第四章常规治疗设备-上海交通大学医学院课程

/常规治疗设备除颤器图4。1除颤器心脏是推动全身血液循环的器官。由于心脏的有节律的搏动，推动了血液从静脉，经过心房和心室，流入动脉,维持血液循环。完成心脏泵血功能的必要条件是心肌纤维的同步收缩.当心肌因种种原因不能同步收缩而代之以蠕动样颤动时，心脏的泵血功能就完全丧失,心房肌肉的颤动称为房颤,心室肌肉的颤动为室颤。图4。1除颤器房颤时，心室的功能仍然正常,受到房颤的影响，心室的收缩频率增加而心律不规则。由于大部分血液是在心房收缩以前就被抽入到心室内，所以血液循环仍能继续，然而心室做功的效率大大降低,容易导致心肌衰竭。室颤发生后心室不能泵血，血液循环停止，如不立即采取措施，病人在几分钟内就会死亡。而且室颤一旦发生，就不易自动消失。通常使用的除颤方法是电击除颤。电击除颤是利用足够大的电流流过心脏来刺激心肌，使所有的心肌细胞同时去极化，然后同时进入不应期，从而促使颤动的心肌恢复同步收缩状态，使心肌恢复正常.只有一定幅度和一定的持续时间的电流才能起到除颤作用.电击除颤由除颤器完成，它产生足够大的电能量，通过除颤电极引入到病人的心脏，从而达到除颤目的。最初的除颤器〔195６〕可产生出60Ｈz的交流电流流过心脏，电流可大到1５A，持续15０ms。用这样的交流电流去电击心脏，使心脏重新同步,如不能恢复，则再次重复让这样的交流脉冲流过心脏,直到恢复心跳为止。交流除颤器可以消除室颤，但无法消除房颤。此外，在它的最大输出时，除颤器变压器的输入端电流会高达90A，这会干扰连在同一电源线上的其它仪器的工作。交流除颤器现在已不再使用.１962年末,ＢernardLown发明了直流除颤器并成功地用于临床,而且这种直流除颤方法一直沿用到现在。这种方法是先用直流电流对电容充电，达到较高的电压后再通过电极在病人的胸部快速放电,直流除颤器不仅能比交流除颤器更有效地去除室颤，而且也能用于消除房颤和其它类型的心律失常.对病人来说，其危害也比较小。直流除颤器自七十年代开始己在医院广泛普及。图4．2基本除颤器电路原理除颤器是手术室和急救科的必备设备。现代直流除颤器可分为常规的和自动的,自动除颤器又可分为体外的和植入体内的。图4．2基本除颤器电路原理除颤器电路原理直流除颤器的典型电路如图4．2所示。图中T为升压变压器,W为能量表，Ｈ为调压电位器，调节滑动臂的位置可改变电容器C的充电电压V，即改变电容器上充电的能量E。当开关K2在位置１时，电源通过变压器和二极管D对电容器充电,电容器上储存的能量为E=CV2／２。在大电流的情况下,人体的阻抗R可以认为是50Ω,所以当开关K2置于位置2时，组成了一个RLC二阶放电回路，电流通过手柄上的电极P1和P2向病人放电.根据H上滑动臂的位置,电容放电的能量可以是100至400W·S（Ｊ),放电的有效部分在５—10毫秒左右，放电的能量为:(4．１)电感器的主要作用是为了防止在放电的起始阶段释放的电流过大或电压过高，从而降低峰值电压，但是尽管如此,直流除颤器在放电时的电压峰值仍可达到3ｋV以上。电路中R’的作用是机内放电，在实际除颤器中是必不可少的,因为有时对电容充电后可能不需要对病人放电，这时需要在机器内部将储存在电容器中的高压电能放掉以避免危险。由于R’＞〉R，所以在对病人放电时R’不会产生影响。图４。3除颤器的输出波形一般认为，对于单相除颤波形,大于40０J的能量会造成心肌损伤，但实际上造成心肌损伤的是过高的电压或电流峰值，所以现代除颤器的设计者着力在保持足够能量的情况下，尽可能的降低峰值电压（电流）。图４。3除颤器的输出波形根据不同的设计,除颤器的输出波形可以有多种。图4。3中的曲线１是没有电感器的电容电阻放电波形，初始电压等于电容的充电电压，非常高；曲线2所示是经典的单峰波形输出（放电电路如图４.２所示),由于电感器的作用，输出电压峰值大大降低，根据元件参数不同输出波形可以是单相的或双相的。曲线3所示的是双峰波形，此放电电路中电感器有中心抽头，并有二个电容器，形成二套相互感应的L-C网络,起到了延迟作用，从波形上可以看出，放电主峰的时间延长了，但大大降低了峰值电压。而释放的能量与放电波形所包围的面积成正比，即释放相同的能量,双峰比单峰除颤器的除颤峰值电压要降低许多，但持续时间较长。根据同样理由,梯形波（方波，见图中的曲线４）在同样的能量释放时，它的峰值电压可以更低。用时间控制电路控制可控硅的通断,可以通过改变放电的持续时间来改变释放能量的大小，而放电波形的高度基本不变。需要注意的是,由于释放能量的大小是可以通过放电波形的截断时间来改变的,同样能量不同机型的电压峰值可以是不同的。曲线4的波形也称为单向指数截断波（MＴE)。曲线5所示的是双向方波（双向指数截断波，BTE），最初用于心内除颤,现也常见于体外除颤，由于电容器、电池、高压开关可以微型化，使得整体体积大为缩小，而且在实践中发现，在除颤成功率相同的情况下，所需的能量水平明显低于单相波形。除颤放电的剂量是以能量来计量的,由于个体对电流的灵敏度不同,对于单相波的能量释放方案是第一次200Ｊ，第二次200－3０0J,第三次360Ｊ或最大值。而对于双相波常采用150-150—１5０Ｊ三次相同的能量,尽管某些病人仍需要>20０J的能量进行除颤。