比例通气模式 基于生理学的辅助通气技术.docx

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1、摘要比例通气模式通过适应他/她的努力来帮助患者，这与所有其他通气模式截然不同。有两种比例通气模式，其被称为神经调节通气辅助（NAVA）模式和具有负荷可调增益因子的比例辅助通气（PAV+）模式，它们提供与患者努力成比例的吸气辅助，从而直接响应患者通气需求的变化。由于其工作原理，NAVA和PAV+能够提供自我调节的肺和膈肌的保护性通气。由于这些比例模式与压力支持通气（PSV）等“经典”模式不同，设置吸气辅助水平经常让床边的临床医生感到困惑，因为它不是基于潮气量和PaC02等常见目标参数来设置吸气辅助水平。本文对NAVA和PAV+的工作原理以及与PSV的生理差异进行了深入的综述。了解这些差异是在床边

2、应用这些辅助模式的基础。我们回顾了在NAVA和PAV+期间设置吸气辅助的不同方法，以及监测患者呼吸努力的（未来）指标。最后，还提及了与自动化模式（automatedmodes）的区别。要点这篇综述解释了比例通气模式如何改善人-机之间的匹配，并为肺和膈肌保护性通气提供了可能性。我们讨论了不同的方法来滴定吸气辅助水平，此乃床边设置的一个关键挑战，因为呼吸肌用力的最佳目标可能在各个患者和危重疾病的进展过程中有所不同。背景比例通气模式通过放大患者呼吸肌活动的努力，为改善呼吸能力与需求的失衡提供必要的支持，同时帮助达到患者的通气目标。比例通气模式通过维持患者的控制机制以防止对肺的过度膨胀和呼吸机的过度辅

3、助，同时避免了膈肌废用性萎缩，有可能是一种肺和呼吸肌的保护性通气。吸气辅助在整个吸气周期内与患者的吸气努力同步，因此与其他模式相比，它直接响应通气需求的变化。这从根本上不同于传统的部分支持通气模式（如PSV）,在传统的部分支持通气模式下，呼吸机每次呼吸都会输送相同的压力，并且与患者的代谢需求、吸气努力的大小以及最常见的吸气努力的时机无关。因此，人-机不同步和呼吸机过度辅助是常见的，并且在诸如PSV的常规模式中通常都被忽视。临床上现有专用的呼吸机能提供的比例通气模式有神经调节通气辅助（NAVA）和具有负荷可调增益因子的比例辅助通气（PAV+）模式。它们的生理效应非常相似，但它们用来控制呼吸机的信

4、号方式不同。NAVA提供与膈肌电活动（EAdi）成比例的吸气辅助通气，而EAdi与中枢呼吸驱动密切相关，并通过嵌入电极的专用鼻胃（喂食）管进行测量。PAV+提供的通气辅助与患者吸气努力或吸气肌吸气压力（PmUS）产生的瞬时流速和容量成正比，Pmus可用呼吸系统运动方程对呼吸力学进行半连续自动测量来估计。当患者自己决定辅助量时，比例模式简化了辅助机械通气的实施。然而，广泛实施这些模式的一个重要障碍是医师不熟悉这种与传统模式不同的设置和功能。实时监测呼吸驱动（NAVA期间的EAdi时间进程）和患者努力（在PAV+时Pmus的半连续估计）的也可采用成比例模式，并允许对通气辅助变化后的生理反应进行量化

5、。虽然比例模式已经越来越多地被使用，但在床边设置吸气辅助水平仍然是一个挑战，因为它不能基于潮气量和PaCO2等常见参数目标来设置吸气辅助水平。此外，根据肺损伤的严重程度和膈肌功能，呼吸努力的安全目标可能因患者不同而不同。在NAVA或PAV+模式中滴定调节吸气支持力度的不确定性可能是相对于常规模式时使用比例模式后临床表现改进的数据有限的原因之一，但是在困难脱机的患者中，NAVA相较于PSV的临床益处最近有所显现。同时，尽管PSV有非常狂杂的生理后果，但它保持了简单的外观，也是最常使用的部分支持通气模式。本文综述了成人重症监护病房（ICU）中有创机械通气期间比例通气模式的生理学理解及其与PSV的差

6、异,这对于在床边应用这些辅助模式是基本的。我们讨论了在NAVA和PAV+期间吸气辅助滴定的方法，以及（未来）监测患者吸气努力的指标。最后，我们还强调了其与自动化模式（automatedmodes）的主要区别。操作原理NAVA用专用的鼻胃管测量EAdi,其反映了膈肌收缩产生的电场强度，也是最接近呼吸中枢输出的可用信号。如果神经肌肉传递和肌纤维膜兴奋性完好无损，并且膈肌作为主要吸气肌（即不同的辅助肌肉之间没有显著差异），那EAdi就是神经呼吸驱动最精确的替代物。EAdi主要反映膈脚活动，但代表了膈肋部的活动。EAdi与跨膈压有很好的相关性，并且该信号在不同肺容积时仍然可靠。呼吸机有其特定的算法能持

