RU2218144C2

RU2218144C2 - Method and device for carrying out artificial lung ventilation

Info

Publication number: RU2218144C2
Application number: RU2001105632A
Authority: RU
Inventors: В.У. Годлевский; В.Л. Степанов; Ф.Н. Абузяров; И.В. Исаев; А.Д. Закутский; А.М. Поводатор; Ю.В. Набережнев
Original assignee: Открытое акционерное общество "Уральский приборостроительный завод"
Priority date: 2001-02-27
Filing date: 2001-02-27
Publication date: 2003-12-10

Abstract

FIELD: medicine; medical engineering. SUBSTANCE: method involves determining the moment of attempt to start inhaling by sending low amplitude signals of high frequency and stable current to the left and right sides of torso, reading conductivity changes at the attempt start moment, fixing the moment and synchronizing inhalation stage to this moment. The device has MP-controller with display, the first and the second reducers, the first and the second high pressure pickups, low pressure pickup, the first, the second and the third proportional pneumatic control units, electric pneumatic distributor, membrane box, patient, master oscillator, the first, the second and the third units for determining the moment of attempt to start inhaling, logical circuit, the first and the second control busses and sequential interface bus. EFFECT: enhanced effectiveness in synchronizing the moment of attempt to start inhaling to the moment of forced inhalation begin. 4 cl, 3 dwg

Description

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к способам искусственной управляемой или вспомогательной вентиляции легких (ИВЛ) и может быть использовано в процессе реанимации в условиях клинических больниц и научно-исследовательских медицинских институтов, также может быть использовано в неонатологии для респираторной поддержки. The invention relates to medical equipment, namely to methods of artificial controlled or assisted ventilation (IVL) and can be used in the resuscitation process in clinical hospitals and medical research institutes, can also be used in neonatology for respiratory support.

Во многих случаях нарушения функций внешнего дыхания пациента приводят к острой дыхательной недостаточности. Для временного замещения этих нарушенных функций используют ИВЛ, реализующую механическую компоненту внешнего дыхания. Основным принципом в неонатологии (у новорожденных) является вентиляция по давлению. In many cases, dysfunction of the patient’s external respiration leads to acute respiratory failure. For temporary replacement of these impaired functions using mechanical ventilation, which implements the mechanical component of external respiration. The basic principle in neonatology (in newborns) is pressure ventilation.

Известен классический способ ИВЛ с постоянным потоком и давлением на вдохе. Схему этого способа см. фиг.1, а полное описание см. "Актуальные проблемы реанимации и интенсивной терапии новорожденных", специальный выпуск журнала "Медицина и техника", г. Екатеринбург, 2000 г., с. 22-25. Данный способ характеризуется тем, что важнейшим параметром является величина минутной вентиляции, которая является в свою очередь произведением частоты дыхания на объем, доставляемый с каждым вдохом. Воздействуя на мех с постоянной частотой, подавая с каждым циклом равные объемы воздуха, обеспечивают постоянство минутной вентиляции. При этом способе достаточно легко проконтролировать частоту и объем. The classic method of mechanical ventilation with a constant flow and pressure on inspiration is known. The scheme of this method, see figure 1, and a full description, see "Actual problems of resuscitation and intensive care of newborns", a special issue of the journal "Medicine and Technology", Ekaterinburg, 2000, S. 22-25. This method is characterized in that the most important parameter is the amount of minute ventilation, which is in turn the product of the respiratory rate and the volume delivered with each breath. Acting on the fur with a constant frequency, supplying with each cycle equal volumes of air, ensure the constancy of minute ventilation. With this method, it is easy enough to control the frequency and volume.

Недостатком данного способа является невозможность проконтролировать данные параметры при респираторной помощи у новорожденных, т.е. невозможно создать безопасный для пациента режим объемной вентиляции. The disadvantage of this method is the inability to control these parameters with respiratory care in newborns, i.e. it is impossible to create a patient-safe volumetric ventilation mode.

