АППАРАТ ИСКУССТВЕННОЙ ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЕГКИХ С БИОЛОГИЧЕСКОЙ ОБРАТНОЙ СВЯЗЬЮ

Полезная модель относится к медицинской технике, а именно к способам искусственной управляемой или вспомогательной вентиляции легких (ИВЛ) и может быть использовано в процессе реанимации в условиях клинических больниц и научно - исследовательских медицинских институтов для респираторной поддержки.
Во многих случаях нарушения функций внешнего дыхания пациента приводят к острой дыхательной недостаточности. Для временного замещения этих нарушенных функций используют ИВЛ, реализующую механическую компоненту внешнего дыхания. Отмечается, что в неотложной кардиологии индивидуализация и оптимизация фармакологического воздействия, в частности, при биоуправляемой терапии кардиогенного шока, гипертонического криза и других экстремальных состояний могут быть успешно осуществлены только при наличии непрерывной и оперативной информации о сердечном выбросе и общем периферическом сопротивлении, см. «Реография. Импедансная плетизмография», под ред. Г.И.Сидоренко, Минск, Беларусь, 1978, стр.62, 63.
Известен классический способ ИВЛ с постоянным потоком и давлением на вдохе. Схему этого способа и полное описание см. «Актуальные проблемы реанимации и интенсивной терапии новорожденных», специальный выпуск журнала «Медицина и техника», г.Екатеринбург, 2000 г., стр.22-25. Данный способ характеризуется тем, что важнейшим параметром является величина минутной вентиляции, которая является в свою очередь произведением частоты дыхания на объем, доставляемый с каждым вдохом. Воздействуя на мех с постоянной частотой, подавая с каждым циклом равные объемы воздуха, обеспечивается постоянство минутной вентиляции. При этом способе достаточно легко проконтролировать частоту и объем.
Недостатком устройства поданному способу является невозможность проконтролировать параметры сердечно-сосудистой системы при респираторной помощи т.е. невозможно создать полностью безопасный для пациента режим объемной вентиляции и оптимизировать фармакологическое воздействие на пациента.
i
c
Известен способ искусственной вентиляции легких, при котором одновременно и независимо выполняются несколько функций: смешение двух газов, регулирование скорости постоянного потока газовой смеси (регулирование минутной вентиляции), регулирование частоты дыхания, регулирование относительного времени вдоха (Т/Т, в %), регулирование давления и формы кривой скорости потока и фазу вдоха, см. журнал СШР NEWS, Москва, №9, ноябрь 2000 г., стр.28-30.
Недостатком данного способа при всей его мощной аппаратной (компьютерной) поддержке также является отсутствие определения и учета параметров сердечно-сосудистой системы, попытки вдоха у пациента и синхронизация попытки с началом фазы принудительного вдоха, что не позволяет оптимизировать биоуправляемую терапию и фармакологическое воздействие.
Известен «Способ искусственной вентиляции легких и устройство для его осуществления», патент РФ №2218144, включающий в себя следующие операции: определение начала попытки вдоха путем подачи низкоамплитудного высокочастотного стабильного тока на левую и правую часть торса, снятие изменения проводимости в момент начала попытки, фиксация этого момента и синхронизации с ним фазы вдоха - ПРОТОТИП.
Недостатками данного способа и устройства являются следующие. Не определяется состояние центральной гемодинамики, регистрируется только ЭКГ и дыхание.
Технической задачей является расширение функциональных возможностей за счет повышения точности диагностики состояния больного, а именно: проводится оценка состояния центральной гемодинамики непрямым атравматичным реографическим методом, оценка динамики сердечного выброса (СВ), или
ударного объема крови (УOK), минутного объема крови (МОК), общего периферического сопротивления.
С этой целью предлагается «Аппарат ИВЛ с биологической обратной связью (БОС)», основанный на оценке состояния центральной гемодинамики непрямым атравматичным реографическим методом, причем дополнительно производится оценка динамики сердечного выброса для чего измеряют величину импеданса Zo±ΔZ, между дополнительными приемными электродами, расположенными на шее пациента и на его торсе.