7、续校正因心脏收缩和食道蠕动造成的心脏活动和运动伪影的干扰。与所有其他呼吸机模式相比，NAVA是独一无二的，因为它使用EAdi来控制呼吸机（特别是吸气触发、吸气辅助的水平以及吸气与呼气的切换）。NAVA过程中施加的高于呼气末正压（PEEP）的吸气压（PaW）由临床医生设置的比例增益（NAVA水平，单位为cmH20V）决定：Paw=（NAVA水平XEAdi）+PEEP（1）因此，当EAdi幅度为lOpV、NAVA水平为1.5cmH2OV时，峰值Paw将达到PEEP以上15cmH2Oo吸气辅助与吸气周期内的EAdi成正比；EAdi超过基线0.5V就增加一次触发，当EAdi幅度降至峰值的70%时触发终

8、止，这更类似与主动收缩的结束。EAdi信号与充气无关，因此触发不会直接受到泄漏或内源性PEEP的影响；根据遵循“先到先得”原则，辅助呼吸可以由EAdi、PaW或流速触发。EAdi允许实时监测隔肌活动，这不限于在NAVA模式下使用，甚至可以在未插管的患者中使用。当使用EAdi进行监测时，重要的是要认识到EAdi的增加可能有许多原因，例如呼吸肌的机械负荷增加（如阻力增加）、通气需求增加（如CO2产生增加）或与负荷无关的通气驱动增加（如炎症）。因为潮气量主要由脑干呼吸中枢控制，改变辅助水平可能不会影响潮气量。PAV+在PAV+模式中，吸气的触发类似于其他辅助通气模式，呼吸机通过瞬时测量患者产生的吸气

9、流速和吸入的容量来检测吸气努力，并相应地提供压力辅助。吸气辅助的大小由即时测量的流速和容积计算得来，而这种计算则根据了呼吸系统的运动方程以及可调增益（该增益确定了计算出的辅助压力占输送总压的百分比输送到呼吸系统的总压力（PtOtaI）是Paw和Pmus的总和，它克服了气道阻力和弹性回缩力：Ptotal=Paw+Pmus=（Aowxresistance）+（volumeelastance）（2）呼吸机通过每8-15次呼吸就执行一次短暂的吸气末闭塞来自动计算呼吸系统阻力和弹性回缩力（注意：这是PAV+特有的，在简单的“PAV”或“成比例的压力支持”中没有），并使用增益作为assist:Paw=%a

10、ssistXPtotal（3）使用公式2,这种关系可以进一步写成Paw=Pmus%assist/（1OO-%assist）（4）因此，PaW是PtOtal的一部分，并且与整个吸气周期中的瞬时PmUS成正比（图I）；增益表示由临床医生设定的呼吸肌卸载的百分比。因此，如果增益设置为75%,则意味着呼吸机提供总压力的75%,其余的25%由患者的PmUS（等式3）承担：即吸气相时PaW等于PmUS的三倍（等式4）。实际上，这个增益可以在5%到85%之间。事实上，如果呼吸力学的自动计算出现错误，导致高估了所需的压力，那么接近100%的辅助水平将使患者面临过度辅助的风险。与NAVA类似，因为患者所需的吸气

11、容量由大脑控制，所以当改变辅助水平时，输送给患者的容量可能显示出很小的变化。当流速降低到较低的预设水平（默认设置为31.min）时，吸气终止呼气开始。这种切换机制通常使呼吸机辅助的终止非常接近神经调节通气辅助吸气的终止。因为在有漏气的情况下不能进行吸气末闭塞，故PAV+不能在无创通气期间使用。此外，如果存在内源性PEEP,则无法对其进行校正以致于PtOtal的估计不正确，这可能会导致严重肺过度充盈的患者呼吸机应该输送的压力被低估。比例模式和PSV模式的差异人机相互作用：PmUS-VT关系和吸气终结标准PSV和比例模式之间的主要生理差异可以用患者的吸气努力或PmUS与呼吸机提供的潮气量（VT）之

12、间的关系来解释（图2a）。在无辅助的呼吸过程中，PmUS的增加会导致潮气量的相对线性增加（即假设PmUS和Paeo2之间存在线性关系），这种线性关系的斜率代表呼吸肌的效率。使用PSV时，Pmus-VT曲线向上移动，因此不是从零容量开始（图2a）；这是因为即使最小的呼吸驱动和没有可测量到的吸气努力（如由于镇静或过度辅助）仍能输送大量潮气量；该容量主要取决于压力支持水平和呼吸系统顺应性。这一“最小潮气量”的存在使临床医生误认为患者正在自发呼吸,而实际上患者只是启动呼吸机,然后放松其吸气肌,这意味着呼吸机过度辅助（图3）。呼吸机过度辅助会导致潮气量过大、膈肌活动非常低，并可能有废用萎缩的风险。过多的

