Простейшую структурную схему (рис. 11, а) имеют аппараты с нереверсивным дыхательным контуром. Примером такого аппарата может служить «Пневмат-1», в котором генератором вдоха является инжектор с питанием от сжатого кислорода. Распределительное устройство периодически прерывает поток газа, разделяя его на определенные порции. Перевод устройства из положения вдоха в положение выдоха и обратно осуществляет пневматический переключающий механизм, определяющий длительность вдоха и выдоха и, следовательно, частоту дыхания и отношение продолжительное гей вдоха и выдоха. Аппараты подобного типа иногда называют «делителями потока».

Примером структурной схемы многофункционального аппарата может служить схема широко распространенного аппарата РО-6Н (рис. 11,6). Для получения реверсивного и нереверсивного дыхательных контуров в этой модели применена разделительная емкость, с помощью которой газ, циркулирующий в дыхательном контуре, отделен от газа, используемого в линии привода. Распределительное устройство коммутирует потоки газа в линии привода и в дыхательном контуре. Управляется оно механизмом, задающим определенный ход мехов, т.е. дыхательный объем. Генератором вдоха является воздуходувка, работающая от электродвигателя. В схеме предусмотрены устройства для нагрева, увлажнения и очистки вдыхаемого газа, а также средства для измерения характеристик режима ИВЛ.

11. Структурная схема аппарата ИВЛ:

а— простого («Пневмат-1» ); б — многофункционального (PO-6Н). 1

—пациент; 2 — нереверсивный клапан; 3 — распределительное устройство; 4 — переключающий механизм; 5 — генератор вдоха; 6 — ввод сжатого газа; 7 — увлажнитель; 8 — волюметр: 9 — наркозный блок; 10 — разделительная емкость; 11 — регулятор минутной вентиляции.

Генераторы вдоха

Генератор вдоха — важнейший узел аппарата, во многом определяющий его свойства, выполняется в двух функционально различных вариантах

[Гальперин Ю.С., Юревич В.М., 1980]. Генератор вдоха постоянного пото-

ка создает поток газа, текущий только в одном направлении, чаще всего с примерно постоянной скоростью. Характеристики создаваемых аппаратом с генератором такого типа функциональных кривых приведены на рис. 12,а.

12. Функциональные характеристики аппарата ИВЛ с генератором вдоха постоянного (а) и переменного (б) потока:

V — объемная скорость движения газа; Рр — давление «во рту»; Vт — дыхательный объем; t — время; ТI — продолжительность вдоха; TE — продолжительность выдоха; Тc — продолжительность дыхательного цикла.

Отличительным признаком генератора вдоха переменного потока является возможность выделения двух состоянии: вдоха, когда газ непосредственно или через разделительную емкость подается пациенту, состояния выдоха, во время которого генератор набирает новую порцию газа.

Если в насосе-генераторе постоянного потока единичный рабочий цикл либо вообще невозможно выделить, либо его длительность намного меньше длительности дыхательного цикла, то единичный рабочий цикл генератора вдоха переменного потока полностью совпадает с длительностью фаз дыхательного цикла.

Примерами генератора вдоха постоянного потока могут служить -ин жекторы, часто применяющиеся в аппаратах с приводом от сжатого газа, или насосы, рабочий орган которых с помощью электропривода выполняет движение с большой частотой.

Генераторы вдоха переменного потока обычно выполняются в виде насоса, рабочим органом которого служит мех, поршень или мембрана, приводимые в возвратно-поступательное движение механическим, пневматическим или электромагнитным приводом с частотой, равной частоте дыхания. Так как в каждом рабочем цикле такого генератора необходимо разогнать, остановить, а затем разогнать в обратном направлении значительные массы подвижных частей, то подача газа генератором переменного потока во время одного акта вдоха характеризуется постепенным возрастанием вдоха и -по степенным снижением этой скорости к концу вдоха (рис. 12,6).

Из наиболее известных отечественных и зарубежных моделей генераторы вдоха постоянного потока имеют аппараты «Лада», РД-1, «Пневмотрон80» и др. Генераторы вдоха переменного потока имеют аппараты ДП-8 и «Вита-1», зарубежные модели «Энгстрем-300» и SF-4 с электроприводом, аппараты «Эигстрем-2000» и «Сервовентилятор» с пневмоприводом.

