近10年来因微理器和有关软件的发展, 现代呼吸机除提供各种有关监测参数外, 同时能提供机械通气时压力、流速和容积的变化曲线以及各种呼吸环. 目的是根据各种不同呼吸波形曲线特征, 来指导调节呼吸机的通气参数, 如通气模式是否合适、人机对抗、气道阻塞、呼吸回路有无漏气、评估机械通气时效果、使用支气管扩张剂的疗效和呼吸机与患者在通气过程中各自所作之功等.
有效的机械通气支持或通气治疗是在通气过程中的压力、流速和容积相互的作用而达到以下目的: a. 能维持动脉血气/血pH的基本要求(即PaCO2和pH正常, PaO2达到基本期望值如至少 > 50-60
mmHg) b. 无气压伤、容积伤或肺泡伤.
c. 患者呼吸不同步情况减低到最少,减少镇静剂、肌松弛剂的应用. d. 患者呼吸肌得到适当的休息和康复.
1．呼吸机工作过程:
上图中，气源部份（Gas Source）是呼吸机的工作驱动力, 通过调节高压空气和氧气流量大小的阀门来供应混合氧气体. 气体流量经流速传感器在毫秒级时间内测定流量, 调整气体流量阀门(Flow Valve)的直径以控制流量。测定在流速曲线的吸气流速面积下的积分, 计算出潮气量. Vt= 流速(升/秒)×Ti(流速恒定).
图中控制器（Control Unit）是呼吸机用于控制吸气阀和呼气阀的切换,它受控于肺呼吸力学改变而引起的呼吸机动作.
吸气控制有 :
a. 时间控制: 通过预设的吸气时间使吸气终止, 如PCV的设置Ti或I:E.
b. 压力控制: 上呼吸道达到设置压力时使吸气终止,现巳少用, 如PCV的设置高压报警值. c. 流速控制: 当吸气流速降至预设的峰流速%以下(即Esens), 吸气终止. d. 容量控制: 吸气达到预设潮气量时,吸气终止. 呼气控制有:
a. 时间控制: 通过设置时间长短引起呼气终止(控制通气) 代表呼气流速(吸气阀关闭, 呼气阀
打开以便呼出气体), 呼气流速的波形均为同一形态.
b. 病人触发: 呼吸机捡测到吸气流速到吸气终止标准时即切換呼气(Esens).
图中气体流量定量阀(Dosing Flow-Valve)是控制呼吸机输送的气体流量, 由流量传感器监测并控制, 如此气体流量经Y形管进入病人气道以克服气道粘性阻力， 再进入肺泡的容积以克服肺泡弹性阻力. 通过打开和关闭呼气阀, 即控制了吸气相和呼气相. 在吸气时呼气阀是关闭的. 若压力,容量或吸气时间达到设置值, 呼气阀即打开, 排出呼出气体.
呼气阀后的PEEP阀是为了维持呼气末气道压力为正压(即0 cmH2O以上), 目的是克服內源性(PEEPi);维持肺泡的张开.
由于各厂图形处理软件不一, 故显示的波形和环稍有差别,但对波形的判断並无影响. 为便识别吸、呼气相,本波形分析一律以绿色代表吸气,以兰色代表呼气.
2. 流量-时间曲线(F-T curve)
流速定义:呼吸机在单位时间内在两点之间输送出气体的速度, 单位为cm/s或m/s.
流量:是指每单位时间内通过某一点的气体容量. 单位L/min或L/sec目前在临床上流速、流量均混用! 本文遵守习称.
流量-时间曲线的横座标代表时间(sec), 纵座标代表流速(Flow=), 流速(量)的单位通常是\"升/分\"(L/min或LPM).
在横座标的上部代表吸气(绿色), 吸气流量(呼吸机吸气阀打开, 呼气阀关闭, 气体输送至肺),曾有八种波形(见下图).目前多使用方波和递减波.
横座标的下部代表呼气(兰色)(呼吸机吸气阀关闭, 呼气阀打开以便病人呼出气体). 呼气流量波形均为
同一形态, 只有呼气流量的振幅大小和呼气流量回复到零时间上差异.
图. 各种吸、呼气流量波形 A.指数递减波 B.方波 C.线性递增波 D.线性递减波 E.正弦波 F.50%递减波 G.50%递增波 H.调整正弦波 2.1. 吸气流量波形(Fig.1)
恒定的吸气流速是指在整个吸气时间内呼吸机输送的气体流量恒定不变, 故流速波形呈方形,( 而PCV时吸气流量均采用递减形-即流量递减), 横轴下虚线部分代表呼气流速(在呼气流量波形另行讨论)
Fig.1吸气流量恒定的曲线形态
1: 代表呼吸机输送气体的开始:取决于a)预设呼吸周期的时间巳达到, 呼气转换为吸气(时间切换)如控制呼吸(CMV). b)患者吸气努力达到了触发阀,呼吸机开始输送气体,如辅助呼吸(AMV). 2: 吸气峰流量(PIF或PF): 在容量控制通气(VCV)时PIF是预设的, 直接决定了Ti或I:E.
在PCV和PSV时,PIF的大小决定了潮气量大小、吸气时间长短和压力上升时间快慢.
3: 代表吸气结束, 呼吸机停止输送气体.此时巳完成预设的潮气量(VCV)或压力巳达标(PCV),输送的流量巳完成(流速切换),或吸气时间已达标(时间切换). 4→5: 代表整个呼气时间:包括从呼气开始到下一次吸气开始前这一段时间.
6: 1→4为吸气时间: 在VCV中其长短由预设的潮气量,峰流速和流速波型所决定, 它尚包含了吸气后摒气时间(VCV时摒气时间内无气体流量输送到肺,PCV时无吸气后摒气时间). 7: 代表一个呼吸周期的时间(TCT): TCT=60秒/频率. 2.1.1 吸气流量的波型(类型)(Fig.2)
根据吸气流量的形态有方波, 递减波, 递增波, 和正弦波, 在定容型通气(VCV)中需预设频率, 潮气量和峰流量, 并选择不同形态的吸气流量波.!(见Fig.2以方波作为对比) 正弦波是自主呼吸的波形，其在呼吸
机上的疗效无从证明(指在选擇流速波形时),巳少用. 雾化吸入或欲使吸气时间相对短时多数用方波.
Fig.2 吸气流速波型
图2中流速以方波作为对比(以虚线表示), 在流速,频率和潮气量均不变情况下, 方波由于流速恒定不变,故吸气时间最短, 其他波形因的递减, 递增或正弦状, 因它们的流速均非恒定不变, 故吸气时间相应延长.
方波: 是呼吸机在整个吸气时间内所输送的气体流量均按设置值恒定不变, 故吸气开始即达到峰流速, 且恒定不变持续到吸气结束才降为0. 故形态呈方形
递减波: 是呼吸机在整个吸气时间内, 起始时输送的气体流量立即达到峰流速(设置值), 然后逐渐递减至0 (吸气结束), 以压力为目标的如定压型通气(PCV)和压力支持(PSV=ASB)均采用递减波.
递增波: 与递增波相反, 目前基本不用.
正弦波: 是自主呼吸的波形. 吸气时吸气流速逐渐达到峰流速而吸气末递减至0,(比方波稍缓慢而比递减波稍快).
呼气流速波除流速振幅大小和流速回至基线(即0流速)的时间有所不同外,在形态上无差别. 2.1.2 AutoFlow(自动变流) (见Fig.3)
AutoFlow并非流速的波形, 而是呼吸机在VCV中一种功能. 呼吸机根据当前呼吸系统的顺应性和阻力及设置的潮气量, 计算出下一次通气时所需的最低气道峰压, 自动控制吸气流量, 由起始方波改变为减速波,在预设的吸气时间内完成潮气量的输送.
Fig.3 AutoFlow吸气流速示意图
图3左侧为控制呼吸，由原方波改变为减速波形(非递减波), 流速曲线下的面积=Vt.
图右侧当阻力或顺应性发生改变时, 每次供气时的最高气道压力变化幅度在+3 - -3 cmH2O之间, 不超过报警压力上限5cm H2O. 在平台期内允许自主呼吸, 适用于各种VCV所衍生的各种通气模式.
2.1.3 吸气流量波形(F-T curve)的临床应用 2.1.3.1 吸气流速曲线分析--鉴别通气类型(Fig.4)
Fig.4 根据吸气流速波形型鉴别通气类型
图4左侧和右侧可为VCV的强制通气时, 由操作者预选吸气流速的波形，方波或递减波.
中图为自主呼吸的正弦波. 吸气、呼气峰流速比机械通气的正弦波均小得多.
右侧图若是压力支持流速波, 形态是递减波, 但吸气流速可未递减至0, 而突然下降至0, 这是由于在吸气过程中吸气流速递减至呼气灵敏度(Esens)的阈值, 使吸气切换为呼气所致, 压力支持(PS) 只能在自主呼吸基础上才有作用. 这三种呼吸类型的呼气流速形态相似, 差别仅是呼气流速大小和持续时间长短不一.