Известен способ искусственной вентиляции легких, при котором одновременно и независимо выполняются несколько функций: смешение двух газов, регулирование скорости постоянного потока газовой смеси (регулирование минутной вентиляции), регулирование частоты дыхания, регулирование относительного времени вдоха (Т_i/Т_c, %), регулирование давления и формы кривой скорости потока и фазу вдоха (журнал СШР NEWS, Москва, 9, ноябрь 2000 г., с. 28-30 - прототип).A known method of artificial lung ventilation, in which several functions are simultaneously and independently performed: mixing two gases, regulating the constant flow rate of the gas mixture (regulating minute ventilation), regulating the respiratory rate, regulating the relative inspiratory time (T _i / T _c ,%), regulating the pressure and shape of the flow velocity curve and the inspiration phase (SSR NEWS magazine, Moscow, 9, November 2000, pp. 28-30 - prototype).

Недостатком данного способа при всей его мощной аппаратной (компьютерной) поддержке является отсутствие определения попытки вдоха у пациента и синхронизация попытки с началом фазы принудительного вдоха, т.е. применяется жестко-принудительная частота дыхания ИВЛ, что не всегда на пользу пациенту, а для неонатологии этот способ почти не пригоден. The disadvantage of this method, with all its powerful hardware (computer) support, is the lack of determination of the patient’s attempt at inhalation and the attempt to synchronize with the beginning of the forced inhalation phase, i.e. a rigid-forced respiratory ventilation rate is used, which is not always beneficial for the patient, and for neonatology this method is almost not suitable.

Отдельной проблемой в медицине является определение начала попытки вдоха и синхронизация этого момента с началом принудительного вдоха, что значительно повышает эффективность ИВЛ. До настоящего времени эта проблема до конца не решена (момент определения начала попытки), особенно у недоношенных детей, тем более даже не рассматривается применение в ИВЛ. A separate problem in medicine is the determination of the start of an attempt at inhalation and the synchronization of this moment with the beginning of forced inspiration, which significantly increases the effectiveness of mechanical ventilation. Until now, this problem has not been completely resolved (the moment the attempt was determined), especially in premature babies, especially the use in mechanical ventilation is not even considered.

Известно устройство для регистрации начала фазы вдоха-выдоха (авторское свидетельство 1480808), механического типа, обладающее низкой точностью, особенно при медленном вдохе. A device is known for recording the beginning of the phase of inspiration-expiration (copyright certificate 1480808), a mechanical type that has low accuracy, especially with slow inspiration.

Известен электронный способ определения начала попытки вдоха (журнал Annals of the New York Academy of Sciences, vol. 170, article 2, p. 667-668, July 30, 1970). Этот прибор применяется по своему прямому назначению (для импедансной пневмографии) и с процессом ИВЛ не связан. There is an electronic method for determining the start of an inhalation attempt (Annals of the New York Academy of Sciences, vol. 170, article 2, p. 667-668, July 30, 1970). This device is used for its intended purpose (for impedance pneumography) and is not associated with the ventilator process.

Технической задачей изобретения является расширение функциональных возможностей способа за счет:
- определения момента начала попытки вдоха;
- синхронизации начала принудительного вдоха с началом попытки естественного вдоха;
- низкой стоимости аппаратных средств;
- технологической прозрачности.An object of the invention is to expand the functionality of the method due to:
- determination of the moment of the beginning of the attempt of inhalation;
- synchronization of the beginning of the forced inspiration with the beginning of the attempt of natural inspiration;
- low cost of hardware;
- technological transparency.

