引用本文： 陳宇清, 袁越陽, 張海, 李鋒, 李興旺. 無創正壓通氣時不同吸氣努力對呼吸力學參數測算的影響. 中國呼吸與危重監護雜志, 2021, 20(10): 715-720. doi: 10.7507/1671-6205.202104021 復制
床旁呼吸力學持續監測不僅有助于臨床醫師評估呼吸衰竭患者的病情嚴重程度，對調整機械通氣參數也有重要指導意義。經典測算方案如阻斷法要求呼吸機輸出恒定低吸氣流量，在吸氣末和（或）呼氣末實施較長時間（2～5 s）阻斷，患者須處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，因而不適合接受輔助通氣支持的撤機患者連續、實時監測的臨床需求[1-3]。無創正壓通氣（NPPV）是目前救治呼吸衰竭的一種常用手段，與有創機械通氣中常用的控制型通氣模式不同，NPPV支持期間須保留患者的自主呼吸，通過提供適宜的通氣支持并減少呼吸肌做功[4-7]。NPPV時患者過強的吸氣努力或過度支持可導致跨肺壓增高，并增加呼吸機相關肺損傷的風險[8-9]。動態信號分析法是近年來推出的一種技術方案，是在阻斷法基礎上加以改進，以適應動態通氣條件下測算呼吸力學參數[10-11]。為此我們通過應用主動模擬肺模擬健康成年人、慢性阻塞性肺疾病（簡稱慢阻肺）和急性呼吸窘迫綜合征（ARDS）患者，觀察不同吸氣壓力（Pmus）對動態信號分析法測算精度的影響。
1 材料與方法
1.1 機械模擬肺
選用ASL5000主動伺服式肺模擬器（IngMar Medical，Ltd，Pittsburg，PA，美國），其系統順應性（Crs）、氣道阻力（Raw）及主動吸氣努力狀況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（長度為1.8 m）與ASL5000主動肺模擬器連接。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。所有測試均在2020年5至6月間進行，測試地區平均海拔3～5 m，室內溫度20～25℃，相對濕度80%～85%，保持室內無明顯對流。
1.2 呼吸力學模型
一個玻璃鋼制頭型模道具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。采用無排氣孔的中號口鼻面罩（BestFitTM；Curative Medical Inc，Santa Clara，美國）以附帶的標準綁帶固定于模特頭部，當面罩內壓力為1.96 kPa（20 cm H2O）水平時保持泄漏量2～3 L/min[12]。
ASL5000肺模擬器設置為體重65～70 kg的半臥位健康成年人、慢阻肺及ARDS患者，Crs為25.0（ARDS）和50.0 mL/cm H2O（健康成年人和慢阻肺），Raw為5.0（健康成年人）、10.0（ARDS）和20.0 cm H2O·L–1·s–1（慢阻肺），吸氣阻力（Rinsp）和呼氣阻力（Rexp）相等。呼吸頻率為15次/min，吸氣時間為1.6 s，Pmus為0、5.0、10.0和15.0 cm H2O，保持Pmus為5.0 cm H2O時自主吸氣動作出現后300 ms產生的壓力降至3.6 cm H2O[13-14]。
1.3 呼吸機參數設置
選用V60雙水平正壓呼吸機（Philip Respironics; Murrysville，PA，美國），通氣模式設置為自主/時間控制（S/T）模式，調整吸氣相正壓（IPAP）保證呼吸機輸出潮氣量（VT）為7.0 mL/kg，呼氣末正壓（PEEP）為0.49 kPa（5.0 cm H2O）［壓力支持（PS）水平為IPAP–PEEP］。后備通氣頻率為10次/min，最大吸氣時間為2.0 s，Pmus上升時間設定為100 ms。VT報警高限為1000 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。吸入氧濃度（FiO2）為0.21。
1.4 泄漏氣體量
在氣道壓為1.96 kPa（20 cm H2O）時，BestFitTM口鼻面罩連接1個平臺呼氣閥后可提供25～28 L/min的泄漏量。
