобразованные сигналы выдаются в микропроцессор, рас-положенный в блоке управления.

Микропроцессор выдает сигналы управления, которые через схему управления исполнительными устройствами, выдаются на соответствующие исполнительные устройства (электропривод компрессора, клапан вдоха, клапан выдоха нагреватель в увлажнителе и нагреватель в шланге вдоха).

3.3. Режимы работы аппарата

Режим CMV (Control Mecanical Ventilation) --управляемая ис-кусственная вентиляция легких.

Сущность данного режима в том, что во время вдоха в ды-хательном контуре аппарата создается давление дыхательного газа, превосходящее давление окружающей среды, и под воздействием разности давлений газ вдувается в легкие пациента. При достиже-нии заданного значения дыхательного объема газа в контуре аппа-рата происходит переключение с фазы вдоха на выдох, при котором давление в контуре аппарата, а следовательно и в лег-ких пациента, свободно падает до уровня атмосферного.

В этом режиме заданными величинами являются:

дыхательный объем;

частота дыхания;

отношение времени вдоха и выдоха.

Указанные величины устанавливаются на аппарате врачом в зави-симости от состояния пациента.

Режим применяется в том случае, когда пациент не в состоянии поддерживать собственное дыхание.

Режим CMV+S (Control Mecanical Ventilation +Sign) -управляемая искусственная вентиляция легких с периодическим раздуванием легких .

CMV+S является подрежимом классического режима CMV и от-личается от него тем , что периодически аппарат выдает удвоен-ный объем вдоха для раздувания легких.

Режим SIMV (Sinchronizet Intermittent Mandatory Ventilation) - синхронизированная прерывистая принудительная вентиляция.

Сущность этого режима состоит в том, что при восстановлении самостоятельного дыхания больной может самостоятельно спонтанно дышать через дыхательный контур аппарата, однако для поддержа-ния гарантированного объема вентиляции аппарат периодически включается для проведения одного "принудительного" цикла после нескольких циклов спонтанного дыхания . Указанные циклы синхро-низированы во времени со вдохами пациента с помощью триггерно-го блока аппарата .

Частоту таких включений определяет оператор путем установки вели-чины дыхательного объема, времени вдоха и выдоха.

Этот режим позволяет тренировать дыхательную мускулатуру пациента.

Режим A+CMV (Assistant Control Mecanical Ventilation) -- (триггерный режим) вспомогательная управляемая искусственная вентиляция легких.

Этот режим осуществляется с помощью триггерного устройства аппарата, предназначенного для переключения распределительного устройства аппарата на вдох вследствие дыхательного усилия паци-

ента . При проведении триггерного способа искусственной вентиляции легких следует помнить о регулировании еще одного параметра -времени ожидания дыхательной попытки .

Регулировка этой величины введена в триггерное устройство для того, чтобы обеспечить переход на управляемый "принудительный" режим вентиляции через определенный промежуток времени после того, как у пациента прекратилось самостоятельное дыхание. Ис-ключительно важная для больных в тяжелом бессознательном со-стоянии эта мера не имеет значения для больных с более или ме-нее удовлетворительным состоянием и сохраненным сознанием. У таких больных при сеансах.

искусственной вентиляции легких время ожидания попытки должно быть установлено на достаточно большую величину.

Режим PEEP (Positive and Exspiratory Pressure) - вентиля-ция с положительным давлением в конце выдоха.

Это способ вентиляции с активным вдохом и пассивным выдо-хом , при котором легкие пациента во время выдоха не опорожня-ются до функциональной остаточной емкости, а находятся под определенным остаточным положительным давлением, которое выставляет оператор.

Ряд исследований показал, что искусственная вентиляция лег-ких при этом способе, увеличивая функциональную остаточную ем-кость легких, уменьшает эффект преждевременного закрытия дыха-тельных путей, поддерживает проходимость воздухоносных путей, препятствует впадению альвеол. Однако РЕЕР нежелателен при хро-нической обструкции дыхательных путей, при которой ослабленные

дыхательные пути и альвеолы и без этого имеют тенденцию к раздуванию.

Также аппарат может работать и в режиме BiPEEP (Binary Positive End Expiratory Pressure ) - режиме искусственной вентиляции легких с периодически меняющимися параметрами РЕЕР.

I

Режим СРАР ( Continuous Positive Airway Pressure ) - вентиля-ция с постоянным положительным давлением в дыхательных пу-тях .

В этом режиме осуществляется поддержка собственного спонтан-ного дыхания пациента постоянным положительным давлением в дыхательных путях.

Величину постоянного положительного давления устанавливает оператор.

Помимо перечисленных аппарат обеспечивает также следующие режимы :

- ВiF (Binary Flow)- вспомогательный поток газа ;

-SB (Spontaneus Breath) - режим спонтанного дыхания пациента через аппарат.

Режимы работы аппарата показаны на рисунках 3.2. и 3.3.

4. Разработка процессорного модуля

4.1. Алгоритм работы процессорного модуля

Процессорный модуль обеспечивает управление режимами работы ап-парата, а также осуществляет управление работой увлажнителя и системы аварийно-предупредительной сигнализации.

Параметры дыхания устанавливаются и отображаются на блоке управ-ления, а также определяются программой управления микропроцессором и выбранным режимом работы аппарата.

Для контроля за параметрами дыхания используются датчик давления и датчик температуры у тройника пациента и датчик температуры в увлажни-теле. Сигналы от датчиков поступают в устройство сопряжения с датчиками, а затем преобразованные сигналы выдаются в микропроцессор, расположен-ный в блоке управления.

Микропроцессор выдает сигналы управления, которые через схему управления исполнительными устройствами, выдаются на соответствующие исполнительные устройства (электропривод компрессора, клапан вдоха, клапан выдоха нагреватель в увлажнителе и нагреватель в шланге вдоха). Алгоритм работы процессорного модуля приведен на рисунке 4,1. Работа начинается при включении питания, вначале тестируется обо-рудование, а именно : проверяется ПЗУ, ОЗУ, процессор. Если обо-рудование не исправно, то выдается сообщение и аппарат останав-ливается, если тест прошел успешно, то далее автоматически уста-навливаются начальные параметры для проведения искусственной вен-тиляции, и в процессе работы их можно будет изменять с помощью клавиатуры блока управления.

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7