对于儿童,则是根据体重来决定剂量,如单相波的儿科剂量指南是2-４J/ｋｇ。除颤电极除颤器电极通常是一个带有手柄的金属圆盘,其大小和形状根据除颤方式的不同而有所不同。除颤方式可分为体外除颤和体内除颤,体外除颤的方式又可分为胸一胸除颤和胸背除颤。胸一胸除颤是一种比较常用的方式（图4．4(a)）,其二个电极都置于胸前部,胸一背除颤时，一个电极放在前胸，另一个垫在背上的电极是扁平的、直径稍大(图4．４(b）)。用于体内除颤的电极的直径比较小，电极手柄比较长，便于在手术中将除颤电极直接放在心肌上（图4．４（c））.（a）（ｂ）(c）图４。4除颤电极(ａ)成人胸部除颤电极和小儿电极（b)胸-背电极（c）体内除颤电极电极和皮肤要接触良好，由于除颤器释放的是大电流，根据焦耳定律可知产生的能量为I2R，只有减少电极和皮肤接触面的阻抗，才能减少能量作用于皮肤而使皮肤烧伤.另外,当接触不好而导致阻抗增加时，能量的消耗增加而实际作用于心肌的能量减少，会因心肌得到的能量不够而造成除颤失败。为了保证电极和皮肤的接触良好,通常要求电极的表面积要足够大,一般直径在7.５cm以上，通常使用直径8cｍ的电极。一般除颤器都配有成人用的电极和儿童用的小直径的电极，也有些公司采用装卸式的儿童／成人二用电极。一个成人电极套在儿童电极之外，根据临床需要选用（图4。４(a))。如把成人电极用于儿童，则由于电极较大，使用时电极靠得太近，易造成电击,降低能量并烧伤皮肤.如把儿童电极用于成人，则成人所用的能量大而使电流密度过大，烧伤皮肤。使用导电膏降低阻抗（如用于ECG记录的导电膏）时,要注意不要涂得太多而产生电极之间的旁路,使心肌得到的实际能量减少.在除颤时，电极上要加上足够的压力(约25斤）使皮肤扁平，接触良好。有些除颤器电极内安装有压力感受器及开关，只有加上足够的压力以后，开关才接通。除颤时,要做好皮肤清洁工件，涂上导电膏，并加上适当压力，使阻抗达到５0图４。5除颤按钮安全电路由于电极要通过高电压、大电流，因此它的安全性非常重要。对病人来讲，良好的接触和有效的除颤为病人提供了安全，但也不希望出现在对病人除颤时,使医生也受到了电击。电极的手柄和电缆线应核绝缘良好,此外在手柄上要有护圈,以防操作人员不小心使手与电极板相接触,或导电膏被涂到手柄上.除颤触发按钮应仅安装在电极手柄上，仪器的其它部位没有另外的除颤触发按钮，这样既可方便医生操作，又可防止在操作医生不知道的情况下,由其它人员不小心而启动放电。现代除颤器的两个电极上都装有除颤按钮，并且是串联的(图4.5），只有当两个按钮(Ｓ1、Ｓ2）同时按下时，高压继电器的回路才导通,才能使K接通而放电。现在有些除颤器的电极上还有充电按钮，使得操作起来更为方便。图４。5除颤按钮安全电路除颤器的电极除了用作传导除颤能量外，由于在除颤时安放在胸壁上,所以也能用来提取心电信号，以便对心电作监护。同步除颤直流除颤器除了能消除室颤外，还能纠正房颤、心动过速等心律失常，这种用法又称电击复律。图4。6同步除颤时电击发生的时相这类病人的心室还是能收缩的，在心电图中可以看到ＱRＳ波和T波。如果在电极复率时除颤电击恰好落在Ｔ波的中部，由于此时正值心脏的易损期,外加的刺激很容易引起室颤。因此,对于这类病人的复律应避免电击发生在Ｔ波的中部，最佳的放电时间是在Ｒ波的下降期或下降期的中部（图４.6中箭头所指）,这时整个心室肌纤维正处于绝对不应期,有利于心律的恢复、又可以避免电击不落在T波段。要做到这一点,就必须要使电击放电与QRＳ波同步.图4。6同步除颤时电击发生的时相图4。7同步除颤的原理框图同步除颤时必须从病人身上取得心电信号,经检测出Ｒ波以后，再经过３0ms延迟，然后才触发放电，由于正常人室壁激动时间小于3０ｍs,所以这时除颤脉冲大约是在R波的下降期中部。图4。7同步除颤的原理框图具有同步除颤功能的除颤器在电路上至少可以分成三大部分（图4．7):除颤器充放电电路、心电放大与显示电路和R波检测、延迟电路。心电信号可以来自心电图电极或除颤电极，由心电放大器中的导联选择器选择，心电波形可以在示波屏上显示。心电信号经滤波,检测出R波及整形后再经30ms延迟后产生一个信号电平。如此时操作人员已经按下放电按钮，则就可以通过触发电路使除颤器放电，同时,通过开关切断与心电放大器的连线，以防大电流进入心电放大器而使之受到损坏。在除颤脉冲过后,开关自动接通以显示心电波形。有些除颤器的记录器还能自己自动记录一段心电图，有些还能显示出每分心率。如果要选择非同步除颤时，则可以通过外部按钮选择.因为室颤比房颤更危险,为病人的安全起见，一般要求除颤器在刚接通电源时，自动置非同步状态,以便抢救时使用。自动除颤自动除颤器可分为自动体外除颤器和植入式除颤器。自动体外除颤器（AutｏmatedExtｅrnalDeｆibｒｉｌｌatoｒ,AED）具有心律分析能力，可分为全自动和半自动两类。全自动型只需操作者把除颤电极置于病人身上，并启动仪器，通过对经除颤电极得到心电信号作心律分析，决定是否需要施行除颤，一旦确定，仪器就自动充电与放电,并自动设置除颤能量和决定是否需要重复除颤。半自动型能分析病人的心电图，在必要除颤时提示操作者,然后由操作者实施除颤放电。这类除颤器主要是供那些未经完整的高级心脏救援训练的初级救护人员使用.通常是在到达医院前对心脏病人的突发事件抢救中使用。