1.5 監測和測算參數
（1）吸入潮氣量（VTI）：呼吸機監測的輸出潮氣量；（2）呼出潮氣量（VTE）：肺模擬器監測的呼出潮氣量；（3）吸氣末壓（EIP）：吸氣階段末的氣道壓力值；（4）吸氣峰流量（PIF）和吸氣觸發流量（Flowtrig）；（5）呼氣峰流量（PEF）[11]。
1.6 數據收集與分析
測試前肺模擬器與呼吸機均按照原廠操作手冊中校驗程序，進行容積、流量和壓力校驗。獲得基線水平的數據后，隨后將肺模擬器與V60呼吸機以面罩通氣方式連接，并將肺模擬器分別設置為健康成年人、慢阻肺和ARDS患者，不同Pmus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。若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8次。根據下列公式計算呼吸力學特性參數。
驅動壓（DP）計算方程：DP=EIP–PEEP
系統順應性（Crs）計算方程：Crst=VTE/DP
吸氣相克服系統彈性阻力（Ers）的壓力（PErs insp）計算方程：PErs insp=（VTE–VPIF）/Crs）
吸氣阻力（Rinsp）計算方程：Rinsp=［PPIF–（EIP–PErs insp）］/（PIF–Flowtrig）
呼氣相克服系統彈性阻力的壓力（PErs exp）計算方程：PErs exp=（VTE–VPEF）/Crs
呼氣阻力（Rexp）計算方程：Rexp=［PPEF–（EIP–PErs exp）］/PEF
1.7 統計學方法
采用SPSS 19.0統計軟件（SPSS 19.0 for windows，Chicago，美國）。呈正態分布的計量資料以均數±標準差（
±s）表示。采用單因素方差分析（ANOVA）；呼氣流量各參數行配對t檢驗。P<0.01為差異有統計學意義。
2 結果
2.1 不同Pmus水平對NPPV通氣參數的影響
機械模擬肺設置為慢阻肺和ARDS患者時，不同Pmus水平下VTI穩定在450～490 mL，VTE略低于VTI；隨著Pmus水平增大，PIF和PEF逐漸增高（P<0.01）。相同VT通氣時，不同Pmus水平時慢阻肺和ARDS模型的DP均顯著高于健康成年人模型，Pmus 超過10.0 cm H2O時，健康成年人模型的DP降至1.0 cm H2O左右（表1）。
表1
不同Pmus對三種肺力學模型NPPV通氣參數的影響（
）
2.2 不同Pmus水平對呼吸力學參數測算的影響
Pmus=0 cm H2O時，三種肺力學模型的Crs測算值均低于預設值，其中慢阻肺模型的Crs測算值較預設值顯著降低（P<0.01）。三種肺力學模型的Rinsp和Rexp測算值與預設值的誤差均≤10%。結果見圖1、圖2和表2。
圖1
三種肺力學模型不同Pmus水平對Crs、Rinsp和Rexp測算的影響
a. Crs；b. Rinsp；c. Rexp。
圖2
不同Pmus水平對Crs、Rinsp和Rexp測算誤差的影響
a. Crs；b. Rinsp；c. Rexp。
表2
不同Pmus對三種肺力學模型呼吸力學特性測算的影響（
）
Crs測算值隨著Pmus水平增加而逐漸增大，Pmus為5.0 cm H2O時慢阻肺和ARDS模型的Crs測算值誤差<10%，健康成年人模型的Crs測算值顯著增高，達到100 mL/cm H2O；Pmus為15.0 cm H2O時慢阻肺模型的Crs測算值也超過100 mL/cm H2O（P<0.01）。隨著Pmus水平增加，Rinsp和Rexp測算值逐漸降低，Pmus為5.0 cm H2O時三種肺力學模型的Rexp測算誤差≤10%；Pmus超過10.0 cm H2O后健康成年人模型的Rexp測算值低于1.0 cm H2O·L－1·s－1。不同Pmus水平下三種肺力學模型的Rinsp測算值均顯著降低，誤差超過10%。
3 討論
本研究發現：（1）在保持VT不變的情況下，NPPV通氣時的DP隨著Pmus水平的增加而逐漸降低，Pmus超過10.0 cm H2O后，健康成年人模型DP僅為1 cm H2O；（2）高Pmus水平（≥10.0 cm H2O）導致Crs過高估算和Raw（包括Rinsp和Rexp）的過低估算，在低氣道阻力（Raw≤10.0 cm H2O·L–1·s–1）模型中尤為明顯；（3）低Pmus（Pmus為5.0 cm H2O）時，慢阻肺和ARDS模型的Crs和Rexp測算誤差≤10%。
