引用本文： 陳宇清, 袁越陽, 張海, 李鋒, 周新. 無創雙水平正壓通氣狀態下呼吸力學特性的測算分析研究. 中國呼吸與危重監護雜志, 2019, 18(6): 537-542. doi: 10.7507/1671-6205.201901070 復制
正壓機械通氣是救治各類危重癥患者的一項重要手段。機械通氣支持應遵循個體化治療原則，而精確測定危重癥患者的呼吸力學參數是實現個體化通氣支持策略的基礎。床旁呼吸力學監測能幫助臨床醫師及時獲取患者的實時呼吸力學特性，有助于調整機械通氣參數和支持水平，避免呼吸機相關肺損傷的發生[1-3]。目前測定接受機械通氣支持患者呼吸力學特性的常用方法均要求患者處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，所測得的呼吸力學參數也更多反映靜態條件下的呼吸力學特性，卻不能真實反映患者存在自主呼吸條件下接受輔助通氣支持時的情況[4]。壓力支持通氣（pressure support ventilation，PSV）是目前臨床最常用的一種通氣模式，在無創正壓通氣（noninvasive positive pressure ventilation，NPPV）中也得到廣泛應用，但其要求患者具有較穩定的自主呼吸[5-6]。如何精確測定無創條件下接受 PSV 支持的患者呼吸力學特性一直是個難題，新型動態測算法技術是近年來推出的一種新方法，是在低流量法基礎上進行改進，以適應動態通氣條件下精確測算患者的呼吸力學參數[7-8]。為此我們通過應用主動模擬肺模擬慢性阻塞性肺疾病（簡稱慢阻肺）患者，評價無創條件下 PSV 不同參數設置對測算呼吸力學參數的影響，現報告如下。
1 材料與方法
1.1 材料
模擬肺使用 ASL5000 主動伺服式肺模擬器（IngMar Medical，Ltd，Pittsburg，PA，美國）。此模擬器是由電腦控制在風箱中活動行程的活塞構成，其系統順應性（system compliance，Crs）、氣道阻力（ airway resistance，Raw）及主動吸氣努力狀況（負壓由呼吸肌產生）均可由使用者通過電腦設置。
呼吸機通過標準一次性波紋狀管路與 ASL5000 主動肺模擬器連接，長度為 2.0 m。呼吸機與肺模擬器之間只連接一根干燥的管路，濕化器和熱濕交換器均被移除。測試均在 2018 年 10 月至 11 月間進行，測試地區平均海拔 3～5 m，室內溫度 15～20 ℃，相對濕度 80%～85%，保持室內無明顯對流。
1.2 方法
1.2.1 慢阻肺模型
一個人型模特的頭用于模擬患者與面罩的連接。一個與口鼻部相通的圓形導管（ID 22 mm）引導經面罩輸送的氣體至肺模擬器，口唇部至肺模擬器的傳送距離為 50 cm（圖 1）。采用無排氣孔的中號口鼻面罩（BestFitTM；Curative Medical Inc，Santa Clara，CA，美國）以附帶的標準綁帶固定于模特頭部，當面罩內壓力為 20 cm H2O（1.96 kPa。1 cm H2O=0.098 kPa）水平時保持泄漏量<2～3 L/min。
圖1
模擬肺與呼吸機連接示意圖
肺模擬器設置為半臥位慢阻肺患者，Crs 為 50 mL/cm H2O，Raw 為 20 cm H2O/（L·s），吸氣阻力（inspiratory resistance，Rinsp）和呼氣阻力（expiratory resistance，Rexp）相等。吸氣時間為 1.60 s，最大吸氣壓力下降為–5 cm H2O，出現自主吸氣動作后 300 ms 產生的壓力下降為–3.6 cm H2O，呼吸頻率為 15 次/min[9]。
1.2.2 呼吸機參數設置