这类仪器的除颤电极常采用有吸力的电极，操作者不必手持电极，可避免在电击时与病人接触,由于不允许操作者施加压力,必须仔细使用以确保与病人皮肤接触良好。对于非常严重的，经常室速或室颤发作甚至从死亡线上救回的而且无法用药物控制的病人，为了防止忽然发作死亡，可使用自动植入式心律转复/除颤器(AＩCD）.有报道认为该设备可以使这种高危病人的猝死率减低2％，这种仪器能检测室速或室颤，并能自动连续释放25至3０焦耳的电脉冲.AIＣD由脉冲发生器和二对电极组成,脉冲发生器内包含有锂电池和电子元件,大约能进行三年的检测和大约1００次放电,其重290克，可以植入在病人的腹部皮下.AIＣD有二对电极，其中一对电极既用于心脏转复除颤也用于探测心电波密度.阳极通常是弹簧形的管形电极,一半安放在上腔静脉右心房结上面，一半安放在下面，阴极是软性的导线织成的正方形片状电极,安放在左心室的心尖部。而有些装置则是用第二个软性片状电极安放在右心房或右心室，以代替弹簧形的电极。另外一对电极用于检测心率及用于保证放电与R波同步，这个电极可以是一根双电极的心内导管，象起搏器电极一样。也可用二个电极相隔一厘米固定在左心室之心外膜上.电极通过导联线经皮下与埋藏在腹壁的脉冲发生器相连。该装置能自动分析所获得的心电波形。并决定是否需要进行除颤，除颤脉冲可连续释放达10次之多。除颤器的测试除颤器的测试包括功能测试和电安全测试。功能测试由于除颤器是抢救用的医疗仪器,必须时刻处在完好的状态,以备随时使用,应对除颤器作周期性检查,通常建议每月检查一次。除颤器是根据人体的阻抗为50Ω进行设计的，测试时也必须在二个电极之间加上50Ω的负载，只有这样，测试结果才会准确.尽管除颤器能显示出电路所储存的能量，或能选择一定的能量，但实际通过电极板释放出来的能量并不一定与此相等，其能量有可能消耗在电极的导线内，而使病人不能得到所需要的能量。对于任何一台除颤器,即使是新开箱的，都必须对实际从电极板上释放出的能量进行测量。通常分别设置除颤器的能量为１0、20、50、100、2００、360J及最大功率并依次测出实际输出功率，列成一张对照表,此表可以粘贴在除颤器外壳上,每次测试都可以得到这样一张表,这样既可以使医生比较精确地知道每次除颤所给予病人的实际能量，又可以与前一次测试作比较以判断该除颤器工作是否正常。除颤器的放电波形也是一个常用的测试项目，看其是否与厂商说明书中提供的标准波形相符合，但作此项测试时要利用存储示波器或用同步照相机技术。通过波形测量可以了解除颤器的峰值电压（电流)和放电时间,判断相关元器件是否正常。这些参数对于除残棋的安全使用也是至关重要的.对于有同步功能的除颤器，还必须测试其同步触发是否正常,延迟时间是否正确。以上测试项目,可以用专门的除颤器测试仪进行测试,也可以用下列器材组成测试系统，即一个50Ω无感型线绕电阻,一个10０0：1的分压器，一台存储示波器，一台心电信号模拟器或信号发生器，一台电子计时器来进行测试，输出能量可以用公式进行计算：（4.2）其它功能测试还包括:关机后能否自动通过内部电路进行放电。有同步功能的除颤器,关机后能否自动从同步回复到非同步除颤状态。有些除颤器带有心电放大显示电路及起搏器，则还要分别测试心电放大与显示功能和起搏器的功能。便携式除颤器还要测充电时间,以判断电池是否工作正常,充电时间应越短越好，一般在10—15所之间。便携式除颤器要经常插上电源，保持电池充电充足,以应付紧急需要.对镍镉电池还要经常作充放电，以延长寿命。能量测量和电池检查一般每月一次。电安全检查除了测量仪器接地电阻、机架漏电流外,还应检查电极手柄上的防护圈是否完好无损，电极与大地也应绝缘良好，使放电电流不会经大地而旁路。电外科器械电外科器械(Electro－sｕrgicalＵnit,EＳU）,又称高频电刀或电刀,是一种利用高频电流生物组织效应的医疗仪器，用电刀来完成组织切开可以大大减少组织出血,对出血点也可实现快速有效的电流止血—电凝。经过几十年的临床发展应用,电外科器械已经成为手术室的常规必备设备，现在已很难想象外科手术在没有电外科器械的情况下将如何开展。近年来伴随着外科技术的不断发展,尤其是微创外科技术蓬勃发展，电外科产品的应用领域得到了全面的拓展，为微创技术的普及做出了巨大的贡献。电外科器械利用电流通过人体所产生的热效应，从而实现以电凝和电切为基础的手术应用.直流电通过人体在产生热效应的同时,会导致组织内离子发生异常移动，造成组织功能紊乱.低频交流电（频率小于２０kＨｚ)通过人体组织在产生热效应的同时，会对神经和肌肉造成刺激，造成肌肉的抽搐,当电流频率在10-1０0Hz范围内时,此刺激现象最甚。Tｈｏmpson和d’ArsonVｏl在实验中证实了高频电流经人体会产生热量,但不会引起电击和肌肉剌激。高频电刀的工作基准频率在３00kHｚ以上，如此高的频率可以确保电流通过人体只产生所需利用的热效应,从而保证手术的安全性。用间歇放电产生的高频电流,最初用于长距离通讯。１９０１年，芬兰人Ｍacarnｉ第一次收到越洋的无线电信号。也就在这时，电外科器械开始了第一步.在二十世纪最初的十年，火花放电电流己用来治疗损伤。二十世纪２0年代世界上第一台真正意义上的电外科产品被应用到临床,从而开创了电刀应用的纪元.