大注射器法和低流量阻斷法是經典的床旁呼吸力學監測方案，但要求患者處于鎮靜或肌肉松弛狀態，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，也不適用于存在持續可變漏氣的NPPV[3]。自主呼吸時Pmus的大小取決于膈肌的收縮力及呼氣末肺容積，肺容積越接近肺總量位，膈肌收縮力越弱，Pmus也相應減弱。慢阻肺患者普遍存在呼吸肌力減弱、膈肌功能障礙。Nava等[15]發現在相同吸氣做功條件下，慢阻肺合并呼吸衰竭患者在接受壓力支持通氣（PSV）時易出現無效觸發現象，加重呼吸肌疲勞。NPPV時患者呼吸努力的強弱及持續時間都是可變的，Pmus會因患者病情變化、呼吸肌力的強弱及機械通氣輔助水平的改變而發生變化[16]。近年來相繼開發出幾種適用于動態通氣條件下的呼吸力學測算技術方案，Foti等[17]在有創PSV模式下進行吸氣末阻斷（2～3 s），測算患者的Pmus。Bertoni等[18]則在輔助通氣的呼氣末實施長時間阻斷，監測患者的吸氣努力改變，并測算出動態驅動壓及跨肺壓。這兩種測算方案雖然不需要額外的儀器設備，但仍需在呼吸周期內進行較長時間阻斷，患者須予以適度鎮靜或肌肉松弛藥物[19]。最小二乘方法（LSF）及其改進方案不僅具有較好的適應性和抗干擾性，更適用于測算自主呼吸狀態下的呼吸力學參數。Volta等[20]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。且由于存在自主呼吸努力，LSF技術測算會出現對Raw的低估和對Crs的高估，測算誤差與患者Pmus呈正比[21-22]。動態信號分析法是在經典低流量阻斷法方案基礎上進一步改進，通過采集動態通氣過程中不同時間點的氣體流量、壓力及容積等參數并計算Crs、Rinsp和Rexp。由于無須采用吸氣末屏氣等特殊操作，因而更適合存在自主呼吸、未阻斷呼吸氣流的NPPV[11, 23]。在本研究中，我們發現與被動通氣時不同，機械模擬肺所產生的Pmus觸發同步通氣時，V60呼吸機的Flowtrig約為7.0 L/min，ARDS模型伴高Pmus（Pmus≥10.0 cm H2O）時Flowtrig可達到14.0 L/min左右，因此需要改進計算方程以降低Rinsp測算誤差。其次，不同Pmus也會顯著影響Crs和Raw的測算精度，高Pmus水平導致Crs的過高測算和Raw的過低測算。低Pmus水平（≤5.0 cm H2O）時ARDS和慢阻肺模型的Crs和Rexp測算誤差可控制在10%內，但對Rinsp測算仍出現較顯著的低估。留置食管測壓導管測量Pmus值是目前的“金標準”，Guillaume Carteaux等[24]在比例輔助通氣模式時，通過調整輔助比例使DP維持在5～10 cm H2O，并測算Pmus。Albani等[25]則對PSV時的吸氣流量–時間曲線進行分析，通過計算流量指數的變化評估患者的Pmus。動態信號分析法需要與其他無創測算技術方案的聯合應用，才能實現對各種類型呼吸衰竭患者連續精準呼吸力學監測的目標。
本研究尚存在一些局限與不足：（1）本研究模擬患者經口鼻面罩接受NPPV支持，NPPV期間始終存在可變氣體泄漏，因此我們采用機械模擬肺所監測的呼出VT值以排除氣體泄漏等因素干擾。（2）Raw是隨著氣流變化而相應改變，呼吸機輸出的氣流越高，Raw值也就越高。本研究所測算的Raw值僅代表患者在呼吸周期內所經歷的最大黏性阻力。（3）本研究將機械模擬肺設置為單室線性模型，Raw采用層流+湍流的混合模式，但仍可能無法完全真實模擬健康成年人和各種類型呼吸衰竭患者的呼吸力學特性。
保留和扶持自主呼吸并減少呼吸做功是NPPV支持的主要目標之一，通過應用動態信號分析法，可實現在不中斷通氣支持并存在氣體泄漏的條件下對Crs和Raw（Rinsp和Rexp）的連續監測，同時也部分滿足對接受輔助通氣支持的呼吸衰竭患者精準測算呼吸力學的臨床需求。過強的Pmus不僅增加呼吸肌做功、惡化人機同步，也不利于減輕呼吸肌疲勞和提高呼吸力學測算精度，此時可能須聯合其他測算技術方案方能減小測算誤差。
