Апаратура для моніторингу життєвих функцій організму
Добове моніторування артеріального тиску, серцевої діяльності та сатурації кисню в крові
Моніторування артеріального тиску. Традиційно прийняті при обстеженні пацієнтів разові вимірювання артеріального тиску (АТ) не завжди відображають справжні його величини, не дають уявлення про добову динаміку. При такому підході є неможливою діагностика артеріальної гіпертензії, підбір антигіпертензивних препаратів, оцінка їх ефективності (особливо при одноразовому застосуванні) і співвідношення лікування.
У досить значного числа хворих при візиті до лікаря, a часто і в клінічній практиці, при одноразових вимірюваннях виявляються високі цифри артеріального тиску, іноді на 20-40 мм рт.ст. вище, ніж при вимірюванні вдома. Іноді це помилково трактується як гіпертензія, але частіше – як “ефект білого халата”. Амбулаторне добове моніторування АТ (ДМАТ) в умовах звичайної життєдіяльності людини допомагає виключити цей ефект, поліпшити якість діагностики і правильно визначити необхідність і тактику лікування.
Крім того, ДМАТ допомагає виявляти помилково-негативні випадки, коли при одноразових вимірюваннях АТ отримують нормальні величини і пацієнти розглядаються як нормотензивних, хоча насправді є гіпертоніками, тобто при моніторуванні у них протягом всього дня виявляються більш високі цифри тиску.
При сучасних підходах до лікування гіпертонічної хвороби (ГБ) потрібно підбирати лікарські засоби, здатні забезпечити підтримку адекватного рівня артеріального тиску протягом 24 годин. При цьому важливість ДМАТ, як методу оцінки якості антигіпертензивної терапії важко переоцінити.
Моніторування АТ протягом доби і більше може використовуватися не тільки для діагностики та контролю ефективності лікування артеріальної гіпертензії (АГ), але і для вивчення впливу на АТ різних стресових ситуацій, режиму харчування, прийому алкоголю, куріння, фізичних навантажень, супутньої лікарської терапії і т. д.
ДМАТ – єдиний неінвазивний метод обстеження, який дозволяє:
– Отримати інформацію про рівень і коливаннях АТ протягом доби, під час неспання і сну;
– Виявляти хворих з нічною гіпертонією, у яких підвищений ризик ураження органів-мішеней;
– Оцінювати адекватність зниження АТ між прийомами чергових доз лікарського препарату;
– Контролювати відсутність надмірного зниження АТ на піку дії препарату або недостатнього зниження перед наступним прийомом, що особливо важливо при застосуванніпролонгованих антигіпертензивних препаратів, розрахованих на одноразовий прийом на добу;
– Виявляти пацієнтів зі зниженою або підвищеною варіабельністю АТ (недостатнім або надмірним його зниженням в нічні години) і вирішувати питання про підбір і призначення гіпотензивного препарату, з урахуванням його впливу на показники АТ не тільки в денний, а й у нічний час.
Типи моніторів тиску
Для вирішення поставлених перед лікарем завдань і правильної оцінки результатів ДМАТ необхідне знання принципів роботи і пристроїв, що використовуються при моніторуванні тиску.
Робота всіх амбулаторних вимірювачів тиску заснована на виявленні відновлення кровотоку через артерію після її пережиму і подальшого скидання тиску в манжеті. Використовуваний в деяких моніторах принцип вимірювання тиску під час нагнітання повітря в манжету дає завищені результати, оскільки для подолання пружності стінки артерії при її перетисканні необхідно створювати надлишковий тиск, що перевищує тиск в судині, особливо при її склерозуванні.
Для визначення моменту відновлення кровотоку через судину можуть застосовуватися різні методи: об’ємна або електроплетізмографія, фотоплетізмографія (датчики, що працюють в минаючому чи відбитому світлі і реагують на появу оксигемоглобіну), ультразвукові детектори кровотоку, ємнісні перетворювачі пульсу, датчики, що реєструють кліренс ізотопів і т.д.
Далеко не всі ці методи застосовні при конструюванні носимих приладів для моніторування АТ. Імпедансні системи, наприклад, в яких відновлення кровотоку через артерію контролюється реографічним методом, не знайшли застосування в амбулаторній практиці не тільки через складність експлуатації, але і через недостатньо малі габарити приладів.
Ультразвукові датчики, засновані на ефекті Допплера, також не стали застосовувати в системах амбулаторного моніторування АТ через малу завадостійкість і складнощі з позиціонуванням датчика кровотоку над артерією.
У перших серійних амбулаторних моніторах тиску використовувався акустичний спосіб вимірювання, заснований на виявленні тонів Короткова за допомогою спеціальних мікрофонів, вбудованих в манжету. Накладення манжети вимагає точного розташування мікрофону над артерією і збереження його позиції при всіх вимірах, що досить важко забезпечити протягом доби.
Цей метод, хоча й набув найбільшого поширення і вважається еталонним, не завжди задовольняє користувачів через недостатню точність вимірювання діастолічного тиску (АТд), коли помилки можуть досягати 10-20%. Крім того, залишається не до кінця з’ясованим механізм походження тонів Короткова і залежність їх амплітудних і частотних характеристик, а також моменту появи і зникнення, від еластичних властивостей артерій.
Рис.1. Монітор АТ
Рис. 2 Принцип під’єднання монітора АТ до тіла пацієнта
Монітори, побудовані на акустичному принципі вимірювання, недостатньо захищені від зовнішніх шумів і перешкод, що виникають при терті манжети з розташованим в ній мікрофоном об одяг і т.п. Тому стали випускатися комбіновані системи з одночасною реєстрацією ЕКГ, в яких перешкодостійкість забезпечується тим, що мікропроцесор прив’язує до величин тиску тільки ті тони, які збігаються за часом з зубцем R електрокардіосигналу, а решта акустичні феномени розцінюються як артефакти.
Недоліки моніторів тиску з акустичним принципом вимірювання не обмежуються перерахованими. Вбудовані в манжету датчики чутливі до механічних пошкоджень, часто виходять з ладу через поломку кристала п’єзокераміки або обриву проводів.
Більш придатним для використання в амбулаторних моніторних системах був визнаний осцилометричний метод. Осциляторні системи, наприклад монітор АВРМ-02 фірми “Медітех” (Угорщина), отримали досить велике поширення,оскільки вони практично не чутливі до шуму, дозволяють легко і швидко накладати манжету, не піклуючись про точність її позиціонування. Важливою перевагою осциляторного методу є можливість визначення середнього тиску (АТср), відомості про який необхідні для уявлення про хід розвитку різних форм гіпертоній, визначення залежності кров’яного тиску від впливів зовнішніх факторів і терапевтичних заходів. Такі монітори придатні для моніторування АТ у пацієнтів зі слабким пульсом, глухими тонами Короткова або низьким артеріальним тиском.
В приладах, заснованих на осциляторному методі, відбувається вимір систолічного (АТс) та середнього (АТср) артеріального тиску. За АТс приймається величина тиску в манжеті в момент появи перших пульсацій під час декомпресії, а за АТср – тиск, відповідний появі осциляції з максимальною амплітудою[6]. Діастолічний тиск (АТд) розраховується на підставі автоматичного аналізу амплітуди і форми пульсацій повітря в манжеті за алгоритмами, які зазвичай тримаються в секреті фірмами-розробниками.
В моніторах інших конструкцій АТср найчастіше обчислюється автоматично шляхом додавання 1/3 пульсового тиску до діастолічного.
Останнім часом з’явилися монітори з пульс-динамічним способом визначення артеріального тиску. Наприклад, в моніторах “Дінапульс” американської фірми “PulseMetric “, замість амплітудного використовується так званий” подібний “або контурний спосіб оцінки, коли під час аналізу кожної осциляції повітря в манжеті здійснюється побудова, запатентованим способом, пульсової хвилі в артерії і по ній вимірюється АТс і АТд, а АТср обчислюється автоматично шляхом додавання до 1/3 систолічного 2/3 діастолічного.
Відображення на екрані комп’ютера реконструйованих по кожному скороченню пульсових хвиль індивідуальний аналіз їх форми дозволяє виявляти нерегулярні (аритмичні) скорочення, що допомагає в оцінці точності вимірювань.
Самі по собі величини АТс і АТд, визначені будь-яким непрямим методом, не є цифрами тиску всередині артерії. Це скоріше тиск, який потрібно створити в манжеті для припинення кровотоку і поширення пульсової хвилі по артерії або зміни характеру прослуховуваних над нею тонів. Ці величини тиску хоча і перебувають з істинними в прямо пропорційному відношенні, все ж є помітно більш високими і мають чисто локальне і умовне значення за місцем накладення манжети, положенню хворого і по типу використовуваної апаратури. Однак, нехтувати цими цифрами не слід, тому що вони можуть мати значення для характеристики стану судинної системи та кровообігу в цілому. У той же час, величина АТср абсолютна і не залежить від стану стінки артерії, м’яких тканин і покривів кінцівки і властивостей манжетки.
Осциллометричні системи моніторування АТ теж не позбавлені недоліків. При їх застосуванні обов’язковим є забезпечення, в момент вимірювання, нерухомості кінцівки, на яку накладена манжета. Тому деякі фірми, зокрема фірма “Шиллер” (Швейцарія), випускають осциляторні монітори тиску, в яких для підвищення перешкодозахищеності використовується комбінація осцилометричного і акустичного методів.
Мабуть, при розробці моніторів АТ доцільніше використовувати комбінацію осцилляторного і електрокардіографічного або, в крайньому випадку, акустичного та електрокардіографічного, але найкраще всіх трьох методів, як це робиться в комбінованих моніторах “Кардіотехніка-4000-АД” фірми “ІНКАРТ” (Санкт- Петербург), призначених для моніторування АТ та ЕКГ. Необхідно зазначити, що використання моніторів артеріального тиску, в яких ЕКГ служить лише для контролю правильності виділення пульсацій або тонів Короткова, економічно не зовсім виправдано, тому що вимагає придбання разових ЕКГ-електродів, що підвищує вартість дослідження. Зате, завдяки більшій перешкодозахищеності, вимірювання артеріального тиску з їх допомогою можуть проводитися при фізичних навантаженнях.
