HomePage
Карта сайта
Как со мной связаться?
Отправить мне E-mail
Анкетные данные автора
Кафедра анестезиологии и реаниматологии СПб МАПО
Специализация автора
Профессиональное увлечение автора
Научные публикации автора
Личный политический опыт автора
Культура, язык, история СССР
Технические идеи, до окторых пока не дошли руки
Кое-что о Лебединских...

АППАРАТЫ РЕСПИРАТОРНОЙ ПОДДЕРЖКИ:

ПЕРСПЕКТИВЫ РАЗВИТИЯ

Константин Михайлович ЛЕБЕДИНСКИЙ, д.м.н., зав. кафедрой анестезиологии и реаниматологии Санкт-Петербургской медицинской академии последипломного образования.

Сегодня трудно сказать, кто же все-таки изобрел механическую вентиляцию легких. Идея вдувать воздух в легкие «мнимоумерших» всегда казалась настолько очевидной, что уже авторы Библии описали такую простейшую респираторную реанимацию в исполнении пророка Илии. В XVI веке Парацельс и Везалий вдували воздух непосредственно в трахею, первая специальная трубка для интубации была предложена в 1788 году, а техника трахеостомии была известна грекам еще во II веке до н.э. Все это тем более удивительно, что первые примитивные автоматы, осуществлявшие цикл «дозированный вдох – пассивный выдох» появились лишь в тридцатые годы – эпоху ламповой электроники, первых ускорителей и жидкостных ракет! Таков был, например, шведский спиропульсатор Crafoord образца 1938 года.

Развитие аппаратуры стимулировали тогда эпидемии полиомиелита, поставлявшие больных для длительной вентиляции. Вспышки в Дании и Швеции, начавшиеся в 1950 году, привели к появлению целого ряда новых респираторов , наиболее известным из которых стал аппарат шведа C . G . Engstrom (рис. 1), почти скопированный в СССР под названием АНД-2. Электромеханические и пневматические узлы, объединенные в сложную схему, на многие десятилетия стали основой стационарной аппаратуры искусственной вентиляции легких (ИВЛ), – такой, например, как наши аппараты семейства РО. Подобная схема, связующая электрический привод и устройства управления газовыми потоками, позволяла достаточно разносторонне регулировать параметры дыхательного акта – возможность, которой не располагали простейшие дыхательные приборы , предназначенные для догоспитального этапа помощи. При этом сложность конструкции и потеря мобильности рассматривались как естественная плата за функциональную гибкость аппаратов. Начала формироваться специализация с выделением классов (а) простейших автономных устройств для места происшествия вроде саморасправляющегося мешка AMBU , (б) аппаратуры «среднего класса» для этапа транспортировки и, наконец, (в) высококлассных аппаратов стационара.

Впрочем, структурно-функциональный анализ уже тогда позволял выделить три обязательных элемента любого аппарата ИВЛ:

•  генератор потока газа, представленный камерой объемного вытеснения и/или клапанами,

•  дыхательный контур пациента с линиями вдоха и выдоха и

•  блок управления и контроля, обеспечивающий выдерживание заданного режима работы.

Несмотря на очевидность такого расчленения, аппаратура 1950–1970-х гг. была представлена исключительно моноблочными конструкциями. Развитие шло тогда в другом направлении – прежде всего функциональном. Расширявшаяся практика ИВЛ выявила очевидное противоречие: искусственная вентиляция требовала подавления дыхательных попыток больного, которое, в свою очередь, затрудняло восстановление самостоятельного дыхания. Ведь основное показание к ИВЛ – не физическая невозможность внешнего дыхания, а его непомерная энергетическая цена. Сохранен, как говорят западные коллеги, респираторный драйв, работают нервы и мышцы, но механическая работа по преодолению повышенного сопротивления дыхательных путей или сниженной растяжимости легких быстро истощает больного. Подключив аппарат, мы получаем несовпадение ритмов и объемов между ним и пациентом – так называемую борьбу с аппаратом , расход энергии на которую может превысить исходную работу дыхания. Как использовать сохранные элементы самостоятельного дыхания, обеспечив при этом эффективную ИВЛ?