При сравнении генераторов вдоха постоянного и переменного потока отмечается, что синусоидальное изменение скорости вдувания, часто встречающееся в генераторах вдоха переменного потока, ближе к пневмотахограмме самостоятельного дыхания. Преимущества той или иной формы скорости вдувания не имеют в настоящее время, общепринятой оценки.

Возможность изменять скорость вдувания при прочих равных условиях работы наталкивается на серьезные технические трудности, при преодолении которых проявляются принципиальные различия генераторов вдоха постоянного и переменного потока. Задать требуемую форму скорости вдувания в генераторах переменного потока с наиболее распространенным механическим приводом означает предусмотреть возможность изменения кинематики привода с сохранением частоты и амплитуды движения рабочего органа. Это принципиально возможно, но не оправдано, поскольку усложняет конструкцию, производство и обслуживание аппарата.

Проще осуществить управление формой скорости вдувания в генераторах вдоха постоянного потока, поскольку здесь необходимо воздействовать только на малоинерционный поток газа.

По мере развития ИВЛ появляется тенденция к усложнению требований к различным временным характеристикам дыхательного цикла. Организация в аппарате высокочастотного режима работы, задержки на вдохе, вспомогательной вентиляции, изменения отношения продолжительностей вдоха и выдоха, перемежающейся принудительной вентиляции— все это требует в определенные моменты обеспечить быстрое прекращение или, наоборот, начало вдувания газа в легкие пациента.

Такое гибкое управление «ременными характеристиками дыхательного цикла практически неосуществимо в генераторах вдоха переменного потока с механическим приводом. Оно затруднительно и при других видах привода генераторов вдоха этого тина, поскольку такой генератор определенную долю дыхательного цикла находится в состоянии подготовки к следующему вдуванию газа. Например, для реализации вспомогательной ИВЛ нужно начать подачу газа пациенту с задержкой не более 0,1 с после его дыхательного усилия. В тех случаях, когда пациент пытается осуществить вдох в интервал времени «подготовки» генератора вдоха, то ясно, что необходимый дыхательный объем будет подан не полностью или не будет подан.

Из определения генератора вдоха постоянного потока следует, что он нуждается в отдельном распределительном устройстве, коммутирующем создаваемые генератором потоки газа. Необходимость воздействия при этом на малоинерционный поток газа позволяет осуществить переключение фаз дыхательного цикла сравнительно простыми по конструкции электромеханическими, электронными или пневматическими реле времени. В генераторе вдоха переменного потока переключение фаз дыхательного цикла заложено в самом механизме генератора. Поэтому для изменения хотя бы частоты дыхания необходимо изменить его определенные механические или иные связи. Например, в аппаратах «Энгстрем» моделей 150, 200 и 300 с этой целью используется дорогостоящий и сложный в изготовлении и эксплуатации вариа-

тор, позволяющий при постоянных оборотах электродвигателя плавно регулировать частоту движения рабочих частей.

Сопоставление особенностей генераторов вдоха постоянного и переменного потока позволяет считать, что генераторы вдоха переменного потока, в первую очередь с механическим приводом, целесообразно применять в сравнительно простых по функциональным характеристикам моделях. Большое разнообразие режимов ИВЛ, гибкость управления проще обеспечить, используя генератор вдоха постоянного потока.

Генераторы давления в отличие от рассмотренных выше генераторов постоянного и переменного потоков характеризуются непосредственным, первичным влиянием не на скорость вдувания, а на создаваемое для этого внутри генератора давление[Mushin et al., 1969]. Классическим примером генератора давления является мех, сжатие которого во время вдувания газа обеспечивается приложением усилия к подвижной крышке меха с помощью груза или пружин, притягивающих подвижную крышку к неподвижной. При надлежащем выборе размеров меха, конструкции и способа установки пружин давление внутри меха во время вдоха будет изменяться мало.

13. Функциональные характеристики генераторов давления (схема):

а — давление генератора намного превышает давление«во рту»; б — давление генератора слегка превышает давление «во рту»; в — к концу вдоха низкое давление генератора вдоха становится равным давлению«во рту»; Р

— давление, создаваемое генератором вдоха; V — объемная скорость вдувания; Р — давление «во рту»; VТ — дыхательный объем.