В сучасних амбулаторних моніторах артеріального тиску нагнітання повітря в манжету відбувається автоматично до певної, заздалегідь встановленої величини. Якщо ця величина значно перевищує систолічний АТ або не досягає його, то при повторних вимірах прилад автоматично коригує величину тиску, створюваного в манжеті.
Виміри, як правило, здійснюються за заданою програмою під час декомпресії, яка відбувається за різними алгоритмами. В одних моніторах швидкість скидання тиску в манжеті нерівномірна – спочатку тиск скидається повільно, а після визначення АТс – швидше, в інших швидкість рівномірна – по 2-3 мм рт.ст. на пульсової удар, в третіх вона регулюється автоматично, залежно від величини тиску і частоти серцевих скорочень, що краще, тому що системи з постійним рівномірним скиданням затягують процедуру вимірювання артеріального тиску, особливо при рідкісному пульсі, і викликають неприємні відчуття у пацієнта. Збільшення швидкості декомпресії може привести до помилок у вимірах, більш помітним при брадикардії.
Точність вимірювання тиску моніторами зазвичай не контролюється користувачем, так як гарантується фірмами-виробниками відповідно до міжнародних вимог та стандартів. Безпека пацієнтів забезпечується наявністю в моніторах програмних або механічних засобів, які автоматично вимикають живлення компресора і скидають тиск в манжеті при перевищенні максимально допустимих величин тиску або часу стиснення кінцівки, контрольованого вбудованими годинниками реального часу. Крім цього, монітори можуть бути забезпечені кнопкою ручного аварійного відключення компресора і скидання тиску.
Холтер-моніторинг – це метод, що дозволяє оцінити серцеву діяльність пацієнта в умовах дотримання звичного способу життя.
За результатами лікар кардіолог може спостерігати реакцію серця на фізичне та емоційне навантаження, визначити можливу ішемію міокарда за станом серця під час сну і впродовж доби. Також метод дозволяє встановити причину непритомності та переднепритомний стан. Дослідження проводиться в амбулаторному режимі, тому пацієнт може вільно займатися своїми буденними справами. Ця методика є високоінформативною і абсолютно безпечною для пацієнта.
Рис.3 Холтер-монітор та реєстратор ЕКГ подій Merlin
Рис. 4. Принцип під’єднання холера до тіла пацієнта
Монітор артеріального тиску та електрокардіосигналів призначений для одночасного контролю зміни артеріального тиску та роботи серця.
Рис. 5. Монітор артеріального тиску та електрокардіосигналів добовий.
Рис. 6. Монітор артеріального тиску та електрокардіосигналів добовий SDM23
Головними складовими частинами монітора є:
· електронний блок,
· компресійна манжета для вимірювання AT на плечі
· кабель ЕКС.
Рис. 7. Одна з можливих схем розташування електродів на грудній клітці пацієнта
а) б)
Рис. 8. Кріплення електронного блока монітора АТ і ЕКГ
а) на манжеті, б) на поясі пацієнта
Добовий монітор АТ и ЕКГ по Холтеру Card(X)Plore
Пульсоксиметр – медично-діагностичний прилад для вимірювання рівня сатурації кисню в капілярній крові. Існує чимало патологій, що супроводжуються гіпоксією (нестачею кисню у крові). У таких випадках моніторинг сатурації необхідний постійно.
Рис. 9. Пульсоксиметри.
В пульсоксиметрі встановлено два світлодіоди, які випромінюють червоне і інфрачервоне світло, і фотодетектор (фотоприймача), який це світло приймає. За зміною в співвідношенні поглинання червоного та інфрачервоного світла в приймачі під час систоли і діастоли пульсоксиметр визначає вміст оксигенованого гемоглобіну в артеріальній крові, так як інфрачервоне світло адсорбує оксигенований гемоглобін, а червоне світло – деоксигенованний гемоглобін.
Рис. 10. Принцип роботи пульсоксиметра
Рис. 11. Структурна схема пульсоксиметра
Сатурацію, визначену пульсоксиметром позначають символами – SpO2. Якщо сатурацію визначали лабораторним (інвазивним) шляхом (так звану справжню сатурацію), то її позначають символами – SaO2. Нормальні показники сатурації (SpO2) – 95-98 %.
Що б правильно зрозуміти цифри сатурації можна їх порівняти з парціальним тиском кисню в крові (PaO2).
· Так сатурація (SpO2) 95-98 % відповідає – 80-100 мм рт. ст. (PaO2).
· Сатурація (SpO2) 90 % відповідає – 60 мм рт.ст. (PaO2).
· Сатурація (SpO2) 75 % відповідає – 40 мм рт.ст. (PaO2).
Обладнання моніторингу для акушерства та гінекології
Інкубатори для виходжування новонароджених
Інкубатор для виходжування новонароджених, розроблений спеціально для створення умов виходжування новонароджених з екстремально низькою масою тіла, починаючи з 500 г. Інкубатор здатен підтримувати автоматично стабільною температуру повітря всередині інкубатора, підтримувати на заданому рівні температуру тіла дитини та автоматично підтримувати рівень вологості всередині інкубатора, не інфікуючи при цьому дитину навіть при довготривалому виходжуванні. Інкубатор при роботі виключає всі фактори негативного впливу на дитину під час виходжування.
Кювез для новонароджених з системою регулювання температури і вологості повітря містить систему автоматичного регулювання подачі кисню. В системі є пристрій зворотнього зв’язку, а саме оксиметр. Регулятор подачі кисню виконаний у вигляді електромагнітного клапану, вхід якого з’єднанй з джерелом свіжого кисню, а вихід – з кювезом.
Рис. 1. Інкубатор для інтенсивної терапії PC-305
Реанімаційний комплекс є інкубатором відкритого типу для виходжування новонароджених. Інфрачервона лампа в автоматичному режимі підтримує стабільною температуру тіла дитини незалежно від умов навколишнього середовища. На цій системі тримають особливо важких дітей, яким потрібно часто проводити маніпуляції. Система має ефективний інфрачервоний обігрівач, який вимірює температуру дитини 40 разів за 1 секунду з точністю 0,01 град С та змінює потужність обігріву. Система дозволяє використовувати її навіть в якості операційного столу для хірургічних втручань у новонароджених. Для стабілізації температури тіла достатньо тільки задати бажану температуру тіла та спостерігати поточну температуру та сигнали тривоги.
Рис. 2. Блок інтенсивної терапії MULTISYSTEM 2051
Фетальний (ембріональний) монітор реєстрації КТГ плоду
Фетальний монітор для реєстрації серцевої діяльності (ЧСС), рухової активності плоду і скорочувальної діяльності матки при вагітності з автоматичним аналізом антенатальної КТГ (кардіотокографії), з врахуванням терміну вагітності, починаючи з 24 тижнів і до розвитку регулярної пологової діяльності.
Рис. 3. Фетальний монітор реєстрації КТГ плоду.
Принципи отримання результатів МОНІ ТОРУВАННЯ
Ультразвук
Імпульсна направлена Доплерівська система працює з датчиками 1,5 і 2,0 МГц. Датчик повністю внутрішньо екранований, щоб мінімізувати високочастотну емісію і інтерференцію ультразвуку.
Рис. 4. Результати моніторування.
Скорочення матки.
Рис. 5. Вимірювання сили маткового скорочення.
Для зручності пацієнтки і забезпечення точності вимірювання сили маткового скорочення використовується легкий, плоский захисно-кільцевий токодинамометр Cміта з такими ж ременями і пряжками, як і для ультразвукового датчика.
Актограма.
Для реєстрації рухів плоду використовується низькочастотна складова Доплерівського ультразвукового сигналу, при використанні УЗ датчика 1,5 МГц. Графічна крива являє низькочастотні Доплерівські сигнали (які відображають швидкість руху менше 4 см/с).
Рис. 6. Актограма.
Апарат для проведення штучної вентиляції легенів BEAR CUB 750psv орієнтований на використання для новонароджених з масою тіла, починаючи з 300-400 грамів. Він має 14 можливих режимів вентиляції, що дозволяють адаптувати апарат для будь-якого стану новонародженого з дихальними розладами при мінімальних наслідках проведення штучної вентиляції. Апарат має в комплекті повністю автоматичний зволожувач, що підтримує рівень підігріву та зволоження дихальної суміші на необхідно фізіологічному рівні. Спеціальний датчик вимірює дихальні об’єми безпосередньо на конекторі пацієнта, що дає змогу точно, з шагом 0,1 мл витримувати норми вентиляції. Крім того, апарат дозволяє адаптуватись до самостійного дихання дитини, при цьому апарат подає свої вдихи синхронно зі спробами дихання пацієнта.
Рис. 7. Апарат для проведення штучної вентиляції легенів BEAR CUB 750psv
Обладнання для підтримки життя призначене для підтримки роботи тіла пацієнта. На етапі елементарного підтримання життя виконуються дії для відновлення життєво-важливих функцій організму – серця й дихання, тому апаратура для штучного забезпечення життєдіяльності включає медичні вентилятори (апарат ШВЛ), серцево-легеневі апарати, апарати для діалізу та ін.
Коротко про Організацію реанімаційної допомоги
Необхідність у реанімаційній допомозі може виникнути у будь-якій обстановці. Життя постраждалого у цьому випадку буде залежати від того, наскільки людина, яка надає допомогу, володіє методами реанімації (зовнішній масаж серця та штучне дихання). Звичайно, що повноцінні реанімаційні заходи може провести лише медичний працівник.