2.1.3.2 判断指令通气在吸气过程中有无自主呼吸(Fig.5)
0
Fig.5 指令通气过程中有自主呼吸
图5中A为指令通气吸气流速波, B、C为在指令吸气过程中在吸气流速波出现切迹,提示有自主呼吸.人机不同步, 在吸气流速前有微小呼气流速且在指令吸气近结束时又出现切迹, (自主呼吸)使呼气流速减少.x
2.1.3.2评估吸气时间(Fig.6)
ppFig.6 评估吸气时间
图6是VCV采用递减波的吸气时间:
A:是吸气末流速巳降至0说明吸气时间合适且稍长, 在VCV中设置了”摒气时间”.( 注意在PCV无吸气后摒气时间).
B:的吸气末流速突然降至0说明吸气时间不足或是由于自主呼吸的呼气灵敏度(Esens)巳达标(下述), 切换为呼气. 只有相应增加吸气时间才能不增加吸气压力情况下使潮气量增加.
2.1.3.4从吸气流速检查有泄漏(Fig.7)
Fig.7 呼吸回路有泄漏
当呼吸回路存在较大泄漏,(如气管插管气囊泄漏,NIV面罩漏气,回路连接有泄漏)而流量触发值又小于泄漏速度,使吸气流速曲线基线(即0升/分)向上移位(即图中浅绿色部分)为实际泄漏速度, 使下一次吸气间隔期延长, 此时宜适当加大流量触发值以补偿泄漏量，在CMV或NIV中,因回路连接, 面罩或插管气囊漏气可見及.
2.1.3.5 根据吸气流速调节呼气灵敏度(Esens)(Fig.8)
Fig.8 根据吸气峰流速调节呼气灵敏度
左图为自主呼吸时, 当吸气流速降至原峰流速10→25%或实际吸气流速降至10升/分时, 呼气阀门打开呼吸机切换为呼气. 此时的吸气流速即为呼气灵敏度(即Esens).
现代的呼吸机呼气灵敏度可供用户调节(Fig.8右侧). 右侧图A因回路存在泄漏或预设的Esens过低, 以致呼吸机持续送气, 使吸气时间过长. B适当地将Esens调高及时切换为呼气, 但过高的Esens使切换呼气过早, 无法满足吸气的需要. 故在PSV中Esens需和压力上升时间一起来调节, 根据F-T,和P-T波形来调节更理想.
2.1.3.6 Esens的作用(Fig.9)
Fig.9 Esens的作用
图9为自主呼吸+PS, 原PS设置15 cmH2O, Esens为10%. 中图因呼吸频率过快、压力上升时间太短, 而Esens设置太低, 吸气峰流速过高以致PS过冲超过目标压,呼吸机持续送气,TI延长,人机易对抗. 经将Esens调高至30%, 减少TI,解决了压力过冲, 此Esens符合病人实际情况.
2.2 呼气流速波形和临床意义
呼气流速波形其形态基本是相似的,其差别在呼气波形的振幅和呼气流速持续时间时的长短, 它取决
于肺顺应性,气道阻力(由病变情况而定)和病人是主动或被动地呼气.(见Fig.10)
1:代表呼气开始.
2:为呼气峰流速:正压呼气峰流速比自主呼吸的稍大一点. 3:代表呼气的结束时间(即流速回复到0), 4:即1 – 3的呼气时间
5:包含有效呼气时间4, 至下一次吸气流速的开始即为整个呼气时间,结合吸气时间可算出I:E. TCT:代表一个呼吸周期 = 吸气时间+呼气时间 2.2.1 初步判断支气管情况和主动或被动呼气(Fig.11)
图11左侧图虚线反映气道阻力正常, 呼气峰流速大,呼气时间稍短, 实线反映呼气阻力增加, 呼气峰流速稍小,呼气时延长.
右侧图虚线反映是病人的自然被动呼气, 而实线反映了是患者主动用力呼气, 单纯从本图较难判断它们之间差别和性质. 尚需结合压力-时间曲线一起判断即可了解其性质. 2.2.2 判断有无内源性呼气末正压(Auto-PEEP/PEEPi)的存在(Fig.12)
Fig.12 为三种不同的Auto-PEEP呼气流速波形
图12吸气流速选用方波,呼气流速波形在下一个吸气相开始之前呼气流速突然回到0, 这是由于小气道在呼气时过早地关闭, 以致吸入的潮气量未完全呼出,使部分气体阻滞在肺泡内产生正压而引起Auto-PEEP( PEEPi). 注意图中的A,B和C, 其突然降至0时呼气流速高低不一, B最高,依次为A, C. 实测Auto-PEEP压力大小也与波形相符合.
Auto-PEEP在新生儿, 幼婴儿和45岁以上正常人平卧位时为3.0 cmH2O. 呼气时间设置不适当, 反比通气，肺部疾病(COPD)或肥胖者均可引起PEEPi.
临床上医源性PEEP= 所测PEEPi × 0.8. 如此即打开过早关闭的小气道而又不增加肺容积. 2.2.3 评估支气管扩张剂的疗效(Fig.13)
Fig.13 呼气流速波形对支气扩大剂疗效评估
图13中支气管扩张剂治疗前后在呼气流速波上的变化, A: 呼出气的峰流速, B: 从峰流速逐渐降至0的时间. 图右侧治疗后呼气峰流速A增加, B有效呼出时间缩短, 说明用药后支气管情况改善. 另尚可监测Auto-PEEP有无改善作为佐证.
3.压力-时间曲线
3.1 VCV的压力-时间曲线(P-T curve)(Fig.14)
呼吸周期由吸气相和呼气相所组成. 在VCV中吸气相尚有无流速期是无气体进入肺内(即吸气后摒气期-吸气后平台), PCV的吸气相是始终为有流速期(无吸气后摒气). 在呼气时均有呼气流速. 在压力-时间曲线上吸气相和呼气相的基线压力为0或0以上(即PEEP).
压力-时间曲线反映了气道压力(Paw)的逐步变化(Fig.14), 纵轴为气道压力,单位是cmH2O (1 cmH2O=0.981 mbar), 横轴是时间以秒(sec)为单位, 基线压力为0 cmH2O. 横轴上正压, 横轴下为负压.
Fig.14 VCV的压力-时间曲线示意图
图14为VCV,流速恒定(方波)时气道压力-时间曲线, 气道压力等于肺泡压和所有气道阻力的总和, 并受呼吸机和肺的阻力及顺应性的影响. 当呼吸机阻力和顺应性恒定不变时, 压力-时间曲线却反映了肺部情况的变化.
A至B点反映了吸气起始时所需克服通气机和呼吸系统的所有阻力,A至B的压力差(△P)等于气道粘性阻力和流速之乘积(△P=R×), 阻力越高或选择的流速越大, 则从A上升至B点的压力也越大,反之亦然.
B点后呈直线状增加至C点为气道峰压(PIP),是气体流量打开肺泡时的压力, 在C点时通气机输送预设潮气量的气道峰压.
A至C点的吸气时间(Ti)是有流速期, D至E点为吸气相内”吸气后摒气”为无流速期.
与B至C点压力曲线的平行的斜率线(即A-D), 其∆P=VtｘErs(肺弹性阻力), Ers=1/C即静态顺应性的倒数, Ers=VT/Cstat).
C点后压力快速下降至D点, 其下降速度与从A上升至B点速度相等. C至D点的压力差主要是由气管插管的内径所决定, 内径越小C-D压差越大.
D至E点即平台压是肺泡扩张进行气体交换时的压力, 取决于顺应性和潮气量的大小. D-E的压力若轻微下降可能是吸入气体在不同时间常数的肺泡区再分佈过程, 或整个系统(指通气机和呼吸系统)有泄漏. 通过静态平台压测定, 即可计算出气道阻力(R)和顺应性(C), PCV时只能计算顺应性而无阻力计算. E点开始是呼气开始, 依靠胸廓、肺弹性回缩力使肺内气体排出体外(被动呼气), 呼气结束气道压力回复到基线压力的水平(0或PEEP). PEEP是呼气结束维持肺泡开放避免萎陷的压力.
3.1.1平均气道压(mean Paw 或Pmean)( Fig.15)
平均气道压(MAP)在正压通气时与肺泡充盈效果和心脏灌注效果相关(即气体交换),在一定的时间间隔内计算N个压力曲线下的区域面积而得, 直接受吸气时间影响. 气道峰压, PEEP, 吸/呼比和 肺含水量均影响它的升降. 图中A-B为吸气时间, B-C为呼气时间, PIP=吸气峰压,呼吸基线=0或PEEP. 一般平均气道压=10-15cmH2O, 不大于30cmH2O.
