呼吸机的结构和机械通气模式

呼吸机的结构和机械通气模式 呼吸机是实施机械通气的工具,临床上已广泛应用于麻醉和 ICU 中,改善病人的氧合和通气, 减少呼吸作功，支持呼吸和循环功能，以及进行呼吸衰竭的治疗，早在1796年,Herholar和Rafn 专题报道了应用人工呼吸方法使溺水患者获救1929年Drinker和Shaw研制成功自动铁肺。直到第二次世界大战前后才逐渐了解了机械通气的原理，并用于心胸外科手术后呼吸支持。 1952年斯堪的纳维亚半岛脊髓灰质炎流行，在4个多月内哥本哈根医院收治了2722例，其中 315例需用呼吸支持，Ibson强调呼吸支持和气道管理，总死亡率从87%降到30%。从此人 们认识到机械通气的重要性。各种类型的呼吸机逐渐诞生，曾先后有三十多家厂商研制和生 产过数百种类型的呼吸机，尤其是近年来，随着微电脑技术在呼吸机领域中的应用，使呼吸 机技术得到迅速发展，性能渐趋完善。目前，呼吸机的种类和型号繁多，使用方法各异。但无论呼吸机产品种类和型号如何改进 或更新，原理和结构大致相同。了解呼吸机的基本结构有助于合理地应用呼吸机，并及时发 现呼吸机使用过程中出现的问题，以便及时处理，使机器故障给病人造成的危害降至最低水 平。第 1 节 呼吸机的分类一、按控制方式分类（一）电动电控型呼吸机驱动和参数调节均由电源控制，如SC5及EV800电动电控呼吸机等，其吸入氧浓度（FIO2） 由氧流量调节，缺少精确数字显示，最好另装氧浓度分析仪。（二）气动气控型呼吸机需4kg/cm2以上氧源和空气源，由逻辑元件控制和调节呼吸机参数。（三）气动电控型呼吸机是多数现代化呼吸机的驱动和调节方式，如Evita、Servo900C、Bennett7200、Adult star、 鸟牌8400及纽邦E-200等。二、按用途分类（一）成人呼吸机。（二）婴儿和新生儿呼吸机。（三）辅助呼吸或治疗用呼吸机。（四）麻醉呼吸机。（五）携带式急救呼吸机。（六 ） 高频正压呼吸机。三、对呼吸机功能的要求（一 ） 工作特点1. 容量、压力及时间转换 潮气量=1020m 1,用于婴儿。50500ml,用于儿童。 2002000ml,用于成人。2. 可调的吸气流速 成人最高达 150L/min。3. 可调的吸/呼比率 吸/呼比率=1： 11： 4,吸气峰压的限制；婴儿60cmH2O,儿童及成 人 100 cmH2O。4. 频率 060bpm。5. 有吸气平台 2s 和呼气滞后。6. 具有常用的通气方式 辅助/控制、指令通气、呼气末正压及持续气道正压呼吸 （CPAP 最高到50 cmH2O）。（二 ） 监测气道压力、频率、潮气量、通气量、吸入氧浓度及吸入气温度。（三 ） 报警1. 气道高低压。2. 吸入氧浓度。3. 湿化和雾化液平面。4. 吸气温度。5. 断电或断气报警。第2节 呼吸机的基本结构不管是何种类型的呼吸机，其基本结构是相似的，应包括：气源。供气和驱动装置。 空氧混合器。控制部分。呼气部分。监测报警系统。呼吸回路。湿化和雾化装、气源绝大多数呼吸机需高压氧和高压空气。氧气源可来自中心供氧系统，也可用氧气钢筒。高 压空气可来自中心供气系统，或使用医用空气压缩机。氧气和压缩空气的输出压力不应大于 5kg/cm2,因此，使用中心供氧、中心供气，或高压氧气钢筒，均应装配减压和调压装置。医用空气压缩机可提供干燥和清洁的冷空气；供气量为5564L/min的连续气流，最大输 出连续气流120L/1.5S,工作压力50PSI（3.4kg/ cm2）,露点下降510F（-2.8-5.6C）,噪音小于 60dB（lm之内），并有低压报警（30PSI或2.04 kg/ cm2）,高温报警（150F或70C）及断电报警。 滤过器可消除 90%以上的污染。使用时应注意每天清洗进气口的海绵及排除贮水器的积水。 并观察计时器工作，一般满20003000h应检修一次。电动型呼吸机不需高压空气，其中部分需高压氧，部分不需高压氧，经氧流量计供氧。二、供气和驱动装置呼吸机供气部分的主要作用是提供吸气压力，让病人吸入一定量的吸气潮气量，并提供不 同吸入氧浓度的新鲜气体。（一）供气装置大多数呼吸机供气装置采用橡胶折叠气囊或气缸，在其外部有驱动装置。当采用橡胶折叠 气囊时，呼吸机的自身顺应性较大，除本身的弹性原因外，还不能完全使折叠囊中的气体压 出。但折叠囊更换容易，成本低，无泄漏，当作为麻醉呼吸机时有独特的优越性。采用气缸 作为供气装置时，呼吸机自身顺应性小，可使气缸内的气体绝大部分被压出，但密封环处可 能有少量泄漏。近来有采用滚膜式气缸作为供气装置，兼有上述二种优点，且无泄漏，顺应 性小。（二）驱动装置驱动装置的作用是提供通气驱动力，使呼吸机产生吸气压力。在呼吸机发展史上曾有 7 种驱动装置：重力风箱。负荷弹簧风箱。线性驱动活塞。非线性驱动装置。吹风 机。喷射器。可调式减压阀。可调式减压阀为目前应用较多的一种驱动方式。它是指通过减压通气阀装置将来源于贮气 钢筒、中心气站或压缩泵中的高压气体转化成供呼吸机通气用的压力较低的驱动气。使用该 驱动装置的呼吸机常称为气动呼吸机。吹风机、线性驱动装置、非线性驱动活塞均需使用电动机作为动力。如吹风机是通过电动 马达快速恒定旋转，带动横杆向前运动，推动活塞腔中的气体排出，产生一个恒定恒速驱动 气流；非线性驱动活塞是电动马达使轮盘旋转，带动连杆运动而推动活塞。采用这些驱动装 置的呼吸机常称为电动呼吸机。电动呼吸机的优点是不需要压缩气源作为动力；故一般结构 小巧。（三）直接驱动和间接驱动按驱动装置产生的驱动气流进入病人肺内的方式不同，可分为间接驱动和直接驱动。如果 从驱动装置产生的驱动气流不直接进入病人肺内，而是作用于另一个风箱、皮囊或气缸，使 风箱、皮囊或气缸中的气体进入病人肺内，称为间接驱动。间接驱动类呼吸机称为双回路呼 吸机。