測試機為 V60 雙水平正壓呼吸機（Philips Respironics；Murrysville，PA，美國），通氣模式設置為自主/時間控制（Spont/Time，S/T）模式，吸氣相正壓（inspiratory positive airway pressure，IPAP）分別為 10、15、20、25 和 30 cm H2O，呼氣末正壓（positive end-expiratory pressure，PEEP）為 5 cm H2O［壓力支持（pressure support，PS）水平為 IPAP–PEEP］。后備通氣頻率（back-up rate）為 10 次/min，最大吸氣時間（TI max）為 2.0 s，吸氣壓力上升時間（rise time）設定為 100 ms。潮氣量（tidal volume，VT）報警高限為 1 000 mL，氣道壓力報警高限為 40 cm H2O。V60 呼吸機采用自動調控吸氣觸發敏感度和吸氣終止標準。氧濃度（FiO2）為 0.21。
1.2.3 泄漏氣體量
在氣道壓為 20 cm H2O 時，BestFitTM 口鼻面罩連接 1 個平臺呼氣后可提供 24～28 L/min 的泄漏量。
1.2.4 監測參數
（1）呼吸頻率（respiratory rate，RR）：呼吸機每分鐘提供的實際通氣次數；（2）VT：肺模擬器監測的吸入 VT；（3）吸氣時間：呼吸機同步通氣至呼氣開始的時間；（4）吸氣觸發延遲時間（inspiration trigger delay time，Tdelay）：肺模擬器開始吸氣至呼吸機提供按需氣流所需的時間；（5）吸呼切換延遲時間（cycling delay time，Cdelay）：肺模擬器開始呼氣至呼吸機終止吸氣所需的時間；（6）吸氣峰流量和呼氣峰流量（peak inspiratory flow，PIF/peak expiratory flow，PEF）：呼吸機提供通氣時的最大吸氣流量和呼氣流量值；（7）最大吸氣壓力（peak inspiratory pressure，PIP）：吸氣平臺階段的氣道壓力峰值；（8）吸氣切換流量（inspiration cycling-off flow，Flowcy）：呼吸機觸發同步通氣時的流量和吸氣終止切換為呼氣時的流量；（9）吸氣達峰壓力和容積（pressure and tidal volume to achieve PIF，PPIF 和 VPIF）：吸氣階段達到 PIF 時的氣道壓力和容積值；（10）呼氣達峰壓力和容積（pressure and tidal volume to achieve PEF，PPEF 和 VPEF）：呼氣階段達到 PEF 時的氣道壓力和容積值；（11）吸氣觸發做功（WOBtrig）；（12）呼吸功（WOBinsp 和 WOBtotal）：吸氣做功與呼吸機總做功[10]。圖 2 展示了 PSV 模式時的通氣波形。
圖2
PSV模式時的通氣波形
1.2.5 數據收集與分析
測試前按照原廠操作手冊中校驗程序，進行呼吸機輸出壓力/流量校驗。獲得基線水平的數據后，將肺模擬器設置為慢阻肺患者，不同通氣參數被陸續加入系統中。每一次通氣參數改變后，都至少等待 5 min 以保證呼吸機與模擬器同步。如果呼吸機無法同步供氣，即判定為該呼吸機不能適應此項通氣參數設置，并將之記錄下來。在所有測試中，連續自動觸發或觸發失敗被判定為吸氣同步性能不良。呼吸機運行穩定后，每間隔 1 min 收集 1 次有代表性的通氣，共 10 次。根據下列公式計算呼吸力學特性參數[11]。
Crs：Crs=VT/（PIP–PEEP）
吸氣相克服系統彈性阻力的壓力：PErs insp=（VT–VPIF）/Crs
Rinsp：Rinsp=［PPIF–（PIP–PErs insp）］/PIF
呼氣相克服系統彈性阻力的壓力：PErs exp=（VT–VPEF）/Crs
Rexp：Rexp=［PPEF–（PIP–PErs exp）］/PEF
吸呼切換流量比（inspiration cycling criterion，CC）：CC（%）=100×（Flowcy /PIF）
1.3 統計學方法
采用 SPSS 19.0 統計軟件包。計量資料以均數±標準差（
±s）表示。采用隨機區組方差分析（ANOVA），并行配對 t 檢驗，P<0.01 為差異有統計學意義。
2 結果
2.1 不同 PS 水平對通氣參數的影響
