现代呼吸机的设计特征

梁宇鹏   郝献华  译    张根生 校对

关键词

机械通气；通气模式；人-机相互作用；呼吸机所致肺损伤；闭环控制；

要点

1、混乱和欠准确的术语使对呼吸机设计特点的理解变得困难重重；

2、呼吸机设计特点的演化反映了对呼吸机所致肺损伤和患者-呼吸机同步认识的深入；

3、新问世的设计被临床所接受，需要相关预后数据来支持他们的应用。

前言

 

在过去的几十年中，正压机械呼吸机由简单的高压气体调节装置发展成了能够控制呼吸输送、吸气/呼气时间和呼气压力等多种呼吸参数的高级微处理系统。定义这些过程的术语也在不断发展，但也经常令人疑惑不解。这种混乱部分是由于不同制造商对同一种设计特征描述成多种不同的专业术语的商品名称的结果。另一方面是简单的旧名称术语无法完全概括已有的许多进步。“指令与自主通气”的分类以及“控制与辅助通气”的概念就是两个实例。“指令”与“自主”（呼吸）这两术语本意指（在呼吸过程产生作用）要么专指呼吸机，要么全部来自患者。而今这些术语变得模糊起来，因为现代的呼吸机使得患者可以触发通气（自主特征）并可得到持续的呼吸机通气支持，兼具自主和指令的特征。术语“控制”原指呼吸机的控制参数（容积或压力控制）。现在，这个术语（控制）常被用于区分是呼吸机触发还是患者触发（辅助/控制）。本文将尽可能避免使用“指令/自主”这一术语，而采用术语“辅助”和“控制”来表示患者和呼吸机触发的呼吸。

基本概念

呼吸切换原理

尽管正压呼吸输送的工程原理非常复杂，但从临床角度来看，机械通气过程无非是呼吸的启动因素（触发变量），呼吸过程中气体输送的控制（目标或限制变量）和呼吸的终止（切换变量）。

一般来说，呼吸可以由患者的努力（辅助呼吸）或呼吸机（控制呼吸）启动（触发）。（患者）努力感受器大体分为压力或流量传感器。目标或限制变量一般为预设定的流量或吸气压力。以流量为目标，呼吸机通过调整压力以维持临床医师设置的流量大小和模式（正弦、方波、递增或递减）。以压力为目标，呼吸机通过调节流量来达到医师设置的吸气压力。现代呼吸机还允许对压力上升速率进行调整来达到压力目标。切换变量一般为设定的容积，吸气时间或肺充气过程中吸气流速的下降（程度）。流量切换的标准由厂家设定（例如，峰流速的25%-35%），而在部分新型呼吸机中也可由医师设置。另外一种切换方式可能出现在部分呼吸机中，若吸气时间超过了设定的总呼吸周期的限定百分比（例如，80%）或吸气压力超过压力限制时，则会发生切换（吸气切换为呼气）。

根据这种方式，现代机械呼吸机的呼吸输送规则可分为5种基本类型：容量控制（VC），容量辅助（VA），压力控制（PC），压力辅助（PA）和压力支持（PS）(图1)。

呼吸支持的基本模式

机械通气支持方式由不同呼吸支持类型的实用性和送气方式来定义。模式控制器是一基于电子、气体或微处理器的系统，用来提供根据设定的规则和反馈数据（条件变量）的呼吸支持组合。最常见的5种呼吸支持模式分别为容量辅助控制（VACV）、压力辅助控制（PACV）、容量同步间歇指令通气（V-SIMV）、压力同步间歇指令通气（P-SIMV）和单独的压力支持通气（PSV）（表1）。这些基本模式的一些专有名称见表2。基于设置的控制呼吸频率（的高低），VACV和PACV可以实现从完全的机控到完全的辅助呼吸。V-SIMV和P-SIMV各自能够提供容量辅助(VA)和容量控制(VC)或者压力辅助(VA)和压力控制(VC) 呼吸支持，期间穿插着无支持或压力支持（PS）的呼吸。来自国际调查的数据表明全世界范围内最常用的模式是容量辅助控制，远居其后排名第二的是压力辅助控制。IMV模式的应用已经在不断下降，而单独PSV模式的应用正在上升。

机械通气模式的选择取决于临床目标和医师对机械通气模式特点的理解。指令呼吸频率的设置取决于患者努力所触发的呼吸频率的可靠性，以便提供一合适的呼吸支持频率。与流量/容积目标相比,压力目标的人机同步性较保证容量的流量/容积目标要好。当采用患者触发压力目标呼吸时，时间（压力辅助呼吸，PA）与流速（压力支持呼吸，PS）的切换取决于患者的舒适程度/同步性。气道压力释放通气（APRV）常被誉为一种新的通气模式，但实际上其不过是P-SIMV模式下将吸气时间设置为大于呼气时间的一种简单改进。由此患者在吸气相的努力可带来额外的非辅助或压力支持呼吸。在对APRV模式进行设置时，感到困惑的一点在于大部分呼吸机中的APRV模式吸气压力的设定是以大气压力而不是以设置的呼气压力为参照。APRV的拥护者们认为延长的吸呼比能够提高平均气道压而无需设置额外的呼气末正压（PEEP）或潮气量（VT），并且吸气相的自主呼吸努力可以改善气体混合和心脏充盈。不同呼吸机对APRV模式的专有名称见表2。