13、吸气辅助将患者的吸气努力减少到几乎为零，一旦达到PaC02呼吸暂停阈值，就会导致中枢性呼吸睡眠暂停事件。呼吸暂停会引起觉醒和唤醒，使深度（安宁）睡眠变得困难。PSV中Pmus-VT关系的最初的斜率不受影响，因为无论患者付出什么努力都会施加恒定的压力。这种情况下高呼吸驱动的患者也可能辅助不足，存在膈肌负荷过高致伤和患者自发性肺损伤的风险。此外，PSV往往无法实现完美的人机同步。在PSV期间，吸气向呼气的切换延迟（即吸气努力结束后仍然机械性的向肺内充气；也称为长时间吸气或长时间循环）的风险很高,因为一旦吸气流速达到设定的吸气峰值流速的某一百分比,吸气就会切换到呼气:辅助越高，达到切换标准的时间就越

14、长，机械吸气时间也就越长，从而增加了患者神经吸气时间的不匹配（图2b）。由于过度的呼吸机辅助会促进肺动态过度膨胀并减少患者的吸气努力，这会使患者面临无效吸气努力的风险（图2b）。此外，导致全量呼吸的误触发可能会在PSV期间发生，但不会在成比例模式下发生。EAdi信号中的杂音可能在NAVA期间触发某些压力传递，但这种比例始终非常低（与杂音成正比）。相比之下，在NAVA和PAV+期间，临床医生设定的比例增益决定了Pmus-VT曲线的斜率（图2a）,这意味着随着患者通气需求的增加，会提供更多的辅助。曲线从0开始（也就是说不像PSV时的曲线上移），需要呼吸肌一定的活动来保持足够的通气，一旦病人吸气努力

15、减少呼吸机辅助就会终止（图2a、c）0因此，比例模式提供完整的吸气周期过程的同步，防止呼吸机过度辅助和膈肌废用、避免在睡眠时呼吸暂停事件。这些原理解释了为什么与PSV相比，NAVA和PAV+更具生理性。在急性呼吸衰竭恢复期的患者中，当PSV在725CmH20范围和NAVA在0.52.5CmH20/mol/lV范围内呼吸肌负荷下降具有可比性。然而，NAVA改善了人-机的相互作用，适应呼吸的变化，并允许更好的人机同步。有趣的是，在NAVA模式中膈肌对吸气的作用更大，可能的原因是增强了基底肺区的通气而潜在地改善气体交换。另一项研究证实，长期控制性机械通气后，与PSV相比NAVA可改善膈肌功能，而PS

16、V与PAV+差异不显著。然而与PSV相比，在弹性负荷增加的情况下，PAV+模式下的呼吸肌效率更高。肺和膈肌保护性通气的比例模式比例模式改善人-机同步、神经肌肉耦联和气体交换，并恢复呼吸变异性。这种改进的人-机相互作用是NAVA和PAV+提供肺和膈肌保护性通气的潜在机制。两种己知的生理机制可以防止肺过度膨胀。首先，肺牵张反射在较高潮气量时下调呼吸驱动（以及EAdi振幅和患者吸气努力），以避免肺过度膨胀。其次，随着肺容积的增加，膈肌缩短，可能产生吸气压力的效率较低，从而减少了吸气努力。事实上，Carleaux等人的研究表明，在一定的“合理”范围内尽管NAVA水平升高，但大多数患者都可以在一个保护范

17、围内自我调节潮气量（6-8mlkgPBW）0此外，最近的研究表明，急性呼吸窘迫综合征的患者使用PAV+通气后能够避免肺过度膨胀，这一点可以从驱动压保持在15CmH20以下看出。相比之下，增加PSV的支持水平时，虽神经驱动下调但会增加潮气量。因此，比例通气模式可以保护病人免受有害潮气量的损伤，同时防止膈肌废用性萎缩。然而，需要强调的是，过度的呼吸驱动可能会损害肺保护性反射，因此，在使用比例模式时，在高呼吸驱动和呼吸力学极度受损的患者需要额外注意。比例模式与PSV的临床比较在小型研究中，比例模式（特别是PAV+）相比PSV,脱机时间更短，并增加了辅助下自主通气的可能。据推测，这是因为更好的人-机相

18、互作用，减少了镇静需求和改善了睡眠质量。由于这些原因，通常认为比例模式下患者舒适度增加，但很少做这方面的研究。尽管睡眠中的不同步现象减少了，但比例模式对睡眠质量的宜接影响很小，在两项（但并不是全部）研究中改善了睡眠。在一项大型随机研究（n=128）中，比较了急性呼吸衰竭恢复期患者的NAVA和PSV的使用，在脱机时间或ICU结果方面没有差异。但是，需要注意的是，PSV组中也提供了EAdi监测。在这项研究中，NAVA减少了人-机的不同步，减少了拔管后无创通气的使用率，并成功地证明了NAVA连续使用几天既可行又安全。最近的一项研究证实：当比较NAVA和PSV时，超过48小时的指定模式的依从性（译者注

