Способ ингаляционного воздействия на организм и аппарат для его осуществления
METHOD FOR INHALATION EFFECT ON THE BODY, AND APPARATUS FOR IMPLEMENTING SAME

Изобретение относится к медицинской технике, а именно, к способам и аппаратам для ингаляционного воздействия на организм человека в процессе ингаляционной терапии, интенсивной терапии, ингаляционной и неингаляционной анестезии дыхательными смесями, содержащими увлажненный и подогретый кислород и/или воздух с обеспечением возможности дополнения дыхательной смеси парами жидких анестетиков и/или аэрозолем лекарственных средств, и может быть использовано для искусственной и/или самостоятельной вентиляции легких по реверсивному или нереверсивному дыхательным контурам.
Из уровня техники известны способ формирования различных дыхательных газовых смесей путем смешивания сжатых газов и их последующей подачи с регулируемым расходом через дыхательный контур в дыхательные пути пациента через маску с возможностью повышения температуры вдыхаемых смесей, по крайней мере, до 90°С и введения в них аэрозолей лекарственных средств, При этом осуществляется контроль состава вдыхаемой смеси и ее температуры и применяется реверсивный дыхательный контур с удалением из выдыхаемой газовой смеси двуокиси углерода, а также аппарат для осуществления этого способа (см. патент RU 2072241, кл. А61М 16/00, опубл. 27.01.1997). Однако известный способ не позволяет использовать различные дыхательные газовые смеси во время искусственной вентиляции легких (ИВЛ), включать в газовые смеси воздух и пары анестетиков, подавать газовые смеси с расходом менее 3 л/мин для реализации низкопоточного реверсивного дыхательного контура и предусматривает присоединение к пациенту только через лицевую маску. Аппарат для реализации известного способа не позволяет также раздельно устанавливать и стабилизировать состав и расход газовой смеси, не обеспечивает высокочастотную (ВЧ) ИВЛ, мониторинг показателей вентиляции и безопасность пациента в случае нарушения электропитания и (или) подачи сжатого газа. Отсутствует возможность активного снижения сопротивления самостоятельному дыханию пациента.
Из уровня техники также известен способ регуляции физиологического состояния биологического объекта смесями газов путем воздействия на биологический объект, помещенный в среду, содержащую, по меньшей мере, один газ, смесью газов, содержащей кислород, в циклическом режиме с определенными характеристиками и обеспечивающей сатурацию/дестурацию не менее одного компонента газовой смеси в тканях биологического объекта по заданному алгоритму (см. патент RU 2291718, кл. А61М 16/12, опубл. 20.01.2007). Однако, из-за необходимости помещения пациента в определенную среду известный способ не может быть использован в лечебных учреждениях в практических условиях ингаляционной терапии, анестезии и интенсивной терапии, рассчитан на применение только при самостоятельном дыхании пациента, а изобретение не описывает технические решения для реализации данного способа.
Кроме того, из уровня техники известны способ ингаляционного воздействия на организм, заключающийся в задании с1 помощью блока управления режима подачи дыхательной смеси, формировании соответствующей дыхательной смеси с требуемой концентрацией анестетика, измерении и регулировании расхода дыхательной смеси и подаче ее пациенту, а также аппарат для его осуществления (см. патент US 6553990, кл. А61М 16/10, опубл. 29.04.2003). Однако, известные способ и устройство не позволяют варьировать режимы подачи дыхательной смеси по реверсивному или по нереверсивному дыхательному контуру с применением искусственной и/или самостоятельной вентиляции легких.
Наиболее близким по технической сущности к заявленному изобретению является способ ингаляционного воздействия на организм, заключающийся в формировании, по меньшей мере, двухкомпонентной дыхательной смеси на основе кислорода и/или воздуха и подачи ее пациенту с обеспечением возможности дополнения дыхательной смеси парами анестетиков и/или аэрозолем лекарственных средств (см. патент RU 2146536, кл. А61М 16/12, опубл. 20.03.2000). Из этого же документа известен аппарат для ингаляционного воздействия на организм, содержащий формирователь дыхательной смеси, выполненный с возможностью подключения, по меньшей мере, двух источников газов, основной блок с задатчиком объема подаваемой пациенту дыхательной смеси, подключенный к основному выходу формирователя дыхательной смеси через линию наполнения, подключенные к основному блоку линии вдоха и выдоха, снабженные отводами соединения с атмосферой и объединенные в тройник пациента, блок управления и средства автоматического регулирования и контроля.