间接驱动型耗气大，一般耗气量大于分钟通气量，最大可达二倍的分钟通气量。如果从驱动装置产生的驱动气流直接进入病人肺内，称为直接驱动。直接驱动类呼吸机称 为单回路呼吸机。直接驱动主要适用于可调式减压阀和喷射器这两种驱动装置。就喷射器而 言，其采用Venturi原理，高压氧气通过一个细的喷射头射出，有一部分空气被吸入。FIO2 随吸气压力、氧气压力变化而变化，且变化幅度较大。FIO2不小于37%常为急救型呼吸机 采用。可调式减压阀驱动装置直接驱动时，常有性能良好的空氧混合器，有伺服性能良好的 吸气伺服阀，甚至可直接用两个吸气伺服阀，一个伺服压缩空气，另一个伺服氧气，这种类 型的装置可以使病人得到各种不同的吸入氧浓度。伺服阀既可伺服流量，也可伺服压力，阀 身小，反应时间快，用这种结构的呼吸机，可以有很多种通气功能，故为多功能呼吸机的首三、空氧混合器空氧混合器是呼吸机的一个重要部件，其输出气体的氧浓度可调范围应在21%100%。空 氧混合器分简单和复杂两种。（一）空氧混合装置以贮气囊作供气装置的呼吸机，常配置空氧混合装置，其结构比较简单，混合度不可能很 精确，氧浓度是可调的，由单向阀和贮气囊组成。工作原理是：一定流量的氧气经入口先进 贮气囊内，当贮气囊被定向抽气时，空气也从入口经管道抽入贮气囊内，从而实现空氧的混 合。要达到预定的氧浓度，则通过调节氧输入量来取得。氧流量通过计算：气流量=每分钟通气量x（混合气氧浓度-20%）/80%。例如要求混合气氧 浓度达到 40%，当分钟通气量为 10L 时，其输入氧浓度的计算方式，即为：氧流量 =10x（40%-20%）/80%=2.5L/min。上述计算表明，当分钟通气量为10L时以2.5L/min的纯氧 流量，即可获得含40%氧混合气（FIO2=O.4）。（二）空氧混合器结构精密、复杂，必须耐受输入压力的波动和输出气流量的大范围变化，以保证原定氧浓 度不变。通常由一级或二级压力平衡阀、配比阀及完全装置组成（图 76-1）。当压缩空气和氧 气输入第一级平衡阀时，由于这两种输入气体的压力不可能相等，所以同轴阀蕊将向压力低 的一方偏移，造成压力低的一端气阻小，降压也小。而压力高的一端气阻大，降压也大。因 而在第一级平衡阀的两端阀，作进一步压力平衡。其工作原理同第一级一样，这次的输出压 力已相当均等了。图 76-1配比阀实际上是同一轴上的两只可变气阻，当一只气阻减小时，另一只气阻增大。来自前 级的等压力进入配比阀后由于受到的气阻不同，所以流入贮气罐的流量也不同(流量=压力/ 气阻)。如果流入贮气罐的空气流量为7.5L/min,流入的氧流量是2.5L/min,则混合后的氧 浓度=(2.5+7.5x20%)/(7.5+2.5)=40%。如果调节配比阀在中间位置，则配比阀两边气阻相同， 流入贮气囊的两股气流量也相同。若氧和空气的流入量都是5L/min，则混合后得到氧浓度 =(5+5x20%)/(5+5)=60%o根据上述情况可知，尽管输入的两种压缩气体的压力会有波动，但经过二级平衡之后输出 压力是相当均等的，并且不会影响已调定的氧浓度。唯有调节配比阀后，氧浓度才会改变。为了贮气罐内压力不致升得太高，可安置压力开关，当气罐内压力升至预置值时，压力开 关使第二级平衡阀产生压力泄漏而关闭，致使贮气罐因得不到气流补充而压力下降。当压力 下降至预置时，压力开关使平衡阀重新启动。安全装置的作用是当两种压缩的气体中的任何 一种发生耗竭，或已不符合使用要求时，则另一种气体能立刻自动转换以维持供气；同时能 发出声光报警。四、控制部分控制部分是呼吸机的关键组成部分。根据控制所采用的原理不同，可将控制部件分为三种： 气控、电控和微处理机控制。控制部分使呼吸机在吸气相和呼气相两者之间切换。(一) 控制原理1. 气控 呼吸机无需电源，在某种特定的环境很有必要。如急救呼吸机在担架上、矿井内、 转运过程中等。它的特点是精度不够高，难以实现较复杂的功能，一般可作一些简单控制。 随着器件的低功耗化，以及高性能蓄电池的出现，气控方式有被逐渐淘汰的可能。2. 电控 是用模拟电路和逻辑电路构成的控制电路来驱动和控制电动机、电磁阀等电子装 置的呼吸机，称为电控型呼吸机。电控型呼吸机控制的参数精度高，可实现各种通气方式。电控型呼吸频率误差一般为 5%10%，气控型为 15%20%，吸呼比由气控呼吸机较难实现，而电控型十分容易，还有 同步、压力报警功能等均是如此，故电控型呼吸机有很大的优越性。3. 微处理机控制 仍属电控型。由于近年计算机技术的迅速发展，这种控制型呼吸机也日 趋成熟。呼吸机控制精度高，功能多，越来越多的呼吸机均采用此种方法。目前，呼吸机已 可以不改变硬件和呼吸机的结构件，而只需改变控制系统的软件部分，即可修改呼吸机的性 能、发展呼吸机的功能。所以，利用微电脑作为呼吸机的控制部分，是呼吸机发展和更新的 总趋势。(二) 控制方式1. 起动(initiating)是指使呼吸机开始送气的驱动方式。起动有3种方式：时间起动、压力 起动和流量起动。(1) 时间起动 用于控制通气。它是指呼吸机按固定频率进行通气。当呼气期达到预定的时 间后，呼吸机开始送气，即进入吸气期，不受病人吸气的影响。(2) 压力起动 用于辅助呼吸。压力起动指当病人存在微弱的自主呼吸时，吸气时气道内压 降低为负压，触发(trigger)呼吸机送气，而完成同步吸气。呼吸机的负压触发范围(灵敏度， sensitivity)为-1-5cmH2O,般成人设置在-lcmH20以上，小儿在-0.5cmH2O以上。辅助呼 吸使用压力触发时，能保持呼吸机工作与病人吸气同步，以利撤离呼吸机，但当病人吸气用 力强弱不等时，传感器装置的灵敏度调节困难，易发生过度通气或通气不足。