Для решения поставленной задачи предлагается "Способ искусственной вентиляции легких и устройство для его осуществления", включающий в себя следующие операции: определение начала попытки вдоха путем подачи низкоамплитудного и высокочастотного сигналов стабильного тока на левую и правую часть торса, снятие изменения проводимости в момент начала попытки, фиксация этого момента и синхронизации с ним фазы вдоха. Устройство по данному способу содержит МП-контроллер с индикацией, первый и второй редукторы, первый и второй датчики высокого давления (ДВД), датчик низкого давления (ДНД), первый, второй и третий пропорциональные электропневморегуляторы (ПЭПР), электропневмораспределитель (ЭМК), мембранную коробку (МК), пациента, задающий генератор, первый, второй и третий блоки определения начала попытки (БОНП), логическую схему ИЛИ, первую и вторую шины управления и шину последовательного интерфейса, соединенные следующим образом: источники воздуха и кислорода соединены с первым и вторым редукторами соответственно, выходы первого редуктора соединены с первым и вторым ПЭПР и с первым ДВД, выход второго редуктора соединен с третьим ПЭПР и со вторым ДВД, выход первого ПЭПР через ЭМК соединен с МК и ДНД, последний соединен со вторыми выходами второго и третьего ПЭПР, МК соединена также с пациентом и атмосферой, а основные выходы второго и третьего ПЭПР соединены между собой и ротоносовой маской пациента; первая шина управления МП-контроллера соединена с управляющим входом первого ПЭПР, вторая шина управления - с задающим генератором, выходы которого соединены с задающими электродами, прикрепленными к обоим торсам пациента, а приемные электроды с этих же торсов соединены с первым, вторым и третьим БОНП, выходы которых через логическую схему ИЛИ соединены с сигнальным входом МП-контроллера, который шиной последовательного интерфейса соединен с внешними потребителями. To solve this problem, we propose a "Method of artificial ventilation of the lungs and a device for its implementation", which includes the following operations: determining the start of an attempt to inhale by applying low-amplitude and high-frequency signals of stable current to the left and right side of the torso, removing the change in conductivity at the time of the start of the attempt, fixing this moment and synchronizing with it the phase of inspiration. The device according to this method contains an MP controller with indication, the first and second gears, the first and second high pressure sensors (DVD), the low pressure sensor (DND), the first, second and third proportional electro-pneumatic regulators (PEP), an electro-pneumatic distributor (EMC), a membrane a box (MK), a patient, a master oscillator, first, second and third blocks for determining the start of an attempt (BONP), an OR logic circuit, the first and second control buses and the serial interface bus, connected as follows: air sources and ki lorods are connected to the first and second gearboxes, respectively, the outputs of the first gearbox are connected to the first and second PEPs and the first DVD, the output of the second gearbox is connected to the third PEP and the second DVD, the output of the first PEP via EMC is connected to MK and DND, the latter is connected to the second the outputs of the second and third PEPR, MK is also connected to the patient and the atmosphere, and the main outputs of the second and third PEPR are connected to each other and the patient's mouth mask; the first control bus of the MP controller is connected to the control input of the first PEPR, the second control bus is connected to the master oscillator, the outputs of which are connected to the master electrodes attached to both torsos of the patient, and the receiving electrodes from these torsos are connected to the first, second, and third BONPs, whose outputs are connected via an OR logic circuit to the signal input of the MP controller, which is connected to external consumers via the serial interface bus.

На фиг. 1 показана классическая схема аппарата ИВЛ, на фиг.2 - структурная схема предлагаемого изобретения, на фиг.3 - структурная схема блока определения начала попытки вдоха (БОНПВ) На фиг.2 и 3 изображено: 1 - МП-контроллер и индикация, 2 и 3 - первый и второй редукторы, 4 и 5 - первый и второй ДВД, 6, 7 и 8 - первый, второй и третий ПЭПР, 9 - ЭМК, 10 - ДНД, 11 - МК, 12 - пациент, 13,14 и 15 - первый, второй и третий БОНП, 16 - логическая трехвходовая схема ИЛИ, 17 - задающий генератор, 18 - БОНПВ, RS-232C - шина последовательного интерфейса, первая и вторая шины управления, ЗЭЛ1 и ЗЭЛ2 - первый и второй задающие электроды, ПЭЛ1, ПЭЛ2 и ПЭЛ3 - первый, второй и третий приемные электроды, каждый БОНП содержат в своем составе операционный усилитель в дифференциальном включении и демодулятор, клавиатура управления МП-контроллером, как и ротоносовая маска пациента, условно не показаны. In FIG. 1 shows a classic diagram of the ventilator, FIG. 2 is a structural diagram of the invention, FIG. 3 is a structural diagram of a unit for determining the start of an inhalation attempt (BONPV). FIGS. 2 and 3 show: 1 - MP controller and indication, 2 and 3 - first and second gearboxes, 4 and 5 - first and second DVD, 6, 7 and 8 - first, second and third PEPR, 9 - EMC, 10 - DND, 11 - MK, 12 - patient, 13,14 and 15 - the first, second, and third BONP, 16 - three-input logical OR circuit, 17 - master oscillator, 18 - BONPV, RS-232C - serial interface bus, the first and second control buses, ZEL1 and ZEL2 - are the first the first and second master electrodes, PEL1, PEL2, and PEL3 — the first, second, and third receiving electrodes, each BONP contain in its composition an operational amplifier in differential switching and a demodulator, the control keyboard of the MP controller, as well as the patient’s mouth mask, are conventionally not shown.

