К перспективной наркозно-дыхательной аппаратуре
| Вид материала | Урок |
- Курс, VI семестр № п/п Содержание практики/вид занятий Кол-во час, 401.04kb.
- Влияние занятий спортом на функциональное состояние нервной и дыхательной систем юных, 433.75kb.
- Конспект открытого урока на тему: «Значение дыхания. Органы дыхательной системы; дыхательные, 112.85kb.
- Сведения о перспективной потребности в специалистах c высшим образованием в области, 443.43kb.
- Специализированные программы по лечению заболеваний пищеварительной и дыхательной систем, 145.26kb.
- Методические рекомендации по использованию дыхательной гимнастики в практике работы, 355.11kb.
- Лекция 1 (10/02/03), 578.06kb.
- Схемотехника аналоговых устройств, 42.63kb.
- Схемотехника аналоговых электронных устройств, 37.82kb.
- Зотов Андрей Сергеевич, 382.46kb.
О НЕКОТОРЫХ ТЕХНИЧЕСКИХ ТРЕБОВАНИЯХ
К ПЕРСПЕКТИВНОЙ НАРКОЗНО-ДЫХАТЕЛЬНОЙ АППАРАТУРЕ
К.М. Лебединский, А.Е. Карелов, В.А. Мазурок, С.Г. Парванян,
Санкт-Петербургская медицинская академия последипломного образования Кафедра анестезиологии и реаниматологии
с курсом детской анестезиологии и реаниматологии
Современная дыхательная аппаратура представляет собой сложное оборудование на основе инновационных технических решений и программного обеспечения. Тем не менее, ресурсы по наращиванию возможностей этой техники далеко не исчерпаны. В настоящей работе излагаются технические требования к перспективной наркозно-дыхательной аппаратуре.
Ключевые слова: искусственная вентиляция легких, перспективная наркозно-дыхательная аппаратура
^ TO TECHNICAL REQIEREMENTS OF PERSPECTIVE DEVICES FOR ANAESTHESIOLOGY AND INTENSIVE CARE
K.M.Lebedinsky, A.E.Karelov, V.A.Mazurok, S.G.Parvanyan
Saint-Petersburg medical academy postgraduate studies, Russia
Modern lung ventilation devices are compound equipment based on innovative technical solutions and soft. Nevertheless, potentialities of these medical facilities have not been exhausted. In this paper requirement for perspective techniques are stated.
Key words: lung ventilation, perspective medical facilities
Попытки создания отечественной наркозно-дыхательной аппаратуры, отвечающей современным требованиям, активизируются в нашей стране по мере стабилизации экономической ситуации. Эта отрадная тенденция выдвигает задачу формулирования обобщенных медико-технических требований к подобной аппаратуре – требований, не повторяющих известные отечественные [2, 3–10] и международные [17–19] стандарты, а дополняющих и развивающих их в части оптимизации технических решений, закладываемых в перспективную респираторную технику. Мы хотели бы продолжить ряд публикаций, анализирующих вопрос с точки зрения врача–пользователя (в частности, профессора А.И. Левшанкова – 1998 и последующие годы), сформулировав сегодня некоторые технические аспекты постановки этой важной задачи.
Следуя известному положению Рене Декарта о том, что правильно поставленный вопрос – половина ответа, мы хотели бы сегодня обозначить основные векторы развития этой специфической области техники, где новаторские решения подчас самым причудливым образом сочетаются с консерватизмом традиционных подходов. Естественно, подобный анализ возможен лишь в общем контексте развития современной техники; поэтому каждое положение сопровождается далее комментарием, раскрывающим те или иные мотивы, детали или особенности его реализации.
1. Система должна иметь цифровое (микропроцессорное) управление, позволяющее обеспечить высокую точность выдерживания заданных рабочих параметров при максимальной конструктивной простоте исполнительных устройств.
Действительно, качество управления в цифровых системах лишь в самой малой степени лимитируется конструкцией исполнительных узлов – в противоположность сложным электромеханическим схемам аппаратуры прежних поколений. Точность и универсальность современной респираторной техники имеет совсем иные основы – заложенные в ПЗУ функциональные характеристики исполнительных узлов (например, кривая «ток – аэродинамическое сопротивление» для пропорционального соленоидного клапана), параметры контура обратной связи (качество и частота опроса датчиков), свойства самой системы управления (тактовая частота процессора, емкость оперативной памяти и т.д.) и, конечно, уровень управляющих программ [15, 22]. Такая ситуация создает принципиальную возможность реализации на основе уже существующих аппаратов тех методов и режимов управления респираторной поддержкой, которые будут изобретены завтра.
