呼吸機原理和結構

呼吸機是實施機械通氣的工具,臨床上已廣泛應用于麻醉和ICU中，改善病人的氧合和通氣,減少呼吸作功,支持呼吸和循環(huán)功能,以及進行呼吸衰竭的治療,早在1796年,Herholar和Rafn專題報道了應用人工呼吸方法使溺水患者獲救,1929年Drinker和Shaw研制成功自動鐵肺。直到第二次世界大戰(zhàn)前后才逐漸了解了機械通氣的原理，并用于心胸外科手術后呼吸支持。1952年斯堪的納維亞半島脊髓灰質炎流行，在4個多月內哥本哈根醫(yī)院收治了2722例，其中315例需用呼吸支持，Ibson強調呼吸支持和氣道管理，總死亡率從87%降到30%。從此人們認識到機械通氣的重要性。各種類型的呼吸機逐漸誕生，曾先后有三十多家廠商研制和生產過數百種類型的呼吸機，尤其是近年來，隨著微電腦技術在呼吸機領域中的應用，使呼吸機技術得到迅速發(fā)展，性能漸趨完善。目前，呼吸機的種類和型號繁多，使用方法各異。但無論呼吸機產品種類和型號如何改進或更新，原理和結構大致相同。了解呼吸機的基本結構有助于合理地應用呼吸機，并及時發(fā)現呼吸機使用過程中出現的問題，以便及時處理，使機器故障給病人造成的危害降至最低水平。第1節(jié)呼吸機的分類一、按控制方式分類（一）電動電控型呼吸機驅動和參數調節(jié)均由電源控制，如SC5及EV800電動電控呼吸機等，其吸入氧濃度（FIO2）由氧流量調節(jié)，缺少精確數字顯示，最好另裝氧濃度分析儀。（二）氣動氣控型呼吸機需4kg/cm2以上氧源和空氣源，由邏輯元件控制和調節(jié)呼吸機參數。（三）氣動電控型呼吸機是多數現代化呼吸機的驅動和調節(jié)方式，如Evita、Servo900C、Bennett7200、Adultstar、鳥牌8400及紐邦E-200等。二、按用途分類（一）成人呼吸機。（二）嬰兒和新生兒呼吸機。（三）輔助呼吸或治療用呼吸機。（四）麻醉呼吸機。（五）攜帶式急救呼吸機。（六）高頻正壓呼吸機。三、對呼吸機功能的要求（一）工作特點1.容量、壓力及時間轉換①潮氣量=10~20ml，用于嬰兒。②50~500ml,用于兒童。③200~2000m1,用于成人。2,可調的吸氣流速成人最高達150L/min?？烧{的吸/呼比率吸/呼比率=1：1~1：4，吸氣峰壓的限制；嬰兒60cmH2O,兒童及成人100cmH2O。頻率0~60bpm。有吸氣平臺2s和呼氣滯后。具有常用的通氣方式輔助/控制、指令通氣、呼氣末正壓及持續(xù)氣道正壓呼吸（CPAP最高到50cmH2O）。（二）監(jiān)測氣道壓力、頻率、潮氣量、通氣量、吸入氧濃度及吸入氣溫度。（三）報警氣道高低壓。吸入氧濃度。濕化和霧化液平面。吸氣溫度。斷電或斷氣報警。第2節(jié)呼吸機的基本結構不管是何種類型的呼吸機，其基本結構是相似的，應包括：①氣源。②供氣和驅動裝置。③空氧混合器。④控制部分。⑤呼氣部分。⑥監(jiān)測報警系統(tǒng)。⑦呼吸回路。⑧濕化和霧化裝置。一、氣源絕大多數呼吸機需高壓氧和高壓空氣。氧氣源可來自中心供氧系統(tǒng)，也可用氧氣鋼筒。高壓空氣可來自中心供氣系統(tǒng)，或使用醫(yī)用空氣壓縮機。氧氣和壓縮空氣的輸出壓力不應大于5kg/cm2,因此，使用中心供氧、中心供氣，或高壓氧氣鋼筒，均應裝配減壓和調壓裝置。醫(yī)用空氣壓縮機可提供干燥和清潔的冷空氣；供氣量為55~64L/min的連續(xù)氣流，最大輸出連續(xù)氣流120L/1.5s,工作壓力50PSI(3.4kg/cm2),露點下降5~10F(-2.8~-5.6℃)，噪音小于60dB(1m之內)，并有低壓報警(30PSI或2.04kg/cm2),高溫報警(150F或70℃)及斷電報警。濾過器可消除90%以上的污染。使用時應注意每天清洗進氣口的海綿及排除貯水器的積水。并觀察計時器工作，一般滿2000~3000h應檢修一次。電動型呼吸機不需高壓空氣，其中部分需高壓氧，部分不需高壓氧，經氧流量計供氧。二、供氣和驅動裝置呼吸機供氣部分的主要作用是提供吸氣壓力，讓病人吸入一定量的吸氣潮氣量，并提供不同吸入氧濃度的新鮮氣體。（一）供氣裝置大多數呼吸機供氣裝置采用橡膠折疊氣囊或氣缸，在其外部有驅動裝置。當采用橡膠折疊氣囊時，呼吸機的自身順應性較大，除本身的彈性原因外，還不能完全使折疊囊中的氣體壓出。但折疊囊更換容易，成本低，無泄漏，當作為麻醉呼吸機時有獨特的優(yōu)越性。采用氣缸作為供氣裝置時，呼吸機自身順應性小，可使氣缸內的氣體絕大部分被壓出，但密封環(huán)處可能有少量泄漏。近來有采用滾膜式氣缸作為供氣裝置，兼有上述二種優(yōu)點，且無泄漏，順應性小。（二）驅動裝置驅動裝置的作用是提供通氣驅動力，使呼吸機產生吸氣壓力。在呼吸機發(fā)展史上曾有7種驅動裝置：①重力風箱。②負荷彈簧風箱。③線性驅動活塞。④非線性驅動裝置。⑤吹風機。⑥噴射器。⑦可調式減壓閥?？烧{式減壓閥為目前應用較多的一種驅動方式。它是指通過減壓通氣閥裝置將來源于貯氣鋼筒、中心氣站或壓縮泵中的高壓氣體轉化成供呼吸機通氣用的壓力較低的驅動氣。使用該驅動裝置的呼吸機常稱為氣動呼吸機。吹風機、線性驅動裝置、非線性驅動活塞均需使用電動機作為動力。如吹風機是通過電動馬達快速恒定旋轉，帶動橫桿向前運動，推動活塞腔中的氣體排出，產生一個恒定恒速驅動氣流；非線性驅動活塞是電動馬達使輪盤旋轉，帶動連桿運動而推動活塞。采用這些驅動裝置的呼吸機常稱為電動呼吸機。電動呼吸機的優(yōu)點是不需要壓縮氣源作為動力；故一般結構小巧。（三）直接驅動和間接驅動按驅動裝置產生的驅動氣流進入病人肺內的方式不同，可分為間接驅動和直接驅動。如果從驅動裝置產生的驅動氣流不直接進入病人肺內，而是作用于另一個風箱、皮囊或氣缸，使風箱、皮囊或氣缸中的氣體進入病人肺內，稱為間接驅動。間接驅動類呼吸機稱為雙回路呼吸機。間接驅動型耗氣大，一般耗氣量大于分鐘通氣量，最大可達二倍的分鐘通氣量。