利益沖突：本研究不涉及任何利益沖突。
床旁呼吸力學持續監測不僅有助于臨床醫師評估呼吸衰竭患者的病情嚴重程度，對調整機械通氣參數也有重要指導意義。經典測算方案如阻斷法要求呼吸機輸出恒定低吸氣流量，在吸氣末和（或）呼氣末實施較長時間（2～5 s）阻斷，患者須處于鎮靜甚至肌肉松弛狀態，因而不適合接受輔助通氣支持的撤機患者連續、實時監測的臨床需求[1-3]。無創正壓通氣（NPPV）是目前救治呼吸衰竭的一種常用手段，與有創機械通氣中常用的控制型通氣模式不同，NPPV支持期間須保留患者的自主呼吸，通過提供適宜的通氣支持并減少呼吸肌做功[4-7]。NPPV時患者過強的吸氣努力或過度支持可導致跨肺壓增高，并增加呼吸機相關肺損傷的風險[8-9]。動態信號分析法是近年來推出的一種技術方案，是在阻斷法基礎上加以改進，以適應動態通氣條件下測算呼吸力學參數[10-11]。為此我們通過應用主動模擬肺模擬健康成年人、慢性阻塞性肺疾病（簡稱慢阻肺）和急性呼吸窘迫綜合征（ARDS）患者，觀察不同吸氣壓力（Pmus）對動態信號分析法測算精度的影響。
1 材料與方法
1.1 機械模擬肺
選用ASL5000主動伺服式肺模擬器（IngMar Medical，Ltd，Pittsburg，PA，美國），其系統順應性（Crs）、氣道阻力（Raw）及主動吸氣努力狀況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（長度為1.8 m）與ASL5000主動肺模擬器連接。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。所有測試均在2020年5至6月間進行，測試地區平均海拔3～5 m，室內溫度20～25℃，相對濕度80%～85%，保持室內無明顯對流。
1.2 呼吸力學模型
一個玻璃鋼制頭型模道具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。采用無排氣孔的中號口鼻面罩（BestFitTM；Curative Medical Inc，Santa Clara，美國）以附帶的標準綁帶固定于模特頭部，當面罩內壓力為1.96 kPa（20 cm H2O）水平時保持泄漏量2～3 L/min[12]。
ASL5000肺模擬器設置為體重65～70 kg的半臥位健康成年人、慢阻肺及ARDS患者，Crs為25.0（ARDS）和50.0 mL/cm H2O（健康成年人和慢阻肺），Raw為5.0（健康成年人）、10.0（ARDS）和20.0 cm H2O·L–1·s–1（慢阻肺），吸氣阻力（Rinsp）和呼氣阻力（Rexp）相等。呼吸頻率為15次/min，吸氣時間為1.6 s，Pmus為0、5.0、10.0和15.0 cm H2O，保持Pmus為5.0 cm H2O時自主吸氣動作出現后300 ms產生的壓力降至3.6 cm H2O[13-14]。
1.3 呼吸機參數設置
選用V60雙水平正壓呼吸機（Philip Respironics; Murrysville，PA，美國），通氣模式設置為自主/時間控制（S/T）模式，調整吸氣相正壓（IPAP）保證呼吸機輸出潮氣量（VT）為7.0 mL/kg，呼氣末正壓（PEEP）為0.49 kPa（5.0 cm H2O）［壓力支持（PS）水平為IPAP–PEEP］。后備通氣頻率為10次/min，最大吸氣時間為2.0 s，Pmus上升時間設定為100 ms。VT報警高限為1000 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。吸入氧濃度（FiO2）為0.21。
1.4 泄漏氣體量
在氣道壓為1.96 kPa（20 cm H2O）時，BestFitTM口鼻面罩連接1個平臺呼氣閥后可提供25～28 L/min的泄漏量。
1.5 監測和測算參數
（1）吸入潮氣量（VTI）：呼吸機監測的輸出潮氣量；（2）呼出潮氣量（VTE）：肺模擬器監測的呼出潮氣量；（3）吸氣末壓（EIP）：吸氣階段末的氣道壓力值；（4）吸氣峰流量（PIF）和吸氣觸發流量（Flowtrig）；（5）呼氣峰流量（PEF）[11]。