Однако, известный способ требует использования баллонов с заранее составленными сжатыми смесями газов, что исключает оперативное изменение состава газовой смеси или повышения концентрации второго газа, не исключает возможность подключения непредусмотренной газовой смеси, в том числе и не допустимой для дыхания, не предусматривает применение смеси воздуха с кислородом или с другими газами. При описании аппарата не раскрыта конкретная конструкция задатчика объема подаваемой пациенту дыхательной смеси и не указана возможность полного автоматического управления. Не предусмотрены ВЧ ИВЛ, мониторинг показателей вентиляции, введение газовой смеси непосредственно в трахею и безопасность пациента в случае нарушения электропитания и (или) подачи сжатого газа. Отсутствует возможность активного снижения сопротивления самостоятельному дыханию пациента.
2
Задачей изобретения является устранение указанных недостатков и создание нового способа ингаляционного воздействия и аппарата для его осуществления, которые обеспечивают эффективную подачу пациенту кислорода, атмосферного воздуха или их смесей или двухкомпонентных смесей кислорода с другими газами, например гелием (Не), ксеноном (Хе) и закисью азота (NO) в ингаляционной терапии, ингаляционной или неингаляционной анестезии и интенсивной терапии по реверсивному, в том числе низкопоточному, и нереверсивному дыхательным контурам при искусственной, в том числе высокочастотной (ВЧ) вентиляции легких, самостоятельной вентиляции и их различных комбинаций. Технический результат заключается в повышении эффективности и расширении функциональных возможностей ингаляционного воздействия.
В части способа поставленная задача решается, а технический результат достигается тем, что согласно способу ингаляционного воздействия на организм, заключающемуся в формировании дыхательной смеси на основе кислорода и/или воздуха и подаче ее пациенту с обеспечением возможности дополнения дыхательной смеси парами анестетиков и/или аэрозолем лекарственных средств, с помощью блока управления задают режим подачи дыхательной смеси по реверсивному или по нереверсивному дыхательному контуру с применением искусственной и/или самостоятельной вентиляции легких, и посредством связанных с ним автоматических средств регулирования и контроля измеряют и регулируют расход и давление каждого газа, устанавливая изодромный расход каждого газа в соответствии с сигналами блока управления, независимо измеряют и регулируют общий расход дыхательной смеси, устанавливая требуемый расход в соответствии с сигналами блока управления, а также подключают/отключают линии вдоха и выдоха к/от атмосфере/атмосферы в соответствии с сигналами блока управления. Дыхательная смесь может быть сформирована в виде двухкомпонентной смеси кислорода с гелем, ксеноном или закисью азота. При искусственной вентиляции легких дыхательную смесь предпочтительно подают пациенту в режиме струйной высокочастотной вентиляции.
2
В части устройства поставленная задача решается, а технический результат достигается тем, что в аппарате для ингаляционного воздействия на организм, содержащем формирователь дыхательной смеси, выполненный с возможностью подключения, по меньшей мере, двух источников газов, основной блок с задатчиком объема подаваемой пациенту дыхательной смеси, подключенный к основному выходу формирователя дыхательной смеси через линию наполнения, подключенные к основному блоку линии вдоха и выдоха, снабженные отводами соединения с атмосферой и объединенные в тройник пациента, блок управления и средства автоматического регулирования и контроля, блок управления содержит дисплей и микропроцессорный контроллер, взаимодействующий со всеми средствами автоматического регулирования и контроля, которые при этом включают расположенные в формирователе дыхательной смеси на линии каждого из источников газов электромагнитный клапан, измеритель расхода, средства измерения и стабилизации давления газа, обеспечивающие за счет реализации изодромного регулятора возможность независимого установления изодромного расхода газа от каждого из источников в соответствии с сигналами блока управления, расположенные в основном блоке управляемый электропривод задатчика объема подаваемой пациенту дыхательной смеси, датчик его положения и электромагнитный клапан, обеспечивающие возможность установления расхода подаваемой пациенту дыхательной смеси в соответствии с сигналами блока управления, а также расположенные на отводах соединения с атмосферой линий вдоха и выдоха электромагнитные клапаны, обеспечивающие возможность подключения/отключения этих отводов в соответствии с сигналами блока управления. На линии вдоха может быть установлен пневматический распылитель анестетиков