автореферат диссертации по приборостроению, метрологии и информационно-измерительным приборам и системам, 05.11.17, диссертация на тему:Разработка научных основ проектирования аппаратов искусственной вентиляции легких

НИИ МЕДЩИНСКОГО ПРИБОРОСТРОЕНИЯ Российской академии медицинских наук

п г г- На правах рукописи

гГБ ОЛ

~ 5 СЕН

ГАЛЬПЕРИН ЮРИЙ 11МУЛЕВИЧ

РАЗРАБОТКА НАУЧНЫХ ОСНОВ ПРОЕКТИРОВАНИЯ. АППАРАТОВ ИСКУССТВЕННОЙ ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЕГКИХ

Специальность 0&.11.17 "Медицинские приборы и измерительные системы"

Диссертация в виде научного доклада на соискание ученой степени доктора технических наук

Москва - 1994

Работа выполнена в НИИ медицинского приборостроения РАМН

Научный консультант:

член-корреспондент Российской академии медицинских наук, доктор технических наук, профессор В.А. Викторов

I

Официальные оппоненты:

доктор технических наук, профессор В.Н. Дмитриев доктор технических наук, профессор А.П. Юркевич доктор медицинских наук, профессор В.А. Гологорский

Ведущая организация:

Научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники Министерства здравоохранения и медицинской промышленности Р

Защита диссертации состоится " " 1994 г.

в * часов на заседании специализированного совета Д 001.44.01 пру НИИ медицинского приборостроения РАМН по адресу: 125422, Москва, Тимирязевская ул., 1, тел. 211-46-47

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке НИИ медицинскогс приборостроения РАМН

Диссертация в виде научного доклада разослана " " 1994 года

Ученый секретарь специализированного совета

к.т.н., с.н.с. Н.И. Попов

- з -

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность работы. Искусственная вентиляция легких (ИВЛ), проводимая с помощью специальных технических средств, является наиболее эффективным, иногда единственным, методом лечения опасного для ливни полного или частичного нарушения дыхания, военикающего вследствие тяжелых инфекционных заболеваний, серьезной патологии нервной системы и органов дыхания, ив-ва травм, ранений и поражений электрическим током. Столь же необходима ИВЛ для лечения асфиксии новорожденных, для обеспечения хирургических вмешательств на органах грудной полости и других серьезных операций.

Данный, не исчерпывающий перечень областей применения ИВЛ обосновывает важность оснащения аппаратами ИВЛ с соответствующими характеристиками широкой сети лечебных учреждений - от поликлиник и родильных домов и до клиник и научных центров, что, в свою очередь, вывывает необходимость разработки и организации проивводства требуемой гаммы аппаратов. Постоянное расширение показаний к использованию ИВЛ, большое число моделей, имеющихся на мировом рынке, и вовлечение в их выпуск новых предприятий и фирм - все это повволяет считать производство аппаратов ИВЯ одним из наиболее перспективных направлений промышленности медицинской техники и привлекает к данной области серьевное внимание специалистов.

Применение аппаратов ИВЛ в отечественных лечебных учреждениях имеет определенные особенности: больницы и клиники недостаточно оснащены, в частности, в них практически отсутствует центрадивованная подача медицинских гавов, инженерные службы малочисленны и слабо подготовлены, часто скавываются географическая удаленность и отсутствие должного технического обслуживания, в методиках и органивации применения ИВЛ имеются специфические традиции.

Работы специалистов-медиков страны - A.A. Бунятяна, А.П. Зиль-бера, В.А. Неговского, В.Л. Кассиля, Л.М. Поповой и др. сыграли важную роль в аналиве физиологических и клинических особенностей ИВЛ, обосновании показаний к ее использованию, формулировке общих требований к аппаратам; новая методика высокочастотной (ВЧ) ИВЛ была исследована также М.А. Выжигиной, Г.С. Лескиным, И.В. Молчановым и др., однако вопросы схемных и конструктивных решений аппаратов ИВЛ этими учеными не рассматривались.

Научно-технические работы Р.И. Вурлакова и A.B. Юшкина были посвящены автоматическому управлению интенсивностью ИВЛ. М.К. Соме и А.И. Трушин выполнили анализ особенностей аппаратов ИВЛ с пневматическими системами управления, в том числе для барокамер, а Б.В. Смодяровым рассмотрены некоторые конструкции генераторов вдоха. Эти исследования представляют несомненный интерес, однако аппараты ИВЛ в целом и системно в них не рассматривались, и полученные результаты в качестве материалов для их проектирования как вида медицинской техники могут быть использованы достаточно ограниченно.

Среди зарубежных работ по этой проблеме выделяется фундаментальная монография В.В. Машина с сотр. "Автоматическая вентиляция легких", в которой рассмотрены физиологические, клинические и физические аспекты ИВЛ, проанализированы схемы 86 аппаратов. Исследования О.П. Норландера и П. Герцога были направлены на обоснованию некоторых особенностей режима управляемой ИВЛ; в развитие ВЧ ИВЛ большой вклад внесли работы У. Сьёстранда и М. Клейна.

По этим причинам формирование общей концепции построения аппаратов ИВЛ на основе системно-комплексного подхода и с учетом особенностей их применения и производства представляется актуаяьиой задачей, решение которой необходимо для прогресса данного одного ив важнейших видов медицинской техники.

Цель диссертационной работы: научное обоснование выбора основных схемных и конструктивных решений аппаратов ИВЛ и разработка методов расчета их основных технических характеристик с учетом взаимодействия компонентов системы "аппарат ИВЛ - пациент - оператор", требований медицинской науки и практики, условий производства.

Задачи диссертационной работа:

1. Исследовать особенности построения аппаратов ИВЛ как составной части системы, включающей аппарат, пациента и врача-оператора.

2. Проанализировать и обосновать типовые схемы аппаратов ИВЛ, изложить основные технические решения для их совершенствования.

3. Определить особенности построения аппаратов ВЧ ИВЛ.

4. Обосновать и рекомендовать методы и средства технических испытаний аппаратов ИВЛ.

Основные научные результаты работа, выносимые на аярду:

1. Инженерная интерпретация физических характеристик органов дыхания и сопоставление биомеханики самостоятельной и искусственной вентиляции легких.

- Б -

2. Физическая и математическая модели системы, связывающие характеристики органов дыхания, аппарата ИВЛ и системы в целом, и применение этих моделей для количественного сравнения альтернативных технических решений по сформулированным критериям.

3. Анализ типовых структурных схем и узлов аппаратов, оценка потерь мощности в них. Оптимизация управления аппаратами и в том числе с применением внутренних и внешних обратных связей.

4. Результаты определения принципиальных особенностей высокочастотной ИВЛ и рекомендации по совершенствованию аппаратов для ее осуществления.

5. Унифицированные методы технических испытаний и результаты определения статических и динамических характеристик моделей легких различных типов.

Научная новизна работы:

1. На основе предложенной электрической эквивалентной схемы системы "аппарат - легкие пациента" разработана ее математическая модель, позволившая для всех фае дыхательного цикла установить зависимости во времени важнейших характеристик ИВЛ от параметров системы и количественно оценить альтернативные технические решения по предложенным критериям - стабильности поддержания заданного режима работы и удобства управления аппаратом.

2. Систематизированы типовые функциональные схемы аппаратов ИВЛ различного назначения. Изложены технические решения основных блоков этих схем, разработаны методы проектного расчета характеристик генераторов вдоха двух типов. Экспериментально определены потери мощности в основных узлах для трех типовых функциональных схем.

3. Выявлена принципиальная особенность высокочастотной ИВЛ -сочетание снижения амплитуды изменения внутрилегочного давления с обязательным возникновением его постоянной составляющей, количественно оценена ее величина. Для нейтрализации воздействия на пациента повышенного давления предложена методика прерывистой ВЧ ИВЛ.

4. Исследованы статические и динамические характеристики жидкостных, механических и пневматических моделей легких и на этой основе определены методы их расчета и области применения.

Ь. Разработаны соответствующая международным стандартам терминология и классификация аппаратов ИВЛ по определяющим признакам, а также принятые Минздравом предложения по номенклатуре аппаратов и их основным техническим характеристикам.

Практическая ценность и реализация результатов работа.

В результате выполненных исследований совданы научно-обоснованные метода проектирования аппаратов ИВЛ, внедрение которых внесло эначительный вклад в научно-технический прогресс в данном виде медицинской техники.

Разработана нормативная бава проектирования и производства аппаратов ИВЛ, включающая 4 государственных стандарта и Типаж наркоз-но-дыхательной аппаратуры на 1986-1995 гг. Систематизированы и развиты методы технических испытаний аппаратов. Результаты работы использованы также при разработке таких дополнительных увлов аппаратов ИВЛ, как средства мониторного контроля, увлажнители-подогреватели вдыхаемого газа, сигналиваторы опасных ситуаций.

Итоги проведенных исследований повлияли на разработку всех отечественных аппаратов ИВЛ, в частности через нормативную и научно-техническую литературу. В наибольшей степени они были реализованы в аппаратуре, созданной в НИИМП при личном участии и под руководством автора. По времени создания, медицинскому значению, техническим решениям и элементной базе эти аппараты равделяются на два поколения:

- первое поколение включает 12 моделей различного назначения, в том числе 8 моделей аппаратов с электроприводом типа "РО", 1 модель с электроприводом для детей, 8 модели с пневмоприводом и 1 модель с приводом вручную; общий выпуск - свыше 114 тыс. шт.;

- второе поколение составляют 10 моделей различного назначения типа "Спирон", которые заменяют аппараты предыдущего поколения, и охватывают 5 моделей с электроприводом, 2 модели с пневмоприводом и электронным управлением, 1 модель с пневмоприводом и 2 модели с приводом вручную; общий выпуск - свыше 10 тыс. шт. (1 модель - на стадии медицинских испытаний опытных образцов).

Общий объем производства этих аппаратов в 1993 г. (в ценах середины года) превышает 3000 млн. руб.

Научные, технические и методические результаты работы использованы при организации серийного производства разработанных во НИИМП аппаратов ИВЛ на НПО "Красногвардеец", г. Санкт-Петербург, ПО "Корпус", г. Саратов, 1-ом Московском приборостроительном заводе, а также на предприятиях, выпускающих аппараты ИВЛ, которые были созданы другими организациями. Эти ревультаты также использовались в международном сотрудничестве.

Разработанные и внедренные на основе проведенных исследований аппараты позволили широко использовать в сети лечебных учреждений высокоэффективную медицинскую методику. Выпуск этих аппаратов явился необходимым условием становления в стране новых направлений медицинской науки и практики, организации служб интенсивной терапии, реанимации и анестезиологии. Широкое применение аппаратуры обеспечило успехи пульмонологии, медицины катастроф, способствовало прогрессу хирургии, терапии, скорой помощи и тем самым повысило эффективность медицинской помощи населению.

