Аппарат искусственной вентиляции легких

 

Изобретение относится к медицинской технике и используется для проведения искусственной вентиляции легких (ИВЛ) в отделениях хирургии, анестезиологии и интенсивной терапии. Аппарат ИВЛ содержит блок высокого давления, блок меха, дыхательный контур, блок управления. Благодаря наличию в аппарате управляемого клапана обеспечивается создание в конце акта выхода положительного давления в легких пациента, что позволяет расширить функциональные возможности аппарата и повысить эффективность его применения в медицинской практике. 3 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для проведения искусственной вентиляции легких (ИВЛ), и найдет применение в отделениях хирургии, анестезиологии и интенсивной терапии.

Известен аппарат ИВЛ (см. аппарат ИВЛ для наркоза "Спирон-305" ТУ 92 0480277.008-91), содержащий блок высокого давления, блок меха, дыхательный контур, приборный блок и блок управления.

Недостатком данного устройства является отсутствие контроля за падением давления пневмопитания и сигнализации о разгерметизации дыхательного контура, что снижает безопасность пациента, а большие габариты и масса аппарата снижают удобство эксплуатации, существенно затрудняя, например, совместное его использование с простыми аппаратами ингаляционного наркоза (ИН).

Известен также аппарат ИВЛ (см. патент РФ N 2128493 "Аппарат ИВЛ", кл. A 61 H 31/02), содержащий блок высокого давления с регулятором давления, инжекторов, регулятором потока газа и реле давления, блок меха с регулятором дыхательных объемов и концевым выключателем инжектора, преобразователь давления, пневмопереключатель, дыхательный контур и блок управления.

Данный аппарат по сравнению с аппаратом аналогичного назначения "Спирон-305" имеет более совершенную конструктивную реализацию и более удобен в эксплуатации, так как имеет значительно меньшие массу и габаритные размеры, а также более безопасен для пациента за счет наличия реле давления и преобразователя давления, что позволяет обеспечить контроль за падением давления пневмопитания и сигнализацию о разгерметизации дыхательного контура.

Однако и для данного аппарата ИВЛ характерны существенные недостатки, которые ограничивают его применение в широкой медицинской практике. Так, в частности, из-за отсутствия возможности проведения ИВЛ с использованием режима положительного давления в конце выдоха (ПДКВ) снижается эффективность лечения. Кроме того, пневмопереключатель, служащий в пневмоприводе аппарата для коммутации газовых потоков, при своей работе использует сжатый газ с высоким давлением (равным давлению на входе в инжектор), что ведет к увеличению расхода медицинских газов на пнемопривод аппарата, усложняет конструкцию, снижая в целом эксплуатационные характеристики аппарата ИВЛ.

Данное изобретение решает задачу расширения функциональных возможностей аппарата ИВЛ и повышения эффективности его применения в медицинской практике за счет введения управляемого клапана, обеспечивающего создание в конце акта выдоха положительного давления в легких пациента. При этом решаются задачи новой конструктивной реализации пневмопереключателя, управляемого газом низкого давления, снижения расхода газа в пнемоприводе аппарата, дальнейшего упрощения конструкции его узлов и повышения эксплуатационных характеристик.

Решение поставленных задач достигается тем, что аппарат ИВЛ, содержащий блок высокого давления, включающий регулятор избыточного давления, пневматически соединенный с электромагнитным клапаном, выход которого пневматически связан со входом инжектора, регулятор потока газа, установленный на линии всасывания инжектора и пневматически соединенный с фильтром-глушителем, и реле давления, установленное на выходе регулятора давления и электрически связанное с четвертым входом блока управления; блок меха, который содержит герметичный корпус с расположенным в нем гофрированным эластичным сильфоном (мехом), пневмопереключатель, регулятор дыхательных объемов с датчиком положения подвижного основания меха, концевой выключатель инжектора на неподвижном основании меха; дыхательный контур, включающий обратные клапаны, установленные, соответственно, в линии вдоха пациента и в линии подачи дыхательной смеси в мех (например, от наркозного аппарата), предохранительный клапан давления, измеритель давления, установленные последовательно на линии вдоха между обратным клапаном и шлангом вдоха, шланга вдоха и выдоха, соединенные с тройником пациента, с установленными на них сборниками конденсата; блок управления, электрический выход которого соединен с электромагнитным клапаном блока высокого давления, первый электрический вход - с концевым выключателем инжектора, второй электрический вход - с датчиком положения подвижного основания меха, четвертый электрический вход - с реле давления; а также преобразователь давления, который пневматически связан с линией вдоха дыхательного контура и с третьим электрическим входом блока управления. Согласно настоящему изобретению аппарат снабжен управляемым клапаном выдоха, установленным в дыхательном контуре на линии выдоха пациента и пневматически связанным с входом пневмопереключателя и выходом инжектора, а пневмопереключатель выполнен в виде плоского мембранного клапана, герметично закрепленного между двух седел разного проходного сечения, вход которого пневматически связан с выходом инжектора, а выход - с внутренней полостью корпуса меха.