и/или лекарственных средств. Формирователь дыхательной смеси предпочтительно содержит дополнительный выход для подачи одинарного газа, например, кислорода. Задатчик объема подаваемой пациенту дыхательной смеси предпочтительно выполнен в виде эластичного меха, патрубок неподвижной стенки которого соединен с линиями вдоха и наполнения, а подвижная стенка меха соединена с управляемым электроприводом и датчиком положения. Блок управления предпочтительно выполнен с возможностью формирования и поддержания расчетного давления в тройнике пациента путем задания алгоритма воздействия на электропривод меха. Аппарат может быть снабжен блоком высокочастотной искусственной вентиляции легких, выполненным с возможностью подключения к соответствующему независимому выходу формирователя дыхательных смесей и содержащим стабилизатор, измеритель давления, электромагнитный клапан и инжектор, расположенный у входа в дыхательные пути пациента. При этом к всасывающему патрубку инжектора присоединен тройник пациента, а на выходе инжектора установлены датчики температуры и давления дыхательной смеси. Средства автоматического регулирования и контроля, расположенные на линии выдоха, предпочтительно содержат обратный клапан и электромагнитный пропорциональный клапан, выход которого соединен с отводом соединения атмосферой и через абсорбер СО с линией наполнения. Во входном патрубке тройника пациента предпочтительно установлены нагреватель и датчик температуры вдыхаемой дыхательной смеси, а в выходном - датчики расхода и давления газа, а также отвод линии отбора пробы состава дыхательной смеси. Нагреватель предпочтительно содержит малоинерционные нагревательные элементы, выполненные с возможностью изменения интенсивности нагрева в зависимости от мгновенного значения расхода газа. Линия наполнения предпочтительно снабжена обратным и первым предохранительным клапанами и соединена с эластичным мешком, который содержит входной электромагнитный клапан, датчик давления и второй предохранительный клапан.
На фиг. 1 представлена внутренняя пневматическая схема формирователя дыхательных смесей;
на фиг. 2 - общая пневматическая схема предлагаемого аппарата.
Если в описании специально не оговорено иное, применяемая в описании специальная терминология соответствует ГОСТ Ρ 52423-2005 «Аппараты ингаляционной анестезии и искусственной вентиляции легких. Термины и определения». Изображения на фиг. 1 и фиг. 2 общеизвестных компонентов пневматических схем соответствуют требованиям стандартов ЕСКД: 2.780-96, 2.781-96, 2.782 и 2.784-96 «Обозначения условные графические». Применяемые газы обозначаются общепринятыми химическими символами.
В рамках настоящего изобретения под дыхательной смесью понимается газ или смесь газов, подаваемых пациенту для ингаляции, причем, эта смесь может быть однокомпонентной (чистый кислород, воздух), двух- и многокомпонентной. Нереверсивный дыхательный контур (НРДК) включает линию наполнения, линию вдоха и линию выдоха до отвода соединения с атмосферой. Реверсивный дыхательный контур (РДК) включает закольцованные линии наполнения, вдоха и выдоха целиком.
2
2
2
2
2
Как показано на фиг. 1, формирователь дыхательных смесей 1 содержит рабочие линии по числу коннекторов 1.1 для подключения источников газов (в качестве примера на фиг. 1 показана схема формирователя для подачи О и трех других медицинских газов: Не, Хе, ΝO). Каждая линия включает: измеритель 1.2 входного давления подаваемого газа, стабилизатор давления 1.3, нормально закрытый (НЗ) пропорциональный электромагнитный клапан (ЭМК) 1.4 и измеритель расхода подаваемого газа 1.5. Выходы всех линий соединены с общим основным выходом 1.6 дыхательной смеси, а выход регулятора давления 1.3 в линии O соединен с дополнительным выходом 1.7 стабилизированного давления О. Для питания блока высокочастотной искусственной вентиляции легких (ВЧ ИВЛ) вход О в формирователь дыхательных смесей 1 также непосредственно соединен с соответствующим независимым выходом 1.8.
Основной блок 2 (фиг. 2) содержит задатчик объема дыхательной смеси в виде меха 2.1, с подвижной крышкой которого соединен шток управляемого линейного электропривода 2.2 с внешним или встроенным датчиком 2.3 положения подвижной крышки меха. Конструктивное достоинство и предпочтительность такого решения заключается в том, что линейный электропривод 2.2 и датчик 2.3 обеспечивают полное соответствие характера сжатия/растяжения меха 2.1 и, следовательно, расхода проходящей через общий выход 2.4 дыхательной смеси возвратно-поступательному движению штока линейного электропривода, которое задается алгоритмом воздействия на электропривод 2.2, рассчитанным путем программной обработки установленных оператором показателей вентиляции.