19、：即遵守NAVA模式的时间百分比）是可以接受的。此外，1.iU等最近的研究显示，在特定的困难脱机的患者中，使用NAVA的脱机时间比使用PSV更短。NAVA时吸气辅助水平的设置对NAVA滴定的不同方法来自PSV或基于对己存在的NAVA模式的彻底的生理评估，并总结在表1中。在开始滴定之前，应根据己发表的建议和制造商的定位工具（使用计算出的距离和信号中心电图杂音）行适当的EAdi导管放置和并确认EAdi信号质量。如果EAdi信号异常低或尽管导管放置正确但EAdi信号仍不存在，则应考虑EAdi信号低的可能原因，如：呼吸机过度辅助、过度镇静、中枢性呼吸暂停、严重膈肌无力或已存在的神经肌肉疾病。如果直接的

20、膈神经损伤导致吸气性EAdi不能测量，就可能妨碍NAVA应用，但这种情况相当罕见。NAVA“预览”PSV时，监视器上的灰色曲线（图4）显示了在当前比例设置的NAVA模式下估计的气道压（PaW）曲线的“预览气道压曲线的形状与EAdi外形（即成比例支持）相似，而辅助的强度取决于EAdi振幅和所选NAVA水平。图4压力支持通气期间的神经调节通气辅助（NAVA）预览示例曲线（吸气辅助在呼气末正压（IOCmH2。）8cmH2O以上）。灰色曲线显示了如果患者以NAVA模式通气时估计的气道压力（PaW）的“预览”。此PaW曲线的形状类似于膈肌电活动（迎）曲线（即成比例）。辅助量取决于触幅度和选定的NAVA水

21、平（本例为0.8CmH2V）一气道压力目标最常用的方法是设置可达到PSV中相同气道峰压（Pawpeak）的NAVA水平。然而，在应用这种方法时，由于气道压曲线形状的差异，使得NAVA时所传递的压力（即气道压曲线下的面积）通常低于PSVo建议设定以获得与PSV相似的平均Paw（Pawmean）值的NAVA水平。关于此方法有关的主要不确定因素是PSV中是否有足够的支持（没有过度辅助或辅助不足）。通气目标Coisel等人是根据之前5分钟应用PSV（潮气量为6-8m1./kgPBW,呼吸频率为20-30次min）相同的通气量来设置NAVA水平。与用气道压力目标法滴定相似，该方法取决于初始PSV滴定的大

22、小。此外，通气并不是由此设置真正“控制工对吸气辅助生理反应的评估上述设置方法没有利用NAVA比例模式的工作原理。下面NAVA滴定的方法基于神经驱动力和患者的努力（而不一定是潮气量）随着吸气辅助水平的不同而变化的事实。Paw和潮气量的两阶段反应Brander等人从呼吸机辅助不足（即最小呼吸机辅助为3cmH2O）的情况出发，评估了在NAVA水平逐步升高时Paw和潮气量的变化。观察到两个阶段的反应:初始NAVA水平的提高导致PaW和潮气量的急剧增加（第一阶段反应），到某一点，进一步提高NAVA水平导致Paw增加减少，潮气量没有变化（第二阶段反应）。在过渡点的NAVA水平则为最佳NAVA水平，这就描述

23、了从最初不足的辅助水平到满足患者呼吸需求的辅助水平的变化（即稳定的潮气量）。在初始阶段，患者的PaW和潮气量增加，而在第二阶段因通气满足了患者的需求，潮气量达到一个平台（EAdi下调）。在抵抗负荷兔中同一组研究人员也证实了这种反应。另一项研究将该方法设定的NAVA水平与使用预览工具将NAVA模式中的Pawpeak匹配到PSV期间测得的PaWPeak而设定的初始NAVA水平进行比较，尽管差异不显著，但报道称：在使用NAVA预览工具时存在高估NAVA水平的趋势。目前尚不清楚该做法可行的频率有多高，因为许多患者并没有清楚地表现出这两个阶段。SBT失败时最大EAdi的百分比对于困难脱机的患者，ROZ6

24、等人设置以获得对应于PSV（PS7cmH2o,无PEEP）时自主呼吸试验失败期间测量的EAdi峰值约60%的EAdi振幅（主观选择的水平）的NAVA水平；这个水平被称为EAdimaXSBT。这个过程每天重梵，允许NAVA水平逐步下降，直到拔管。使用EAdimaxSBT目标而不是容量目标来设置NAVA水平被认为不会疲劳也更加客观，但是对于呼吸驱动过度的患者可能需要额外的监测。神经通气效率指数（NVE）在己经开始脱机的患者中，CamPOCCia等人滴定NAVA水平以卸载目标。由呼吸机提供的卸载比可计算为仅由呼吸机提供的潮气量除以总潮气量（VTtOI,患者努力吸气产生的潮气量+呼吸机辅助产生的潮气量