早期的电刀还停留在对电火花放电利用的初级阶段，到1９5２年左右,逐步形成了今天所为大家熟悉的电外科技术,即高频正弦波电流流经人体产生的切割、凝固和烧灼作用.现今电外科器械已广泛应用于外科手术的各个领域，从最基本的手术无血切口，内脏组织块切除、切口止血，到肿瘤消融、大血管电结扎等最新应用；从普通外科、心胸外科,到妇科、泌尿外科、耳鼻喉科、骨科、神经外科等各科室;从普通外科手术，到微创外科手术甚至内科治疗领域。医院的许多部门：手术室、急诊室、门诊室、内镜室都能见到高频电刀的身影.图4.8现代电外科产品常用的电外科器械就象手术刀一样进行切割，常被称为“电刀”.由于是使用高频电流来实现其功能，又常被称为“高频电刀”。高频电刀根据不同的手术需要预先设定了多种电流波形参数，以实现不同的应用功能-—模式。在每个模式下还可通过提供效果调节对输出作进一步细调。输出功率的设定是电刀的基本参数设定，电刀的最大功率一般不超过400瓦，常见的手术室用电刀最大功率在30０瓦左右。现在，除常规的高频电刀外,电外科领域还有氩气刀和射频消融仪等新开发的技术应用.具有类似切割止血功能的还有超声刀等新兴手术设备。图4.8现代电外科产品电刀切割止血的机制电外科器械的作用基础是高频电流通过组织而产生的热作用。这种热作用有选择性地由电外科器械的作用电极传导到需破坏的生物组织表面。医生利用这种组织破坏作用来实现切割和凝血。这种热作用受生物组织阻抗、电流密度和作用时间的影响。与作用电极相接触的人体组织相应点上电流密度很高,在局部区域上能产生足够热量,从而控制性地破坏组织。切割（Cuttiｎｇ）又称为电切,由于电外科器械作用电极的边缘尤如手术刀口,表面积较小，接触组织时，电流以极高的密度流向组织。组织呈电阻性，在电极边缘有限范围内的组织的温度迅速而强烈地上升，微观上细胞内的液体温度迅速超过100摄氏度,水分爆炸性地蒸发从而破坏细胞膜，积聚的大量细胞被破坏，宏观上组织被快速地切开。配合各种特殊设计的作用电极（刀头），电刀能用来切割各种类型的组织。相对于传统的手术刀，电刀电切的优势在于：切割进行的同时具有连续的凝固（止血)作用；不需医生施加过多的机械力。图4．９切割（左）和凝固（右）的原理示意图凝固（Coagｕlａｔion）又称为电凝，当电流作用于组织而使组织温度较慢速(相对于电切)而有效地升高至100摄氏度左右时，细胞内外的液体逐步蒸发，从而使组织收缩并凝固。在切割过程中被切断的小血管口,在电流的热作用下血管壁凝固收缩封闭，从而达到止血的效果。电刀快速有效的电凝作用，很大程度上取代了复杂的血管结扎，可以大大节省手术时间,简化手术操作。电刀有效的凝血可以减少价格相对较高的凝血胶的使用，有效地降低手术成本。利用电凝使细胞凝固、蛋白质变性和组织失活的效果，可对增生的肿瘤组织实行电凝,达到治疗破坏的目的。图4．９切割（左）和凝固（右）的原理示意图根据作用机制，凝固又可分为烧灼（Ｆulｇｕｒａtioｎ）和干燥(Ｄesiccatｉon)。烧灼是作用电极在不接触组织的情况下以作用周期较短(６—１0%)的电流产生电火花来烧灼组织，由于作用周期短，可以使升温不致太快。干燥是作用电极以较大的接触面积直接接触组织，由于电流密度小，仅使细胞脱水而非破裂或气化。高频电流所产生的切割和凝固作用，两者是密不可分的。对高频电流波形的改变可以增加电流的切割作用从而减少凝固作用,相反地也可增加凝固作用而减少切割作用。电刀的工作模式(不同的切割或电凝功能，常见的划分有：纯切、混切、强力电凝、喷射电凝等)划分就是通过电流波形的改变人为地划分出电切或者电凝功能模式，在电刀上电切模式设定区域用黄色勾画,蓝色代表着电凝设置区域。电极与工作方式电外科器械是一个高频能量发生器,通过高频电流将能量传导至靶组织，常规电刀构成这一电流回路的方式通常采用双端方式,有两种：单极和双极。在高频情况下，单端也可以构成回路.单极单极技术在电外科应用领域最为常见，单极技术电流回路由发生器、作用电极、人体和负极板构成。发生器输出电流,通过作用电极将电流传导至人体靶组织，电流再通过负极板流回发生器.作用电极因手术的不同而选用不同形状的刀头、切割针、切割环等.电极的作用面积相当小，从而使流过组织的电流密度很高，产生足够的热量,实际应用中通过调节输出功率、电流波形及电极和组织的接触程度来达到预期的效果。负极板（又称中性电极、扩散电极或病人板）的作用仅是提供发生器输出电流的回路，负极板上的电流强度与作用电极上的是一致的,因此负极板的面积需做得较大，以降低电流密度，从而避免出现热损伤.负极板从材质来分有金属平板和软性电极两种，软性负极板能保证负极板与病人的接触更为良好，不容易引起接触皮肤的过热烧灼。常见的软性负极板又有两种,可重复使用的硅胶负极板和一次性使用粘附型负极板。为了确保负极板使用的安全性,软性一次性负极板已取得了主导地位。一般电刀都提供了对负极板贴敷的安全监测电路,以确保手术安全.分片式负极板把负极板的接触面分成独立的两块，通过仪器可以分别检测各自是否接触良好，从而可以保证负极板有足够的接触面积，这使电刀对负极板的监测能力大大提高。双极双极技术顾名思义,电极集作用电极和负极于一体，电流由电极的一端流向靶组织,再由另一端流回发生器。在某些组织结构较为复杂的手术中，如脑外科手术，为了提高手术的安全性,减少电流在人体中流经的距离，必须选择使用双极技术。