Встановлено, що організм людини продовжує функціонувати й після зупинки дихання та серцевої діяльності, хоча при цьому припиняється постачання до клітин кисню, без якого неможливе існування живого організму. Різні тканини по-різному реагують на відсутність постачання до них крові та кисню, тож їхнє відмирання відбувається у різні часи. Тому своєчасне відновлення кровообігу та дихання за допомогою комплексу заходів, що називаються реанімацією, може вивести хворого з термінального стану.
Термінальні стани можуть спричинятися різними причинами: шоком, інфарктом міокарда, великою крововтратою, закупоркою дихальних шляхів або асфіксією, електротравмою, утопленням, засипанням землею і т. д.
У термінальному стані виділяють 3 фази, або стадії:
· агонія;
У преагональному стані свідомість хворого ще зберігається, але вона сплутана, артеріальний тиск спадає до нуля, пульс різко прискорюється та стає ниткоподібним, дихання поверхове, утруднене, шкірні покриви бліді.
Під час агонії артеріальний тиск та пульс не визначаються, очні рефлекси (рогівковий, реакції зіниці на світло) зникають, дихання набуває характеру ковтання повітря.
Клінічна смерть — короткочасна перехідна стадія між життям та смертю, її тривалість 3-6 хвилин. Дихання та серцева діяльність відсутні, зениці розширені, шкірні покриви холодні, рефлексів немає. У цей короткочасний період ще можливо відновити життєві функції за допомогою реанімації. У пізніші строки настають незворотні зміни у тканинах та клінічна смерть переходить у біологічну, справжню.
Після повернення організму зі стану клінічної смерті спочатку відновлюється діяльність серця, пізніше самостійне дихання та лише у подальшому, коли зникнуть різкі зміни у обміні речовин та кислотно-основному стані, може відновитися функція мозку.
Період відновлення функції головного мозку найдовший. Навіть після короткочасної гіпоксії та клінічної смерті (менше хвилини) свідомість може бути тривалий час відсутня.
Організація спеціального кабінету у поліклініці, аптеці, будь-якому медичному пункті, де необхідно мати реаніматологічний набір, є дуже важливою.
Рис.1. Сумка-укладка. Рис. 2. Реанімаційний набір.
Реанімобілі повинні бути оснащені усім необхідним для здійснення реанімації і навіть для проведення операцій, таких як трахеостомія, катетеризація вен, артерій та серця, прямий масаж серця та ін.
Рис.3. Обладнання реанімобіля.
Сучасні автомобілі швидкої медичної допомоги обладнані:
1. кріслом лікаря зі спинкою та підголівником;
2. двопозиційним автоматичним ременем безпеки;
3. амбулаторним столом без електро-гідравлічного принципу дії;
4. носилками з функцією можливого транспортування пацієнта від місця аварії до ліжка;
5. Серія професійних дефібриляторів-моніторів з:
· біфазним імпульсом прямокутної форми з інноваційною технологією стабілізації сили струму (CCD),
· високо контрастним ЖК-монітором,
· 3-Х канальним ЕКГ,
· режимом кардіоверсії (синхронізація з ЕКГ),
· функцією автоматичного аналізу ЕКГ,
· дефібриляцією в ручному та автоматичному режимах,
· вмонтованим пульсоксиметром,
· трансторакальним кардіостимулятором,
· багаторазовими дорослими/дитячими електродами для дефібриляції («утюжками»),
· вмонтованим термопринтером,
· автоматичним зберіганням інформації на карті пам’яті (ЕКГ, тривалість реанімації, епізоди дефібриляції, аудіозаписом);
6. апарат для підтримання життєдіяльності пацієнта для машин реанімаційної допомоги в екстремальній ситуації;
7. апарат для кисневої інгаляції, кисневі балони;
8. апарат штучні легені;
9. кріплення для 2-х інфузиційних пляшок;
10. електророзетка для підключення інкубатора для немовлят;
11. живлення обладнання від мережі змінного струму (230В), бортової електромережі автомобіля та акумулятора.
Апарати для штучного забезпечення життєдіяльності людини
Штучна вентиляція легенів
Штучна вентиляція легенів – ШВЛ – (Controlled mechanical ventilation – CMV) – метод, за допомогою якого відновлюються і підтримуються порушена функція легень – вентиляція і газообмін.
Суть штучної вентиляції легенів (штучного дихання) полягає у примусовому введенні повітря в легені. Вона застосовується у випадках зупинки дихання, а також за наявності неправильного чи майже непомітного дихання. Штучна вентиляція легень покликана вирішувати завдання, яке у нормі виконують дихальні м’язи. Це завдання включає в себе забезпечення оксигенації та вентиляції (видаленні вуглекислого газу) легень пацієнта. При працюючому серці ефективне штучне дихання швидко покращує стан хворого. Шкірні покриви набувають природного кольору, з’являється пульс, починає виявлятися артеріальний тиск.
Найефективніше штучне дихання, або ШВЛ, проводити за допомогою спеціальних апаратів для штучного дихання. У разі відсутності таких пристроїв штучну вентиляцію легенів проводять способом «з рота в рот». При цьому в легені потерпілого потрапляє близько 1,5 л повітря, що дорівнює об’єму одного глибокого вдиху.
Показання до ШВЛ
ШВЛ показана у випадках, коли є гострі порушення дихання, що призводять до гіпоксемії і (або) гіперкапнії та дихального ацидозу. Аналіз газового складу артеріальної крові – найбільш точний метод оцінки функції легенів, але, на жаль, не завжди можливий, особливо в екстрених ситуаціях. У цих випадках показаннями до ШВЛ служать клінічні ознаки гострих порушень дихання: виражена задишка, що супроводжується ціанозом (посиніння шкіри та слизових оболонок, обумовлені високим вмістом в крові відновленого гемоглобіну); різке тахіпноє (тимчасове припинення дихальних рухів) або брадіпноє (патологічне зменшення частоти дихання, що розвивається при зниженні збудливості дихального центру); участь допоміжної дихальної мускулатури грудної клітини і передньої черевної стінки в акті дихання; патологічні ритми дихання. Переведення хворого на ШВЛ необхідне при дихальній недостатності, що супроводжується порушеннями; при комі; землистого кольору шкірних покривах; підвищеній пітливості або зміні величини зіниць.
Таким чином, штучну вентиляцію легень проводять:
• у всіх випадках важкого шоку, нестабільності гемодинаміки, прогресуючому набряку легенів і дихальної недостатності, викликаної бронхолегеневою інфекцією;
• при черепно-мозковій травмі з ознаками порушення дихання та / або свідомості (через необхідність лікування набряку мозку за допомогою гіпервентиляції і достатнього забезпечення киснем);
• при важкій травмі грудної клітки і легень, що призводить до порушення дихання і гіпоксії;
• у разі передозування лікарських препаратів і отруєння седативними засобами (негайно, тому що навіть незначна гіпоксія і гіповентиляція погіршують прогноз);
• при неефективності консервативної терапії ОДН, викликаної астматичним статусом або загостренням ХОЗЛ.
Існує два основних типи ШВЛ: вентиляція з негативним тиском і вентиляція з позитивним тиском.
Перші апарати ШВЛ копіювали механізм дихання людини. Вони працювали за принципом вентиляції з негативним тиском.
Вентиляція з негативним тиском проводиться зовнішньою дією на стінки грудної порожини (грудну клітину чи діафрагму).
Апарати ШВЛ зовнішньої дії працюють на гравітаційному або пневматичному принципі.
До гравітаційних відносяться «ліжко, що хитається» (хворого укладають на спину на ліжку, яке хитається відносно своєї поперечної горизонтальної осі. При опусканні узголів’я ліжка вміст черевної порожнини своєю масою тисне на діафрагму, завдяки чому відбувається активний видих. При підніманні узголів’я ліжка діафрагма опускається, забезпечуючи надходження повітря в легені).
До пневматичних відносяться:
– Апарати типу «залізні легені». Оболонка респіратора обхоплює тулуб нижче шиї, а створюваний під оболонкою від’ємній тиск приводить до виникнення градієнту тисків і газотоку з верхніх дихальних шляхів в легені. Вдих відбувається за рахунок створення розрідження навколо грудної кітини, а видих відбувається пасивно.
– Апарати з кірасою. Здійснення ШВЛ шляхом створення циклічних змін тиску повітря навколо грудної клітки та верхньої частини живота хворого. Принцип їх роботи той же, що і «залізних легень», але вентиляційний ефект є меншим.
– Апарати з пневматичними нагрудними поясами. ШВЛ здійснюються шляхом створення циклічних змін тиску повітря в поясах, які накладають на грудну клітину або на верхню частину живота хворого. Вентиляція здійснюється активним видихом (нагнітання повітря в пояс) і пасивним вдихом (відсмоктування повітря з поясу).
Рис. 1. Штучна вентиляція легень з негативним тиском. Апарат «Залізні легені».
Цей режим утруднює доступ до тіла пацієнта і недопустимий при проведенні оперативних втручань. На даний момент не використовується.
Ще однин спосіб забезпечення газообміну – електростимуляція дихання, яка застосовується нечасто (принцип дії залежить від управління вентиляцією шляхом періодичного подразнення діафрагмальних нервів чи діафрагми електричними імпульсами).
Вентиляція з позитивним тиском може бути інвазивною або неінвазивною.
ШВЛ з інтубацією трахеї називають інвазивними методами.
а б в
Рис. 2. Пацієнти з:
назотрахеальною (а), оротрахеальною (б) інтубацією та з трахеостомою(в).
Неінвазивні методи ШВЛ.
В кінці 80-х років XX століття для тривалої вентиляції легень був запропонований новий метод респіраторної підтримки – неінвазивної, або допоміжної, ШВЛ за допомогою носових і лицьових масок (НШВЛ).
Рис. 3. Пацієнтка на вентиляції легень через маску
Для повного розуміння методів неіназивної ШВЛ позитивним тиском, необхідно розглянути процес дихання.