Основной итог реализации результатов работы - совдание технического оснащения для спасения жиани десятков тысяч тяжелобольных и улучшения здоровья миллионов пациентов.

Апробация работа. Результаты работы докладывались на Международном симпозиуме ИФАК по техническим и биологическим проблемам управления, Ереван, 1968 г., Совещании специалистов стран-членов СЭВ по нарковно-дыхательной аппаратуре, Ленинград, 1969 г., Симпозиуме "Аппаратура для оживления", Прага, 1971 г., 1-ой Всесоюзной конференции анестевиологов и реаниматологов, Москва, 1972 г., Семинаре на Международной выставке "Здравоохранение-74", Москва, 1974 г., 1-ом Пленуме Всесоюзного общества анестевиологов и реаниматологов, Нальчик, 1978 г., Симпозиуме Московского научного общества анестезиологов и реаниматологов "Наркозно-дыхательная аппаратура", Москва, 1982 г., Советско-француэских симпозиумах по медицинской технике, Ташкент, 1983 г. и Париж, 1985 г., VII Всесоюзной конференции "Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение", Москва, 1983 г., Всесоюзной конференции "Проблемы создания технических средств для диагностики и лечения сердечно-сосудистой системы", Львов, 1983 г., Совещаниях рабочей группы специалистов по методам анестезии и реанимации на этапах медицинской эвакуации: Братислава, 1982 г., Москва, 1985 г., Будапешт, 1988 г., Советско-чехословацких семинарах с международным участием в г. Стара-Тура (ЧСФР) и Москве, 1988 г., Симпозиуме фирмы "Омида", НИИМП, и Красноярского координационно - коммерческого центра, Красноярск, 1991 г., Международном симпозиуме "Экстренная медицинская помощь", Москва, 1992 г., Ассамблее "Здоровье населения Сибири", Новосибирск, 1994 г.

Публикации. Содержание диссертационной работы отражено в 72 печатных работах, в том числе в одной монографии, четырех государственных стандартах и 28 авторских свидетельствах на изобретения.

- в -

1. МЕТОДИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

Функция дыхания заключается в соответствующем потребности организма в конкретных условиях его жизнедеятельности снабжении тканей кислородом и выведении продукта энергетических процессов в них -углекислого rasa. Эта цель в норме достигается координированным действием вентиляции легких, внутрилегочного газообмена, транспорта газов кровью и газообменом между кровью и тканями. ИВЛ предназначается для замещения или усиления нарушенной первой фазы естественного дыхания и поэтому основана на взаимодействии технического средства и пациента.

Поскольку во время ИВЛ естественный механизм регуляции дыхания, стабилизирующий оптимальное содержание в артериальной крови кислорода, углекислого газа и величины рН, обычно нарушен, важнейшей задачей оператора аппарата является надлежащий выбор параметров вентиляции, в первую очередь ее интенсивности. В процессе ИВЛ на пациента, аппарат и оператора воздействуют окружающие условия, в том числе специфические условия работы, и техническая оснащенность мест применения этого важного метода лечения. В более широком смысле на них оказывают влияние и другие фактор«, например, уровень подготовки персонала, производственные возможности, условия эксплуатации, проверки и ремонта аппаратура и т.п. Поэтому разработка аппаратов ИВЛ как вида медицинской техники была основана на изучении, анализе и учете разнообразных взаимодействую!®« факторов, то есть на последовательном применении системного подхода [44].

Основным проявлением такого подхода является анализ системы, образованной пациентом, аппаратом ИВЛ, оператором и окружающей средой (рис. 1). Пример проявления системного подхода - обеспечение безопасности применения аппаратов ИВЛ, включающей функциональную безопасность, электробезопасность, безопасность применения сжатых газов и газовых смесей с повышенным содержанием кислорода и присутствием воспламеняющихся анестетиков ИЗ.

С другой стороны, необходимость разработки комплекса аппаратов для выполнения требований различных областей применения и учета взаимодействия аппаратов ИВЛ с другими видами медицинской техники придает системному подходу характер комплексного.

Будучи частью биотехнической системы, аппарат ИВЛ должен разрабатываться с учетом ряда биологических, физических и технических

Рис. 1. Схема взаимодействия аппарата ИВЛ, пациента и внешен среды

1 - привод-, 2 - генератор вдоха; 3 - генератор выдоха; 4 - распределительный механизм; 5 - разделительная емкость; 6 - дыхательный контур; 6.1 - увлажнитель-подогреватель; 6.2 - дыхательные шланги; 6.3 - присоединительные элементы; 7 - сигнализатор опасных ситуаций; 8 - средства измерения параметров ШЛ; 9 - обратная связь.

факторов [21, 263. Это вызывало необходимость "перевода" на понятный разработчикам язык понятий физиологии дыхания и медицинских методик, используя их математическое описание C1J.

Во время естественного вдоха газ заполняет легкие вследствие того, что дыхательная мускулатура увеличивает объем грудной полости и, следовательно, легких, внутри которых создается небольшое разрежение Р, причем:

P(t) - R-W(t).

где WCt) - объемная скорость поступления газа в легкие; в норме V(t) * Vfaax-sinftót); R - коэффициент сопротивления дыхательных путей. В процессе обычного выдоха легкие воввращаются к исходному равновесному состоянию, и разрежение сменяется в них столь же малым давлением со схожей формой изменения.

Во время ИВЛ для введения в легкие объема газа в них должно быть создано давление, достаточное для преодоления упругости легких и грудной клетки, величина которого в доступной для измерения точке

дыхательного контура (в дальнейшем - давление "во рту") Рр должно превышать внутрилегочное на падение давления на сопротивлении дыхательных путей, то есть:

^вд

Pp(t) = - Г W(t) dt + R-W(t) ,

с oJ

где С - динамическая растяжимость легких и грудной клетки, t-цц - длительность вдувания rasa в легкие. Выдох происходит под действием накопленной в легких энергии, внутрилегочное давление снижается экспоненциально. На рис. 2 графически сопоставлены характеристики самостоятельной и искусственной вентиляции, рассчитанные нами по приведенным формулам для одного и того же режима вентиляции и идентичных характеристик легких 17, 261.

».я/с

0 2 -1 J TI ' Та

Рл, кПа 21 О

W

1

t.C О

Рл

t,c о

Г .

( т.

t.C

t,C

Рис. 2. Сравнение характеристик самостоятельной вентиляции (слева) и ИВЛ. Сверху вшге: скорость движения газа, давление в легких, давление "во рту", дыхательный объем.

Совокупная растяжимость органов дыхания С имеет две составляющие: 111 ДУ

Т я + ' причем ~ЙР" '

где ДУ - изменение внутрилегочного объема,

ДР - соответствующее изменение внутрилегочного давления, индексы "л" и "г" обозначают легкие и грудную клетку. Растяжимость сильно зависит от возраста, массы тела пациента, наличия легочной патологии. Обобщение литературных данных [73 показало, что С находится в пределах от 0,03 до 1 л/кПа; в диапазоне обычных дыхательных объемов и длительности ИВЛ до нескольких часов растяжимость данного пациента может считаться постоянной.

Течение газа в разных участках дыхательных путей имеет различный - ламинарный и турбулентный характер [53, что объясняет используемое в фивиологии дыхания отношение между перепадом давления на дыхательных путях ДРд и объемной скоростью W движения газа через них:

ДРд - kiW + k2Wz ,

где ki и кг - эмпирически подобранные коэффициенты.

Нами было показано [73, что для расчетов, приведенных в следующем разделе, применимо более простое выражение:

ДРд = R-Wn,

где R - коэффициент сопротивления дыхательных путей, п - показатель, находящийся в пределах 1,15 * 1,3. Значения R также сильно зависят от индивидуальных особенностей пациента и имеют диапазон от 0,2 до 20 кПа-с/л.

Величинами R и С удобно характеризовать и ряд параметров системы, включающей пациента и аппарат ИВЛ. Например, степень ее герметичности удобно выразить сопротивлением утечки, причем нами было обнаружено, что при этом в последней формуле п » 1.

Хорошо видные на рис. 2 резкие отличия по знаку и величине внутрилегочного давления при ИВЛ вызывают необходимость специальных мер [2, 253 для нейтрализации его отрицательного воздействия на кровообращение - снижения дыхательного объема с увеличением частоты вентиляции, уменьшения относительной длительности вдоха, снижения сопротивления линии выдоха и применения активного выдоха с созданием в легких во время этой фазы разрежения до 1,5 кПа и т.п.

1. Классификация по назначения и месту применения

(ЙТИР - интенсивная терапия и реанимация)

2. Классификация по техническим признакам:

Рис. 3. Классификация аппаратов ИВЛ

Тесное переплетение технических и медицинских требований к аппаратам ИВЛ и неоднозначное их понимание привели к необходимости разработки и стандартизации терминологии. Эта работа [73, закончилась утверждением стандарта [103, включающего свыше 100 терминов и определений.

Создание терминологии и, особенно, практика проектирования и эксплуатации обосновали предложенную классификацию аппаратов ИВЛ по медицинскому назначению и месту применения. Стандартизованная [93 основная классификация (рис. 3) дополнена делением аппаратов по виду привода и управлению, а выделение групп сложности позволило нормативно закрепить основные количественные требования к аппаратам, предназначенным для лечебных учреждений различного профиля и мощности.

С той же целью и для выявления минимально необходимой номенклатуры аппаратов и их основных характеристик, надлежащего планирования разработок и выбора оптимальных технических решений периодически рассматривались проблемы и тенденции развития аппаратов ИВЛ [2-4, 29, 31, 34, 43]. Наиболее систематично эти вопросы были решены в разработанном и утвержденном документе - "Типаж наркозно-дыха-гельной аппаратуры на 1986 - 1995 гг." С123, который установил перечень необходимых изделий с указанием назначения, области применения, потребности, основных технических характеристик, сроков разработки и организаций - разработчиков. Определены изделия, подлежащие снятию с производства, разработке и освоению. В части аппаратов ИВЛ Типаж включает 28 различных моделей, создание 12 новых и снятие с производства иести устаревших аппаратов.

2. МОДЕЛИРОВАНИЕ СИСТЕМЫ "АППАРАТ ИВЛ - ЛЕГКИЕ ПАЦИЕНТА"

Система "аппарат ИВЛ - легкие пациента" характеризуется рядом параметров аппарата и органов дыхания, а также некоторыми общими свойствами, например степенью герметичности дыхательного контура. Они определяют важные для оператора свойства системы - стабильность поддержания заданного режима работы при различных возмущающих воздействиях и удобство настройки аппарата на этот режим [183, количественная оценка которых была одной из целей физического и математического моделирования происходящих в системе процессов [73.

На основе аналогии между физическими явлениями в< электрических и пневматических Цепях предложена {'П электрическая модель системы (рис. 4), позволившая глубже понять происходящие в ней процессы и использовать некоторые приемы теоретической электротехники.