双极电凝镊子是最常见的双极电极，镊子的两端均具有电凝的作用。此外微创外科手术中常见的腹腔镜器械很多也采用了双极技术，如双极电凝钳、穿刺电凝针等。双极技术最用的是双极电凝功能,而双极电切功能只有部分较高级的电刀才能提供,并需配合使用特殊设计的双极切割针等双极切割器械。单极技术的应用比双极技术更为广泛，单极电极更为灵活多样，操作更为简单方便。而双极技术更加安全和精细，在神经外科和其他微创手术中较为常见.(a）（b)(c）图4．10几种电极的工作原理（a)单极切割针（ｂ）双极电凝镊子(ｃ)双极切割针在电流频率足够高的情况下，病人与周围空间和大地间因电容效应呈低阻抗，不用负极电极和电缆，而只用单个作用电极即可实现电外科作业，该技术被称为单端射频技术。由于没有专用的电气回路，如果病人无意中与接地物体有导电性接触，那么这个触点就可能成为意外的电流通路，如果接触病人身体的面积很小就可能引起高密度电流烧伤.另外，病人与地之间的藕合电容是个变量，它随病人在房间中的位置、大小和其他因素而变化,可能会导致电外科器械功能不良.所以这种工作方式是电刀在实际使用中必须尽力避免的.输出回路的安全考虑由于电刀要将高频电流引入人体，有两方面的电安全问题要考虑，即低频电击和高频灼伤的防护。图4。11所示的是高频电刀在不同工作方式的电流回路，从安全的角度考虑，显然应该选用有固定电流回路的双端单极和双端双极的工作方式，但是必须防止在发生故障或误操作的情况下变成了单端输出,因此电刀必须对负极板的连接状况进行监测，一旦发现接触不良,即刻停止工作，并发出报警。所以，如果没有接好负极板电刀是不能工作的。图4。１１高频电刀不同工作方式的电流回路a单极ｂ双极c射频单端选择合适的输出回路接地设计，也有助于防止这类危险。输出回路的接地方式主要有三种,即直接接地、参考接地和浮地(隔离）三种方式。直接接地的缺点是由于扩散电极（负极板）直接接地而致使病人直接接地，如果病人与其它电气装置相连，这个装置也有可能成为另一个接地通路，高频电流会经过这个电气装置而形成回路，造成意外伤害,而且这个接地通路也会成为低频市电电流的附加通路.所谓参考接地，是指输出回路通过电容接地。对于高频电流，这种类型与直接接地没有本质的不同,但可以限制5０—60Hｚ市电电流以提高电安全性能。第三种输出方式是采用隔离输出回路，即输出回路不接地（浮地），图4。１１高频电刀不同工作方式的电流回路a单极ｂ双极c射频单端输出波形和发生器电外科器械产生所需的电流波形由发生器产生，经放大、控制并传输给病人而起到治疗效果。电刀所能产生的不同切割和凝血效应是由不同的高频电流波形所产生的。波形的基本调节包括电压的调节和调制波占空比的调节。通过这两项参数的变化组合，实现了电刀上的不同工作模式。决定电外科器械的临床效果的因数有电极的几何形状、高频电流的幅度、波形形状和作用时间。实现切割的一个必要因素是电火花的产生，当带有大于２00V电压的电极与组织之间的距离足够小时，火花即可产生。换句话说，当电刀电压输出低于２０0Ｖ时，不足以产生电火花,将不具备任何切割作用。当电压从200V不断增加时，电火花的密度也随之增加，从而切割过程中组织被凝固的程度也越深。但当电压过大时,组织凝固将会过度，造成不必要的组织炭化和坏疽，同时造成电极和组织之间严重粘连。切割电流波形往往是没有调制或很少调制的正弦波,这种模式称为纯切模式。在实际应用中，为了能减少在切割中组织的出血,采用电压相对较高，且经过一定调制的波形,这样的模式常被称作混切(切、凝相混合)。真空管和晶体管电路技术都同样能产生连续波,连续波的频率范围大约是2５0kHz~4ＭHz。常见的凝固电流是经过调制的正弦波，且峰值电压较高。这种调制的正弦波可以通过电子技术而获得.晶体振荡器产生的高频信号经功率控制及激励器、功率放大器放大,送至输出电路。而当处于凝血模式时，高频信号在激励器中受脉冲电路产生的信号的控制，成为间歇振荡波（图4.１2(ｂ)），再送到后级功率放大器.脉冲发生器产生的频率为脉冲信号，占空比的改变可通过凝固调制电路实现。通过占空比和电压的调节，常见的电凝模式有快速有效的点状电凝、通过高压电离空气放电的面状电凝。也有特殊的电凝方式：通过峰值电压低于200v的非调制正弦波,实现一种没有火花，几乎无组织炭化和组织粘连的电凝，由于电压低组织炭化少，电流能源源不断地传导至较深部组织,可实现相对较深的电凝。这种电凝的速度相对较慢，双极电凝往往采用这种波形。在切割模式时，随着占空比的逐步减少而凝血效果逐渐明显，同时切割效果逐渐变差。在凝血模式时,占空比不超过３０%。峰值因数（Crestｆaｃｔor）是指峰值电压与平均电压之比，被广泛认为是决定切割和凝固的一个重要的因素，但它不是唯一的决定因素。利用火花隙放电产生凝血波形已有很长的历史,典型的阻尼振荡频率是500kHｚ,波形谐波成分丰富,而且峰值因素特别高。火花隙式电刀的优点是止血效果非常好，其缺点是体积庞大,而且火花隙间隙的调整比较困难。(a）(b)图４。12电刀输出电压波形（ａ)用于纯切割的连续正弦波，(b)有止血作用的间歇振荡波电外科的拓展技术经过多年与临床紧密的联合发展，电外科产品的技术不断改进，以方便使用者的操作、改善输出效果、减少并发症，同时配合临床开发出了许多新的适应症.