RU2763657C1

RU2763657C1 - Patient spontaneous respiratory activity simulator

Info

Publication number: RU2763657C1
Application number: RU2021127638A
Authority: RU
Inventors: Терек Павол; Василий Юрьевич Шимко
Original assignee: Общество с ограниченной ответственностью «Хирана+»
Priority date: 2021-09-21
Filing date: 2021-09-21
Publication date: 2021-12-30

Abstract

FIELD: medical technology.

SUBSTANCE: invention relates to medical technology, namely to a simulator of the patient's spontaneous respiratory activity. The simulator includes a pneumatic generator, an electro-pneumatic unit connected to a pneumatic generator via a coupling, a patient lung model connected to a pneumatic generator on one side, and a Y-connector of apparatus for artificial pulmonary ventilation (APV) on the other side. The pneumatic generator contains a housing with a receiving channel of variable cross-section and a nozzle. The electro-pneumatic unit includes a reducing valve for adjusting the output pressure, an electromagnetic pulse valve and a hose, one end of which is connected to a pneumatic generator.

EFFECT: creating a device that allows you to practice skills in working with an apparatus for APV and make settings for the apparatus for APV, which reduces complications when using the apparatus for APV on a patient.

1 cl, 1 dwg

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY

Изобретение относится к области медицинской техники, а в частности к симулятору спонтанной дыхательной активности пациента и предназначен для обучения студентов и врачей работе на аппарате ИВЛ, настройки аппаратов ИВЛ различных производителей, имитации всех стадии поражения легких.The invention relates to the field of medical technology, and in particular to a simulator of the patient's spontaneous respiratory activity and is intended for teaching students and doctors to work on a ventilator, setting up ventilators from various manufacturers, simulating all stages of lung injury.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND OF THE INVENTION

Замена отказа дыхательной функции (вентиляции или дыхания), вызванного расстройством органов дыхания, или даже расстройством системы кровообращения (особенно легких) - это замена дыхательной функции (искусственная вентиляция легких - ИВЛ) является одним из основных способов спасти жизнь пациента. Существуют и другие варианты, такие как ECCO₂ removal (удаление CO₂ из крови) или ECMO (экстракорпоральная мембранная оксигенация), но они доступны не всегда и не везде, не говоря уже о чрезвычайно высоких затратах. Частота осложнений при их применении намного выше, чем при ИВЛ. По указанным выше причинам ИВЛ является основным механизмом «спасения жизни», обеспечивающим обмен газов между окружающей средой и альвеолярным отделом. В Словакии от нескольких сотен до тысячи пациентов вентилируют ежедневно во время наркоза, а также в отделениях интенсивной терапии. По расчетам для населения мира, от десятков до сотен миллионов пациентов ежегодно проходят через ИВЛ.Replacing the failure of the respiratory function (ventilation or respiration) caused by a respiratory disorder, or even a disorder of the circulatory system (especially the lungs) - this replacement of the respiratory function (artificial lung ventilation - ALV) is one of the main ways to save the patient's life. There are other options, such as ECCO ₂ removal (removal of CO ₂ from the blood) or ECMO (extracorporeal membrane oxygenation), but they are not always and everywhere available, not to mention extremely high costs. The frequency of complications with their use is much higher than with mechanical ventilation. For the above reasons, mechanical ventilation is the main "life-saving" mechanism that ensures the exchange of gases between the environment and the alveolar region. In Slovakia, several hundred to a thousand patients are ventilated daily during anesthesia and also in intensive care units. It is estimated for the world population that tens to hundreds of millions of patients are ventilated each year.

В настоящее время искусственная вентиляция легких - обычно выполняется на вентиляторах, на которых значения отдельных параметров настраивает врач на основании различных теоретических моделей и собственного опыта. Врачи с небольшим опытом, начинающие врачи, но и врачи, имеющие предрассудки, не имеют возможности испытать симулированную настройку ИВЛ.Currently, artificial ventilation of the lungs is usually performed on ventilators, on which the values of individual parameters are adjusted by the doctor based on various theoretical models and personal experience. Doctors with little experience, novice doctors, but also doctors with prejudices, do not have the opportunity to test the simulated ventilation setting.

Для не дышащих пациентов и принудительных режимов проблем в настройке параметров меньше, чем для пациентов со спонтанной дыхательной активностью. Выбор режима, оптимальная настройка параметров ИВЛ являются распространенной проблемой. Также вентиляция негомогенно поврежденных легких и вентиляция гомогенно поврежденных или здоровых (во время анестезии) являются принципиально разными процессами.For non-breathing patients and mandatory modes, there are fewer problems in setting parameters than for patients with spontaneous respiratory activity. The choice of mode, the optimal setting of ventilation parameters are a common problem. Also, ventilation of inhomogeneously damaged lungs and ventilation of homogeneously damaged or healthy (during anesthesia) lungs are fundamentally different processes.

Как и при любой другой медицинской процедуре, при искусственной вентиляции легких могут наблюдаться побочные эффекты лечения. В течение нескольких десятилетий научные и клинические знания были ограничены повреждением легких с утечкой воздуха во внелегочное пространство из-за использования чрезмерного транспульмонального давления. Однако за последние два-три десятилетия было накоплено большое количество научных знаний, как экспериментальных, так и клинических, которые подтвердили общепринятое в настоящее время наличие гораздо более незначительных повреждений легких в результате искусственной вентиляции легких. Эти исследования подтвердили, что искусственная вентиляция легких повреждает легкие, что проявляется в увеличении проницаемости альвеолярно-капиллярного барьера из-за чрезмерной гипердистензии легких (волутравма), ИВЛ может усугубить повреждение легких из-за циклического коллапса и повторного открытия альвеол (ателектаз) и даже вызвать повреждение, проявляющееся выделением различных медиаторов (биотравма).As with any medical procedure, there may be side effects of treatment with mechanical ventilation. For several decades, scientific and clinical knowledge has been limited to lung injury with extrapulmonary air leakage due to the use of excessive transpulmonary pressure. However, over the past two to three decades, a large amount of scientific knowledge, both experimental and clinical, has been accumulated that confirms the now generally accepted presence of much more minor lung damage as a result of mechanical ventilation. These studies confirmed that mechanical ventilation damages the lungs, which manifests itself as an increase in the permeability of the alveolar-capillary barrier due to excessive lung hyperdistension (volutrauma), mechanical ventilation can aggravate lung damage due to cyclic collapse and re-opening of the alveoli (atelectasis) and even cause damage, manifested by the release of various mediators (biotrauma).