Таким образом сущность настоящего изобретения заключается в том, что благодаря предложенным конструктивным решениям, расширяются функциональные возможности аппарата ИВЛ и повышаются эффективность его применения в медицинской практике и эксплуатационные характеристики, так как аппарат снабжен управляемым клапаном на линии выдоха, что позволяет обеспечит создание положительного давления в легких пациента в конце акта выдоха, а также имеет принципиально новое конструктивное решение пневмопереключателя, управляемого газом низкого давления, что упрощает конструкцию данного узла, снижает расход газа в пневмоприводе аппарата, и повышает надежность его работы. Использованные в аппарате технические решения позволил усовершенствовать конструктивную реализацию его блоков, повысить удобство эксплуатации и значительно расширить сферу его применения в медицинской практике.

Изложенная сущность изобретения поясняется конкретным примером выполнения аппарата и чертежами, на которых представлены: на фиг. 1 - принципиальная блок-схема предлагаемого аппарата; на фиг. 2 - структурная схема блока управления; на фиг. 3 а, б - шестнадцатиричный формат объектного файла программы работы аппарата.

Аппарат ИВЛ содержит (фиг. 1) блок 1 высокого давления, блок 2 меха, дыхательный контур 3, блок 4 управления.

Блок 1 высокого давления предназначен для формирования и поддерживания на заданном уровне давления и объемной скорости потока газа, подаваемого в акте вдоха на привод дыхательного меха.

Блок 1 высокого давления содержит регулятор 5 избыточного давления, пневматически соединенный с электромагнитным клапаном 6, выход которого пневматически связан со входом инжектора 7. На линии всасывания инжектора 7 установлен регулятор 8 потока газа, пневматически соединенный с фильтром-глушителем 9. На выходе регулятора 5 избыточного давления установлено реле 10 давления, которое подключено к четвертому электрическому входу блока 4 управления.

Регулятор 5 избыточного давления предназначен для снижения входного давления газа и поддерживания выходного давления на заданном уровне, независимо от колебаний давления на входе, и может быть выполнен по книге А.Т. Быков и др. Высотное оборудование самолетов. М.: Оборонгиз, 1958, стр.363.

Электромагнитный клапан 6 предназначен для коммутации потока сжатого газа, поступающего в пневмопривод аппарата, и может быть выполнен как распределитель П-РЭ 3/1,2-24 ТУ 2-053-1694-84.

Инжектор 7 предназначен для создания необходимой объемной скорости потока газа, поступающего в пневмопривод аппарата, и может быть выполнен по чертежу ИЮТЕ.306575.001.

Регулятор 8 потока газа предназначен для изменения объемной скорости выходящего из инжектора 7 газового потока и задания величины минутной вентиляции пациента и выполнен по чертежу ИЮТЕ.306142.005.

Фильтр-глушитель 9 обеспечивает защиту от попадания в газопроводящие каналы посторонних частиц, а также снижение уровня звука, создаваемого при работе инжектора 7, и выполнен по чертежу ИЮТЕ.943149.015.

Реле 10 давления обеспечивает преобразование пневматического сигнала (рабочего давления) в дискретный электрический сигнал, используемый для сигнализации о падении давления пневмопитания на входе в аппарат, и реализовано в виде пневмоэлектрического преобразователя П1ПР.4ТУ25-01.380510-81.