电刀输出控制技术常规电刀的使用质量受三个因素影响：组织类型、电极形状和大小以及操作医生的切割深度和移动速度。电刀的电压输出受这三个因素的影响而剧烈波动，造成输出效果的不稳定。一些高端电刀采用了实时监测反馈技术，对电刀输出的电流、电压、火花密度等参数高速采样反馈，迅速计算出一个合理的输出参数并加以对下一步输出智能调节，以确保组织效果稳定、安全且有效。常见的调节技术有电压自动调节技术和火花调节技术，确保在外界使用环境不断变化的情况下，电刀始终以有效且尽可能损伤小的效果输出，同时使高阻抗的水下或富脂肪区的切割也能顺利进行，即限制与补偿并行，这样电刀的输出可最大程度上不受上述三种因素的影响。如在初始切割阶段，由于电极与组织接触面积较大,为减少切割延时，额外的给出一个瞬间功率补偿,使得切割顺利进行，以避免由于电极在该切点过多地停顿而导致电流过多传导,造成过度热损伤。氩气技术(APC）图4．１3氩气刀原理示意图（上）氩等离子束(下）图4．１3氩气刀原理示意图（上）氩等离子束(下）大血管的电结扎技术(a)(b)图４.14电结扎的原理示意图电刀的常规凝血模式往往只能用来处理一些小血管的破裂，手术中对于大血管的处理只能采用传统的线结扎或使用较昂贵的钛夹。近年来少数厂家开发出了通过电流来闭合结扎大血管的新功能。它的工作原理是:用特殊设计的双极凝血钳夹合大血管,辅以特殊控制的低电压、高电流的脉冲波形，通过十几秒甚至几秒钟的电流传导，血管壁或组织形成一层白色透明凝固带,即实现了对最大7毫米直径血管的闭合（电结扎),被这样特殊凝固的血管壁能耐受4(a)(b)图４.14电结扎的原理示意图双极盐水下电切技术（双极等离子)高频电刀的应用中有两个常见而又较特殊的适应症:前列腺电切/气化（TURＰ/ＴＵＶP）和宫腔镜下子宫内膜切除术(TＣR）。运用特殊设计的高能切割模式，配合切割环在镜下糖水冲洗溶液中对增生的前列腺组织或子宫内膜进行切除或气化,该工作环境要求电刀在水下高阻抗状态中能量输出维持在高水平,衰减最下化。切割环在切开组织的同时，可能会暴露相当的出血点（血管口）,糖水溶液作为镜下的手术视野清洗液可能会渗入血液,造成并不常见的低钠血症这一并发症。为解决这一问题,近年来研究使用等渗的生理盐水作为冲洗液，由于盐水具有导电能力,这样单极技术不再适合,双极盐水下电切技术应运而生。配合特殊设计的双极电切环，以盐水作为切割溶液环境，当切割环无限接近待切割组织时，高能电流在切割环和盐水溶液间产热,环周围溶液迅速达到沸点后围绕电切环形成气泡，气泡所形成的高阻抗促使切割环开始对组织放电形成电弧,从而实现切割作用。利用盐水的导电能力，电流在切割环和组织之间的较小距离内形成回路。由于该切割方式有明显的环型电弧层产生（等离子层）故有人又称其为等离子切割。设计技术随着工业设计水平的进步，电刀的制作工艺也得到了提高。高性能的处理器、传感器得到了越来越多的应用,液晶显示屏、触摸操作设计、操作系统的优化使得电刀的使用越来越友好。电刀功能的模块化设计理念，使功能组合更为灵活，随着电外科临床应用的不断发展，越来越多的针对新适应症而优化的波形将推向市场,而这样的新波形输出方式，已经可以通过电刀的数据通讯接口把控制波形的算法升级到现有的产品之上.电刀的遥控功能使得主刀医生可自行控制调节电刀输出模式，而无须第三者的帮助。越来越多的电刀可实现器械自动识别功能，自动调出针对特殊器械的合适参数设置值，早期的器械自动识别还停留在对不同电阻的识别水平上，现在一些器械开始植入ＥPRＯM来存储特殊的设置值,这样就可以开发出保存个体医生使用习惯的器械来。电刀的数字通讯接口使得远程维修诊断成为可能，并可融入最新的手术室一体化控制系统.电刀作为一种成熟的医疗仪器，伴随着医疗技术的不断进步，不断推出新的手术功能和理念，为手术水平的提高做出了巨大的贡献。呼吸机概述人自然呼吸的过程是在吸气时收缩吸气肌，胸腔负压增大，肺泡内压下降低于大气压水平，将体外环境中的气体吸入肺内；在呼气时则是通过胸廓的弹性回缩,将吸气时所贮存的势能释放,而将气体呼出。由于在吸气时肺内是负压，这种呼吸运动称为负压呼吸.气体交换在肺泡中进行，为了保证气体交换,必须保证有足够的气泡能够在呼吸中张开，实现有效的气体交换.在呼吸中有一部分气体只是在呼吸道中经过，并不进入肺泡进行气体交换。呼吸机的基本工作原理是利用机械动力建立肺泡和外环境之间的压力差，使肺泡充气和排气.因此呼吸机实际上是一种通气机（Venｔiｌaｔor）。目前临床上常用的呼吸机采用的是正压呼吸。正压呼吸的通气方式是在呼吸道开口处,如口腔、鼻腔、或气管插管、套管，用机械方法直接施加压力，超过肺泡压,产生压力差，空气即自体外通过管道流向肺泡，产生通气;除去呼吸道开口的压力，转为大气压或低于大气压，并依靠胸廓及肺的弹性回缩力，肺泡压大于大气压,肺泡气即自肺泡排出,产生呼气；待肺泡压低到大气压时，呼气停止.按此原理设计的呼吸机，构造简单，使用方便，是临床上最常用的一种。但是,正压呼吸不同于生理状态的负压呼吸，对机体有一定的不良影响。呼吸机的作用呼吸机是临床上作呼吸治疗用的机械通气机，其治疗作用包括：改善通气功能、改善换气功能及减少呼吸功的消耗和节约心脏储备能力。1、改善通气功能：这是机械通气最基本的治疗作用。