此外，由于同 步装置的限制，病人开始吸气时，呼吸机要迟20ms左右才能同步，这称为呼吸滞后(lag time)。 病人呼吸频率越快，呼吸机滞后时间越长，病人呼吸作功越多。(3) 流量起动 用于辅助呼吸。流量起动指在病人吸气开始前，呼吸机输送慢而恒定的持续 气流，并在呼吸回路入口和出口装有流速传感器，由微机测量两端的流速差值。若差值达到 预定水平，即触发呼吸机送气。持续气流流速一般设定为10L/min,预定触发流速为3L/min。 流量触发较压力触发灵敏度高，病人呼吸作功较小。理想的呼吸机触发机制应十分灵敏，可通过两个参数来评价，即灵敏度和反应时间 (response time)。灵敏度反映了病人自主吸气触发呼吸机的作功大小。衡量灵敏度的一个指 标为敏感百分比，敏感百分比=触发吸气量/自主潮气量X100%。理想的敏感百分比应小于 1%, 般成人呼吸机的触发吸气量为0.5ml。小儿呼吸机则更低。2. 限定(limited)正压通气时，为避免对病人和机器回路产生损害作用，应限定呼吸机输送 气体的量。有3种方式：容量限定：预设潮气量。通过改变流量、压力和时间三个变量来 输送潮气量。压力限定：预设气道压力，通过改变流量、容量和时间三个变量来维持回路 内压力。流速限定：预设流速。通过改变压力、容量和时间三个变量来达到预设的流速。3. 切换(cycling)指呼吸机由吸气期转换成呼气期的方式。有4种切换方式：时间切换： 达到预设的吸气时间，即停止送气，转回呼气。容量切换：当预设的潮气量送入肺后，即 转向呼气。流速切换：当吸气流速降低到一定程度后，即转向呼气。压力切换：当吸气 压力达到预定值后，即转向呼气。(三) 流速形态有方波、递减波、递增波、正弦波等(图 76-2)，常用的为前两者。吸气时方波维持恒定高 流量，故吸气时间短，峰压高，平均气道压低，更适合用于循环功能障碍或低血压的患者。 递减波时，吸气时间延长，平均气道压增高，吸气峰压降低，更适合于有气压伤的患者。在 呼吸较强，初始吸气流速较大的患者，与方波相比，递减波不仅容易满足患者吸气初期的高 流量需求，也适合患者呼气的转换，配合呼吸形式的变化，故应用增多。图 76-2五、呼气部分呼气部分是呼吸机中的一个重要组成部分。其主要作用是配合呼吸机作呼吸动作。它在吸 气时关闭，使呼吸机提供的气体能全部供给病人；在吸气末，呼气阀仍可以继续关闭，使之 屏气；它只在呼气时才打开，使之呼气。当气道压力低于PEEP时，呼气部分必须关闭，维 持PEEP。呼气只能从此回路呼出，而不能从此回路吸入。呼气部分主要有三种功能的阀组 成，如呼气阀、PEEP阀、呼气单向阀，也可由一个或两个阀完成上述三种功能。（一）呼气阀常见呼气阀有电磁阀、气鼓阀、鱼嘴活瓣（兼有吸气单向阀功能）、电磁比例阀、剪刀阀。 电磁阀有两种型式，常见的是动铁型电磁前期，通径一般小于8mm,通常指的电磁阀就是 动铁型阀；另一种是动圈型电磁阀，常称电磁比例阀，电磁部分输出的力与电流有关，与输 出部分的位移无关；由于电磁比例阀动作部分重量比较轻，反应速度比较快，通径可设计得 比较大。由于电磁比例阀不是通用件，一般由专业厂专门设计生产，所以价格比较高。电磁 阀多用于婴儿呼吸机中，因为电磁阀结构小、通径小、气阻较大，通过流量不可能很大。气 鼓阀的形式很多，采用这种结构的呼吸机也很多。它可以由电磁阀控制，将电磁阀作为先导 阀，此时控制气鼓阀的流量可很小；也可兼有PEEP阀功能。如呼气时使气鼓内压力不是0， 可使气道内维持PEEP。更为方便的是，可将吸气压力作为控制气鼓阀的气源，结构变得非 常简单，但此时不能兼有PEEP阀功能。鱼嘴活瓣常在简单型呼吸机中采用，因为它兼有吸气单向阀的功能。电磁比例阀是通过控 制线圈中的电流来控制呼气阀的开与关，可作为压力限制阀和PEEP阀，其反应时间快，性 能良好，可开环控制，故十分方便。剪刀阀的结构如剪刀，故称剪刀阀。它除了作开启或关 闭的呼气阀以外，亦可控制其呼出流量，且比其他阀方便。（二）PEEP 阀PEEP阀是临床上用于治疗急性呼吸窘迫综合征的重要手段，PEEP阀除了上述可由呼气阀 兼有外，还有几种阀可以实施PEEP功能。如水封PEEP阀，把插入水中的深度作为PEEP 值，早期的呼吸机是采用此法实施PEEP功能的。较多见的利用弹簧PEEP阀，作为单独的 PEEP阀。磁钢式PEEP是用磁钢吸引力代替弹簧。重锤PEEP阀是利用重锤来限制呼出气 的，但改变数值时较麻烦，需要垂直于地面。（三）呼气单向阀为了防止重复吸入呼出气或自主吸气时产生同步压力触发，呼吸机都需要呼气单向阀，呼 气单向阀大多数由PEEP阀和呼气阀兼任，但有时还必须要装一单向阀，以确保实现上述功六、监测和报警系统呼吸机能否正常工作或运转，对病人的抢救成功与否至关重要。因此，呼吸机的监测系统 越来越受到研制者和临床应用者的重视。呼吸机监测系统的作用有两个方面，一是监测病人的呼吸状况，二是监测呼吸机的功能状 况，两者对增加呼吸机应用的安全性，均具有相当重要的作用。呼吸机的监测系统包括:压 力、流量、吸入氧浓度、呼出气C02浓度、经皮O2分压、C02分压、血氧饱和度等。大 部分呼吸机不直接带有呼气C02、血氧饱和度监测装置，而只作为配件装置附带。呼吸机 常配有的监测装置有如下三个方面。(一) 压力监测主要有平均气道压(Paw)、吸气峰压(Pmax)、吸气平台压(Platen)和PEEP上下限压力报警 等，还有低压报警。压力监测的方式是通过压力传感器实施的，传感器一般连接在病人 Y 型接口处，称为近端压力监测。也有接在呼吸机的吸气端或呼气端。低压报警主要作为通气 量不足、管道脱落时压力下降时的报警，有些呼吸机用通过低分钟通气量报警来代替，呼吸 机一般均设置这两种功能。高压报警是防止气道压力过高所致的呼吸器官气压伤可能。高压报警有超过压力后报警， 兼切换吸气至呼气功能；也有只报警而不切换呼、吸气状态的；使用时应注意。