Під час спонтанного вдиху скорочення дихальних м’язів зменшується внутрішньогрудний тиск і стає нижче атмосферного, що сприяє надходженню повітря у легені. Обсяг газу, що надходить в легені з кожним вдихом, визначається величиною негативного тиску в дихальних шляхах і залежить від сили дихальних м’язів і податливості легень та грудної клітини. Під час спонтанного видиху тиск у дихальних шляхах стає слабопозитивний. Таким чином, вдих при спонтанному (самостійному) диханні відбувається при негативному тиску, а видих – при позитивному тиску в дихальних шляхах. Так званий середній внутрішньогрудний тиск при спонтанному диханні, розрахований за величиною площі вище і нижче нульової лінії атмосферного тиску, під час усього дихального циклу буде рівний нулю.
Будь-який механічний вдих може бути описаний виходячи з відповідей на три питання: як він починається, як здійснюється і як закінчується. Початок вдиху називається тригеруванням. Тригерування по тиску – це початок механічного вдиху при зменшенні тиску в дихальних шляхах нижче встановленого рівня, названого чутливістю тригера. Тригерування по потоку здійснюється при появі в дихальному контурі ознак потоку повітря, створюваного дихальною спробою хворого. Третій тип тригерування – за часом. У цьому випадку респіратор починає механічний вдих без урахування дихальних спроб хворого – по закінченні встановленого лікарем проміжку часу, що пройшов після останнього попереднього вдиху.
ШВЛ способом позитивного тиску можна розділити на два основних види:
• вентиляцію з переміжним позитивним тиском (ВППД; intermittent positiv pressure ventilation – IPPV англійських авторів), тобто з активним вдихом і пасивним видихом,
• вентиляцію з переміжним позитивно-негативним тиском (ВППОД; intermittent positive-negative pressure ventilation – IPNPV, NEEP англійскіх авторів), тобто з активним вдихом і активним видихом.
Вентиляція з переміжним позитивним тиском має два різновиди:
а) вентиляцію з переміжним позитивно-нульовим тиском (Zero end-expiratory pressure – ZEEP англійських авторів), при якій пасивний видих відбувається вільно, без затримки, і легені пацієнта спадають при видиху до розмірів функціональної залишкової ємності,
б) вентиляцію з переміжним позитивно – позитивним тиском (Positive end-expiratory pressure – PEEvY англійських авторів), при якій через опір пасивному видоху (або протитиску) легені пацієнта за час видиху не випорожнюються до функціональної залишкової ємкості . При цьому виникають постійні за знаком, але різні за величиною тиски в кінці вдиху і видиху.
Найбільшого поширення набули методи ШВЛ, при яких за допомогою респіратора в дихальні шляхи пацієнта вводять газову суміш із заданим об’ємом або з заданим тиском. При цьому в дихальних шляхах і легенях створюється позитивний тиск. Після закінчення штучного вдиху подача газової суміші в легені припиняється і відбувається видих, під час якого тиск знижується. Ці методи отримали назву ШВЛ з переміжним позитивним тиском (Intermittent positive divssure ventilation – IPPV). При ШВЛ з переміжним позитивним тиском середній внутрішньогрудний тиск буде позитивним, оскільки обидві фази дихального циклу – вдих і видих – здійснюються з позитивним тиском.
Високочастотна ШВЛ
Незважаючи на широке застосування методів ВЧ ШВЛ, вони в основному застосовуються як допоміжні методи при проведенні респіраторної терапії. Як самостійний вид ВЧ ШВЛ для підтримки газообміну недоцільна. Часткове застосування сеансів цього методу тривалістю 40 хвилин може бути рекомендовано всім хворим, яким проводиться ШВЛ понад 24 годин. Комбінація ВЧ ШВЛ з традиційною ШВЛ – переривчаста ВЧ ШВЛ – є перспективним методом підтримання адекватного газообміну і профілактики легеневих ускладнень у післяопераційному періоді. Суть методу полягає в тому, що в режим ВЧ ШВЛ вводяться паузи, щоб забезпечити зниження тиску в дихальних шляхах до необхідної величини. Ці паузи відповідають фазі видиху при традиційній ШВЛ. Паузи створюються шляхом відключення електромагнітного перетворювача апарату ВЧ ШВЛ на 2-3 з 6-10 разів на хвилину під контролем рівня газів у крові.
Високочастотною прийнято вважати ШВЛ з частотою дихальних циклів більш 60 в хвилину. Така величина обрана тому, що при зазначеній частоті перемикання фаз дихальних циклів виявляється основна властивість ВЧ ШВЛ – постійний позитивний тиск (ППТ) в дихальних шляхах. Природно, що межі частоти, від яких проявляється ця властивість, досить широкі і залежать від умов, розтяжності легень і грудної клітини, швидкості та способу вдування дихальної суміші та інших причин. Однак у переважній більшості випадків саме при частоті дихальних циклів 60 в хвилину в дихальних шляхах хворого створюється ППТ.
Класифікація респіраторів
Єдиної і загальновизнаної класифікації апаратів ШВЛ наразі немає. Зазвичай вона передбачає розподіл їх у групи з ряду характерних ознак: виду енергії, використовуваної під час роботи вентилятора, способу перемикання фаз дихального циклу, за принципом дії системи сигналізації тощо. З іншого боку, апарати ШВЛ поділяють за призначенням (стаціонарні, транспортні), за конструкцією (пересувні, транспортовані, переносні), за способом руху механізму (централізоване джерело стиснутого газу, внутрішній чи зовнішній компресор, міх та інше) тощо.
Основа пропонованої класифікації апаратів ШВЛ – місце і мета їх використання. Залежно від цього всі респіратори можна розділити на кілька класів:
1. апарати для проведення респіраторної підтримки в домашніх умовах і хоспісах (нереанімаційні моделі), а також транспортні респіратори;
2. апарати для проведення стандартної респіраторної підтримки в неспеціалізованих відділеннях інтенсивної терапії (базові моделі);
3. апарати для проведення респіраторної підтримки у хворих з тяжкими розладами дихання в умовах неспеціалізованих відділень інтенсивної терапії (моделі з розширеними функціями);
4. апарати для проведення респіраторної підтримки в умовах респіраторних центрів і спеціалізованих відділень реанімації у хворих з особливою тяжкістю дихальних розладів, як правило, у поєднанні з іншими проявами поліорганної недостатності (моделі вищого рівня);
5. респіраторна техніка для спеціальних цілей – апарати для проведення високочастотної ШВЛ, пристрої для подачі оксиду азоту, гелієво-кисневої суміші, екстракорпоральної оксигенації і виведення вуглекислоти.
Розглянемо докладніше технічні особливості респіраторів різних груп.
Нереанімаційні і транспортні моделі
Особливостями цих респіраторів є:
• необхідність всього одного джерела стисненого газу – кисню. Повітря підсмоктується із зовнішнього середовища або забезпечується системою невисокого тиску – повітродувкою;
• спрощена система підготовки киснево-повітряної суміші. Внаслідок цього вміст кисню є приблизними і відсутня можливість тонкого регулювання його концентрації;
• невелика маса і простота управління;
• відсутність можливості створення позитивного тиску в дихальних шляхах – PEEP. Якщо ця можливість є, то здійснюється за допомогою механічного пелюсткового клапана вдиху-видиху. Пристрій клапана не дозволяє підтримувати високу точність створюваного PEEP. При проведенні тривалої ШВЛ пелюстки клапана можуть злипатися один з одним під впливом вологи повітря, що видихається і перестати адекватно функціонувати. Наявність пелюсткового клапана не дозволяє включити в контур респіратора активний зволожувач. Слід виключити навіть короткочасне використання активного зволожувача через небезпеку обструкції клапани видиху з розвитком гіпоксії та гіперкапнії. Єдина можливість забезпечити зволоження дихальної суміші – використання фільтра-тепловологообмінника;
• мінімум режимів вентиляції і тривог. Кількість режимів тривог обмежена. Однією з причин обмежень є відсутність датчика потоку в коліні видиху респіратора, що не дозволяє вимірювати відповідність потоку та обсягу надходить в легені повітря заданих лікарем величинам. Як правило, в респіраторах описуваної групи є тільки датчик тиску в дихальному контурі. Зазначений датчик забезпечує контроль лише над самим необхідним параметром: надлишковим тиском у дихальних шляхах.
Базові моделі
Характерні риси:
• використання двох систем стисненого газу – кисню та стисненого повітря. Ці дві системи стисненого газу необхідні для забезпечення точного змішування киснево-повітряної суміші в заданих пропорціях;
• наявність додаткового контролю концентрації вдихуваного кисню. Контроль може здійснюватися механічним шляхом за допомогою тарільчатого клапана або спеціальним кисневим датчиком;
• наявність клапана видиху, розташованого на респіраторі дистально по відношенню до хворого. У базових моделях клапан видиху пасивний, оскільки він відкривається видихається хворим повітрям і закривається при закінченні видиху. Його пристрій дозволяє досить точно дозувати величину PEEP. Конструкція клапана передбачає як використання тепловологообмінника, так, при необхідності, і активного зволоження дихальних шляхів за допомогою вбудованого в дихальний контур зволожувача;
• наявність датчиків тиску і потоку. Використання двох типів датчиків дозволяє забезпечити необхідні звукові і світлові тривоги при невідповідності установок респіратора та дійсних параметрів вентиляції пацієнта;
• можливість проведення ШВЛ за двома основними алгоритмами – Assist Control і SIMV. Обов’язкові вдихи в кожному з цих алгоритмів забезпечуються як в режимі об’ємної вентиляції (Volume Control), так і вентиляції по тиску (Pressure Control). Допоміжні вдихи при використанні алгоритму SIMV підтримуються в режимах Pressure Support або СРАР. Є можливість апнойної вентиляції, тобто механічної вентиляції у разі відсутності обов’язкових або допоміжних вдихів протягом певного проміжку часу;
• можливість створення пауз вдиху і видиху. Паузи створюються з метою оцінки тиску плато на вдиху і внутрішнього PEEP (ауто-РЕЕР);
• забезпечення синхронності дихальних спроб пацієнта і роботи апарату ШВЛ за допомогою тригерів по потоку і по тиску. У базових моделях час відгуку трігера становить зазвичай 300 -400 мс.