25、）。呼吸机提供的潮气量可以通过辅助潮气量减去患者产生的非辅助潮气量之间的差来估计。患者产生的非辅助潮气量可以在一次NAVA值为零的非辅助呼吸过程中获得。然后可以计算神经通气效率指数（NVE）（图5A）,NVE描述了呼吸肌将EAdi转换为潮气量的能力（VT/EAdi,单位为m1.V）.呼吸机提供的卸载百分比计算为：（I-（NVExEAdiPeakZVTtot）100%实施40%和60%的卸荷目标是可行的，较少的卸载与更大的膈肌活动和改善背部重力依赖肺区的通气有关。有高呼吸驱动的患者对于大多数患者来说，NAVA水平可以保持在2.5CmH20V以下。然而，在高呼吸驱动患者中设置吸气辅助可能特别困难。

26、应防止过高的NAVA水平，以限制过度的吸气辅助。吸气过程中压力过大可以通过设置适当的Paw报警来防止,NAVA将在低于设定的最大Paw3cmH2O时停止。矛盾的是，高NAVA水平和压力限制的组合已经在几个研究中被用来提供像PSV中那样的方形压力。然后在呼吸开始时提供与患者需求同步的高支持，同时防止过多的Paw。值得注意的是，这种神经触发的PSV模式还不能在临床上使用，并且使用“警报设置来控制呼吸机可能是不安全的，不应被推荐。潜在的EADI衍生指数患者-呼吸机呼吸贡献指数NAVA期间的吸气潮气量（VTInsp）反映了患者吸气努力加上比例呼吸机辅助产生的潮气量。通过比较辅助呼吸和非辅助呼吸，可以得

27、出“努力分担指数。患者-呼吸机呼吸贡献（PVBC）指数定义为无辅助呼吸（即如上所述的NVE）的VT,insp/AEAdi与呼吸机辅助呼吸的VT,inspEAdi比率。PVBC=（VT,InspEAdi）no-assist/（VT,inspEAdi）assistPVBC值的范围在0（VT,Insp完全由呼吸机提供）到I（VT,Insp完全由患者产生）之间，并且己经由跨肺动脉压的测量进行了验证。当比较具有相似呼吸驱动力（即EAdi振幅和斜率相似）的无辅助呼吸和辅助呼吸时，PVBC的可靠性提高。PVBC解释很复杂。例如，可以在准备脱机的低呼吸驱动力患者（患者吸气努力程度较低，但足以完成大部分工作）中

28、发现高PVBC值，但也可以在呼吸驱动过度的患者中发现高PVBC值（患者辅助不足）。解释必须考虑到绝对的呼吸机辅助和病人的吸气努力。呼吸努力的估计值神经机械效率指数（NME）量化了呼吸肌可以产生的压力，统一为EAdi（单位为CmH20/V）计算短暂呼气末阻塞期间的NME（NMEoccI）可以行无创性估计：在没有气流的情况下，Paw的变化等于Pmus的变化。因此，NMEoccI可以在床边简单地计算为PaWoCd/EAdioccl（图5b）,建议取五次测量中变异性最小的三次测量的平均值。NMEOCel可用于估计非阻塞潮气呼吸时的吸气压，其公式如下：Pmus=EAdiNMEoccI/1.5。修正系数（

29、/1.5）是必需的，因为在阻塞的情况下，膈肌对相同的EAdi产生的压力比开放气道时产生的压力更大。吸气开始时短暂气道阻塞200ms时的NME计算值紧密地反映了NMEOCCl并估计了吸气努力。NME的改变也可能提示动员了辅助呼吸肌，因为EAdi对辅助呼吸肌的动员不敏感。当在临床实践中使用PVBC和NME时，重要的是确认EAdi信号质量足够佳，因为不理想的信号滤波可能会影响这些指标的可靠性。PAV+期间吸气辅助的设置己经叙述了设置PAV+增益的一些方法，并总结在表1中。气道压力目标Costa等人建议设置以获得与当前PSV模式相同Pawmean的PAV+参数，并发现只要改善人-机交互作用PSV与PA

30、V+的呼吸模式、气体交换和吸气努力就具有可比性。吸气努力目标在比例模式下改变辅助水平主要是改变呼吸肌卸载量，因为潮气量保持相对恒定，呼吸机的注气时间保持接近神经吸气时间，呼吸的可变性和同步性也保持不变。因此，从理论上讲，用比例模式调整辅助水平行呼吸肌卸载的量应以优化人-机相互作用为其相关目标。Carteaux等人评估了将PAV+增益设置为达到预先确定的吸气努力范围的可行性。他们使用PAV+的功能提供了与PmUS成比例的辅助压力，其中Pmus是根据Paw的估计重新计算的：Pmuspeak=(Pawpeak-PEEP)X(100-%assist)%assist)在呼吸机监视器上有一个从这个方程式构

31、建的网格表,为增益和增量Paw(即PAWpeak-PEEP)的一个组合，这个网格表的每个组合可提供一个估计的PmUSPeak。将PmUS设置在5到IoCmH20之间被认为是达到呼吸肌压力-时间乘积(PTPmus,即吸气时Pmus曲线下的面积)50到150CmH20SminT之间的良好目标。最初将增益设置为50%,然后在5-10次目标范围内调整以获得的PmUSPeak值。这种方法在大多数患者的临床实践中证明是可行的。然而，应该注意的是，呼吸机对吸气用力的测量可能低估了患者的真实呼吸功，特别是当内源性PEEP较高时。在过度呼吸驱动和呼吸力学受损的患者中，目标值可能很难实现，因为肺保护反射让其难以实