3.1.2 在VCV中根据压力曲线调节峰流速(即调整吸/呼比) (Fig.16)
VCV通气时, 调节吸气峰流速即调正吸气时间(Ti)或I/E比. 图16中A处因吸气流速设置太低, 吸气时间稍长, 故吸气峰压也稍低. 在B处设置的吸气流速较大, 吸气时间也短, 以致压力也稍高, 故在VCV时调节峰流速既要考虑Ti, I/E比和Vt, 也要考虑压力上限. 结合流速,压力曲线调节峰流速即可达到预置的目的.
3.2 PCV的压力-时间曲线(Fig.17)
Fig.17 PCV的压力-时间曲线
虚线为VCV, 实线为PCV的压力曲线. 与VCV压力-时间曲线不同, PCV的气道压力在吸气开始时从
基线压力(0或PEEP) 增至预设水平呈平台样並保持恒定, 是受预设压力上升时间控制. PCV的气体流量在预设吸气时间内均呈递减形. 在呼气相, 压力下降和VCV一样回复至基线压力水平, 本图提示了在相同频率、吸气时间、和潮气量情况下PCV的平台样压力比VCV吸气末平台压稍低. 呼吸回路有泄漏时气道压将无法达到预置水平.
3.2.1 压力上升时间(压力上升斜率或梯度)(Fig.18)
以压力为目标的通气(如PCV, PSV), 压力上升时间是在吸气时间内使预设的气道压力达到目标压力所
需的时间, 事实上是呼吸机通过调节吸气流速的大小, 使达到预设压力的时间缩短或延长.
Fig.18 PCV和PSV压力上升时间与吸气流速的关系
图18是PCV或PSV(ASB)压力上升时间在压力,流速曲线上的表现. a,b,c分别代表三种不同的压力上升时间, 快慢不一. 调节上升时间即是调节呼吸机吸气流速的增加或减少, a,b,c流速高低不一, 导致压力上升时间快慢也不一. 吸气流速越大, 压力达标时间越短(上图)， 相应的潮气量亦增加. 反之亦然. 流速图a有短小的呼气流速波是由于达到目标压有压力过冲, 主动呼气阀释放压力过冲所致, 压力上升时间的名称和所用单位各厂设置不一.如Evita 设定的是时间0.05-2.0s(4), PB-840是流速加速%FAP50-100%, 而Servo-i为占吸气时间的%.
3.3 临床意义
3.3.1 评估吸气触发阈和吸气作功大小(Fig.19)
Fig.19 评估吸气作功大小
图19为CPAP模式, 根据吸气负压高低和吸气相内负压触发面积(PTP=压力时间乘积), 可初步對患者吸气用力是否达到预置触发阈和作功大小作定性判断. 负压幅度越大,引起触发时间越长,PTP越大,病人吸气作功越大. 图中a. 吸气负压小, 吸气时间短, 吸气相面积小, 吸气作功也小. b. c. 吸气负压大, 吸气时间长, 吸气相面积大, 吸气作功也大.
是否达到触发阈在压力曲线上,可見及触发是否引起吸气同步.
3.3.2 评估平台压(Fig.20)
Fig.20 评估平台压
在PCV或PSV时, 若压力曲线显示无平台样压力, 如图20 A所示, PCV的吸气时间巳消逝, 但压力曲线始终未出现平台样压力. 应先排除压力上升时间是否设置太长, 呼吸回路有无漏气. 如为VCV时,设置的吸气流速是否符合病人需要或未设置吸气后摒气(需同时检查流速曲线和呼出潮气量是否达标以查明原因). 此外有的呼吸机因吸气流速不稳定, 也会出现这种情况
3.3.3 呼吸机持续气流对呼吸作功的影响 (Fig.21)
Fig.21 持续气流对呼吸作功的影响
图21中, 呼吸机提供的持续气流增加时, Paw在自主呼吸中基线压力下是降低的, 同时呼气压力增加(因呼气时持续气流使阻力增加). 正确使用持续流速使吸气作功最小, 而在呼气压力并无过份增加, 在本病例中,当持续气流为10-20 L/min时, 在吸气作功最小, 呼气压力稍有增加.
但持续气流增至30 L/min则呼气作功明显增加. 本图是患者自主呼吸(CPAP=5cmH2O), 流速波形为正弦波, 图中的病人呼吸流速和潮气量均无变化.
3.3.4 识别通气模式
通过压力-时间曲线可识别通气模式, 如CMV/AMV, SIMV, SPONT(CPAP), BIPAP等.
3.3.4.1自主呼吸(SPONT/CPAP)的吸气用力和压力支持通气(PSV/ASB) (Fig.22)
Fig.22 自主呼吸和压力支持通气的压力-时间曲线
图22均为自主呼吸使用了PEEP, 在A处曲线在基线处向下折返代表吸气, 而B处曲线向上折返代表呼气, 此即是自主呼吸, 若基线压力大于0的自主呼吸称之为CPAP.
右侧图吸气开始时有向下折返波以后压力上升, 第一个为PCV-AMV, 第二个为自主呼吸+PSV, PS一般无平台样波形出现(除非呼吸频率较慢且压力上升较快), 注意压力支持通气是必需在患者自主呼吸基础上才可有压力支持, 而自主呼吸的吸气时间并非恒定不变, 因此根据吸气时间和肺部情况同时需调节压力上升时间和呼气灵敏度.
3.3.4.2 控制机械通气(CMV)和辅助机械通气(AMV)的压力-时间曲线, Fig.23
Fig.23 CMV(左侧)和AMV(右侧)的压力-时间曲线
图中基线压力未回复到0, 是由于使用了PEEP. 且患者触发呼吸机是使用了压力触发, 左侧图在基线压力均无向下折返小波(A), 呼吸机完全控制患者呼吸, 为CMV模式.
右侧在吸气开始均有向下折返的压力小波, 这是患者吸气努力达到触发阈使呼吸机进行了一次辅助通气, 为AMV模式. 若使用了流速触发, 则不论是CMV或AMV, 在基线压力可能无向下折返小波, 这需视设置的流量触发值而定.
3.3.4.3 同步间歇指令通气(SIMV) Fig.24.
Fig.24 SIMV的压力波形示意图
SIMV在一个呼吸周期有强制通气期和自主呼吸期. 触发窗有在自主呼吸末端(呼吸周期末端), 也有触发窗位于强制通气起始端(呼吸周期起始端).若病人的呼吸努力在触发窗达到触发阈, 呼吸机即同步强制通气. 在隨后的自主呼吸的吸气用力即使达到触发阈也仅给于PS(需预设).
若在触发窗无同步触发且强制呼吸频率的周期巳逝过, 则在下一个呼吸周期自动给于一次强制通气. 因触发窗缩短了有效的SIMV时间, 即图中所示∆T, 由此可避免SIMV的频率增加. 图24的触发窗是在呼吸周期末端!
触发窗在强制通气期或在自主呼吸期末, 各厂设计不一, 触发窗时限也不一. 图24a是触发窗在强制通气期(即呼吸周期起始端）
Fig.24a 同步间歇指令通气(SIMV)
图24a中方框部分是SIMV的触发窗位于呼吸周期的起始段强制通气期, 在触发窗期间内自主呼吸达到触发阈, 呼吸机即同步输送一次指令(强制)通气(即设置的潮气量或吸气峰压), 若无自主呼吸或自主呼吸较弱不能触发时, 在自主呼吸期结束时(即一个呼吸周期结束)呼吸机自动给一次指令通气. 此后在自主呼吸期的剩余时间内允许患者自主呼吸, 即使自主呼吸力达到触发阈,呼吸机也不给指令通气, 但可给予一次PS(需预设). 图中笫二、五个方框说明触发窗期巳消逝, 呼吸机给于一次强制通气. 第一、三、四、六均为在触发窗期内自主呼吸力达到触发阈, 呼吸机给予一次同步指令通气.
3.3.4.4 双水平正压通气(BIPAP) Fig.25
Fig.25 BIPAP的压力-时间曲线
BIPAP属于PCV所衍生的模式, 即在两个不同压力水平上患者进行自主呼吸見图25上图. 高压(Phigh)
相当于VCV中的平台压, 低压(Plow)相当于PEEP, Thigh相当于呼吸机的吸气时间(Ti), Tlow相当于呼吸机的呼气时间(Te), 呼吸机的频率=60/Thigh+Tlow.
下图左侧起始是PCV吸气峰压呈平台状无自主呼吸. 隨后的高压或低压水平上均有自主呼吸+压力支持. PH和PL的PS最大值不大于Phigh +2 cmH2O.