如果從驅動裝置產生的驅動氣流直接進入病人肺內，稱為直接驅動。直接驅動類呼吸機稱為單回路呼吸機。直接驅動主要適用于可調式減壓閥和噴射器這兩種驅動裝置。就噴射器而言，其采用Venturi原理，高壓氧氣通過一個細的噴射頭射出，有一部分空氣被吸入。閂O2隨吸氣壓力、氧氣壓力變化而變化，且變化幅度較大。FIO2不小于37%常為急救型呼吸機采用?？烧{式減壓閥驅動裝置直接驅動時，常有性能良好的空氧混合器，有伺服性能良好的吸氣伺服閥，甚至可直接用兩個吸氣伺服閥，一個伺服壓縮空氣，另一個伺服氧氣，這種類型的裝置可以使病人得到各種不同的吸入氧濃度。伺服閥既可伺服流量，也可伺服壓力，閥身小，反應時間快，用這種結構的呼吸機，可以有很多種通氣功能，故為多功能呼吸機的首選方案。三、空氧混合器空氧混合器是呼吸機的一個重要部件，其輸出氣體的氧濃度可調范圍應在21%~100%?？昭趸旌掀鞣趾唵魏蛷碗s兩種。（一）空氧混合裝置以貯氣囊作供氣裝置的呼吸機，常配置空氧混合裝置，其結構比較簡單，混合度不可能很精確，氧濃度是可調的，由單向閥和貯氣囊組成。工作原理是：一定流量的氧氣經入口先進貯氣囊內，當貯氣囊被定向抽氣時，空氣也從入口經管道抽入貯氣囊內，從而實現空氧的混合。要達到預定的氧濃度，則通過調節(jié)氧輸入量來取得。氧流量通過計算：氣流量=每分鐘通氣量x（混合氣氧濃度-20%）/80%。例如要求混合氣氧濃度達到40%,當分鐘通氣量為10L時，其輸入氧濃度的計算方式，即為：氧流量=10x（40%-20%）/80%=2.5L/min。上述計算表明，當分鐘通氣量為10L時以2.5L/min的純氧流量，即可獲得含40%氧混合氣（FIO2=0.4）。（二）空氧混合器結構精密、復雜，必須耐受輸入壓力的波動和輸出氣流量的大范圍變化，以保證原定氧濃度不變。通常由一級或二級壓力平衡閥、配比閥及完全裝置組成（圖76-1）。當壓縮空氣和氧氣輸入第一級平衡閥時，由于這兩種輸入氣體的壓力不可能相等，所以同軸閥蕊將向壓力低的一方偏移，造成壓力低的一端氣阻小，降壓也小。而壓力高的一端氣阻大，降壓也大。因而在第一級平衡閥的兩端閥，作進一步壓力平衡。其工作原理同第一級一樣，這次的輸出壓力已相當均等了。圖76-1配比閥實際上是同一軸上的兩只可變氣阻，當一只氣阻減小時，另一只氣阻增大。來自前級的等壓力進入配比閥后由于受到的氣阻不同，所以流入貯氣罐的流量也不同(流量=壓力/氣阻)。如果流入貯氣罐的空氣流量為7.5L/min,流入的氧流量是2.5L/min,則混合后的氧濃度=(2.5+7.5義20%)/(7.5+2.5)=40%。如果調節(jié)配比閥在中間位置，則配比閥兩邊氣阻相同，流入貯氣囊的兩股氣流量也相同。若氧和空氣的流入量都是5L/min，則混合后得到氧濃度二(5+5又20%)/(5+5)=60%。根據上述情況可知，盡管輸入的兩種壓縮氣體的壓力會有波動，但經過二級平衡之后輸出壓力是相當均等的，并且不會影響已調定的氧濃度。唯有調節(jié)配比閥后，氧濃度才會改變。為了貯氣罐內壓力不致升得太高，可安置壓力開關，當氣罐內壓力升至預置值時，壓力開關使第二級平衡閥產生壓力泄漏而關閉，致使貯氣罐因得不到氣流補充而壓力下降。當壓力下降至預置時，壓力開關使平衡閥重新啟動。安全裝置的作用是當兩種壓縮的氣體中的任何一種發(fā)生耗竭，或已不符合使用要求時，則另一種氣體能立刻自動轉換以維持供氣；同時能發(fā)出聲光報警。四、控制部分控制部分是呼吸機的關鍵組成部分。根據控制所采用的原理不同，可將控制部件分為三種：氣控、電控和微處理機控制?？刂撇糠质购粑鼨C在吸氣相和呼氣相兩者之間切換。（一）控制原理氣控呼吸機無需電源，在某種特定的環(huán)境很有必要。如急救呼吸機在擔架上、礦井內、轉運過程中等。它的特點是精度不夠高，難以實現較復雜的功能，一般可作一些簡單控制。隨著器件的低功耗化，以及高性能蓄電池的出現，氣控方式有被逐漸淘汰的可能。電控是用模擬電路和邏輯電路構成的控制電路來驅動和控制電動機、電磁閥等電子裝置的呼吸機，稱為電控型呼吸機。電控型呼吸機控制的參數精度高，可實現各種通氣方式。電控型呼吸頻率誤差一般為5%~10%，氣控型為15%~20%，吸呼比由氣控呼吸機較難實現，而電控型十分容易，還有同步、壓力報警功能等均是如此，故電控型呼吸機有很大的優(yōu)越性。微處理機控制仍屬電控型。由于近年計算機技術的迅速發(fā)展，這種控制型呼吸機也日趨成熟。呼吸機控制精度高，功能多，越來越多的呼吸機均采用此種方法。目前，呼吸機已可以不改變硬件和呼吸機的結構件，而只需改變控制系統(tǒng)的軟件部分，即可修改呼吸機的性能、發(fā)展呼吸機的功能。所以，利用微電腦作為呼吸機的控制部分，是呼吸機發(fā)展和更新的總趨勢。(二)控制方式.起動(initiating)是指使呼吸機開始送氣的驅動方式。起動有3種方式：時間起動、壓力起動和流量起動。(1)時間起動用于控制通氣。它是指呼吸機按固定頻率進行通氣。當呼氣期達到預定的時間后，呼吸機開始送氣，即進入吸氣期，不受病人吸氣的影響。(2)壓力起動用于輔助呼吸。壓力起動指當病人存在微弱的自主呼吸時，吸氣時氣道內壓降低為負壓，觸發(fā)(trigger)呼吸機送氣，而完成同步吸氣。呼吸機的負壓觸發(fā)范圍(靈敏度，sensitivity)為-1~-5cmH2O,一般成人設置在-1cmH2O以上，小兒在-0.5cmH2O以上。輔助呼吸使用壓力觸發(fā)時，能保持呼吸機工作與病人吸氣同步，以利撤離呼吸機，但當病人吸氣用力強弱不等時，傳感器裝置的靈敏度調節(jié)困難，易發(fā)生過度通氣或通氣不足。此外，由于同步裝置的限制，病人開始吸氣時，呼吸機要遲20ms左右才能同步，這稱為呼吸滯后(lagtime)。病人呼吸頻率越快，呼吸機滯后時間越長，病人呼吸作功越多。(3)流量起動用于輔助呼吸。流量起動指在病人吸氣開始前，呼吸機輸送慢而恒定的持續(xù)氣流，并在呼吸回路入口和出口裝有流速傳感器，由微機測量兩端的流速差值。