В ранние периоды научно-экспериментальная работа была сосредоточена в основном на оценке и поиске изменений в альвеолярно-капиллярных единицах, включая поверхностно-активное вещество. Мало внимания уделялось другим тканевым структурам паренхимы легких, которые определяют физические характеристики легочной ткани, особенно ее эластичность.In the early periods, scientific and experimental work focused mainly on the assessment and search for changes in the alveolar-capillary units, including the surfactant. Little attention has been paid to other tissue structures of the lung parenchyma that determine the physical characteristics of lung tissue, especially its elasticity.

Гаттинони (https://www.the-hospitalist.org/hospitalist/article/220301/coronavirus-updates/protocol-driven-covid-19-respiratory-therapy-doing) опубликовал работу, в которой подробно описал анатомическое расположение эластичного «скелета» легких, а также его значение и изменения при гипердистензии альвеол. Фиброзный «каркас» легких - это структура, на которую передаются силы, создаваемые искусственной вентиляцией легких. Этот «скелет» состоит из сетки, системы двух типов волокон: осевой системы, которая фиксируется в легочном холме и проходит вдоль разветвленных дыхательных путей и заканчивается в альвеолярных протоках, и периферической системы, которая прикреплена к висцеральной плевре; она проходит центростремительно в легкие к легочным ацинусам. Эти две фиброзные системы связаны на альвеолярном уровне. Со структурной точки зрения система состоит из растяжимого эластинона и нерастяжимого коллагена, который в легком «свернут» в своем исходном положении. Благодаря такому расположению опорных анатомических структур действие сил на эпителиальный и эндотелиальный слои клеток альвеолокапиллярных узлов не передается напрямую, но поскольку эти структуры прикреплены к фиброзному «скелету» (через интегрины), адаптировать свою форму к изменениям растяжения фиброзной сетки. Пределы расширения фиброзной системы определяют «свернутые» коллагеновые волокна. Когда коллагеновые волокна полностью развиты, легкие достигают максимального объема (общая емкость легких, тотальная емкость легких), и дальнейшее удлинение коллагеновых волокон становится невозможным. Это относится не только к легким в целом, но и к любой области легких, которая, таким образом, имеет свою собственную «максимальную общую региональную емкость».Gattinoni (https://www.the-hospitalist.org/hospitalist/article/220301/coronavirus-updates/protocol-driven-covid-19-respiratory-therapy-doing) published a paper detailing the anatomical location of the elastic "skeleton » lungs, as well as its significance and changes in alveolar hyperdistension. The fibrous "framework" of the lungs is the structure to which the forces generated by mechanical ventilation are transmitted. This "skeleton" consists of a mesh, a system of two types of fibers: an axial system that is fixed in the pulmonary hillock and runs along the branched airways and ends in the alveolar ducts, and a peripheral system that is attached to the visceral pleura; it passes centripetally into the lungs to the pulmonary acini. These two fibrous systems are connected at the alveolar level. From a structural point of view, the system consists of extensible elastinone and inextensible collagen, which in the lung is "folded" in its original position. Due to this arrangement of the supporting anatomical structures, the action of forces on the epithelial and endothelial layers of the cells of the alveolocapillary nodes is not directly transmitted, but since these structures are attached to the fibrous "skeleton" (through integrins), adapt their shape to changes in the stretching of the fibrous network. The limits of expansion of the fibrous system are determined by the "folded" collagen fibers. When the collagen fibers are fully developed, the lungs reach their maximum volume (total lung capacity, total lung capacity), and further elongation of the collagen fibers becomes impossible. This applies not only to the lungs in general, but to any region of the lungs, which thus has its own "maximum total regional capacity".

При приложении давления в дыхательных путях в эластиновых волокнах «скелета» легких возникает внутреннее напряжение (пространственная молекулярная перегруппировка), которое является таким же, но противоположным давлению, приложенному к волокнам. Однако давление, действующее на волокна, - это не давление, создаваемое в дыхательных путях, а транспульмональное давление, т.е. давление в дыхательных путях минус плевральное давление. Это натяжение волокна называется внутренним напряжением.When airway pressure is applied to the elastin fibers of the "skeleton" of the lungs, an internal stress (spatial molecular rearrangement) occurs that is the same but opposite to the pressure applied to the fibers. However, the pressure acting on the fibers is not the pressure generated in the airways, but the transpulmonary pressure, i.e. airway pressure minus pleural pressure. This tension in the fiber is called internal stress.

В системе эластических волокон легких (фиброзный «каркас» легких) внутреннее напряжение (стресс) вызывает их удлинение из положения покоя, и это явление называется деформацией. В коллагеновых волокнах внутреннее напряжение возникает только после того, как они полностью разовьются. Поскольку коллаген почти полностью неэластичен, он может разворачиваться только до соответствующей длины свернутого коллагенового волокна. Таким образом, «стресс и напряжение» - две стороны одной медали.In the system of elastic fibers of the lungs (fibrous "frame" of the lungs), internal tension (stress) causes them to elongate from a resting position, and this phenomenon is called deformation. In collagen fibers, internal tension occurs only after they are fully developed. Because collagen is almost completely inelastic, it can only unfold to the appropriate length of the folded collagen fiber. Thus, "stress and tension" are two sides of the same coin.

При искусственной вентиляции легких, стресс и напряжение представляют собой периодически изменяющиеся переменные, характеризующиеся максимальными и минимальными значениями (транспульмональное давление в конце вдоха и в конце выдоха для стресса и объем легких в конце вдоха и конце выдоха для напряжения) с заданной частотой и амплитудой (разницей между максимальным и минимальным значением).During artificial ventilation of the lungs, stress and tension are periodically changing variables characterized by maximum and minimum values (transpulmonary pressure at the end of inspiration and end of expiration for stress and lung volume at the end of inspiration and end of exhalation for stress) with a given frequency and amplitude (difference between the maximum and minimum values).