32、现。吸气努力的监测在PAV+期间，测量的呼吸系统阻力和弹性回缩力的值提供了呼吸系统的力学信息以及这些值随时间或对不同吸气辅助水平而变化。由于监测提供了顺应性和潮气量，因此很容易监控驱动压。此外，有了这些参数，呼吸机可以在半连续的基础上估计Pmus,检测随时间的变化而变化的患者努力程度。与自动模式(automatedmodes)的区别自动通气模式(如适应性支持通气(ASV)和SmartCareTM)不断调整特定的呼吸机设鼠使患者的呼吸变量保持在临床医生设定的目标范围内。虽然NAVA、PAV+和自动模式都集成了闭环原理，但必须强调的是，自动模式不能提供比例辅助，也不能直接测量患者的吸气努力程度。相

33、比之下，自动化模式结合了一些算法，这些算法试图通过根据患者情况的变化自动修改呼吸机设置来达到期望的结果，这可能会减轻临床医生的工作量。其中，ASV通过估计呼吸系统时间常数找到呼吸频率和潮气量的最佳组合来达到分钟通气量。这是建立在OtiS和Mead模型的基础上的，这两个模型假定存在使呼吸功最小的最佳呼吸频率。ASV既适用于被动呼吸的患者，也适用于自主呼吸的患者，但不一定提供肺保护通气，这取决于临床医生设置的初始参数。只要操作正确，ASV可以在普通人群中提供安全的通气；然而，对于顺应性较差的急性肺损伤患者需要谨慎，因为可能会出现较高的潮气量。自动模式和比例模式之间的一个重要区别是：对于前者，临床医

34、生正确调整参数设置更为重要。研究表明，ASV是术后最常见的减少脱机时间的机械通气模式。进一步发展的全闭环ASV模式(IntelliVent-ASV),结合了呼气末二氧化碳和氧饱和度的额外控制，己证明是可行的并能够为不同肺部状况的被动和自主呼吸患者提供相对保护性的通气。自动IntelliVent-ASV脱机方案提供吸气辅助水平的自动逐渐降低，同时评估是否符合脱机标准，在不同的情况下已证明与减少机械通气持续时间相关。SmartCareTM是一种基于PSV的模式，专门设计用于自动促进和加速脱机过程。它主要基于呼吸频率，也结合了潮气量和呼气末二氧化碳的值来帮助判断。根据某些患者特征和临床医生设定的目标

35、，自动脱机涉及PSV水平的适应，然后自动逐渐降低PSV水平，并在支持水平足够低时进行脱机测试。几项研究表明：与非自动脱机策略相比，使用SmartCareTM可以减少脱机时间；目前正在进行SmartCareTM充分而高效的随机临床研究。FrcrCrtEyyehcencyr*x(Wf)-?网-Il2VVPMmyk.atoftxotfCutommC4MiCj-J(CfWMT)-OMUlnmcrwcMe3encyEM(Wt)-X*l?-Zc*nr1,CVuV图5a神经通气效率指数(NVE)和患者-呼吸机呼吸贡献指数(PVBC)的计算示例.通过将一次呼吸的神经调节通气辅助水平降低到零来获得无辅助呼吸.N

36、VE是潮气量与膈肌峰值电活动(软就)的比值.当将此NVE除以前一次辅助呼吸的潮气量与&跃之比时，得到PVBC指数.b呼气末暂停呼吸时神经机械效率指数(NME)的计算示例.在阻塞期间(零流量)时气道压(PaW)与限雌比值为NME。，结论在PSV期间，呼吸机过度辅助和人-机交互不良是很常见的，而且往往被忽视。比例通气模式改善了人-机匹配，为肺和膈肌保护性通气提供了可能。关键的难度在于床边滴定吸气辅助水平，因为呼吸肌努力的最佳目标可能在各个患者和每个危重疾病的病程中有所不同。在PAV+期间，滴定吸气辅助以达到PmUS的目标是可行的，并允许监测吸气努力。在NAVA中，第一步推荐通过匹配到PSV中的Pa

37、Wmean水平来设置吸气辅助水平，这是一种可以在床边进行的简单可行的方法，然后再进行调整。EADI衍生的指数，如NME和PVBC具有前景，但需要进一步研究它们在机械通气过程和脱机试验中的使用情况。自动模式与比例模式的不同之处在于需要临床医生设置参数以实现特定的通气目标。附参考资料：传统通气模式的发展演变和临床应用早期正压通气模式仅有压力控制通气(PCV)和容积控制通气(VCV),随着对同步性和安全性要求的提高，两种模式逐渐发展为压力辅助/控制通气(PA/C)、容积辅助/控制通气(P-A/C,简称A/C),并出现定容型和定压型间歇指令通气(IMV)、压力支持通气(PSV)等模式。近20年来，新模

