（exponential Decaying-指数下降）
（Patient-Ventilator Asynchrony(Dyssynchrony),PVA(PVD)-人机不同步）
呼吸机波形是呼吸机回路中Pressure、Flow和Volume变化的波形表示。波形有 6 种基本形状，但只有 3 种具有不同的功能（方波、斜波和正弦波）。
当采用恒流（如容量控制）模式并加入吸气屏气时，压力波形是一个特别有价值的工具，可以确定静态、准静态和动态顺应性，以及气道阻力的相对变化，还有助于确定患者药物反应、PVA和空气陷闭（auto-PEEP）等许多重要方面。
根据所采用的通气模式，流速波形的形状可能由呼吸机操作员设定，也可能取决于患者的努力程度和肺力学。如果可以选择减速流速模式，则该模式具有多项重要优势。检查流速波形对于识别不同步、设定最佳吸气时间、评估对支气管扩张剂的反应以及识别auto-PEEP 至关重要。
与其他两个波形相比，容量波形所包含的有用信息通常较少，但在识别回路泄漏方面起着至关重要的作用。压力-容量环在设定 PEEP 和吸气峰值压力范围时尤其有用。检查这些环通常还有助于评估肺力学、识别回路泄漏以及评估患者的触发力度。流量-容积环路对于识别漏气、气道分泌物过多以及气道阻力变化非常有用。最后，在许多情况下，连续波形检查对于识别和解决患者与呼吸机不同步问题至关重要。对于任何长期呼吸机支持的患者，应每小时检查一次呼吸机波形，并在患者出现“人机对抗”时立即检查。呼吸机波形在识别系统泄漏、需要吸痰和呼吸力学变化方面至关重要。
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图1
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图 1. 呼吸机特征性波形。图中显示标准呼吸机描记图形的 6 种基本形式。递增波、递减波，在功能上分别等同于指数上升、指数下降。正弦波通常与自主呼吸有关。
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图2
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图 2. (i-iii) 呼吸机容控模式时压力、流速和容量的典型波型。吸气屏气（色暗的区域）时的压力 ：(i) 压力波形呈现典型的鲨鱼鳍缺口。（ii）吸气屏气致流速在呼气前出现一段0流速，而容量波型(iii)相应出现一个明显的平台期。在本例选择的是恒定流速输送的方波，而不是许多现代呼吸机选择的递减波。
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图3
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图 3. (i-iii) 呼吸机压控模式时压力、流速和容量的典型波型。与容控模式波形不同（图2），（i）压力在吸气过程中保持恒定，而流速图(ii)则呈指数下降波形。预设的吸气屏气仍然有容量波型（iii）的平台期。第二次呼吸描记的是典型的压力支持通气模式。为了更加清晰，省略了患者努力的影响。在压力支持模式下，当达到目标流速（如峰值流速的 30%）时，吸气流速 (ii) 循环关闭，这反映在呼气开始前流速不为零。因此，之前看到的容量波形 (iii)的平台期不再出现 )。
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图4
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图4.(i-iii) SIMV模式机械通气时，通常会显示压力、流速和容量波形图。图所示SIMV-VC中出现的前3次呼吸(A-C)。呼吸A和C的吸气流速是恒定的。呼吸A和C都是容控制模式的压力图，没有吸气屏气典型鲨鱼鳍的外观。
A与C的区别在于：A是完全强制呼吸，而C是由患者触发的、同步的呼吸机输送的呼吸，这可以从患者在呼吸C（而不是A）之前产生的气道压力下降中看出。这两种呼吸的潮气量和流速模式是相同的，唯一的区别是触发呼吸(时间vs病人努力)。B是在强制呼吸之间（间隔期），自发呼吸实现的较小潮气量：典型的正弦波模式。呼吸D描记的典型的PS-SIMV。在压力描记图（iD）上患者触发是明显的，伴随流速递减波形（iiD），吸气在达到0流速之前停止循环，这是典型的支持模式。潮气量介于强制呼吸和自发呼吸之间。
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图5