В настоящее время ценовые и массово-габаритные параметры микроэлектронных компонентов снизились настолько резко, что такое требование ни в коей мере не противоречит доступности изделия для большинства лечебных учреждений страны. Более того, функционально близкие аналоговые компоненты (как электронные, так и изделия точной механики) сегодня значительно более дороги и менее надежны. Поэтому, как показывает опыт ведущих зарубежных производителей, даже для аппаратуры портативного класса микропроцессорное управление становится сегодня действительно оптимальным выбором.
2. Перспективная наркозно-дыхательная аппаратура должна строиться по принципу блочно-модульной компоновки, причем в отдельные взаимозаменяемые модули должны быть конструктивно вычленены как минимум (а) генератор потока газовой смеси, (б) дыхательный контур пациента и (в) блок контроля и управления ими.
Этот принцип продемонстрировал свою эффективность в самых различных областях – от архитектуры и педагогики до автомобилестроения и различных видов вооружения. Во всех областях, где эволюция моноблочных конструкций закономерно привела к их расчленению на вариабельные и взаимозаменяемые функциональные блоки, такой качественный скачок обеспечил гибкость, ремонтопригодность и высокий потенциал модернизации изделий нового поколения [11]. Применительно к наркозно-дыхательной аппаратуре такой принцип будет означать, например, что генератор потока газовой смеси в зависимости от требований ситуации может стыковаться с различными версиями дыхательного контура и блока управления. Помимо чисто функциональных и эпидемиологических преимуществ, такой подход сулит значительный экономический эффект, поскольку позволяет создать гамму унифицированных аппаратов, способных из-за преимуществ в технической поддержке, ремонте и модернизации захватить значительную долю рынка дыхательной аппаратуры.
Еще одним блоком, конструктивное выделение которого может быть оправдано удобством компоновки аппарата в конкретных условиях эксплуатации, является «интерфейс пользователя» – панель управления и контроля. Такое конструктивное выделение панели, воплощенное в известных моделях Siemens («Servoventilator 300», «Servo-I») и Mallinckrodt Puritan Bennett («Model 840»), действительно часто позволяет оптимизировать рабочее пространство в палате интенсивной терапии – впрочем, с известным риском отягощения «синдрома спагетти», когда многочисленные соединительные кабели мешают действиям персонала.
^ 3. Конструкция аппарата должна допускать полный демонтаж дыхательного контура для его дезинфекции и стерилизации.
Действительно, в дыхательных контурах даже наиболее современных аппаратов присутствуют неизвлекаемые элементы, эффективная дезинфекция которых возможна лишь с использованием газообразных антисептиков – таких, например, как взрывоопасная и высокотоксичная окись этилена. Таким образом, реальными гарантиями от контаминации остаются своевременно заменяемые биологические фильтры и однонаправленный характер движения дыхательной смеси – что, как известно, далеко не всегда соответствует истине. Между тем производители аппаратов искусственного кровообращения уже продемонстрировали вдохновляющий пример создания контуров пациента, полностью заменяемых для каждой следующей перфузии. При этом «одноразовый» центрифужный (т.е. турбинный) артериальный насос, освоенный сегодня фирмами Biomedicus, Sarns и Jostra [14], представляет собой модель технического решения, вполне пригодную для заимствования и воспроизведения в наркозно-дыхательной технике.
4. Аппарат должен обеспечивать непрерывное вычисление и индикацию (мониторинг) параметров пассивной биомеханики органов внешнего дыхания пациента с возможностью включения части этих параметров в список отрабатываемых тревог.
Минимальный список таких параметров сегодня уже утвердился в качестве негласного стандарта и включает аэродинамическое сопротивление дыхательных путей (R, кПа·с·л–1) и статическую растяжимость (комплайенс) легких и грудной клетки (С, л·кПа–1). Так называемый динамический комплайенс – растяжимость легких и грудной клетки согласно одночастной модели респираторной механики – может быть исключен из списков мониторируемых переменных, поскольку не позволяет дифференцировать между собой и, тем более, оценивать количественно рестриктивный и обструктивный компоненты ДН.