38、式不断出现，但除成比例通气(PAV)、神经调节辅助通气(NAVA)是真正意义上的突破外，其他模式皆为上述传统模式的衍化。由于PAV和NAVA并不成熟，传统模式仍是临床医生应用的主体，但从最基本的VCV、PCV、PSV到其衍生的各种模式，其形式和内涵皆发生了巨大变化。一、传统通气模式的发展演变口,21 .同步功能的出现和参数调节的变化：早期机械通气(MV)主要用于心跳、呼吸骤停的救治，对呼吸机性能的要求不高，因此通气模式少而简单，仅有VCV和PCV,潮气量或通气压力、呼吸频率、吸呼气时间比(I：E)完全由呼吸机控制。其后MV开始用于有一定自主呼吸的患者,故出现容积辅助通气(VAV)和压力辅助通气

39、(PAV),即潮气量或通气压力由呼吸机控制，但吸气由自主呼吸触发，呼吸频率和I：E随自主呼吸变化，实质是控制通气模式与患者吸气触发同步化；其缺点是自主呼吸停止或显著减弱的情况下，呼吸机不能送气，故又出现了上述两种模式的结合，即AQ模式，其特点是自主呼吸能力超过预设呼吸频率为AV,反之为CV,现代呼吸机几乎全部用A/C模式取代单纯的CV和AV模式。不仅如此，同一种模式的参数调节方法也不断变化，如早期的VAV采取容积限制容积转换方式，即呼吸机送气达潮气量预设值转换为呼气；其后逐渐出现容积限制时间转换方式，即呼吸机按潮气量预设值送气后屏气，达预设吸气时间后转为呼气。两者皆能较好地保障潮气量，但设置不

40、当也容易出现通气不足或通气过度，前者还容易发生气体分布不均；后者可使不同肺区的气体重新分布，发生负效应的机会减少。现代呼吸机的V-A/C模式多采用流量限制时间转换，即呼吸机按一定的流量形态(常用方波和递减波)和流量大小送气，然后屏气，达预设吸气时间后转为呼气，潮气量=预设流量的平均值X预设送气时间，肺内气体分布更均匀，但需设置的吸气参数更多，包括流量形态、流量大小、送气时间、屏气时间、目标潮气量、流量上升速度、限制压力等。任何一个参数设置不当都可能导致送气量不足或过度、送气时间过短或过长、屏气时间缺失或过长。在不同呼吸机，需设置参数的多少、方式不同，更容易导致临床应用的混乱。PA/C模式也有类

41、似特点，从早期的压力限制压力转换发展为现代的压力限制时间转换，需设置的参数有通气压力、吸气压力坡度、呼气压力坡度、吸气时间等。由于上述各种模式皆强制作用于患者的每一次吸气，自主呼吸不发挥或仅发挥较弱的作用，故称为持续指令通气(CMV)；有自主吸气触发时也称为同步持续指令通气(SCMV),主要用于心肺复苏、严重呼吸肌疲劳或呼吸中枢受抑制的患者。在气道阻塞性疾病也常应用，在肺实质疾病，容易导致人机配合不良，故尽可能选择定压型模式，两者皆需注意通气参数的调节，必要时适当应用镇静剂和肌肉松弛剂。控制通气模式也用于呼吸力学参数的精确监测。2 .间歇指令通气(IMV)的出现和演变：与CMV不同，IMV是指

42、呼吸机间断进行指令通气，每两次MV之间允许自主呼吸，此时呼吸机仅提供气源。早期IMV为定容型(VIMV,简称IMV),其后又出现定压型(P-IMV)o同步间歇指令通气(SlMV)实质是IMV与患者吸气触发的同步化，提前出现的自主吸气动作触发呼吸机送气；若无自主呼吸或自主呼吸太弱，在下一个呼吸周期开始时，呼吸机按IMV的设置要求送气。现代呼吸机的IMV和SlMV有相同的含义，即皆有同步功能，故主要用于有一定自主呼吸能力或准备撤机的患者。定容型或定压型IMV的发展、变化规律与CMV相似，参数的设置要求也相似，不赘述。需强调，由于习惯上认为SlMV既能适当改善气体交换，又能锻炼呼吸肌，同步性更好；而

43、忽视或不了解现代SlMV的特点，更容易出现流量形态和大小、送气和屏气时间或吸气压力坡度、呼气压力坡度等设置不当，使SIMV或SIMVPSV达不到预想的设计要求，从而经常成为“最差”的通气模式。3 .自主通气模式的出现和演变：与CMV全部限制或IMV部分限制自主吸气过程不同，自主通气模式的吸气流量、潮气量、吸气时间、呼吸频率由自主呼吸、通气压力和通气阻力共同决定，故具有良好的同步性。其典型代表是PSV,主要用于有一定自主呼吸能力或准备撤机的患者。SIMV和PSV模式常联合应用，其应用范围更广，可用于绝大部分呼吸衰竭的治疗。与传统P-A/C相似,传统PSV的吸气压力形态也为方波，一旦吸气触发，压力