3.3.4.5 BIPAP和VCV在压力-时间曲线上差别Fig.26
VCV可选用不同流速波, 在压力曲线上有峰压, 而BIPAP采用递减波流速, 无峰压只有平台样压力波, 且压力上升呈直线状(其差别见图26). BIPAP的高, 低压力等于VCV的平台压和PEEP. BIPAP的高低压的差数大小即反映了潮气量的大小.
Fig.26 VCV 与BIPAP在压力曲线的差别和关系 3.3.4.6 BIPAP衍生的其他形式BIPAP(Fig.27)
通过调节BIPAP四个参数如Phigh, Plow, Thigh, Tlow可衍生出多种形式BIPAP:
Fig.27 BIPAP所衍生的四种模式
a. Phigh＞Plow且Thigh＜Tlow, 即是CMV/AMV-BIPAP(也称IPPV-BIPAP) b. Phigh＞Plow, Phigh上无自主呼吸, 即IMV-BIPAP
c. 为真正的BIPAP:Phigh＞Plow, 且Thigh＜Tlow, Phigh和Plow均有自主呼吸 d. Phigh=Plow时即为CPAP
3.3.4.7 气道压力释放通气(APRV)的通气波形(Fig.28)
APRV事实上也属于PCV中的BIPAP, 主要是当Thigh＜Tlow或Tlow小于1.0 – 0.5秒即是IRV-BIPAP或APRV见Fig.28. 常用于ARDS主要目的除在Phigh期提高PO2外, 通过定时的气道压力下降以便排出CO2, 使用时应密切注意气压伤.
Fig.28.APRV:BIPAP衍生模式, Tlow小于0.5 – 1.0秒
4 容积-时间曲线
4.1 容积-时间曲线的分析(Fig.29)
Fig.29 容积-时间曲线
容积是气体流速通过单位时间内积分而测定的, 以单位为升/分, 上升肢为吸入潮气量,下降肢为呼出潮气量. 吸气:为吸气开始到呼气开始这段时间,呼气时间是从呼气开始到下一个吸气开始时这段时间. 一般说容积-时间曲线需与其他曲线结合一起分析才有意义.
在VCV时, 吸气期的有流速相期是容积持续增加, 而吸气后摒气的平台期是无流速相期，无气体进入肺内, 但吸入气体在肺内重新分布(即吸气后摒气), 故容积保持恒定. 在PCV时整个吸气期均为有流速期, 潮气量大小决定于吸入气峰压和吸气时间这两个因素.
4.2 临床意义: 方波,递减波而在容积、压力曲线上的差别(Fig.30)
在恒定流速(方波)的容积是呈线性增加, 而以递减流速的容积则呈指数增长. 两者的呼气时容积均呈指数样下降至基线, 容积曲线上有无平台, 在VCV取决于吸气后摒气时间. 在PCV中取决于压力上升时间和整个吸气时间的长短.
Fig.30 因方波,递减波而在容积、压力曲线上的差别
4.2.1气体阻滞或泄漏的容积-时间曲线(Fig.31)
图31所示呼气末曲线不能回复到基线0, 有顿挫是上一次呼气未呼完, 稍停顿继续呼出(较少见). 然后是下一次吸气的潮气量. 若是气体阻滞同时在流速或压力曲线和测定Auto-PEEP即可知悉. 图31所示为呼气阻滞. 若吸、呼气均有泄漏则整个潮气量均减少.
Fig.31 气体阻滞或泄漏的容积-时间曲线 4.2.2呼气时间不足导致气体阻滞(Fig.32)
Fig.32 呼气时间不足在容积-时间曲线上表现
图右侧: 呼气时间不足在容积-时间曲线上表现， 呼气时间不足在容积曲线上表现为呼气结束紧跟着为下一次吸气, 或呼气尚未结束时即有下一次吸气. 此现象在快呼吸频率、有PEEPi或反比通气较多見.
5. 呼吸环
5.1 压力-容积环(P-V loop)
Fig.33 P-V环的构戌(指令通气)
图33 横轴为压力有正压(0点右侧为机械通气)、负压(0点左侧为自主呼吸)之分, 单位为 cmH2O, 纵轴是容积(潮气量Vt),单位为 升/次. ∆P(气道)=气体流量Ｘ气道粘性阻力 ∆P(肺泡)=潮气量Ｘ肺泡弹性阻力. 环中间虚线是P-V的斜率反映呼吸系统顺應性C=∆V/∆P. 吸气呼气互相切换时的流速=0. 本图PEEP=5 cmH2O, 则以正压5 cmH2O为起始和回复点(即纵轴右移至5cmH2O). 此环说明压力与容积的关系. a=PEEP, b=气道峰压, c=平台压.
机械通气因是正压吸气和呼气, 故P-V环按逆时钟方向描绘, 上升肢代表吸气过程从0(或PEEP) 起始上升至预设的吸气峰压(PCV)或预设的潮气量(VCV). a→b, 在b点时吸气结束其流速为0, 随后有短时间的平台（b→c）再切换为呼气(c→a), 返回至a点时呼气结束流速为0, 下降肢代表呼气过程压力降至基础压( 0或PEEP ). 吸气肢和呼气肢之间距离(寬度)代表吸气和呼气的阻力.
Paw实线代表呼吸机端(气管插管顶端)所反映的P-V环,包含了气管插管所导致的阻力. Ptrach虚线代表总气管内(气管插管末端)所反映的P-V环, 排除了气管插管所引起的阻力因素. 测Ptrach另需用2mm的细导管经气管插管插至总气管内, 另呼吸机硬件上另需有”附加压力”接口和相应的软件.
以下叙述的P-V环虚线和实线的意义均与此相同
通常在机械通气时所获得的P-V环要求(1)要求通气时各参数具有同一性以便对照. (2)肺充气越快速则P-V环斜率反映顺应性越好.
5.1.1 VCV和PCV在Paw-V环的差别(Fig.34)
Fig.34.VCV与PCV在P-V环的差异
注意本例上、下两图的横座表其长度不同. VCV(Paw和Ptrach)的P-V环在吸气末均呈鸭嘴状; PCV的P-V环呈方盒形. 但气管导管在吸气肢和呼气肢所引起的压力差(∆PETT), 在VCV的P-V环吸气肢上∆PETT IN远比呼气肢的∆PETT Ex要小. 而在PCV的P-V环上的吸、呼气肢的∆PETT均较明显.
这是由于VCV时压力随容积增加而逐步增加; 呼气时因要克服气管插管故PETT EX比吸气PETT IN时增大. P-V环似鸭嘴状, 是由于平台时间稍长或肺有过度膨脹的跡象.
而在PCV(Paw和Ptrach)的P-V环, 吸气起始压力迅速增至气道峰压并保持恒定, 在呼气起始时压力快速下降至吸气起始点, 均是为了在吸气和呼气时需克服气管插管的阻力所致, 故吸、呼气肢的∆PETT IN和∆PETT EX比VCV的∆PETT均明显增加, 故P-V均似方形.
注意在Ptrach(气管内压)的P-V环在吸气起始时压力有进一步下降折返至最低点, 然后再速增至目标压, 此是由于PCV起始压力在导管迅速增加所致.5.1.2自主呼吸(SPONT)的P-V环(Fig.35P）
Fig.35 自主呼吸的P-V环
图35为自主呼吸, 本例基线压力=0 cmH2O(即PEEP=0). 正常吸气时是负压达到吸入潮气量时即转换
为呼气, 呼气时为正压直至呼气完毕压力回复至0. P-V环呈顺时钟方向描绘. 在吸气肢内面积大小即为吸气作功大小.
5.1.3 辅助通气(AMV)的P-V环(Fig.36)
Fig.36.AMV的P-V环
图36显示的是自主呼吸负压触发(纵轴左侧为负压)达到触发阈, 然后呼吸机给予一次正压通气达到目标后(压力或潮气量), 即转换为呼气回复至0. 纵轴左侧的吸气启动这部分面积相当触发吸气所作之功(吸气面积=0.02), 左小三角区及上升肢上内区为吸气相, 吸气相面积代表克服气道阻力之功, 图中虚线大三角形区为呼气相, 呼气相面积代表克服顺应性所作之功.
5.1.4 插管内径对P-V环的影响 (Fig.37)
Fig.37 不同内径的插管所形成的P-V环
图37 插管(ET)内经8mm的P-V环小于内径6.5mm, 是由于插管内径增大以致阻力减低所致, 作功亦小, 图中实线的P-V环是由于使用了呼吸机(CMV)克服所有阻力,故插管内径大小对P-V环无影响. 插管内径大小仅是在自主呼吸时会引起阻力的改变, 使自主呼吸作功增加或减少.
5.1.5 吸气流速大小对P-V环的影响(Fig.38)
图38吸气流速对P-V环的影响
吸气流速增加主要是动态吸气时用于克服气管的粘性阻力所致. 同一容积因气道阻力的增加, 要求吸气流速也增加, 以致气道压力增加, 吸气上升肢隨流速增加而右移. 反之亦然. 故吸气肢的左右移位反映了气道阻力大小.