若差值達到預定水平，即觸發(fā)呼吸機送氣。持續(xù)氣流流速一般設定為10L/min,預定觸發(fā)流速為3L/min。流量觸發(fā)較壓力觸發(fā)靈敏度高，病人呼吸作功較小。理想的呼吸機觸發(fā)機制應十分靈敏，可通過兩個參數來評價，即靈敏度和反應時間(responsetime)。靈敏度反映了病人自主吸氣觸發(fā)呼吸機的作功大小。衡量靈敏度的一個指標為敏感百分比，敏感百分比二觸發(fā)吸氣量/自主潮氣量x100%。理想的敏感百分比應小于1%，一般成人呼吸機的觸發(fā)吸氣量為0.5ml。小兒呼吸機則更低。.限定(limited)正壓通氣時，為避免對病人和機器回路產生損害作用，應限定呼吸機輸送氣體的量。有3種方式：①容量限定：預設潮氣量。通過改變流量、壓力和時間三個變量來輸送潮氣量。②壓力限定：預設氣道壓力，通過改變流量、容量和時間三個變量來維持回路內壓力。③流速限定：預設流速。通過改變壓力、容量和時間三個變量來達到預設的流速。.切換（cycling）指呼吸機由吸氣期轉換成呼氣期的方式。有4種切換方式：①時間切換：達到預設的吸氣時間，即停止送氣，轉回呼氣。②容量切換：當預設的潮氣量送入肺后，即轉向呼氣。③流速切換：當吸氣流速降低到一定程度后，即轉向呼氣。④壓力切換：當吸氣壓力達到預定值后，即轉向呼氣。（三）流速形態(tài)有方波、遞減波、遞增波、正弦波等（圖76-2），常用的為前兩者。吸氣時方波維持恒定高流量，故吸氣時間短，峰壓高，平均氣道壓低，更適合用于循環(huán)功能障礙或低血壓的患者。遞減波時，吸氣時間延長，平均氣道壓增高，吸氣峰壓降低，更適合于有氣壓傷的患者。在呼吸較強，初始吸氣流速較大的患者，與方波相比，遞減波不僅容易滿足患者吸氣初期的高流量需求，也適合患者呼氣的轉換，配合呼吸形式的變化，故應用增多。圖76-2五、呼氣部分呼氣部分是呼吸機中的一個重要組成部分。其主要作用是配合呼吸機作呼吸動作。它在吸氣時關閉，使呼吸機提供的氣體能全部供給病人；在吸氣末，呼氣閥仍可以繼續(xù)關閉，使之屏氣；它只在呼氣時才打開，使之呼氣。當氣道壓力低于PEEP時，呼氣部分必須關閉，維持PEEP。呼氣只能從此回路呼出，而不能從此回路吸入。呼氣部分主要有三種功能的閥組成，如呼氣閥、PEEP閥、呼氣單向閥，也可由一個或兩個閥完成上述三種功能。（一）呼氣閥常見呼氣閥有電磁閥、氣鼓閥、魚嘴活瓣（兼有吸氣單向閥功能）、電磁比例閥、剪刀閥。電磁閥有兩種型式，常見的是動鐵型電磁前期，通徑一般小于8mm，通常指的電磁閥就是動鐵型閥；另一種是動圈型電磁閥，常稱電磁比例閥，電磁部分輸出的力與電流有關，與輸出部分的位移無關；由于電磁比例閥動作部分重量比較輕，反應速度比較快，通徑可設計得比較大。由于電磁比例閥不是通用件，一般由專業(yè)廠專門設計生產，所以價格比較高。電磁閥多用于嬰兒呼吸機中，因為電磁閥結構小、通徑小、氣阻較大，通過流量不可能很大。氣鼓閥的形式很多，采用這種結構的呼吸機也很多。它可以由電磁閥控制，將電磁閥作為先導閥，此時控制氣鼓閥的流量可很??；也可兼有PEEP閥功能。如呼氣時使氣鼓內壓力不是"0"，可使氣道內維持PEEP。更為方便的是，可將吸氣壓力作為控制氣鼓閥的氣源，結構變得非常簡單，但此時不能兼有PEEP閥功能。魚嘴活瓣常在簡單型呼吸機中采用，因為它兼有吸氣單向閥的功能。電磁比例閥是通過控制線圈中的電流來控制呼氣閥的開與關，可作為壓力限制閥和PEEP閥，其反應時間快，性能良好，可開環(huán)控制，故十分方便。剪刀閥的結構如剪刀，故稱剪刀閥。它除了作開啟或關閉的呼氣閥以外，亦可控制其呼出流量，且比其他閥方便。（二）PEEP閥PEEP閥是臨床上用于治療急性呼吸窘迫綜合征的重要手段，PEEP閥除了上述可由呼氣閥兼有外，還有幾種閥可以實施PEEP功能。如水封PEEP閥，把插入水中的深度作為PEEP值，早期的呼吸機是采用此法實施PEEP功能的。較多見的利用彈簧PEEP閥，作為單獨的PEEP閥。磁鋼式PEEP是用磁鋼吸引力代替彈簧。重錘PEEP閥是利用重錘來限制呼出氣的，但改變數值時較麻煩，需要垂直于地面。（三）呼氣單向閥為了防止重復吸入呼出氣或自主吸氣時產生同步壓力觸發(fā)，呼吸機都需要呼氣單向閥，呼氣單向閥大多數由PEEP閥和呼氣閥兼任，但有時還必須要裝一單向閥，以確保實現上述功能。六、監(jiān)測和報警系統(tǒng)呼吸機能否正常工作或運轉，對病人的搶救成功與否至關重要。因此，呼吸機的監(jiān)測系統(tǒng)越來越受到研制者和臨床應用者的重視。呼吸機監(jiān)測系統(tǒng)的作用有兩個方面，一是監(jiān)測病人的呼吸狀況，二是監(jiān)測呼吸機的功能狀況，兩者對增加呼吸機應用的安全性，均具有相當重要的作用。呼吸機的監(jiān)測系統(tǒng)包括:壓力、流量、吸入氧濃度、呼出氣CO2濃度、經皮O2分壓、CO2分壓、血氧飽和度等。大部分呼吸機不直接帶有呼氣CO2、血氧飽和度監(jiān)測裝置，而只作為配件裝置附帶。呼吸機常配有的監(jiān)測裝置有如下三個方面。(一)壓力監(jiān)測主要有平均氣道壓(Paw)、吸氣峰壓(Pmax)、吸氣平臺壓(Platen)和PEEP上下限壓力報警等，還有低壓報警。壓力監(jiān)測的方式是通過壓力傳感器實施的，傳感器一般連接在病人Y型接口處，稱為近端壓力監(jiān)測。也有接在呼吸機的吸氣端或呼氣端。低壓報警主要作為通氣量不足、管道脫落時壓力下降時的報警，有些呼吸機用通過低分鐘通氣量報警來代替，呼吸機一般均設置這兩種功能。高壓報警是防止氣道壓力過高所致的呼吸器官氣壓傷可能。高壓報警有超過壓力后報警，兼切換吸氣至呼氣功能；也有只報警而不切換呼、吸氣狀態(tài)的；使用時應注意。監(jiān)測PEEP是將呼氣末的壓力顯示出來，以監(jiān)測呼吸機的性能。監(jiān)測Pmax是顯示吸氣的最高壓力，監(jiān)測Pplateu是顯示屏氣壓力。