93535 (590121), страница 6

Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 6)

^

мых соединений и надлежащей маркировки.

Необходимо соблюсти меры для предотвращения повышения давле­ния в дыхательном контуре выше допустимого 6кПа (60 см вод.ст.), что может привести к разрыву легких. Для этого можно использо­вать пружинный предохранительный клапан.

Во избежание несчастных случаев во время ИВЛ, особенно при дли­тельной ИВЛ, должны быть предусмотрены световая и звуковая сигнализа-

»

ции в случаях: превышение температуры дыхательной смеси выше 41 °С, непредвиденного отключения напряжения питающей сети , разгерметиза­ции дыхательного контура.

Электрическое питание аппарата должно осуществляться от сети переменного тока напряжением 220В с частотой 50Гц.

Аппарат ИВЛ должен быть надежным и удобным в эксплуатации и обеспечивать минимальные затраты времени, энергии и средств на ремонт.

При этом минимальная рабочая температура +10°С, максимальная ра­бочая температура +35 °С. Аппарат ИВЛ не работает на открытом воздухе и не подвергается воздействию атмосферных факторов.

3.2 Существующие методики проверки объемных показателей аппаратов искусственен вентиляции легких (ИВЛ)

Контроль объемных показателей — дыхательно­го объема Vt и минутной вентиляции VM занимает важное место в создании и производстве аппаратов ИВЛ. Методики проверки этих и других характе­ристик аппаратов должны быть адекватны услови­ям их применения обеспечивать необходимую точность и воспроизводимость результатов и по возможности не требовать использования сложно­го нестандартного оборудования. Далее будут рас­смотрены только методики измерения Vt посколь­ку минутная вентиляция определяется как VM =Vm *f (f- частота вентиляции) или же деле­нием Vt, суммированного за целое число дыхатель­ных циклов, на их длительность.

До последнего времени для определения при­менялась одна из методик по ранее разработанному стандарту [3] (рис. 1).

Преимущество схемы состоит в.том, что во вре­мя выдоха нереверсивный клапан _2 пропускает в спирометр 5 только тот газ, который действительно вентилирует модель легких, однако данный клапан должен работать достаточно четко и обладать низ­ким сопротивлением. Принципиальный недоста­ток схемы — поступление в спирометр не только действительного дыхательного объема, но и части вышедшего из аппарата 1 объема, который был за­трачен на повышение во время вдоха давления газа во всех эластичных и жестких частях дыхательного контура, соединенных с пациентом. На величину такой потери объема влияет растяжимость аппара­та Сa, которая во время вдоха подключена парал­лельно Сп (рис. 7), и можно предположить, что эта потеря объема пропорциональна величине Сa Сn.

Хорошо известно, что значения Сп сильно зави­сят от антропометрических данных и состояния ор­ганов дыхания пациента, но для проверки аппаратов ИВЛ обычно используются следующие стан­дартизованные характеристики (табл. 1).

Значения Са определяются схемой и конструк­цией аппарата, типом дыхательных шлангов, чис­лом и видом включенных в дыхательный контур частей и т. п. В табл. 2 приведены частично изме­ренные нами и частично заимствованные из экс­плуатационных документов данные о растяжимо­сти Са некоторых аппаратов ИВЛ и их компонен­тов.

Рис.1. Схемы измерения дыхательного объёма V_T

1- проверяемый аппарат; 2- неверсивный клапан; 3-сопротивление модели легких R_n ; 4- растяжимость модели легких C_n; 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, ис­ключая предназначенные для применения во время ингаляционной анестезии на дому и во время транспортирования, оснащались каналом измере­ния выдыхаемого дыхательного объема и (или) ми­нутной вентиляции с погрешностью не более ± 20% от действительного значения для. объ­ема 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 особен­ность 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 лег­ких пациентов данной возрастной группы к только на одной комбинации показателей вентиляции. Поэтому формально изготовитель аппаратов не от­вечает за погрешность в любых других условиях. Кроме того, выбранные комбинации объема и час­тоты не являются типичными для данной возрас­тной группы пациентов. Видимо, эти требования следует рассматривать как минимально необходи­мые и стараться обеспечить предельную погреш­ность в достаточно широком диапазоне показате­лей вентиляции и характеристик органов дыхания пациентов данной возрастной группы. Приведен­ные особенности ГОСТа Р ИСО 10651.1—99 в

ыдвигают 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 изго­товлении и стабильность в процессе эксплуатации;

3) понять и количественно охарактеризовать воздействие растяжимости аппарата на действи­тельные значения дыхательного объема;

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

Аналогичное требование к этим аппаратам имеется в дей­ствующем 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 дей­ствие ГОСТа Р ИСО 10651.1—99 к точности изме­рения 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 дав­лением в момент применения моделей.