МП-контроллер 1 первой шиной управления связан с входом управления ПЭПР 6, вход которого, как и вход ПЭПР 7, связан с выходом редуктора 2, также связан с входом ДВД 4, вход ДВД 5 связан с входом ПЭПР 8 и с выходом редуктора 3, вторые выходы ДВД 4 и ДВД 5 связаны между собой, выход ПЭПР 6 через ЭМК 9 связан с входом МК 11 и через ДНД 10 с объединенными вторыми выходами ПЭПР 7 и ПЭПР 8, выход МК 11 связан с атмосферой, а вход - с выходом ротоносовой маски пациента 12, вход пациента 12 через ротоносовую маску связан с объединенным выходом ПЭПР 7 и ПЭПР 8, выходы генератора 17 связаны с пациентом 12, а выходы пациента 12 связаны с входами БОНП 13 - БОНП 15, выходы которых через схему ИЛИ 16 информационным сигналом соединены с сигнальным входом МП-контроллера 1, вторая шина управления которого соединена с регулирующим входом генератора 17, второй выход БОНП 15 соединен с входом ЭКГ; первый и второй выходы генератора 17 соединены с задающими электродами ЗЭЛ 1 и ЗЭЛ 2 соответственно, а приемные электроды ПЭЛ 1 - ПЭЛ 3 соединены с дифференциальными входами ОУ 1 - ОУ 3, выходы последних через демодуляторы ДМД 1 - ДМД 3 соответственно являются выходами БОНП 13 - БОНП 15, выход же ОУ 3 дополнительно является вторым выходом БОНП 15 и используется для снятия ЭКГ; задающие электроды ЗЭЛ 1 - ЗЭЛ 2 и приемные электроды ПЭЛ 1 - ПЭЛ 3 выполнены в виде дисков диаметром 3-15 мм и толщиной 0,4-0,8 мм, выполненных из неокисляющегося материала, например олова, и расположенных следующим образом: ЗЭЛ 1 и ПЭЛ 1 на одном жестком диэлектрическом основании на левой части торса, ЗЭЛ 2 и ПЭЛ 2 также на одном жестком диэлектрическом основании на правой части торса, расстояние между задающими и приемными электродами на каждой части торса лежит в пределах 3-5 диаметра дисков, приемный электрод ПЭЛ 3 крепится у основании гортани или несколько ниже, вплоть до диафрагмы. The MP controller 1 by the first control bus is connected to the control input of the PEPR 6, the input of which, like the input of the PEPR 7, is connected to the output of the gearbox 2, is also connected to the input of the DVD 4, the input of the DVD 5 is connected to the input of the PEPR 8 and the output of the gearbox 3, the second outputs of DVD 4 and DVD 5 are interconnected, the output of PEPR 6 through EMC 9 is connected to the input of MK 11 and through the DND 10 with the combined second outputs of PEPR 7 and PEP 8, the output of MK 11 is connected to the atmosphere, and the input to the output of the rotonos mask patient 12, the input of patient 12 through a nasal mask is connected to the combined output of PEPR 7 and PEPR 8, the outputs of the generator Ora 17 are connected to the patient 12, and the outputs of the patient 12 are connected to the inputs of the BONP 13 - BONP 15, the outputs of which are connected via an OR signal 16 to the signal input of the MP controller 1, the second control bus of which is connected to the regulatory input of the generator 17, the second output BONP 15 is connected to the input of the ECG; the first and second outputs of the generator 17 are connected to the master electrodes ZEL 1 and ZEL 2, respectively, and the receiving electrodes PEL 1 - PEL 3 are connected to the differential inputs of the OS 1 - OS 3, the outputs of the latter through the demodulators DMD 1 - DMD 3 respectively are outputs BONP 13 - BONP 15, the output of the OS 3 is additionally the second output of the BONP 15 and is used to remove the ECG; master electrodes ZEL 1 - ZEL 2 and receiving electrodes PEL 1 - PEL 3 are made in the form of disks with a diameter of 3-15 mm and a thickness of 0.4-0.8 mm, made of non-oxidizing material, such as tin, and located as follows: ZEL 1 and PEL 1 on one rigid dielectric base on the left side of the torso, ZEL 2 and PEL 2 also on one rigid dielectric base on the right side of the torso, the distance between the master and receiving electrodes on each part of the torso lies within 3-5 disk diameters, the receiving electrode PEL 3 is attached at the base of the larynx or not how much lower, down to the diaphragm.

