呼吸機出現至今已有七十余年的歷史，早已成為臨床上各種原因所致呼吸衰竭，以及其它各類需要呼吸功能支持疾病的最主要的治療方法。那么，上呼吸機會影響大腦嗎?小編今天就來介紹一下這方面的知識。

機械通氣的兩大類型中，控制通氣完全不考慮患者在氣體輸送過程中扮演的作用?；颊叩纳窠?肌肉驅動在藥物的作用下部分或完全失效，每一次呼吸都是被按照預定設計嚴格執(zhí)行的。這一過程實施起來非常簡單，但也容易為臨床醫(yī)生在無法有效解決人機對抗的情況下濫用。輔助通氣設計初衷，其一是要通過保留患者的自主呼吸，逐步鍛煉患者的呼吸肌肉力量，避免呼吸機誘導的膈肌功能障礙；另外一個重要目的就是減少人機對抗，改善患者的不舒適感并促進脫機。人機之間的密切關聯(lián)使得這一過程非常復雜，無論哪一種模式，呼吸機的送氣方式都必須與患者的呼吸模式完美匹配，否則必定會發(fā)生人機不協(xié)調。

我們以臨床常用的幾種呼吸模式為例，來簡要分析一下人機不同步的幾種類型：

容量輔助/控制（Volume Assist/Control，VA/VC）模式下，潮氣量、送氣峰流速、流速模式及吸氣時間，或者直接設置，或者是通過變量之間相互關聯(lián)間接設定，唯一的可變量就是氣道壓力。患者不得不在一個精準設定的吸氣時間內，接受在嚴格限定好的氣流速度及流速模式下呼吸機輸送的固定潮氣量，其呼吸中樞被迫據此來進行自我調節(jié)，而這是非常困難的，以至于人機不同步在有自主呼吸保留的情況下無法避免。壓力輔助/控制（Pressure Assist/Control，PA/PC）模式要相對好一些，因為呼吸機只控制送氣壓力及送氣時間。此時患者保留有控制氣流速度及模式，并進而控制潮氣量的能力。壓力輔助通氣（PSV）是經典呼吸機模式中對患者干預最少的，臨床醫(yī)生只是設定送氣壓力。但以上模式患者都不得不“屈從”于呼吸機，被迫調整自身的呼吸中樞驅動發(fā)放以努力“匹配”臨床醫(yī)生為他們套上的種種“枷鎖”，只是程度不同而已。

具體的人機不同步類型可大致分為：流速不同步、觸發(fā)不同步、切換不同步、模式不同步。

流速不同步時，呼吸機的送氣流速與患者需求不匹配。如果患者的吸氣流速超過呼吸機的供給時，患者的呼吸做功增加，進而導致呼吸頻率增快。多見于定容模式。

觸發(fā)不同步又可以分為觸發(fā)延遲（Trigger delay）、無效觸發(fā)（missed triggering/ineffective triggering）、自動觸發(fā)（auto-triggring）及雙重觸發(fā)（double-triggering）。

設置不當的觸發(fā)靈敏度可在任何呼吸模式下產生觸發(fā)延遲，其中又包括了吸氣觸發(fā)延遲及呼氣觸發(fā)延遲。即使設置得當，由于呼吸機對患者的呼吸做功有一個探測過程，因而目前技術下觸發(fā)延遲是不可避免的，如下圖：

圖1：PSV模式，PS 8 cmH2O，Flow Trigger 1L/min，Vt 7.8 ml/kg。這是比較理想的通氣狀態(tài)，由于吸氣觸發(fā)本身的工作原理，呼吸機還是會有48 ms的延遲。

無效觸發(fā)是指患者的吸氣努力未能觸發(fā)呼吸機送氣。其產生原因一是吸氣力量太弱不足以觸發(fā)，另一是內源性PEEP（過大的潮氣量，以及呼吸機送氣過程延長到神經呼氣時間）的存在，增加了能夠觸發(fā)呼吸機的做功負荷。其主要發(fā)生于呼氣相，偶可見于吸氣相。其發(fā)生率通常隨著壓力支持水平的上升而升高，特別是COPD患者，高的壓力支持水平導致更大的潮氣量，更短的呼氣時間，肺的動態(tài)充氣產生內源性PEEP。此時適當使用外源性PEEP有減少患者觸發(fā)呼吸做功，從而降低無效觸發(fā)的發(fā)生率。