上述三個壓力數據與流量數據結合，可得到吸氣阻力、呼氣阻力及病人的肺、胸的順應性測定數據。（二）流量監(jiān)測多功能呼吸機一般在呼氣端裝有流量傳感器，以監(jiān)測呼出氣的潮氣量，并比較吸入氣的潮氣量，以判斷機器的使用狀態(tài)、機械的連接情況和病人的情況。也有的呼吸機應用呼氣流量的監(jiān)測數據來反饋控制呼吸機。呼出氣潮氣量可監(jiān)測病人實際得到的潮氣量。在環(huán)路泄漏的定容量通氣，特別是定壓通氣中，有一定的價值。有的呼吸機甚至用此數據饋控吸氣壓力，還可提供給微電腦計算其順應性。呼出氣分鐘通氣量可通過流量的濾波（即把呼氣流量平均，可得到呼出氣的分鐘通氣量）或由潮氣量、呼吸時間來計算。前者反應慢，后者反應快；前者可有分立元件實現，后者必須采用微電腦計算。由于每次呼出氣的潮氣量與呼吸時間均可能有變化，每次計算出的數據變化較大，一般是將3~6次呼吸平均后作為呼出氣的分鐘通氣量。該數據可作為控制分鐘的指令通氣的關鍵數據，也可作過度通氣與通氣不足報警，還可作管道導管接頭脫落或窒息等報警監(jiān)測。流量傳感器可以安裝在病人的Y型接管處，缺點是增加了一定量的死腔量，優(yōu)點是可用一個傳感器同時監(jiān)測吸入與呼出氣的流量。FIO2監(jiān)測一般安裝在供氣部分，監(jiān)測呼吸機輸出的氧濃度，以保證吸入所需濃度的新鮮空-氧混合氣體。監(jiān)測氧濃度的傳感器有兩種，一是氧電極，二為氧電池。氧電極需要一年一次的更換或加液，氧電池為隨棄型。它們的共同缺點是，都只能用一年左右，一旦呼吸機的氧電池失效，呼吸機將總是報警，以致呼吸機不能正常使用。七、呼吸回路多數呼吸機應用管道呼吸回路，吸氣管一端接呼吸機氣體輸出管，另一端與濕化器相連，有時可接霧化器和溫度探頭。呼氣管一端有氣動呼氣活瓣，中段有貯水器。呼氣管與吸氣管由Y型管連接，只有Y形管與病人氣管導管或氣管切開導管相連處是機械死腔（圖76-3）。圖76-3八、濕化器與霧化器（一）濕化器濕化器是對吸入氣體的加溫和濕化，以使氣道內不易產生痰栓和痰痂，并可降低分泌物的粘稠度，促進排痰。較長時間的使用呼吸機時，良好的濕化可預防和減少呼吸道的繼發(fā)感染，同時還能減少熱量和呼吸道水分的消耗。濕化器大多數是通過濕化罐中的水，使其加溫后蒸發(fā)，并進入吸入的氣體中，最終達到使吸入氣加溫和濕化的作用。為達到較好的加溫和濕化的效果，一般使吸入氣體通過被加溫罐中的水面；或增加其濕化面積（如用吸水紙）；也有用"鼓泡型"的方法，即使吸入的氣體從加溫罐的水中通過，但這種方法現已很少用，因為水的振動容易引起誤動作或誤觸發(fā)等。最先進的濕化器是采用特制的多孔纖維管道加溫，使水在管道壁外循環(huán)，并逐漸彌散管道加溫，既有濕化的作用（圖76-4），又基本不增加呼吸機的順應性，這對嬰兒呼吸機十分重要，濕化點可放置在吸入氣管口的附近，可使?jié)窕男Ч鬄楦纳?。有些濕化器為減少氣體輸送過程中的溫度損失和減少積水，在吸入氣的管道口中還安裝了加熱線。圖76-4（二）霧化器霧化器是利用壓縮氣源作動力進行噴霧，霧化的生理鹽水可增加濕化的效果，也可用作某些藥物的霧化吸入。霧化器產生的霧滴一般小于5^m,而濕化器產生的水蒸汽以分子結構存在于氣體中；前者的水分子以分子團結構運動，容易沉淀到呼吸道壁，不易進入肺的下肺單位，后者的水分子不易攜帶藥物；霧化器容易讓病人吸入過量的水分，濕化器不會讓病人吸入過量水分，通常還需在呼吸道內滴入適宜的生理鹽水以補充其不足。在使用霧化器過程中，特別要注意霧化是否增加潮氣量。有些呼吸機的霧化器能使潮氣量增加，有的可不增加；還要注意有些呼吸機的霧化器是連續(xù)噴霧，有些是隨病人的吸氣而噴霧，使用時宜采用降低通氣頻率、放慢呼吸節(jié)奏的方法，使霧化效果更加完善。第3節(jié)各類通氣模式的意義和產生機制隨著對各種類型呼吸衰竭發(fā)病機制，病理生理認識的不斷深化，以及呼吸機技術的進步，機械通氣模式越來越多。在二十世紀四、五十年代，廣泛使用的定壓型呼吸；即呼吸機在吸氣相產生氣流，進入呼吸道，使肺泡擴張，隨著氣道壓力不斷升高，當達到某個預定值時，呼吸機停止送氣，開始呼氣。該類呼吸機技術上存在缺陷，不能提供穩(wěn)定的潮氣量，同時因監(jiān)測技術落后，不能保證穩(wěn)定的通氣。故定壓型呼吸機漸被定容型呼吸機取代。定容型呼吸機的特點是吸氣時呼吸機產生氣流，送入氣道，使肺泡擴張；當預定的潮氣量輸送完畢，呼吸機停止送氣，開始呼氣。定容型呼吸機的優(yōu)點是能夠提供穩(wěn)定的潮氣量，保證通氣穩(wěn)定。其缺點是當病人順應性下降時，氣道壓力升高，甚至可產生氣壓傷。二十世紀八十年代末，由于微電腦技術的應用，壓力預置（容量調節(jié)）型通氣模式隨即產生。由于吸氣流量的精確變化，保證預設氣道壓力得到有效控制。同時因有完善的監(jiān)測和報警系統(tǒng)，壓力預置型通氣模式得到廣泛的承認。一、容量預置模式（一）機械控制通氣機械控制通氣（controlmechanicalventilation,CMV）是臨床出現最早，應用最普遍的通氣模式，也是目前機械通氣最基本的通氣模式。CMV是時間起動、容量限定、容量或時間切換。在吸氣時由呼吸機產生正壓，將預設容量的氣體送入肺內，氣道壓力升高；呼氣時肺內氣體靠胸肺彈性回縮，排出體外，氣道壓力回復至零。CMV時若PEEP=0,又稱為間歇正壓通氣（intermittentpositivepressureventilation,IPPV)。若PEEP>0，則稱為持續(xù)正壓通氣(continuouspositivepressureventilation,CPPV)。CMV時，呼吸機完成全部的吸氣呼吸功，是一種完全呼吸支持模式。CMV時，吸氣相是定時起動的，與病人的自主呼吸周期無關，即是非同步的。但目前多數呼吸機配置同步裝置，使得CMV轉變成下面介紹的輔助控制通氣(Assisted/controlventilation,A/C)(圖76-5)。