Указанные узлы и блоки представляют собой и могут быть выполнены на следующих элементах:
МП-контроллер 1, например, на ИМС PIC16C74 фирмы MICRO-CHIP, ОУ1 - ОУ 3 (в дифференциальном включении), см. Р. Граф. Электронные схемы. - М.: Мир, 1989 г. , с. 308, ДМ1 - ДМ3, см. там же, с. 198, задающий генератор 17, см. там же, с. 162, схема ИЛИ 16 на ТТЛ или КМОП ИМС, первая и вторая шины управления, см. "Толковый словарь по вычислительной технике", М.: Microsoff press, Русская редакция, ТОО "Channel Trading Ltd", 1995, с. 60, шина последовательного интерфейса RS-232C, см. "Сопряжение датчиков и устройств ввода данных с компьютерами IBM PC", М.: Мир, 1992, с. 237, остальные узлы, как-то: редукторы, датчики высокого и низкого давления, пропорциональный электропневморегулятор, электропневмораспределитель и мембранная коробка - типовые, применяемые почти во всех современных аппаратах ИВЛ, см. также описание прототипа.These nodes and blocks are and can be performed on the following elements:
MP-controller 1, for example, on IC PIC16C74 from MICRO-CHIP, ОУ1 - ОУ 3 (in differential switching), see P. Graph. Electronic circuits. - M .: Mir, 1989, p. 308, DM1 - DM3, see ibid., P. 198, the master oscillator 17, see ibid., P. 162, OR 16 circuit on a TTL or CMOS IC, first and second control buses, see "Explanatory Dictionary of Computing Engineering", M .: Microsoff press, Russian edition, Channel Trading Ltd LLP, 1995, p. 60, RS-232C serial interface bus, see "Interfacing sensors and data input devices with IBM PC computers", Moscow: Mir, 1992, p. 237, the rest of the nodes, such as: gearboxes, high and low pressure sensors, proportional electro-pneumatic regulator, electro-pneumatic distributor and membrane box are typical, used in almost all modern ventilation devices, see also the description of the prototype.

Устройство работает следующим образом. На вход аппарата подаются сжатые воздух и О₂, редукторы 2 и 3 понижают высокое магистральное давление до рабочего 0,7 Атм, ДВД 4 и 5 контролируют давление в системе для формирования тревожных сигналов: аварии при отсутствии давления в системе, также заданной концентрации О₂ в дыхательной смеси с помощью ПЭПР 7 и 8, ПЭПР 6 через ЭМК воздействует на МК, формируя "вдох - выдох" у пациента в соответствии с заданной программой микропроцессора 1, ДНД 10 сравнивает давление воздействия на МК с заданным для ограничения рабочего давления в дыхательной системе пациента путем воздействия на ПЭПР 7 и 8.The device operates as follows. Compressed air and О ₂ are supplied to the device’s inlet, reducers 2 and 3 lower the high main pressure to a working pressure of 0.7 Atm, DVDs 4 and 5 control the pressure in the system to generate alarm signals: accidents when there is no pressure in the system, also a predetermined concentration of O ₂ in the respiratory mixture with the help of PEPR 7 and 8, PEPR 6 acts on the MC through the EMC, forming an “inhale-exhale” in the patient in accordance with the given microprocessor 1 program, DND 10 compares the pressure on the MC with the set pressure to limit the working pressure in the respiratory system to the patient by exposure to PEPR 7 and 8.