Когда создается транспульмональное давление, которое воздействует на поверхность висцеральной плевры под действием дыхательных мышц или вентилятора, эта приложенная сила в статических условиях является суммой сил, которые генерируются в легочной ткани. Часть этих сил действует на альвеолярную границу раздела воздух/жидкость, но в присутствии функционального поверхностно-активного вещества они очень малы, и достигаемое ими изменение объема составляет около 80% от общей емкости легких. Остальные силы поглощаются системой волокон, фиброзным «скелетом» легких. В случае недостатка или функциональной недостаточности поверхностно-активного вещества гораздо больший диапазон сил поглощается на границе раздела воздух/жидкость. В каждой фиброзной структуре будет создаваться напряжение/деформация в соответствии с действующей на нее силой. В здоровых однородных легких равная часть приложенной общей силы действует на каждое волокно, и возникает одинаковое внутреннее напряжение и деформация. Когда часть волокон повреждена, в некоторых волокнах возникает большее напряжение (стресс) и большее удлинение (деформация). Однако если часть паренхимы легкого остается сжатой во время вдоха или не может расшириться (например, при пневмонии с уплотнением), в волокнах в поврежденных областях легкого создается внутреннее напряжение (стресс), но удлинения (деформации) не происходит. Однако волокна в области, которая не может быть расширена, подвергаются большей силе, в результате чего в них создается большее внутреннее напряжение, пока в конечном итоге они не повредятся и не разорвутся. Из приведенных выше данных следует, что напряжение и деформация распределяются неравномерно, в некоторых областях возникает большее внутреннее напряжение, а степень натяжения волокна может быть настолько большой, что происходит механический разрыв.When a transpulmonary pressure is created that acts on the surface of the visceral pleura under the action of the respiratory muscles or a ventilator, this applied force under static conditions is the sum of the forces that are generated in the lung tissue. Some of these forces act on the alveolar air/fluid interface, but in the presence of a functional surfactant they are very small and the volume change they achieve is about 80% of the total lung capacity. The rest of the forces are absorbed by the fiber system, the fibrous "skeleton" of the lungs. In the case of deficiency or functional insufficiency of the surfactant, a much larger range of forces is absorbed at the air/liquid interface. Each fibrous structure will be stressed/strained according to the force acting on it. In healthy homogeneous lungs, an equal part of the applied total force acts on each fiber, and the same internal stress and strain occurs. When some of the fibers are damaged, some fibers experience more stress (stress) and more elongation (strain). However, if part of the lung parenchyma remains compressed during inspiration or fails to expand (for example, with pneumonia with induration), internal tension (stress) is created in the fibers in the damaged areas of the lung, but elongation (deformation) does not occur. However, the fibers in the region that cannot be expanded are subjected to more force, causing them to develop more internal stress until they eventually fail and break. From the above data, it follows that stress and strain are distributed unevenly, more internal stress occurs in some areas, and the degree of fiber tension can be so large that mechanical break occurs.

ИВЛ - это медицинская процедура, которая длится во времени, имеющая свои технические и технологические принципы, которая должна учитывать индивидуальный биологический объект с определенным повреждением, которое внешне проявляется определенными параметрами не только дыхательной системы, но также кровообращения, обмена веществ и изменения других органов. В случае неадекватной процедуры и не индивидуального подхода к ИВЛ пациента возникает вызванное вентиляцией легочное повреждение (VILI), которое потенциально может привести к отказу вентиляции и смерти пациента.ALV is a medical procedure that lasts in time, having its own technical and technological principles, which must take into account an individual biological object with a certain damage, which is externally manifested by certain parameters not only of the respiratory system, but also of blood circulation, metabolism and changes in other organs. Ventilation-induced lung injury (VILI) occurs if the procedure is inadequate and the patient is not individually ventilated, potentially leading to ventilation failure and patient death.

В настоящее время не существует системы моделирования простой конструкции которая могла бы моделировать нарушения вентиляции и повреждение легких как минимум в 85% патологических состояний, и это моделирование было бы применимо к любому аппарату ИВЛ, используемому в клинической практике. На рынке дорогостоящие системы с подключением к компьютеру, например, система ASL 5000 Lung Solution, разработанное в сотрудничестве с Laerdal, позволяет интегрировать самый реалистичный в мире симулятор дыхания ASL 5000 с SimMan 3G, SimMan ALS, с симулятором для женского пола АNNA и неонатального SimBaby. При использовании SimMan, SimMan ALS, симулятора ANNA или SimBaby, для проведения базовых и продвинутых тренингов по управлению вентиляцией в области анестезии, интенсивной терапии, неотложной медицины, пульмонологии и респираторной помощи их стоимость минимально 3 раза выше стоимости системы ВентиСим. Таким образом, теряется цель, что бы для учебы и тренировки врачей правильной искусственной вентиляции пациентов были на рынке по цене и простоте конструкции доступные системы для любого отдела реанимации в любом уголке РФ. Так же в процессе образования новых врачей надо что бы система при экзаменах была достаточно простой, понятной и показательной. По этому, считаем, что при использовании в реальной практике системы ВентиСим и теоретической базой показанной в монографии, входящей в комплект, врач получает и теоретические и практические навыки сосредоточены на конкретные заболевания легких и способ проведения искусственной вентиляции таких легких. Моделирование неисправностей и обучение, особенно молодых и начинающих врачей, позволит избежать ошибок и неадекватных настроек аппарата ИВЛ у реального пациента в случае адекватной «тренировки» на модели легкого. Это необходимо для уменьшения ошибки настройки вентилятора при данной легочной патологии, а также неправильной настройки ИВЛ во время анестезии, потенциально приводящей к VILI.Currently, there is no simple design simulation system that can simulate ventilation failure and lung injury in at least 85% of pathological conditions, and this simulation would be applicable to any ventilator used in clinical practice. High-priced PC-connected systems on the market, such as the ASL 5000 Lung Solution, developed in collaboration with Laerdal, integrate the world's most realistic breathing simulator ASL 5000 with SimMan 3G, SimMan ALS, ANNA female simulator and SimBaby neonatal. When using SimMan, SimMan ALS, ANNA simulator or SimBaby, for basic and advanced ventilation management training in anesthesia, intensive care, emergency medicine, pulmonology and respiratory care, their cost is at least 3 times higher than the cost of the VentiSim system. Thus, the goal is lost, so that for the study and training of doctors for the correct artificial ventilation of patients, affordable systems for any intensive care unit in any corner of the Russian Federation would be available on the market at a price and simplicity of design. Also, in the process of educating new doctors, it is necessary that the system during examinations be quite simple, understandable and demonstrative. Therefore, we believe that when using the VentiSim system in real practice and the theoretical base shown in the monograph included in the kit, the doctor receives both theoretical and practical skills focused on specific lung diseases and the method of artificial ventilation of such lungs. Fault modeling and training, especially for young and novice doctors, will help to avoid errors and inadequate settings of the ventilator in a real patient in case of adequate “training” on a lung model. This is necessary to reduce ventilator setting error in this pulmonary pathology, as well as ventilator misconfiguration during anesthesia, potentially leading to VILI.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDISCLOSURE OF THE INVENTION