Для обеспечения воспроизводимости и ста­бильности моделирования сопротивления дыха­тельных путей пациента использовать нелинейные
дроссели, изготовленные с необходимой точно­стью и откалиброванные на верхнем пределе диа­пазона скоростей газа для каждой возрастной груп­пы пациентов.

Ввиду значительного влияния внутренней растяжимости аппарата ИВЛ на действительный дыхательный объем применять схемные и конст­руктивные приемы для всемерного снижения вели­чины 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 так­же при изменении на этих режимах растяжимости
и сопротивления модели легких в пределах, харак­терных 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 различ­ными постоянными времени, а также привести к появлению непреднамеренного внутреннего ПДКВ; вероятность и величина этого влияния воз­растает при росте отношения Са/Сn, т. е. при вен­тиляции подростков и детей.

7. Высокочастотные выбросы, нередко фикси­руемые на функциональных кривых давления и скорости газа, объясняются главным образом след­ствием инерционных свойств аппарата ИВЛ в мо­мент резкого изменения величины и (или) направ­ления движения газа и проявляются в виде высо­кочастотных затухающих колебаний, возникающих в момент резкого изменения состояния системы и моменты смены фаз дыхательного цикла (вдува­ние, пауза, выдох).

Перспективы развития аппаратов ИВЛ

Будут продолжать расширяться функцио­нальные возможности аппаратов наиболее высо­кого класса. К режимам управляемой (во всех ее разновидностях), вспомогательной и периодиче­ской вентиляции и самостоятельного дыхания с постоянно положительным уровнем давления бу­дут добавлены те новые режимы, показания к применению и реализация которых уже установ­лены и которые не требуют значительного техни­ческого усложнения, а именно, поддержки давле­ния и вентиляции с двумя фазами положительно­го давления.

Будут продолжаться обеспечиваться работа аппаратов без подачи извне сжатого воздуха и ис­пользование сжатого кислорода только для оксигенации вдыхаемого воздуха. Для аппаратов наи­более высокого класса будет преимущественно ис­пользоваться более гибкая схема с управляемыми
клапанами в линиях вдоха и выдоха. В ней найдут применение электромагнитные устройства, позво­ляющие управлять не только временными харак­теристиками, но и расходом газа.

В более простых аппаратах, видимо, будет пре­имущественно применяться схема с управляемым электродвигателем и мехом, а также схема с нако­пительной емкостью. В этих моделях перспектив­но применение встроенного аккумулятора для обеспечения 20—30 мин работы аппарата после нарушения электропитания.

По-прежнему будет применяться микропроцессорное управление с использованием совре­менной элементной базы и обеспечиваться разборность дыхательного контура. Еще большее
внимание будет уделено упрощению управления аппаратами, в том числе путем использования ав­томатической стабилизации заданных оператором характеристик.

Особенно быстро будет развиваться оснаще­ние аппаратов встроенными и придаваемыми мо­ниторами с измерением показателей давления и объемных характеристик ИВЛ и с сигнализацией
о выходе основных характеристик вентиляции из заданного диапазона. В аппаратах высокого клас­са, 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 пред­ставленной на рисунке 3.1.

Аппарат состоит из рабочего блока, блока питания, блока управления и дополнительного оборудования (увлажнителя, блока дозиметров, отстой­ника 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 пре­дусмотрен отстойник для сбора конденсата.

Рабочий блок обеспечивает формирование газового потока и состоит из воздушного компрессора и системы газораспределительных электромагнит­ных 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 страв­ливает избыток давления.

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

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

Блок управления состоит из двух модулей:

• процессорный модуль;

• модуль индикации и клавиатуры.

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

Характеристики

Список файлов ВКР