圖2：PSV模式，高支持水平（可見食道壓Pes后半程完全由負向變?yōu)檎颍Ｓ捎趦仍葱訮EEP的存在，雖然患者有吸氣需求，但不足以觸發(fā)呼吸機，導致未得到任何吸氣支持，無效做功（wasted effort）。在沒有食道壓力或膈肌起搏電位信號檢測的情況下，非常難以從呼吸機提供的波形圖中予以識別。

自動觸發(fā)是指在沒有患者吸氣做功的情況下，呼吸機啟動一次送氣過程。在任何呼吸模式下均可能發(fā)生，可以是觸發(fā)靈敏度設置不當、管路漏氣，也見于高動力性循環(huán)下的心源性震蕩（例如心臟外科術后）。值得一提的是，在腦死亡患者，心血管的高循環(huán)動力狀態(tài)與肺組織之間的交互作用可以改變氣道內壓力及流速，模擬出內源性的呼吸驅動，給臨床醫(yī)生造成患者仍然有自主呼吸的假象。其發(fā)生率在這一特殊群體中的可高達4.8%，無論給醫(yī)生和家屬都造成困惑，嚴重干擾腦死亡的及時診斷，浪費醫(yī)療資源并延遲了器官移植的及時開展[4] [5]

圖3：通過與心電圖、脈搏搏動等波形震蕩頻率相對比，在一例腦死亡患者的呼吸機波形圖中可以觀察到與心動周期一致的氣道壓力及流速波形折曲。壓力波形的位移大約為2-3 cm，流速波形位移約為5.0-6.5 L/min。（摘自Am J Crit Care. 2009 Sep;18(5):496, 488-95.）

當呼吸機輸送的潮氣量低于患者的需求，或設置的吸氣時間短于神經吸氣時間（neural inspiratory time），可導致雙重觸發(fā)。多見于定容通氣，定壓通氣壓力設置過低也可發(fā)生，如下圖：

圖4：PSV模式，低壓力支持水平下，患者的一次吸氣努力（一次完整的食道壓Pes變化）所需要的潮氣量無法為呼吸機的送氣壓力所滿足。在氣道壓達到預設的PS水平后無法繼續(xù)升高，吸氣流速觸峰后開始下降。當其降至預設的呼氣觸發(fā)靈敏度（此處設置為峰值的1%），呼吸機送氣閥門關閉，結束一次通氣。但此時患者仍保持有持續(xù)的吸氣努力，使得氣道內氣流速度變化再次達到吸氣觸發(fā)靈敏度，從而二次觸發(fā)呼吸機送氣。有經驗的臨床醫(yī)師通過仔細觀察呼吸機的壓力波形曲線，能夠相對容易將其識別。

周期不同步發(fā)生在患者的吸氣時間與呼吸機設置的吸氣時間不匹配，可以是短周期（吸氣時間短于平均吸氣時間的一半），也可以是長周期（吸氣時間長于平均吸氣時間的兩倍）。這一類型多見于定壓通氣，也可在定容通氣模式下引起雙重觸發(fā)。長周期往往可以在呼吸機送氣階段的尾部，觀察到一個突然出現的壓力升高，這一般是由于患者主動呼氣而呼氣閥門尚未打開所致，有時也見于吸氣肌肉的突然松弛[6]。

模式不同步是指模式選擇不當，產生大量的人機不同步，可直接反映臨床醫(yī)生對呼吸生理、呼吸機工作原理的掌握程度及臨床經驗的水平。

迄今為止，成比例輔助通氣（Proportional Assist Ventilation，PAV)以及神經調節(jié)輔助通氣（Neurally Adjusted Ventilatory Assist，NAVA）是減少人機不同步，實施“真正的”肺保護性通氣策略最為有效的呼吸模式，原因在于二者并非通過設置壓力、流速、容量及時間去“控制”患者的呼吸模式，而是根據患者的吸氣努力去按比例提供輔助的支持。這種情況下，每一次的呼吸都是由患者來主導，呼吸機扮演的角色相較以前從“掌控者”變?yōu)椤拜o助者”。