Задачей, на решение которой направлено заявленное решение заключается в устранении недостатков, выявленных в предшествующем уровне техники.The task to be solved by the claimed solution is to eliminate the shortcomings identified in the prior art.

Технический результат заявленного изобретения заключается в создании устройства, позволяющего отрабатывать навыки работы с аппаратом ИВЛ и производить настройки аппарата ИВЛ, что обеспечивает снижение осложнений при использовании аппарата ИВЛ на пациенте.The technical result of the claimed invention is to create a device that allows you to practice the skills of working with a ventilator and make adjustments to the ventilator, which reduces complications when using the ventilator on a patient.

Заявленный технический результат достигается благодаря тому, что Симулятор спонтанной дыхательной активности пациента, включающий пневматический генератор, электропневматический блок, соединенный с пневматическим генератором, посредством муфты, модель легких пациента, соединенная с пневматическим генератором с одной стороны и Y-образным соединителем аппарата ИВЛ с другой стороны, при этом пневматический генератор содержит корпус с принимающим каналом, переменного сечения и сопло, при этом электропневматический блок включает редукционный клапан для регулировки выходного давления, электромагнитный импульсный клапан и шланг, один конец которого соединен с пневматическим генератором.The claimed technical result is achieved due to the fact that the Simulator of the patient's spontaneous respiratory activity, including a pneumatic generator, an electro-pneumatic unit connected to the pneumatic generator by means of a coupling, a model of the patient's lungs connected to the pneumatic generator on one side and the Y-shaped connector of the ventilator on the other side , while the pneumatic generator contains a housing with a receiving channel, of variable cross section and a nozzle, while the electro-pneumatic unit includes a pressure reducing valve for adjusting the output pressure, an electromagnetic impulse valve and a hose, one end of which is connected to the pneumatic generator.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

На фигуре 1 представлен симулятор спонтанной дыхательной активности пациента.The figure 1 shows a simulator of spontaneous respiratory activity of the patient.

На фигуре 2 схематично представлен электропневматический блок.Figure 2 schematically shows the electro-pneumatic unit.

На фигуре 3 представлен пневматический генератор.The figure 3 shows a pneumatic generator.

На фигуре 4 представлен пневматический генератор - вид в разрезе.The figure 4 shows a pneumatic generator - a sectional view.

На фигуре 5 представлена функциональная схема пневматического генератора потока и давления (моделирование вдоха пациента).Figure 5 is a functional diagram of a pneumatic flow and pressure generator (modeling a patient's inspiration).

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ.IMPLEMENTATION OF THE INVENTION.

На фигуре 1 представлен симулятор спонтанной дыхательной активности пациента, включающий пневматический генератор 1, электропневматический блок 2, соединенный с пневматическим генератором 1, посредством муфты 3, модель легких пациента 4, соединенная с пневматическим генератором 1 с одной стороны и Y-образным соединителем 5 аппарата ИВЛ с другой стороны, при этом пневматический генератор 1 содержит корпус 6 с принимающим каналом 7, переменного сечения и сопло 14, при этом электропневматический блок 2 включает редукционный клапан 8 для регулировки выходного давления, электромагнитный импульсный клапан 9 и шланг 10, один конец которого соединен с пневматическим генератором 1.The figure 1 shows a simulator of the patient's spontaneous respiratory activity, including a pneumatic generator 1, an electro-pneumatic unit 2 connected to the pneumatic generator 1 via a coupling 3, a patient lung model 4 connected to the pneumatic generator 1 on one side and a Y-shaped connector 5 of the ventilator on the other hand, while the pneumatic generator 1 contains a housing 6 with a receiving channel 7, of variable cross section and a nozzle 14, while the electro-pneumatic unit 2 includes a pressure reducing valve 8 for adjusting the output pressure, an electromagnetic impulse valve 9 and a hose 10, one end of which is connected to pneumatic generator 1.

Электропневматический блок 2 (ЭПБ) создает пневматический сигнал, в виде создания искусственного вдоха, активирующий триггер вентилятора ИВЛ аппарата до фазы вдоха и подачи пациенту дыхательной смесы в его легкие (в любом вспомогательном режиме). Триггер 16 входит в конструкцию каждого современного ИВЛ аппарата. Триггер обеспечивает настройку ИВЛ аппарат к спонтанным вдохам пациента и синхронизации ИВЛ аппарата со спонтанным дыханием.The electro-pneumatic unit 2 (EPB) creates a pneumatic signal in the form of an artificial breath, activating the trigger of the ventilator of the ventilator until the inhalation phase and supplying the patient with a respiratory mixture into his lungs (in any auxiliary mode). Trigger 16 is included in the design of every modern ventilator. The trigger provides adjustment of the ventilator to spontaneous breaths of the patient and synchronization of the ventilator with spontaneous breathing.