Генератор давления принципиально другого типа выполняется в виде стабилизатора давления, который поддерживает постоянным давление -ис точника вдувания, несмотря на поступление газа из него в легкие и воздействие других факторов. Функциональные кривые аппарата ИВЛ, создаваемые генератором давления, приведены на рис. 13.

Если создаваемое давление намного превышает давление «во рту», пли, другими словами, разность Рг — Рр остается значительной вплоть до переключения на выдох, то пропорциональная этой разности скорость вдувания

меняется слабо, дыхательный объем нарастает почти с постоянной скоростью, после начального резкого подъема плавно нарастает и давление«во рту» (рис. 13,а). Если давление генератора лишь немного превышает давление «во рту» в конце вдоха (рис. 13,6), то разность Рг — Рр, как и пропорциональная ей скорость вдувания, в процессе вдоха значительно снижается, давление Рр и дыхательный объем нарастает все более медленно. Возможен, наконец, случай, когда в определенный момент вдоха давление «во рту» становится равным относительно низкому давлению источника(рис. 13, б). В этот момент вдувание газа прекращается и в остальную часть вдоха в легких поддерживается постоянное давление и постоянный объем.

Во всех перечисленных случаях изменение характеристик имеет экспоненциальный характер, т.е. пропорционально e-t/Rc или (1- e-t/Rc), где С и R —

растяжимость и сопротивление системы, образованной аппаратом и пациентом, а произведение RC — постоянная времени этой системы; t — текущее значение времени вдоха; е — основание натуральных логарифмов.

Соотношение между давлением, создаваемым генератором, и давлением конца вдоха, деформация гофров мехов, кинематика передаточного механизма и другие факторы не позволяют однозначно описать свойства аппарата ИВЛ с генератором давления. Именно это обстоятельство учли Mushin и соавт. (1980), дополнив характеристики генератора давления описанием величины давления, а также сопротивления газопроводящей системы аппарата между собственно генератором вдоха и пациентом.

Первичной характеристикой генератора потока(рис.14) является скорость вдувания, определенным образом изменяющаяся во время вдоха. Наиболее типичными представителями генераторов потока являются генератор постоянного потока или генератор синусоидального потока. Для того чтобы генератор вдоха заслуживал наименования«генератор потока», необходимо, чтобы создаваемая им скорость потока газа мало зависела от возрастающего

кконцу вдоха давления в легких и других факторов.

Угенератора потока создаваемые характеристики определяются его устройством. В генераторе постоянного потока скорость вдувания постоянна, а объем и давление в легких линейно(т.е. с постоянной скоростью) возрастают. Когда скорость вдувания изменяется по закону синусаV=V0Sin (омега)t, то для описания изменения объема и давления на выходе аппарата приходится также использовать тригонометрические функции:

где V0 и V0 — номинальные значения соответственно объемной скорости вдувания и дыхательного объема; С и R — растяжимость и сопротивление системы аппарат — пациент.

14. Функциональные характеристики генераторов потока:

а — генератор постоянного потока; б — генератор синусоидального потока; V — объемная скорость вдувания; Рр — давление «во рту»; VТ — дыхательный объем; ТI — время вдоха.

Другие факторы, влияющие на характеристики генератора вдоха. Классификация генератора вдоха как генератора давления, генератора постоянного или переменного потока во многом облегчает понимание особенностей аппарата, однако еще недостаточна, чтобы охарактеризовать способность генератора вдоха поддерживать вентиляцию, несмотря на колебания нагрузки.

Для объяснения используем аналогию между пневматическими и электрическими цепями, в которой объем газа эквивалентен электрическому заряду, объемная скорость движения газа — электрическому току, давление газа — напряжению, растяжимость — емкости, а пневматическое сопротивление — электрическому сопротивлению. Применяя обычные для электротехники условные обозначения, генератор вдоха, подключенный к пациенту, с некоторыми упрощениями можно изобразить так, как это сделано на рис. 15.

15.Эквивалентная схема аппарата ИВЛ:

а— вдох; б — выдох; Рmах — максимальное давление генератора вдоха; Rв — внутреннее сопротивление генератора вдоха; Rp — регулятор скорости вдувания; Г — генератор вдоха; РУ — распределительное устройство; RЕ — со-

противление линии выдоха; Rу — сопротивление утечки; Са — внутренняя растяжимость аппарата; Rп — сопротивление дыхательных путей пациента; Сл

— растяжимость легких пациента.