Моделі з розширеними функціями
Крім опцій, представлених в базових моделях, в апаратах даної групи додатково мають бути:
• поліпшені можливості синхронізації дихальних спроб пацієнта з роботою респіратора. Час відгуку тригера на дихальну спробу хворого не повинно перевищувати 100 – 150 мс. При такій величині часу відгуку хворий не реагує на затримку подачі вдиху. У ряді моделей настільки короткий час відгуку реалізується за допомогою двох датчиків: потоку – на вдиху і на видиху. В інших сучасних респіраторах тригер по потоку функціонує без наявності базового потоку;
• графічне представлення кривих обсягу, потоку і тиску в дихальних шляхах;
• можливість зміни швидкості і профілю потоку при проведенні вентиляції в режимах по тиску. Регуляція зазначених параметрів потрібна для поліпшення збігу дихального патерну хворого і роботи респіратора;
• активний клапан видиху. Його відкриття і закриття регулюються мікропроцесором респіратора окремо від клапана вдиху. Це дозволяє проводити ШВЛ з двома рівнями тиску в дихальних шляхах (типу BIPAP);
• подвійні режими вентиляції – PRVC і, можливо, VAPS;
• автоматичне вимірювання респіратором опору дихальних шляхів, динамічної податливості, а також можливість визначення активності дихального патерну пацієнта.
Моделі вищого рівня
Респіраторами вищого рівня повинні бути оснащені великі спеціалізовані відділення реанімації. Однак через їх високу вартість кількість апаратів вищого рівня в респіраторному парку не повинно перевищувати 20 -30%. Використання такої техніки виправдано тільки при крайній тяжкості дихальних розладів, а також при ураженні інших систем, наприклад при поєднанні черепно-мозкової травми і важкого абдомінального компартмент-синдрому.
До респіраторів вищого класу, крім тих можливостей, якими володіють моделі з розширеними функціями, висувають такі вимоги:
• здатність до підтримання спонтанного дихання хворого в будь-якій фазі дихального циклу і в будь-якому режимі вентиляції (так званий віртуальний Pressure Support);
• можливість зміни критеріїв видиху в режимі Pressure Support;
• можливість багатокомпонентного моніторингу легеневої механіки з використанням трахеальних і стравохідних датчиків;
• наявність однієї або декількох інтегрованих програм для визначення статичної кривої тиск-об’єм, проведення рекрутменту легенів, автоматичного визначення оптимальних параметрів вентиляції і відлучення пацієнта від респіратора.
Основні частини апарату ШВЛ
Апарат ШВЛ складається з наступних складових частин (рис. 4):
• центру керування;
• джерела медичних газів;
• змішувача кисню і повітря;
• пристроїв для зволоження і очищення дихальної суміші;
• дихального контуру з клапанами вдиху і видиху;
• датчиків контролю потоку і тиску.
Основну задачу, яку вирішує респіратор, можна сформулювати наступним чином: респіратор повинен змішати в заданих пропорціях повітря і кисень, очистити і зволожити їх, після чого подати під позитивним тиском у дихальні шляхи хворого згідно з визначеним алгоритмом. При цьому апарат ШВЛ повинен здійснювати контроль безпеки всіх вироблених ним дій.
а. Схема апарата ШВЛ з активним зволожувачем і датчиками потоку;
б. Схема апарата ШВЛ з фільтром-тепловологообмінником і датчиками тиску;
в. Схема апарата ШВЛ з дистальним суміщеним клапаном вдиху-видиху (транспортні моделі).
Рис. 4. Схеми апарата ШВЛ. 1, 2 – фільтри очистки поступаючих газів; 3 – кисневий датчик; 4 – клапан вдиху; 5 – додатковий датчик потоку; 6 – активний зволожувач; 7 – коліно вдиху дихального контуру; 8 – Y-подібне з’єднання дихального контуру з інтубаційною трубкою; 9 – коліно видиху дихального контуру; 10 -фільтр очистки видихнутого повітря; 11-основний датчик потоку; 12 -клапан видиху; 13 – фільтр-тепловологообмінник; 14 – проксимальний датчик тиску; 15 – дистальний датчик тиску; 16 – магістраль небулайзера; 17 – суміщенний дистальний клапан вдиху-видиху.
У сучасних респіраторах центр керування складається з одного або декількох мікропроцесорів.
Завдання центру керування такі:
1) контроль за роботою датчиків потоку і обсягу;
2) управління узгодженою роботою клапанів для своєчасної подачі і припинення введення киснево-повітряної суміші;
3) реагування на інформацію про відхилення тих чи інших параметрів вентиляції від заданих установок.
Джерела медичних газів
Для створення дихальної суміші потрібні джерела двох медичних газів: кисню і повітря. Кисень для проведення ШВЛ у відділеннях інтенсивної терапії, як правило, надходить централізовано з лікарняного кисневої станції. Крім централізованої подачі можна забезпечити надходження кисню ще двома способами: безпосередньо від балона з газом, встановленого поруч з респіратором, і від кисневого концентратора. Установка кисневого балона в палаті інтенсивної терапії небезпечна через можливість його падіння і подальшого вибуху. Використання кисневого концентратора, що витягує кисень з навколишнього повітря, економічно невигідно. У зв’язку з цим концентратори застосовуються тільки для проведення оксигенотерапії і ШВЛ в домашніх умовах, при невисокому витраті кисню.
В простих моделях респіраторів повітря, що надходить до хворого для створення киснево-повітряної суміші, “підсмоктується” з навколишнього середовища. Сучасні апарати ШВЛ використовують системи подачі стисненого повітря. Стиснене повітря може надходити з трьох джерел: центрального лікарняного компресора, компресора респіратора та турбіни апарату ШВЛ. При наявності в реанімаційному відділенні як мінімум 6 респіраторів найбільш економічно використання централізованої подачі стисненого повітря. Для забезпечення безпеки хворого стиснене повітря буде надходити централізовано, а компресор респіратора перебувати в режимі очікування. При перебоях з централізованою подачею, надходження стисненого повітря буде забезпечене компресором респіратора (рис. 5)
Рис. 5. Оптимальний спосіб газопостачання реанімаційного відділення. 1 – шланг подачі кисню від центральної кисневої станції; 2 – шланг подачі стиснутого повітря від центрального компресора; 3 – шланг подачі стиснутого повітря від компресора респіратора до блендера апарата ШВЛ; 4 – панель централізованої розводки газів; 5 – компресор респіратора.
Якщо централізована система подачі стисненого повітря в лікарні відсутня, то використовують компресор респіратора або турбіну. Тривале застосування компресора апарату ШВЛ є невигідним, так як він розрахований в основному на аварійне включення і має, як правило, менший термін експлуатації, ніж турбіна. У той же час турбіна не може використовуватися при проведенні ШВЛ у новонароджених, оскільки володіє надмірною інертністю. Ця особливість турбіни не дозволяє створювати високошвидкісних потоків повітря, необхідних для пацієнтів даної категорії. Крім того, значна інертність знижує можливості турбінних респіраторів (це стосується створення чутливих способів відгуку респіратора на дихальні спроби хворого).
Перевагою турбінних респіраторів є їх менша маса в порівнянні з компресорними. Завдяки цьому турбінні апарати зручні при внутрішньо- або міжлікарняному транспортуванні хворого з важкими дихальними порушеннями, коли небажано і небезпечно знижувати якість респіраторної підтримки. Турбулентний потік повітря, створюваний турбіною, адекватно перемішує медичні гази як при їх низькому, так і високому тиску. У зв’язку з цим турбінні респіратори дозволяють перемикатися з роботи при високому тиску кисню на режим низького тиску.
Змішувач газів
Точне змішування киснево-повітряної суміші проводиться спеціальним пристроєм – змішувачем (блендером). Контроль точності роботи блендера і створюваної ним концентрації кисню у вдихуваній суміші здійснюють двома способами: механічним шляхом за допомогою тарільчатого клапана або за допомогою спеціального кисневого датчика. При невідповідності заданої концентрації кисню у вдихуваній суміші та фактичного його вмісту респіратор подає звукові і світлові сигнали тривоги.
Принцип роботи тарільчатого клапана полягає в наступному. Клапан забезпечує однаковий тиск стисненого повітря і кисню, що гарантує дотримання встановленої лікарем концентрації кисню. Перевищення одного тиску над іншим повертає тарілочку клапана, і лунає звуковий сигнал, що свідчить про відсутність гарантованої точності подачі кисню (рис. 6).
Рис. 6. Принцип роботи тарільчатого клапана. а – однаковий тиск поступаючих газів – тарілочка знаходиться паралельно потоку; б – різний тиск поступаючих газів – тарілочка частково перекриває потік.
Кисневий датчик аналізує вміст кисню в дихальній суміші після її змішування блендером. Принцип роботи датчика оснований на зміні його фізико-хімічних властивостей в залежності від концентрації кисню. Цей датчик розташований на виході дихальної суміші з респіратора, що дозволяє забезпечити більш точний контроль вмісту кисню перед надходженням його до хворого, ніж при використанні тарільчатого клапана.
Пристрої для зволоження і очищення дихальної суміші
Повітряну суміш, що надходить з апарату ШВЛ, необхідно обов’язково зігрівати і зволожувати. Нехтування цими заходами призводить до пошкодження легенів навіть після короткочасної механічної вентиляції. Для очищення дихальної суміші на вході в респіратор розміщують спеціальні фільтри, що забезпечують також і захист респіратора та хворого від випадкового потрапляння механічних домішок (масла тощо) із систем газопостачання.
Для Біля Y-подібного з’єднання може розташовуватися додатковий фільтр, який має два призначення. Перше – очищення вдихуваного і видихнутого хворим повітря. Друге – затримка видихнутої хворим теплої водяної пари, що дозволяє фільтру виконувати функції тепловологообмінника (рис. 7).