ЭПБ 2 состоит (фиг. 2) из пневматической части, а именно редукционного клапана 8 для регулировки выходного давления, электронного импульсного клапана 9 для настройки частоты и длительности импульса, подачи сжатого O₂ или воздуха и выходного отверстия для питания пневматического генератора 1 потока и давления. От источника 11 сжатого (O₂ или воздуха) газа с давлением 450±50 кПа подводится редукционный клапан 8, регулирующий с помощью шкалы 12 давление в системе, измеряемое манометром 13. Приложенное давление передается от электромагнитного импульсного клапана 9 на сопло 14, которое вместе с приемным каналом 7 образует «трубку Вентури». Чередование открывания и закрывания электромагнитного импульсного клапана 9 регулирует как частоту дыхания «моделируемого пациентом», так и время вдоха, которое вместе с заданным давлением в редукционном клапане 8 в конечном итоге создает имитацию спонтанного дыхания пациента в пневматическом генераторе 1. Электронный блок 15 регулирует открытие и закрытие электромагнитного импульсного клапана 9. В то же время дисплей электронного блока 15 показывает и устанавливает частоту имитируемых спонтанных вдохов, а также продолжительность вдоха. Продолжительность вдоха и величина давления, приложенного к соплу 14 пневматического генератора 1, определяют «силу» моделируемого вдоха «пациента».EPB 2 consists (Fig. 2) of a pneumatic part, namely a pressure reducing valve 8 for adjusting the output pressure, an electronic pulse valve 9 for setting the frequency and pulse duration, supplying compressed O ₂ or air, and an outlet for supplying the pneumatic flow and pressure generator 1 . From the source 11 of compressed (O ₂ or air) gas with a pressure of 450 ± 50 kPa, a pressure reducing valve 8 is supplied, which regulates the pressure in the system, measured by a pressure gauge 13, using a scale 12. The applied pressure is transmitted from the electromagnetic pulse valve 9 to the nozzle 14, which, together with receiving channel 7 forms a "Venturi tube". The alternating opening and closing of the solenoid pulse valve 9 regulates both the “patient-simulated” breathing rate and the inspiratory time, which, together with the set pressure in the pressure reducing valve 8, ultimately creates an imitation of spontaneous patient breathing in the pneumatic generator 1. The electronic unit 15 regulates the opening and closing the solenoid pulse valve 9. At the same time, the display of the electronic unit 15 shows and sets the frequency of simulated spontaneous breaths, as well as the duration of the breath. The duration of inspiration and the amount of pressure applied to the nozzle 14 of the pneumatic generator 1 determine the "strength" of the simulated inspiration of the "patient".

ЭПБ 2 позволяет настроить:EPB 2 allows you to configure:

• частоту «дыхания»,• frequency of "breathing",

• соотношение длительности вдоха и выдоха,• the ratio of the duration of inhalation and exhalation,

• интенсивность триггерного сигнала, за счет изменения напорного давления.• the intensity of the trigger signal, due to the change in delivery pressure.

Пневматический генератор 1 потока и давления (фиг. 3-4) содержит корпус 6 с принимающим каналом 7, переменного сечения. Корпус 6 соединен с соплом 14 от ЭПБ 2, посредством муфты «Люэр М». Пневматический генератор 1 потока и давления (ПГД), представляет собой систему «сопло - приемный канал», где по принципу трубки Вентури, когда импульс давления проходит в сопле 14, поток создается через канал 7 переменного сечения, который имитирует самостоятельное дыхательное усилие.Pneumatic generator 1 flow and pressure (Fig. 3-4) contains a housing 6 with a receiving channel 7, variable section. Housing 6 is connected to nozzle 14 from EPB 2 by means of a Luer M coupling. The pneumatic flow and pressure generator 1 (PGD) is a “nozzle-receiving channel” system, where, according to the principle of the Venturi tube, when a pressure pulse passes in the nozzle 14, the flow is created through the channel 7 of variable cross section, which simulates an independent respiratory effort.

В центральной части канал 7 имеет сечение 10 мм, который с правой стороны переходит в канал сечением F15 (конические соединения 1:100 по стандарту ISO для анестезиологической и респираторной техники). С левой стороны канал переходит во внутренний конус M22 мм согласно ISO для подключения к Y-образному соединителю 5 контура вентилятора ИВЛ, сопло с внутренним диаметром 2 мм заканчивается стандартным конусом шприца «Люэр» и приклеивается дистальным концом примерно на 2-3 мм за внутреннюю сторону в проеме корпуса 6.In the central part, channel 7 has a section of 10 mm, which on the right side passes into a channel with a section of F15 (conical connections 1:100 according to the ISO standard for anesthesia and respiratory technology). On the left side, the channel passes into the internal cone M22 mm according to ISO for connection to the Y-shaped connector 5 of the ventilator circuit, the nozzle with an internal diameter of 2 mm ends with a standard Luer syringe cone and is glued with the distal end approximately 2-3 mm behind the inner side in the opening of the hull 6.

Пневматический генератор 1 давления и потока соединен с дыхательным контуром вентилятора ИВЛ аппарата между „Y“ соединением 5 и эндотрахеальной трубкой, которая соединена с моделью легких 4.The pneumatic pressure and flow generator 1 is connected to the ventilator breathing circuit of the ventilator between the "Y" connection 5 and the endotracheal tube, which is connected to the lung model 4.

Пневматический импульс, приходящий из ЭПБ 2, создает в сопле 14 поток в направлении модели легких 4 пациента и с помощью эффекта Вентури создаст падение давления в проксимальной части (фиг. 5) пневматического генератора 1, что приводит к созданию потока газа в направлении модели легких 4 пациента (симулируя вдох), что будет зарегистрировано датчиком, как сигнал триггера вентилятора ИВЛ, обеспечит включение искусственный вдох от вентилятора ИВЛ аппарата.Pneumatic pulse coming from EPU 2 creates a flow in the nozzle 14 in the direction of the patient's lung model 4 and, using the Venturi effect, will create a pressure drop in the proximal part (Fig. 5) of the pneumatic generator 1, which leads to the creation of a gas flow in the direction of the lung model 4 of the patient (simulating a breath), which will be registered by the sensor as a ventilator trigger signal, will ensure the activation of an artificial breath from the ventilator of the device.