Блок определения начала попытки вдоха 18 работает следующим образом. В зависимости от возраста пациента 12 (новорожденный или взрослый) выбирается нужная частота генератора 17 в пределах 20-50 кГц и величина тока в пределах 0,02-5 мА с клавиатуры микропроцессора 1, который управляет и устанавливает выбранные значения по второй шине управления. На торсе пациента 12, как показано на фиг. 3, устанавливается электроды: два задающих ЗЭЛ1 и ЗЭЛ2 и три приемных ПЭЛ 1-ПЭЛ 3, причем ЗЭЛ1 и ПЭЛ 1, как и ЗЭЛ2 и ПЭЛ 2, находятся на одном основании. Также следует заметить, что электроды можно устанавливать не только так, как показано на фиг.3, но и на грудь, на спину или на грудь - спину, вообще так, как считает практикующий врач. Также на фиг.3 показано три приемных электрода, а можно и более, как показывает практика, до 5, соответственно изменяется и комплектация БОНПВ 18. The unit for determining the start of an attempt of inspiration 18 operates as follows. Depending on the age of patient 12 (newborn or adult), the desired frequency of the generator 17 is selected within 20-50 kHz and the current value is within 0.02-5 mA from the keyboard of microprocessor 1, which controls and sets the selected values on the second control bus. On the torso of patient 12, as shown in FIG. 3, electrodes are installed: two master ZEL1 and ZEL2 and three receiving PEL 1-PEL 3, and ZEL1 and PEL 1, like ZEL2 and PEL 2, are on the same base. It should also be noted that the electrodes can be installed not only as shown in figure 3, but also on the chest, on the back or on the chest - back, generally as the practitioner believes. Figure 3 also shows three receiving electrodes, and possibly more, as practice shows, up to 5, respectively, and the complete set of BONPV 18.

После установки электродов (это можно совместить с началом ИВЛ, а можно и позднее, опять же по усмотрению практикующего врача) включается режим определения начала попытки вдоха и синхронизации принудительного вдоха с началом попытки на МП 1 (на фиг.2 условно не показан). При этом режиме происходит непрерывное измерение проводимости между всеми тремя приемными электродами ПЭЛ 1-ПЭЛ 3, для чего они попарно соединены со входами трех ОУ (ОУ 1-ОУ 3), включенных в дифференциальном режиме. Выход каждого ОУ соединен с соответствующим демодулятором (ДМД 1-ДМД 3), включенным в режиме синхронного детектирования. В момент начала попытки происходит изменение проводимости, которое определяется одним из трех ОУ (или двумя или всеми ОУ), после детектирования (с одновременным приведением, если изменение проводимости больше определенной величины, к ТТЛ или КМОП-уровням в виде лог. 1) появляется "сигнал левого легкого", или "сигнал правого легкого", или "суммирующий сигнал обоих легких", или все три, которые через трехвходовую схему ИЛИ 16 в виде информационного сигнала поступает на сигнальный вход МП-контроллера 1, который при поступлении этого сигнала выдает сигнал начала принудительного вдоха по первой шине управления. Сигнал с ПЭЛ 1 и ПЭЛ 2 после усиления на ОУ 3 можно использовать одновременно и для снятия электрокардиограммы, для чего сделан отдельный вывод, также можно снимать эти сигналы непосредственно с приемных электродов, для чего можно поставить отдельный усилитель ЭКГ. After the electrodes are installed (this can be combined with the start of the ventilator, or later, again at the discretion of the practitioner), the mode for determining the start of an attempt to inspire and synchronize the forced inspiration with the start of the attempt at MP 1 (conditionally not shown in Fig. 2) is turned on. In this mode, the conductivity is continuously measured between all three receiving electrodes of PEL 1-PEL 3, for which they are paired with the inputs of three op-amps (op-amp 1-op 3) included in differential mode. The output of each op-amp is connected to the corresponding demodulator (DMD 1-DMD 3), included in the synchronous detection mode. At the beginning of the attempt, a change in conductivity occurs, which is determined by one of three opamps (or two or all opamps), after detection (with simultaneous reduction, if the conductivity change is greater than a certain value, to the TTL or CMOS levels in the form of a log. 1) appears " the signal of the left lung ", or" the signal of the right lung ", or the" summing signal of both lungs ", or all three, which through a three-input circuit OR 16 in the form of an information signal are fed to the signal input of the MP controller 1, which when this signal is received signal to start forced inspiration on the first control bus. The signal from PEL 1 and PEL 2 after amplification on OA 3 can be used simultaneously for taking an electrocardiogram, for which a separate conclusion is made, you can also take these signals directly from the receiving electrodes, for which you can put a separate ECG amplifier.