Рис. 4. Электрическая модель системы "аппарат ИВЛ - пациент"

ГВ - генератор вдоха, ПЕР - переключатель фаз дыхательного цикла, Квн - внутреннее сопротивление генератора вдоха, Рмакс - максимальное давление генератора вдоха,

- сопротивление, включая регулировочное, линии вдоха,

Кг - сопротивление, отражающее утечку иэ дыхательного контура,

Ивщ - сопротивление линии выдоха,

Рп - сопротивление дыхательных путей пациента,

Сп - растяжимость легких пациента,

Са - внутренняя растяжимость аппарата ИВЛ,

- инерционные свойства легких.

Акт вдоха. По аналогии с электротехникой аппарат и его соединение с пациентом целесообразно характеризовать эквивалентными параметрами - внутренним сопротивлением 1?а и максимальным давлением Рэ:

о + ввн) „ „ Рмакс- .„V

" й +1?2 + яви (1) и Рэ ""йгп^ГП^Г •••(2)

(обозначения приведены на рис. 4).

Система уравнений, описывающих зависимость скорости V/ вдувания гава в легкие от параметров системы, приводит к выражению:

г|2ц нш

Т1-Т2 + (Т1 + т2 + + V - О , ... (3)

где Т1 - СаКэ и Тг - СПРП,

с решением:

Рэ [ехрОг^) - ехр(г2*-)]

где Г1.г =

Т^п (Г1 - г2)

- * - 4Т2 <

2Г2

Здесь Х\ и Тг - соответственно коэффициенты перед первой и второй производной от И в уравнении (3).

Желательное для последующих расчетов упрощение этого решения получено, считая Са = О, поскольку обычно Са < Сп. Проверка показала, что влияние этого допущения на величину V? не превышает 4 % 17}. Тогда выражение (3) сводится к уравнению первого порядка: а« V

(Л Сп(1?э + Кп)

Рэ г I

= О

с решением: « . ^ «р[- • ...(*)

Отсюда определены искомые характеристики вдоха:

дыхательный объем: Уп = РэСп (1 - ехрГ- ^-—-1}, ... (5)

Сп(кэ + Кп)

давление "во рту»: Ра - Рэ <1 - ехр[ - 5^™]) '''(6)

Значение давления в легких получается из (5) делением его на Сп.

Акт вздоха. Характеристики наиболее распространенного пассивного выдоха имеют вид:

скорость движения газа: V - " ^Д^ «р[- Сп(кД Квыд)1 '

дыхательный объем: Уп - Увд ехр[- С[1(Кп + Квцд)3 1

давление в легких и "во рту" легко определяются из последних выражений, поскольку

Рп = Уп/Сп , а Ра - Явил V.

В данных формулах РВд и УВд - соответственно давление и дыхательный объем в конце вдоха, остальные обозначения - по рис. 4.

Для организации переключения фаз дыжательного цикла ив доступных для измерения изменяющихся во времени параметров нужно выбрать один - "определяющий" (П), дать оператору возможность задавать его значения и ввести в состав аппарата механизм для необходимой коммутации гавовых потоков вследствие достижения определяющим параметром заданного значения (см. переключатель на рис. 4). Этот параметр поддерживается постоянным, несмотря на воздействие любых факторов, и устанавливается оператором независимо. Поэтому П = Const и может принимать значения Va, t^, W или Ра для переключения со вдоха на выдох соответственно по поданному объему, длительности вдоха, скорости вдувания или давлению "во рту". Для двух последних случаев использованы соответственно выражения (6) и (4), для переключения по длительности вдоха - найденное из формулы (5) выражение:

tea - " Cn(R3 + Rn) ln(l - = Const, ... (7),

а для переключения по заданному объему формула:

- + РзСп - -fj ехр£- -Const- •• (8)

Для переключения с выдоха на вдох при управляемой ИВЛ в качестве определяющего параметра используется только длительность выдоха:

tsim = - Cn(Rn + Ra) In rr11 = Const.

*вд

Математическая модель использована нами для количественного сравнения стабильности аппаратов ИВЛ с различными способами переключения со вдоха на ввдох [18] по следующей методике:

- аппаратам присвоены одинаковые характеристики генератора вдоха: РМакс = Ю кПа, Rs = 10 кПа-с/л;

- принят одинаковый начальный режим работы: установленный дыхательный объем Vn = 0,67 л, частота вентиляции f = 16,7 1/мин, минутная вентиляция WM = 11,2 л/мин, отношение длительностей вдоха и выдоха Ti/Te =1:2, длительность вдоха Те = 1,2 с;

- по формулам (5), (1) и (2) рассчитаны нужные для осуществления этого режима значения Ri = 6,1 кПа-с/л, затем Рэ и R3,

- для пяти типичных сочетаний характеристик системы "аппарат -пациент" определены значения дыхательного объема, частоты вентиля-

ции и минутной вентиляции с использованием формул (7), (8), (б), принимая во внимание, что сопротивление утечки снижает сопротивление линии выдоха и параметры эквивалентной схемы Рэ и !?э.

Предложенный критерий оценки - суммарное для данного вида переключения отклонение абсолютных значений Уп, Г и от установленных - выявил заметное преимущество переключения по объему (42 %) по сравнению с переключением по времени (69 %) и значительно худшую стабильность в случае переключения на выдох по давлению (329 %). Корректность математической модели, этой методики и принятых допущений о линейном характере всех сопротивлений и возможности не учитывать инерционные свойства легких были подтверждены результатами технических испытаний аппаратов ИВЛ с различными методами переключения со вдоха на выдох, поочередно подключаемых к модели легких с последовательно изменяемыми значениями Сп, Кп и (?у С73.

Другой пример использования математической модели процесса ИВЛ - выявление роли задержки на вдохе Ш, медицинская оценка которой достаточно противоречива. Была рассмотрена модель легких, включающая две параллельные части с различными значениями растяжимости и сопротивления, и сопоставлены значения дыхательных объемов, попавших в легкие в двух разных режимах ИВЛ, которые, обеспечивая одну и ту же минутную вентиляцию модели в целом, отличаются отсутствием или наличием на вдохе задержки величиной 0,3 с.

Физическая сущность задержки - выравнивание давлений на входе в части легких с различными характеристиками, которое происходит по экспоненциальному закону с постоянной времени:

* - № ♦ яг) .

"1 + Со

Выравнивание давлений может завершиться только тогда, когда длительность паузы не менее чем втрое превышает величину этой постоянной времени. Расчет для часто встречающихся значений Кг, С1 и Ог Дал следующие результаты:

- если физические характеристики (К и С) или даже их произведения для различных частей легких одинаковы, то введение паузы бесцельно, поскольку давления в них в любой момент времени равны;

- когда постоянные времени частей легких не равны, различны и давления, и объемы в них; во время паузы давления начинают сравниваться, но чаще всего это выравнивание не успевает завершиться. Более того, если растяжимости частей не одинаковы, то выравнивание

давлений усугубляет неравенство объемов и вентиляций этих частей;

- паува эффективна только в случаях чисто обструктивной легочной патологии (неравенство сопротивлений при равенстве растяжи-мостей частей легких).

3. ОПТИМИЗАЦИЯ СХЕМНЫХ И КОНСТРУКТИВНЫХ РШЕНИЙ АППАРАТОВ ИВЛ

При выборе схемных и конструктивных решений, обеспечивающих выполнение медико-технических требований оптимальным образом, были выявлены тенденции развития аппаратов ИВЛ 12, 3, 29, 31, 31, 34, 433, сводящиеся, в основном, к следующему:

1. Принципы проведения ИВЛ кардинально не изменяются, но заметно некоторое увеличение диапазонов установки параметров, а также постепенное расширение набора частных методик, особенно связанных с комбинированием самостоятельной и искусственной вентиляции.

2. В зарубежных моделях для длительной ИВЛ преобладает пневмо-питание от внешних источников сжатых газов в сочетании с электронным управлением. Последнее выполняет все большее число разнообразных сервисных функций и расширяет возможности введения внутренних для аппарата обратных связей, стабилизирующих установленный режим ИВЛ при различных возмущающих воздействиях.

3. Расширяется перечень измеряемых и контролируемых параметров, вычисляются некоторые физиологические показатели, вводится самотестирование аппаратов и элементы их технической диагностики.

4. Стало обязательным обеспечение устойчивости дыхательного контура аппаратов к стерилизации, прежде всего к автоклавированию.

5. Отечественные особенности эксплуатации по-прежнему требуют встраивать источник сжатого воэдуха в аппараты для длительной ИВЛ и испольвовать сжатый кислород только для обогащения вдыхаемого газа.

Анализ схем и конструкций зарубежных аппаратов и опыт собственных разработок позволили выявить характерные схемные приемы £1, 3, 63, рекомендовать ряд рациональных и оригинальных технических решений для основных областей применения ИВЛ. Типовые схемы, конкретизирующие общую структурную схему (рис. 1), приведены на рис. 5.

Для аппаратов для скорой помощи типична схема (рис. ба) со стабилизированным пневмопитанием, генератором вдоха в виде инжектора и коммутацией дыхательного газа самодействующим нереверсивным клапаном, один из вариантов конструкции которого защищен авторским сви-

а

® 1«

• ~ 2

й

ш

14 5 II

И

1 - пациент; дитель;

?ат'ель пневмопитания

Рис. 5. Структурные схемы аппаратов ИВЛ 2 - нереверсивный клапан; 3 -„инжектор; 4 - расп;

. Г»« Л ттх ? С 1, ПГЧПА ■ __ггл1

•ель; & - дроссель; 6 - блок управления; 7 - стабилизатор перепа давления; 8 - обратный клапан; 9 - компрессор; 10 - элёктродви ■ель; 11 - блок формирования состава смеси; 12 - стабилизато

,,,^'вмопитания: 13 - ограничг----- ------------ -------------------

кость; 15 -„мех: 16 - реле редуктор; 19 - подвижной шар:

читель хо:

детельством [503. Особенность схемы - прерывание пневмопитания во время выдоха; управление может обеспечиваться пневматическими или электронными устройствами. Такие решения реализованы нами в аппарате "Кокчетав" и обеспечили его автономность и портативность.

Применение аппаратов во время ингаляционного наркоза требует включения в схему (рис. 56) разделительной емкости, обеспечивающей получение реверсивного дыхательного контура, переключение на выдох по объему путем ограничения хода меха и включения в схему датчиков его начального и конечного положений. В сочетании с пневматическим управлением такая схема реализована в модели РД-4, а с электронным - в аппарате "Спирон-305" оригинальной конструкции [723.