监测PEEP是将呼气末的压力显示出来，以监测呼吸机的性能。监测Pmax是显示吸气的 最高压力，监测 Pplateu 是显示屏气压力。上述三个压力数据与流量数据结合，可得到吸气 阻力、呼气阻力及病人的肺、胸的顺应性测定数据。(二) 流量监测多功能呼吸机一般在呼气端装有流量传感器，以监测呼出气的潮气量，并比较吸入气的潮 气量，以判断机器的使用状态、机械的连接情况和病人的情况。也有的呼吸机应用呼气流量 的监测数据来反馈控制呼吸机。1. 呼出气潮气量 可监测病人实际得到的潮气量。在环路泄漏的定容量通气，特别是定压 通气中，有一定的价值。有的呼吸机甚至用此数据馈控吸气压力，还可提供给微电脑计算其 顺应性。2. 呼出气分钟通气量 可通过流量的滤波(即把呼气流量平均，可得到呼出气的分钟通气 量)或由潮气量、呼吸时间来计算。前者反应慢，后者反应快；前者可有分立元件实现，后 者必须采用微电脑计算。由于每次呼出气的潮气量与呼吸时间均可能有变化，每次计算出的 数据变化较大，一般是将36次呼吸平均后作为呼出气的分钟通气量。该数据可作为控制分 钟的指令通气的关键数据，也可作过度通气与通气不足报警，还可作管道导管接头脱落或窒 息等报警监测。流量传感器可以安装在病人的Y型接管处，缺点是增加了一定量的死腔量， 优点是可用一个传感器同时监测吸入与呼出气的流量。3. FIO2监测一般安装在供气部分，监测呼吸机输出的氧浓度，以保证吸入所需浓度的新 鲜空-氧混合气体。监测氧浓度的传感器有两种，一是氧电极，二为氧电池。氧电极需要一 年一次的更换或加液，氧电池为随弃型。它们的共同缺点是，都只能用一年左右，一旦呼吸 机的氧电池失效，呼吸机将总是报警，以致呼吸机不能正常使用。七、呼吸回路多数呼吸机应用管道呼吸回路，吸气管一端接呼吸机气体输出管，另一端与湿化器相连， 有时可接雾化器和温度探头。呼气管一端有气动呼气活瓣，中段有贮水器。呼气管与吸气管 由Y型管连接，只有Y形管与病人气管导管或气管切开导管相连处是机械死腔（图76-3）。图 76-3八、湿化器与雾化器（一）湿化器湿化器是对吸入气体的加温和湿化，以使气道内不易产生痰栓和痰痂，并可降低分泌物的 粘稠度，促进排痰。较长时间的使用呼吸机时，良好的湿化可预防和减少呼吸道的继发感染， 同时还能减少热量和呼吸道水分的消耗。湿化器大多数是通过湿化罐中的水，使其加温后蒸发，并进入吸入的气体中，最终达到使 吸入气加温和湿化的作用。为达到较好的加温和湿化的效果，一般使吸入气体通过被加温罐 中的水面；或增加其湿化面积（如用吸水纸）；也有用鼓泡型的方法，即使吸入的气体从加 温罐的水中通过，但这种方法现已很少用，因为水的振动容易引起误动作或误触发等。最先进的湿化器是采用特制的多孔纤维管道加温，使水在管道壁外循环，并逐渐弥散管道 加温，既有湿化的作用（图 76-4），又基本不增加呼吸机的顺应性，这对婴儿呼吸机十分重要， 湿化点可放置在吸入气管口的附近，可使湿化的效果大为改善。有些湿化器为减少气体输送 过程中的温度损失和减少积水，在吸入气的管道口中还安装了加热线。图 76-4（二）雾化器雾化器是利用压缩气源作动力进行喷雾，雾化的生理盐水可增加湿化的效果，也可用作某 些药物的雾化吸入。雾化器产生的雾滴一般小于5“m而湿化器产生的水蒸汽以分子结构 存在于气体中；前者的水分子以分子团结构运动，容易沉淀到呼吸道壁 ，不易进入肺的下 肺单位，后者的水分子不易携带药物；雾化器容易让病人吸入过量的水分，湿化器不会让病 人吸入过量水分，通常还需在呼吸道内滴入适宜的生理盐水以补充其不足。在使用雾化器过程中，特别要注意雾化是否增加潮气量。有些呼吸机的雾化器能使潮气量 增加，有的可不增加；还要注意有些呼吸机的雾化器是连续喷雾，有些是随病人的吸气而喷 雾，使用时宜采用降低通气频率、放慢呼吸节奏的方法，使雾化效果更加完善。第3节 各类通气模式的意义和产生机制随着对各种类型呼吸衰竭发病机制，病理生理认识的不断深化，以及呼吸机技术的进步， 机械通气模式越来越多。在二十世纪四、五十年代，广泛使用的定压型呼吸；即呼吸机在吸 气相产生气流，进入呼吸道，使肺泡扩张，随着气道压力不断升高，当达到某个预定值时， 呼吸机停止送气，开始呼气。该类呼吸机技术上存在缺陷，不能提供稳定的潮气量，同时因 监测技术落后，不能保证稳定的通气。故定压型呼吸机渐被定容型呼吸机取代。定容型呼吸 机的特点是吸气时呼吸机产生气流，送入气道，使肺泡扩张；当预定的潮气量输送完毕，呼 吸机停止送气，开始呼气。定容型呼吸机的优点是能够提供稳定的潮气量，保证通气稳定。 其缺点是当病人顺应性下降时，气道压力升高，甚至可产生气压伤。二十世纪八十年代末， 由于微电脑技术的应用，压力预置(容量调节)型通气模式随即产生。由于吸气流量的精确变 化，保证预设气道压力得到有效控制。同时因有完善的监测和报警系统，压力预置型通气模 式得到广泛的承认。一、容量预置模式(一 ) 机械控制通气机械控制通气(control mechanical ventilation, CMV)是临床出现最早，应用最普遍的通气模 式，也是目前机械通气最基本的通气模式o CMV是时间起动、容量限定、容量或时间切换。 在吸气时由呼吸机产生正压，将预设容量的气体送入肺内，气道压力升高；呼气时肺内气体 靠胸肺弹性回缩，排出体外，气道压力回复至零。CMV时若PEEP=0,又称为间歇正压通 气(intermittent positive pressure ventilation, IPPV)。若 PEEP0，则称为持续正压通气 (continuous positive pressure ventilation, CPPV)。CMV时，呼吸机完成全部的吸气呼吸功，是一种完全呼吸支持模式。