Блок 2 меха предназначен для аккумулирования в каждом цикле дыхания газовой дыхательной смеси заданного объема и последующего вытеснения его в легкие пациента и содержит герметичный корпус 11 с расположенным в нем эластичным сильфоном (гофрированным мехом) 12. Блок содержит регулятор 13 дыхательных объемов, в состав которого входит датчик 14 положения подвижного основания меха, диск 15 с рукояткой 16, гибкая тяга 17, один конец которой закреплен на подвижном основании 18 меха, а другой - на диске 15. Диск 15 жестко связан с датчиком 14, который подключен ко второму входу блока 4 управления. Блок 2 содержит также концевой выключатель 19 инжектора, который подключен к первому входу блока управления и пневмопереключатель 20.

Регулятор 13 дыхательных объемов предназначен для задания величины объема дыхательной смеси, поступающей при каждом вдохе в легкие пациента.

Датчик 14 положения подвижного основания меха обеспечивает формирование электрического сигнала, пропорционального величине дыхательного объема (внутреннего объема меха), и может быть реализован в виде переменного резистора (например, ППБ-1А ОЖО.468.512ТУ), ось вращения которого жестко связана с диском 15.

Диск 15 жестко связан с рукояткой 16 и на своей цилиндрической поверхности имеет желоб, в который уложена гибкая тяга 17.

Тяга 17 предназначена для перемещения подвижного основания 18 меха при задании величины дыхательного объема и представляет собой прочную нить (трос), которая при вращении рукоятки 16 наматывается или сматывается с диска 15.

Концевой выключатель 19 инжектора обеспечивает выключение электромагнитного клапана 6 и, следовательно, подачи газа в корпус 11, в момент достижения подвижным основанием 18 меха верхнего положения и представляет собой оптоэлектронную пару (светодиод-фотодиод) и подвижную заслонку, перемещающуюся в зоне оптического луча (см. чертеж ИЮТЕ.944129.025).

Пневмопереключатель 20 предназначен для коммутации в каждом дыхательном цикле линии выхода инжектора и внутреннего пространства корпуса меха и реализован в аппарате в виде плоского мембранного клапана (см. авторское свидетельство СССР N 185702 кл. A 62 B 9/02), герметично установленного в корпусе между седлами (цилиндрическими отверстиями) разного проходного сечения. При этом выход пневмопереключетеля пневматически связан с внутренним пространством корпуса 11 меха, вход (большее седло) - с выходом инжектора 7, а меньшее седло - в атмосферой.

Дыхательный контур 3 обеспечивает циркуляцию свежей дыхательной смеси и выдыхаемого газа в каждом цикле дыхания, а также контроль давления в акте вдоха и включает в себя обратные клапаны 21 и 22, установленные, соответственно, на линии 23 вдоха и в линии 24 подачи дыхательной смеси в мех (например, от наркозного аппарата), предохранительный клапан 25, измеритель давления 26, шланги вдоха 27 и выдоха 28, соединенные с тройником пациента 29. На шлангах 27 и 28 установлены сборники 30 конденсата. Дыхательный контур 3 содержит управляемый клапан 31 выдоха, установленный на линии 32 выдоха и предназначенный для герметичного ее перекрытия в акте вдоха пациента, а также для создания регулируемого давления в легких пациента в конце выдоха. Клапан 31 реализован в виде регулируемого подпружиненного мембранного клапана (чертеж АФИН.306242.007), мембранная полость которого пневматически связана с выходом инжектора 7 и входом пневмопереключателя 20.

Аппарат ИВЛ имеет блок 4 управления, который обеспечивает обработку электрических сигналов от преобразователей, управление работой аппарата по заданной программе (см. фиг.3 а, б) и сигнализацию о нарушениях режимов работы.

Блок 4 управления включает (фиг.2): вычислитель 33, плату 34 индикации, компаратор 35, триггер 36, усилитель 37, генератор 38 пилообразного тока, компаратор 39, буферный каскад 40, устройство 41 звуковой сигнализации, стабилизированный источник 42 питания, усилитель 43.