2
2
2
К общему выходу 2.4 меха 2.1 присоединена линия вдоха, содержащая нормально открытый (НО) ЭМК 2.5, обратный клапан 2.6 и измеритель 2.7 концентрации О во вдыхаемой смеси, в состав которого может входить дополнительный быстродействующий датчик состава бинарной газовой смеси основанный на измерении амплитуды и частоты резонансных колебаний генератора, пьезопреобразователь которого находится в исследуемой газовой среде. К выходу измерителя 2.7 концентрации О могут быть присоединены увлажнитель 2.8 вдыхаемого газа и пневматический распылитель 2.9 анестетиков и/или лекарственных средств. Непосредственно перед тройником 2.12 пациента установлен гагреватель 2.10, который совместно с датчиком температуры 2.11 позволяет поддерживать заданную высокую температуру вдыхаемой смеси (например, O+Не).
2
В общий выход тройника 2.12 пациента включен датчик 2.13 расхода дыхательной смеси, датчик 2.14 ее давления и отвод линии отвода пробы состава дыхательной смеси в измеритель СO 2.16 с побудителем расхода. С тройником 2.12 также соединена линия выдоха, в которую включен водоотстойник 2.15 и установлен обратный клапан 2.17. Последовательно с клапаном 2.17 включен быстродействующий пропорциональный НО ЭМК 2.18. Совместно с подключенными к его выходу НЗ ЭМК 2.19 и НО ЭМК 2.20 отвода соединения линии выдоха с атмосферой он образует переключатель вида дыхательного контура. В качестве варианта исполнения ЭМК 2.18, 2.19 и 2.20 могут быть заменены одним пропорциональным НО ЭМК с коммутацией 3/2 и условным проходом не менее 18-20 мм.
2
2
Выход НЗ ЭМК 2.19 через абсорбер СО 2.21 соединен с линией наполнения, которая снабжена обратным клапаном 2.22 и первым предохранительным клапаном 2.23 и соединена с эластичным мешком 2.24. На входе в эластичный мешок 2.24 установлен НО ЭМК 2.25, здесь же расположен датчик 2.26 давления в мешке и предохранительный клапан 2.27. Вход ЭМК 2.25 линией наполнения соединен с выходом 2.4 меха 2.1. С входом 2.4 также соединен НО ЭМК 2.28 отвода соединения линии вдоха с атмосферой, через который в мех 2.1 или в легкие пациента при самостоятельном вдохе, через фильтр 2.29, может поступать атмосферный воздух. Мешок 2.24 через НО ЭМК 2.25 и испаритель 2.30, если он используется, соединен с основным выходом 1.6 формирователя дыхательной смеси 1, а также через кнопку экстренной подачи О 2.32 - напрямую с дополнительным кислородным выходом 1.7. К выходу 1.7 через пропорциональный НЗ ЭМК 2.31. также присоединен распылитель 2.9 анестетиков и/или лекарственных средств.
2
2
Блок ВЧ ИВЛ 3 подключается к соответствующему независимому выходу 1.8 формирователя дыхательных смесей 1 и содержит регулируемый стабилизатор 3.1 давления О, измеритель 3.2 давления, НЗ ЭМК 3.3, управляемый формирователь электрических сигналов 3.4 и инжектор 3.5, расположенный у входа в дыхательные пути пациента. При использовании ВЧ ИВЛ к выходу 3.6 инжектора 3.5 присоединяют датчик температуры, создаваемой увлажнителем 2.8, и датчик давления 2.14. К всасывающему патрубку 3.7 инжектора 3.5 присоединяют тройник 2.12 пациента с датчиком 2.13 расхода газа и с отводом линии отбора пробы состава дыхательной смеси, поступающей в датчик СО 2.16.
Блок управления 4 содержит дисплей 4.1, на котором индицируются задаваемые, измеряемые и расчетные показатели вентиляции и состояния пациента, функциональные кривые и обращения к оператору, а также микропроцессорный контроллер 4.2. Контроллер 4.2 взаимодействует со всеми средствами автоматического регулирования и контроля, для чего он электрически соединен со всеми датчиками, электроприводом 2.2, всеми ЭМК, измерительными, сигнализирующими, увлажнительными и нагревательными устройствами, а также с дисплеем 4.1. В блоке 4 установлены основной блок питания 4.3 и источник резервного электропитания 4.4.
Предлагаемый аппарат работает следующим образом.
2
Во всех режимах работы сжатые газы поступают в формирователь дыхательных смесей 1 через специфические для каждого газа коннекторы 1.1. Кроме своего прямого назначения, оценка входного давления каждого газа измерителями 1.2 позволяет показать на дисплее 4.1, какие газы подключены в данное время, и предотвратить поступление других газов, если не подается O. Стабилизаторы давления 1.3 предотвращают влияние на работу аппарата изменений входного давления каждого газа, а также изменений расхода газа в каждом канале. Тем самым обеспечивается сохранение характеристик калибровки всех программно управляемых пропорциональных ЭМК 1.4, которые также не допускают попадание в аппарат подключенных газов при намеренном или аварийном выключении аппарата.