Сравнительно малый расход rasa в аппаратах для детей делает выгодным использовать "проточную" схему (рис. 5в) с установкой управляемого клапана только в линии выдоха. Закрытое положение клапана обеспечивает вдувание гава в легкие пациента, а открытое - выдох. Такое решение позволяет доэировать и ивмерять скорость вдувания простыми способами, а наличие потока rasa во время выдоха дает возможность бев значительного усложнения схемы и конструкции устанавливать положительное давление на выдохе и обеспечить самостоятельное дыхание черев аппарат ИВЛ на фоне постоянного положительного давления. Такая схема реализована в модели "Спирон-412".

В рассмотренных выше схемах источник вдуваемого в легкие rasa нами предложено классифицировать как генератор постоянного потока [273. Примером альтернативного решения - использования генератора вдоха переменного потока - может служить аппарат для новорожденных "Вита-1" (рис. 5г). Особенность такого генератора вдоха - возможность непосредственно задавать все временные характеристики дыхательного цикла, что существенно упрощает коммутацию газа в дыхательном контуре. Для точного измерения малых объемов нами предложено использовать спирометр с полуавтоматическим устройством для его включения. Эти технические решения признаны изобретением [53].

С целью расширения функциональных воаможностей должны использоваться более сложные схемы. Во всех аппаратах типа РО применена схема (рис. 5д), с разделительной емкостью, включающей два концентрически расположенных меха. Такая защищенная авторским свидетельством С463 конструкция дополнительно к перечисленным выше достоинствам разделительной емкости позволила согласовать нагрузочные характеристики дыхательного контура с характеристиками генератора вдоха, выполненного в виде многоступенчатого центробежного компрессора низкого давления, испольвовать второй мех для получения активного выдоха или для увеличения дыхательного объема.

В этих же аппаратах была реализована изобретенное устройство [55] для регулирования минутной вентиляции с установкой различных отношений длительностей вдоха и выдоха. Высокая надежность моделей РО-5 и РО-6 была обеспечена кинематической схемой, оригинальность которой подтверждена авторским свидетельством [523. С целью профилактики легочных осложнений при длительной ИВЛ применена также признанная изобретением конструкция (513, Для реализации вспомогательной ИВЛ, во время которой работа аппарата синхронизируется дыхательными усилиями пациента, были использованы два конструктивных

решения, признанные изобретениями [47, 503.

По мере расширения медицинских требований проявились такие недостатки схем с разделительной емкостью, как невозможность начать вдувание газа в легкие до заполнения меха, инерционность переключения фаз дыхательного цикла, значительные потери мощности. Поэтому для аппаратов с более широкими функциями целесообразна схема (рис. 5е) с генератором вдоха, непосредственно включенным в дыхательный контур. Такая схема в сочетании с блочно-модульной конструкцией использована. в новом поколении аппаратов ИВЛ "Спирон", где в виде унифицированных модулей выполнены такие функциональные увлы, как генератор вдоха, блок пациента, блок управления, тележка и др.

Однако в подобных аппаратах требуется более высоконапорный генератор вдоха, примером которого может служить безмасляный объемный компрессор с несколькими рабочими камерами по авторскому свидетельству [613. Независимость потока газа от противодавления здесь обеспечивается автоматическим стабилизатором перепада давления на дросселе-регуляторе скорости вдувания. Конструктивное решение стабилизатора защищено авторским свидетельством [623.

В схемах аппаратов ИВЛ применяются вспомогательные узлы и блоки, например блок подачи кислорода или наркотизирующих смесей, увлажнитель-нагреватель вдыхаемого газа, различные мониторные устройства, в которых также используются конструктивные решения, признанные изобретениями [63, 65, 68, 713.

Подробно указанные схемы рассмотрены в [13-16, 19, 25, 28, 333.

Одной из наиболее важных задач при создании нового аппарата является расчет и конструирование генератора вдоха . Предложенная методика [273 позволяет рассчитать, исходя из медико-технических требований к аппарату, необходимые характеристики генератора вдоха, выполненного в виде компрессора. Его производительность 0 при противодавлении Р приближенно описывается выражением:

где Омакс и Рмакс " максимальная производительность и максимальное давление генератора вдоха, причем 0 < Р < Рмакс-Задаваемые значения максимальной минутной вентиляции WMaKC, отношения длительностей вдоха и выдоха Ti/Te, а также максимального давления в дыхательном контуре РЛр позволяют определить на нагрузочной характеристике генератора одну точку с координатами:

- '¿г -

Qi • wMaKC + i), и Pi = pnp.

В этих расчетах важное качество аппарата ИВЛ - сохранение заданной скорости вдувания rasa Q при изменении противодавления Р предложено ГЛ количественно характеризовать внутренним сопротивлением генератора вдоха REH:

Rbh = ÜPMQ.

Для повышения стабильности регулировать производительность генератора вдоха выгоднее последовательно включенным с ним регулируемым дросселем, а максимальные параметры генератора вдоха определяются следующим образом:

Омакс = Qi + рлр и Рмакс = Pi + Rbh'Qi-«вн

Отсюда, с некоторым приближением, определяется максимальная "пневматическая" мощность генератора вдоха:

^макс = 0,25 Рмакс'Омакс-

Для расчета необходимой мощности электропривода требуется оценить потери мощности в типовых узлах аппаратов. С этой целью была разработана методика и экспериментально определены потери мощности в типовых узлах аппаратов со структурными схемами по рис. Бб, 5г и 5д [303. Методика включает регистрацию в течение дыхательного цикла мощности на входе и выходе этих типовых узлов, а выходная мощность электродвигателей определяется по предварительно снятым зависимостям потребляемого тока от развиваемой мощности.

Выло показано [73, что КПД аппаратов с такими схемами не превышает 2 t вследствие неоднократного преобразования энергии, ее рассеяния на дросселях, отсутствия оптимизации конструкции ряда узлов по КПД. Повышение КПД и связанное с этим снижение размеров и массы аппаратов может быть, в частности, достигнуто параметрическим построением генератора вдоха, развивающего на каждом режиме работы те потоки и давления газа, которые необходимы пациенту, а также исключением из структурной схемы узлов с низким КПД, например центробежных компрессоров, разделительных емкостей с нагруженным весом мехом, различных лневмосопротивлений.

4. ИССЛЕДОВАНИЕ ОСОБЕННОСТЕЙ АППАРАТОВ ВЫСОКОЧАСТОТНОЙ ИВЛ

Теоретическая вадача высокочастотной (ВЧ) ИВД - снизить вредное воздействие повышенного внутрилегочного давления путем получения необходимой минутной вентиляции комбинацией сниженного дыхательного объема и резко повышенной частоты вентиляции. Так как и во время "обычной" ИВЛ в зависимости от возраста и состояния пациента частоту вентиляции устанавливают в широких пределах, предложено [53 систематизировать методы ИВЛ в полном диапазоне частоты с учетом отношения дыхательного объема У? к объему анатомического мертвого пространства Уо - см. табл. 3.

Таблица 1

Классификация методов ИВЛ по частоте вентиляции и отношению дыхательного объема к объему мертвого пространства

Наименование метода ИВЛ Частота, 1/мин УТ/У0

1. Диффузионно-апнойная 0 + 1 СО

2. Низкочастотная 1 + 10 >> 1

3. "Обычная" 10 + 60 > 1

4. Объемная ВЧ ИВЛ 60 + 120 1 + 1,3

5. Инжекционная ВЧ ИВЛ 120 + 400 - 1

6. Осцилляторная ВЧ ИВЛ св. 400 < 1

Границы частотного диапазона не должны рассматриваться как жестко установленные. Табл. 1 показывает, что во время ВЧ ИВЛ дыхательный объем равен"или меньше объема мертвого пространства, что требует пересмотра классических представлений о первостепенной важности обеспечения должной альвеолярной минутной вентиляции.

Первой начала применяться объемная ВЧ ИВЛ, отличающаяся от обычного метода только повышением частоты вентиляции и снижением дыхательного объема без изменения конструкции аппарата и его подключения к пациенту. При этом значительная и трудно контролируемая часть установленного дыхательного объема V? бесполезно затрачивается на вентиляцию внутренней растяжимости аппарата и его мертвого пространства Уо. Поэтому дыхательный объем Уф, действительно вентилирующий легкие, значительно снижается и решен

7* = Утстгс; -

где Сп и Са - соответственно растяжимость легких и аппарата.

Расчет показал, что во время объемной ВЧ ИВЛ аппаратом РО-6 дыхательный объем снижается на 21 %, тогда как при инжекционной ВЧ ИВЛ специальным аппаратом ВЧ ИВЛ "Спирон-601" - только на 2 %. Другое проявление внутренней растяжимости аппарата - демпфирование фронтов пневматических импульсов, искажающее установленное отношение длительностей вдоха и выдоха.

Некоторые исследователи объясняют положительные особенности ВЧ ИВЛ интенсивным перемешиванием газа в дыхательных путях, возникающим в случае установки инжектора - генератора вдоха непосредственно на входе в них, или даже воздействием звука работы инжектора. Поэтому целесообразность объемной ВЧ ИВЛ вызывает сомнения, и нами в аппарате "Спирон-601" реализован инжекционный способ ее проведения, что одновременно позволило снизить внутреннюю растяжимость и мертвое пространство аппарата.

Резкое уменьшение длительности выдоха при любом способе ВЧ ИВЛ не позволяет внутрилегочному давлению Рл, выражаемому формулой:

уменьшиться, как при "обычной" ИВЛ, до нуля. Степень завершения экспоненциального снижения давления зависит от растяжимости легких пациента Сл и сопротивления его дыхательных путей Нп» которые могут изменяться в широких пределах. Поэтому произведение этих характеристик, то есть постоянная времени органов дыхания, в зависимости от антропометрических особенностей пациента и наличия определенной патологии варьирует в пределах, по крайней мере, 0,01 + 3 с.

По этим данным и формуле (9) было показано [53, что уже при частоте вентиляции выше 100 1/мин и обычном значении Т1/Те = 1:2 практически при любой встречающейся комбинации Сп и (?п длительности выдоха не хватает для полного снижения внутрилегочного давления. Возникает парадоксальная ситуация: ВЧ ИВЛ, задуманная как средство снижения давления в легких, по указанной причине приводит к его росту, и становится трудно распознать, вызваны ли медицинские эффекты ВЧ ИВЛ собственно высокой частотой или положительным давлением конца выдоха (ПДКВ). Задача осложняется еще и тем, что в медицинской практике легко измерить величину ПДКВ "во рту", но не в условном внутрилегочном пространстве.

. (9)

Для расчета величины ПДКВ в легких и числа дыхательных циклов, черев которое после начала ВЧ ИВЛ это давление принимает установившееся значение, характеристики генератора вдоха приняты такими, что при возникновении ПДКВ скорость вдувания газа не снижается. Тогда:

Реп = (Рш + Реп-i) ехр(- ) ,

где Ре - давление в легких в конце выдоха,

Pl - перепад давления, вызванный введением дыхательного объема, Те - длительность выдоха,

индексы п и п-1 обозначают текущий и предыдущий дыхательные циклы.