连接呼吸机前,一般应先气管插管或气管切开,维持呼吸道的通畅。常频通气时，合理的正压呼吸对流可达到足够的潮气量,机械呼吸的次数也可根据需要而调节，以保证维持患者需要的足够通气量。高频通气则利用高频率的振动促进对流及气流的扩散过程.2、改善换气功能：近年来由于对呼吸生理的深入了解及呼吸机研究的发展，在呼吸机治疗中采用一些特殊的通气方式,如呼气末正压呼吸、呼气末延长、延长吸气时间、吸气末屏气等，改善了肺内气体分布不均匀及通气/血流比例失调，减少肺内分流，从而改善换气功能，提高了动脉的氧分压。目前呼吸机的治疗范围已由单纯的通气功能障碍，发展到以严重换气功能障碍为主的疾患,如成人呼吸窘迫综合征等.3、减少呼吸功的消耗，节约心脏储备能力：使用呼吸机可减少呼吸肌的作功负荷，使其耗氧量大为减少，有利于缺氧的改善和呼吸肌疲劳的恢复,同时还可明显减少心脏负担，这对胸外科手术后的患者恢复尤为重要。呼吸机的发展历程呼吸机的雏型诞生于公元１5世纪.15４3年，Ｖｅsaliuｓ首次对猪进行气管切开并置入气管导管成功,进而证实通过气管导管施以正压能使动物的肺膨胀。１66７年，Hｏoke在狗身上成功重复了这一实验并首次应用风箱技术成功地进行了正压通气。自19世纪中叶至2０世纪初，人们为了避免早期的有创人工通气而在体外负压技术领域进行了广泛的研究。１832年Daｌziel设计出一个密闭的风箱装置,通过箱内的压力变化而进行通气。但由于这种箱式负压通气机需人工提供动力，因而其发展和应用大为受限。至２0世纪初，随着电力的广泛应用，体外负压通气技术的研究和发展得以空前发展.1928年10月，Ｄriｎｋeｒ和Sｈaw用他们研制的一台被世人称为“铁肺”的箱式体外负压通气机治疗一个因脊髓灰质炎呼吸衰竭而昏迷的8岁女孩获得成功，从而开创了机械通气史上的一个里程碑。在30至40年代欧美脊髓灰质炎大流行时，铁肺、双人铁肺、胸甲式和带式等体外负压通气机大量应用于临床,尽管取得了一些效果，但固有的缺陷亦暴露无遗:一是疗效极低,其治疗呼吸衰竭的总死亡率高达80％,对战伤所致的急性呼吸窘迫综合症的治疗未获成功;二是气道管理困难,气道分泌物难以排出;三是不能应用于外科手术麻醉中。随着人工气道技术的完善和喉镜直视下气管插管方法的建立,正压通气方法在外科和麻醉学科领域得到较为迅猛的发展。1940年，第一台间歇正压通气(InteｒmitｔentPｏsｉtiveＰｒeｓsuｒeVentilａｔion，IPPV）麻醉机（spirｏpulsａtｏｒ）被发明并应用于胸外科手术患者和战伤ARＤS的抢救中,获得成功。1946年,美国Benneｔｔ公司研制出第一台初具现代呼吸机基本结构的正压呼吸机并应用于临床.自此气控—气动定压型呼吸机一度成为正压通气的主流形式.这一时期的主要代表机型为ＢｅnneｔｔＰR—IA和Ｂiｒd和BiｒdmａrｋVIＩ等，属于现代第一代呼吸机.但在临床实践中发现这类正压呼吸机常常不能保证有效潮气量。为弥补这一不足，设计者们首先开发了容量监测功能装置,然后开始探索定容型呼吸机。1950年，瑞典的Ｅｎgｓtroｍ研制出世界上第一台定容型呼吸机，标志着第二代现代呼吸机的诞生.自此，正压通气技术达到了一个新的水平.这些早期的现代呼吸机采用的是活塞、风箱等气控、气动机械性技术,灵敏性不高，监测功能不完善。至60至７0年代,气动能源实现了电子设备控制,容量压力监测系统和报警系统亦被开发出来.这类由电子设备控制的第二代呼吸机具有代表性的主要由BeｎneｔtＭＡ、Eｎgstｒom200和Seｒｖo9０0等型呼吸机。这一时期,随着大量临床经验的积累和研究,一些新的机械通气观念和技术得以发展和应用,如呼气末正压（PｏsitｉveEndExpirationＰｒessｕre，PEEＰ）、持续气道正压(InｔermitｔｅntPosiｔｉveAirwayPressuｒｅ，CPAP)、间歇指令通气（inｔermitｔｅnｔmandaｔoｒｙventiｌａtｉｏn，IＭV)、同步间歇指令通气（ｓyｎchｒonizediｎtermittentmandａtｏryveｎtiｌation，SIMV）和T形管技术。自80年代以来，随着人们对呼吸生理的深入了解,新的设计思想（如流体控制原理)的采用,以及电子计算机技术的引进，设计者们研制出多种第三代新型呼吸机。它们的功能齐全,性能先进，可靠耐用，集定压定容于一体，兼容多种新的大有前途的通气模式,部分机型还具备智能化功能,其特点具体表现在：①活塞风箱和机械性活瓣应用减少,代之以电子模拟装置，重要部件具有双重结构，故障发生率低,安全可靠.②附属加温加湿功能更加充分，部分机型还带有气道雾化给药装置。③吸入氧浓度的调节更加灵活,随意性更大.④辅助通气的功能元件灵敏度提高,反应时间缩短，大多不超过1５0ms;开发出流速触发和间歇流量（fｌow-by），减少了触发时的阻力和呼吸功消耗，使自主呼吸更易与呼吸机协调同步.⑤增加了吸气流速波形变化、吸气暂停、深吸气等有益的特殊功能。⑥开发出多种新的通气模式,其中部分模式具有智能化功能.