Газ поступает в сопло 14, соединенное с приемным каналом 7 под давлением P_in, которое устанавливается в электропневматической части редукционным клапаном 8 (обычно от 1 до 200 кПа). Расход газа задается, с одной стороны, соотношением диаметров сопла14 и приемного канала 7 (d, D), а также главным образом давлением P_in. Давление на выходе P_max и его расход Q_in имитируют спонтанный вдох пациента. P_max можно рассчитать по формулеThe gas enters the nozzle 14, connected to the intake channel 7 under pressure P _in , which is installed in the electro-pneumatic part of the pressure reducing valve 8 (usually from 1 to 200 kPa). The gas flow rate is set, on the one hand, by the ratio of the diameters of the nozzle 14 and the intake channel 7 (d, D), and also mainly by the pressure P _in . The outlet pressure P _max and its flow rate Q _in simulate the patient's spontaneous inspiration. P _max can be calculated using the formula

P_max=P_in*k*(D/d)2P _max \u003d P _in *k * (D / d) 2

P_max - максимальное давление в конце приемного канала 7 - в закрытом состоянии.P _max - maximum pressure at the end of the receiving channel 7 - in the closed state.

P_in - давление инсуффляцииP _in - insufflation pressure

k - постоянная (0,4-0,8) в зависимости от конструкции системыk - constant (0.4-0.8) depending on the design of the system

D - диаметр приемного канала 7D - diameter of the receiving channel 7

d - диаметр сопла 14d - nozzle diameter 14

Эффект Вентури (или также гидродинамический или аэродинамический парадокс) основан на том факте, что давление в текущей жидкости (газе) обратно пропорционально скорости потока жидкости. Чтобы такое же количество жидкости могло пройти через меньшее поперечное сечение трубки за единицу времени (в противном случае произошло бы накопление), поток должен быть ускорен, чтобы соответствовать общеприменимому закону сохранения энергии. Соотношение падения давления в трубке Вентури следует непосредственно из уравнения Бернулли. И это касается как жидкостей, так и газов. Таким образом, с одной стороны приемного канала создается отрицательное давление, а с другой - избыточное давление, и, конечно, поток. Длина приемного канала должна быть примерно в 6 раз больше его диаметра, чтобы поток газа стабилизировался с точки зрения линейности.The Venturi effect (or also the hydrodynamic or aerodynamic paradox) is based on the fact that the pressure in a flowing fluid (gas) is inversely proportional to the fluid flow velocity. In order for the same amount of liquid to pass through a smaller cross-section of the tube per unit time (otherwise accumulation would occur), the flow must be accelerated to comply with the generally applicable law of conservation of energy. The ratio of pressure drop in the Venturi follows directly from the Bernoulli equation. And this applies to both liquids and gases. Thus, negative pressure is created on one side of the intake channel, and excess pressure on the other, and, of course, flow. The length of the receiving channel must be approximately 6 times its diameter in order for the gas flow to stabilize in terms of linearity.

Соотношение диаметра сопла 14 и приемного канала 7 обычно составляет от 1:10 до 1:5. Для моделирования взрослого пациента целесообразно использовать приемный канал диаметром около 8 мм, для детей - около 4 мм. Насадка применяется в указанных выше соотношениях, чаще всего 1:6-8.The ratio of the diameter of the nozzle 14 and the receiving channel 7 is usually from 1:10 to 1:5. For modeling an adult patient, it is advisable to use a receiving channel with a diameter of about 8 mm, for children - about 4 mm. The nozzle is used in the ratios indicated above, most often 1:6-8.

Сопло 14 обычно соединяется с электропневматической частью с помощью шланга 10 с внутренним диаметром около 4 мм и максимальной длиной 1200 мм, заканчивающимся соединительным конусом «Люэр M».The nozzle 14 is usually connected to the electro-pneumatic part by means of a hose 10 with an internal diameter of about 4 mm and a maximum length of 1200 mm, ending in a "Luer M" connection cone.

В качестве модели легких 4 пациента может быть использована как однокомпартментная модель здоровых легких с изменяемыми механическими свойствами (сопротивление и растяжимость), так и мультикомпартментная модель, которая позволяет менять механические свойства каждого отдельного компартмента.As a lung model for 4 patients, both a single-compartment model of healthy lungs with variable mechanical properties (resistance and extensibility) and a multi-compartment model that allows you to change the mechanical properties of each individual compartment can be used.

Модель легких 4 пациента представляет собой механическую модель самих легких и, например, может быть представлена в следующих вариантах:The patient lung model 4 is a mechanical model of the lungs themselves and, for example, can be presented in the following versions:

- Монокомпартментные «здоровые» легкие.- Monocompartment "healthy" lungs.

- Монокомпартментные легкие с долгой постоянной времени- Monocompartment lungs with a long time constant

- Монокомпартментные легкие с короткой постоянной времени- Monocompartment lungs with a short time constant

- Многосекционные негомогенные легкие с возможностью изменения постоянной времени каждого отсека.- Multi-section non-homogeneous lungs with the ability to change the time constant of each compartment.

- Многосекционные негомогенные легкие с возможностью изменения постоянной времени каждого отсека и моделирования выдоха СО₂.- Multi-section non-homogeneous lungs with the ability to change the time constant of each compartment and simulate the exhalation of CO ₂ .

Модель легких 4 может быть образована одним мешком с заданной или переменной эластичностью и одним фиксированным или переменным сопротивлением потоку газа в устье мешка.Lung model 4 can be formed by one bag with a given or variable elasticity and one fixed or variable resistance to gas flow at the mouth of the bag.

Модель легких 4 также может быть образована несколькими мешками с одинаковыми или разными регулируемыми значениями податливости, аналогично с одинаковыми или разными заданными значениями сопротивления потоку пара для каждого применяемого мешка.The lung model 4 can also be formed by several bags with the same or different adjustable compliance values, likewise with the same or different set values of resistance to vapor flow for each bag used.

Продолжительность триггерного сигнала настраивается в ручную ординатором или врачом в зависимости от того, какое заболевание легких необходимо симулировать. Настроив параметр Ti %, который представляет собой процентное соотношение времени вдоха (активной подачи газа в сопло) от времени всего дыхательного цикла (Tcy=Ti+Te). Te = время выдоха.The duration of the trigger signal is manually adjusted by the resident or physician, depending on which lung disease needs to be simulated. By setting the parameter Ti %, which is the percentage of the inspiratory time (active gas supply to the nozzle) of the time of the entire respiratory cycle (Tcy=Ti+Te). Te = expiratory time.

Симулятор спонтанной дыхательной активности пациента имитирует различный объем и все стадии поражения легких.The patient's spontaneous respiratory activity simulator simulates various volumes and all stages of lung injury.