Рекурентное применение данной формулы позволило рассчитать конечное значение ЦЦКВ и число дыхательных циклов,, за которое после включения ВЧ ИВЛ оно принимает установившееся значение (табл. 2).

Таблица 2

ПДКВ в X от Р1 (числитель) и число циклов п, за которое оно принимает установившееся значение (знаменатель)

Посто- ЦЦКВ и п для значений Те, с, и частоты, 1/мин:

янная

времени 0,05 0,075 0,1- 0,2 0,3 0,4 0,6 1,0

CnRn< с (400) (267) (200) (100) (67) (50) (33) (20)

' 0,05 581/6 29/4 16/3 2/2 0,3/1

0,10 153/12 89/7 58/5 16/3 5/2 2/2 0,3/1

0,15 246/11 151/8 104/6 36/4 16/3 7,5/3 2/2

0,20 335/12 209/8 149/7 58/5 29/4 16/3 5/2 1/1

0,30 524/18 338/13 244 10 104/6 58/5 36/4 16/3 4/2

0,40 461/16 338/13 149/7 89/7 58/5 29/4 9/3

0..60 524/18 244/10 149/7 104/6 58/5 23/4

0,80 338/13 216/1 149/7 89/7 40/5

1,00 429/15 280/13 195/8 121/8 58/5

У взрослых пациентов без легочной патологии типичное значение постоянной времени составляет 0,1 * 0,2 с, следовательно заметное ПДКВ появляется уже при частоте вентиляции свыше 100 1/мин.

Поскольку в определенных клинических ситуациях повышенное ПДКВ может быть нежелательным, в аппарате ВЧ ИВЛ "Спирон-601" реализован признанный изобретением [70] новый способ вентиляции, отличающийся автоматическим чередованием интервалов ВЧ ИВЛ с паузами, во время которых пациент может дышать через аппарат самостоятельно. Пауза

длительностью 1-2 с обеспечивает полное снижение внутрилегочного давления, и такой режим равносилен "обычной" ИВЛ с модуляцией вводимого газа высокочастотными колебаниями давления. Когда оператор устанавливает более длительную паузу, создается периодическая ВЧ ИВЛ, применяемая для отучения пациента от аппарата ИВЛ.

Другая черта ВЧ ИВЛ - изменение информативности измерения ее параметров. Оценка частоты вентиляции не вызывает затруднений, поскольку она обычно точно задается блоком управления и не подвержена влиянию никаких характеристик системы "аппарат - легкие пациента". Некоторое отклонение действительного, "пневматического" отношения Т1/ТЕ от параметров управляющего электрического сигнала объясняется затяжкой падения рабочего давления в линии, соединяющей инжектор с распределительным механизмом. Оценка же привычного измерения давлений конца вдоха и конца выдоха имеет вначительные особенности:

- И8-за больших скоростей движения газа значения этих давлений, измеренные "во рту", настолько отличаются от таковых внутри легких, что могут ввести оператора в заблуждение; это в особенности касается ЦЦКВ, измеренное значение которого может отличаться от внутрилегочного в несколько раз (см. рис. 6),

- полоса пропускания средства измерения давления должна иметь пределы 0 + 30 Гц.

Теоретическое рассмотрение и экспериментальные данные (рис. 6) подтвердили, что для ВЧ ИВЛ измерение среднего интегрального давления дыхательного цикла представляет большую информационную ценность, чем для "обычной" ИВЛ, поскольку оно при прочих равных условиях не зависит от частоты ИВЛ, а значение этого давления, измеренное в доступной то^ке дыхательного контура ("во рту"), достаточно близко к внутрилегочному среднему давлению. Измерить значение этого параметра легко как пневматическими, так и электронными методами обработки сигнала текущего значения давления.

Применение традиционных средств измерения дыхательного объема и минутной вентиляции невозможно, когда ВЧ ИВЛ осуществляется через неплотно расположенный в трахее или главном бронхе катетер. Во время хирургических вмешательств на верхних дыхательных путях место выдоха недоступно для подключения каких-либо средств измерения. Если аппарат ВЧ ИВЛ подключают к пациенту черев трахеальную трубку, а в инжекторе предусмотрено разделение подсасываемого и выдыхаемого газа, как это сделано в модели "Спирон-601", то измерение объемных показателей возможно, но требует применения приборов с соответству-

ющими динамическими характеристиками. Результаты таких измерений имеют гораздо меньшую информационную ценность, чем при "обычной" ИВЛ, поскольку упомянутые неясности биомеханики ВЧ ИВЛ и отсутствие статистических данных затрудняют их медицинскую интерпретацию.

Рис. 6. Измерение давления во время ВЧ ИЕЯ

Индексы "р" и "л" относятся соответственно к измерению давления "во рту" и внутри модели легких.

Выполнение генератора вдоха в виде инжектора требует подхода, несколько отличающегося от описанного в разд. 3. Расчет этого устройства хорошо известен, но данное применение предъявляет к нему специфические и противоречивые требования. Для расчета инжектора по заданным медицинским требованиям предложена графо-аналитическая методика [5). Его характеристика (рис. 7) строится в координатах "противодавление - производительность"; в первую очередь на ней наносят горизонтальную линию, отображающую расход кислорода через сопло инжектора. Точку максимального противодавления соединяют с рабочей зоной инжектора - областью, отражающей сочетание требуемой производительности инжектора с тиличвым противодавлением 1,5+2 кПа. Полученную характеристику продолжают до пересечения с осями координат и по полученным значениям максимальной производительности и давления рассчитывают размеры инжектора, а также определяют коэффициент инжекции и содержание кислорода во вдыхаемом газе.

Рис. 7. Характеристика инжектора как генератора вдоха

1 - сопло диаметром 1,2 мм, рабочее давление 0,3 МПа,

2 - сопло диаметром 0,8 мм, рабочее давление 0,3 МПа,

3 - сопло диаметром 1,2 мм, рабочее давление 0,1 МПа.

Было показано, что простейший способ снижения минутной вентиляции путем уменьшения давления на входе в инжектор вызывает неблагоприятные изменения его нагрузочной характеристики - значительно снижается максимальное давление, создаваемое инжектором, и происходит ненужное повышение концентрации кислорода во вдыхаемом газе (ср. линии 1 и 3 на рис. 7). Для устранения этих недостатков аппараты следует комплектовать набором инжекторов. Сравнение характеристик, изображенных линиями 1 и 2, показывает возможность регулирования этим способом минутную вентиляцию в широких пределах с сохранением требуемой концентрации кислорода. Такой метод определения характеристик инжектора - генератора вдоха вполне применим и для аппаратов "обычной" ИВЛ.

5. МЕТОДЫ ТЕХНИЧЕСКИХ ИСПЫТАНИЙ АППАРАТОВ ИВЛ

Технические испытания занимают важное место в исследованиях, разработке, официальной приемке, сертификации, производстве и эксплуатации аппаратов ИВЛ. Методы испытаний должны быть адекватны условиям применения, пригодны для заводской практики, должны соот-

ветствовать международным стандартам, и для испытаний нежелательно использовать специальные образцовые средства.

Разработка методов испытаний и специального оборудования для испытаний С36, 57, 583 сопровождала создание самих аппаратов ИВЛ. Определенную роль в решении этой задачи сыграла стандартизация номенклатуры показателей качества [113 и терминологии [103, где были установлены однозначные и соответствующие международной практике определения основных параметров и характеристик аппаратов ИВЛ. В наиболее полной форме методики технических испытаний были разработаны, согласованы с потребителем и утверждены в государственном стандарте [93, в котором также приведены требования к оборудованию для испытаний и допускаемые отклонения параметров аппаратов.

Из предложенных и ранее неоднозначных методик отметим:

- определение потери давления (пневматического сопротивления) в аппаратах или их узлах с применением постоянного потока воздуха разной величины в зависимости от назначения аппаратуры;

- определение степени герметичности аппаратов в целом и их узлов при стандартизованных значениях внутреннего давления;

- определение основных параметров ИВЛ, создаваемых аппаратом на стандартной нагрузке - модели легких с нормированными параметрами; •

- определение отношения Тх/Те в заводских условиях с помощью специального оборудования и более точно - по регистрации пневмота-хограммы или кривой изменения давления внутри модели легких (МЛ).

Это название получили устройства, характеристики которых должны достаточно стабильно и в необходимом диапазоне режимов ИВЛ адекватно имитировать физиологические характеристики пациентов разного возраста. Важное практическое значение имеют простота конструкции МЛ и удобство их использования в производстве.

Для проектирования МЛ разных типов были определены [7, 233 методики расчета и выполнен анализ соответствия их динамических характеристик параметрам органов дыхания человека. Корректность методики подтверждена экспериментальным определением периода свободных затухающих колебаний Ш трех различных типов.

Результаты исследований сведены в табл. 3, где кроме указанных использованы следующие обозначения:

Ро - атмосферное давление,

ДР - приращение давления в МЛ,

Уо - объем газа внутри МЛ при атмосферном давлении,

ЛУ - объем rasa (при атмосферном давлении), вводимый в МЛ, V - объем rasa в МЛ при давлении (Ро + АР), t время,

х - координата перемещения движущейся части МЛ,

Fa - эффективная площадь меха механической МЛ,

Мдр - масса, приведенная к координате х,

с - восстанавливающая сила,

Tz - постоянная времени вапаздывания МЛ,

Rm - внутреннее сопротивление МЛ,

RB - моделируемое сопротивление дыхательных путей,

Тж. Тв ~ удельный вес жидкости и воздуха,

п - показатель политропы.

В расчетах также использованы известные выражения: изотермическое сжатие/расширение газа Ро(Уо + ДУ) = У(Ро + ДР), растяжимость модели легких С = ДУ/ДР,

угловая частота свободных колебаний к = у с/МПр , частота свободных колебаний (в Гц) кх = к/2я,

период свободных затухающих колебаний: Тс = 2я(к2 - ч2)~1/2, коэффициент затухания: д = 0,5Т2к2.

Как видно из приведенных в табл. 3 данных, непостоянство растяжимости жидкостных МЛ и, особенно, низкое значение частоты свободных колебаний делает их неприемлимыми для исследований и любых официальных испытаний. Пневматические МЛ для стабилизации растяжимости требуют улучшения внутреннего теплообмена, а значительные размеры при имитации свойств легких взрослых делает эти модели неудобными для заводской практики. Механические МЛ по своим динамическим характеристикам адекватны органам дыхания человека, имеют малые размеры и массу и наиболее пригодны для проверок аппаратов ИВЛ в производственных условиях.

В МЛ любого типа моделирование сопротивления дыхательных путей выполняется одним и тем же способом - путем подключения пневматических сопротивлений с нормированными характеристиками. Учитывая приведенные выше (стр. 11) экспериментальные данные, зависимость потери давления ДР от расхода газа через эти сопротивления следует линеаризировать. С этой целью сопротивления были выполнены в виде пакетов каналов, длина которых значительно превышает внутренний диаметр, или из пористых материалов.