PS 為 5 cm H2O（簡稱 PS5，下同）時，呼吸機所輸出 VT 過低（≤300 mL）；PS 從 5 增高至 10 和 20 cm H2O 時，VT 分別為（281.45±4.26）、（456.81±1.91）和（747.45±3.22）mL，增幅均為 60% 左右。當 PS 增至 25 cm H2O 時，VT 超過 1 200 mL，并出現明顯的人機不同步現象（圖 3）。
圖3
PS 為 25 cm H2O 時的通氣波形
隨著 PS 水平的增高，PS20 時的 PIF 和 PEF 是 PS5 時的 2 倍余；CC 也逐漸增高，PS5 時為 15% 左右，PS10 和 PS15 時約為 20%，PS20 時則接近 25%；但 TI、TE 和 T90insp、T90exp 卻變化不大（表 1）。
表1
慢阻肺模型時不同 PS 水平下通氣參數比較（
）
2.2 不同 PS 水平對人機同步和呼吸做功的影響
隨著 PS 水平的增高，Tdelay 始終維持在 200 ms 左右，差異無統計學意義（P>0.05）。吸呼切換則相反，PS5-15 時均觀察到輕度的過早切換現象，維持在 200～50 ms，PS20 時則呈現輕度延遲切換，Cdelay 為（33.60±15.91）ms，與 PS10 時比較存在顯著差異（P<0.05）（表 2）。隨著 PS 水平的增高，PTPtrig 逐漸降低，WOBinsp 和 WOBtot 則逐漸增高，但 WOBinsp/tot 逐漸降低。
表2
慢阻肺模型時不同 PS 水平對人機同步、呼吸做功及呼吸力學參數測定的影響比較（
）
2.3 不同 PS 水平對呼吸力學參數測算的影響
低水平 PS（5～10 cm H2O）時 Crs 的測算值分別為（55.97±1.21）和（46.19±1.57）mL/cm H2O，與模擬肺的設置值（50 mL/cm H2O）接近；隨著 PS 水平的增高，Crs 的測算值逐漸降低，其差異有統計學意義（P<0.01）（表 2）。Raw 的測算結果卻相反，低水平 PS 通氣（5 cm H2O）時，Rinsp 和 Rexp 的測算值均明顯低于模擬肺設置值，但 Rinsp 和 Rexp 相差不明顯；隨著 PS 水平增高，Raw 的測算值也逐漸增高，其中 Rexp 顯著高于 Rinsp；PS≥15 cm H2O 后，Rexp 測算值接近模擬肺設置值 20 cm H2O/（L·s）（表 2）。
3 討論
正壓機械通氣時，呼吸機的輸出氣流須克服患者的呼吸系統阻力，根據阻力的物理性質不同，呼吸阻力可分為彈性阻力和非彈性阻力，其中彈性阻力在臨床應用中多以其倒數的形式，即 Crs 來表示，非彈性阻力包括 Raw﹑慣性阻力（Rin）﹑重力（Rgr）和肺組織與胸廓的變形阻力（Rdis）。多數情況下 Raw 是非彈性阻力最主要的組成部分。Crs 又分為靜態順應性（Cst）和動態順應性（Cdyn），前者是在呼吸周期內阻斷氣流時所測得的順應性；后者則是在未阻斷氣流時的測定值。由于未阻斷呼吸氣流，Cdyn 受到 Raw 的影響。通過描記靜態壓力–容積曲線發現，不同肺容積狀態時 Cst 并不一致，高肺容積時 Cst 反而降低，一般認為功能殘氣量位+0.5 L 的肺容積改變時所測的 Cst 能真實反映系統彈性阻力情況，此時壓力–容積曲線也呈線性形態[4]。Raw 則與氣體流量、氣體流動方式、氣體本身的性質及氣道的半徑和長度有關，其中氣體在氣道內流動的方式有二種：層流和湍流，在大氣道或氣道中央部分，氣體多以層流方式流動，而在支氣管分嵴處和外周小氣道，湍流的成分居多。研究顯示湍流時的黏性阻力比層流時高出約 40%，氣道嚴重狹窄、分泌物堵塞、氣道黏膜充血水腫都可導致湍流比例增高[12-13]。