Симулятор спроектирован для тренировки специалистов, благодаря которой обучающийся получит базовый опыт и навыки работы на практике со стандартными режимами вентиляции:The simulator is designed for training specialists, thanks to which the student will gain basic experience and skills in practice with standard ventilation modes:

• CMV, sCMV,• CMV, sCMV,

• PCV, sPCV,• PCV, sPCV,

• 2-LV или BiLevel ventilation,• 2-LV or BiLevel ventilation,

• BiLevel с PS, PS,• BiLevel with PS, PS,

• SIMV, SIMV с PS,• SIMV, SIMV with PS,

• APMV (гарантированной минутной вентиляции) или компьютерной оптимизацией (Opti).• APMV (Guaranteed Minute Ventilation) or Computer Optimized (Opti).

• Для более высокой степени моделирования на многокомпонентной модели - PMLV (3LV и 4LV).• For a higher degree of simulation on a multi-component model - PMLV (3LV and 4LV).

Примеры:Examples:

Пример 1.Example 1

Пациент с апноэ (например, даже после анестезии), который со временем начинает спонтанно дышать.A patient with apnea (for example, even after anesthesia), who eventually begins to breathe spontaneously.

Параметры пациента - для информации обследуемого.Patient parameters - for the information of the subject.

По времени T=0 мин. у пациента нет спонтанной дыхательной активности. В момент времени Т=10 мин. он имеет слабую спонтанную дыхательную активность, Т=25 мин. усиление спонтанной дыхательной активности, Т=45 мин. дышит самопроизвольно почти достаточно, приготовиться к отключению от ИВЛ.By time T=0 min. the patient has no spontaneous respiratory activity. At time T=10 min. it has weak spontaneous respiratory activity, T=25 min. increased spontaneous respiratory activity, T=45 min. breathes spontaneously almost enough, prepare to turn off the ventilator.

Демографические параметры, параметры газообмена, параметры механических свойств легких моделируемого пациента №1.Demographic parameters, parameters of gas exchange, parameters of the mechanical properties of the lungs of the simulated patient No. 1.

Время (мин+)Time (min+) Fsv (д/мин)Fsv (d/min) VT- спонтанная вентиляция (мл)VT- spontaneous ventilation (ml) Cst (мл/см H₂O)Cst (ml/cm H ₂ O) Raw см H₂O/л/sRaw cm H ₂ O/l/s BW (кг)B.W. (kg) Рост (cм)Height (cm) IBW (кг)IBW (kg) ETCO2 (мм рт.ст.)ETCO2 (mmHg) SpO2 (%)SpO2 (%) FiO2 (относ. число)FiO2 (relative number) MV спонт. вентиляция (мл/мин)MV spont. ventilation (ml/min) Примеры 1-4Examples 1-4 00 00 ?? 5050 22 5656 160160 5555 3939 9494 ?? ?? 1one Основные настройкиbasic settings 1010 55 120120 5050 22 5656 160160 5656 3838 9595 ?? 600600 22 Настройка при слабой дыхательной активностиAdjustment for weak breathing activity 2525 1212 210210 5050 22 5656 160160 5656 3939 9494 ?? 25202520 33 Настройка при лучшей дыхательной активностиAdjustment at the best respiratory activity 4040 1717 300300 5050 22 5656 160160 5656 4141 9393 ?? 51005100 44 Настройка перед отключением от ИВЛSetting before disconnecting from the ventilator

Для экзаменуемого:For the examinee:

Информация от экзаменатора:Information from the examiner:

У пациента нет нарушения газообмена. Установите основные параметры ИВЛ так, чтобы защита от ИВЛ сохранялась.The patient does not have gas exchange disorders. Set the basic ventilation parameters so that ventilation protection is maintained.

Выберите режим вентиляции, установите объем и давление, а также FiO2 и PEEP на вентиляторе.Select the ventilation mode, set the volume and pressure, as well as FiO2 and PEEP on the ventilator.

Повторите настройку через указанные промежутки времени при изменениях в режиме самопроизвольной вентиляции.Repeat the setting at the indicated time intervals if there are changes in the spontaneous ventilation mode.

Для экзаменатораFor the examiner

Установка параметров модели. МОДЕЛЬ 3 или 2Setting model parameters. MODEL 3 or 2

Пример №Example No. Установка параметров моделиSetting model parameters f (д/мин)f (d/min) Ti %Ti % Pin (kPa)Pin (kPa) ET kanylaET kanyla Модель легкихlung model GT- генератор №GT Generator No. 1one Основные настройкиbasic settings 00 00 00 77 33 77 22 Настройка при слабой дыхательной активностиAdjustment for weak breathing activity 55 1515 100one hundred 77 33 77 33 Настройка при лучшей дыхательной активностиAdjustment at the best respiratory activity 1515 20twenty 100one hundred 77 33 77 44 Настройка перед отключением от ИВЛSetting before disconnecting from the ventilator 1515 20twenty 150150 77 33 77

Правильный выбор режима:Correct mode selection:

Выбор испытуемогоSubject selection

Примеры 1-4+5Examples 1-4+5 Потенциально подходящий режимPotentially Suitable Mode 1one Основные настройкиbasic settings CMV, PCV, 2-LV=Bilevel, PS-computer control-cc APMVCMV, PCV, 2-LV=Bilevel, PS-computer control-cc APMV 22 Настройка при слабой дыхательной активностиAdjustment for weak breathing activity sPCV, 2LV=Bilevel+PS, PS-cc APMV, SIMV (мы не рекомендуем)sPCV, 2LV=Bilevel+PS, PS-cc APMV, SIMV (we do not recommend) 33 Настройка при лучшей дыхательной активностиAdjustment at the best respiratory activity PS-cc APMV, 2LV=Bilevel+PS, sPCV, ASV, SIMV (мы не рекомендуем)PS-cc APMV, 2LV=Bilevel+PS, sPCV, ASV, SIMV (we do not recommend) 44 Настройка перед отключением от ИВЛSetting before disconnecting from the ventilator PS, PS-cc-APMV, 2LV-Bilevel+PS, ASV, SIMV (мы не рекомендуем)PS, PS-cc-APMV, 2LV-Bilevel+PS, ASV, SIMV (we do not recommend) 55 Подходящее Т-образное испытание перед экстубациейAppropriate T-Test before extubation "T" trial - FiO2=0.4, приток газов мин. 12 л/мин, 37°C, 100% R.V."T" trial - FiO2=0.4, gas flow min. 12 l/min, 37°C, 100% R.V.