Таблица 3

Характеристики моделей легких различного типа

Характеристика Жидкостная МЛ Механическая МЛ • Пневматическая МЛ

Устройство Зависимость ДР от конструкции Номиинальная растяжимость, Со Полная растяжимость МЛ, С Приведенная масса, Мпр Восстав, сила, с Частота свободных колебаний, к1 Пост, времени, Т2 Сообщающиеся сосуды разной площади и ?2 ЛР = rж(V - Уо) (1/Р1+ 1 /?г) Со = [ тж (1/Р1 + 1Д-2)]_1 Мех, нагруженный пружиной с жесткостью 2 ДР = (V - У0) г/?ъг С0 = р-д2/?. Жесткий сосуд внутренним объемом Уо и площадью Р Со = Уо/Ро (иэотермич. процесс)

С 2С0-Ду

/(РоСо + Уо)* + 4Со Ро-АУ - (Р0С0 + Ус) пРо процесс) МПр - • (Уо + т г с = Р2/С кг - 1 / Р08 2ЯН Тв

Тж ( Ра \ Мпр - ЪЬ + _ е 4 Рг ' с = тж Р2(1 + Рг/Ра) к . Л/±. 1 ~ гп 1 МПр = а-Мм + 0,5МП + Мд с = 2 1 / 2 к, .--/- 2Я Мпр

т2 = СоСИм + 1?в)

Данные для проверки: растяжимость, Оп, л/кНа сопротивление, РЕ, кПа-с/л Расчетное значение Тс, с Измеренные значения: период св. зат.кодеб. Тс> с част. св. колебаний к1, Гц Литературные данные: част. св. колебаний Ка, Гц 0,44 0,1 0,693 0,68? 1,4? 0,433 0,1 0,144 0,160 8,61 0,6 (Н = й = 400 мм) 0,1 0,009 (период св. колеб.) 109,7

к! = 8 - 10 Гц

6. ПРАКТИЧЕСКАЯ РЕАЛИЗАЦИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ ИССЛЕДОВАНИЙ

Научное обоснование методов проектирования аппаратов ИВЛ, соответствующих требованиям и возможностям лечебных учреждений различного профиля и мощности и позволяющих удовлетворить их спрос в условиях ограниченных производственных возможностей, осуществлялось по мере необходимости теоретического осмысления проблем, которые возникали в практике разработки, производства и применения новых моделей аппаратов.

Важной частью такой работы явился анализ состояния и перспектив развития аппаратов ИВЛ в стране и за рубежом 12, 3, 31, 34, 433. Определенный вклад в реализацию результатов исследований и разработок внесли публикации преимущественно описательного характера [6, 13, 15, 16, 19, 25, 28 , 29 , 32 , З^З.' Считалось также важным разработать рекомендации для расширения возможностей аппаратов, находящихся в эксплуатации [20, 413.

В наибольшей степени результаты исследований использованы в Лаборатории аппаратов ИВЛ НИИМП, где с 1959 г. при непосредственном участии или под руководством автора были разработаны и внедрены г производство и медицинскую практику 22 модели аппаратов ИВЛ и ряд видов сопутствующего оборудования. Публикации, разработанные нормативные документы [8 - 123 и научно-техническое сотрудничество оказали влияние на разработку аппаратов другими организациями [353.

Оригинальность схемных и конструктивных решений созданной аппаратуры подтверждена 28 полученными авторскими свидетельствами на изобретения.

Итоги практической реализации результатов исследований целесообразно показать на примере созданных аппаратов, которые по своей структуре, медицинской значимости и элементной базе следует разделить на два поколения (табл. 4):

В аппаратах первого поколения, разработанных в конце 60-х - начале 70-х гг. , были использованы следующие ревультатн исследований:

- переключение со вдоха на выдох вследствие подачи заданного дыхательного объема, придающее аппаратам наилучшую управляемость и стабильность при изменении физических характеристик нагрузки;

- регулирование с той же целью скорости вдувания газа дросселем, включенным последовательно с генератором вдоха;

да -

Таблица 4

Освоение производства аппаратов ИВЛ:

Основное назначение аппаратов (см. классификацию на рис. 3) Аппараты и их выпуск в 1970-1993 гг.: |

1-ое поколение 2-ое поколение

Тип Кол., шт. Тип Кол.,шт.

Интенсивная терапия у вз{ - группы сложности 1 и 2 - группа сложности 3 Интенсивная терапия у де1 - группы сложности 4 и 5 ОБЩЕЕ НАС ЮСМЫХ: Р0-5 Р0-6Р Р0-2 РО-З Р0-6-03 ей: Вита-1 ЗНАЧЕНИЕ: 5377 5845 6000 396 15540 10506 "Спирон-201" "Спирон-303" "Спирон-402" "Спирон-412" 709 60 387

Оживление новорожденных: - группа сложности 5 Скорая помощь: - группа сложности 3 - группы сложности 4 и 5 ИВЛ во врет наркоза: - с пневмоприводом - с электроприводом ИВЛ для частных методик: ШЕЦИАЛЬНС АДР-2 РД-4 Р0-6Н Р0-6Н-05 Э0Л-01 (для бро) Р0А-1(2) (с биоло управлен )Е НАЗНАЧЕ1 53862 480 5920 9814 1096 «оскопии) 8 пическим тем) 1ИЕ: "Спирон-501" АДР-1000 АДР-125 "Спирон-305" "Спирон-301" "Спирон-601" (для ВЧ ИВЛ) 6426 1200 930 85 30 620

Всего: 12 мод. 114844 10 мод., 10447

- согласование характеристик дыхательного контура и генератора вдоха путем применения разделительной емкости с двумя концентрично расположенными мехами;

- привод от встроенного компрессора низкого давления с автоматической компенсацией нарушенной подачи кислорода, что обеспечило независимость аппаратов от источников сжатых газов.

В этих аппаратах' впервые в стране реализованы режимы вспомогательной ИВЛ, периодического увеличения дыхательного объема, полное исключение взаимного влияние режима вентиляции и состава газовой смеси. С участием автора был выполнен цикл работ по автоматическому управлению аппаратом ИВЛ с использованием биологической обратной свяви [17, 24, 69]. Сущность этого метода - автоматическая стабилизация заданной альвеолярной концентрации углекислого rasa - моделирует естественный механизм регуляции дыхания, нарушенный у пациентов, которые нуждаются в ИВЛ. Результатом данных исследований явился выпуск малыми сериями аппаратов РОА-1 и TOA-2, до сего времени не имеющих аналогов на мировом рынке.

Совместно со специалистами- медиками проводился поиск новых методов ИВЛ - с применением синхронной злектростимуляции [48, 493, с вентиляцией двух легких в противофазе [603, с регулированием интенсивности вентиляции за счет дополнительного мертвого пространства [543, которые также были признаны изобретениями, а также отработаны способы увлажнения и подогрева вдыхаемого газа [21, 223 и обеззараживания аппаратов [39].

Освоение производства аппаратов первого поколения на НПО "Красногвардеец", г. Санкт-Петербург, потребовало обосновать и стандартизовать методы технических испытаний, широко использовать унификацию [423, участвовать в организации выпуска и применения ряда комплектующих изделий и нетрадиционных материалов, например электропроводящих полимеров.

Эти аппараты позволили широкому кругу медицинских специалистов понять и опробовать методику ИВЛ, а также создали без сколько-нибудь значительного импорта техническую базу становления в стране реанимации, интенсивной терапии и анестезиологии как самостоятельных медицинских направлений, что привело к резкому повышению эффективности лечения и реабилитации миллионов больных. Был создан определенный научный и производственный потенциал для дальнейшего развития данного важного вида медицинской техники.

Опыт применения аппаратов первого поколения выявил необходимость дальнейшего развития их схемно-конструкторских решений. Расширение показаний к применению ИВЛ обосновало требования к совершенствованию существующих и реализации новых режимов работы - ВЧ ИВЛ, периодической ИВЛ, управляемой ИВЛ с положительным давлением на выдохе, самостоятельного дыхания под повышенным давлением и т.п. Одновременно потребителем были повышены требования к диапазону ус-

тановки параметров вентиляции и обеспечению разборности дыхательного контура для очистки и стерилизации автоклавированием. '

Следствием качественного и количественного расширения требований явилась разработка и реализация в аппаратах второго поколения новых технических решений, основанных на приведенных выше теоретико-экспериментальных результатах:

- исключение разделительной емкости, организация переключения фаз дыхательного цикла по времени и изменение конструкции генератора вдоха позволили улучшить быстродействие смены фаз дыхательного цикла, относительно простыми способами реализовать новые режимы работы, увеличить КПД, расширить применение электроуправляемых исполнительных механизмов; '

- создание аппарата инжекционной ВЧ ИВЛ с применением нового прерывистого способа работы, оптимизацией характеристик инжекторов, исключением необходимости подачи сжатого воздуха и увлажнением и подогревом вдыхаемого газа путем воздействия только на подсасываемый инжектором окружающий воздух;

- использование внутренних обратных связей создало возможность дальнейшей стабилизации заданных характеристик работы аппарата при различных возмущающих воздействиях;

- широкое применение электроники и, в частности, микропроцессоров, позволило программно наращивать функциональные возможности аппаратов без значительного увеличения числа пневмомеханических узлов, повысить точность установки различных временных характеристик, не усложняя управление при резком расширении режимов и методов работы, получения и обработки различной информации;

- блочно-модульное исполнение аппаратуры дало возможность сохранить высокую степень унификации конструкций при расширении выпуска моделей, ориентированных на конкретную область применения.

В аппаратах второго поколения впервые в стране были предусмотрены режимы: периодическая ИВЛ, самостоятельное дыхание через аппарат с постоянной составляющей колебаний давления, гибкое ограничение давления вдоха, обеспечены встроенная сигнализация об опасных ситуациях и полная раэборность дыхательного контура. Имест* с трм, в аппаратах второго поколения были сохранены положительно оц^укчжне потребителем принципиальные особенности предыдущих моделей - использование в аппаратах длительного применения генераторов р.дочо постоянного потока, обеспечение работоспособности без подачи сжатых газов от внешних источников и т. д.

Перечисленные принципы были реализованы в аппаратах, которые, за исключением моделей с приводом вручную, имеют зарегистрированную торговую марку "Спирон" (табл. 4).

Все более широкое использование ИВЛ потребовало совершенствования и разработки с участием автора ряда дополнительных изделий и узлов, заметно влияющих на потребительские качества аппаратов: увлажнителей, сигнализаторов аварийных ситуаций, измерительных и мо-ниторных устройств [32, 34, 38, 40, 56, 57, 63, 64, 65, 683.