标准测定静态P-V环有其特殊的要求. 目前临床多用吸气后暂停测得,应注意其他参数的同一性,以便對照.因吸气流速的增减. 使 P-V环的上升肢(吸气肢)的水平左丶右移位反映了气道阻力的减少或增加(另见图41).
5.1.6 自主呼吸+PS, P-V环在插管顶端、末端的作用(Fig.39)
Fig.39 CPAP用PS在插管顶端、末端的作用
在自主呼吸基础上(CPAP)使用PS即是克服插管阻力减少作功, 假如CPAP的P-V环其吸气肢位于设置的CPAP纵轴处, 说明管子的阻力巳完全补偿. 若在CPAP虚线的右侧(实线所示), 说明压力支持(PS)的补偿除插管内径所引起的阻力外, 提示气管尚有病理性阻力, PS补偿的尚包括下呼吸道的阻力. 若压力支持不恰当而病人用力吸气, 则在气管插管的末端仍将发生负压, 病人吸气作功增加. 5.1.7 PSV时Paw-V环与Ptrach-V环的差别(Fig.40)
Fig.40 PSV时的P-V环
PSV的基础是自主呼吸, 吸气时为负压;呼气时为正压. 因此P-V环按顺时钟方向描绘. 本例为CPAP 4.0 cmH2O+PS, 不论是呼吸机端的P-V环(Paw)或气管内的P-V环(Ptrach), 在吸气起始时均小于4.0 cmH2O甚至是- 2 cmH2O. 另由于是CPAP+PS, 吸气时的∆PETT in稍微大于∆PETT Ex . 在图中尚可看到气管内的P-V环中在吸气起始时的Ptrach比Paw要小得多, 是因为自主呼吸的吸气力达到触发阈, 呼吸机迅速给于压力支持, 而在呼气起始时Ptrach的呼气压力较大, 是由于气管插管的阻力所致.
5.1.8阻力改变时的P-V环 (Fig.41)
Fig.41 阻力改变的P-V环
流速恒定的通气在设置不变情况下, 若阻力改变, 而P-V环的上升肢(吸气肢)徒直度不变, 呈水平移位, 向右移位即阻力增加, 向左移位即阻力降低.
5.1.9 不同阻力P-V环的影响(Fig.42)
呼吸机端的压力(Paw)因插管内径大小而增加/减少, 而在插管末端(气管内Ptrach)压力因插管内径小,阻力大反而使气管内压力相对地减少, 若气道病变而阻力增加则气管内压力也增加, 以致呼吸机端压力也增加. 如此使吸气肢和呼气肢之间矩离增加
Fig.42 不同阻力对P-V环的影响
在图42中显示P-V环在VCV和PCV中有明显差别, 主要特征PCV的呈方形. 不同阻力的P-V环, 其吸气肢和呼气肢之间宽度随阻力增加而增宽. 因气道病变而阻力增加则气管内压(Ptrach)也增加, 以致呼吸机端压力(Paw)也增加. 在本图可見及R=2.6和3.6 cmH2O/L/s时, Paw的P-V环基本未变, 但Ptrach(虚点线)的P-V环则有明显改变, 在R=5.6则两者P-V环均显著增宽
5.1.10 顺应性改变的P-V环 (Fig.43)
Fig.43 顺应性变化上升肢的改变
吸气上升肢向横轴或纵轴倾斜说明顺应性的变化, 图中实线的P-V环向横轴倾斜说明顺应性降低(呼吸机设置不变), 虚线部分向纵轴偏斜说明顺应性增加, 因为容积未变但压力有所减少. 在VCV中有平坦部分, 也有以P-V环斜率来表示顺应性的情况, 其原理是一样的. 詳見图44. 5.1.11.不同顺应性的P-V环 (Fig.44)
Fig.44 VCV/PCV的不同顺应性P-V环
P-V环从吸气开始至吸气结速这两点之间连一直浅即 P-V环的斜率线（本图中的兰色虚点线）, 它偏向纵座标或横座标的移位反映了呼吸系统的顺應性良好或减退. 在本图中 顺应性C= 33 ml/cmH2O时其斜率线偏向横座标, 说明顺应性减退. 当C= 75 ml/cmH2O时, 斜率线即偏向纵座标, 说明顺应性巳改善或恢复正常.
5.2 P-V环的临床应用
5.2.1 测定第一拐点(LIP)、二拐点(UIP(Fig.45)
Fig.45 VCV时静态测定第一、二拐点
VCV时静态测定第一、二拐点, 以便设置最佳PEEP和设定避免气压伤或高容积伤的通气参数. 方法:a)使用镇静剂+肌松剂, b)频率 6-8次/分,吸/比=1:2, c)潮气量为0.8-1.0升/次. 发现a点(即笫一拐点LIP) 似呈平坦状, 即压力增加但潮气量增加甚少或基本未增加, 此为内源性PEEP(PEEPi), 在A点处压力再加上2-4 cmH2O为最佳PEEP值. 然后观察b点(即笫二拐点UIP), 在此点-压力再增加但潮气量增加甚少, 即为肺过度扩张点, VCV时UIP呈鴨嘴样. 故各通气参数应选择低于b点(UIP)时的理想气道压力和潮气量等参数.临床经验有40%病例无法检测到第一拐点, 尤其是肺实变的ARDS. 5.2.2 P-V环反映肺过复膨张部分(Fig.46)
Fig.46 肺过度膨张的P-V环
VCV, 流速恒定(流速波形为方波)的通气, P-V环吸气肢在上部变为平坦, 即压力之增加潮气量未引起相应的增加(此转折点即第二拐点UIP), 此即提示肺某些区域有过度膨张. 因此在临床设置时, 压力应低于UIP较为合适.
5.2.3 呼吸机流速设置不够的P-V环(Fig.47)
Fig.47呼吸机流速设置不足
病人自主呼吸(在纵轴左侧负压启动),提示病人在吸气触发时,其吸气流速大于呼吸机设置的流速,呼吸机未及时提供适当的流量, P-V环呈8字形.说明患者吸气有力, 多见于麻醉结束或肌松剂巳无效. 在本例中吸气负压达 –10cmH2O时呼吸机才辅以正压吸气, 且呼气肢突然下降至零, 也说明病人吸气用力. 在此时需立即调整呼吸机的吸气流速. 以免人机对抗.
5.2.4 单肺插管引起P-V环偏向横轴(Fig.48)
Fig.48 单肺插管的P-V环
1为气管插管意外地下滑至右总支气管以致只有右肺单侧通气, P-V环偏向横轴. 2经纠正后P-V环即偏向纵轴.
5.2.5 肌肉松弘不足的P-V环(Fig.49)
Fig.49 肌松效果差的P-V环
在镇静剂、肌松剂剂量不足或其效果巳消失时, 病人恢复了原有的自主呼吸力. 在P-V环可见及吸气肢在上升过程中有短暂气道压力回降后再上升呈S型, 而潮气量仍有所增加.本例P-V环开始时有负压折返, 吸气过程压力有回降否再上升,提示呼吸机供气流量不足或病人吸气有力, 结合临床即可判断. 5.2.6 Sigh呼吸所引起Paw增加的P-V环(Fig.50)
Fig.50 Sigh引起Paw增加的P-V环
Sigh呼吸通常是Vt×2, 容积增加一倍, 如图所見吸气肢随着潮气量增加, 压力也增加, 但与潮气量的增加不成’倍数’(非线性), 气道压力上升呈指数样增加, 导致高气道压力. 另外因疾病所致的阻力增加亦可产生类似的环. 环的吸气肢和呼气肢之间压力差显著增加, 说明气道阻力增加. 5.2.7 增加PEEP在P-V环上的效应(Fig.51)
Fig.51 在P-V环上监测PEEP效应
图51左侧:虚线图为PEEP=0时P-V环, 实线图PEEP=4 cmH2O时P-V环, 在PEEP=4时, Comp=29ml/cmH2O, Raw=16 cmH2O/L/s, 潮气量稍有增加
右侧图为同一病例PEEP增至8 cmH2O, 顺应性增加为32 ml/cmH2O,阻力减低为13 cmH2O/L/s. 注意与左图比较P-V环的第一拐点右移而消失,说明陷闭的小支气管巳开放, 而笫二拐点也消失说明肺无过度充气. 潮气量基本无改变. 在P-V环上监测PEEP效应建议使用CMV模式, 并以顺应性作为指标, 在同样参数下取顺应性为最大时的PEEP为最佳PEEP.
