Искусственное легкое

  Верхний предел давления, которое аппараты могут создавать в легких пациента, обычно ограничивается значением 60-100 гПа. Максимальное значение положительного давления конца вдоха в подавляющем большинстве случаев составляет 15-20 гПа. 

  4. Аппарат искусственной вентиляции легких.

  4.1. Принцип работы аппарата искусственной вентиляции легких.

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

  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.

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

  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 атмосферный воздух, либо смесь воздуха с кислородом, либо смесь воздуха с закисью азота N₂О. В ряде случаев при ИВЛ необходима длительная и стабильная анальгезия. Эффективным средством является закись азота, для подачи 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.

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

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

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

  Для контроля над параметрами дыхания используются датчик давления и датчик температуры у тройника пациента и датчик температуры в увлажнителе. Сигналы от датчиков поступают в устройство сопряжения с датчиками, а затем преобразованные сигналы выдаются в микропроцессор, расположенный 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). 

  4.2. Медико-технические требования к аппарату ИВЛ.

  Искусственная вентиляция легких является высокоэффективной  и в то же время практически безопасной, если она основана на обеспечении адекватного газообмена при максимальном исключении вредных эффектов, а также при сохранении субъективного ощущения "дыхательного комфорта" у больного, если он во время ИВЛ остается в сознании.

  Это обеспечивается прежде всего рациональным выбором  для данного больного следующих  параметров:

• минутного объема вентиляции;
• дыхательного объема;
• частоты дыхания;
• отношения продолжительности вдоха и выдоха. 
  Минутный объем   вентиляции - это сумма дыхательных объемов за минуту. Обычно рассматривают минутный объем альвеолярной вентиляции, который равен разности дыхательного объема и общего объема мертвого пространства, умноженной на частоту дыхания.

  Дыхательный объем - это количество дыхательного газа, подаваемого в легкие в течении одного дыхательного цикла. Дыхательный объем должен быть достаточным для промывки "мертвого пространства " и удаления углекислого газа из легких . Зависит от пола пациента, массы его тела, частоты дыхания, возраста.

  Частота дыхания - это количество дыхательных  маневров (вдох-выдох) за минуту.

  Значения  основных параметров искусственной  вентиляции легких нормированы ГОСТ 18856-81. Он устанавливает следующие минимальные диапазоны регулирования параметров ИВЛ:

• дыхательный объем 0,2 ... 2,0 л;
• минутная вентиляция 3 ... 30 л/мин;
• частота дыхания 10 ... 50 л/мин;
• отношение длительности вдоха и выдоха 1:1,5...  1:2.

  Параметры ИВЛ у разных людей сильно отличаются, поэтому целесообразно делать диапазон регулирования параметров ИВЛ (дыхательный объем, минутную вентиляцию, частоту дыхания и т.д.) как можно шире, чтобы врач мог в каждом конкретном случае установить требуемые параметры ИВЛ.

  Увеличение  температуры и влажности вдыхаемого воздуха на пути окружающая среда - легкие происходит благодаря уникальной способности дыхательных путей независимо от колебаний температуры и влажности воздуха нагревать вдыхаемую газовую смесь до температуры тела и насыщать ее водяными парами.

  При искусственной вентиляции легких возникает местное пересыхание и охлаждение слизистой оболочки трахеи и бронхов. В зависимости от продолжительности и интенсивности действия этих факторов могут возникнуть повреждения слизистой оболочки трахеи и бронхов, разрушение мерцательного эпителия, образование корок, нередко закупоривающих бронхи, возникновение деструктивного бронхита, чреватого тяжелыми бронхолегочными осложнениями. У маленьких детей к этому могут добавиться нарушения общего водного и теплового баланса.

  На основании  изложенного выше при ИВЛ необходимо использовать увлажнитель для увлажнения и обогрева вдыхаемого газа. Границы  регулирования температуры газа в тройнике пациента должны быть 32-38°С, а относительная влажность газа 80-100%.

  При выдохе дыхательная смесь охлаждается, и влага конденсируется на поверхности дыхательных шлангов. Конденсат может попасть в аппарат, что нарушит его работу или в легкие пациента. Поэтому необходимо установить на шланге выдоха отстойник, куда бы стекала конденсировавшаяся жидкость. 

 4.3. Схемы для подачи газовой смеси пациенту.

 В настоящее  время в аппаратах ИВЛ применяются следующие схемы для подачи газовой смеси пациенту.

 1) Генератор вдоха постоянного потока с коммутирующими устройствами в линиях вдоха и выдоха, выполненный в виде смесителя сжатого кислорода, поступающего извне, и сжатого воздуха. В большинстве зарубежных аппаратов сжатый воздух также подается из внешнего источника (аппараты серий "Putitan-Bennet", "Веаг", большинство моделей фирм "Bird" “Drager” и др.) или поставляемым отдельно компрессором высокого давления. В отечественных аппаратах воздух подает встроенный в аппарат компрессор низкого давления. Такая схема позволяет достаточно легко реализовать разнообразные режимы работы и измерять характеристики вентиляции. Однако конструктивное осуществление этой схемы довольно сложно. Примером такого решения являются аппараты "Спирон-201","Фаза-5" и др.