Помимо НПО "Красногвардеец", выпуск аппаратов ИВЛ второго поколения организован на конверсионном предприятии - ПО "Корпус", г. Саратов. Изложенные выше научные результаты оказали определенное влияние на разработку и освоение производства аппаратов ИВЛ другими организациями и предприятиями страны и явились основой создания в стране научной школы исследований и разработки данного одного из важнейших видов медицинской техники.

Проведенный цикл исследований также создал предпосылки для дальнейшего развития аппаратуры ИВЛ по следующим основным направлениям:

- обеспечение оптимального соответствия принципиальных схемных решений и набора характеристик назначению конкретной модели;

- резкое расширение применения средств измерения и мониторного контроля параметров ИВЛ и на этой основе все большая автоматизация работы аппаратуры с применением биологического управления, элементами технической и медицинской диагностики;

- всесторонняя оценка и применение схем с параметрическим регулированием скорости вдувания;

- дальнейшее расширение использования возможностей новых технологий и особенно электроники.

я а к л ю ч (•: н и к

Диссертация обобщает результаты длительном работы автора по решению важной научно-технической проблемы - созданию методов проектирования аппаратов ШП как специфического вида медицинской техники.

Основные результаты и выводы:

1. Аппараты ИВЛ исследованы как часть системы, включающей также пациента и оператора-врача и охарактеризованной рядом взаимосвязанных физиологических, медицинских, физических и технических показателей .

2. Сопоставление механики самостоятельной и искусственной вентиляции легких на основе технической интерпретации и анализа их особенностей выявило основное отличие ИВЛ - инверсию знака и резкий рост внутрилегочного давления - и показало необходимость и пути нейтрализации его побочных воздействий.

3. С учетом электрической аналогии предложена математическая модель системы "аппарат ИВЛ - пациент", описывающая изменение во времени скорости движения газа, дыхательного объема, давления внутри легких и на выходе аппарата в зависимости от параметров системы для фаз вдоха и выдоха, а также характеризующая различные способы переключения этих фаз.

4. Математическая модель использована для количественного сопоставления различных способов переключения со вдоха на выдох по критерию стабильности: заданного режима ИВЛ в условиях изменения характеристик системы. Выявлены значительные недостатки переключения по давлению и некоторое преимущество переключения по объему. Математическая модель позволила также показать низкую эффективность задержки на вдохе для равномерной вентиляции частей легких с различными физическими характеристиками.

5. Рекомендованы шесть типовых структурных схем аппаратов и ряд технических решений, оптимизирующих конструкцию аппаратов для различных областей применения ИВЛ с учетом тенденций развития данного вида медицинской техники.

6. Разработана методика расчета основных параметров (максимальная производительность, максимальное давление и др.) важнейшего функционального узла аппаратов - генератора вдоха при его выполнении в виде компрессора низкого давления или инжектора.

7. Предложена методика определения потерь мощности в функцио-налт-ных узлах аппаратов и измерены потери мощности в аппаратах, выполненных по трем типовым структурным схемам. Выявлены причины низкого, до 2 %, КПД аппаратов, что позволило оптимизировать по этому показателю аппараты ИВЛ второго поколения.

8. Показано, что основной особенностью высокочастотной ИВЛ является появление уже при частоте вентиляции 100 1/мин высокой постоянной составляющей внутрилегочного давление, трудно контролируемой в практических условиях. Для предотвращения возможных осложнений предложен признанный изобретением способ прерывистой ВЧ ИВЛ. Для оценки внутрилегочного давления рекомендовано измерять среднее интегральное давление дыхательного цикла.

9. Разработаны и стандартизованы методы технических испытаний аппаратов ИВЛ, обеспечивающие однозначность результатов и минимизирующие необходимое оборудование. Анализ статических и динамических характеристик основного оборудования для таких испытаний - моделей легких трех типов позволил определить методы их проектного расчета, установить наибольшую пригодность механических моделей и невозможность применения жидкостных моделей легких.

10. Предложена классификация аппаратов ИВЛ по медицинскому назначению и месту применения, набору характеристик и по техническим признакам: виду привода и исполнению управления. Разработана и стандартизована терминология аппаратов ИВЛ, включающая более 100 терминов и определений.

11. Результаты исследований реализованы в процессе разработки и внедрения в производство 11 моделей аппаратов ИВЛ первого поколения, в том числе 7 моделей аппаратов типа "РО", которые явились технической основой создания службы реанимации и интенсивной терапии, дальнейшего развития анестезиологии, службы скорой помощи и других направлений здравоохранения. Обобщение опыта применения этих аппаратов и дальнейшее применение результатов исследований позволили создать 10 моделей аппаратов ИВЛ второго поколения, основу которого составляют модели типа "Спирон", где реализованы новые медицинские методики; использована современная элементная база, значительно улучшены функциональные характеристики и безопасность, использован блочно - модульный принцип построения.

12. Выполненные исследования явились основой создания отечественной научной школы разработки аппаратов ИВЛ и оказали решающее влияние на повышение эффективности лечения миллионов больных.

Опубликованные работы по тепе диссертации

1. Бурлаков р. и., Гальперин Ю. Ш., Юревич R а Искусственная вентиляция легких - Л, Недипина. 1986. - 240 с.

2. Гальперин Ю. В. Направления разипия аппаратуры для искусственной вентиляции легких //Научный обзор. Недипинская техника. /ЕНИИ недимормапии. - а, -1966. - ЙШ. 2(5). - с. 3-15

3. Юревич Е а. Гальперин а Ш. современное состояние и перслекташ развитая аппаратов ИШ (обзор) /лшганедпрсн - а ■ 1979. - 54 с.

4. Гальперин Ю. Ш.. Юрешч Е а тенденции разипия технических решений аппаратов ивл (обзор) //ЦЕНТйнедпрои. - я. 19во. - бв с.

5. Гальперин ю. ш., кантор а с.. Перепелова А. в. и др. Шсокочастотпая ие/i Принпипы. методы, аппаратура //ишормприбор. обзорная информация. - а. 1988. -Нал. 5. - 38 с

6. Гальперин С. й. Аппарата искусственного дыхания //ВСЮ, изд. з, т. 9. - Со ветская зтиклопедия. - 19тэ. - а 422-425

7. Гальперин Ю. Ш. Теоретике-экспериментальные исследования аппаратов для искусственной вентиляции легких: Дисс. на сшскание ученой степени канд. техн. наук. - И . 1972. - 176 С.

3. ГОСТ 24264-80 (СТ СЭВ 1454-78) "Соедшения коиичеаше дыхательного конту ра аппаратов ингаляционного наркоза и искусственной вентилями легких. Конструкция и разнеры" //Госстандарт ОХР /Бурлаков Р. й., Гальперин в. ¡я., Трушин а. и. -Н., 1980. - ю с.

9. ГОСТ 18856-81 (сг СЗБ 2566-80) "Аппарата ингаляционного наркоза и искусс -твенвой вентиляции легких. Сбйме технические требования. Методы испытаний" //Госстандарт СССР /Ксаидрова С. Е.. Бурлаков Р. И.. Гальперин В. ш. и др. - а. 1981. - 31 с.

10. ГОСТ 17807-83 (СГ СЗВ 3929-82) "Аппарата ингаляционного наркоза и искусс-таенной вентиляции легких. Тегмиш и определения" //Госстандарт Ш3> /Гальперин ю. и. . Бурлаков р. и.. наксимога с. R и др. и, 1984. - зг с.

11. гест 4.3&9-85. "Система показателей качества продукции. Аппарата ингаляционного наркоза и искусственной вентиляции легких. Номенклатура показателей" //Госстандарт ОХР /Азаренок R а. Гальперин В. Ш., №лвш А. И. - а. 1986. 12 с.

12. Бурлаков р. и., Гальперин в и., трупин а. и. , ¡срешч в. а типах наркоз но-дыхателызой аппаратуры на 1986-1995 гт. - а, И жиж. - 1986. - 82 с.

13. Гальперин й ш., соне а К.. юрешч R а ношй отечественный аппарат для искусственного дыхания при наркозе //хирургия. - i960. - n 7. - с 139-142

14. Гальперин Ю. Ш. Сб аппаратуре искусственного дыхания при наркозе //Нед. промвшешюсть СССР. - 196!. - S 5. - С 34-36

15. Соне а К.. Гальперин Ю. Ш. Аппарат для искусственного дыхания ГС 62 //Тру ды института /нии мед. инстр. и обор. - а. 1963. шп. 1. - с 83 -91

16. соне а К. ■ Гальперин Ю. ш., Бардиер H. а Аппарат для искусствешсй вентиляции легких РО-1 //Нед промяшюшость ОХР. 1964. - M 10. - С 53-57

17. Белиловския а а. , Гальперин В. а. соме н. К. Анализ испстягтелиш средств биологического управления искусствепшм дыханием //Новости иед. техники, 'гита» института /вний нед. изстр. и o6of. - а. 1965. из. с. is iîj

18. Гальперин Ю, а Сравнительная характеристиа различных типов аппаратов для искусственной вм питании легких //Новости мед. техники, труды института. /ими нед. приборостр. - а. 1966. - иш. 1. с 14-27

19. Бурлаков Р. И.. Гальперин Ю. й.. Потрогали 1К>шй аппарат для искусствен ной вентиляции легких Рс-З //иед. ирсмдаленность шт. - 1966. N 4. - с 46 50

20. Юревич Е а. Гальперин Я Ш. Теоретическое и зкеперимепталыме обоснования

применения "взрослых" респираторов у детей. ЛТзо:паииг!1т;ущш хирургия и авсс тезиодогия. - 1967. - N б. с. 56 60

21. Гальперин К. а Сбогтсв и уишвение елыхп^ого газа пси искусственной вентапяпии легких //В кп. "Обоснование к кжвшчсское нпменепие некой аяиытуги в анестезиологии и реагинами" /вод ред. К. Г. Петровского. К . ■ Нсшшм. 1966. - С 87 93

22. Срешч Е И., Гальперин К. а Теоретические. экешрименталыме и клиничес ■ кие исследования увлажнения и обогрева вдыхаемого газа при искусственной Бенти-лядии легких //Актуальные вопросы акстсзислит-м и хирургии. /труды 1 МНИ им. Сеченова. шч. н.. 1960. - а 1Ъб-1&9

23. Гальперин В. И. Характеристики жидкостных моделей легких // Новости под приборостроения. Труды института. / шии нед. приборостр. ■ и, 1968. шп. 3. - с 79-86

24. Бурлаков Р. И.. Гальперин Ю. Е , Кадуба И И Об автоматическом управлении искусственной тапипяпией легких // Новости мед. приборостроения. Труды института. / ими мед. приборостр. - н., 1966. - шп. з. - а зз-за

25. Гальперип Ю. И.. Гошм а К. Респиратор ГО 5 - базовая модель аппарата для искусственной ветмлядии легких //Тан ае. - с. бо -бб

26. Гальперин Ю. Е Некоторые вопросы «изиологичносги аппаратов ИЕЛ /ДЮвости лед. приборостроения. Труда института, /шии мед. приборостр. - л, 1970. - йл. 2. - С. 64-72

27. Гальперин Ю. ТО. О методике выбора характеристик генератора вдоха аппаратов ИБП //Таи хе. - С 73-76

28. Гальперин Ш Ш.. Горлин И. К. Аппарат доя искусственной вентилями лепак го-5 //нед. тешка. - ¡970. - н 4. - а 34-39

29. Гальперин И а Направления совеишевствования аппаратуры ИЕЛ ва примере аппарата го-б //нед. техника - 1973. - 8 6. - с 28-31

30. Кантор не . Гальперин И.Е Методика расчета энергетических потерь в аппаратах искусственная вептияяши легких //Новости медицинской техники. /НИИ нед. приборостр. - а, 1974. - Вып. 2. С 39-42

31. Перельютр А. С Гальперин Ю. Е Основные проблемы построения современной варкозю-дыхатеяыюй аппаратуры // Б сб. Труды 1-го Всесоюзного съезда анестезиологов и реанинатологоа - Н.. 1976. - С 93-99

32. Гальперин Ю.Ш. (научи ред.). Аппараты ингаляционного наркоза и искусственной вептияяши легкий. Рекпамшй проспект //шлинедпром. - н. 1976. - 72 с.