Рис. 7. Фільтр-тепловологообмінник в розрізі
Замість фільтра-тепловологообмінника підігрів і зволоження суміші, що вдихається може здійснюватися активним зволожувачем (див. рис. 4, а). У ньому дихальна суміш перед попаданням в легені хворого пропускається через шар води (метод барботажу), зігрівається і насичується водяною парою. Іншим варіантом зволоження є проходження дихальної суміші через спеціальну камеру, в якій відбувається випаровування води. Для підтримки високої інтенсивності процесу, площу випаровування зазвичай збільшують за рахунок розташування в камері пористої тканини, схожої на шкільний промокальний папір. Ще більшу ступінь зволоження забезпечує розпилювач (небулайзер), який дозволяє розпилювати в дихальних шляхах хворого також лікарські препарати. Зазначимо, що одночасне використання небулайзера і фільтра-тепловологообмінника недоцільне, бо частки рідини розпилюються небулайзером і викликають намокання фільтра, що виводить його з ладу.
Згідно сучасним вимогам до безпеки, для попередження інфікування медичного персоналу та інших пацієнтів повітря, що видихається хворим потрібно обов’язково дезінфікувати. Для цього додатковий фільтр розміщують ближче до апарату ШВЛ, у коліні видиху дихального контуру. Таке розташування фільтра попереджає його швидке забруднення мокротою і намокання (див. рис. 1.1, б). Деякі моделі респіраторів володіють унікальною можливістю нагріву датчика потоку, розташованого біля респіратора, в кінці магістралі видиху. Нагрівання датчика дозволяє вирішити два завдання: попередити надлишкове скупчення вологи на ньому і дезінфікувати повітря, яке видихається хворим.
Клапани вдиху і видиху
Надходження киснево-повітряної суміші регулюється роботою клапанів вдиху і видиху. У простих моделях респіраторів функції цих клапанів суміщені конструктивно в одному пристрої, який розташовується на апараті поруч з інтубаційної трубкою і являє собою механічний пелюстковий клапан (див. рис. 4, в). Клапан є нереверсійним і дозволяє забезпечити рух повітря: на вдиху в легені хворого, а на видиху – в навколишнє середовище. Пристрій клапана дозволяє приблизно регулювати величину PEEP (позитивний тиск в кінці видиху в дистальних відділах дихальних шляхів при відсутності механічно генерованого тиску).
Оскільки клапан знаходиться в безпосередній близькості від інтубаційної трубки, то при спробі проведення тривалої ШВЛ пелюстки клапана можуть злипатися один з одним під впливом вологи повітря, що видихається і перестати адекватно функціонувати. Саме наявність пелюсткового клапану видиху не дозволяє включити в контур респіратора активний зволожувач, тому в даному випадку використовують фільтр-тепловологообмінник.
У складніших моделях клапани вдиху і видиху розділені і розташовані біля респіратора. Робота клапана вдиху активно регулюється мікропроцесором респіратора, а клапан видиху найчастіше пасивний, оскільки він відкривається повітрям, що видихається хворим, і закривається при закінченні видиху. Пристрій клапана видиху дозволяє досить точно дозувати величину PEEP. Конструкція клапанів передбачає як використання тепловологообмінника, так і активне зволоження дихальних шляхів за допомогою вбудованого в дихальний контур зволожувача.
Найсучаснішим варіантом є наявність активних клапанів і вдиху, і видиху. У цьому випадку відкриття і закриття клапана видиху регулюються мікропроцесором респіратора окремо від клапана вдиху, що дозволяє зберегти можливість спонтанного дихання хворого під час проведення ШВЛ.
Рис. 8 Клапани С-РЕЕР
Серія С-РЕЕР включає в себе сім клапанів, кожен з яких генерує одне, незмінне значення РЕЕР (РЕЕР, positive end expiration pressure, тривалий тиск в кінці видиху, ПДКВ). Кожному значенню РЕЕР відповідає певний колір, уніфікований з маркуванням інших виробників. Прозорий корпус і окраска внутрішніх компонентів клапана дозволяють спостерігати за його роботою і проводити моніторинг частоти дихання.
Датчики контролю потоку і тиску
Основне завдання датчика потоку – аналіз видиху. Датчик вимірює величину потоку, потім мікропроцесор респіратора інтегрує цей показник і обчислює об’єм видихнутого хворим повітря. Цей об’єм повинен відповідати обсягу, встановленого лікарем на панелі респіратора і введеного в легені пацієнта повітря.
Основне призначення датчика тиску – контроль цього ж параметра в дихальних шляхах хворого для попередження баротравми і витоків повітря.
Використання двох типів датчиків забезпечує необхідні звукові і світлові тривоги при невідповідності установок респіратора та дійсних параметрів вентиляції пацієнта. Датчики забезпечують отримання респіратором інформації, необхідної для функціонування звукових і світлових тривог. Найважливіші тривоги наступні:
• обмеження максимального тиску в дихальних шляхах (Рmax)
• контроль максимальної частоти дихальних рухів (fmax)
• контроль мінімальної величини дихального об’єму (VT min)
Завдяки інформації, яку отримує респіратор від датчиків потоку і тиску, апарат реагує на дихальну спробу хворого. Ця реакція називається тригеруванням, а пристрій, який забезпечує відгук, – тригером. Тригер (англ. trigger) означає спусковий гачок.
Існує два типи тригерів – по потоку і тиску. Тригер по потоку реагує на зміни потоку повітря в дихальному контурі, тригер по тиску – на зміни тиску в дихальних шляхах при спробі хворого зробити вдих.
Крім зазначених двох характеристик тригера, є ще одна, не менш важлива – час реакції на дихальну спробу хворого. У ряді апаратів ШВЛ швидка реакція реалізується за допомогою двох датчиків потоку – на вдиху і на видиху (рис. 10).
Рис. 9. Поліпшення тригерування при використанні двох датчиків потоку. а – пацієнт не дихає: потік на вдиху дорівнює потоку на видиху; б – пацієнт робить вдих: потік на вдиху більше потоку на видиху. 1 – датчик потоку в коліні вдиху дихального контуру; 2 – датчик потоку в коліні видиху дихального контуру.
Через контур респіратора подається слабкий постійний, базовий, потік 3 – 5 л/хв, який проходить повз хворого. Показники датчиків порівнюються респіратором. Якщо датчик на видиху реєструє той же потік, що і датчик на вдиху, то респіратор розуміє, що дихальних спроб немає. Якщо хворий робить спробу вдиху, то частина базового потоку потрапляє в дихальні шляхи. Датчик потоку на видиху реєструє зменшення базового потоку, що є сигналом для тригерування і подачі механічного вдиху.
У деяких сучасних респіраторах потоковий тригер функціонує без базового потоку. Респіратор просто готує потік свіжого газу, а при появі спроби вдиху подає його в дихальні шляхи. Для функціонування описаної системи повинні бути дотримані високі технічні вимоги до чутливості тригера.
Рис. 10. Функціональна блок-схема апарату ШВЛ з автоматичним управлінням без використання біологічної інформації.
Існує велика кількість різних апаратів ШВЛ з реалізацією такої системи управління «Енгстрем-Еріка» (Швеція), «Дрегер-Єва» (ФРН), «Система» (Іспанія), апарат для дітей фірми «Сле» (Великобританія) та ін. Розглянемо узагальнену функціональну схему ШВЛ (рис. 11) для того, щоб продемонструвати можливості і завдання, що виконуються в апаратах такого типу. Схема відноситься до апарату ШВЛ з генератором постійного потоку і демонструє основні особливості застосування систем автоматичного управління.
Регулятор вдиху, отримуючи через генератор порівняльного сигналу інформацію про задане і дійсне значеннях хвилинної вентиляції, виміряні на лінії видиху, підтримує за допомогою клапана вдиху такий же потік газу на вдиху, щоб встановлена хвилинна вентиляція не відрізнялася від виміряної, незважаючи на вимірювання навантаження на апарат і негерметичність з’єднання апарата з пацієнтом. Заданий (генератором форми кривої швидкості) сигнал порівнюється з дійсною формою швидкості, виміряної в лінії вдиху, передається через регулятор вдиху, який отримує також інформацію про становище виконавчого механізму клапана вдиху, в результаті чого регулятор вдиху управляє клапаном вдиху так, щоб забезпечувалася задана форма кривої швидкості вдування. Регулятор видиху, аналогічно регулятору вдиху, управляє клапаном видиху, отримуючи для своєї роботи інформацію про значення хвилинної вентиляції, необхідній величині тиску кінця видиху від генератора ПТКВ, дійсному значенні тиску і часових характеристиках видиху.
Інформація від перетворювачів потоку, тиску, концентрації Рсо2 і O2 надходить у моніторну систему, яка виробляє сигнали для системи сигналізації у разі, якщо параметри вийшли за межі встановлених значень, передає цю інформацію в запам’ятовуючий пристрій і на засіб відображення інформації.
Можливості мікропроцесорного управління далеко не вичерпуються даною схемою. Актуальним завданням є обґрунтування необхідної адекватності технічних можливостей використання апарату ШВЛ в конкретній області застосування.
Рис. 11. Сучасні апарати ШВЛ
Апарат “штучна нирка”
Рис.1. Сучасний апарат «Штучна нирка»
Гемодіаліз — це механічне очищення крові від відходів, солей і рідин , необхідне пацієнтам, нирки яких недостатньо здорові для виконання цієї роботи. Гемодіаліз є найбільш поширеним способом для лікування важких форм ниркової недостатності. Ця процедура допоможе допомогти пацієнтові вести активний спосіб життя, незважаючи на порушення роботи нирок.