慢阻肺的最重要特征是不完全可逆的呼出氣流受限，肺功能測試顯示為阻塞性通氣功能障礙。同時慢阻肺患者普遍存在營養不良也加重膈肌功能障礙，導致膈肌收縮效能下降，可合并出現限制性通氣功能障礙。羅祖金等[14]在應用比例輔助通氣治療慢阻肺急性加重期患者時發現 28 例入選患者的 Raw 為（16.7 ±7.1）cm H2O/（L·s），Cdyn 為（27.7±12.7）mL/cm H2O；陳志遠等[15]對 20 例擬行腹腔鏡外科手術的老年慢阻肺患者（>60 歲）在接受靜脈麻醉和氣管插管/正壓通氣（VT=10 mL/kg）后，測得 Raw 為（14.0±2.1）cm H2O/（L·s），Cdyn 為（35±10）mL/cm H2O。還有研究顯示高齡慢阻肺患者在接受氣管插管后 Raw 可高達 25 cm H2O/（L·s），Cdyn 則維持在 3 040 mL/cm H2O[16]。在本研究中，我們將 ASL5000 模擬肺設置為半臥位慢阻肺患者，Crs 為 50 mL/cm H2O（線性模式）；Raw 為 20 cm H2O/（L·s），且為層流+湍流的混合模式。
大注射器法和低流量阻斷法都是目前經典的呼吸力學監測方法，但要求測定過程中患者須處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，對設備也有一定的要求；更重要的是所測得的參數值更多反映的是在靜態或者準靜態條件下的呼吸力學特性，無法真實反映自主呼吸參與時的動態力學特性，尤其是無法適用于存在持續可變漏氣的 NPPV 狀態。最小二乘方（least squares fitting，LSF）法是一種較新型的呼吸力學連續監測技術，具有較好的適應性和抗干擾性，也適用于測定自主呼吸狀態下的呼吸力學參數。Volta 等[17]發現應用 LSF 法測定存在呼氣流量受限的慢阻肺患者時，測算準確性降低，且較適合評估吸氣相呼吸力學參數。在 PSV 支持時，由于存在自主呼吸努力，LSF 技術測定會出現對 Raw 的低估和對 Crs 的高估，測算誤差與患者吸氣努力呈正比[18-19]。動態測算法是近年來新推出的一種新型呼吸力學測算技術方案，是在經典低流量法測算技術方案上加以改進，適合存在自主呼吸、不阻斷呼吸氣流狀態下動態持續監測患者的呼吸力學特性[20-21]。在本研究中，我們通過應用新型動態測算法測定慢阻肺模型在接受 PSV 支持期間的呼吸力學參數，結果發現不同 PS 水平會對 Crs 和 Raw 的測算結果造成不同的影響，單一 PS 水平很難精確測算出患者的呼吸力學特性。低水平 PS 通氣時呼吸機的供氣流量較小，多以層流方式通過氣道，此時黏性阻力的影響較小，有利于測算 Crs；而在高水平 PS 通氣時，高速氣流快速通過氣道，湍流因素明顯增多，此時 Crs 的測算值更近似于 Cdyn，但卻有利于 Raw 的測算。因此通過不同水平 PS 通氣組合，才能得到較理想的呼吸力學參數測算結果。
本研究選用 Respironics V60 呼吸機，其核心是內置數字化自動追蹤靈敏度（auto-trak）技術，auto-trak 技術的核心原理是采用模擬流量切換方式，呼吸機輸出較實際供氣流量低 15 L/min 并延遲 300 ms 的模擬流量；當患者實際呼吸流量波形與模擬流量交匯時，呼吸機實施吸呼切換[22]。同時 auto-trak 技術還備有容量切換和流量反轉切換機制，在先前多項模型試驗和臨床研究中，采用 auto-trak 技術的呼吸機具有良好的人機同步性表現[23-24]。在本研究中，我們將模擬肺設置為高氣道阻力狀態，結果發現隨著 PS 水平的增高，Tdelay 也略有增加，但仍控制在 200 ms 左右（P>0.05）。然而在吸呼切換時，中低水平 PS 通氣（< 20 cm H2O）時總是存在輕度過早切換，即使 CC 降至 15% 左右仍未改善；高水平 PS 通氣時，由于高吸氣流量和大 VT，auto-trak 技術自動調整 CC 至 25%，此時過早切換也消失并轉為輕微延遲切換，Cdelay 僅為（33.60±15.91）ms，從而達到較理想的人機同步性。
保留和扶持自主呼吸是 NPPV 的一個重要目標，PSV 也是目前臨床上最常應用的輔助通氣模式之一，尤其適用于自主呼吸較微弱、呼吸肌嚴重疲勞的慢阻肺患者。在 NPPV 狀態下精確測算患者的呼吸力學特性，有助于發現病情變化和指導呼吸機的合理應用。新型動態測算法技術可在不阻斷患者自主呼吸、存在持續氣體泄漏的條件下，連續測算每一次呼吸的力學特性參數（Crs 和 Raw）變化；通過觀察不同 PS 水平下的測算，能精確獲取患者的呼吸力學特性，從而有助于合理調整機械通氣參數，有利于減輕患者自主呼吸做功，保持較佳的人機同步性，提高治療成功率。