呼气末正压

PEEP的产生源于两个基本途径：外源性和内源性。外源性PEEP由医师设置，呼气支路的阀门系统产生。现代呼吸机可以在管道漏气时通过调整呼气阶段呼吸回路中的气体流量来保证PEEP的维持。内源性PEEP的产生源于分钟通气量过高、呼气时间过短和气道阻力/肺单位顺应性的升高。重要的是，外源性PEEP是均匀地分布于整个肺，但内源性PEEP存在不一致性，表现为在高阻力/高顺应性肺单位中最高，而在低顺应性/低阻力肺单位中最低。通常认为PEEP主要取决于设置的PEEP，而需避免内源性PEEP。然而，APRV的拥护者们则主张应用内源性PEEP使呼气流量增大化而呼气时间最小化。

反馈控制特征

随着呼吸机的发展，微处理器系统也具备监测条件变量并应用这些信息能够自动调整时限、流量、压力甚至FiO2(回馈控制)。一个早期的例子是应用患者努力感受器（条件变量）来调整辅助控制或SIMV模式下的呼吸次数。呼吸频率的变化就是通过其对指令（或最小）分钟通气量的反馈机制实现的，其应用分钟通气量来调节输送的正压呼吸次数。目前可用的部分闭环控制系统见下文描述。

基于人工气道几何形状的吸气压力和流量调节

气管内导管（ETT）显著增加自主呼吸患者的吸气阻力。这种外来负荷可影响辅助/支持呼吸的气流同步，并导致非辅助/支持呼吸阶段（患者）撤机评估困难。

低水平（如5-8cmH2O）压力支持（P S）已被推荐作为一种消除ETT阻力负荷的方法。PS模式提供的是一个恒定的吸气压力，而ETT的阻力固定且较大，为此其在呼吸起始阶段可能不足以克服这种负荷，以至于患者呼吸肌做功不规则和欠佳。

许多呼吸机可以根据临床医师输入的ETT长度和直径对其阻力特性进行计算从而更好的评估由其带来的（呼吸道）外来负荷。在整个呼吸周期中，呼吸机将此计算结果结合瞬时流量，提供与阻力相适应的（吸气）压力。必须意识到的是，ETT补偿策略是基于输入的人工气道几何参数，而其无法反映因管道打折或部分堵塞以及管道开口面向气管壁所致的实际管道特点变化。

联合压力和流量目标通气的反馈控制

 

过去20年间，一些工程创新尝试将压力目标通气流量同步的优点与流量/容量目标通气保证容量的特点结合起来。最常用的方案是采用标准的压力目标通气并根据医师设置的目标潮气量由呼吸机动态调整目标压力。当此种通气完全以时间切换的方式进行时，其通常被称为压力调节容量控制（PRVC），但同时其也拥有许多专有名称（见表2）。当其完全以流量切换的模式进行时，其通常被称为容量支持（VS）。部分呼吸机可基于患者吸气做功大小的不同，可以进行上述两种模式间的切换。为了避免压力和容量的大幅波动，呼吸周期之间的最大压力差在大部分呼吸机中被限制于数厘米水柱以下。

这些模式已经在2类临床情况中进行了应用评估。首先，在严重的肺实质损伤（例如ARDS[急性呼吸窘迫综合征]）中，PRVC模式被作为一种在确保获得安全的潮气量输送的基础上可提供同步性更佳的压力-目标呼吸方式。研究表明这是可能的，尽管在少数患者中出现潮气量显著过大的情况。其次，容量支持（VS）被誉为一种自动脱机模式，此种理论认为，伴随着患者的恢复，他们能够进行更强的自主呼吸努力，而VS可以自动的降低吸气压力。与此相反，在患者努力下降时或者呼吸系统力学恶化时，将自动增加吸气压力。这种方式是否优于常规的自主呼吸实验（SBT），目前还不清楚。

在脱机过程中应用VS模式，必须持审慎态度的原因是如果医师设置的潮气量超过患者需求，患者可能不会尝试进行自主呼吸的努力，由此导致呼吸机可能不会产生支持力度的下降和脱机。另外，在气流受限的患者中，为了维持过高设置的潮气量而带来的压力上升，将导致内源性PEEP（PEEPi）的产生。在因疼痛、焦虑或酸中毒引起的患者产生过度流量需求的情况下，VS也可能不适当地降低吸气压力。