В то же время сравнение мониторных возможностей даже самого современного аппарата ИВЛ с исследовательским потенциалом сегодняшних комплексов для изучения функции внешнего дыхания (например, «ML–IOS» немецкой фирмы Erich Jaeger [21]), порождает понятную грусть. Неужели хотя бы два-три добавочных параметра из числа тех семи компонентов, которые включены в современную модель респираторной механики, не добавили бы анестезиологу или интенсивисту полезной информации?
Речь может идти, например, лишь только об одной довольно очевидной величине – инерционных (т.е. массовых) характеристиках тканей, смещаемых при дыхательных движениях легких и грудной клетки. Эта величина, иногда называемая инертансом (англ. Inertance, I), входит в уравнение полного давления в дыхательном контуре как коэффициент при второй производной от объема по времени:
^ P = V/C + RV´ + IV´´ = V/C + RdV/dt + Id2V/dt2, (1)
где Р – полное давление, V – объем, С – статическая растяжимость, R – вязкостное аэродинамическое сопротивление, I – показатель инертности с размерностью кПа·с2·л–1, t – параметр времени. Таким образом, при условии V´´0, вычислительная процедура определения I не представляет никаких принципиальных трудностей, а возможность, например, уловить нарастание объема внесосудистой жидкости в легких до начала увеличения AaDO2 действительно трудно переоценить!
Вычисление коэффициентов уравнения (1) в каждом дыхательном цикле с заданной дискретностью позволит формировать не просто единичные или осредненные значения величин R, C и I, а массивы данных, обработка которых, в свою очередь, позволит представлять искомые величины в виде статистического распределения с заранее заданным доверительным интервалом. Архивация подобных данных наряду с параметрами режима вентиляции позволит врачу более четко документировать ход и результаты лечения.
Целесообразно было бы ввести в список опций аппарата и выбор тревог по величинам статической растяжимости и аэродинамического сопротивления. Такая сигнализация была бы полезна в целом ряде случаев даже во время анестезии – например, при торакальных операциях или у пациентов с фоновой бронхиальной обструкцией.
^ 5. Аппарат должен быть оснащен встроенным датчиком кислорода с тревожной сигнализацией по уровню FIO2.
Наиболее широко распространенным типом датчика концентрации кислорода является так называемая химическая ячейка кислотного или щелочного типа. Отметим, что все химические датчики реально измеряют величину РO2, а пересчет на объемные % выполняется далее исходя из предположения, что полное давление смеси составляет 1 ата. Однако датчик такого типа представляет собой по существу расходный элемент, требуя замены нередко каждые полгода; кроме того, химические датчики характеризуются высокой инерционностью, не позволяя, например, оценивать расчетным путем величину потребления кислорода в легких VO2. Оптимальным вариантом с точки зрения долговечности, надежности и быстродействия является более дорогой парамагнитный датчик кислорода, позволяющий измерять объемную долю газа в исследуемой смеси.
^ 6. Включение в контур капнографа весьма желательно не только для наркозного аппарата, но и для аппарата ИВЛ.
Капнография не только является элементом стандартов анестезиологического мониторинга, но, в совокупности с оксиметрией, позволяет на основе принципа непрямой калориметрии реализовать метаболографический мониторинг. Подобная система реального времени, входившая ранее в оснащение аппаратов Engström Elvira (Швеция), может быть использована не только для контроля энергетического баланса организма, но и в качестве основы потенциального монитора адекватности анестезии. Действительно, показатель dQ/dt с размерностью калм–2с–2 можно рассматривать как возможный универсальный биофизический эквивалент многочисленных биохимических маркеров стресса, отражающих по существу динамику энергозависимых процессов острой адаптации.
^ 7. Подача в дыхательный контур жидких ингаляционных анестетиков должна осуществляться по принципу непосредственного впрыска.
Интересно, что эволюция конструкций испарителей жидких анестетиков поразительным образом повторила развитие топливных систем двигателей внутреннего сгорания. По существу, испаритель – тот же карбюратор, задача которого, как известно, – создать паровоздушную смесь с заданным содержанием испаряемого компонента. В случае, если объемная доля этого компонента относительно постоянна, задача существенно упрощается: так, в дизелях или поршневых авиационных двигателях непосредственный впрыск топлива используется уже много десятилетий. Однако лишь недавно стал возможен гибко управляемый, так называемый электронный, впрыск топлива («инжектор»), быстро завоевавший господствующее положение в автомобильном двигателестроении [1].