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图 5：（i-iii）压力波形。容控压力波形-吸气屏气：有：iA；无：iB。iC是压力控制模式下，吸气压是保持不变的方形波。PEEP ：ii.中的虚线，患者触发努力表现的压力低于PEEP值。当增加吸气屏气，可以对压力曲线进行分析，并对肺力学的诸多方面进行量化。(a) 点表示 PIP，(c) 点表示 Pplat。从(a)到(c)的压力下降是由于气体重新分布：从快速充盈的肺泡→较缓慢充盈的肺泡。动态顺应性：Cdyn = VT/（PIP - PEEP - PEEPi），静态顺应性：Cst = VT/（Pplat - PEEP - PEEPi）。当使用非常短暂的吸气屏气，可获得 (b) 点的压力并确定准静态顺应性(Cqs)。标注为 1-4 的区域的面积对总平均气道压力都有影响。在图5iii中，可以看出平均气道压力(MAP)的决定因素。
对MAP值的主要影响：4种不同压力的相对高度和宽度:
(1)用于克服回路和气道阻力的压力
PIP=Flow×Resistance + Volume/Compliance + PEEPtot
(2)用于变形肺和扩张肺泡的压力，Pplat=Volume/Compliance + PEEPtot
这些区域的表面积增加而另一个区域没有相应减少将导致更高的MAP。
（1）Paw=Pao+Pmus=Flow✖R+VT/Cst rs++PEEPtot
（2）PIP（吸气峰压）=Flow x R + VT/C + PEEPtotal
（3）Raw＝8ηl/(πr4)=（PIP - PEEP）/Vi(正常值：1~3 cmH2O/l/s)
（4）C=△v/△P =VT/(Pplat - PEEPtotal) 正常值：100 ml/cmH2O
= （PIP - PEEP）× Ti/TOT + PEEP（恒压通气）
= 0.5 ×（PIP-PEEP）× Ti/TOT + PEEP（恒流通气）
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图6
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图6所示。(i-ii)利用压力波形评估肺力学变化。(i)在气道阻力增加和顺应性下降的压力波形(ΔP=PIP-Pplat)、PIP、Pplat两者的特征性变化。(ii)呼气屏气可用于确定是否存在auto-PEEP=PEEPi。若压力高于PEEP反映了由于气体陷闭而产生的PEEPi。
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图7
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图 7. (i-ii) 流速波形。(i) 图中显示的是采用容控制通气模式时的典型流速波形。(iA) 表示恒定吸气流速模式的方波。(iB) 递减吸气流速模式。(ii) 在容控制模式下进行呼吸，2次Vt相等时的压力波形。使用递减波流速的一个优点是，通常可以在较低的PIP下实现相同的Vt(潮气量)。
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图8
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图 8. 使用流速波优化吸气时间(Ti)。图中显示了 4 次不同的容控制强制呼吸的流速波形，以及 2 种不同的流速波形。呼吸（a）选择的是恒定（方波）流速输送，而其余 3 次呼吸（b-d）选择的是递减流速波。第3次呼吸（c）显示Ti达到最佳时的波形。在呼气开始之前，流速一直返回到0。在呼吸 "b "中，Ti太短。在呼气 "d "的情况下，Ti过长，呼气前有一段明显的 "0流速状态"。观察呼吸 "a"，可以发现选恒定流速波并不适合调整Ti，因为选择这种流速波时，从吸气到呼气的过渡总是很突然，除非吸气屏气到位。
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图9
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图9所示。(i-ii)使用流速波检测auto-PEEP。在容控制模式下连续2次呼吸的流速递减波，它也是在无需呼气屏气的情况下检测auto-PEEP的关键工具。当存在auto-PEEP时，呼气流量在呼气前不会归零。也就是说，在进行下一次呼气时，患者上一次呼气尚未完成。这样，即使没有肺内气道功能障碍的患者也会出现auto-PEEP。