Эквивалентная электросхема полезна для облегчения понимания физических процессов, происходящих во время вдоха (или выдоха) в системе аппарат — пациент, и позволяет использовать математические методы анализа переходных процессов в электрических цепях для анализа пневматической системы. Практические результаты применения теоретического описания процесса приведены ниже.

Использование электрической аналогии приводит к выводу о том, что характеристиками, полностью и количественно раскрывающими свойства генератора вдоха, является максимальное давление, которое он может создать, и внутреннее сопротивление генератора— величина, отражающая степень снижения производительности генератора в зависимости от нагрузки. Как же определить значения этих величин при анализе аппарата ИВЛ? Максимальное давление генератора вдоха определяется его типом и часто указывается в описании аппарата. Общепринятые характеристики аппаратов, однако, не включают данных о внутреннем сопротивлении генератора вдоха, и эту важную характеристику приходится определять экспериментально. Например, если при давлении конца вдоха, равном 1 кПа (10 см вод.ст.), была установ-

лена минутная вентиляция15 л/мнн, а без изменения настройки аппарата давление конца вдоха увеличилось до 3 кПа (30 см вод.ст.), что снизило вентиляцию до 12 л/мин, то внутреннее сопротивление генератора вдоха будет равно:

Несколько более наглядно вместо внутреннего сопротивления генератора вдоха использовать обратную величину — жесткость генератора. Ее величина показывает, насколько снижается установленная скорость вдувания, когда давление конца вдоха увеличилось на1 кПа (1 см вод. ст.). Например, жесткость генератора вдоха аппарата1 л/(мин•кПа) может считаться приемлемым значением, поскольку означает, что при увеличении давления конца вдоха с 1 до 3 кПа (с 10 до 30 см вод.ст.) минутная вентиляция снизилась с 15 до 13 л/мин, т.е. всего на 13%.

Имеются и другие факторы, влияющие на способность генератора вдоха и аппарата в целом поддерживать заданную минутную вентиляцию. Это, конечно, величина негерметичности и внутренняя растяжимость аппарата, отображенные на рис. 14 как сопротивление утечки Ry и емкость Са.

Неполная герметичность дыхательного контура встречается практически всегда. Наши измерения показали, что величина утечки прямо пропорциональна давлению. Это позволяет по известной или нормированной утечке из дыхательного контура вычислить сопротивление утечки.

Например, утечка	величиной 1 л/мии при давлении3 кПа (30 см
вод.ст.) эквивалентна сопротивлению утечки Ry 180 кПа•с/л. Сравнивая по-
лученное типичное для	современных аппаратов значение сопротивления
утечки с сопротивлением дыхательных путей пациента, кПа•с которое может

находиться у взрослых в пределах от0,2 до 1,8 кПа•с/л, можно отметить малое влияние такой утечки на свойства аппарата.

Внутренняя растяжимость может быть определена как отношение объема газа, введенного в ту часть дыхательного контура аппарата ИВЛ, которая во время вдоха соединена с дыхательными путями, к изменению давления в ней, вызванному введением этого объема газа. Так как эта растяжимость подключена параллельно растяжимости легких пациента, то чем больше внутренняя растяжимость апппарата, тем большая часть создаваемого генератором вдоха потока газа бесполезно расходуется на ее вентиляцию. Внутренняя растяжимость определяется двумя факторами: эластичностью нежесткпх деталей (гофрированные шланги, мешки, меха) и объемом тех жестких частей аппарата, которые во время вдоха соединены с дыхательными путями. Чтобы количественно оценить влияние внутренней растяжимости аппарата на создаваемую минутную вентиляцию и дыхательный объем, отметим, что, по данным Zietz (1981), внутренняя растяжимость некоторых аппаратов составляет (л/кПа•с): «Энгстрем-300» с дыхательным контуром для взрослых 0,045; «Энгстрсм-2000» с увлажнителем 0,045; «Спиромат-650» с дыхательным контуром для детей0,012; «Бирд марк 7» 0,022; «Сервовептилятор 900В» с увлажнителем 0,017.