圖76-5(二)機械輔助呼吸機械輔助呼吸(AssistedMechanicalVentilation,AMV)有輔助/控制呼吸(Assist/controlventHation,A/C),是一種壓力或流量起動、容量限定、容量切換的通氣方式。AMV可保持呼吸機工作與病人吸氣同步，以利病人呼吸恢復，并減少病人作功。輔助/控制呼吸可自動轉換，當病人自主呼吸觸發(fā)呼吸機時，進行輔助呼吸。當病人無自主呼吸或自主呼吸負壓較小，不能觸發(fā)呼吸機時，呼吸機自動轉換到控制呼吸。輔助控制呼吸通氣方式適用于需完全呼吸支持的病人。CMV和AMV通氣時，可應用吸氣平臺方式，此時，CMV、AMV即轉變?yōu)闀r間切換方式。吸氣平臺又稱吸氣末停頓(End-inspiratorypause,EIP),其含義為：CMV時，于吸氣末呼氣前，呼氣活瓣通過呼吸機的控制裝置再繼續(xù)停留一定時間(0.3~3s),一般不超過吸氣時間的15%，在此期間不再供給氣流，但肺內的氣體可發(fā)生再分布，使不易擴張的肺泡充氣，氣道壓下降，形成一個平臺壓。吸氣平臺的時間為吸氣時間的一部分。主要用于肺順應性較差的病人。(三)間歇指令通氣和同步間歇指令通氣間歇指令通氣(IntermittentMandatoryVentilation,IMV)又稱間歇強制呼吸。1971年，Kirby報告用IMV治療新生兒呼吸窘迫綜合征。1973年，Dowrs等提出用IMV撤離正壓通氣。近年來，采用同步間歇指令通氣(synchronizedintermittentmandatoryventilation,SIMV)實際上是自主呼吸和控制呼吸的結合,在自主呼吸的基礎上,給病人有規(guī)律地和間歇地觸發(fā)指令潮氣量，并將氣體強制送入肺內,提供病人所需要的那部分通氣量,以保持血氣分析值在正常范圍(pH值小于7.35,PaCO23卜45mmHg),與CMV類似,潮氣量由呼吸機自動產生,病人容易從機械通氣過度到自主呼吸,而最后撤離呼吸機。IMV的優(yōu)點：①氣道內壓和胸內壓較CMV和AMV低，故對心臟和腎臟功能的影響較小，氣壓傷的危險性也少；②保證適當通氣量，避免通氣過度和通氣不足；③減少鎮(zhèn)靜、鎮(zhèn)痛和肌肉松弛藥的使用;④維持呼吸肌活動，減少呼吸肌廢用性萎縮和不協(xié)調；⑤V/Q比率更適當；⑥使病人迅速脫離呼吸機。IMV的缺點：①不能隨臨床病情變化而隨時調節(jié)通氣量，易致CO2潴留；?②呼吸作功增加；③呼吸肌疲勞；④如IMV頻率減少太慢，則呼吸機撤離延長；⑤在機械通氣撤離期間可能發(fā)生心臟功能不全；⑥呼吸幅度增大發(fā)生氣壓傷機會多。SIMV是IMV的一種改良方式，為了保證機械呼吸與病人自主呼吸相同步，又不干擾病人的自主呼吸，除調節(jié)SIMV的機械通氣頻率外，還必須調節(jié)同步呼吸的觸發(fā)或靈敏度，在有規(guī)律的觸發(fā)時間內（觸發(fā)窗），通過吸氣努力使SIMV與自主呼吸同步（圖76-6）。圖76-6IMV/SIMV主要用于脫機前的訓練和過度，也可用于一般的常規(guī)通氣，如部分呼吸情況相對平穩(wěn)的情況下。應用于脫機前準備時，可將IMV/SIMV的呼吸次數由正常水平逐漸減少，直到完全脫機。一般當指令呼吸次數降至4~5次/min，病人仍可保持較好氧合狀態(tài)時，即可考慮脫機。（四）分鐘指令通氣分鐘指令通氣(mandatoryminutevolumeventilation,MMV)最早由Hewlett于1977年首先介紹。產生和設計MMV的主要目的是試圖解決采用IMV/SIMV脫機時可能遇到的問題：病人自主呼吸不穩(wěn)定，使潮氣量和分鐘通氣量下降，而IMV/SIMV不能自動彌補其不足，從而可能發(fā)生缺氧或二氧化碳潴留。MMV則可根據病人需要，自動根據預設通氣量來控制和調節(jié)指令通氣的頻率，當分鐘通氣量達到預先設定的通氣量時，仍依靠病人的自主呼吸；但當自主呼吸所產生的分鐘通氣量低于預定值時，機器可自動提高指令通氣的頻率予以補足分鐘通氣量。對呼吸不穩(wěn)定和通氣量不恒定的病人，用MMV通氣方式作脫機前的準備或從機械通氣的形式過度到自主呼吸，可能較IMV/SIMV更安全。目前多種呼吸機有MMV功能，如:Enqstrom,Serveo,DragerEvita,Bear-5andHamilton等。二、壓力預置模式(一)壓力限制通氣壓力限制通氣(PressureLimitedVentilation，PLV)是Evita呼吸機的特有功能，通過限定氣道壓力，可"降低"氣道峰壓而不減少潮氣量。通常設置的吸氣峰壓(PIP)=平臺壓(EIP)+3cmH2O(圖76-7)。最高報警壓設置為PIP+10cmH2O。當氣道壓力達到設置的PIP值時，流量減慢，延長供氣時間，將剩余潮氣量慢慢送入。采用PLV，有兩個優(yōu)點：①降低氣道峰壓，減少氣壓傷和氣管損傷的危險；②遞減流量減少了在不等量分配通氣期間通氣良好的肺組織過度通氣的現象。圖76-7(二)壓力控制通氣壓力控制通氣(pressurecontrolledventilation,PCV)是時間切換壓力控制模式。它的特點是氣道壓力迅速上升到預設峰壓，后接一個遞減流量波形以維持氣道壓力于預設水平(圖76-8)。PCV可以按通常吸呼比例通氣，也可行反比通氣。PCV時，若肺順應性或氣道阻力發(fā)生改變時，潮氣量即會改變。所以，使用該通氣模式時應嚴密監(jiān)測，并保持報警系統(tǒng)工作正常。PCV的優(yōu)點是：①降低氣道峰壓，減少氣道壓發(fā)生的危險性。②氣體分布更加均勻。③改善氣體交換。④適用于兒童、不帶套囊的氣管導管及有瘺道的病人，因為通過增加流量可維持預設的壓力。研究業(yè)已表明，對嚴重的ARDS病人，采用PCV方式和通常的吸呼比，可增加PaO2,改善組織氧合，增加心臟指數及肺順應性。