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 этогопоказателя 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 нелинейныедроссели, 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 растяжимостии сопротивления модели легких в пределах, харак-терных для пациентов данной возрастной группы.
6. Учитывать, что внутреннее сопротивление ап-парата и его инерционные свойства могут снизитьположительное 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 управляемымиклапанами 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 большеевнимание 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 сигнализациейо выходе основных характеристик вентиляции из заданного диапазона. В аппаратах высокого клас-са, по-видимому, станет обязательным вывод информации, в том числе функциональных кривыхна 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.
Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14