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图10
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图 10. (i-ii) 图中显示了连续2次呼吸的容量波形。通常情况下，仅通过观察容量波形无法辨别所采用的通气模式。(i) 潮气量可根据达到的峰值容量确定。任何一点的容量波形斜率都等于该点的瞬时流速。吸气发生在（a）和（b）点之间，(b)和(c)之间表示已吸气的平台期，(c)和(d)点之间为呼气。(ii) 检查容量波型（入量>出量）提醒临床医生注意回路泄漏、气体陷闭或气胸。
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图11
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图12
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图11所示。(i-ii)压力-容量(PV)环。描述机器触发(i)和患者触发(ii)呼吸的典型PV环。两个例子中都有PEEP(虚线和箭头)。环(ii)中的阴影区域反映了患者在触发阶段实施的努力程度。可以在最小流速发生的两个点(呼气端和吸气端)之间画一条线，这条线的斜率是估算的动态顺应性。
图 11（ii ）显示了患者触发的 PV 循环，以作比较。这种 "图 8 "型环路是典型的患者用力环路。在本例中，患者用力触发或启动了活动，因此小环位于描记图的左下方。PVA 可能导致患者在描记图的其他点（如呼气肢）产生小环。垂直虚线和箭头表示PEEP 值，可以注意到患者努力使气道压力低于该静息值。一旦达到触发阈值，就会进行机械通气。患者努力-循环阴影区域的大小表示患者为触发呼吸所做的工。如果触发灵敏度发生变化，则患者需要做更多或更少的工才能触发呼吸机，该区域的大小也会随之变化。
图 12. (i-ii) 随着肺力学改变而出现的PV环变化。(i) 图中显示的是同一患者的两个PV环。灰色环为初始描记，而黑色环则显示了气道阻力或回路阻力增加或两者同时增加的估算变化。环在离动态顺应性线更远的地方弯曲，表明需要相对更大的外加压力才能克服阻力并达到给定的容量。PV 环向外弯曲增加应促使临床医生检查气管导管是否扭结或阻塞、热-湿交换器是否发生闭塞、是否需要进行气道抽吸或使用支气管扩张剂。请注意，Cdyn 下降（如 "a "线与 "b "线的斜率所示）。(ii) 顺应性降低（如肺水肿）会导致 PV 环旋转（标为 "A"），就像其起点被固定，回路向 x 轴旋转一样。相反，如果顺应性增加（例如，水肿消退），则 PV 回路会像其起点被固定且回路朝 Y 轴旋转一样旋转（标为 "B"）。顺应性的变化也可以从 Cdyn 线斜率的显著变化中看出来。
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图13
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图14
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图13所示。(i-ii) PV环的压力控制和过膨胀效应。(i)在吸气过程中施加的恒定压力可以导致更方形的PV环。(ii)过大的潮气量使肺泡过度膨胀，可导致靠近吸气末端的PV环部分呈喙状延伸。
我们必须牢记，PV环的形状并不完全独立于呼吸机的设置。在提供相同潮气量的情况下，如果流速更快，则会导致环远离顺应线的弯曲程度增加。此外，在压力控制模式下，由于吸气压力保持恒定，吸气肢体的后半部分可能会近乎垂直（图 13i）。过大的潮气量会导致肺泡过度膨胀和吸气肢末端的 "弯曲 "。一旦肺泡过度膨胀，只有在压力大幅增加时才能接受额外的容量，就会出现这种形状。
图14所示。(i-ii) PV环上、下拐点和回路泄漏。(i)在一些(但不是全部)PV环上，可以确定一个上或下拐点，或两者都可以确定。在这两拐点压力之间的维持气道压有助于减少呼吸机引起的肺损伤。(ii)回路泄漏导致PV环回路破裂，打开，呼气PV环不能完全返回到起点。
较低的拐点反映了肺顺应性显著增加的点。这被认为是一些塌陷的传导单元或气体交换单元或两者同时打开的点。这些区域的周期性开放和关闭可导致严重的肺损伤（肺不张）。将 PEEP 增加到大于或等于观察到下拐点时的值，可将肺不张降至最低。与此相反，上拐点反映了肺顺应性因肺泡过度膨胀而显著降低，肺泡损伤（肺容积伤）风险增加的点。一般建议PIP保持在上拐点压力之下。必须注意的是，对于体型较小（< 2 kg）患者，除最灵敏设备外，难以获取流速信号（以及容量变化）。在流速最低的吸气末端，压力上升而容量绝对恒定的曲线会形成一个尖锐、狭窄的水平喙，来评估这些小患者的容量。临床医生应牢记，生物过程很少会产生完全线性的生物物理关系。