特別是NAVA，通過敏銳捕捉每一次呼吸周期的膈肌電位信號，基本上實時反映了呼吸中樞發(fā)放的指令，消除了既往模式中“呼吸中樞發(fā)放指令-呼吸肌肉收縮-氣道內壓力/流量變化達到觸發(fā)設置-呼吸機送氣”這一冗長的傳導鏈條，簡化為“呼吸中樞發(fā)放指令-EAdi信號觸發(fā)呼吸機”，極大縮短了觸發(fā)延遲時間。更為關鍵的是，在迷走神經反射正常的患者，每一次的吸氣過程中，呼吸機送氣壓力都會因EAdi信號的變化而及時調整，避免了支持不足或過度支持的弊端：如果NAVA水平設置過低，機體通過反饋機制調整EAdi，通過后者的升高確保從呼吸機得到滿意的潮氣量；如果NAVA水平設置過高，則通過Hering-Breuer reflex機制下調EAdi，使得EAdi×NAVA level保持在一個相對恒定的水平，使送氣壓力停留在一個安全平臺，潮氣量穩(wěn)定，不致發(fā)生氣壓傷。所以說NAVA模式是患者“控制”呼吸機，因為患者的機體自身最知道自己想要的是什么?！盎颊叽竽X-呼吸機-患者肺組織”這一工作原理要遠比“醫(yī)生大腦-呼吸機-患者肺組織”要合理得多，從而消除了很多人機不同步的存在。

以前人機不同步的研究之所以不易開展，主要是因為讓有經驗的臨床醫(yī)生全天24小時守在呼吸機旁觀察壓力、流速波形是不現實的，即使將數據下載下來靠人工對每一次呼吸逐一識別的工作量也極為巨大，這也是為何前期研究中僅僅紀錄并分析幾分鐘至多幾十分鐘呼吸機監(jiān)測數據的原因。直到2013年，NAVA的發(fā)明者Sinderby教授提出一種基于EAdi信號波形與呼吸機壓力波形對比的自動、客觀、標準化的評估工具以及全新的神經同步指數（NeuroSync index），才使得大規(guī)模對人機不同步進行定量測定并直觀顯示成為可能[7]

。相較于傳統(tǒng)的不同步指數只能探測不同步（asynchrony），NeuroSync Index更是將人機交互按照神經呼吸時間與呼吸機供氣周期的起始點之間的差異，細化為同步（synchrony）、同步不良（dyssynchrony）及不同步（asynchrony）。這樣不但可以將傳統(tǒng)的無效觸發(fā)、雙重觸發(fā)、自動觸發(fā)及吸氣提前／延遲、呼氣提前／延遲等主要不同步指標納入且更為敏感，而且實現了定量評估不同步程度這樣以前無法完成的分析。臨床醫(yī)生可以據此實時監(jiān)測人機同步性并相應采取調整措施，提高機械通氣的安全性及有效性。這一強大高效的研究工具必將為今后人機不同步研究提供有力的支撐。

圖5: NeuroSync Index示意圖。上圖為PSV模式，下圖為NAVA模式。

圖中兩種模式的目標潮氣量均為7-8 ml/kg?？v坐標為吸氣觸發(fā)，橫坐標為呼氣切換，均以百分比表示。對特定一次呼吸周期的神經吸氣／呼氣時間點及呼吸機送氣／停止送氣時間點之間的差異進行比較，負值表示呼吸機送氣／停止送氣在神經吸氣／呼氣開始之前，正值表示在其之后。落在33%區(qū)間之內可視作協(xié)調（synchrony），33％-100%為同步不良（dys-synchrony），超100%即為不同步（asynchrony）。無效觸發(fā)，自動觸發(fā)等都標記為100%的觸發(fā)／切換錯誤，因此都屬于不同步。從左圖看出，PSV模式下的呼吸雖然在吸氣觸發(fā)上都與神經吸氣開始時間相差不大（觸發(fā)足夠靈敏），但呼氣切換均明顯提前，提示雖然患者仍有吸氣需求，但可能設置的壓力支持水平不夠，呼吸機過早切換為呼氣，此種情況下往往會導致雙重觸發(fā)的發(fā)生。右圖為NAVA模式，有一定程度的吸氣延遲（一般情況下是心電信號干擾所致），呼氣基本都與神經呼氣時間緊密貼合（NAVA模式下呼氣切換為EAdi峰值的70%），總體上全部落在33%的框架內，可以認為人機同步性滿意。

責任編輯:劉梅