2
2
После установки оператором на дисплее 4.1 реверсивного (РДК) или нереверсивного (НРДК) дыхательного контура, нужных значений расхода подаваемой в дыхательный контур дыхательной смеси и концентрации в ней O программа рассчитывает и задает через соответствующие пропорциональные клапаны 1.4 расход O и другого заданного газа по алгоритму:
K
Bbix
к
Q=Q•K/100
r
Bbix
к
Q=Q•(100-K)/100,
где:
K
2
Q - требуемый расход O;
r
Q - требуемый расход другого газа, например, Не:
Bbix
Q - требуемый расход газовой смеси на выходе 1.6 смесителя,
к
2
К - процентное содержание О в смеси на общем выходе 1.6.
K
r
2
2
2
Рассчитанные значения Q и Q индицируются на изображаемых на дисплее 4.1 ротаметрах и контролируются по сигналам измерителей расхода 1.5. С выхода 1.6 O или его бинарные смеси с другими подключенными к аппарату сжатыми газами поступают в основной блок 2. С выхода 1.7 O под стабилизированным давлением подается в дыхательный контур, минуя испаритель 2.30, через НЗ кнопку экстренной подачи 2.32, а также через пропорциональный ЭМК 2.31 в распылитель 2.9. С выхода 1.8 O под входным давлением при необходимости подается в блок ВЧ ИВЛ 4.
2
Bbix
Если при НРДК требуется подавать смесь O с воздухом, то устанавливают О менее интенсивности вентиляции (MV), автоматическое поддержание давления в мешке 2.24 отключается, и в НРДК при уменьшении давления в мешке 2.24 до допустимой нижней границы через открывшийся ЭМК 2.28 и фильтр 2.29 в мех 2.1 (в принудительных циклах вентиляции) или в легкие пациента (в циклах самостоятельного дыхания) подсасывается необходимый объем окружающего воздуха, а содержание O2 во вдыхаемом газе контролируют по показаниям датчика 2.7.
Работа основного блока 2 (фиг. 2) зависит от выбранного режима работы.
Уз
i
ц
пл
i
1) В режиме управляемой ИВЛ с заданным объемом сразу после включения аппарата датчик положения 2.3 обеспечивает автоматическую установку меха 2.1 в начальное положение полного растяжения. По заданным оператором на дисплее 4.1 значениям минутной вентиляции (М), частоты вентиляции (f), относительной длительности вдоха (Т/T) и относительной длительности паузы вдоха (Т/Т) программа определяет характеристики сжатия меха 2.1 во время вдувания дыхательной смеси по следующему алгоритму:
вд
i
ц
пл
i
Т=(Т/T)⋅(60/f)(1- T/T) и
Уз
эф
пл
i
Н=М/[Е(1-Т/Т],
где:
вд
Т - длительность сжатия меха 2.1,
H - амплитуда сжатия меха, отсчитываемая от начального положения,
Эф
Е - эффективная площадь меха.
i
вд
2
пред
пик
пред
пик
пред
i
В фазе вдоха T в интервале Т сжимающийся мех 2.1 вдувает дыхательную смесь в легкие пациента через открытый НО ЭМК 2.5, обратный клапан 2.6, анализатор О 2.7, увлажнитель 2.8, распылитель 2.9 и нагреватель 2.10. Далее вдыхаемый газ поступает в тройник 2.12 пациента. Линия выдоха при этом перекрыта закрытым пропорциональным НО ЭМК 2.18; выход дыхательной смеси в атмосферу из линии вдоха не допускает закрытый НО ЭМК 2.26, а попаданию дыхательной смеси из меха 2.1 в мешок 2.24 препятствует обратный клапан 2.22. Если предельное давление в дыхательном контуре (Р) устанавливают выше Р (максимальное давление в дыхательном контуре в фазе вдоха), то Р не достигается, и аппарат подает пациенту заданный дыхательный объем. Если введение Уг создает условие Р=Р, то сжатие меха 2.1 и вдувание газа прекращаются до истечения T.