圖76-8(三)壓力支持通氣壓力支持通氣(pressuresupportventilation,PSV)是流量切換壓力控制模式。它的特點是病人自行調節(jié)吸氣時間、呼吸頻率、由呼吸機產生預定的正壓；若自主呼吸的流速及幅度不變，潮氣量則取決于吸氣用力、預置壓力水平及呼吸回路的阻力和順應性。壓力支持從吸氣開始，直至病人吸氣流速降低到峰值的25%停止(圖76-9)。PSV的主要優(yōu)點是減少膈肌的疲勞和呼吸作功；當潮氣量達到10~20ml/kg時的PSV水平可消除呼吸作功，稱為PSVmax。PSV可與SIMV或CPAP聯(lián)合應用，有利于撤離呼吸機。PSV是一種輔助通氣方式，預置壓力水平較困難，可能發(fā)生通氣不足或過度、呼吸運動或肺功能不穩(wěn)定者不宜單獨使用。圖76-9比例輔助通氣(proportionalassistventilation,PAV),也稱成比例壓力支持(PPS)，是Evita-4呼吸機提供的一種新的輔助呼吸模式，是用于自主呼吸需要輔助或由于氣道阻力增加和/或肺順應性降低而致呼吸功增加的患者。它可看作是壓力支持通氣(PSV)的進一步發(fā)展，雖然二者之間有著某些顯著的差別。PSV時，患者自主吸氣觸發(fā)呼吸機后，呼吸機提供預設的壓力。當患者自主吸氣增大后，呼吸機提供的壓力并不改變。雖然呼吸機提供的氣流速度和容量相應增加，相應于該部分的呼吸功其實是由病人完成。以公式表示即：Pvent+Pmus=RxV+1/cxV(1)Paw：即呼吸機提供的壓力Pmus：即患者自主呼吸時肌肉收縮力R：氣道阻力V：氣流速度C：肺順應性V：潮氣量而在PAV時，壓力支持會根據吸氣壓力而改變。改變公式(1)為：Pmus=RxV+1/cxV(2)若呼吸機能控制病人的氣流速度和所需潮氣量，則Pvent=K1xV+K2xV(3)將(3)代入(2)，則為：Pmus=RxV+1/cxV-K1xV-K2xV(4)根據(4)式，很顯然，只要合適的設定常數K1和K2,患者的自主呼吸功可得到最大程度的補償。在PAV中，K1即為流量輔助，K2即為容量輔助。PAV時呼吸機持續(xù)測量和計算患者的流量和潮氣量。利用預設的流量輔助和容量輔助，在呼吸周期中的每一點呼吸機均持續(xù)計算。如圖76-10所示：當患者吸氣用力改變后，PSV時壓力支持恒定，而PAV時壓力支持是成比例的，與病人所做的呼吸功也是成比例的，潮氣量、吸氣和呼氣的持續(xù)時間、氣體流量等呼吸參數都完全由病人自己控制，病人的吸氣努力越大，機器所提供的輔助也越多。因為流量輔助和容量輔助可能相對于實際的氣道阻力或肺順應性被過高設定，因此，氣道阻力和肺順應性的測定就非常重要。PAV時，VT有著更高的可變性。即使病人的通氣需求增加，RR也可保持相對恒定，避免了PSV時RR變快所致的內源性PEEP(PEEPi)增加。且吸氣時，氣道峰壓較低，可以經面罩使用而避免氣管插管，主觀感覺較舒適，不僅可以降低病人總的呼吸功，容量和流量輔助還可選擇性地用以降低彈性附加功和阻力附加功［9］；對于脫機困難的COPD患者，PAV除改善通氣外，還降低口腔關閉壓(P0.1)，減輕呼吸肌負荷，便于呼吸機撤離。圖76-10(四)自動導管補償(automatictubecompensation,ATC)氣管插管病人在自主呼吸時，需克服人工氣道阻力而做功。因此，與不插管病人相比，呼吸更加費力。以前所有的輔助通氣模式(PSV等)，由于其本身的設計缺陷，只能進行固定的呼吸補償。呼吸機參數一經設定，就不會改變，除非再次人工設定。ATC就是對這些通氣模式的一種新的補充。它可以對人工氣道阻力進行精確的補償，從而減少病人的呼吸附加功，使病人感覺更加舒適。氣流通過氣管導管時在導管兩端形成一個壓力差(?Ptube)。自主呼吸時，病人呼吸肌在肺內產生額外負壓，用以代償此壓力差。實際上，呼吸機可以通過在導管頂端精確地產生這一？Ptube來消除病人這一部分額外的附加功(圖76-11)。但由于?Ptube隨著通過導管的氣體流量的改變而相應的發(fā)生變化，意味著機器產生的補償壓力必須根據氣體流量持續(xù)地進行調節(jié)才能準確地進行補償。在PSV模式下，當呼吸機檢測到病人的吸氣努力后，就按照預設的壓力水平產生一固定的通氣壓力(Paw)，可對導管進行補償，但它不會隨著病人自主呼吸情況和氣體流量的改變而自動調節(jié)。如果病人的吸氣努力增強，通過氣管導管的流量也大，？Ptube就會高于預設的壓力支撐水平，導致補償不足。相反，則會過度補償發(fā)生。圖76-12顯示，當氣管導管內徑7.5mm時，PSV5cmH2O對?Ptube所提供的補償僅在氣體流量為45L/min時最合適。因而，隨著病人自主呼吸情況的變化，PSV的水平必須經常手動調節(jié)。而在ATC模式下，呼吸機通過持續(xù)測量導管內的氣體流量，計算？Ptube并自動調節(jié)起到精確的調節(jié)作用。ATC的參數設置僅有兩個，即氣管導管內徑和補償程度。圖76-11圖76-12使用ATC可使病人主觀感覺舒適，通過導管阻力作足夠的補償，避免了過度補償或補償不足的發(fā)生或所致的不適，病人呼吸做功減少；也可以用于鑒別急性呼吸功能不全的原因，是由于氣管內插管或真正的呼吸力學機制障礙所致。補償程度的設置(1-100%)還可以用來鍛煉呼吸肌，為病人的順利脫機作準備。ATC與PAV一起應用時，能有選擇性地對病人的呼吸進行補償，如圖76-13所示。圖76-13(五)壓力調節(jié)容量控制壓力調節(jié)容量控制(pressureregulatedvolumecontrol,PRVC)為Servo300特有的通氣方式，PRVC設預置潮氣量，先給第一次控制呼吸（吸氣壓為5cmH2O）,后根據呼吸機自動連續(xù)測定胸肺順應性和容量/壓力關系，調節(jié)第二次呼吸的潮氣量和通氣壓力（為上述計算機值的75%），依次類推，直至第四次呼吸后，通氣壓力峰值達到100%（圖76-14），使實際潮氣量與預置潮氣量相同。