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图15
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图15所示。(i-ii)流速-容量环。在流速-容量环(iA和iB)及其对应的流量波形(iia和iib)上，流速的总体轮廓应该非常相似。
流速-容量环与流速波相关，吸气和呼气肢体应与 X 轴上方和下方的流速波部分的形状大致吻合（图 15i 和 ii）。由于一个是流速与时间的关系曲线，另一个是流速与容量的关系曲线，因此波形的形态并不完全吻合，但波形在性质上应相似。流速-容量环在评估过多的气道阻力和提醒临床医生注意大量气道分泌物或回路泄漏方面尤为重要。流量不同步也可通过流速-容量环检测到。
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图16
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图16所示。流速-容量环的典型波形。吸气肢(点“a”到“b”)通常描绘在x轴上方。吸气流速在呼气早期达到峰值(c)。随着呼气流量从峰值速率发展到零，可以观察到一段不依赖于用力的最大流速。
在图 16 中，"a "表示吸气的开始。吸气持续到 "b "点后停止。吸气肢的整体形状是方形的，表明在这种情况下采用的是恒定流速-容量控制模式。呼气肢从 "b "点过渡到 "c "点开始。呼气峰值流速在呼气早期达到，并取决于患者的努力程度（通常与使用全辅助控制通气的麻醉患者无关）。在达到呼气峰值后，呼气肢描记将进入曲线中与患者用力无关的部分（"d"）。 曲线中标有 "d "的部分与阻力变化最为相关，尽管峰值流速也经常发生变化。 在阻力明显增加的情况下，会发现呼气肢中后期出现 "勺状 "。
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图17
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图 17 (i-iii) 流速-容量环示气道阻力增加、回路泄漏和分泌物过多。(i) 增加的气道阻力会导致流速-容量环呼气肢呈勺状（scooped），同时伴随着呼气峰值流量的减少。(ii) 与PV环情况一样，回路泄漏也会产生开放、断裂的流速-容量环，主要特征是吸气量和呼气量不相等。(iii) 气管分泌物过多通常会使流速-容量环的呼气肢呈锯齿状。这通常被认为是需要进行气管抽吸的可靠指标。
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图18
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图 18. 机器通气的阶段。在压力波形上描述并标注了患者触发、机器送气的 4 个阶段。波形表明呼吸是在吸气屏气的容量控制模式。
使用呼吸机的患者，呼吸周期可分为4个不同的阶段(图18)。PVA（人机不同步）可发生在其中的任一阶段，并且可能同时检测到1种以上的PVA。第1阶段是“吸气的启动”，也被称为“触发机制”。阶段1中的PVA通常被称为“触发不同步”。
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图19
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图 19：（i-iii）呼吸机波形上各种形式触发不同步的证据。(i) 无效触发是呼气阶段流量和压力的微小反转，但没有机器输出的呼吸。(ii) 回路泄漏导致的自动触发。泄漏导致第一次呼吸后的回路压力损失，足以触发呼吸输送，而与患者的努力无关。(iii) 当患者的吸气努力超过设定的吸气时间时，可能会发生双重触发。
触发不同步已被证明是迄今为止人类患者中最常见的PVD形式，触发不同步的主要类型包括无效触发、自动触发和双重触发(分别见图19i、ii和iii)。无效触发的PVA通常是由于呼吸机的灵敏度设置不当造成的。触发延迟和无效触发通常在流速波上比在压力波上更容易识别，因为流速波的变化相对较大（即在无效触发吸气时，流速的相对变化比压力的相对变化大）。
当检测到无效触发时，临床医生应寻找以下证据：
（1）触发阈值不正确、（2）auto- PEEP (PEEPi)、（3）肌肉明显虚弱或疲劳、（4）呼吸驱动力减弱或镇静（5）或麻醉程度过深。并非所有形式的触发不同步都可以仅通过调整阈值来纠正。