33. Гальперин Ю. С.. ЮрегачВ-Л Комплет« технических средств для наркоза и искусственного дыхания //дшгимедпрон. - и. 1977. - 16 с.

34. Бурлаков Р. И.. Гальперин кх ш. и др. Аппаратура ингаляционного наркоза и искусственной вентиляции легких (доешхения и перспапиш) //нед. техника. -1977. - Я 5. - С. 32-37

35. Гальперин ю.Е. Исаев НЕ и др. Принципы построения удамшировавных аппаратов ИВ/1 с электроприводом //Новости нед. техники, /ЭМИ нед. приборостр. -Н. 197а - ЕШ.2. - С 7-10

36. Ксапдрова с Е., Гальшии с. ж Пиешатаческая недель легких млп-1 //тан хе. - С. 105-108

37. Бурлаков Р. И, Гальперин Ю. Е. Трупин а. И. Аппараты искусственней вентиляции легких и ингаляционного наккоза //нед. техника. - 1981. - н 1. - с 24-28

38. Гальперин Ю.Ш. Елияние состава газовой снеси ва характеристики першчных измерительных преобразователей скорости патока газа //Новости мед. техники. / ВИЙ нед. ПШбОРОСТР. - Н.. 1981. - ЕЫП. 1. - а 24-27

39. НИ. Алексеева. Гальперин НЕ и др. Совместное обеззараживание и стери-лизапия аппаратов искусственней вентиляции легких и ингашшиошюго наркоза

//Анестезиология и реаниматология. 1982. - Н 1. - С 19-22

40. Гальперин R. и. прибор для измерения параметров искусственней вентиляции легок - спиромогаггог ai-з "аргус-3" //Мед. тсписа. - 1983. - Н 5. - С. 57-59

11. Гальперин к. В., Кассиль а л , крсеич ей. и др. Ноше способы и рехимы использования аппаратов ИЕ/i типа ГО //fien, техника. - 1933. - s 6. С 36-39

42. Бурлаков Р. И.. Гальпсрш К. и.. Ксапдрова С. Е. Стандартизация наркозно-дыхательной аппаратуры //Аппаратура для анестезиологии и реаниматологии. Клиническое применение, (Изучные труды) тт мед. пгаборостр. - м.. 1984. - а 36-38

43. Гальперин С. И. Тенденции развитая аппаратов искусственной вентиляции легкие //кед. теша. 1991. n 4. -с 14-16

44. Гальперин Ю. 3L Системный подход к разработке медицинской техники на примере аппаратов ИЕ/1 тала "Спирон" //Нед. техника. ■ 1994. ИЗ. С 32-35

Авторские свидетельства на изобретений но теме диссертации

45. а с. 13w57 нки зон, 13/01. охр. Аппарат искусственного дыхания при наркозе /соме и к.. Гальперин к. и., крешч а н.. Еагдиер а н. (СОСГ). - г е.: ил.

46. л. с. 152547 ней а б1ш зок. 13/01. соср. Аппарат дня искусственного дыхания /Соме ЯК.. Гальперин Ю.И., Бардиер ан. (СССР). -4с.: ил.

47. А. с. 117597 МПК Л 61IE ЗОК 13/01. СССР. Аппарат для искусственного дыхания /Гальперин Ю. Ш.. Соме Н. К., Бардиер ЦП, Горлин И. К.. Пстровз Л11 (СТЕР).

6 с.: ил.

48. А с. 1807&4 КПК А б1ш. А 611: зек 13/01, CGCP. Способ проведения искусственного дыхания /Гальперин К. И., гигэурй а С , перельют? А. С. и др. (ОХР). -2 с.: ил.

49. А. С. 1807S6 НПК Л 61® ЗСК 13/01, ОХР. УСТРОЙСТВО для ПРОЕСДенИЯ ИС кусственвой ветияяпии легких вдуванием газовой снеси. Гальперин ю. И., Гигаури R С . Перелшутр Л. С и др. (ОХР) .-2 с.: ил.

50. а. с. 186100 нпк л 6ÜK зск 14/01, охр. клапанная коробка для наркоз-но- дыхателыюй аппаратуры. Гальперин Ю. И., конварова Д А., коридалина О. О., Пе-реяыстр А. С. (ОХР). -2с.: т.

51. А. с. 215440 ИПК А 61т; зок 14/01, ОХР. Устройство для проФилаиики ателектазов при искусственном дыхании, гальпеиш Ю. И., Бурлаков Р. И.. Горлин и. к.. Юревич ан. (ОХР). -2с.: ил.

52. А. с. 219117 НПК A 61b; ЗСК 13/01, ССПР. переключавшее устройство к аппаратам для искусственней вевталяпии леших. Гальперин в. а, Горлин И. К. (ОХР). -2 с.: ил.

53. А с. 219118 нпк A 6ih: зок 13/01. охр. Устройство к аппаратам для искусственного дыхания. Перелшутр А С , Бардиер Н. Н.. Гальперин Ю. В. и др. tOXP). 2 с.: ил.

54. А. с. 236715 нпк А 61Ь; ЗОК 13/01. ОХР. Аппарат для искусственней вентиляции легких, гигаури е с., оюпяров а а, перельнутр А. с. Гальперин с. а. (ОХР). - 4 с.: ил.

55. А с. 240943 НПК А 61Ш. F16K: ЗОК 13/01. ОХР. устройство для контроля временных параметров ИВЛ. Гальперин Ю. а . Бурлаков Р. И., Горлин 0. К., Юревич ан. (ОХР). - з с.: иа

56. А. с. 262321 НПК A 6ins зок 9/01, ооср. Ультразвуковой аэрозольный аппарат. глтховСА, Ганрилов И И., ан. Крснич, А А Чешенко. Гальперин Ю. Ш. и др. (ОХР). - г с.: ил.

57. А с. 288844 НПК А 61Ъ 5/08. OCCP. Индикатор среднелегочного давления и частоты дыхания. Бурлаков Р. И. ■ Гальперин С. Ш. (СССР). - Ч с.: ил.

58. А с. 307419 НПК G 09b 23/30, (ХЕР. Иодель трахеобровхиалыюго дерева. Черкасова А. д., Гальперин GBL ((ХЕР). - 2 с. : ил.

59. А с. 350476 вдк А б№ 31/00, шз\ Аппарат для искусственной вентиляции легких. Бурлаков р. и., Гальперин ю. с. Горлин и. к. и др. (СШ>). -зс.: ип.

60. А.с. 366859 нпк А бш 31/со, (ХЕР, аширзт для искусственной вентиляции легких. Гальперин ю. и.. пегольнутр А. с., петровский Б. к и др. (сш>). - 2 стр. : ил.

61. А с. 375073 нпк А 61h 31/02. QXP. аширзт для искусственной вепталяпии легких. Конопатов А Д. Оюляров Е Е. Рогачев Е т.. Исаев И. Е, Перелжутр АС, Гальперин кн. и др. (СШ1). - з с. : ип.

62. А с. 405547 нпк A 6ib 31/02, (ХЕР. Аширзт искусственной вентиляпии легких. кзшукАС. Снояяров Б. Е , Исаев И.Е. Рогачев В. Т. ■ Честмзепа Е. Е.. галь-перишас (сиг). -ис.:ш

63. а с. 490474 нпк а б im 17/00. ОХР. Елокируктее устройство для наркозных аппаратов. Гальперин ю.ш.. трунив а и ((хер). - 2 с. : ип.

64. А с. 510226 нш А 61В 5/08, СССР. Устройство для измерения временных параметров дыхания. ТаФлинский Л Б., Кашор П. С . Гальперин С. ш.. Карабанова H. Н. НХХЭ?). - 2 с. : ил.

65. а с. 518220 нпк а 61н и/оо. <JXJ>. Азрозолыаа увлаявлель глухов с. а Гальперин в. а (ОХР). - з с. : ли.

66. А с. 535084 нпк А 61Н 31/02, (ХЕР. Аппарат искусственной вентиляции легких. Берези! Б. А, Гальперин С.И. (СХЕР). - 3 с. : ив.

67. А с. 535949 НПК А 61Н 31/02, ОХР. Аппарат искусственной вентиляпии легких. Оюляров Б.е, Исаев И.е, Гальперин C.B. (осер). - 2 с. : ил.

68. А с. 608523 НПК А 61В 5/08, СШ». Устройство для изнерения временных параметров искусственной вентиляции легких. Гринберг И. С , Гальперин Ю. а (ОХР). - 4 с. : ил.

69. а с. 721099 НПК А 61Н 31/02. ОХР. Устройство для автоматической искусственней вентиляпии легких. Гальперин 10.(8., кантор ас (ОХР). - 3 с. : ип.

70. А с. 1519707 нпк а 61М 16/00. (хер. Способ искусственной вешипяпии легких. гальдерш в. и., нолчанов и.Е. юрешч ен. (ОХР). - г с. : ив.

71. А с. 1599011 НПК А 61Н 31/02. А 61 в 5/08, (ХЕР, устройство для контроля давления при искусственной вентиляции легких. Гринберг И. С, Есикова Е. Н., Гальперин ХШ и др. (ОХР). - з с. : ип.

72. А с. 1799590 нпк А 6Ш 31/02. ОХР. Аппарат искусственной вентиляции лег-гких при наркозе. Гальперин Ю.Ш., Коттас р.Л . Ефимов ЕЕ и др. (ОХР). - 4 с. : ип.