2
е
е
По окончанию фазы вдоха ЭМК 2.5 закрывается, начинается фаза выдоха. При установке НРДК газ из легких выходит через водосборник 2.15, обратный клапан 2.17, полностью открывшийся пропорциональный НО ЭМК 2.18 и открытый НО ЭМК 2.20 отвода соединения с атмосферой. При РДК НО ЭМК 2.20 остается закрытым, и с выхода пропорционального ЭМК 2.18 выдыхаемый газ через открывшийся НЗ ЭМК 2.19 и абсорбер СО 2.21, поступает через открытый ЭМК 2.25 в мешок 2.24. Если задано ПДКВ, то когда снижающееся давление по показаниям датчика 2.14 достигнет заданного ПДКВ, быстродействующий пропорциональный ЭМК 2.18 постепенно закрывается так, чтобы до окончания фазы выдоха Т показания датчика 2.14 поддерживались на заданном уровне ПДКВ. В интервале Т мех 2.1 растягивается с постоянной скоростью до достижения начального положения, забирая газовую смесь из мешка 2.24 через обратный клапан 2.22 и НО ЭМК 2.25.
е
По окончанию Т фаза вдоха повторяется. В течение дыхательного цикла свежая газовая смесь с выхода 1.6 через испаритель 2.30, если он используется, наполняет мешок 2.24, но ее поступление непосредственно в линию вдоха предотвращается обратным клапаном 2.22. Давление в мешке 2.24 поддерживается на низком уровне предохранительным клапаном 2.27.
T
Подача заданного объема газа определяется только амплитудой и скоростью сжатия меха 2.1, которая стабилизируется на рассчитанном уровне обратной связью, включающей датчик 2.3 (эффективная площадь меха постоянна). Поэтому на величину вдыхаемого объема V не влияет ни состав газовой смеси, ни давление в тройнике 2.12 пациента. Управление также облегчается тем, что поскольку по общеизвестной формуле:
V
T
M=V⋅f,
V
T
i
ц
пл
i
вд
то изменение оператором частоты вентиляции f не влияет на интенсивность вентиляции M за счет автоматического обратно пропорционального изменения V. Так как изменение оператором значений Т/T и T/T изменяет длительность вдувания Т, то для сохранения заданных значений MV, f, и, следовательно, и VT, алгоритм управления сжатием меха автоматически изменяет скорость сжатия вдувания, используя следующий алгоритм:
iи
iн
н
н
и
и
Q=Q-[C(1-П)]/[С(1-П)], где
i
Q - расход вдуваемой дыхательной смеси,
i
ц
С=Т/Т - относительная длительность вдоха в дыхательном цикле,
пл
i
Π=Т/T- относительная длительность паузы вдоха,
и
н
индекс «» - измененное значение показателя, индекс «» - начальное значение показателя.
T
V
T
ср
Присоединение аппарата к дыхательным путям пациента часто не бывает полностью герметичным. Поэтому действительный выдыхаемый объем V измеряется интегрированием по времени сигнала датчика 2.13, то есть расхода дыхательной смеси, проходящего в фазе выдоха через тройник пациента 2.12. Это позволяет рассчитать действительное значение интенсивности вентиляции M и индицировать его и выдыхаемый объем V на дисплее 4.1. Здесь же по сигналам датчика 2.14 индицируются измеренные значения максимального, среднего и минимального давления дыхательного цикла, а также ПДКВ и среднее давление дыхательного цикла Р.
Использование НО ЭМК 2.5, НО ЭМК 2.18, НО ЭМК 2.28, НО ЭМК 2.20, НЗ ЭМК 2.19 и обратных клапанов 2.6 и 2.17 позволяет пациенту самостоятельно дышать через линии вдоха и выдоха в режимах вентиляции, использующих самостоятельное дыхание пациента, а также при отказе электропитания аппарата.
i
i
an
p
e
2) Для реализации режима вспомогательно-управляемой ИВЛ после установки на дисплее 4.1 нужных значений Q, T, опорной частоты вентиляции F, чувствительности к дыхательным усилиям пациента S и ПДКВ определяется момент окончания предыдущего вдоха по снижению расхода выдуваемой дыхательной смеси Q в датчике 2.13 до нуля. Мех 2.1 устанавливается в начальное положение, после чего включается один из алгоритмов выявления попытки пациента вдохнуть.