И только в последнем десятилетии ХХ века появились медицинские аналоги электронного непосредственного впрыска – система прямой инжекции жидкого ингаляционного анестетика в поток вне круга циркуляции, которой оснащены, например, аппараты «EAS» или «ADU» (Datex–Ohmeda, Финляндия). Главные преимущества таких систем – в их высокой точности (расчет дозировки производится с учетом плотности и давления насыщенных паров, газотока и температуры смеси) и в независимости этого принципа дозирования от свойств конкретного анестетика, в частности, давления его насыщенных паров. Именно этот последний фактор, как известно, ограничивает использование современных испарителей обычного типа для дозирования дезфлюрана, давление насыщенных паров которого (664 мм рт. ст.) близко к атмосферному.
^ 8. Генератор потока газовой смеси должен быть представлен нагнетателем непрерывного действия.
Действительно, устройства объемного вытеснения, создающие пульсирующий поток (например, известная по «классическим» аппаратам схема bag in bottle), отличаясь фиксированным объемом тактовой подачи, неспособны длительно поддерживать высокие величины потока при целом ряде современных режимов респираторной поддержки (поддержка давлением, перемежающаяся принудительная вентиляция и др.). Дискретный характер подачи не позволяет таким нагнетателям поддерживать постоянный «базовый» поток в дыхательном контуре, включая и фазу выдоха. Очевидными альтернативами представляются (а) многокамерные поршневые или диафрагменные насосы или (б) центробежные турбонагнетатели.
В случае применения центробежного нагнетателя особую проблему составит виброакустическая развязка этого весьма шумного агрегата с конструкцией аппарата в целом. Задача сведения уровня шума к приемлемым величинам может быть решена, например, путем двухкаскадной амортизации, при которой шумящий механизм имеет виброакустическую развязку с собственным фундаментом, а этот последний, в свою очередь, – с корпусом аппарата. Подобная схема была использована, в частности, СПМБМ «Малахит» и ЦНИИ-45 им. А.Н. Крылова для обеспечения гидроакустической скрытности подводных лодок проекта 971 [12]. Может рассматриваться и возможность применения так называемых активных (т.е. энергозависимых) средств снижения вибрации. Альтернативный подход – использование нагнетателей с пониженным уровнем агрегатного шума, например, за счет применения газостатических опор вала (Пешков А.А., 2003; личное сообщение).
9. Для реализации режимов вентиляции, сочетающих различные формы респираторной поддержки с самостоятельным дыханием пациента через нереверсивный (разомкнутый) или реверсивный (замкнутый) контур, система должна обеспечивать возможность создания в дыхательном контуре высоких величин потока, достигающих 180 л·мин–1.
Высокий управляемый поток (англ. High Variable Flow) известен сегодня как непременное условие осуществления современных режимов респираторной поддержки – наряду с так называемым активным клапаном выдоха (англ. Active Exhalation Valve), работающим в обеих фазах дыхательного цикла [15, 22]. Требования дыхательного комфорта пациента заставляют создавать в начальной фазе вдоха очень высокие величины инспираторного потока, тогда как в фазе выдоха через линию вдоха аппарата протекает незначительный «базовый» поток [16].
На первый взгляд, такое требование может быть выдвинуто только в отношении аппарата ИВЛ, тогда как наркозная аппаратура не нуждается в высоких потоках. Напротив, большинство современных «массовых» наркозных аппаратов оснащены достаточно примитивными блоками ИВЛ, не предполагающими выполнения большинства интерактивных режимов. В то же время непременным требованием к современному аппарату ингаляционного наркоза является, как известно, работа по закрытому контуру в режиме low flow или minimal flow.