где: Zo - импеданс в Ом между дополнительными приемными электродами,
ΔZ - изменение импеданса;
Затем производится оценка конкретного состояния гемодинамики - минутного, ударного объема крови по изменению величины колебаний импеданса Zo±ΔZ, причем по коэффициентам соответствия вычисляются указанные оценки непосредственно в объемных параметрах; аппарат искусственной вентиляции легких с биологической обратной связью, содержащий задающий генератор, первый и второй задающий электроды, первый, второй и третий приемные электроды, каждый со своим усилителем демодулятором, выходы которых являются выходами аппарата и соединены соответствующими входами МП-контроллера, отличающееся тем, что в него введены четвертый усилитель и четвертый демодулятор, четвертый и пятый приемные электроды, соединенные с прямым и инверсным входами четвертого усилителя, выход которого через четвертый синхронный детектор, соединен с соответствующим сигнальным входом МП-контроллер; четвертый и пятый кольцевые дополнительные приемные электроды и первый и второй задающие электроды выполнены в виде разъемных металлизированных лент, причем четвертый электрод крепится на шее пациента, а пятый - приблизительно на 5 см ниже мечевидного отростка; кольцевые задающие электроды располагаются на любой ноге под коленным суставом и на щиколотке, а приемные электроды - на расстоянии порядка 2-5 см во внутреннюю сторону от задающих, или кольцевые задающие электроды располагаются на любой руке под локтевым суставом и запястьем, а приемные
электроды - на расстоянии порядка 2-5 см во внутреннюю сторону от задающих.
На фиг.1 показана структурная схема аппарата, на фиг.2 и 3 - способы крепления задающих и приемных электродов на ноге и руке соответственно для оценки СВ, (УОК) и/или МОК, на фиг4 - ЭКГ, реограмма и ее первая производная.
На фиг.1-3 изображено: 1 - блок определения начала попытки вдоха, 2 - пациент, 3, 4 и 5 - первый, второй и третий БОНН, 6 - блок определения СВ, УОК и/или МОК (БОСВ-МОК), 7 - задающий генератор, 8 - нога пациента, 9 - рука, шина управления, ЗЭЛ1-ЗЭЛ4 - первый и четвертый задающие электроды, ПЭЛ1-ПЭЛ3, ПЭЛ4-ПЭЛ7 - первый-седьмой приемные электроды, каждый из 3, 4, 5 и 6 блоков содержит в своем составе операционный усилитель в дифференциальном включении и демодулятор, выходы всех демодуляторов соединены с соответствующими входами МП-микроконтроллера (МП) с жидкокристаллическим дисплеем (ЖКИ). МП и ЖКИ на фиг. условно не показаны.
МП-контроллер связан управляющей шиной с задающим генератором 7, выходы которого связаны с торсом пациента 2 или с конечностями 8 и 9, а выходы пациента 2 связаны с входами БОНПВ3-БОНПВ5 и блоком определения БСВ-МОК 6, выходы БОНПВ3-БОНПВ5 связаны с первым-третьим входами МП+ЖКИ, выход БСВ-МОК 6 связан с четвертым входом МП+ЖКИ; первый и второй выходы генератора 7 соединены с задающими электродами ЗЭЛ1 и ЗЭЛ2 соответственно (фиг.1) или с ЗЭЛ3 и ЗЭЛ4 соответственно (фиг.2 и 3), приемные электроды ПЭЛ1-ПЭЛ3 связаны с дифференциальными входами ОУ1-ОУ3, выходы последних через демодулятора ДМД1-ДМД3 соответственно являются выходами БОНПВ3-БОНПВ5, выход же ОУ3 и выходы ПЭЛ1-ПЭЛ2 являются выходами для снятия ЭКГ; приемные электроды ПЭЛ4 и ПЭЛ5 или ПЭЛ6 и ПЭЛ7 соединены с дифференциальными входами ОУ4 и через демодулятор ДНД4 являются выходом определения СВ, УОК, МОК, приемные электроды ПЭЛ1-ПЭЛЗ выполнены в виде дисков 03-15 мм и толщиной 0,4-0,8 мм из неокисляющего материала, например, олова, а задающие электроды
ЗЭЛ1, ЗЭЛ2, ЗЭЛ3 и ЗЭЛ4 и приемные электроды ПЭЛ4-ПЭЛ7 выполнены в виде разъемных колец с регулируемым диаметром металлизированных лент, также из неокисляющего материала.