Гемодіаліз звичайно призначається, коли нирки пацієнта можуть виконувати лише 10-15% своєї роботи. Гемодіаліз бере на себе частину функції нирок — він контролює кров’яний тиск пацієнта, і зберігає нормальний баланс рідини електролітів в організмі. Це також допомагає підтримувати здоровий кислотно-лужний баланс.
Гемодіаліз проводять за допомогою апарату «штучної нирки», основним завданням якого є очищення крові від різних токсичних речовин, у тому числі продуктів метаболізму. При цьому обсяг крові в межі організму залишається постійним.
Метод заснований на принципі дифузії та конвекції речовин з малою та середньою молекулярною масою через напівпроникну мембрану, що дозволяє видалити з крові токсичні речовини та продукти метаболізму. Необхідність у гемодіалізі виникає при важких захворюваннях нирок, або при надходженні у кров великої кількості токсинів.
Апарат «штучної нирки» складається з наступних компонентів: прилад для подачі крові, прилад для приготування та подачі діалізуючого розчину, монітор, діалізатор. Найважливішу функцію виконує діалізатор. Він містить напівпроникну мембрану на основі целюлози або штучних полімерів. Мембрана має площу від 0,2 до 2 м², товщину 8, 11, 15 або 30 мкм, діаметр пор від 0,5 до 5 нм. Вона розділяє внутрішній простір діалізатора на дві частини (для крові та розчину), кожна з яких має свій вхід та вихід. Кров забирається з судин хворого потрапляє у діалізатор і знаходиться по один бік мембрани, по інший бік знаходиться розчин, який по електролітному складу подібний до складу крові.
Рис. 2. Схема дії мембрани діалізатора
Шляхом дифузії у бік меншої концентрації через мембрану видаляються речовини з невеликою молекулярною масою (електроліти, сечовина, креатинін, сечова кислота тощо). Шляхом ультрафільтрації видаляється надлишок води та речовини з великою молекулярною масою (до 30000). Очищена кров повертається до судин хворого.
Процедура гемодіалізу
Перед проведенням процедури апарат штучної нирки промивають, стерилізують, приєднують каністру з концентратом солей, діалізатор приєднують до пацієнта, в систему вводять гепарин для запобігання згортання крові. До хворого апарат може приєднуватись вено-венозним або артеріовенозним шляхом. При необхідності багаторазового використання пацієнту імплантують зовнішній артеріовенозний шунт. За допомогою монітору здійснюють контроль та регуляцію хімічного складу, рН, тиску крові в апараті тощо. Безпеку пацієнта забезпечують спеціальні пристрої, які захищають його від повітряної емболії, надлишкової ультрафільтрації, бактеріального забруднення. Тривалість гемодіалізу 5 — 6 годин.
Рис. 3. Схема вітчизняної моделі апарата «штучна нирка»: 1 – катетер; 2 – насос по крові, 3 – діалізатор; 4 – вимірювач продуктивності; 5 – фільтр; 6 – повітровловлювач; 7 – катетер повернення крові хворому; 8 – нагрівач; 9 – насос по діалізуючій рідині; 10 – бак для діалізуючого розчину; 11 – ротаметр по кисню; 12 – ротаметр по вуглекислоті; 13 – гидропривід перфузійного насоса.
Кров від хворого надходить по катетеру за допомогою насоса в діалізатор, який кріпиться на баці, що вміщає 110 л діалізуючого розчину. Проходячи між целофановими пластинами діалізаторів, кров хворого через целофанову мембрану стикається з протікаючим назустріч діалізуючим розчином. Після діалізаторів кров потрапляє у вимірювач продуктивності і далі через фільтр і повітровловлювач по катетеру повертається у венозну систему хворого. Протікаюча діалізуюча рідина стандартна і містить всі основні іони крові (К, Na та ін) та глюкозу в концентрації, що відповідає крові здорової людини. Розчин автоматично підігрівається до температури 38° і насичується карбогеном до рН = 7,4. Кліренс (коефіцієнт очищення) апарату по сечовині 140 мл / хв.
На металеву основу діалізаторів в горизонтальному положенні поміщають пластину з органічного скла. На неї укладають два целофанових аркуша, які зверху прикривають наступною пластиною. Таким чином укладають 12 пластин, які скріплюються металевими болтами. Через спеціальні отвори целофанові мембрани перфоруються, внаслідок чого міжцелофановий простір з’єднується між собою. Манометром перевіряється герметичність зборки апарату. Далі збирається насос діалізаторів, до якого приєднують катетер надходження крові і трубку, під’єднану до вхідного отвору діалізаторів. З’єднують вихідний отвір діалізаторів з вимірювачем продуктивності, до верхнього кінця якого кріпиться шланг повернення крові до хворого. Після цього апарат стерилізують діацидом, відмивають стерильним фізіологічним розчином і заповнюють кров’ю або поліглюкіном. Після підключення апарату у потік крові вводять гепарин для зменшення згортання крові та профілактики тромбоутворення. Гемодіаліз проводять протягом 4-12 годин залежно від захворювання і стану хворого.
Рис. 4. Принцип роботи діалізної колонки
Конструктивно апарати «Штучна нирка» складаються з двох основних блоків-блоку гідравліки та блоку процесора. Блок гідравліки виконує наступні задачі:
1. Готує діалізуючу рідину з концентрату і очищеної води шляхом змішування однієї частини концентрату і 34 частин води.
2. Проводить деаерацію приготовленої діалізуючої рідини для запобігання потрапляння дрібних бульбашок повітря в діалізатор.
3. Нагріває діалізуючу рідину до необхідної температури. Зазвичай ця температура близька до температури людського тіла і встановлюється в межах від 35.0 до 41.0 градусів Цельсія.
4. Здійснює подачу діалізуючої рідини в діалізатор зі швидкістю в межах від 300 до 1000 мл на хвилину. Стандартною є швидкість 500 мл на хвилину.
5. Проводить ультрафільтрацію, тобто витіснення з крові низькомолекулярних з’єднань (вода, сечовина) за рахунок створення різниці тисків в діалізаторі (між кров’ю та діалізуючою рідиною, які знаходяться по різні сторони мембрани). Такий тиск називається трансмембральним (ТМР).
6. Здійснює забір з діалізатора діалізуючої рідини разом з ультрафільтратом.
7. У необхідних випадках забезпечує обхід діалізуючої рідини повз діалізатор, так звана система BYPASS.
8. Проводить внутрішню дезінфекцію апарата до і після гемодіалізу.
У складі блоку гідравліки є датчики провідності і температури, датчик ТМР, детектор витоку крові з діалізатора, а також специфічні датчики для кожної конкретної моделі апарата «штучна нирка», що здійснюють моніторинг роботи системи гідравліки та вхідних в неї насосів та помп.
Існує два основних види апаратів «штучна нирка». До першого виду відносяться апарати з прямоточним проходженням діалізуючої рідини через діалізатор. В апаратах даної групи потік діалізуючої рідини здійснюється двома насосами, один з яких стоїть перед діалізатором, а другий після діалізатора.
За рахунок подачі на насоси регульованої напруги підтримується постійний потік діалізуючої рідини, а також формується негативний тиск в діалізаторі. Даний тиск безпосередньо пов’язаний з величиною трансмембрального тиску (ТМР), а тому ТМР є контрольованою величиною. У свою чергу ТМР впливає на обсяг ультрафільтрації і здійснює контроль над обсягом виведеної з крові пацієнта рідини. Даний принцип побудови гідравліки апаратів «штучна нирка» існує досить давно. Основна перевага цього технічного рішення простота конструкції, головний недолік-наявність неконтрольованої ультрафільтрації. Суть проблеми полягає в тому, що для забезпечення безпеки проведення діалізу при нульовій ультрафільтрації (часто застосовується у дітей і при деяких видах гострих отруєнь у дорослих) необхідно забезпечити негативний тиск ТМР. Однак при цьому діалізатор буде пропускати певну кількість ультрафільтрату, яка не буде врахованою. З іншого боку створити нульовий тиск ТМР в діалізаторі неприпустимо, тому що при цьому буде спостерігатися процес зворотної фільтрації від діалізуючої рідини до крові. При цьому проведення гемодіалізу буде вважатися небезпечним для пацієнта. Незважаючи на зазначені вище недоліки, апарати з прямоточним проходженням діалізуючої рідини через діалізатори широко використовуються в медичній практиці.
Другу групу апаратів «штучна нирка» представляють апарати із закритим контуром діалізуючої рідини, в якому потік через діалізатори формується за допомогою так званого еквалайзера. Завдяки тому, що потік діалізуючої рідини через діалізатори проходить по замкнутому контуру, з’являється можливість проводити гемодіаліз з нульовою ультрафільтрацією при будь-яких значеннях ТМР при дотриманні умов безпеки пацієнта. Це пов’язано з тим, що зворотна фільтрація із замкнутого обсягу неможлива. З іншого боку, при необхідності проведення ультрафільтрації є можливість відкачувати із замкнутого обсягу необхідний об’єм рідини за допомогою звичайної помпи. Обсяг одного руху помпи може бути відкалібрований і звичайно складає 1 мілілітр. Таким чином, на відміну від апаратів першої групи, де ТМР є основним чинником, за яким розраховується ультрафільтрація, в апаратах другої групи (із замкнутим контуром) обсяг ультрафільтрації формується безпосередньо за кількістю рухів помпи ультрафільтрації. Такий контроль за об’ємом ультрафільтрації називається волюметричним і забезпечує більш точні параметри проведення гемодіалізу.
Апарати «Штучна нирка», побудовані за принципом замкнутого контуру в даний час набули найбільшого поширення і випускаються провідними фірмами-виробниками гемодіалізного обладнання.
Якщо по конструкції гідравлічної частини апарати «штучна нирка» принципово відрізняються, то блок процесора у всіх апаратів схожий і виконує наступні задачі:
I. Забезпечує роботу апарату «штучна нирка» в режимах підготовки до діалізу, проведення різних варіантів гемодіалізу та режим дезінфекції апарату після діалізу.
2.Контроль за артеріальним, венозним і трансмембральним (ТМР) тиском.