CMV时，吸气相 是定时起动的，与病人的自主呼吸周期无关，即是非同步的。但目前多数呼吸机配置同步装 置，使得CMV转变成下面介绍的辅助控制通气(Assisted/control ventilation, A/C)(图76-5)。图 76-5(二)机械辅助呼吸机械辅助呼吸(Assisted Mechanical Ventilation, AMV)有辅助 /控制呼吸(Assist/control ventilation, A/C),是一种压力或流量起动、容量限定、容量切换的通气方式。AMV可保持呼 吸机工作与病人吸气同步，以利病人呼吸恢复，并减少病人作功。辅助/控制呼吸可自动转 换，当病人自主呼吸触发呼吸机时，进行辅助呼吸。当病人无自主呼吸或自主呼吸负压较小， 不能触发呼吸机时，呼吸机自动转换到控制呼吸。辅助控制呼吸通气方式适用于需完全呼吸 支持的病人。CMV 和 AMV 通气时，可应用吸气平台方式，此时， CMV、 AMV 即转变为时间切换方 式。吸气平台又称吸气末停顿(End-inspiratory pause, EIP),其含义为：CMV时，于吸气末呼 气前，呼气活瓣通过呼吸机的控制装置再继续停留一定时间(0.33s), 般不超过吸气时间 的 15%，在此期间不再供给气流，但肺内的气体可发生再分布，使不易扩张的肺泡充气， 气道压下降，形成一个平台压。吸气平台的时间为吸气时间的一部分。主要用于肺顺应性较 差的病人。（三）间歇指令通气和同步间歇指令通气间歇指令通气（Intermittent Mandatory Ventilation, IMV）又称间歇强制呼吸。1971 年，Kirby 报告用IMV治疗新生儿呼吸窘迫综合征。1973年，Dowrs等提出用IMV撤离正压通气。 近年来，采用同步间歇指令通气（synchronized intermittent mandatory ventilation, SIMV）实际上 是自主呼吸和控制呼吸的结合,在自主呼吸的基础上,给病人有规律地和间歇地触发指令潮气 量，并将气体强制送入肺内,提供病人所需要的那部分通气量,以保持血气分析值在正常范围 （pH值小于7.35,PaCO23545mmHg）,与CMV类似，潮气量由呼吸机自动产生，病人容易从机 械通气过度到自主呼吸,而最后撤离呼吸机。IMV的优点：气道内压和胸内压较CMV和AMV 低,故对心脏和肾脏功能的影响较小， 气压伤的危险性也少；保证适当通气量，避免通气过度和通气不足;减少镇静、镇痛和 肌肉松弛药的使用；维持呼吸肌活动，减少呼吸肌废用性萎缩和不协调；V/Q比率更适 当；使病人迅速脱离呼吸机。IMV的缺点：不能随临床病情变化而随时调节通气量，易致CO2潴留；呼吸作功 增加；呼吸肌疲劳；如IMV频率减少太慢，则呼吸机撤离延长；在机械通气撤离期 间可能发生心脏功能不全；呼吸幅度增大发生气压伤机会多。SIMV 是 IMV 的一种改良方式，为了保证机械呼吸与病人自主呼吸相同步，又不干扰病 人的自主呼吸，除调节SIMV的机械通气频率外，还必须调节同步呼吸的触发或灵敏度，在 有规律的触发时间内（触发窗），通过吸气努力使SIMV与自主呼吸同步（图76-6）。图 76-6IMV/SIMV主要用于脱机前的训练和过度，也可用于一般的常规通气，如部分呼吸情况相 对平稳的情况下。应用于脱机前准备时，可将IMV/SIMV的呼吸次数由正常水平逐渐减少， 直到完全脱机。一般当指令呼吸次数降至45次/min，病人仍可保持较好氧合状态时，即可 考虑脱机。（四）分钟指令通气分钟指令通气（mandatory minute volume ventilation, MMV）最早由 Hewlett 于 1977 年首先介 绍。产生和设计MMV的主要目的是试图解决采用IMV/SIMV脱机时可能遇到的问题：病 人自主呼吸不稳定，使潮气量和分钟通气量下降，而 IMV/SIMV 不能自动弥补其不足，从 而可能发生缺氧或二氧化碳潴留。MMV则可根据病人需要，自动根据预设通气量来控制和 调节指令通气的频率，当分钟通气量达到预先设定的通气量时，仍依靠病人的自主呼吸；但 当自主呼吸所产生的分钟通气量低于预定值时，机器可自动提高指令通气的频率予以补足分 钟通气量。对呼吸不稳定和通气量不恒定的病人，用MMV通气方式作脱机前的准备或从机械通气的 形式过度到自主呼吸，可能较 IMV/SIMV 更安全。目前多种呼吸机有 MMV 功能，如： Enqstrom,Serveo, Drager Evita, Bear-5 and Hamilton 等。二、压力预置模式(一 ) 压力限制通气压力限制通气(Pressure Limited Ventilation PLV)是Evita呼吸机的特有功能，通过限定气 道压力，可降低气道峰压而不减少潮气量。通常设置的吸气峰压(PIP)=平台压 (EIP)+3cmH2O(图76-7)。最高报警压设置为PIP+10cmH2O。当气道压力达到设置的PIP值 时，流量减慢，延长供气时间，将剩余潮气量慢慢送入。采用PLV，有两个优点：降低气 道峰压，减少气压伤和气管损伤的危险；递减流量减少了在不等量分配通气期间通气良好 的肺组织过度通气的现象。图 76-7(二) 压力控制通气压力控制通气(pressure controlled ventilation, PCV)是时间切换压力控制模式。它的特点是 气道压力迅速上升到预设峰压，后接一个递减流量波形以维持气道压力于预设水平 (图 76-8)。PCV可以按通常吸呼比例通气，也可行反比通气。PCV时，若肺顺应性或气道阻力 发生改变时，潮气量即会改变。所以，使用该通气模式时应严密监测，并保持报警系统工作 正常。PCV的优点是：降低气道峰压，减少气道压发生的危险性。气体分布更加均匀。 改善气体交换。