1.6 數據收集與分析
測試前肺模擬器與呼吸機均按照原廠操作手冊中校驗程序，進行容積、流量和壓力校驗。獲得基線水平的數據后，隨后將肺模擬器與V60呼吸機以面罩通氣方式連接，并將肺模擬器分別設置為健康成年人、慢阻肺和ARDS患者，不同Pmus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。若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8次。根據下列公式計算呼吸力學特性參數。
驅動壓（DP）計算方程：DP=EIP–PEEP
系統順應性（Crs）計算方程：Crst=VTE/DP
吸氣相克服系統彈性阻力（Ers）的壓力（PErs insp）計算方程：PErs insp=（VTE–VPIF）/Crs）
吸氣阻力（Rinsp）計算方程：Rinsp=［PPIF–（EIP–PErs insp）］/（PIF–Flowtrig）
呼氣相克服系統彈性阻力的壓力（PErs exp）計算方程：PErs exp=（VTE–VPEF）/Crs
呼氣阻力（Rexp）計算方程：Rexp=［PPEF–（EIP–PErs exp）］/PEF
1.7 統計學方法
采用SPSS 19.0統計軟件（SPSS 19.0 for windows，Chicago，美國）。呈正態分布的計量資料以均數±標準差（±s）表示。采用單因素方差分析（ANOVA）；呼氣流量各參數行配對t檢驗。P<0.01為差異有統計學意義。
2 結果
2.1 不同Pmus水平對NPPV通氣參數的影響
機械模擬肺設置為慢阻肺和ARDS患者時，不同Pmus水平下VTI穩定在450～490 mL，VTE略低于VTI；隨著Pmus水平增大，PIF和PEF逐漸增高（P<0.01）。相同VT通氣時，不同Pmus水平時慢阻肺和ARDS模型的DP均顯著高于健康成年人模型，Pmus 超過10.0 cm H2O時，健康成年人模型的DP降至1.0 cm H2O左右（表1）。
表1
不同Pmus對三種肺力學模型NPPV通氣參數的影響（）
2.2 不同Pmus水平對呼吸力學參數測算的影響
Pmus=0 cm H2O時，三種肺力學模型的Crs測算值均低于預設值，其中慢阻肺模型的Crs測算值較預設值顯著降低（P<0.01）。三種肺力學模型的Rinsp和Rexp測算值與預設值的誤差均≤10%。結果見圖1、圖2和表2。
圖1
三種肺力學模型不同Pmus水平對Crs、Rinsp和Rexp測算的影響
a. Crs；b. Rinsp；c. Rexp。
圖2
不同Pmus水平對Crs、Rinsp和Rexp測算誤差的影響
a. Crs；b. Rinsp；c. Rexp。
表2
不同Pmus對三種肺力學模型呼吸力學特性測算的影響（）
Crs測算值隨著Pmus水平增加而逐漸增大，Pmus為5.0 cm H2O時慢阻肺和ARDS模型的Crs測算值誤差<10%，健康成年人模型的Crs測算值顯著增高，達到100 mL/cm H2O；Pmus為15.0 cm H2O時慢阻肺模型的Crs測算值也超過100 mL/cm H2O（P<0.01）。隨著Pmus水平增加，Rinsp和Rexp測算值逐漸降低，Pmus為5.0 cm H2O時三種肺力學模型的Rexp測算誤差≤10%；Pmus超過10.0 cm H2O后健康成年人模型的Rexp測算值低于1.0 cm H2O·L－1·s－1。不同Pmus水平下三種肺力學模型的Rinsp測算值均顯著降低，誤差超過10%。
3 討論
本研究發現：（1）在保持VT不變的情況下，NPPV通氣時的DP隨著Pmus水平的增加而逐漸降低，Pmus超過10.0 cm H2O后，健康成年人模型DP僅為1 cm H2O；（2）高Pmus水平（≥10.0 cm H2O）導致Crs過高估算和Raw（包括Rinsp和Rexp）的過低估算，在低氣道阻力（Raw≤10.0 cm H2O·L–1·s–1）模型中尤為明顯；（3）低Pmus（Pmus為5.0 cm H2O）時，慢阻肺和ARDS模型的Crs和Rexp測算誤差≤10%。