Вычислитель 33 предназначен для вычисления параметров ИВЛ и управления работой аппарата по заданной программе и может быть реализован в виде стандартной микро-ЭВМ серии КР1816 (см. Е.П.Балашов, Д.В.Пузанков. Микропроцессоры и микропроцессорные системы. Учебное пособие для вузов /Под редакцией В. Б.Смолова - М.: Радио и связь, 981, рис.7.7, стр.206). В предлагаемом аппарате вычислитель 33 выполнен на основе микропроцессора 1816ВЕ39 (бКО. 348.839 ТУ), соединенного с входами 1; 2; 3; и выходами 1; 5 вычислителя; таймера КР580ВИ53 (бКО.348.596 ТУ), соединенного с входами 1; 4 и выходом 4 вычислителя; порта связи КР580ВВ55 (бКО.348.745 ТУ), соединенного с входами 1; 5; 6; 7 и выходами 2; 3; 5 вычислителя и постоянного запоминающего устройства (ПЗУ) КС573РФ2 (бКО.348.422 ТУ), соединенного с входом 1. Программа работы аппарата записана в перепрограммируемом ПЗУ (см.чертеж ИЮТЕ.467.512.002).

Плата 34 индикации предназначена для цифровой индикации параметров ИВЛ и визуальной сигнализации рабочих режимов и аварийных состояний. На плате расположены также органы управления режимами работы аппарата. Реализована плата индикации по схеме ИЮТЕ.468381.001.Э3.

Компаратор 35 обеспечивает сравнение сигнала с концевого выключателя 19 с опорными и выполнен на микросхеме К554СА3(бКО.348.279 ТУ).

Триггер 36 обеспечивает установку начала отсчета импульсов, используемых для вычисления параметров ИВЛ, и реализован в виде микросхемы КР1533ТМ2 (бКО.348.806 ТУ).

Усилитель 37 предназначен для повышения уровня сигнала от датчика 14 положения и выполнен в виде операционного усилителя КР140УД12(бКО.348.095 ТУ).

Генератор 38 пилообразного тока обеспечивает формирование линейного сигнала, используемого для преобразования сигнала от датчика 14 положения подвижного основания меха, и реализован, например, по схеме, указанной в книге Л. М. Гольденберга. Импульсные и цифровые устройства. М.: Связь, 1973, рис. 8.28 - на основе транзисторов КП303 В (Ц20.336.601 ТУ), КТ315 Б (жК3.365.200 ТУ) и конденсатора К73-17-0,1 мкф (ОЖО.461.104 ТУ).

Компаратор 39 обеспечивает сравнение пилообразного сигнала от генератора 38 с сигналом от датчика 14 и формирование выходного частотного сигнала, длительность импульса которого пропорциональна дыхательному объему, и выполнен на микросхеме К55СА3 (бКО.348.279 ТУ).

Буферный каскад 40 предназначен для усиления мощности электрического сигнала, поступающего на электромагнитный клапан 6, и может быть реализован в виде составного транзистора КТ817 (аА0.336.186 ТУ) и КТ315Б(жК3.365.200 ТУ): см. Л.М.Гольдберг. Импульсные и цифровые устройства. рис.2.29.

Устройство 41 звуковой сигнализации обеспечивает формирование звукового сигнала в различных аварийных ситуациях при нарушениях режимов работы аппарата и выполнено в виде пьезокерамического звонка 3П22(12МО.018.085 ТУ).

Стабилизированный источник 42 питания обеспечивает формирование и подачу стабилизированного постоянного напряжения к элементам электрической схемы блока 4 управления и может быть реализован по схеме ИЮТЕ.941622.005Э3 (элементы T1, D1, C1, C2, V1... V4).

Усилитель 43 предназначен для повышения уровня сигнала от преобразователя 44 давления, сравнения его с заданным уровнем давления разгерметизации дыхательного контура и формирования выходного сигнала, поступающего на вычислитель 33. Усилитель 43 может быть выполнен на микросхеме K1401УД2А (бКО. 348.651 ТУ).

Аппарат ИВЛ содержит также преобразователь 44 давления, обеспечивающий преобразование величины давления в дыхательном контуре в электрический сигнал для сигнализации при падении давления ниже допустимого уровня (разгерметизации), и может быть выполнен в виде преобразователя избыточного давления "Пульс" КРПГ.433643.001 ТУ.

Преобразователь 44 давления пневматически соединен с линией 23 входа дыхательного контура 3 и с третьим электрическим входом блока управления 4.

Аппарат ИВЛ работает следующим образом.