Построение схемы определения начала попытки естественного вдоха по данному способу позволяет определять и фиксировать этот момент с высокой точностью, с запаздыванием в пределах 10-50 мс, что особенно важно при применении ИВЛ в неонатологии. Следует заметить, что существующие механические, например флажковые, способы определения начала попытки, во первых, недостаточно чувствительны, а во вторых, имеют большое запаздывание до 0,1-0,15 с. The construction of a scheme for determining the start of a natural inhalation attempt using this method allows one to determine and fix this moment with high accuracy, with a delay of 10-50 ms, which is especially important when using mechanical ventilation in neonatology. It should be noted that the existing mechanical, for example, flag, methods for determining the start of an attempt are, firstly, not sensitive enough, and secondly, they have a large delay of up to 0.1-0.15 s.

Claims

1. A method of artificial ventilation of the lungs, based on forced pneumatic action, characterized in that the forced inhalation phase is synchronized with the start of a natural inhalation attempt, for which the beginning of the latter is determined by applying a high-frequency signal of a stable current to different parts of the torso and measuring conductivity between, for example, three designated points of removal on the torso and sternum, determine the change in conductivity between all of them, record the moment of change in any of the three conductivities of the bol Chez threshold value, which is the beginning of the inspiratory phase natural attempts, the first defining and the receiving electrodes are fixed on one side of the chest, and defining a second receiving electrodes are fixed on the other side of the chest, and a third receiving electrode is mounted from the base to the aperture of the larynx.

2. A device for artificial ventilation of the lungs, containing an MP controller with indication, the first and second gears, the first and second high pressure sensors (DVD), the low pressure sensor (DND), the first, second and third proportional electro-pneumatic controllers (PEP), electro-distributor ( EMC), a membrane box (MK), a master oscillator, first, second and third blocks of determining the start of an attempt (BONP), an OR logic circuit, the first and second control buses and the serial interface bus, connected as follows: air and oxygen are connected to the first and second gearboxes, respectively, the outputs of the first gearbox are connected to the first and second PEPR and the first DVD, the output of the second gearbox is connected to the third PEP and the second DVD, the output of the first PEP via EMC is connected to MK and DND, the last is connected with the second outputs of the second and third PEPR, MK is connected to the atmosphere, and the main outputs of the second and third PEPR are connected to each other and the patient’s mouth-mask; the first control bus of the MP controller is connected to the control input of the first PEPR, the second control bus is connected to the master oscillator, the outputs of which are connected to the master sensors, and the receiving sensors are connected to the first, second, and third BONPs, the outputs of which are connected through the logic circuit OR to the signal input An MP controller that is connected to external consumers via a serial bus.

3. The device according to claim 2, containing the first and second driving electrodes, the first, second and third receiving electrodes, the first, second and third operational amplifiers, the first, second and third demodulators, and the outputs of all the receiving electrodes are paired with differential inputs of all three operational amplifiers, the outputs of the latter are connected to the corresponding inputs of demodulators, the outputs of which are the outputs of the unit for determining the start of an attempt to inhale, the output of the third operational amplifier and the outputs of the first and second receiving elec trodes are simultaneously inputs to the ECG channel.

4. The device according to claims 2 and 3, in which the master and receiving electrodes are made in the form of disks with a diameter of 3-15 mm and a thickness of 0.4-0.8 mm, made of non-oxidizing material, such as tin, and located as follows: first the driving and receiving electrodes on one rigid dielectric base, the second driving and receiving electrodes also on the rigid dielectric base, the distance between the driving and receiving electrodes on each part of the torso lies within 3-5 disc diameters, and the third receiving electrode is single and also in made of conductive material on a dielectric base.