吸氣峰壓在預置下5cmH2O時，可自動調節(jié)，兩個相鄰吸氣峰壓超過預置壓力50%時，可自動轉換為呼氣，以防發(fā)生氣肺氣壓傷。PRVC主要用于無自主呼吸的病人，如支氣管哮喘病人的呼吸支持，可加用PEEP。圖76-14（六）容量支持容量支持（volumesupportventilation,VSV）是Servo300特有的通氣方式，工作原理與PRVC基本相同，即不同的是VSV僅用于自主呼吸的病人，需調節(jié)吸氣負壓靈敏度才能啟動。呼吸頻率和吸/呼比率也由病人自主呼吸控制，當吸氣減慢至流速50%吸氣時間超過預置呼吸周期80%時，吸氣停止，轉換為呼氣。吸氣壓力支持也可隨自主呼吸增強而自動降低，而且當呼吸暫停時間成人超過20s，兒童超過15s，新生兒超達10s時呼吸機可自動將VSV轉換為PRVC。VSV主要用于存在自主呼吸而尚不完善的病人，麻醉和手術后呼吸支持、COPD伴呼吸功能不全及撤離呼吸機時，并可與其他通氣方式聯(lián)合使用。（七）氣道壓力釋放通氣氣道壓力釋放通氣（AirwayPressureReleaseVentilation,APRV）于1987年由Stock和Downs介紹。它是一種時間切換或病人觸發(fā)、壓力調節(jié)的通氣模式。它采用將氣道壓力從預置（高）CPAP壓力值瞬變到較低的CPAP值的方法來達到讓自主呼吸的病人更多的呼氣（圖76-15）。APRV允許病人在整個呼吸周期自主呼吸。由于從CPAP的較高壓力降低到較低壓力，也方便了氣體交換，且無需病人自主努力。預置的CPAP值決不會被任何峰壓值超過。APRV被認為是一種比目前所用大多數通氣方法損傷性小的通氣模式。圖76-15Downs采用的方法是：盡可能保留病人的自主呼吸，CPAP20~25cmH2O維持2~3s。壓力降低至U0（維持0.5s），減壓時間短使肺泡不會萎陷，使CO2容易排出。眾多科研機構對APRV進行了研究。一組包括50例病人的研究表明：使用APRV后，均保持了相似的血氣狀態(tài)、血流動力學狀態(tài)和分鐘通氣量，但氣道壓力較低。氣道壓力平均降低28±12cmH2O。另一個研究報道與傳統(tǒng)通氣模式相比，使用APRV平均氣道壓降低25cmH2O。Rosnanen、Stock和Downs等指出APRV能糾正呼吸性酸中毒，但對氧合、靜脈回流、心臟指數或組織氧合影響不顯著。而傳統(tǒng)通氣模式會導致血壓、每搏輸出量降低，組織氧供受損。(八)雙氣道正壓通氣雙氣道正壓通氣(Bi-phasicpositiveairwaypressure,BiPAP)于1994年由Horman等介紹。它可看作是一種壓力控制型通氣，該系統(tǒng)允許在通氣周期的任何時間進行不受限制的自主呼吸。也可將它看作是一種對CPAP采用時間切換的連續(xù)CPAP系統(tǒng)。如同在壓力控制、時間切換方式中一樣，每一相的持續(xù)時間(Thigh和Tlow)，以及相應的壓力(Phigh和Plow)均可分別進行調整。按照自主呼吸情況，BIPAP可分為：1,非自主呼吸：CMV-BIPAP(連續(xù)指令通氣BIPAP).在低壓(CPAP)上自主呼吸：SIMV-BIPAP同步間隙指令通氣BIPAP).在高壓(CPAP)上自主呼吸：APRV-BIPAP.在兩種CPAP上自主呼吸：真正的BIPAP由此可見BIPAP是一種適合于整個機械通氣期的方式。它甚至能使大多數通氣狀況受到損傷的病人自由地呼吸。APRV始終是反比通氣，BIPAP對吸呼比的調整不受限制。BIPAP的氣道壓力按下述進行調整:Plow按照容量控制通氣時的PEEP調整，Phigh按先前所用IPPV的平臺壓調節(jié)。Thigh和Tlow分別與容量控制通氣時的吸氣時間和呼氣時間相符（圖76-16）。圖76-16在具體實施時，可發(fā)現在相同的FIO2時氣體交換無顯著差異。在由CPPV轉換到BIPAP后，平均氣道壓將輕微上升，但無顯著差異。若未使用過容量控制通氣，建議按下述方法進行：按照所需要的PEEP值，調整Plow，根據所估計的病人肺順應性，在超出Plow之上的12~16cmH2O之間選擇Phigh。通過提高或降低Phigh可增加或減少所獲得的潮氣量。要改變BIPAP的調整值，必須按血氣分析進行，并需區(qū)分通氣欠佳和氧合功能障礙。若通氣紊亂（通氣不足或過度通氣），提高或降低通氣是必需的。而在氧合障礙時，提高平均氣道壓力則可增加氣體交換面積。BIPAP的脫機程序為：①減少FIO2小于0.5。②減少Thigh至I：E小于1：1。③逐步調整Plow和Phigh，使平均氣道壓力降低。④調整Phigh和Plow,使4P降至8?12cmH2O。⑤減少RR至8?9次/min,進一步降低Phigh和Plow至平均氣道壓，即CPAP模式，再降低CPAP至理想水平。BIPAP具有很多優(yōu)點：①所設定的吸氣壓(Phigh)不會被超出，甚至不會被病人強力作出的呼氣所超出。②在整個通氣周期，均可進行不受限制的自主呼吸,不需要用極度的鎮(zhèn)靜和肌松來抑制自主呼吸。③吸氣和呼氣促發(fā)靈敏，壓力上升時間和流量觸發(fā)靈敏度可調，使得病人呼吸較舒適。(九)呼氣末正壓和持續(xù)氣道正壓呼氣末正壓(positiveend-expiratorypressure,PEEP)指在控制呼吸呼氣末,氣道壓力不降低到零,而仍保持一定的正壓水平。其產生原理是借助PEEP閥，在呼氣相使氣道仍保持一定的正壓(圖76-17)。圖76-17早在1938年，Barach就描述了PEEP的治療作用，1967年和1969年Ashkrech描述了PEEP治療急性呼吸衰竭的作用，以后廣泛地應用于臨床，目前已成為治療低氧血癥，尤其是ARDS的主要手段之一。PEEP可增加FRC,使原來萎陷的肺再膨脹，同時肺順應性也增加，因此，改善通氣和氧合，減少Qs/Qt,提高PaO2。