При подключении электрической сети (нажатии сетевой кнопки) по сигналу от блока 4 управления включается электромагнитный клапан 6 и сжатый газ с выхода регулятора 5 избыточного давления поступает на вход (сопло) инжектора 7.

Сигнал на включение клапана 6 от блока 4 управления поступает только в том случае, если давление на выходе регулятора 5 равно или выше порога срабатывания реле 10. При давлении газа ниже уровня этого порога, электрические контакты реле 10 размыкаются и по сигналу на четвертом входе блока 4 управления формируются сигналы на выключение клапана 6 и включение визуальной и звуковой сигнализации о падении давления пневмопитания.

Сжатый газ при истечении через сопло инжектора 7 подсасывает за счет своей кинетической энергии атмосферный воздух через регулятор 8 потока и фильтр-глушитель 9. При этом количество (объемная скорость) газа на выходе инжектора 7 (при постоянном давлении на входе) определяется величиной проходного сечения регулятора рукояткой регулятора.

Газ низкого давления с выхода инжектора 7 поступает одновременно на вход пневмопереключателя 20 и в мембранную полость клапана 31 выдоха. Под действием давления газа мембрана клапана 31 герметично перекрывает линию 32 выдоха пациента, а мембранный клапан пневмопереключателя 20 закрывает меньшее седло, перекрывая связь выхода пневмопереключателя 20 с атмосферой и соединяя его вход с внутренним пространством корпуса 11 меха.

Поток газа от инжектора 7 поступает в герметичный корпус 11 и, воздействуя своим давлением на эластичный гофрированный мех 12, сжимает его, перемещая вверх подвижное основание 18 и вытесняя находящуюся внутри меха 12 дыхательную смесь по линии 23 вдоха, через обратный клапан 21, шланги 27 вдоха и тройник 29 пациента - в легкие пациента. Происходит акт вдоха.

Объем вдоха определяется внутренним объемом меха 12 в крайнем нижнем положении подвижного основания 18. Это положение, а следовательно, и объем внутренней полости меха 12 может изменяться с помощью регулятора 13 дыхательных объемов: при вращении рукоятки 16 гибкая тяга 17 наматывается или сматывается с диска 15 и основание 18, соединенное с тягой 17, поднимается вверх или опускается вниз (под собственным весом) в новое положение. Одновременно изменяется электрическое сопротивление жестко связанного с рукояткой 16 переменного резистора датчика 14 положения и величина электрического сигнала, поступающего на второй вход блока 4 управления. В зависимости от величины этого сигнала на плате индикации блока 4 индицируется значение установленного дыхательного объема.

В крайнем верхнем положении подвижного основания 18 перемещает заслонку концевого выключателя 19, перекрывая зону его оптического луча, и по сигналу на первом входе блока 4 управления формируется выходной сигнал от блока 4 на выключение клапана 6 (окончание фазы вдоха).

После выключения клапана 6 начинается акт пассивного выдоха пациента. При этом мембранная полость клапана 31 выдоха сообщается с атмосферой через канал клапана 6, давление в полости падает и клапан 31 под действием давления в легких пациента открывается. Одновременно падает давление на входе пневмопереключателя 20, его мембранный клапан под действием давления в корпусе 11 меха и за счет разницы эффективных площадей седел пневмопереключателя герметично перекрывает большее седло, сообщая тем самым внутреннее пространство корпуса 11 меха через меньшее седло с атмосферной и перекрывая пневматическую связь корпуса 11 через вход пневмопереключателя 20 с мембранной полостью клапана 31 выхода. Газ из легких пациента через тройник 29 пациента, шланга выдоха 28, линию 32 выдоха и клапан 31 выходит в атмосферу. Сброс в атмосферу газа из внутреннего пространства корпуса 11 происходит через выход пневмопереключателя 20 и его меньшее седло.

Под собственным весом подвижное основание 18 опускается и свежая газовая смесь (например, из наркозного аппарата) засасывается во внутреннюю полость меха 12 по линии 24 подачи дыхательной смеси через обратный клапан 22. При этом самодействующий обратный клапан 21 на линии 23 вдоха закрывается.