Очевидно, аппарат должен брать на себя лишь механическую работу дыхания, предоставив больному определять его параметры – естественно, если пациент может адекватно это делать. Внедрение элементов аналоговой электро- и пневмоавтоматики позволило вначале синхронизировать аппаратные вдохи с дыхательными попытками больного, обеспечив при этом подстраховку по частоте – на случай, если больной все-таки забудет сделать очередной вдох. Затем стало возможным, измерив параметры потока в контуре пациента, позволить ему определять длительность и даже объем вдоха, при необходимости принудительно доводя вентиляцию до заданного безопасного уровня. Режимы (точнее, законы управления) ИВЛ – отдельная тема; но поскольку мы говорим о конструкциях аппаратов, главное – именно это новое понимание роли машины в протезировании внешнего дыхания больного. Вместо искусственной вентиляции легких мы обычно говорим сегодня о респираторной поддержке различного уровня – от полностью принудительного режима до простого поддержания в дыхательном контуре постоянно повышенного давления. Интерактивные режимы, когда аппарат взаимодействует с больным, а не просто «дышит в него» по заданной программе, стали сегодня основным критерием качества той или иной модели респиратора. Ведь помимо всего прочего, такие режимы позволяют безопасно отлучать от поддержки пациентов, которым она проводилась в течение многих месяцев.

Второе важнейшее внедрение – возможность мониторировать по ходу вентиляции биомеханику внешнего дыхания больного, прежде всего аэродинамическое сопротивление дыхательных путей и растяжимость системы грудная клетка–легкие. Появились своего рода гибриды респиратора и спирографа, позволяющие не только проводить респираторную терапию, но и оценивать в динамике достигнутый эффект.

И все-таки, несмотря на заметное функциональное развитие, с точки зрения компоновки ситуация менялась мало: по-прежнему моноблочные конструкции, где генератор потока, дыхательный контур и блок управления были объединены в единое целое, делали невозможной унификацию и взаимозаменяемость блоков между разными классами аппаратов. Преодоление «моноблочности» было не только трудноосуществимо, но, более того, не казалось необходимым: идея структурного разделения элементов аппарата не поддерживалась ясно осмысленными стимулами, в то время как гибридные электро-пневмо-механические конструкции делали ее почти нереальной технически. И это в то время, когда так называемая блочно-модульная компоновка уже доказала свои преимущества в десятках различных областей – от архитектуры и автомобилестроения до радиотехники и оружия. Везде, где конструкцию строили из взаимозаменяемых вариабельных узлов, резко повышались технологичность, ремонтопригодность и функциональные возможности изделий.

В восьмидесятые годы, однако, картина стала меняться под давлением двух факторов. С одной стороны, внедрение микропроцессора позволило в самых разных областях техники предельно упростить исполнительные механизмы, сведя к минимуму все неэлектрические стыковки узлов. С другой стороны, проблема ВИЧ-инфекции стимулировала «революцию single use » и, в частности, потребовала внедрения полностью извлекаемых для стерилизации или одноразовых контуров пациента.

Однако даже в сегодняшней аппаратуре эти новые тенденции и возможности пока не нашли завершенного воплощения. Даже в наиболее современных моделях Siemens и Nellcor Puritan Bennett генератор потока интегрирован с блоком управления, а в отдельную панель, которая может располагаться на удобном удалении, вынесены лишь устройства ввода–вывода. Новейшие Drager Evita и вовсе сохраняют моноблочную компоновку; это – классические аппараты стационара.

А между тем уже сегодня открывается возможность создания унифицированного семейства аппаратов, построенных по блочно-модульному принципу. Именно в такой компоновке, модифицируемой в зависимости от ситуации, и заключен основной практический результат идеи конструктивного разделения генератора потока, контура пациента и блока управления. При этом единственным неизменным узлом может являться генератор потока, тогда как контур пациента и блок управления на пути от места происшествия до операционной и БИТ стационара трансформируются соответственно от лицевой маски и простейшего генератора прямоугольных импульсов, работающего от аккумуляторной батареи до многофункционального наркозно-дыхательного контура и персонального компьютера со специальным интерфейсом. Отметим, что такая трансформация протекает с перекомпоновкой аппарата , но не требует перестыковки больного с одного аппарата на другой, исключая неудобства и опасности, связанные с прерыванием респираторной поддержки.

Почему именно генератор потока избран тем постоянным «ядром», вокруг которого могут в зависимости от задачи и условий компоноваться многочисленные варианты других блоков? Дело в том, что его функциональные возможности лимитируют медицинский уровень аппарата как целого и перспективы дальнейшего развития его конструкции. Сегодня адаптивное цифровое управление в реальном времени принципиально позволяет использовать в качестве генератора потока любое устройство с электрическим приводом, добиваясь максимальной массово-габаритной отдачи. При этом важнейшим критерием выбора привода, помимо удельной мощности, являются его инерционные показатели («приемистость»). Требования энергетической автономности и возможности длительной вентиляции атмосферным воздухом, обязательные для аппарата первичного звена, заставляют отказаться от клапанной системы в пользу нагнетателя. При выборе схемы последнего, в свою очередь, массово-габаритные требования диктуют отказ от камеры объемного вытеснения в пользу лопаточного нагнетателя, наиболее отработанный вид которого – низконапорный турбокомпрессор (развитие газотурбинных двигателей везде финансировалось лучше, чем медицинские разработки!). И, наконец, выбор между осевым и центробежным его вариантами обусловлен возможностью реверса, делающей осевую турбину более универсальной. Заметим, что турбокомпрессор позволяет в простейшем варианте контура вовсе отказаться от клапанов: в самом деле, нагнетатель, управляемый с обратной связью для выдерживания нулевого расхода, представляет собой закрытый клапан!