但PEEP增加了氣道內壓力，可影響心血管功能，臨床應用時需選擇最佳PEEP,以減輕對循環(huán)功能的抑制。持續(xù)氣道正壓(continuouspositiveairwaypressure,CPAP)于1970年由Gregory首先介紹用于治療新生兒透明膜肺病，存活率可提高到70%~80%。CPAP是指在病人有自主呼吸的情況下，在整個呼吸周期,由呼吸機向氣道內輸送一個恒定的新鮮正壓氣流,正壓氣流大于吸氣氣流。呼氣活瓣系統(tǒng)對呼出氣流給予一定的阻力,使吸氣期和呼氣期氣道壓均高于大氣壓。呼吸機內裝有靈敏的氣道壓測量和調節(jié)系統(tǒng),隨時調整正壓氣流的流速，維持氣道壓基本恒定在預調的CPAP水平。CPAP時，吸氣期由于正壓氣流大于吸氣氣流，病人吸氣省力，自覺舒服，呼氣期氣道內正壓，起到PEEP的作用。CPAP與PEEP的比較見表76-1。表76-1PEEP和CPAP的區(qū)別PEEPCPAP控制呼吸時應用呼氣末正壓靜態(tài)正壓FRC增加較少對血流動力學影響大自主呼吸時應用吸氣和呼氣時加入持續(xù)氣流產生正壓動態(tài)正壓FRC增加較多對血流動力學影響小CPAP只能用于呼吸中樞功能正常，有自主呼吸的病人。凡是用肺內分流量增加引起的低氧血癥都可應用CPAP。CPAP可用于插管病人，也可經面罩或鼻塞使用。CPAP可和SIMV、PSV等方式合用。（十）反比通氣反比通氣(InverseRatioVentilation,IRV)是延長吸氣時間的一種通氣方式。常規(guī)通氣IPPV的I/E為1:2或1:3,而反比通氣I/E一般在1.1:1?1.7:1之間，最高可達4:1,并可同時使用EIP或低水平PEEP/CPAP。反比通氣的特點是吸氣時間延長，氣體在肺內停留時間長，產生類似PEEP的作用，由于FRC增加可防止肺泡萎陷，減少Qs/Qt肺順應性增加和通氣阻力降低，因而改變時間常數。常與限壓型通氣方式同時應用于治療嚴重ARDS病人。但反比通氣也有缺點，可使平均氣道壓力升高,心排血量減少和肺氣壓傷機會增多,二氧化碳排出受到影響,使用時還需監(jiān)測氧輸送,一般只限于自主呼吸消失的病人。(十一)高頻通氣和低頻通氣伴體外二氧化碳排除.高頻通氣(HighFrequencyVentilation,HFV)高頻呼吸機是裝上氣動閥頭后由氧或壓縮空氣驅動,輸出高速氣流的一種呼吸機。根據不同的機械裝置的氣體運輸方式，目前HFV可分為3種通氣的類型，即高頻正壓通氣(HighFrequencyPositivePressureVentilation,HFPPV)，頻率60?100次/min，高頻噴射通氣(HighFrequencyJetVentilation,HFJV),頻率60?100次/min,潮氣量50?250ml,高頻振蕩(HighFrequencyOccilation,HFO),頻率300?800次/min。潮氣量5?50ml。HFV的頻率較IPPV快3?4倍，一般60?100次/min,I/E小于0.5,潮氣量較小,或相當于病人的解剖死腔量,呼吸道內壓較低,不易產生肺氣壓傷,而且對循環(huán)功能的影響較小。肺順應性較差時，氣流速度也不變，氣體分布均勻，不與自主呼吸對抗，病人容易耐受，而且減少了鎮(zhèn)靜藥和肌松藥的使用，因為呼出氣流受限，肺容量增多，功能殘氣量增加，有類似PEEP的作用，如呼吸參數調節(jié)適當，通氣和氧合效果滿意，能維持較高口PaO2和正常的PaCO2。其適應證為：①麻醉和手術中應用：喉鏡檢查及激光手術、支氣管鏡檢查、氣管和支氣管重建手術、降主動脈瘤手術、聲帶手術、顳淺動脈與中腦動脈顯微外科吻合術及體外碎石術等；②重危病人治療：伴有休克的急性呼吸衰竭、急性心室功能不全、支氣管胸膜瘺及氣管切開或長期氣管插管的繼發(fā)性病損等。禁忌癥為：①慢性阻塞性肺部疾??；②哮喘狀態(tài)。.低頻正壓通氣(LowFrequencyPositiveVentilation,簡稱LFPPV)和體外二氧化碳排除(ExtracorporalCO2Removal,簡稱ECCOR)主要用于治療晚期ARDS。病人經氣管插管后，用低頻率LFPV維持呼吸，同時用膜肺由頸內靜脈-股靜脈旁路排除CO2?？贚FPPV勺頻率為2?3次/min,通氣量僅0.7?1.5L/min,FIO2為1.0，可用于肺順應性差的病人,能避免CPPVaI起的并發(fā)癥,減少肺氣壓傷，使PaO2升高及Qs/Qt降低,CO增加，腎功能也有改善，但本法為創(chuàng)傷性，價格昂貴，同時全身肝素化可致出血,如動靜脈旁路系統(tǒng)局部肝素化,則可能避免出血。應用LFPPV-ECCOR治療嚴重ARDS,成活率可提高到50%左右。第4節(jié)呼吸機的消毒和保養(yǎng)呼吸機的清洗與消毒、保養(yǎng)與維護是臨床安全使用呼吸機的可靠保證。維持呼吸機良好的狀態(tài),也可延長呼吸機的使用壽命。呼吸機的清洗與消毒直接關系著各種感染的發(fā)生率,直接影響著危重病人綜合救治的成功率。如果清洗與消毒的方法不當,可能損害呼吸機元器件；保養(yǎng)與維持不及時,無法保障呼吸機的正常運轉。因此,凡呼吸機的使用部門、單位和應用呼吸機的人員,在呼吸機的使用過程中,應當高度重視呼吸機的清洗與消毒、保養(yǎng)與維護工作；在具體的操作過程中,除了了解和掌握呼吸機清洗與消毒、保養(yǎng)與維護的技術要點,也要熟悉呼吸機功能,零部件的作用等知識,還應具備高度的工作責任感和踏實的工作態(tài)度。一、呼吸機的清洗與消毒（一）氣源過濾網該零件一般在空氣壓縮泵的進氣端,如不及時清洗,過濾網將會被塵埃堵塞，導致壓縮泵內溫度迅速升高，輕則減少壓縮泵壽命，重則造成壓縮泵無法工作。具體清洗方法是，先將過濾網從壓縮泵上取下，用清水沖凈表面塵埃后，用力甩干，然后放回原位。呼吸機在使用過程中，一般應每24?72h清洗一次。（二）呼吸機內部氣路一般是指呼吸機機身內部氣