利益沖突：本研究不涉及任何利益沖突。
正壓機械通氣是救治各類危重癥患者的一項重要手段。機械通氣支持應遵循個體化治療原則，而精確測定危重癥患者的呼吸力學參數是實現個體化通氣支持策略的基礎。床旁呼吸力學監測能幫助臨床醫師及時獲取患者的實時呼吸力學特性，有助于調整機械通氣參數和支持水平，避免呼吸機相關肺損傷的發生[1-3]。目前測定接受機械通氣支持患者呼吸力學特性的常用方法均要求患者處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，所測得的呼吸力學參數也更多反映靜態條件下的呼吸力學特性，卻不能真實反映患者存在自主呼吸條件下接受輔助通氣支持時的情況[4]。壓力支持通氣（pressure support ventilation，PSV）是目前臨床最常用的一種通氣模式，在無創正壓通氣（noninvasive positive pressure ventilation，NPPV）中也得到廣泛應用，但其要求患者具有較穩定的自主呼吸[5-6]。如何精確測定無創條件下接受 PSV 支持的患者呼吸力學特性一直是個難題，新型動態測算法技術是近年來推出的一種新方法，是在低流量法基礎上進行改進，以適應動態通氣條件下精確測算患者的呼吸力學參數[7-8]。為此我們通過應用主動模擬肺模擬慢性阻塞性肺疾病（簡稱慢阻肺）患者，評價無創條件下 PSV 不同參數設置對測算呼吸力學參數的影響，現報告如下。
1 材料與方法
1.1 材料
模擬肺使用 ASL5000 主動伺服式肺模擬器（IngMar Medical，Ltd，Pittsburg，PA，美國）。此模擬器是由電腦控制在風箱中活動行程的活塞構成，其系統順應性（system compliance，Crs）、氣道阻力（ airway resistance，Raw）及主動吸氣努力狀況（負壓由呼吸肌產生）均可由使用者通過電腦設置。
呼吸機通過標準一次性波紋狀管路與 ASL5000 主動肺模擬器連接，長度為 2.0 m。呼吸機與肺模擬器之間只連接一根干燥的管路，濕化器和熱濕交換器均被移除。測試均在 2018 年 10 月至 11 月間進行，測試地區平均海拔 3～5 m，室內溫度 15～20 ℃，相對濕度 80%～85%，保持室內無明顯對流。
1.2 方法
1.2.1 慢阻肺模型
一個人型模特的頭用于模擬患者與面罩的連接。一個與口鼻部相通的圓形導管（ID 22 mm）引導經面罩輸送的氣體至肺模擬器，口唇部至肺模擬器的傳送距離為 50 cm（圖 1）。采用無排氣孔的中號口鼻面罩（BestFitTM；Curative Medical Inc，Santa Clara，CA，美國）以附帶的標準綁帶固定于模特頭部，當面罩內壓力為 20 cm H2O（1.96 kPa。1 cm H2O=0.098 kPa）水平時保持泄漏量<2～3 L/min。
圖1
模擬肺與呼吸機連接示意圖
肺模擬器設置為半臥位慢阻肺患者，Crs 為 50 mL/cm H2O，Raw 為 20 cm H2O/（L·s），吸氣阻力（inspiratory resistance，Rinsp）和呼氣阻力（expiratory resistance，Rexp）相等。吸氣時間為 1.60 s，最大吸氣壓力下降為–5 cm H2O，出現自主吸氣動作后 300 ms 產生的壓力下降為–3.6 cm H2O，呼吸頻率為 15 次/min[9]。
1.2.2 呼吸機參數設置
測試機為 V60 雙水平正壓呼吸機（Philips Respironics；Murrysville，PA，美國），通氣模式設置為自主/時間控制（Spont/Time，S/T）模式，吸氣相正壓（inspiratory positive airway pressure，IPAP）分別為 10、15、20、25 和 30 cm H2O，呼氣末正壓（positive end-expiratory pressure，PEEP）為 5 cm H2O［壓力支持（pressure support，PS）水平為 IPAP–PEEP］。后備通氣頻率（back-up rate）為 10 次/min，最大吸氣時間（TI max）為 2.0 s，吸氣壓力上升時間（rise time）設定為 100 ms。潮氣量（tidal volume，VT）報警高限為 1 000 mL，氣道壓力報警高限為 40 cm H2O。V60 呼吸機采用自動調控吸氣觸發敏感度和吸氣終止標準。氧濃度（FiO2）為 0.21。