Интервал времени между включением и выключением электромагнитного клапана 6 (продолжительность вдоха) измеряется вычислителем блока 4 управления и является одним из основных параметров для программного управления работой аппарата. Эта величина используется для программного вычисления и индикации на цифровых табло значений частоты вентиляции (дыхания) и минутной вентиляции (как произведения дыхательного объема на частоту вентиляции).

Время выдоха определяется задаваемым врачом отношением продолжительности вдоха к продолжительности выдоха (например 1:2). По величине этого отношения вычислитель блока управления 4 формирует управляющий сигнал для включения клапана 6 и начала последующего вдоха. Дыхательный цикл повторяется.

Режим дыхания с положительным давлением в конце выдоха (ПДКВ) обеспечивается вращением рукоятки клапана 31 выдоха. При этом возрастает усилие пружины, действующее на мембранный клапан, который перекрывает линию выдоха при остаточной величине положительного давления в легких пациента. Величина этого давления, изменяющаяся при вращении рукоятки клапана 31, контролируется в акте выдоха по измерителю 26 давления. В процессе ИВЛ по измерителю 26 давления контролируется также давление вдоха.

Изменение минутной вентиляции при установленном отношении продолжительностей вдоха и выдоха может осуществляться путем изменения проходного сечения регулятора 8 потока или величины дыхательного объема. В обоих случаях меняется частота вентиляции (интервал времени между включением и выключением клапана 6), и, следовательно, величина минутной вентиляции.

В случае возникновения при дыхании опасного для пациента избыточного в дыхательном контуре 3, излишки газа из линии 23 вдоха сбрасываются в атмосферу через срабатывающий предохранительный клапан 25.

При опасном для пациента снижении давления в акте вдоха (ниже уровня 0,2 кПа) на третий вход блока 4 управления от преобразователя 44 давления поступает электрический сигнал, по которому в блоке 4 формируется управляющий сигнал на включение визуальной и звуковой сигнализации.

Таким образом разработанный аппарат ИВЛ отличается: - наличием управляемого клапана, обеспечивающего создание в конце акта выдоха положительного давления в легких пациента, что позволяет расширить функциональные возможности аппарата и повысить эффективность его применения в медицинской практике; - существенно новым выполнением пневмопереключателя, управляемого газом низкого давления, позволяющим снизить расход газа в пневмоприводе аппарата, значительно упростить конструкцию данного узла, повысить надежность и эксплуатационные характеристики аппарата; - простотой, удобством обслуживания и наличием полностью разборного дыхательного контура, что позволяет проводить качественную санитарную обработку его элементов.

Формула изобретения

Аппарат искусственной вентиляции легких, содержащий блок высокого давления, включающий регулятор избыточного давления, пневматически соединенный с электромагнитным клапаном, выход которого пневматически связан со входом инжектора, регулятор потока газа, установленный на линии всасывания инжектора, и реле давления, установленное на выходе регулятора давления; блок меха, который содержит герметичный корпус с расположенным в нем эластичным сильфоном-мехом, пневмопереключатель, регулятор дыхательных объемов с датчиком положения подвижного основания меха, концевой выключатель инжектора; дыхательный контур, включающий обратные клапаны, установленные соответственно в линии вдоха пациента и в линии подачи дыхательной смеси в мех, шланги вдоха и выдоха, соединенные с тройником пациента, предохранительный клапан давления и измеритель давления, установленные последовательно на линии вдоха между обратным клапаном и шлангом вдоха; блок управления, электрический выход которого соединен с электромагнитным клапаном блока высокого давления, первый электрический вход - с концевым выключателем инжектора, второй электрический вход - с датчиком положения подвижного основания меха, четвертый электрический вход - с реле давления, а также преобразователь давления, который пневматически соединен с линией вдоха дыхательного контура и с третьим электрическим входом блока управления, отличающийся тем, что аппарат снабжен управляемым клапаном выдоха, установленным в дыхательном контуре на линии выдоха пациента и пневматически связанным с входом пневмопереключателя и выходом инжектора, а пневмопереключатель выполнен в виде плоского мембранного клапана, герметично закрепленного между двух седел разного проходного сечения, при этом седло большего проходного сечения, являющееся входом пневмопереключателя, соединено с выходом инжектора, седло меньшего проходного сечения - с атмосферой, а выход пневмопереключателя - с внутренней полостью корпуса меха.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4