5.2.8 严重肺气肿和慢性支气管炎病人的P-V环(Fig.52)
Fig.52 肺气肿患者的P-V环
肺气肿患者因弹性纤维的丧失, 肺是高顺从性的, 一般PEEP不宜大于6 cmH2O, 而COPD小气道阻塞导致阻力增加, 使P-V环类似PCV时的P-V环, 即使在VCV时肺气肿患者也会出现这种形式的环, 5.2.9 中等气管痉挛的P-V环(Fig.53)
Fig.53中等气管痉挛的P-V环
图53中虚点线P-V环为治疗前气管痉挛, 环的斜率偏向横轴, 实线为治疗后痉挛缓解, P-V环偏向纵轴. 气管痉挛在不同场所其严重程度也不一, 在急诊室丶ICU丶手术室均可遇及这类问题, 甚至在插管或拔管过程中也能发生, 治疗前后通过P-V或F-V环前后对比可立即评估疗效.
5.2.10 腹腔镜手术时P-V和F-V环(Fig.54)
Fig.54 腹腔镜手术时的P-V环和F-V环
图54中虚点线为手术前, 实线为手术时注入CO2后, 左图为P-V环, 右图为F-V环. 腹腔镜手术时由于CO2注入增加了腹腔内压力, 横膈上升以致顺应性下降, 气道阻力增加. 输送相同的潮气量需要较高的吸气压力. 在本例中P-V环注入CO2后P-V环明显偏向横轴, 而在F-V环中注入CO2后峰流速增加而潮气量反而减少.
5.2.11 左侧卧位所致左上叶肺的P-V环(Fig.55)
Fig.55.单肺通气的P-V环
图55中病人在向左侧翻身取测卧位时, 不慎气管插管滑入左总支气管, 气囊将左上叶开口堵塞, 虚点线为堵塞后P-V环. 吸气上升肢向右水平移位. 实线为经纤支镜检查纠正了插管位置的P-V环, 吸气上升肢呈水平左移.
5.3流速-容积曲线(F-V curve)
流速-容积曲线(F-V曲线)也可获得气道阻力, PEEPi等许多的信息. 纵轴是吸气和呼气时流速, 横铀是容积, 横轴上为吸气, 横轴下为呼气(见Fig.56). 也有以横轴以上为呼气,横轴下为吸气(图59). 尚有以纵轴右侧为吸气左侧为呼气. 视各厂软件而定. F-V曲从吸气开始到呼气结束, 两点相交是封闭环, 呼气流速应逐渐回复至0, 不应突然下降至0.
Fig.56 流速-容积曲线(环)
图56中三种模式不同但基本形态相似, 差别在于Spont是病人吸气力大小决定了流速和容积的大小, 吸气流速呈正弦状, 而中图CMV/AMV的吸气流速呈方波形. 呼气流速均应逐渐回复至0,
Fig.57 流速-容积曲线(环)
图57为横轴上为呼气, 横轴下为吸气, 关键是呼气峰流速的大小及回复至0的呼气肢是否发生凹陷状, 凹陷状越厉害说明小气道有阻塞. 请注意本图流速单位为 升/秒, 则本例最大流速为180升/分. 在无创通气中, 每分钟漏气量达3升是个不小的漏气量. 一般只需适当调整面罩松紧适度, 再适当增加流量触发的绝对值即可.
5.3.1方波和递减波的流速-容积曲线(F-V曲线)(Fig.58)
Fig.58 方形波和递减波的F-V曲线
图58中左侧为VCV的方形吸气流速波, 流速在吸气开始快速增至设置值并保持恒定, 在吸气末降至0,呼气开始时流速最大, 随后逐步降至基线0点处. 右侧为吸气流速为递减形, 与方形波差别在于吸气开始快速升至设置值, 在吸气结束时流速降至0, 是VCV或PCV的递减流速波形, 正常呼气流速波形均无差别. 逐渐回复至0.
5.3.2 考核支气管扩张剂的疗效(Fig.59)
图59以左侧为正常的F-V环, 中间图呼气峰流速(A)降低, 呼气曲线呈凹陷(B).提示小气道有阻塞或治疗后效果不佳, 右侧图经治疗后呼气峰流速增加, 呼气曲线由凹陷转为平坦说明疗效好.
Fig.59 考核支气管扩张剂的疗效
5.3.3 F-V曲线反映有PEEPi(Fig.60)
Fig.60的F-V曲线的呼气肢在呼气末突然垂直降至0说明有PEEPi存在
前巳述及正常呼气流速应逐渐回复至零, 本图例反映呼气肢流速突然垂直下降至0, 说明有内源性PEEP存在, 在F-T曲线上也可找到PEEPi的佐证.
5.3.4 F-V曲线呼气末未封闭(Fig.61)
Fig.61F-V曲线呼气末呼气肢容积未回复0, 呼气结束点未与吸气起始点吻合封闭,而呈开环状, 说明呼气末有漏气.
5.4 压力-流速环(P-FLOW环) Fig.62
压力-流速环(P-V'Loop)说明流速与压力关系. 纵轴为流速, 横轴之上为吸气,以下为呼气, 横轴为压力有正、负压之分, 负压代表吸气负压, 正压代表正压通气.
通气压力-流速环可了解患者和呼吸机各自工作情况, 作功大小, 人机协调情况, 如通气机为克服呼吸系统使用了多少流量所导致的压力大小,对调节通气机有所助益尤其是PAV. 图右侧为CMV, 中间为AMV, 左测为自主呼吸.
6. 综合曲线的观察
通气显示屏上同时显示数种曲线或环, 可以鉴别许多临床状态, 这些曲线的横轴(即时间轴)是取同一时间段便于对照. 一般说容积曲线使用较少, 以下将分别对各种通气模式加以叙述. 6.1 VCV与PCV的吸气肢和呼气肢(Fig.63)
Fig.63 VCV与PCV的吸气肢和呼气肢差别
VCV和PCV的吸气肢均有明显差别. VCV的吸气压力呈递增形态, 在达到峰压(PIP)后出现平台; 而PCV的压力波起始即呈平台样, 是由预设的压力克服了气道-肺内所有压力所致.
在流速曲线上VCV有恒流速的方波和非恒流速的递减波可事先选择, 而PCV或PSV只有递减流速波, 但峰流速的大小决定了压力上升时间的快慢.
在容积曲线上PCV似呈平台样此取决于压力上升吋间快慢; 吸气时间长短. 而VCV取决于有无预设吸气后摒气.VCV和PCV的呼气肢无差别.
6.1.1 VCV时流速大小对吸/呼比和充气峰压(PIP)的影响(Fig.64)
Fig.64 VCV时吸气峰流速大小对吸/呼比的影响
图中潮气量恒定, 因吸气峰流速的改变而使吸/呼比和气道峰压也随之发生改变, 而吸气峰流速的改变与气道阻力呈正相关, 流速越大气道峰压也越大, 吸气时间减少.
与左侧I:E=1:2比较, 中间流速最大吸气时间短,气道峰压亦最大, 吸/呼比=1:4. 右侧最小吸/呼比=1:1
6.1.2 CPAP通气波形(Fig.65)
CPAP即是在PEEP基础上进行自主呼吸(Spont),
故在压力曲线上吸气为负压;呼气呈正压. 自主呼吸的吸气流速波形呈正弦波状. 本例CPAP= 5 cmH2O.
6.1.3 CMV(IPPV) 模式的波形(Fig.66)
Fig.66 定容型CMV的波形
CMV是呼吸机完全控制了病人呼吸(包括所有通气参数), 呼吸所作功全由呼吸机承担. 在压力曲线横轴上未见有向下折返的负压波, 本例吸气流速为方形波(流速恒定). 无平台时间, 在压力峰压后和容积曲线上均未出现平台, 吸气流速回复到0后, 在基线上无”持续0”(即平台)的时间. CMV多数需使用镇静剂或肌松剂.
6.1.3a VCV-CMV通气波形(Fig.67)
Fig.67 VCV-CMV的压力, 流速波形
压力波中有PIP及平台,而流速波为方波且有吸气后平台时间, 此为VCV, 病人无触发(CMV). 6.1.4 AMV(IPPVassist) 模式的波形(Fig.68)
Fig.68 容定型AMV通气的波形
AMV是患者通过自主呼吸以负压或流量方式耒触发呼吸机按各参数预置值耒输送气体. 本图在压力曲线上有向下折返的小负压波, 其他与CMV通气波形无差别. 触发阈不能太小以免发生误触发.
6.1.4a VCV-AMV通气波形(Fig.69)
Fig.69 VCV-AMV的P-T,F-T曲线
图69中压力波为VCV, PIP后有平台, 且在PEEP基线上有向下折返波, 且在流速曲线第二、三个波有
小的向上吸气波提示有病人触发呼吸, 为AMV通气.