自动触发是触发不同步的另一种形式，当呼吸机因气道压力或气流的变化而产生呼吸时，就会发生触发不同步。自动触发最常见的原因：（1）阈值或灵敏度设置过小、（2）流速或压力失真，也可能是其他因素导致：（3）回路泄漏、回路中的液体或分泌物或（4）心脏振荡。当两次呼吸之间长时间无呼气流速时，自动触发现象更为频繁。
双重触发的定义是两次呼吸之间的呼气时间相隔不到平均呼气时间的一半。当患者在呼吸机预设的Ti内持续吸气，而在Ti结束后仍然吸气时，就会出现这种情况。这种长时间的努力会触发另一次呼吸。最终结果是患者获得两倍于预期或预设大小的潮气量。这有可能导致肺过度膨胀和肺泡创伤。这种类型的触发不同步可能是由于患者的（1）通气需求特别高、（2）预设潮气量太低、（3）Ti太短或（4）流速循环阈值设置过高造成的。
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图20
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图 20. (i-iv) 流速不同步。(i) 在压力波形上，吸气时出现的勺状凹陷可能表示流速不同步（A），在流速波形上，当吸气时流速本应保持恒定，但吸气流速波形中却出现了一系列勺状凹面（B），这就表明流速不同步。在恒流容控制模式，通过比较压力和流速波形上的被动呼吸和患者触发呼吸，容易检测到流速不同步。(i)和(ii)中的波形是在容控模式下获得的。(iii) 当流速-容量环的吸气肢出现一系列勺状凹陷时，也可能表明流速不同步（C）。(iv) 在压力-容量环波形中，流速不同步可能会使环路的吸气肢体发生严重扭曲(D)。这些发现应促使临床医生增加吸气流速，直到两种波形相似为止。在压力控制（吸气流速可变）模式下，应查看压力-时间波型。当吸气流速过大时，气道压力波形可能会出现早期过冲（图 21iii-C）。在这种情况下，临床医生应调整上升时间，直到压力波形接近正方形、无平台凹陷且无过冲迹象。
流速不同步是指通气需求与容量控制气体输出之间的不同步。当呼吸机流速设置过低时、Vt和Ti的组合不能为损伤肺提供足够的气体流速时，或者当吸气流速需求较高且每次呼吸都不同时，气体输送不足很常见。在提供恒定流速的通气设置（即以流速为目标的呼吸）中，流速不同步似乎更常见，而在流速可随努力变化的通气设置（即以压力为目标的呼吸）中则不常见。
图 21. (i-iii) 切换不同步。(i) 切换过早会导致流速波形呼气部分的流速出现瞬时反转 (A)。(ii) 切换延迟导致压力波形在吸气晚期出现压力峰值。(iii) 流速不同步导致吸气早期压力波形上的压力峰值，不应与切换延迟混淆。
切换不同步也称为循环不同步。 两种主要的切换不同步类型涉及吸气过早切换（过早循环，图 21i）或过晚切换（延迟循环，图 21ii）。 在第一种情况下，患者在呼吸机关闭时仍在继续吸气，呼气流速波形上的初始突然逆转（即患者吸气时间＞呼吸机送气时间，增加Ti或Vt可解决过早切换的问题。）。在后一种情况下，当呼吸机继续提供吸气流量时，患者开始主动呼气，表现为吸气中后期压力上的峰值（图 21ii）（即患者吸气时间<呼吸机送气时间，这种不同步可通过缩短Ti或减少Vt来解决。）。如果吸气努力足以在第一次呼吸终止后触发第二次呼吸，则过早切换可能与双重触发有关（图 19iii）。重要的是，不要混淆流速不同步的早期和延迟切换的晚期平台压变化，因为解决这两种情况所需的调整方法完全不同。图 21ii 和 iii 将这两种形式的 PVA 波形放在一起，以便于直接比较。
呼气不同步通常表现为auto-EPEEP（气体陷闭），这在前面有关流速波形的章节中已有描述（图 9）。如果检测到auto-PEEP，则可以调整这些参数有助于延长呼气时间（即触发灵敏度、峰值流量、流量模式、上升时间、Ti、循环阈值、I:E 比值和呼吸频率）。auto-PEEP 的一个主要不利方面是其对触发的影响（请参阅前文关于触发不同步的讨论）。auto-PEEP 增加了患者达到触发阈值的难度。 考虑auto-PEEP ，增加 PEEP可提高触发灵敏度和有效性。
参考文献：Matthew S. Mellema, DVM, PhD, DACVECC*.Ventilator Waveforms.2013 Topics in Companion Animal Medicine. http://dx.doi.org/10.1053/j.tcam.2013.04.001.
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