3.Контроль за електропровідністю діалізуючі рідини.
4.Контроль підігріву і підтримки постійної температури діалізуючі рідини.
5.Контроль за приготуванням діалізуючі рідини.
6.Розрахунок програми діалізу по введених параметрах часу і обсягу
ультрафільтаціі і контроль над підтриманням розрахункових параметрів під час діалізу.
7.Контроль за деаерацією рідини в системі гідравліки.
8.Контроль детектора за витоком крові з діалізатора.
9.Контроль детектора попадання повітря в кров в екстракорпоральному контурі.
10.Забезпечує циркуляцію крові по екстракорпоральному контурі через діалізатори.
I1. Забезпечує введення гепарину в кров під час проведення гемодіалізу.
12.Забезпечує введення необхідних даних діалізу і можливість коректування даних в процесі діалізу.
13.Моніторує всі контрольовані параметри з виведенням основних даних на екран. 14.Електронна, світлова та звукова система тривоги включаються при виході будь-якого з контрольованих параметрів за встановлені межі або при несправностях апарату і в ряді випадків автоматично припиняє діаліз.
Одним із засобів, що підвищуе надійність проведення гемодіалізу, є наявність у сучасних апаратах «штучна нирка» акумуляторного блоку. Він дозволяє повернути кров пацієнтові при аварійному відключенні електрики і таким чином уникнути втрати крові, а також дозволяє запам’ятати апарату всі налаштування і повернутися до продовження гемодіалізу після усунення аварії.
Необхідним компонентом апарату «штучна нирка» є електронна система зважування, без якої неможливо проводити точний контроль за зміною маси тіла пацієнта під час гемодіалізу.
Дефібрилятор
Фібриляція шлуночків серця − найчастіша причина раптової зупинки серця у дорослих. Первинні реанімаційні заходи (масаж серця і штучне дихання) у таких хворих не можуть перевести фібриляцію у нормальний ритм. Лише своєчасна (рання) дефібриляція є єдиним шансом відновити гемодинамічні ефективні серцеві скорочення і врятувати хворого із зупинкою кровообігу від неминучої смерті. Своєчасна дефібриляція – це дефібриляція, яка здійснена впродовж перших 5-ти хвилин після виникнення кардіальної катастрофи. З кожною хвилиною затримки шанси на виживання падають на 10-15 %. Після 7-10 хвилин з моменту виникнення фібриляції повернути пацієнта до життя стає, практично, неможливо.
При електричній дефібриляції, через тіло хворого по двох розташованих на грудній клітці електродах пропускається короткий (до 0,01 секунди) електричний розряд високої напруги (до 7000 В), що викликає одномоментну деполяризацію максимального числа кардіоміоцитів, що дозволяє купірувати наявні порушення ритму серця і дає можливість водію серцевого ритму відновити нормальний перебіг збудження.
Можливі причини неефективності дефібриляції:
− Помилкове накладання електродів;
− Мастило на електродах відсутнє або його дуже мало (високий опір шкіри);
− Електроди недостатньо щільно притиснуті до грудної клітки;
− Дуже низька енергія дефібриляції;
− Недостатнє насичення міокарду киснем.
Для проведення цієї маніпуляції застосовують спеціальний прилад – електричний дефібрилятор, один з варіантів якого представлений на рисунку 1. Правильного розташування електродів на грудній клітці наведено на рисунку 2.
Рис.1. Дефібрилятор-монітор ДФР-02 УОМЗ
|
|
|
Рис.2. Розташування електродів на грудній клітці
Структурна схема дефібрилятора
Рис. 3. – Структурна схема апарата
Живлення апарата від мережі змінного струму 220 В, частотою 50 Гц забезпечується блоком живлення 220 В-18 В, а при відсутності мережі – від вмонтованої акумуляторної батареї, заряд якої відбувається від мережі через блок живлення 220 В-18 В та зарядний пристрій акумулятора. Перетворювач (10-20) В – +5; +15; –15 В формує необхідні для роботи апарата напруги. Пристрій заряду високовольтного (ВВ) конденсатора живиться безпосередньо від блоку живлення 220 В-18 В та забезпечує керований контролером заряд ВВ конденсатора. Контролер, використовуючи енергію ВВ конденсатора, формувачем імпульсу через ВВ замикач подає на електроди біполярний імпульс з визначеними параметрами і амплітудою першої напівхвилі, вибраною на електроді – дозаторі. Індикація надає інформацію про джерело живлення, стан акумулятора при живленні від акумулятора, про стан заряду акумулятора, а також про працездатність апарата
Електрична схема дефібрилятора
Рис. 4. Спрощена електрична схема дефібрилятора.
Опис роботи електричної схеми дефібрилятора. Після ввімкнення дефібрилятора перемикачем S високовольтна напруга заряджає конденсатор С (від ємності конденсатора залежить кількість електричної енергії, введеної в організм пацієнта, і тривалість імпульсу дефібриляції). Заряджений конденсатор відключається від джерела живлення і через котушку індуктивності підключається до електродів дефібрилятора. Розряд конденсатора відбувається лише після одночасного натискання кнопок S1 та S2, які розташовані на електродах таким чином, що лікар може натискати їх тільки в такому положенні, коли він не торкається руками ні металевих частин електродів, ні тіла пацієнта. Індуктивність L в колі розряду округлює вершину імпульсу і збільшує тривалість його фронту (вважається, що для дефібриляції вирішальне значення має перша на півхвиля, вплив подальшого “негативного” струму (крива 2 рис. 5) поки остаточно не з’ясований).
Рис. 5. Крива розряду дефібрилятора
Короткі високоамплітудні імпульси, що використовуються для дефібриляції, отримують шляхом розряду накопичувального конденсатора.
Процес зарядки підпорядковується формулі:
.
Напруга зарядженого конденсатора визначається за формулою:
Енергію дефібриляції Е за умови відсутності її втрат в електричному ланцюгу, електродах тощо можна визначити з виразу:
Процес розрядки дефібрилятора підпорядковується формулі:
.
Під час розряду тільки незначна частина енергії впливає на серце внаслідок наявності різного рівня опору (імпедансу) грудної клітки. Величина необхідної енергії під час дефібриляцію (поріг дефібриляцію) зростає з часом після зупинки серця. Для реанімації дорослих використовуються емпірично підібрані розряди в 200 Дж для перших двох розрядів і 360 Дж для наступних. Розряди постійного струму повинні наноситися при правильній постановці електродів і хорошому контакті зі шкірою. Полярність електродів не є вирішальним моментом, тому що при їх вірної позиції «грудина» і «верхівка» на екрані дефібрилятора проектується правильна орієнтація комплексу. Електрод, що накладається на грудину, поміщається на верхню частину правої половини грудної клітини під ключицею. Електрод, що накладається на верхівку серця, розташовується трохи латеральніше точки нормальної проекції верхівкового поштовху, але не на молочну залозу у жінок. У разі невдачі можуть застосовуватися інші положення електродів, наприклад, на верхівці і задній поверхні грудної клітини.
За останні роки з’явилися напів- і автоматичні дефібрилятори. При з’єднанні з пацієнтом такі пристрої здатні самостійно оцінювати серцевий ритм і виконувати необхідні розряди.
Деякі з них також дозволяють оцінювати опір грудної клітки для підбору необхідної сили струму розряду. Останні покоління дефібриляторів використовують двох-і трифазні форми хвилі енергії для досягнення успішної дефібриляції при меншій силі енергії.
Зовнішній вигляд дефібрилятора ДКИ – Н – 08 Аксион –Х
1 – Кнопка включення заряду від мережі
2 – Кнопка включення дефібрилятора
3 – Індикатор живлення від мережі
4 – Індикатор заряду батареї
5 – Комірка, в якій розміщують шнур мережевого живлення і проводи від «утюгів»
6 – Кнопка синхронізації розряду
7 – Кнопка зміни напруги розгортки плівки
8 – Кнопка переведення режиму дефібрилятора в ЕКГ/моніторинг і переключення відведень
9 – Кнопка зупинки режиму ЕКГ
10 – Дві кнопки переключення енергії імпульсу (більше – менше)
11 – Кнопка скидання заряду
12 – Плівковий ЕКГ (термопрінтер)
13 – Роз’єм для підключення ЕКГ – кабелів (при використанні режиму синхронізації і кнопки 6)
14 – Рідкокристалічний екран
15 – Утюг на грудину, а на ньому:
16 – Кнопка вистрілу
17 – Кнопка старту термопринтера ЕКГ (12)
18 – Утюг на вершину, також з кнопками:
19 – Вистріл
20 – Набір заряду
Рис. 6. Дефібрилятори
Автоматичні дефібрилятори
В останні 10 років все більш широке поширення одержує застосування автоматичних (зовнішніх) дефібриляторів (AED, АНД). Ці прилади дозволяють не тільки визначити необхідність проведення дефібриляції і потужність розряду, але зазвичай також забезпечені голосовими інструкціями по проведенню всього циклу серцево-легеневої реанімації. Вони встановлюються в найбільш людних і відвідуваних місцях, так як ефективність дефібриляції різко падає вже через 7 хвилин після виникнення неефективності кровообігу. Стандартна методика використання АНД така: виявивши людини у несвідомому стані і викликавши швидку допомогу, на шкіру грудей накладаються одноразові електроди (можна навіть не витрачати час на перевірку пульсу і зіниць). В середньому через чверть хвилини прилад (якщо є показання до розряду) пропонує натиснути на кнопку і зробити дефібриляцію або (якщо показань немає) почати непрямий масаж серця / штучне дихання і включає таймер. Аналіз ритму проводиться повторно після розряду або після закінчення стандартного часу, відпущеного на СЛР. Цей цикл продовжується до приїзду бригади медиків. При відновленні роботи серця дефібрилятор продовжує працювати в режимі спостереження.
Рис. 7. Портативні автоматичні зовнішні дефібрилятори