1.2.3 泄漏氣體量
在氣道壓為 20 cm H2O 時，BestFitTM 口鼻面罩連接 1 個平臺呼氣后可提供 24～28 L/min 的泄漏量。
1.2.4 監測參數
（1）呼吸頻率（respiratory rate，RR）：呼吸機每分鐘提供的實際通氣次數；（2）VT：肺模擬器監測的吸入 VT；（3）吸氣時間：呼吸機同步通氣至呼氣開始的時間；（4）吸氣觸發延遲時間（inspiration trigger delay time，Tdelay）：肺模擬器開始吸氣至呼吸機提供按需氣流所需的時間；（5）吸呼切換延遲時間（cycling delay time，Cdelay）：肺模擬器開始呼氣至呼吸機終止吸氣所需的時間；（6）吸氣峰流量和呼氣峰流量（peak inspiratory flow，PIF/peak expiratory flow，PEF）：呼吸機提供通氣時的最大吸氣流量和呼氣流量值；（7）最大吸氣壓力（peak inspiratory pressure，PIP）：吸氣平臺階段的氣道壓力峰值；（8）吸氣切換流量（inspiration cycling-off flow，Flowcy）：呼吸機觸發同步通氣時的流量和吸氣終止切換為呼氣時的流量；（9）吸氣達峰壓力和容積（pressure and tidal volume to achieve PIF，PPIF 和 VPIF）：吸氣階段達到 PIF 時的氣道壓力和容積值；（10）呼氣達峰壓力和容積（pressure and tidal volume to achieve PEF，PPEF 和 VPEF）：呼氣階段達到 PEF 時的氣道壓力和容積值；（11）吸氣觸發做功（WOBtrig）；（12）呼吸功（WOBinsp 和 WOBtotal）：吸氣做功與呼吸機總做功[10]。圖 2 展示了 PSV 模式時的通氣波形。
圖2
PSV模式時的通氣波形
1.2.5 數據收集與分析
測試前按照原廠操作手冊中校驗程序，進行呼吸機輸出壓力/流量校驗。獲得基線水平的數據后，將肺模擬器設置為慢阻肺患者，不同通氣參數被陸續加入系統中。每一次通氣參數改變后，都至少等待 5 min 以保證呼吸機與模擬器同步。如果呼吸機無法同步供氣，即判定為該呼吸機不能適應此項通氣參數設置，并將之記錄下來。在所有測試中，連續自動觸發或觸發失敗被判定為吸氣同步性能不良。呼吸機運行穩定后，每間隔 1 min 收集 1 次有代表性的通氣，共 10 次。根據下列公式計算呼吸力學特性參數[11]。
Crs：Crs=VT/（PIP–PEEP）
吸氣相克服系統彈性阻力的壓力：PErs insp=（VT–VPIF）/Crs
Rinsp：Rinsp=［PPIF–（PIP–PErs insp）］/PIF
呼氣相克服系統彈性阻力的壓力：PErs exp=（VT–VPEF）/Crs
Rexp：Rexp=［PPEF–（PIP–PErs exp）］/PEF
吸呼切換流量比（inspiration cycling criterion，CC）：CC（%）=100×（Flowcy /PIF）
1.3 統計學方法
采用 SPSS 19.0 統計軟件包。計量資料以均數±標準差（±s）表示。采用隨機區組方差分析（ANOVA），并行配對 t 檢驗，P<0.01 為差異有統計學意義。
2 結果
2.1 不同 PS 水平對通氣參數的影響
PS 為 5 cm H2O（簡稱 PS5，下同）時，呼吸機所輸出 VT 過低（≤300 mL）；PS 從 5 增高至 10 和 20 cm H2O 時，VT 分別為（281.45±4.26）、（456.81±1.91）和（747.45±3.22）mL，增幅均為 60% 左右。當 PS 增至 25 cm H2O 時，VT 超過 1 200 mL，并出現明顯的人機不同步現象（圖 3）。