Итак, генератор потока, пневматически стыкуемый с контуром пациента, а электрически – с блоком управления и контроля, можно выполнить в виде отдельного узла на основе осевого реверсируемого турбокомпрессора с электроприводом. Управление приводом генератора при этом возможно либо по жестко заданной программе (примитивный вариант блока управления), либо на основе тех или иных процедур обратной связи по сигналам размещенных в контуре пациента датчиков давления и потока. Эти же сигналы используются и для расчета параметров биомеханики внешнего дыхания.

Схему такого перспективного аппарата иллюстрирует рис. 2. В зависимости от условий использования, выход генератора потока 1 может быть соединен с дыхательными путями пациента, например, посредством лицевой маски 2 или эндотрахеальной трубки 3. С другой стороны, вход генератора может быть через нереверсивный клапан 4 и соединительный шланг 5 подключен к различным источникам газовой смеси, например, кислородному баллону с газовым смесителем 6 или универсальному аппарату ингаляционного наркоза 7. Наконец, в полевых условиях вход генератора потока может оставаться свободным для вентиляции атмосферным воздухом. Кабель с разъемом 8 соединяет генератор потока с блоком управления, который в зависимости от ситуации может быть представлен, например, простейшим генератором импульсов 9, регулируемым лишь по частоте, либо интегрированным в сеть персональным компьютером 10. Конфигурация аппарата от места происшествия до операционной может, таким образом, трансформироваться из 1+2+8+9 в 1+3+5+7+8+10. При этом перестыковка (смена) блока управления занимает не более секунды, тогда как перестройка контура пациента и вовсе не требует прерывания вентиляции.

На основе изложенных принципов мы в 1988–1990 гг. предложили принципиально новый блочно-модульный аппарат с турбокомпрессорным генератором потока (Патент РФ № 2108084). В конце 1990 г. совместно с инженерами ЦНПО «Ленинец» и МГП «Адаптация» была начата разработка проекта. В начале следующего года Всесоюзный научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники (ВНИИИМТ) Минздрава СССР рекомендовал конструкцию к дальнейшей разработке как соответствующую лучшим мировым образцам и не имеющую аналогов в стране. Для генератора потока были подобраны компоненты отечественного производства: малогабаритный высокооборотный электродвигатель с ротором на печатных платах, отличавшийся крайне низкой инерционностью, и расходомер переменного перепада, созданный по гетероэпитаксиальной технологии на основе системы «кремний–сапфир», характеризовавшийся высокой метрологической стабильностью. Работы остановились, однако, на создании физической модели аппарата: союзные ведомства перестали существовать, а коммерческое финансирование затратного проекта с отсроченной отдачей оказалось в ту пору нереальным. «Отдавать» разработку за рубеж мы посчитали неправильным, а приглашение ряда инофирм к совместной работе вызвало вежливый отказ еще до ознакомления с проектом.

Подводя итоги, попытаемся сформулировать требования к идеальному аппарату механической респираторной поддержки – благо, обсуждение этого вопроса на многочисленных форумах дает массу тезисов для такой «программы-максимум». Итак, перспективный аппарат должен:

– позволять врачу задавать в удобной для него форме все параметры дыхательного цикла, предупреждая при этом о несовместных установках;

– выполнять интерактивные режимы поддержки, при этом страхуя пациента от гипо- и гипервентиляции;

– иметь тревожную сигнализацию по заданному списку критических параметров внешнего дыхания, включая собственные отказы;

– допускать полный демонтаж дыхательного контура для дезинфекции и стерилизации.

– мониторировать биомеханику внешнего дыхания пациента, архивируя эти данные в памяти параллельно с параметрами режима вентиляции;

– иметь автономные источники энергетического и газового питан ия на заданный ограниченный срок;

– иметь внешние цифровые входы и выходы (интерфейсы) для включения в компьютерные сети;

– обладать многоступенчатой защитой от несанкционированного вмешательства в процесс управления.

Хотелось бы надеяться, что появление такого аппарата будет так или иначе связано с работой наших отечественных врачей и инженеров.

 

© К.М. Лебединский, 2004

 

Комментарии на злобу дня
Page with essential information in English
Свежие и обновленные материалы сайта