ц
an
p
i
i
пред
Для этого закрываются ЭМК 2.5 и пропорциональный ЭМК 2.18, и начинается отсчет длительности дыхательного цикла Т=60/F. Если в течение этого интервала ожидания дыхательное усилие пациента снизило давление в тройнике пациента 2.12 от нуля или от уровня ПДКВ на S, то ЭМК 2.5 открывается, а мех 2.1 начинает сжиматься, вдувая дыхательную смесь в легкие пациента с заданным расходом Q. Вдувание продолжается до истечения T или же до выполнения условия P(t)=Р, и тогда ЭМК 2.5 закрывается, пропорциональный ЭМК 2.18 полностью открывается, а мех 2.1 снова устанавливается в начальное положение.
e
е
ц
an
При установке РДК выдыхаемая газовая смесь через открытый ЭМК 2.19, абсорбер 2.21 и ЭМК 2.25 поступает в мешок 2.24, а при установке НРДК ЭМК 2.19 закрыт, и через открытый ЭМК 2.20 отвода соединения с атмосферой выдыхаемая смесь выходит в окружающую среду. По достижению нулевого Q пропорциональный ЭМК 2.18 поддерживает заданное ПДКВ, как это описано выше для управляемой ИВЛ, после чего снова включается алгоритм выявления дыхательной попытки пациента. Если в течение Т она не выявлена, то по истечению Т автоматически выполняется следующий вдох. Поэтому в данном режиме частота вентиляции определяется частотой дыхательных усилий пациента, а при их отсутствии или прекращении - заданной F, и минутная вентиляция не прекращается.
ц
При использовании НРДК может также применяться выявление дыхательного усилия по появлению в тройнике 2.12 пациента расхода газа заданной величины и направленного в легкие пациента. В этом случае одновременно с началом отсчета Т ЭМК 2.20 закрывают, и поддерживают открытое состояние ЭМК 2.5, ЭМК 2.18 и ЭМК 2.19. Через испаритель 2.31, если он используется, и обратный клапан 2.22 линии вдоха и выдоха промываются дыхательной смесью заданного состава с расходом
on
p
Q=п⋅S,
где:
on
Q - опорный расход дыхательной смеси («FlowBy») в л/мин,
п - задаваемый оператором множитель в пределах, например, от 2 до 5,
p
S - чувствительность к попытке пациента вдохнуть, выраженная в л/мин.
p
Когда вызываемый вдохом пациента расход достигнет заданного уровня S, линейный привод 2.2 начинает сжимать мех 2.1, ЭМК 2.5 остается открытым, пропорциональный ЭМК 2.18 закрывается, и начинается фаза вдоха, как это описано выше.
ц
ПДКВ достигается так же, как и при управляемой ИВЛ. Если попытка пациента не выявлена, то фаза вдоха начинается по истечению заданного Т таким же способом, который описан для выявления попытки по давлению. С целью упрощения управления наличие усилия пациента вдохнуть демонстрируется индикацией на панели дисплея 4.1. Оператор также может задать число циклов управляемой вентиляции, после которых режим вспомогательно-управляемой ИВЛ автоматически включается снова.
3) Для реализации режима самостоятельного дыхания с постоянно положительным давлением при НРДК линейный привод 2.2 удерживает мех 2.1 в положении полного сжатия, НО ЭМК 2.5, НО ЭМК 2.20 и пропорциональный НО ЭМК 2.18 постоянно открыты. Автоматически включается промывка линий вдоха и выдоха дыхательной смеси заданного состава через формирователь 1 с начальным расходом, а пропорциональный НО ЭМК 2.18 динамически устанавливается в положение, которое обеспечивает создание на выходе тройника 2.12 пациента заданного уровня СДППД. Затем расход дыхательной смеси автоматически корректируют так, чтобы вызываемые самостоятельным дыханием пациента колебания давления в тройнике 2.12, отражаемые датчиком 2.14, располагались симметрично относительно заданного постоянного уровня СДППД.
2
2
Для реализации при РДК альтернативного способа СДППД ЭМК 2.5 и ЭМК 2.19 остаются открытыми, ЭМК 2.20 и предохранительный клапан 2.27 закрыты, ЭМК 2.19 и ЭМК 2.25 открыты. Линейный привод 2.2 полностью сжимает мех 2.1, затем устанавливает его в частично растянутое положение. Подача дыхательной смеси наполняет дыхательный контур, включая мех 2.1 и мешок 2.24, до создания в них заданного уровня СДППД, и затем автоматически стабилизирует его уровень. Снижение давления в дыхательном контуре при вдохе пациента парируется сжатием линейным приводом 2.2 меха 2.1. Аналогично, растяжение меха 2.1 парирует повышение давления в контуре вследствие выдоха пациента. Поэтому в тройнике 2.12 давление поддерживается на заданном постоянном уровне СДППД, а снижение этого уровня вследствие поглощения пациентом O, поглощения СO в абсорбере 2.21 и возможной неполной герметичности дыхательного контура компенсируется пополнением дыхательного контура свежей смесью из формирователя газовых смесей 1. Этим приемом автоматически снижается практически до нулевого уровня сопротивление вдоха и выдоха аппарата, т.е. работа дыхания определяется только сопротивлением дыхательных путей пациента.