44、和流量皆迅速上升至峰值；其后随着肺泡压力的升高，呼吸机输出压力与肺泡压力的差值降低，吸气流量也相应降低，达一定水平转换为呼气，故流量呈递减波，更符合呼吸生理；但若呼吸较弱时，患者对初始高流量可能不耐受，在人工气道通气患者容易诱发咳嗽，在无创正压通气患者容易导致漏气和胃胀气。若使通气压力逐渐上升至峰值，即给予适当的吸气压力坡度，则吸气流量逐渐上升，患者更舒适；但若压力坡度时间过长，则吸气流量增加过慢，反而导致人机对抗和氧耗量增大。部分呼吸机也有呼气压力坡度，仅适用于阻塞性睡眠呼吸暂停低通气综合征的治疗，但临床上“滥用”的情况也非常多见。PSV的吸呼气转换为流量转换，一般吸气流量降至峰流量的25%

45、时转换为呼气，这在强、快呼吸或深、慢呼吸患者欠合适，故又出现了可调式流量转换。因此与传统PSV模式仅需设置通气压力(公共参数除外)不同，现代PSV模式需设置通气压力、吸气压力坡度、呼气压力坡度、吸呼气转换流量等多个参数，且不同呼吸机设置参数的多少、方式不同，也容易导致临床应用的混乱。二、现代通气模式发展和完善1,21 .定容型和定压型模式的融合：V-AC.V-SIMV的基本特点是潮气量为预设值，气道压力随通气阻力变化，故称为定容型模式。通气阻力显著增大时容易导致峰压和平台压的过度升高；自主呼吸显著增强时则容易导致胸腔负压过大和切变力升高，并发生人机对抗。PA/C、P-SIMV.PSVs双水平气

46、道正压(BIPAP)、适应性支持通气(ASV)的基本特点是压力为预设值，潮气量随通气阻力变化，称为定压型模式。在通气阻力较大的患者容易导致通气不足；反之则容易导致通气过度。为减少或避免上述情况，逐渐出现两类模式的融合，如压力增强(VA)是PSV和VAV的融合，需预设支持压力和目标潮气量。患者首先用PSV送气，流量逐渐下降到一定程度转换为呼气，若转换时的流量仍高于预设值，而潮气量已达到或超过预设值，用PSV模式完成通气；若潮气量尚未达预设值，则由VAV模式按预设流量补充送气，直至达预设潮气量转换为呼气。流量适应容积控制通气，习惯上称为定容型模式+自主气流(autoflow),是指在定容型模式(包

47、括A/C和SlMV模式)的基础上具有流量调节功能，在呼吸机送气的过程中，能感知患者的吸气用力，根据患者需要在一定限度内自动调节气流大小，压力形态为方波,故兼有定压型模式的特点，更适合重度高碳酸血症患者。压力调节容积控制通气(PRVCV)和容积支持通气(VSV)则需首先预设目标潮气量和最高压力上限(部分有下限)，分别用PCV和PSV通气，通过电脑自动测定通气阻力，并自动调节通气压力，用尽可能小的压力获得预设潮气量，故兼有定容型模式的优点。前者可用于各种呼吸衰竭，特别是自主呼吸消失或较弱的患者；后者用于有一定自主呼吸能力的患者，用于撤机过程则更具优势。但定压型或定容型模式在兼有上述优点的同时，也丧

48、失了其本身的一部分特点；参数的调节不仅涉及传统模式的基本参数，也需兼顾新增加的参数，故调节可能更复杂。2 .智能型通气模式：大部分通气模式，如VCV、PSV.BIPAP等,通气参数需操作者根据病情经常调节，称为人为调节型模式。少部分模式，如PRVCV、VSV.ASV等，通气参数由电脑自动调节,直至撤机，称为智能型模式。后者是前者的完善和发展，理论上更适合从上机、治疗到撤机的全过程。在不同病理情况下，患者对潮气量或通气压力的需求是不同的，固定的目标潮气量或压力更容易导致人机不协调，在病情加重、需要控制高压的情况下，容易导致峰压和平台压的过度升高，若该类模式的智能化程度和优点被过度强调，出现问题的

49、机会可能更多。3 .复合型通气模式：早期和现代的VCV、PCV、IMV、PSV等模式和被通气者都有固定的关系，称为单一模式，其适应证相对较狭窄。如VCV适合于自主呼吸消失或非常弱的患者，一旦自主呼吸能力明显恢复，需改用SlMV或PSV等模式。BlPAP和ASV通过调整通气参数，可设计出从PCV至JP-SIMV、PSV(或自主呼吸)等多种模式，故称为复合型或万能通气模式，适合各种病理状态，以及从上机、治疗到撤机的全过程。BIPAP模式有高压、低压两个压力水平,以及相应的高压时间和低压时间。与持续正压通气(CPPV)不同，BIPAP两个水平压力的调节互不影响，即低压增大或降低，高压皆维持不变，但通气压力相应降低或升高，同样其高压时间和低压时