Более внимательный анализ вопроса, однако, показывает отсутствие здесь какого-либо противоречия. С точки зрения медицинской, наркозный аппарат, обладающий возможностью осуществлять вспомогательные (интерактивные) режимы, предоставляет анестезиологу большие преимущества при проведении анестезии у соматически отягощенных и ослабленных больных. Более того, настоятельная потребность в проведении современной респираторной поддержки по замкнутому контуру появляется в тех случаях, когда используется относительно дорогостоящий компонент дыхательной смеси – например, гелий. С физических и технических позиций, очень малые величины притока в контур свежего газа ни в коей мере не исключают высоких величин потока, циркулирующего по замкнутому контуру. Такое необычное сочетание только потребует более высокого качества управления контуром, которое позволяло бы беспрепятственно стыковать между собой большой постоянный поток на выходе генератора газовой смеси, цикличные дыхательные акты аппарата и пациента и регулируемый в широких пределах газоток.
Учитывая, что функционирование дыхательного контура любой структуры легко описывается в виде электрических аналогий согласно первому закону Кирхгофа, соответствующие алгоритмы управления также могут быть смоделированы и отлажены в любой из многочисленных компьютерных программ, эмулирующих процессы в электрических цепях (например, в пакете «MatLab», MathWorks Inc., США). При этом дыхательные усилия пациента могут быть легко введены в модель в виде псевдослучайного элемента с заранее заданной дисперсией параметров.
Первой попыткой создания замкнутого контура с высоким потоком внутри является наркозный аппарат «Zeus» (Dräger, Германия). Здесь поток создается центробежным турбонагнетателем с микропроцессорным управлением, что позволяет реализовать в традиционном замкнутом контуре с адсорбером практически все известные режимы респираторной поддержки. Близкую по идеологии схему реверсивного контура с турбиной предложили в 1997 году профессор анестезиологии университета Флориды Samsun Lampotang и соавт. [20]. Таким образом, можно уверенно прогнозировать, что в ближайшие годы семья аппаратов с управляемым высоким потоком в реверсивном дыхательном контуре будет расти.
^ 10. Для управления потоками газовой смеси в аппарате должны использоваться прецизионные клапаны с электрическим управлением.
Действительно, работа клапанов вдоха и выдоха по принципу логической переменной «да–нет» (открыто–закрыто) не позволяет реализовать современные режимы вентиляции. Достаточно сказать, что для реализации этих режимов оба клапана должны работать в обеих фазах цикла. В фазе вдоха клапан выдоха обеспечивает выдерживание заданных значений инспираторного потока и давления, а клапан вдоха в фазе выдоха создает «базовый» инспираторный поток, позволяющий аппарату, в частности, уловить попытку вдоха пациента. Более того, режим самостоятельного дыхания (СРАР) в современном аппарате по существу представляет собой осуществляемую с помощью этих двух клапанов цифровую эмуляцию самостоятельного дыхания, по существу – двухфазную «скрытую» поддержку давлением, которая в ряде современных аппаратов уже осуществляется по закону P = const = PEEP. Именно так построено самостоятельное дыхание, например, в аппаратах серии «LTV» (Pulmonetic Systems, США).
В качестве альтернативы достаточно дорогим и громоздким пропорциональным соленоидным электромагнитным клапанам с возвратно-поступательным движением заслонки могут рассматриваться более компактные и доступные клапаны золотникового типа с вращательным движением заслонки, приводимой в действие шаговым электродвигателем. Такой привод существенно дешевле и сегодня практически не уступает соленоидам в дискретности управления и быстродействии.
11. Показания внешних индикаторов аппарата должны легко читаться персоналом с расстояния 2–3 м, а сигналы тревоги – качественно дифференцироваться с расстояния 5–6 м (т.е. из противоположного угла небольшой операционной или палаты интенсивной терапии). При этом за счет светодиодных индикаторов, подсветки жидкокристаллического экрана или применения «плазменной» панели должно быть обеспечено легкое считывание показаний в условиях низкой внешней освещенности (эндоскопический кабинет, рентгено- или эндовидеооперационная и т.п.).
12. Должна обеспечиваться полная защищенность аппарата от действия внешних электромагнитных полей, включая работу изделий бытовой техники, сотовых и беспроводных телефонов, электрохирургических аппаратов, имплантируемых и внешних дефибрилляторов и т.п.
13. В автономном режиме и по требованию врача-оператора аппарат должен осуществлять процедуры самопроверки электронных и механических (пневматических) компонентов в сокращенном, штатном и расширенном вариантах.
Современная зарубежная аппаратура обычно предусматривает автоматическое самотестирование при включении электропитания системы (POST, англ. сокр. Power-On Self Test), расширенное (EST, англ. сокр. Extended Self Test) и короткое (SST, англ. сокр. Short Self Test) самотестирование, а также ряд специальных тестов – тревожной сигнализации, ламп подсветки бленкеров и т.д.