圖3
PS 為 25 cm H2O 時的通氣波形
隨著 PS 水平的增高，PS20 時的 PIF 和 PEF 是 PS5 時的 2 倍余；CC 也逐漸增高，PS5 時為 15% 左右，PS10 和 PS15 時約為 20%，PS20 時則接近 25%；但 TI、TE 和 T90insp、T90exp 卻變化不大（表 1）。
表1
慢阻肺模型時不同 PS 水平下通氣參數比較（）
2.2 不同 PS 水平對人機同步和呼吸做功的影響
隨著 PS 水平的增高，Tdelay 始終維持在 200 ms 左右，差異無統計學意義（P>0.05）。吸呼切換則相反，PS5-15 時均觀察到輕度的過早切換現象，維持在 200～50 ms，PS20 時則呈現輕度延遲切換，Cdelay 為（33.60±15.91）ms，與 PS10 時比較存在顯著差異（P<0.05）（表 2）。隨著 PS 水平的增高，PTPtrig 逐漸降低，WOBinsp 和 WOBtot 則逐漸增高，但 WOBinsp/tot 逐漸降低。
表2
慢阻肺模型時不同 PS 水平對人機同步、呼吸做功及呼吸力學參數測定的影響比較（）
2.3 不同 PS 水平對呼吸力學參數測算的影響
低水平 PS（5～10 cm H2O）時 Crs 的測算值分別為（55.97±1.21）和（46.19±1.57）mL/cm H2O，與模擬肺的設置值（50 mL/cm H2O）接近；隨著 PS 水平的增高，Crs 的測算值逐漸降低，其差異有統計學意義（P<0.01）（表 2）。Raw 的測算結果卻相反，低水平 PS 通氣（5 cm H2O）時，Rinsp 和 Rexp 的測算值均明顯低于模擬肺設置值，但 Rinsp 和 Rexp 相差不明顯；隨著 PS 水平增高，Raw 的測算值也逐漸增高，其中 Rexp 顯著高于 Rinsp；PS≥15 cm H2O 后，Rexp 測算值接近模擬肺設置值 20 cm H2O/（L·s）（表 2）。
3 討論
正壓機械通氣時，呼吸機的輸出氣流須克服患者的呼吸系統阻力，根據阻力的物理性質不同，呼吸阻力可分為彈性阻力和非彈性阻力，其中彈性阻力在臨床應用中多以其倒數的形式，即 Crs 來表示，非彈性阻力包括 Raw﹑慣性阻力（Rin）﹑重力（Rgr）和肺組織與胸廓的變形阻力（Rdis）。多數情況下 Raw 是非彈性阻力最主要的組成部分。Crs 又分為靜態順應性（Cst）和動態順應性（Cdyn），前者是在呼吸周期內阻斷氣流時所測得的順應性；后者則是在未阻斷氣流時的測定值。由于未阻斷呼吸氣流，Cdyn 受到 Raw 的影響。通過描記靜態壓力–容積曲線發現，不同肺容積狀態時 Cst 并不一致，高肺容積時 Cst 反而降低，一般認為功能殘氣量位+0.5 L 的肺容積改變時所測的 Cst 能真實反映系統彈性阻力情況，此時壓力–容積曲線也呈線性形態[4]。Raw 則與氣體流量、氣體流動方式、氣體本身的性質及氣道的半徑和長度有關，其中氣體在氣道內流動的方式有二種：層流和湍流，在大氣道或氣道中央部分，氣體多以層流方式流動，而在支氣管分嵴處和外周小氣道，湍流的成分居多。研究顯示湍流時的黏性阻力比層流時高出約 40%，氣道嚴重狹窄、分泌物堵塞、氣道黏膜充血水腫都可導致湍流比例增高[12-13]。
慢阻肺的最重要特征是不完全可逆的呼出氣流受限，肺功能測試顯示為阻塞性通氣功能障礙。同時慢阻肺患者普遍存在營養不良也加重膈肌功能障礙，導致膈肌收縮效能下降，可合并出現限制性通氣功能障礙。羅祖金等[14]在應用比例輔助通氣治療慢阻肺急性加重期患者時發現 28 例入選患者的 Raw 為（16.7 ±7.1）cm H2O/（L·s），Cdyn 為（27.7±12.7）mL/cm H2O；陳志遠等[15]對 20 例擬行腹腔鏡外科手術的老年慢阻肺患者（>60 歲）在接受靜脈麻醉和氣管插管/正壓通氣（VT=10 mL/kg）后，測得 Raw 為（14.0±2.1）cm H2O/（L·s），Cdyn 為（35±10）mL/cm H2O。還有研究顯示高齡慢阻肺患者在接受氣管插管后 Raw 可高達 25 cm H2O/（L·s），Cdyn 則維持在 3 040 mL/cm H2O[16]。在本研究中，我們將 ASL5000 模擬肺設置為半臥位慢阻肺患者，Crs 為 50 mL/cm H2O（線性模式）；Raw 為 20 cm H2O/（L·s），且為層流+湍流的混合模式。