6.1.5 同步间歇指令通气(SIMV)通气波形(Fig.70)
Fig.70 SIMV通气波形
SIMV的呼吸周期内分为指令通气期和自主呼吸期. 在SIMV的触发窗(阴影部分)内指令通气, 是病人在触发窗内触发了呼吸机, 呼吸机按预置的参数进行同步, 指令通气, 触发窗期后为自主呼吸期允许自主呼吸, 即使达到触发阈也仅给于预置的压力支持(PS). 触发窗期若无自主呼吸, 呼吸机即自动给予一次指令通气. 但指令通气频率是预置的. 触发窗位于呼吸周期末或起始和触发窗期限各厂设计不同 6.1.5a VCV-SIMV(Fig.71)
Fig.71 VCV-SIMV的波形(无PS)
压力波为VCV, PIP后有平台, 強制通气时流量为恒流速方波, 自主呼吸时为正弦波. 6.1.6 VCV:SIMV+PS的通气波形(Fig.72)
Fig.72 SIMV+PS
图中在压力曲线可见及触发窗内是自主呼吸触发同步指令通气, 其后自主呼吸达到触发阈引起压力支持(预设值). 其压力波形并非VCV的压力波形, 而是以压力为目标的压力波形(PS), 在流速曲线上PS的流速波为递减形, PS尚需调节压力上升时间和呼气灵敏度.
6.1.7 SIMV+Autoflow通气波形(Fig.73)
Fig.73 SIMV+AutoFlow波形
AutoFlow是一种容量型呼吸方式, 即呼吸机根据预设的潮气量(Vt)和当时的肺顺应性而自动地控制吸气的流速. 以最小的气道压力来获得预设的潮气量(Vt), AutoFlow保证了设定的潮气量并使气道压力维
持在最小水平上. 且在机械通气周期的吸气相和呼气相均能自主呼吸. 见图73高压上的自主呼吸. 在容量太低情况下,下一次呼吸容量自动以增加平台压耒调整吸入容量. 若容量太高不论是由于自主呼吸或是顺应性的改善,在下一次呼吸的吸气压力将自动下降. 为了与病人平稳地配合,逐次呼吸的压力变化最大限定为3 cmH2O.
AutoFlow可与CMV,SIMV,MMV,IRV合用. 6.1.8 压力限制通气(PLV)的波形(Fig.74)
Fig.74 压力限制通气(PLV)的波形
PLV为VCV的改进. 与PCV不同, PLV是压力限制容积切换, 压力限制以平台压+3cmH2O为准, 当吸气压达到设置的压力限制值, 呼吸机自动减慢吸气流速, 在预设的吸气时间内输送剩余的潮气量. PLV尚需预设平台时间.
6.1.9 每分钟最小通气量(MMV)的通气波形(Fig.75)
Fig .75MMV的通气波形
MMV多数用于自主呼吸基础上, 只要患者每分钟呼出通气量小于预设的每分钟最小通气量, 呼吸机自动增加呼吸次数以达到MMV目标. 图中最初三次自主呼吸的潮气量在下降, 次数有增如趋势. 在1处呼吸机自动输送二次时间切换的机械呼吸. 在2处患者自主呼吸有力启动了一次辅助呼吸, 在此点上平均每分钟呼出气量巳超过MMV, 故对下一次患者有力吸气, 呼吸机未作出响应. 由于各种呼吸机MMV设计不一, 其控制方法也不同.
6.1.10 气体陷闭(阻滞)的波形(Fig.76)
Fig.76 气体阻滞在各曲线上的表现
本图VCV,左侧呼气时间足够, 在三种曲线均无阻滞迹象, 在右侧由于增加了平台时间使吸气时间延长, 在呼气流速突然下降至0, 呼气时间缩短引起了气体阻滞(陷闭), 由于气体阻滞在肺泡内引起肺泡压和气道压力均增加. 此情况在反比通气(IRV)更多见.
6.1.11 气体陷闭导致基线压力的上升(Fig.77)
Fig.77 气体陷闭导致基线压力↑和呼吸周期延长
过短的呼气时间导致基线压力的上升, 有的呼吸机在下一次吸气前为使呼吸基线压力恢复正常水平而出现一次较长的呼气时间, 呼出气量超过本次吸入气量, 此增加的容积即是气体陷闭气量. 见第三个波形.
6.2定压型通气波形
6.2.1 PCV:压力上升达标所需时间(即调节吸气流速大小) (Fig.78)
Fig.78压力上升时间示意图
图78中右侧图吸气峰流速大于左侧图, 故在压力曲线上右侧达到目标压(即平台压)所需时间小于左侧, 由于PCV的吸呼是时间切换, 吸气流速递减到0后才切换为呼气, 因此相对而言右侧有效吸气时间大于左
侧, 以致潮气量亦稍大于左侧.
6.2.1a自主呼吸PS的Rise time 快慢對Vt的影响(Fig.79)
PS的基础是自主呼吸,吸气峰流速递减的标准阈决定了呼气的切换, 而与吸气时间无关(并非递减到0, 即呼气灵敏度Esens). 右侧图吸气峰流速小于左侧(Rise Time长), 且Esens高, 但Ti时间长, 虽PS右侧和左侧相等,但Vt大于左侧. 而右侧正好相反. 因此自主呼吸+PS应根据各个病人情况对Rise Time和Esens作相应调节.
6.2.4 压力支持(PSV)与PCV差别(Fig.79)
PSV只能在自主呼吸基础上才能启动, 须预置吸气触发灵敏度和压力支持水平, 尚须调节压力上升时间和呼气灵敏度( 以便与自主呼吸匹配), 减少患者呼吸作功.
在流速曲线上PCV为时间切換而PSV为流速切换(Esens). 而在压力波形上无差别
Fig.79. PCV和PSV的P-T曲线与F-T曲线差別 6.2.3 CPAP+PS的通气波形(Fig.81)
Fig.81 在同等预设PS水平情况下, 1.为顺应性下降, 吸气流速和潮气量均下降. 2.为另一患者顺应性改善且吸气有力, 吸气流速增加以致潮气量增加
6.2.4 PC-CMV/AMV通气波形(Fig.82)
Fig.82 PC-A/C的通气波形
气道压力波形均呈平台形, 而流速均为递减形有吸气触发. 若使用流量触发在压力曲线未能见到向下折返波.
6.2.5 PC-SIMV通气波形(Fig.83)
Fig.83 PC-SIMV的通气波形
压力呈平台形, 流速为递减波, 指令通气之间有自主呼吸.
6.2.6 反比通气(IRV):VCV与PCV的差别. (Fig.84)
左图为VCV, 压力曲线有峰压和平台压(摒气时间), 流速可以是方波,递减波或正弦波. 右图为PCV压力波均呈平台形, 流速为递减波. 图84中吸气时间大于呼气时间此即为IRV. 注意IRV易发生Auto-PEEP或每分钟通气量不足. 6.3 双控通气方式(Dual Mode) 6.3.1 VAPS的通气波形(Fig.85)
呼吸机对输出的Vt由单纯的控制压力转为压力、容积双控制. 典型代表是VAPS(容积保障压力支持)和PA(压力扩增-Pressure Augmentation).
VAPS/PA以VCV为基础, 吸气容积的完成除呼吸机提供一恒流速(方波)外, 呼吸机另有按病人需要启动另一流速系统以便根据预设的气道压力提供PS. 即将VCV恒定流速(方波)和PSV中高起始流速(递减波)相结合, 也即是VCV与PSV的结合. 以保证Vt稳定和人机协调. 如设定了’吸气后暂仃’,压力支持流速系统可保证病人仍有吸气气流.(注:单纯的VCV在’吸气后暂仃’即无气流进入肺泡), 在随后的吸气即以此次为准, 相应的压力,流速均不随顺应性变化而变化.
Fig.85 VAPS(容积保障压力支持)的波
VAPS工作过程:通气时呼吸机同时提供PS的按需流速(递减波)和VCV的恒流速(方波), 同时自动监测输送的Vt与目标Vt比较, 图左侧实际Vt 目标Vt即切换为呼气;
图右侧预设吸气压巳达到, 而实际Vt目标Vt, 此时按需流速转为恒流速供气, 直至输入Vt目标Vt再切换为呼气.
6.3.2 压力扩增(PA:Pressure Augmentation)通气波形(Fig.86)
Fig.86 压力扩增波形
PA工作过程和波形:图左侧第二个波无PA,以致病人所需流速超过预设的流速, 在压力曲线上可見及病人吸气触发向下折返波深而宽, 供气流速未相应增加故目标Vt未达标.
第三波使用了低的PA,增加了吸气流速导致气道压力增加,目标潮气量也增加. 第四个波使用高的PA, 目标Vt增加更多.
6.3.3 压力限定容量控制通气(PRVC)的波形(Fig.87)
Fig.87 PRVC的通气波形
现代的PRVC工作过程: 从技术上来说第一次吸气以减速波给予一次预设Vt并有平台时间(200ms)的试验性呼吸, 在测定胸肺顺应性后, 计算出输送预设Vt所需的气道压力. 呼吸机以’定容’方式输送气体,当达到平台压时, 即转为压力控制呼吸(图87).