14. Аппарат должен располагать автономным источником бесперебойного электропитания (UPS, сокр. англ. uninterruptable power source), позволяющим обеспечить его работу в течение по меньшей мере 10–15 мин.
Строго говоря, емкость источника (в А·ч) является его менее критичной характеристикой, нежели бесперебойный характер работы, поскольку даже очень кратковременный перерыв в питании аппарата приводит к перезагрузке микропроцессорной системы управления с соответствующим перерывом в респираторной поддержке.
15. Для портативных аппаратов необходимыми элементами являются (а) аккумулятор и (б) «самоадаптирующийся» сетевой адаптер, позволяющий питать электрическую схему аппарата как переменным, так и постоянным током от осветительной или силовой электросети, бортовой сети автомобиля или летательного аппарата и т.д.
Примером для подражания в этом плане может быть портативный аппарат «HT–50» (Newport, США), имеющий, при внешних габаритах транзисторного приемника 70-х гг., встроенную батарею на 10 ч непрерывной работы и универсальный сетевой адаптер с автоматическим распознаванием предложенного источника питания для подзарядки аккумуляторов.
16. Необходимым элементом аварийной страховки аппарата вскоре станет автономный источник кислорода, автоматически подключаемый в контур в случае падения давления в питающей магистрали.
В ближайшие годы будет, очевидно, решен вопрос создания подобных компактных автономных источников кислорода медицинского назначения. Малогабаритные источники высокой емкости на основе пероксидов металлов в твердой фазе уже сегодня успешно используются в «экстремальных» системах жизнеобеспечения, однако пока, к сожалению, не лицензированы для медицинского использования.
^ 17. Для обеспечения максимальной устойчивости при целенаправленных и непреднамеренных перемещениях центр тяжести аппарата должен располагаться возможно более низко.
Эта проблема «автоматически» решается у аппаратов, снабженных массивным компрессором – источником сжатого воздуха. Однако в тех случаях, когда центр тяжести расположен высоко, это может послужить причиной не только повреждения аппаратуры, но и травм у персонала. Наглядными примерами такой неудачной компоновки в этом плане являются отечественный хирургический монитор МХ-03 (ПО «Салют»), у которого в наиболее высокой точке стойки расположен массивный видеомонитор или аппарат ИН “Полинаркон–15”, снабженный тяжелым испарителем “Анестезист–4”, расположенным на одиночной стойке высотой около 1 м. Неудачной представляется и компоновка ряда зарубежных аппаратов в варианте их монтажа на одиночной стойке.
^ 18. Аппарат должен иметь внешние цифровые входы и выходы для включения в компьютерные сети.
Возможность удаленного доступа к аппаратам ИВЛ и ингаляционного наркоза необходима прежде всего для дистанционного контроля их технического состояния. Такая возможность уже предусмотрена в ряде передовых зарубежных моделей респираторов (например, «Vela» Viasys Со., США), а в аппаратуре, например, для анализа КОС и газов крови фирмы Radiometer (Дания) давно входит в серийный набор опций. Кроме того, учитывая функции аппарата как монитора респираторной механики, подключение к сетям незаменимо для решения задач телемедицины – например, консультирования пациента ОРИТ специалистом удаленного медицинского центра, централизованной архивации данных о больных отделения и т.д.
^ 19. Аппарат должен обладать многоступенчатой защитой от несанкционированного вмешательства в процесс управления.
Такая процедура защиты может быть реализована, например, через использование личной магнитной карты врача для доступа к панели управления аппарата (Макаров П.А., 2003; личное сообщение). В этом случае не только обеспечивается эффективный контроль доступа, но каждое изменение режима работы аппарата и иных его установок оказывается четко документированным и персонифицированным.
20. Весьма полезной опцией аппарата может быть наличие в составе его программного обеспечения интерактивного руководства, включающего учебник по респираторной поддержке, справочные таблицы и собственно руководство пользователя с возможностью эмуляции различных клинических ситуаций.
21. В качестве опции аппарата желательно предусмотреть также возможность его использования для поверки других пневматических систем – наркозно-дыхательной аппаратуры, спирографов и т.д.