大注射器法和低流量阻斷法都是目前經典的呼吸力學監測方法，但要求測定過程中患者須處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，對設備也有一定的要求；更重要的是所測得的參數值更多反映的是在靜態或者準靜態條件下的呼吸力學特性，無法真實反映自主呼吸參與時的動態力學特性，尤其是無法適用于存在持續可變漏氣的 NPPV 狀態。最小二乘方（least squares fitting，LSF）法是一種較新型的呼吸力學連續監測技術，具有較好的適應性和抗干擾性，也適用于測定自主呼吸狀態下的呼吸力學參數。Volta 等[17]發現應用 LSF 法測定存在呼氣流量受限的慢阻肺患者時，測算準確性降低，且較適合評估吸氣相呼吸力學參數。在 PSV 支持時，由于存在自主呼吸努力，LSF 技術測定會出現對 Raw 的低估和對 Crs 的高估，測算誤差與患者吸氣努力呈正比[18-19]。動態測算法是近年來新推出的一種新型呼吸力學測算技術方案，是在經典低流量法測算技術方案上加以改進，適合存在自主呼吸、不阻斷呼吸氣流狀態下動態持續監測患者的呼吸力學特性[20-21]。在本研究中，我們通過應用新型動態測算法測定慢阻肺模型在接受 PSV 支持期間的呼吸力學參數，結果發現不同 PS 水平會對 Crs 和 Raw 的測算結果造成不同的影響，單一 PS 水平很難精確測算出患者的呼吸力學特性。低水平 PS 通氣時呼吸機的供氣流量較小，多以層流方式通過氣道，此時黏性阻力的影響較小，有利于測算 Crs；而在高水平 PS 通氣時，高速氣流快速通過氣道，湍流因素明顯增多，此時 Crs 的測算值更近似于 Cdyn，但卻有利于 Raw 的測算。因此通過不同水平 PS 通氣組合，才能得到較理想的呼吸力學參數測算結果。
本研究選用 Respironics V60 呼吸機，其核心是內置數字化自動追蹤靈敏度（auto-trak）技術，auto-trak 技術的核心原理是采用模擬流量切換方式，呼吸機輸出較實際供氣流量低 15 L/min 并延遲 300 ms 的模擬流量；當患者實際呼吸流量波形與模擬流量交匯時，呼吸機實施吸呼切換[22]。同時 auto-trak 技術還備有容量切換和流量反轉切換機制，在先前多項模型試驗和臨床研究中，采用 auto-trak 技術的呼吸機具有良好的人機同步性表現[23-24]。在本研究中，我們將模擬肺設置為高氣道阻力狀態，結果發現隨著 PS 水平的增高，Tdelay 也略有增加，但仍控制在 200 ms 左右（P>0.05）。然而在吸呼切換時，中低水平 PS 通氣（< 20 cm H2O）時總是存在輕度過早切換，即使 CC 降至 15% 左右仍未改善；高水平 PS 通氣時，由于高吸氣流量和大 VT，auto-trak 技術自動調整 CC 至 25%，此時過早切換也消失并轉為輕微延遲切換，Cdelay 僅為（33.60±15.91）ms，從而達到較理想的人機同步性。
保留和扶持自主呼吸是 NPPV 的一個重要目標，PSV 也是目前臨床上最常應用的輔助通氣模式之一，尤其適用于自主呼吸較微弱、呼吸肌嚴重疲勞的慢阻肺患者。在 NPPV 狀態下精確測算患者的呼吸力學特性，有助于發現病情變化和指導呼吸機的合理應用。新型動態測算法技術可在不阻斷患者自主呼吸、存在持續氣體泄漏的條件下，連續測算每一次呼吸的力學特性參數（Crs 和 Raw）變化；通過觀察不同 PS 水平下的測算，能精確獲取患者的呼吸力學特性，從而有助于合理調整機械通氣參數，有利于減輕患者自主呼吸做功，保持較佳的人機同步性，提高治療成功率。
利益沖突：本研究不涉及任何利益沖突。