适用于儿童、不带套囊的气管导管及有痿道的病人，因为通过增加流量 可维持预设的压力。研究业已表明，对严重的ARDS病人，采用PCV方式和通常的吸呼比， 可增加PaO2，改善组织氧合，增加心脏指数及肺顺应性。图 76-8(三) 压力支持通气压力支持通气(pressure support ventilation, PSV)是流量切换压力控制模式。它的特点是病 人自行调节吸气时间、呼吸频率、由呼吸机产生预定的正压；若自主呼吸的流速及幅度不变， 潮气量则取决于吸气用力、预置压力水平及呼吸回路的阻力和顺应性。压力支持从吸气开始， 直至病人吸气流速降低到峰值的25%停止(图76-9)。PSV的主要优点是减少膈肌的疲劳和呼 吸作功；当潮气量达到1020ml/kg时的PSV水平可消除呼吸作功，称为PSVmax。PSV可 与SIMV或CPAP联合应用，有利于撤离呼吸机o PSV是一种辅助通气方式，预置压力水平 较困难，可能发生通气不足或过度、呼吸运动或肺功能不稳定者不宜单独使用。图 76-9比例辅助通气(proportional assist ventilation, PA/),也称成比例压力支持(PPS),是Evita-4呼 吸机提供的一种新的辅助呼吸模式,是用于自主呼吸需要辅助或由于气道阻力增加和/或肺顺 应性降低而致呼吸功增加的患者。它可看作是压力支持通气(PSV)的进一步发展，虽然二者 之间有着某些显著的差别。PSV时，患者自主吸气触发呼吸机后，呼吸机提供预设的压力。 当患者自主吸气增大后，呼吸机提供的压力并不改变。虽然呼吸机提供的气流速度和容量相 应增加，相应于该部分的呼吸功其实是由病人完成。以公式表示即：Pvent+Pmus=RxV+l/cxV (1)Paw：即呼吸机提供的压力Pmus :即患者自主呼吸时肌肉收缩力R：气道阻力V：气流速度C：肺顺应性V：潮气量而在PAV时，压力支持会根据吸气压力而改变。改变公式(1)为：Pmus= RxV+1/cxV (2)若呼吸机能控制病人的气流速度和所需潮气量，则Pvent=K1xV+K2xV (3)将(3)代入(2)，则为： Pmus= RxV+1/cxV -K1xV-K2xV (4)根据(4)式，很显然，只要合适的设定常数K1和K2,患者的自主呼吸功可得到最大程度 的补偿。在PAV中，K1即为流量辅助，K2即为容量辅助。PAV 时呼吸机持续测量和计算患者的流量和潮气量。利用预设的流量辅助和容量辅助，在 呼吸周期中的每一点呼吸机均持续计算。如图76-10所示：当患者吸气用力改变后，PSV时压力支持恒定，而PAV时压力支持是 成比例的，与病人所做的呼吸功也是成比例的，潮气量、吸气和呼气的持续时间、气体流量 等呼吸参数都完全由病人自己控制，病人的吸气努力越大，机器所提供的辅助也越多。因为 流量辅助和容量辅助可能相对于实际的气道阻力或肺顺应性被过高设定，因此，气道阻力和 肺顺应性的测定就非常重要。PAV时，VT有着更高的可变性。即使病人的通气需求增加，RR也可保持相对恒定，避 免了 PSV时RR变快所致的内源性PEEP(PEEPi)增加。且吸气时，气道峰压较低，可以经面 罩使用而避免气管插管，主观感觉较舒适，不仅可以降低病人总的呼吸功，容量和流量辅助 还可选择性地用以降低弹性附加功和阻力附加功9；对于脱机困难的COPD患者，PAV除 改善通气外，还降低口腔关闭压(P0.1)，减轻呼吸肌负荷，便于呼吸机撤离。图 76-10(四)自动导管补偿(automatic tube compensation, ATC)气管插管病人在自主呼吸时，需克服人工气道阻力而做功。因此，与不插管病人相比，呼 吸更加费力。以前所有的辅助通气模式(PSV等)，由于其本身的设计缺陷，只能进行固定的 呼吸补偿。呼吸机参数一经设定，就不会改变，除非再次人工设定。 ATC 就是对这些通气 模式的一种新的补充。它可以对人工气道阻力进行精确的补偿，从而减少病人的呼吸附加功， 使病人感觉更加舒适。气流通过气管导管时在导管两端形成一个压力差（?Ptube）。自主呼吸时，病人呼吸肌在肺 内产生额外负压，用以代偿此压力差。实际上，呼吸机可以通过在导管顶端精确地产生这 一?Ptube来消除病人这一部分额外的附加功（图76-11）。但由于?Ptube随着通过导管的气体 流量的改变而相应的发生变化，意味着机器产生的补偿压力必须根据气体流量持续地进行调 节才能准确地进行补偿。在 PSV 模式下，当呼吸机检测到病人的吸气努力后，就按照预设 的压力水平产生一固定的通气压力（Paw）,可对导管进行补偿，但它不会随着病人自主呼吸 情况和气体流量的改变而自动调节。如果病人的吸气努力增强，通过气管导管的流量也 大， ?Ptube 就会高于预设的压力支撑水平，导致补偿不足。相反，则会过度补偿发生。图 76-12显示，当气管导管内径7.5mm时，PSV5cmH2O对?Ptube所提供的补偿仅在气体流量 为45L/min时最合适。因而，随着病人自主呼吸情况的变化,PSV的水平必须经常手动调节。 而在ATC模式下，呼吸机通过持续测量导管内的气体流量，计算?Ptube并自动调节起到精 确的调节作用。ATC的参数设置仅有两个，即气管导管内径和补偿程度。图 76-11图 76-12使用ATC可使病人主观感觉舒适，通过导管阻力作足够的补偿，避免了过度补偿或补偿 不足的发生或所致的不适，病人呼吸做功减少；也可以用于鉴别急性呼吸功能不全的原因， 是由于气管内插管或真正的呼吸力学机制障碍所致。补偿程度的设置（1-100%）还可以用来锻 炼呼吸肌，为病人的顺利脱机作准备。ATC与PAV 一起应用时，能有选择性地对病人的呼 吸进行补偿，如图 76-13 所示。