压控及容控呼吸模式联合使用的强化反馈控制

压控/容控联合呼吸模式需全面考虑包括气道阻塞压力(P0.1)、氧饱和度（SpO2）及呼气末CO2浓度等参数。用于临床应用的代表之一是利用呼吸末CO2、呼吸频率及潮气量以调整吸气压力，该系统试图寻求最佳的吸气压力以维持在临床满意/舒适区间的呼吸频率及潮气量。为了保证充分通气，以呼吸末CO2为备份参数。在合理范围内吸气压力应尽可能给低，当压力达到9cmH2O时，临床医生需考虑施行SBT。尽管对于该策略临床试验尚未显示一致的优势，但在促进病人尽快恢复以及减少临床医生频繁评估患者等临床情况下，可以考虑应用这种自动系统策略。

基于呼吸系统力学的通气支持的反馈调控

基于呼吸系统力学，发展成一种通过自主调节反馈机制的呼吸机支持模式，其通过利用潮气量、呼吸频率及吸呼比的运算法则来控制/调节压力目标通气。我们熟知的适应性肺通气或适应性支持通气（ASV），其正是通过若干控制性呼吸实验来计算呼吸系统力学，后通过最小运算法则来设定频率-潮气量模式，以减低呼吸机做功。ASV模式通过测量呼气时间常数（RCe=阻力*顺应性）并提供至少3个RCe的呼气时间，以此使内源性PEEP最小化。

ASV模式下，临床医师必须设置患者所需的分钟通气量及呼吸机提供的百分比。基于患者代谢需求及预计死腔，在计算患者所需分钟通气量时可以使用理想体重。另外在美国医师还需要设置PEEP及FiO2。在ASV模式下存在自主呼吸时，呼吸机通过前文所提及的最小工作潮气量的原则，降低强制呼吸频次及调整吸气压力。尽管对于较为健康的肺而言，ASV仍按照设定的方式工作，其潮气量可能超过肺保护性通气策略指南推荐，对此，尚无文献报道其会对临床产生显著预后影响。

关于呼气末正压PEEP及FiO2的反馈控制系统

理论上在一台呼吸机上为了满足氧合及通气目标（与肺顺应性及平台压相当的氧分压及氧饱和度），FiO2控制器应与PEEP反馈控制器相匹配。一项美国以外批准的系统结合了国际卫生组织(NIH) ARDS网络协作组所使用的PEEP-FiO2表，即通过设置PaO2目标值在55-80mmHg、平台压<>

由病人自主呼吸驱动的新型感受器驱动模式

基于患者自身努力来控制正压通气输送的基础，近20年引入了两项使用特有反馈控制系统的模式。其中之一是成比例辅助通气(PAV)，可以让临床医师在病人自身流量及容积基础上设置压力和流量。PAV通过间歇控制呼吸试验以测算阻力及顺应性，并通过流量和容积算出阻力及弹性做功。临床医师需设置呼吸机在整个做功中的比例，然后呼吸机通过测量病人每次呼吸的流量及容积要求，再按照预设比例补充呼吸做功所需的压力及流量。PAV好比是汽车上的动力方向盘，它们都降低汽车做功，但并不自主操纵汽车，司机必须控制汽车最终的方向，正如病人最终控制呼吸的力度和呼吸模式的时限。

因为PAV使用过程中需在呼吸机回路中设置感受器以测定病人做功情况，而这些感受器对其性能本身以及内源性PEEP均易感，这会影响在其它呼吸模式中的呼吸触发。正如其它传统辅助模式，PEEP和FiO2这些参数还需要临床医师需设置。最后，呼吸终止(切换)与压力支持相似，由临床医师设置的可调整的最大吸气流速的百分比决定。多项研究中涉及PAV，但是，PAV能否改善有意义的临床预后（如镇静药物使用以及缩短机械通气时间等）仍待商榷。

另一项新型模式是神经调节呼吸机辅助模式（neurally adjusted ventilator assistance, NAVA），它是利用隔肌肌电图（EMG）信号来触发并控制机械通气的流速及切换的呼吸机辅助方式。EMG感受器是安装在相当于横隔水平食管处的食管导管上的一系列电极。当膈神经开始兴奋时吸气肌肉收缩伴随着呼吸触发，吸气肌肉停止收缩即发生呼吸切换。流量供给的驱动取决于EMG信号的强度（肌电图电信号或EADi）以及临床医师所设置的增益因子毫升/毫伏（mL/mV）。

正如PAV，NAVA在每次呼吸中的时限、强度及持续时间也特别依赖病人自身的努力，故临床医师必须设置合适的报警值及后备的正压通气，对自身呼吸驱动不可靠的病人更需注意。另外，类似于PAV，临床医师需设置PEEP和FiO2。

由于NAVA是按照预先设计的方式进行工作，理论上，它应该能提供很好的人机同步性。然而，目前仍缺乏其改善有意义的临床预后  的数据（如机械通气时间以及镇静药物的使用等），且还存在EMG感受器高昂费用问题。

（编辑 凉风涩）

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