Указанные узлы и блоки представляют собой и могут быть выполнены на следующих элементах:
МП - контроллер, например на ИМС PIC16C74 фирмы MICRO-CHIP, ОУ1-ОУ4 (в дифференциальном включении), см. "Электронные схемы", Р. Граф, М, МИР, 1989 г., стр.308, ДМД1-ДМД4, см. там же, стр.198, задающий генератор, см. там же, стр.162, шина управления, см. "Толковый словарь по вычислительной технике", М, Microsoft press, Русская редакция, ТОО "Channel Trading Ltd", 1995, стр.60.
Блок определения начала попытки вдоха 1 работает следующим образом: в зависимости от возраста пациента 2 (новорожденный или взрослый) выбирается нужная частота генератора 7 в пределах 20-50 кГц и величина тока в пределах 0,02-5 мА с клавиатуры МП-контроллера, который управляет и устанавливает выбранные значения по шине управления. На торсе пациента 2, как показано на фиг.1, устанавливается электроды: два задающих 3 ЭЛ1 и 3 ЭЛ2 и три приемных ПЭЛ1-ПЭЛ3. Электроды можно устанавливать не только так, как показано на фиг.1, но и на грудь, на спину или на грудь - спину, вообще так, как считает практикующий врач.
После установки электродов (это можно совместить с началом ИВЛ, а можно и позднее, опять же по усмотрению практикующего врача) включается режим определения начала попытки вдоха и синхронизации принудительного вдоха с началом попытки на микроконтроллере (на фиг. условно не показан). При этом режиме происходит непрерывное измерение проводимости между всеми тремя приемными электродами ПЭЛ1 -ПЭЛ3, для чего они попарно соединены со входами трех ОУ (ОУ1-ОУ3), включенных в дифференциальном режиме. Выходы каждого ОУ соединен с соответствующим демодулятором (ДМД1-ДМД3), включенных в режиме синхронного детектирования. В момент начала попытки происходит изменения проводимости, которое определяется
одним из трех ОУ (или двумя или всеми ОУ), после детектирования (с одновременным приведением, если изменение проводимости больше определенной величины, к ТТЛ или КМОП-уровням в виде лог.1) появляется "сигнал левого легкого", или "сигнал правого легкого", или "суммирующий сигнал обоих легких", или все три, которые в виде информационных сигналов поступают на сигнальные входы микроконтроллера, который при поступлении этих сигналов выдает сигнал начала принудительного вдоха. Сигнал с ПЭЛ1 и ПЭЛ2 после усиления на ОУ3 можно использовать одновременно и для снятия электрокардиограммы, для чего сделан отдельный вывод, также можно снимать эти сигналы непосредственно с приемных электродов, для чего можно поставить отдельный усилитель ЭКГ.
Измерение реограммы и затем первой производной значительно расширяет возможности аппарата ИВЛ, повышая точность диагностики состояния больного. Конкретно можно оценить состояние центральной гемодинамики непрямым атравматичным реографическим методом, оценить динамику сердечного выброса (СВ), ударного объема кроки (УОК), минутного объема крови (МОК) по изменению величины колебаний импеданса ΔZ, соответствующему СВ, а также изменению базового импеданса Zo при кровопотерях.
Корреляция реографического (биоимпедансного) метода и прямого метода (терморазведения) равна +0,87, а воспроизводимость биоимпедансных измерений СВ=±16% на 95% вероятности, больше чем метода терморазведения =±23% на 95% вероятности. При синхронной записи биоимпедансной кривой и ее первой производной, т.е. общепринятой методики, корреляция УОК и МОК с результатами метода терморазведения более +0,9 (Реография. Импедансная плетизмография. Минск, «Беларусь», 1978, с.59, там же - с.57).
Реографические величины измеряются в Ом или В, характер динамики этих величин полностью повторяет параметры, полученные прямыми методами, а после введения коэффициентов (например, модифицированная формула Кубичека), (там же, с.61) соответствия могут быть вычислены непосредственно в объемных параметрах (там же, с.65...84). Однако в большинстве случаев наличие
текущей кривой изменения СВ уже достаточно говорит о динамике процессах центральной или периферической (регионарной) гемодинамики.
Суть биологической обратной связи заключается в том, что позволяет управлять аппаратом ИВЛ с более высокой точностью, т.к. например, если упал МОК, то появляется сигнал тревоги, далее изменяется объем вентиляции до требуемого размера, а еще далее идет подсказка медперсоналу о необходимости введения лекарственных препаратов, например, фармакологического воздействия в виде капельницы, либо одноразового укола и т.д.