图 76-13（五）压力调节容量控制压力调节容量控制（pressure regulated volume control, PRVC）为Servo300特有的通气方式， PRVC设预置潮气量，先给第一次控制呼吸（吸气压为5cmH2O），后根据呼吸机自动连续测定 胸肺顺应性和容量 /压力关系，调节第二次呼吸的潮气量和通气压力 （为上述计算机值的 75%），依次类推，直至第四次呼吸后，通气压力峰值达到100%（图 76-14），使实际潮气量与 预置潮气量相同。吸气峰压在预置下5 cmH2O时，可自动调节，两个相邻吸气峰压超过预 置压力50%时，可自动转换为呼气，以防发生气肺气压伤oPRVC主要用于无自主呼吸的病 人，如支气管哮喘病人的呼吸支持，可加用PEEPo图 76-14（六）容量支持容量支持（volume support ventilation, VSV）是 Servo300特有的通气方式，工作原理与PRVC 基本相同，即不同的是VSV仅用于自主呼吸的病人，需调节吸气负压灵敏度才能启动。呼 吸频率和吸/呼比率也由病人自主呼吸控制，当吸气减慢至流速50% 吸气时间超过预置呼吸 周期80%时，吸气停止，转换为呼气。吸气压力支持也可随自主呼吸增强而自动降低，而 且当呼吸暂停时间成人超过20s,儿童超过15s，新生儿超达10s时呼吸机可自动将VSV转 换为PRVC。VSV主要用于存在自主呼吸而尚不完善的病人，麻醉和手术后呼吸支持、COPD 伴呼吸功能不全及撤离呼吸机时，并可与其他通气方式联合使用。(七 ) 气道压力释放通气气道压力释放通气(Airway Pressure Release Ventilation APRV)于 1987 年由 Stock 和 Downs 介绍。它是一种时间切换或病人触发、压力调节的通气模式。它采用将气道压力从预置 (高)CPAP压力值瞬变到较低的CPAP值的方法来达到让自主呼吸的病人更多的呼气(图 76-15)。APRV允许病人在整个呼吸周期自主呼吸。由于从CPAP的较高压力降低到较低压 力，也方便了气体交换，且无需病人自主努力。预置的CPAP值决不会被任何峰压值超过。 APRV被认为是一种比目前所用大多数通气方法损伤性小的通气模式。图 76-15Downs采用的方法是：尽可能保留病人的自主呼吸，CPAP 2025cmH2O,维持23s。压 力降低到0(维持0.5s)，减压时间短使肺泡不会萎陷，使CO2容易排出。众多科研机构对 APRV进行了研究。一组包括50例病人的研究表明：使用APRV后，均保持了相似的血气 状态、血流动力学状态和分钟通气量，但气道压力较低。气道压力平均降低2812cmH2O。 另一个研究报道与传统通气模式相比，使用APRV平均气道压降低25 cmH2O。Rosnanen、 Stock和Downs等指出APRV能纠正呼吸性酸中毒，但对氧合、静脉回流、心脏指数或组织 氧合影响不显著。而传统通气模式会导致血压、每搏输出量降低，组织氧供受损。(八)双气道正压通气双气道正压通气(Bi-phasic positive airway pressure, BiPAP)于 1994 年由 Horman 等介绍。它 可看作是一种压力控制型通气，该系统允许在通气周期的任何时间进行不受限制的自主呼 吸。也可将它看作是一种对CPAP采用时间切换的连续CPAP系统。如同在压力控制、时间 切换方式中一样，每一相的持续时间(Thigh和Tlow),以及相应的压力(Phigh和Plow)均可 分别进行调整。按照自主呼吸情况，BIPAP可分为：1. 非自主呼吸：CMV-BIPAP连续指令通气BIPAP)2. 在低压(CPAP)上自主呼吸：SIMV-BIPAP伺步间隙指令通气BIPAP)3. 在高压(CPAP)上自主呼吸：APRV-BIPAP4. 在两种CPAP上自主呼吸：真正的BIPAP由此可见 BIPAP 是一种适合于整个机械通气期的方式。它甚至能使大多数通气状况受到 损伤的病人自由地呼吸。APRV始终是反比通气，BIPAP对吸呼比的调整不受限制。BIPAP 的气道压力按下述进行调整:Plow按照容量控制通气时的PEEP调整,Phigh按先前所用IPPV的平台压调节。Thigh和Tlow分别与容量控制通气时的吸气时间和呼气时间相符（图76-16）。图 76-16在具体实施时，可发现在相同的FI02时气体交换无显著差异。在由CPPV转换到BIPAP 后，平均气道压将轻微上升，但无显著差异。若未使用过容量控制通气，建议按下述方法进 行：按照所需要的PEEP值，调整Plow，根据所估计的病人肺顺应性，在超出Plow之上的 1216cmH2O之间选择Phigh。通过提高或降低Phigh可增加或减少所获得的潮气量。要改 变 BIPAP 的调整值，必须按血气分析进行，并需区分通气欠佳和氧合功能障碍。若通气紊 乱（通气不足或过度通气），提高或降低通气是必需的。而在氧合障碍时，提高平均气道压力 则可增加气体交换面积。BIPAP的脱机程序为：减少FIO2小于0.5。减少Thigh至I： E小于1： 1。逐步调 整Plow和Phigh，使平均气道压力降低。调整Phigh和Plow，使AP降至812cmH2O。 减少RR至89次/min，进一步降低Phigh和Plow至平均气道压，即CPAP模式，再降 低CPAP至理想水平。BIPAP具有很多优点：所设定的吸气压（Phigh）不会被超出，甚至不会被病人强力作出的 呼气所超出。在整个通气周期，均可进行不受限制的自主呼吸，不需要用极度的镇静和肌 松来抑制自主呼吸。吸气和呼气促发灵敏，压力上升时间和流量触发灵敏度可调，使得病 人呼吸较舒适。（九）呼气末正压和持续气道正压呼气末正压（positive end-expiratory pressure, PEEP）指在控制呼吸呼气末，气道压力不降低 到零，而仍保持一定的正压水平。