 2) Генератор вдоха постоянного потока с коммутирующим устройством только в линии выдоха. Здесь через линии вдоха газ течет постоянно, с частотой дыхания перекрывается только линия выдоха, поэтому конструкция таких аппаратов проще, чем по первой схеме. Особенно проста реализация режимов, требующих создания в линии выдоха постоянного подпора положительного давления (ПДКВ, самостоятельное дыхание под положительным давлением и др.). Конструктивная форма выполнения генератора вдоха такая же, что и для предыдущей схемы. Постоянный поток газа через дыхательный контур с одной стороны позволяет легче контролировать его величину и подаваёмую минутную вентиляцию, а с другой - вызывает повышенный расход газовой смеси, затрудняет измерение выдыхаемого объема. Поэтому данный принцип используется почти исключительно в аппаратах для интенсивной терапии у детей (например, в аппарате "Спиро-Вита-412"), где повышенный расход кислорода незначителен по абсолютной величине.

 Описанные выше схемы ориентированы на подачу определенного  потока или объема газа, а создающееся  при этом в дыхательном контуре  давление вторично. Существует, однако, схема, первично ориентированная на создание заданного давления. Ее основу составляет емкость с регулируемой эластичностью, в которую газовая смесь подается постоянно, а отбирается только во время вдоха. Принципиальное преимущество - возможность накопления газа, из-за чего мгновенное значение подачи газа всегда равно минутной вентиляции, но не превышает ее, как в других схемах. Пример реализации - аппараты семейства " Servoventilator - 900 фирмы "Siemens". 

 Также существует другой способ искусственного насыщения крови кислородом. 

  5. Аппарат искусственного кровообращения.

  Аппарат "искусственное сердце - легкие" - аппарат, обеспечивающий оптимальный уровень кровообращения и обменных процессов в организме больного или в изолированном органе донора; предназначен для временного выполнения функций сердца и лёгких. На основании предшествующих многочисленных работ первый аппарат для искусственного кровообращения теплокровного организма, так называемый автожектор, был создан в 1925 советским учёным С. С. Брюхоненко при помощи этого аппарата советский учёный Н. Н. Теребинский в 1930 экспериментально доказал возможность успешной операции на клапанах сердца. В 1951 итальянские хирурги А. Дольотти и А. Костантини выполнили операцию удаления опухоли средостения, используя АИК. В СССР первую операцию на "сухом" сердце с помощью АИК осуществил в 1957 А.А.Вишневский. АИК включает комплекс взаимосвязанных систем и блоков: "искусственное сердце" — аппарат, состоящий из насоса, привода, передачи и нагнетающий кровь с необходимой для жизнеобеспечения объёмной скоростью кровотока; "искусственные лёгкие" — газообменное устройство, так называемый оксигенатор, служит для насыщения крови кислородом, удаления углекислого газа и поддержания кислотно-щелочного равновесия в физиологических пределах. Первые оксигенаторы, которые использовались в пятидесятых годах двадцатого века, были сделаны из стекла и стали, использовались многократно и работали на принципе прямого смешения крови и кислорода. Все это приводило к существенным повреждениям крови и развитию осложнений. Современные оксигенаторы, подобно нормальным легким, разделяют кровь и воздух при помощи мембраны. Эти одноразовые устройства предельно надежны и обеспечивают полную безопасность пациентам.

  Оксигенаторы  в АИК могут быть  сконструированы на основании одного из 5 принципов насыщения крови кислородом:

  -оксигенатор барабанный (в нем насыщение кислородом осуществляется в тонком слое жидкости, покрывающем поверхности вращающихся барабанов); 

  -оксигенатор мембранный (в котором насыщение жидкости осуществляется путем диффузии кислорода через полупроницаемую мембрану); 

  -оксигенатор пенный (в котором насыщение жидкости осуществляется путем продувания через нее кислорода); 

  -оксигенатор пластинчатый (в нем насыщение кислородом осуществляется в тонком слое жидкости, покрывающем поверхности вращающихся дисков); 

  -оксигенатор пленочный (в котором насыщение жидкости происходит при контакте ее тонкой пленки с кислородом). 

    5.1. Мембранные оксигенаторы.

  В современных аппаратах в основном применяются мембранные оксигенаторы.

  Опыт применения полимерных мембран показал, что они должны удовлетворять основным требованиям: иметь высокую газопроницаемость по кислороду и углекислому газу; обладать биологической и химической совместимостью с кровью; отличаться достаточно высокой механической прочностью и стойкостью к химическим и физическим факторам, действующим на мембрану при ее стерилизации и эксплуатации.

  Максимально повысить процессы газообмена при оксигенации крови (помимо оптимизации конструкции оксигенатора) возможно за счет эффективности мембраны, которая зависит от природы полимера и ее толщины. Высокая эффективность мембраны не столько позволяет варьировать проницаемость кислорода (гемоглобин крови усваивает строго определенный его объем), сколько важна для быстрого выделения (элиминации) углекислого газа из крови. Движущей силой элиминации СО₂ является небольшое парциальное давление в крови, которое не поддается произвольному регулированию извне. Следовательно, скорость выделения двуокиси углерода всецело зависит от эффективности и селективности самой мембраны.

  Исследования  условий использования полимеров  в системах искусственного кровообращения, механизма массообмена в естественном легком и газопроницаемости полимерных мембран показали, что наиболее подходящими для оксигенаторных мембран являются материалы на основе полиорганосилоксанов. Важным является и то, что полиорганосилоксаны обладают хорошими антитромбогенными свойствами. Применение изотропных мембран из полиэтилена, производных целлюлозы и других полимеров не дало желаемых результатов по эффективной оксигенации крови вследствие их малой проницаемости.