大注射器法和低流量阻斷法是經典的床旁呼吸力學監測方案，但要求患者處于鎮靜或肌肉松弛狀態，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，也不適用于存在持續可變漏氣的NPPV[3]。自主呼吸時Pmus的大小取決于膈肌的收縮力及呼氣末肺容積，肺容積越接近肺總量位，膈肌收縮力越弱，Pmus也相應減弱。慢阻肺患者普遍存在呼吸肌力減弱、膈肌功能障礙。Nava等[15]發現在相同吸氣做功條件下，慢阻肺合并呼吸衰竭患者在接受壓力支持通氣（PSV）時易出現無效觸發現象，加重呼吸肌疲勞。NPPV時患者呼吸努力的強弱及持續時間都是可變的，Pmus會因患者病情變化、呼吸肌力的強弱及機械通氣輔助水平的改變而發生變化[16]。近年來相繼開發出幾種適用于動態通氣條件下的呼吸力學測算技術方案，Foti等[17]在有創PSV模式下進行吸氣末阻斷（2～3 s），測算患者的Pmus。Bertoni等[18]則在輔助通氣的呼氣末實施長時間阻斷，監測患者的吸氣努力改變，并測算出動態驅動壓及跨肺壓。這兩種測算方案雖然不需要額外的儀器設備，但仍需在呼吸周期內進行較長時間阻斷，患者須予以適度鎮靜或肌肉松弛藥物[19]。最小二乘方法（LSF）及其改進方案不僅具有較好的適應性和抗干擾性，更適用于測算自主呼吸狀態下的呼吸力學參數。Volta等[20]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。且由于存在自主呼吸努力，LSF技術測算會出現對Raw的低估和對Crs的高估，測算誤差與患者Pmus呈正比[21-22]。動態信號分析法是在經典低流量阻斷法方案基礎上進一步改進，通過采集動態通氣過程中不同時間點的氣體流量、壓力及容積等參數并計算Crs、Rinsp和Rexp。由于無須采用吸氣末屏氣等特殊操作，因而更適合存在自主呼吸、未阻斷呼吸氣流的NPPV[11, 23]。在本研究中，我們發現與被動通氣時不同，機械模擬肺所產生的Pmus觸發同步通氣時，V60呼吸機的Flowtrig約為7.0 L/min，ARDS模型伴高Pmus（Pmus≥10.0 cm H2O）時Flowtrig可達到14.0 L/min左右，因此需要改進計算方程以降低Rinsp測算誤差。其次，不同Pmus也會顯著影響Crs和Raw的測算精度，高Pmus水平導致Crs的過高測算和Raw的過低測算。低Pmus水平（≤5.0 cm H2O）時ARDS和慢阻肺模型的Crs和Rexp測算誤差可控制在10%內，但對Rinsp測算仍出現較顯著的低估。留置食管測壓導管測量Pmus值是目前的“金標準”，Guillaume Carteaux等[24]在比例輔助通氣模式時，通過調整輔助比例使DP維持在5～10 cm H2O，并測算Pmus。Albani等[25]則對PSV時的吸氣流量–時間曲線進行分析，通過計算流量指數的變化評估患者的Pmus。動態信號分析法需要與其他無創測算技術方案的聯合應用，才能實現對各種類型呼吸衰竭患者連續精準呼吸力學監測的目標。
本研究尚存在一些局限與不足：（1）本研究模擬患者經口鼻面罩接受NPPV支持，NPPV期間始終存在可變氣體泄漏，因此我們采用機械模擬肺所監測的呼出VT值以排除氣體泄漏等因素干擾。（2）Raw是隨著氣流變化而相應改變，呼吸機輸出的氣流越高，Raw值也就越高。本研究所測算的Raw值僅代表患者在呼吸周期內所經歷的最大黏性阻力。（3）本研究將機械模擬肺設置為單室線性模型，Raw采用層流+湍流的混合模式，但仍可能無法完全真實模擬健康成年人和各種類型呼吸衰竭患者的呼吸力學特性。
保留和扶持自主呼吸并減少呼吸做功是NPPV支持的主要目標之一，通過應用動態信號分析法，可實現在不中斷通氣支持并存在氣體泄漏的條件下對Crs和Raw（Rinsp和Rexp）的連續監測，同時也部分滿足對接受輔助通氣支持的呼吸衰竭患者精準測算呼吸力學的臨床需求。過強的Pmus不僅增加呼吸肌做功、惡化人機同步，也不利于減輕呼吸肌疲勞和提高呼吸力學測算精度，此時可能須聯合其他測算技術方案方能減小測算誤差。
利益沖突：本研究不涉及任何利益沖突。