2
i
ц
2
4) Для реализации струйной ВЧ ИВЛ с выхода 1.8 сжатый O поступает в настраиваемый оператором регулятор давления 3.1. Кислород под стабилизированным давлением, измеряемым манометром 3.2, поступает на вход НЗ ЭМК 3.3 типа 2/2. В формирователе 3.4 создаются электрические сигналы управления данным ЭМК, позволяющие независимо задавать f и Т/Т. По гибкой трубке пневматические импульсы поступают в сопло инжектора 3.5. Его всасывающий патрубок 3.7 соединен с общим выходом тройника 2.12. ЭМК 2.5, 2.26, 2.18 и 2.20 в этом режиме удерживаются в открытом состоянии, а мех 2.1 неподвижен. Поэтому О, поступающий в фазе вдоха в легкие пациента через сопло инжектора 3.5, дополняется воздухом, прошедшим через фильтр 2.29, ЭМК 2.28 и 2.5, клапан 2.6 и увлажнитель 2.8. Сигнал датчика температуры, установленного на выходе 3.6 инжектора, передается в увлажнитель 2.8, который увлажняет и нагревает вдыхаемую дыхательную смесь. Таким образом, эффективная ВЧ ИВЛ обеспечивается совместным применением блока ВЧ ИВЛ 3 и других блоков аппарата.
Управление работой аппарата в режиме ВЧ ИВЛ существенно облегчается индикацией на дисплее 4.1 кривой изменения давления и измерением с помощью датчиков расхода 2.13 и давления 2.14 показателей вентиляции, в том числе дыхательного объема и минутной вентиляции.
Описанные технические решения обеспечивают следующие важные меры безопасности аппарата:
- возможность самостоятельного дыхания пациента окружающим воздухом при отказе аппарата и (или) прекращении подачи газовой смеси из формирователя газовых смесей 1, обеспечиваемая соответствующим выбором типа (НО или НЗ) всех ЭМК и надлежащим распределением потоков газа в дыхательном контуре обратными клапанами 2.6, 2.17 и 2.22;
2
2
- измерение и индикация на дисплее 4.1 показателей вентиляции, включая содержание СО в выдыхаемом газе и концентрацию О во вдыхаемой газовой смеси,
- звуковая и визуальная сигнализация о выходе измеряемых показателей из устанавливаемой оператором посредством дисплея 4.1 безопасной зоны,
пик
- ограничение максимального давления в дыхательном контуре предохранительным клапаном 2.23 с включением сигнализации и немедленным прекращением вдувания газа в легкие пациента, если Р достигнет установленного оператором максимально допустимого значения,
- автоматический вывод на дисплей 4.1 предупредительных и разъясняющих сообщений,
- длительная работа аппарата от резервного источника электропитания вследствие энергетической экономичности привода меха.
Исходя из вышеизложенного, предлагаемые способ и аппарат для его осуществления обеспечивают применение новых методов лечения путем подачи пациенту ингаляционным способом газовых смесей различных составов, в т.ч. смесей кислорода с различными газами, например с гелием, ксеноном или закисью азота, с одновременным нагревом дыхательной смеси до, по крайней мере, +70°С, и введением аэрозоля анестетиков и/или лекарственных средств, в различных областях применения - в ингаляционной терапии, в ингаляционной и неингаляционной анестезии и в интенсивной терапии и реанимации - при самостоятельном дыхании пациента, при ИВЛ и при их различных сочетаниях, а также с применением ВЧ ИВЛ. Во всех случаях обеспечивается отсутствие влияния на показатели вентиляции состава дыхательной смеси и изменения характеристик легких пациента, а также мониторинг показателей вентиляции и состояния пациента. Достигается высокий уровень безопасности пациента и удобства управления, возможность наращивания функциональных возможностей аппарата без изменения конструкции, а его единые схемные решения позволяют поставлять по желанию потребителя аппараты более узкого назначения.
Изобретение позволяет значительно повысить эффективность лечения ингаляционным методом различных заболеваний и состояний в пульмонологии, терапии, интенсивной терапии, анестезиологии и спортивной медицине и обеспечивается новым единым техническим решением с использованием возможностей микроэлектроники и современных компонентов. Блочная структура аппарата упрощает его производство, обеспечивает удобство настройки и эксплуатации в различных режимах работы. При применении изобретения можно обеспечить мониторинг показателей вентиляции и состояния пациента с достижением высокой степени их безопасности, в спортивной медицине решается задача реабилитации и тренировки спортсменов при экстремальных нагрузках и резко увеличенных показателях вентиляции.