К сожалению, в нашей стране практически полностью отсутствует метрологическая база для поверки дыхательной аппаратуры [2, 13]. Трудности с калибровкой соответствующей техники испытывают не только лечебные учреждения, но и организации – разработчики и производители. Поскольку перспективная аппаратура в любом случае должна сертифицироваться и как средство измерения (п. 4), введение в программный пакет подобной метрологической задачи не создает дополнительной технической проблемы. В частности, речь идет как о поверке аппаратов в узком смысле слова, так и о псевдослучайной «эмуляции пациента» для оценки качества триггеров, уровня комфортности дыхания и т.д.
Изложенные требования можно рассматривать как приглашение к дискуссии, конечным итогом которой мог бы стать профессиональный консенсус врачей и инженеров, способный, в свою очередь, лечь в основу технических заданий на достойную отечественную аппаратуру ближайшего будущего.
Работа выполнялась при финансовой поддержке Федерального агентства по науке и инновациям (госконтракт от 10.03.09г. № 02.522.11.2020)
^ СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Алексеев В.П., Иващенко Н.А. Системы питания двигателей с впрыскиванием легкого топлива и принудительным зажиганием // В кн.: Двигатели внутреннего сгорания: системы поршневых и комбинированных двигателей. – М.: Машиностроение, 1985. – С. 107–115.
2. Гальперин Ю.С., Бурлаков Р.И. Наркозно-дыхательная аппаратура. – М.: ВНИИМП–ВИТА, 2002. – 297 с.
3. ГОСТ 18856–81. Аппараты ИН и ИВЛ. Общие технические требования. Методы испытаний.
4. ГОСТ Р 50444–92. Приборы, аппараты и оборудование медицинские. Общие технические условия.
5. ГОСТ Р ИСО 5358–99. Аппараты ИН. Общие технические требования.
6. ГОСТ Р ИСО 8185–99. Увлажнители медицинские. Технические требования и методы испытаний.
7. ГОСТ Р ИСО 8835.3–99. Часть 3. Системы выведения газонаркотической смеси. Передающие и принимающие системы.
8. ГОСТ Р ИСО 9703.1–99. Сигналы опасности для анестезии и ИВЛ. Часть 1. Визуальные сигналы опасности.
9. ГОСТ Р ИСО 9703.2–99. Сигналы опасности для анестезии и ИВЛ. Часть 2. Звуковые сигналы опасности.
10. ГОСТ Р ИСО 9703.3–99. Сигналы опасности для анестезии и ИВЛ. Часть 3. Руководство по применению сигналов опасности.
11. Дружинин В.В., Конторов Д.С. Проблемы системологии. – М.: Советское радио, 1976. – 296 с.
12. Ильин В.Е., Колесников А.И. Подводные лодки России: Иллюстрированный справочник. – М.: Астрель-АСТ, 2002. – 286 с.
13. Левшанков А.И. Медико-технические требования к современным аппаратам искусственной и вспомогательной вентиляции легких // В сб.: Новые технологии и технические средства, их использование при оказании анестезиологической и реаниматологической помощи. – СПб: ВМедА, 2003. – С. 143–148.
14. Локшин Л.С., Лурье Г.О., Дементьева И.И. Искусственное и вспомогательное кровообращение в сердечно-сосудистой хирургии. – М.: издание НЦХ РАМН, 1998. – 215 с.
15. Cairo J.M., Pilbeam S.P. Mosby's Respiratory Care Equipment. – C.V. Mosby, 2003. – 736 p.
16. Hess D.R. Understanding the new ventilator modes and related features // Critical Care Alert – 2002. – P. 112–116.
17. ISO 10351 (Международные стандарты). Требования безопасности к аппаратам ИВЛ.
18. ISO 4135–79 (Международный стандарт). Анестезиология: термины и определения.
19. ISO 6382–88 (Международный стандарт). Общие технические требования на аппараты ИВЛ для оживления и методы поверки этих требований.
20. Lampotang S., Gravenstein J.S., van Oostrom J.H.M. Ventilation apparatus and anesthesia delivery system // US Patent No. 6131571 (2000).
21. Vogel J., Smidt U. Impulse oscillometry. – Frankfurt am Main: pmi Verlagsgruppe, 1994. – 176 p.
22. White G. Equipment Theory for Respiratory Care, 4th edition. – Thomson Delmar Learning, 2004. – 736 p.