Правильная базовая установка параметров ИВЛ для примеров 1-4Correct basic setting of ventilation parameters for examples 1-4

Правильная настройка вентилятора экзаменуемымCorrect fan setting by test takers

Параметры вентиляции - настройкиVentilation parameters - settings Ppc = ? ок. 1.5 kPa = 15 см H2O (постарайтесь достичь VT)ppc=? OK. 1.5 kPa = 15 cm H2O (try to reach VT) VT = MV/f = 5100/17 = 300 млVT = MV/f = 5100/17 = 300 ml MV = ок. 5 л/мин ( MV = H*0,98 H-вес IBW-масса тела)MV = approx. 5 l/min ( MV = H*0.98 H-weight IBW-body weight) PEEP = 5 см H2O ( PEEP = 0,8 - см H2O на 10 кг IBW) (установите 3-5 для модели)PEEP = 5 cm H2O ( PEEP = 0.8 - cm H2O per 10 kg IBW) (set 3-5 for model) FiO2 = 0,4 (согласно моделируемому насыщению)FiO2 = 0.4 (according to simulated saturation) f = 15-19=17 д/мин (f = INT(22- Вес (кг)/17))f = 15-19=17 d/min (f = INT(22- Weight (kg)/17)) Ti % = 40%,Ti% = 40%, Ti:Te = 1:1,5Ti:Te = 1:1.5 Paw макс, соотв. давление движения = как можно более низкоеPaw max resp. driving pressure = as low as possible VTs<6 мл/кг IBW = 5.5 мл/кг IBWVTs<6 ml/kg IBW = 5.5 ml/kg IBW

Формула для приблизительного расчета f±1 для пациента более 20 кгFormula to approximate f±1 for a patient over 20 kg

f = INT(22- Вес (кг)/17) (INT – интегр. - целое число)f = INT(22- Weight (kg)/17) (INT - integral - integer)

Это базовая настройка f без учета механики легких и постоянной времениThis is the basic setting of f without considering lung mechanics and time constant

Экзаменатор может «изменить» ETCO2 и проверить «студента», исходя из его реакции на эти изменения и того, как он изменяет параметры вентиляции на аппарате ИВЛ. По возможности необходимо поддерживать защиту от ИВЛ (VT - удельный дыхательный объем = 6±1 мл/кг IBW).The examiner can "change" ETCO2 and test the "student" based on his response to these changes and how he changes the ventilation settings on the ventilator. If possible, ventilation protection should be maintained (VT - specific tidal volume = 6±1 ml/kg IBW).

Пример 2. Пример гиповентиляции, соотв. гипервентиляцияExample 2 An example of hypoventilation, resp. hyperventilation

ETCO2 изменился, сделайте корректировку, изменив параметры вентиляцииETCO2 has changed, make adjustment by changing ventilation parameters

Примеры №Examples No. от значения (целевого) (мм рт.ст.)from the value (target) (mm Hg) до значения (мм рт.ст.)to value (mmHg) Реакция - настройкаReaction - setting 55 Изменилось ETCO2 с…наChanged ETCO2 from…to 3939 5050 Отрегулируйте параметры вентиляции так, чтобы теоретическое значение ETCO2 = 39 мм рт.ст.Adjust ventilation settings so that theoretical ETCO2 = 39 mmHg. 66 Изменилось ETCO2 с…наChanged ETCO2 from…to 3939 2929 Отрегулируйте параметры вентиляции так, чтобы теоретическое значение ETCO2 = 39 мм рт.ст.Adjust ventilation settings so that theoretical ETCO2 = 39 mmHg.

Помощь для расчета MV2 при изменении ETCO2 (но всегда необходимо проверять пациента, его кровообращение, легочные шунты и аппарат искусственной вентиляции легких).Help to calculate MV2 when changing ETCO2 (but always check the patient, his circulation, pulmonary shunts and ventilator).

MV2 (целевое значение) = [ETCO2 (измеренное)/ETCO2 (целевое значение)]*MV (измеренное в настоящее время)MV2 (target value) = [ETCO2 (measured)/ETCO2 (target value)]*MV (currently measured)

Примеры.Examples.

(50/39)*5100=6500 мл/мин, т.е. чтобы вывести CO2 из организма, чтобы достичь значения 39 мм рт.ст., необходимо увеличить MV с 5100 мл/мин до примерно 6500 мл/мин. Пациент находится на гиповентиляции - выставлены параметры нормальной вентиляции (нормальный ЕТСО2).(50/39)*5100=6500 ml/min, i.e. in order to remove CO2 from the body, to reach a value of 39 mmHg, it is necessary to increase the MV from 5100 ml/min to about 6500 ml/min. The patient is hypoventilated - normal ventilation parameters are set (normal ETCO2).

(29/39)*5100=3800 мл/мин, т.е. чтобы вывести CO2 из организма, чтобы достичь значения 39 мм рт.ст., необходимо снизить MV с 5100 мл/мин до примерно 3800 мл/мин. Пациент находится на гипервентиляции - выставлены параметры нормальной вентиляции (нормальный ЕТСО2).(29/39)*5100=3800 ml/min, i.e. in order to remove CO2 from the body, in order to reach a value of 39 mmHg, it is necessary to reduce the MV from 5100 ml/min to about 3800 ml/min. The patient is hyperventilating - normal ventilation parameters are set (normal ETCO2).

Claims

Simulator of spontaneous respiratory activity of the patient, including a pneumatic generator, an electro-pneumatic unit connected to the pneumatic generator by means of a coupling, a model of the patient's lungs connected to the pneumatic generator on one side and the Y-shaped connector of the ventilator on the other side,

while the pneumatic generator contains a housing with a receiving channel, variable cross section and a nozzle,

wherein the electro-pneumatic unit includes a reducing valve for adjusting the outlet pressure, an electromagnetic impulse valve and a hose, one end of which is connected to a pneumatic generator.