如果输送的Vt比预设值少或多(如顺应性或病人需求改变)时, 随后的呼吸按目标压力进行调整, 以纠正输送的和预设的之间的差异,一般相邻两次吸气压力差小于3 cmH2O, 吸气压力在预置的压力上限水平以下5 cmH2O范围内自动调节.
6.3.4 VS通气波形(Fig.88)
VS(容量支持)只适用于SPONT模式下自主呼吸的容量支持. 它的输送气体与VC+相似, VS是用PS(压力支持)来调节吸入气体的流速和切换为呼气, 而不像PC是以吸入时间切换为呼气, 两者均需要调节压力上升时间.
工作过程:预设Vt, 呼吸机以PS方式通过压力的改变来保证预设的Vt. 当病人吸气力增加, 呼吸机检测到实际Vt>预设Vt, 呼吸机自动降低压力(PS), 但不终止呼吸. 若顺应性增加且压力降低时, 病人能以最低压力获得最小的潮气量, 呼吸机会自动增加PS水平, 最后均使预设Vt达标.只要预设Vt足够, VS中的PS是可变的. VS的吸气流速达到Esens(呼气灵敏度)所期望的流速时即切换为呼气.
Fig.88 VS的通气波形6.3.5 ASV通气波形(Fig.89, 90) ASV(适应性支持通气):适用予SPONT模式.
ASV是容量和压力两种工作方式的优点结合在一起的全自动通气方式. 呼吸机连续监测病人的动态胸-肺顺应性(△V/△P)和呼气时间常数(RCexp,时间常数=顺应性×阻力, 即τ=C × R ).根据Otis公式(略)
计算出病人作最低呼吸功(WOBmin)时所需的目标频率(ftarget)和目标Vt(Vt target)。
WOB=WOBelast + WOBresis
弹性阻力的功和粘性阻力的功的交叉点即是最低呼吸功.(Fig.89)
图89.纵座标为WOB,横座标为肺泡通气量, 当弹性阻力功和粘性阻力功的交叉点即是最低呼吸功. 目标频率(ftarget)和目标Vt(Vt target)的交叉点即是呼吸机理想的工作状态。若实测Vt和f偏离中心, 呼吸机即自动调整 f ,Ti,Te和Pi(吸气压力)使偏离值接近中心. 例如实测Vt<目标Vt而呼吸频率>目标f, 其交点位于3区. 呼吸机则提高Pi和降低呼吸机控制f, 使病人处于或接近交叉中心进行呼吸.見Fig.89及90.
图90. ASV工作原理
ASV设置内容有:病人体重(Kg),预计分钟通气量的%,压力上升时间,Esens, Trig,PEEP.
从理论上来说从CMV→SIMV→SPONT完全由呼吸机自动切换, 经临床实践事实上和理论上均非如此.
Fig.90 ASV的通气波形
APV(适应性压力通气)
工作原理:使用时,预设气道压报警上限Phigh和目标Vt, 连续测定5次呼吸所获得的呼气时间常数(RCexp即动态顺应性×阻力),然后自动调节气道压力和流速, 以最低的气道压力来维持预设的目标Vt. 其实质是PRVC.
APV对无自主呼吸的病使用PCMV+APV时是通过调节吸气压力(Pi)来保证预设的目标Vt.
对有自主呼吸的病使用PSIMV+APV时是通过调节强制通气时的吸气压力(Pi)来保证预设的目标Vt. 而SIMV中的PS和其他参数均维持不变.
APV的设置参数(CMV/SIMV):呼吸频率, 吸气时间, 目标Vt, 压力上升时间,Esens, Trig, PS, PEEP.
6.3.6 PAV通气的FA和VA(Fig.91)
Fig.91 PAV的FA和VA示意图
PAV是自主吸气时, 吸气流速和容积不断地发生变化, 气道压力(Paw)也不断地在改变, 当患者的吸气流速为克服气道内粘性阻力和潮气量为克服肺泡内弹性阻力需要辅助时, 呼吸机即分别提供一个与吸气用力大小成比例的流速辅助（FA)和容积铺助(VA), 这是PAV的基本. 見图91.
呼吸机並不控制患者的呼吸方式(如Vt, I/E, 和流速波的型式). 例如PAV为1:1比例时(即设置的支持/辅助%=50%), 吸气时气道压力:一半由通气机(Paw)所提供, 另一半由呼吸肌肉的用力(Pmus即吸气力)所提供. 通气机和自主呼吸的吸气力各承担50%呼吸功. 若支持%为75%, 通气机和自主呼吸肌肉分别作75%和25%功. 这样吸气用力的改变, 通气机也相应作了改变, 这就是对吸气肌用力(Pmus)进行了放大,使通气量与吸气力相适应.
6.3.6a PAV根据压力曲线来控制辅助比例是否恰当(Fig.92)
在PAV中，呼吸机提供容积辅助(volume assist, VA)和流速辅助(flow assist, FA), 如何适应实际需求而不发生”失控” (脱逸run away), 可从压力曲线上加以识别. 图92是呼吸频率慢而稳定的表现, 並非是PAV经典的压力波形.
Fig.92 从压力曲线来评估PAV的支持%有无脱逸或不足
A.压力-时间曲线可见及吸气早期Paw与即达到峰值, 随即出现较大下降, 说明设置的辅助比例过高
(图中A).
B.若在吸气后Paw在吸气相即呈方波或压力波形自然而且稳定, 说明设置的辅助比例恰当, 通气机提供的辅助比例恰好符合Pmus的改变(图中B).
C,D.若在吸气早期Paw上升缓慢甚至有顿挫逐步达峰值, 说明设置的辅助比例偏小和不足(图中C,D) 但事实上压力曲线的表现并不是如上述一定出现方波, 需结合流速曲线同时观察, 只需压力,流速曲线的上升、下降均平穩, 潮气量符合要求, 再结合临床表现即可。 6.3.6b PAV的通气波形(Fig.93)
Fig.93 PAV的波形
PAV的波形中似无特点, 又似CPAP+PS的, 其差別PS的压力波形恒定不变, 而PAV的压力隨吸气用力大小而高低不一, 似无规律, 既不像SIMV又不像CPAP+PS。本图压力高低不一,且高压间歇期不同, 间歇期中的自主呼吸压力也高低不一(不是PS的压力). 但压力波上升、下降均平稳(无平台可見), 流速也随吸气力大小而改变
6.4顺应性或阻力的改变的波形
6.4.1 VCV时顺应性(CL)降低丶阻力(Paw)增高的波形(Fig.94)
图94 VCV:顺应性降低丶阻力增高的波形
肺顺应性减退(CL↓)和气道阻力(Raw)增高时会引起气道压力增高(Paw↑), 可触发高压报警引起此次吸气过早终止, 吸气时间缩短而使输送的潮气量不足, 相应低呼出潮气量和低每分钟通气量也报警.
6.4.2 PCV时顺应性降低丶阻力增高(Fig.95)
Fig.95 PCV时流速和潮气量降低的波形
在PCV中, 由于顺应性降低(CL↓),阻力增高(Raw↑)可引起在相同的气道压力情况下, 其呼丶吸气的峰流速均下降, 故潮气量也下降, 如图中笫二丶三呼吸波形所显示
6.5 常见呼吸机故障的波形 6.5.1呼吸回路泄漏的波形(Fig.96)
Fig.96 呼吸回路泄漏的波形
图中容积曲线可见及呼出潮气量明显少于吸入潮气量.
流速曲线呼出气峰流速亦明显降低. 压力曲线峰稍降低.
在监测参数方面有低吸气峰压, 低气道平均压, 低呼出潮气量和低分钟通气量的报警.
6.5.2 小泄漏致误触发及泄漏补偿(Fig.97)
Fig.97 小泄漏致误触发及泄漏补偿波形 A呼吸后发生小泄漏以致引起 B呼吸机发生误触发.
C为降低了触发灵敏度而避免了误触发.
D为呼吸机给予泄漏补偿, 使触发灵敏度回复到正常水平.
6.5.3 呼吸回路部分阻塞(Fig.98)
Fig.98呼吸回路部分阻塞
这种情况多见于呼吸回路管道有冷凝水积聚, 会引起 a. 呼气峰流速降低. b. 呼气时间延长.
c. 在压力曲线上可发现吸气终止后呼气压力回复到基线的时间延长. 6.5.4 呼吸管道内有液体的波形(Fig.99)
Fig.99 呼吸管道积聚水份的波形
在两次指令通气之间的基线上会出现小的锯齿状小波, 在流速曲线上更易见及. 此多数是由于呼吸回路的管道中有冷凝水或分泌物积聚之故, 因此将积水杯垂直处于最低位并及时清除冷凝水至关重要, 因此会引起呼吸阻力增加或发生误触发. -
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