其产生原理是借助PEEP阀，在呼气相使气道仍保持一定 的正压（图 76-17）。图 76-17早在1938年,Barach就描述了 PEEP的治疗作用，1967年和1969年Ashkrech描述了 PEEP 治疗急性呼吸衰竭的作用，以后广泛地应用于临床，目前已成为治疗低氧血症,尤其是ARDS 的主要手段之一。PEEP可增加FRC,使原来萎陷的肺再膨胀，同时肺顺应性也增加，因此， 改善通气和氧合，减少Qs/Qt,提高PaO2。但PEEP增加了气道内压力，可影响心血管功能， 临床应用时需选择最佳PEEP，以减轻对循环功能的抑制。持续气道正压（continuous positive airway pressure, CPAP）于 1970 年由 Gregory 首先介绍用 于治疗新生儿透明膜肺病，存活率可提高到 70%80%。 CPAP 是指在病人有自主呼吸的情 况下，在整个呼吸周期，由呼吸机向气道内输送一个恒定的新鲜正压气流，正压气流大于吸 气气流。呼气活瓣系统对呼出气流给予一定的阻力，使吸气期和呼气期气道压均高于大气压。呼吸 机内装有灵敏的气道压测量和调节系统，随时调整正压气流的流速，维持气道压基本恒定在 预调的CPAP水平。CPAP 时，吸气期由于正压气流大于吸气气流，病人吸气省力，自觉舒服，呼气期气道内 正压，起到PEEP的作用。CPAP与PEEP的比较见表76-1。表76-1 PEEP和CPAP的区别PEEP CPAP控制呼吸时应用呼气末正压静态正压FRC 增加较少对血流动力学影响大自主呼吸时应用吸气和呼气时加入持续气流产生正压动态正压FRC 增加较多对血流动力学影响小CPAP只能用于呼吸中枢功能正常，有自主呼吸的病人。凡是用肺内分流量增加引起的低 氧血症都可应用CPAP。CPAP可用于插管病人，也可经面罩或鼻塞使用。CPAP可和SIMV、 PSV 等方式合用。(十 ) 反比通气反比通气(I nverse Ratio Ventilation, IRV )是延长吸气时间的一种通气方式。常规通气IPPV 的I/E为1:2或1:3，而反比通气I/E 一般在1.1:11.7:1之间，最高可达4:1,并可同时使用 EIP或低水平PEEP/CPAPo反比通气的特点是吸气时间延长，气体在肺内停留时间长，产生 类似PEEP的作用，由于FRC增加可防止肺泡萎陷，减少Qs/Qt肺顺应性增加和通气阻力 降低，因而改变时间常数。常与限压型通气方式同时应用于治疗严重 ARDS 病人。但反比 通气也有缺点，可使平均气道压力升高，心排血量减少和肺气压伤机会增多，二氧化碳排出 受到影响，使用时还需监测氧输送，一般只限于自主呼吸消失的病人。(十一)高频通气和低频通气伴体外二氧化碳排除1.高频通气(High Frequency Ventilation,HFV)高频呼吸机是装上气动阀头后由氧或压缩 空气驱动，输出高速气流的一种呼吸机。根据不同的机械装置的气体运输方式，目前 HFV 可分为3种通气的类型，即高频正压通气(High Frequency Positive Pressure Ventilation,HFPPV),频率 60100 次/min,高频喷射通气(High Frequency Jet Ventilation，HFJV),频率 60100 次/min,潮气量 50250ml,高频振荡(High Frequency Occilation, HFO), 频率300800次/min。潮气量550ml。HFV的频率较IPPV快34倍，一般60100次/min, I/E小于0.5,潮气量较小，或相当于 病人的解剖死腔量,呼吸道内压较低,不易产生肺气压伤,而且对循环功能的影响较小。肺顺应 性较差时,气流速度也不变,气体分布均匀,不与自主呼吸对抗,病人容易耐受,而且减少 了镇静药和肌松药的使用,因为呼出气流受限,肺容量增多,功能残气量增加,有类似 PEEP 的作用，如呼吸参数调节适当，通气和氧合效果满意，能维持较高PaO2和正常的PaCO2。其适应证为：麻醉和手术中应用：喉镜检查及激光手术、支气管镜检查、气管和支气管 重建手术、降主动脉瘤手术、声带手术、颞浅动脉与中脑动脉显微外科吻合术及体外碎石术 等；重危病人治疗：伴有休克的急性呼吸衰竭、急性心室功能不全、支气管胸膜痿及气管 切开或长期气管插管的继发性病损等。禁忌症为：慢性阻塞性肺部疾病；哮喘状态。2.低频正压通气(Low Frequency Positive Ventilation,简称LFPPV)和体外二氧化碳排除 (Extracorporal CO2 Removal,简称ECCOR)主要用于治疗晚期ARDS。病人经气管插管后， 用低频率LFPV维持呼吸，同时用膜肺由颈内静脉-股静脉旁路排除CO2。 LFPPV的频率 为23 次/min,通气量仅0.71.5L/min,FIO2为1.0,可用于肺顺应性差的病人,能避免CPPV 引起的并发症，减少肺气压伤，使PaO2升高及Qs/Qt降低,CO增加，肾功能也有改善，但本法为 创伤性,价格昂贵,同时全身肝素化可致出血,如动静脉旁路系统局部肝素化,则可能避免出血。 应用LFPPV-ECCOR治疗严重ARDS，成活率可提高到50%左右。第4节 呼吸机的消毒和保养呼吸机的清洗与消毒、保养与维护是临床安全使用呼吸机的可靠保证。维持呼吸机良好的 状态,也可延长呼吸机的使用寿命。呼吸机的清洗与消毒直接关系着各种感染的发生率,直 接影响着危重病人综合救治的成功率。如果清洗与消毒的方法不当,可能损害呼吸机元器件； 保养与维持不及时,无法保障呼吸机的正常运转。因此,凡呼吸机的使用部门、单位和应用 呼吸机的人员,在呼吸机的使用过程中,应当高度重视呼吸机的清洗与消毒、保养与维护工 作；在具体的操作过程中,除了了解和掌握呼吸机清洗与消毒、保