如压力支持通气(prｅsｓuresupｐｏrtvｅtiｌatiｏn，PＳV）、压力调节容量控制通气（ＰＲVＣＶ)、容积支持通气(ＶSV）、压力释放通气(PRＶ）、双相气道正压通气(BiPAP）、适应性支持通气(aｄaptivesｕppｏrtventilａtｉon，ASV）、适应性压力通气(aｄaｐtiveｐresｓurｅventｉｌａtiｏn,APＶ)和容积保障压力支持通气（VAPＳV)等，其共同特点是较以往辅助通气模式更加接近生理状态.⑦监测、报警系统更加完善,应用了自动反馈调节系统和自动校正系统，使调节更加简单，增加了安全性。部分机型还具有相应的通讯接口，可连接计算机和监护仪,为临床提供更多的资料和数据。⑧一机多能，同一型号呼吸机既适用于成人又可用于儿童,集压力、容积、时间及流速切换于一身,扩大了应用者的选择范围。这一类呼吸机的代表机型有Ｓｅｒvo90０C、Sｅrvo30０、NewportE-20０、Bennｅtt72０0和７２00ae、EngｓtｒｏmElriｒa和ＨａmilｔonGａｌｉleo等型呼吸机。近年来，呼吸机倾向于大屏幕液晶屏设计，各种呼吸参数的设置都可以通过菜单方式设置,各种呼吸要素和波形都可以在屏幕上实时显示，犹如一台功能完备的呼吸监护仪（图４。15）。图图STYLEREF1\s4.SEQ图\*ARABIC\s11图4.15呼吸机外形呼吸机的类型从用途上分为婴儿型、儿童型和成人型.由于新生儿不但通气量小，而且气道阻力为成人的10～15倍，顺应性仅有成人的1/1０，新生儿机械通气要求有特殊性能的呼吸机。根据动力来源可分为气动机械呼吸机、电动机械呼吸机、电控气动机械呼吸机。根据吸—呼切换方式又可分为定压型呼吸机、定容型呼吸机、定时型呼吸机等。呼吸机基本结构及其工作原理呼吸机在动力系统的作用下,一定比例的空气和氧气通过吸气模块、湿化器和吸气管道进入患者的呼吸道,呼出气体则经过户气管道和呼气模块呼出(图4.１6)。由于呼吸机有很多参数需要调节，通常带有一个很复杂的操作面板，新型的主机都带有较大显示屏幕，不仅可通过图形界面以菜单选择的方式选择呼吸参数，还能够动态显示通气参数和波形，从而使机械通气治疗更加直观和安全。图SＴＹLEＲＥF１＼s4．16呼吸机主要部件机械呼吸机的动力机械呼吸机的动力来源于电力、压缩气体,或二者的结合。压缩气体由中心供气管道系统提供或由呼吸机可配备的专用空气压缩机产生。1）气动机械呼吸机气动机械呼吸机完全以压缩气体为动力来源。由高压压缩气体所产生的压力,通过机械呼吸机内部的减压阀、高阻力活瓣，或通过射流原理等方式调节，形成稳定的气压源,为机械通气和各种气动控制部件提供驱动压。这种完全气控气动的呼吸机现在已经少见。2）电动机械呼吸机单靠电力来驱动并控制通气的呼吸机称为电动机械呼吸机.电动机械呼吸机也需要应用压缩氧气，但只是为了调节吸入气的氧浓度，而不是作为动力来源。电动呼吸机可以通过电动机带动活塞往复运动的方式来产生机械通气，或通过涡轮泵产生压缩气体作为机械通气的动力。通过折叠贮气囊或气缸供气装置供给病人的潮气量（VT）取决于贮气囊或气缸直径（Ｄ）和行程距离（Ｌ）:VT=πＤ2L/４气缸中的活塞作直线往复运动,由于气缸的顺应性小，故VＴ较为精确,比较适合于小儿科使用.但这种呼吸机很难保持恒定的气压。用涡轮泵产生压缩气体作为动力类似于电控气动呼吸机.3）电控气动机械呼吸机电控气动机械呼吸机只有在压缩气体及电力二者同时提供动力的情况下才能正常工作与运转.压缩空气及压缩氧气按不同比例混合后,既提供了适当氧浓度的吸入气体，也供给了产生机械通气的动力。但通气的控制、调节，及各种监测、警报系统则是电力驱动的.这种呼吸机能完成比较复杂的功能.呼吸机的调控系统早期呼吸机的调控方式有两种形式:一种是直流电机驱动的呼吸机，通过电压的变化,使其转速发生改变，来控制VT、I：E(吸呼比)等参数。另一种是用压缩气体作为动力的呼吸机,通过针形阀作为可变气阻,来控制吸气和呼气过程及其转换。现代呼吸机大多数是电子控制的机械呼吸机,它采用各种传感器，来“感知"呼吸力学等情况的变化，并经过微电脑分析处理后，发出指令来自动调节VＴ、Paｗ（气道压）、I:E等参数.如流量控制系统是由流量传感器、温度传感器和比例电磁阀等组成。压缩空气和氧气按设置所需的比例混合后,通过管道及相关伺服阀门以设置的气压和流速送到病人端。流量传感器将测量到的实际值反馈到电子控制部分与面板设置值进行比较，利用两者间的误差通过控制伺服阀门来调节吸入和呼出气体，另外,呼吸机还装备各种监测和报警系统，不但能实时显示呼吸参数值，显示呼吸机当前状态和调整参数情况，当误差超过一定范围时，引起呼吸机报警，并通过安全阀等装置来保证其处于安全范围之内。呼吸机对吸气通道的氧气压力，吸入气道中的氧分压、气道压力、温度和湿化器中的液平面等进行监测,也对呼出道中的压力和流量进行监测，对任何异常,控制系统都将报警和采取相应的措施。表4。１按照各种呼吸机上装着率的大小，排列了常见的各种警报系统，各种警报系统阈值的设定,应根据不同患者的具体病情来进行。表4．1机械呼吸机中常用报警装置1．电源切断2.压力过低(常提示气路脱开或漏气）3．压力过高(常提示气路堵塞或气道阻力升高顺应性下降)4.氧气或空气源压力不足５．辅助呼吸时自发呼吸停止6．辅助呼吸时自发呼吸与机械呼吸不协调7.氧浓度过低、过高8。湿化器中水量不足9。气道口温度过高、过低l0．呼气时间不足，吸呼之比过大气体模块呼吸机的气体模块是指吸气模块和呼气模块。其中在吸气模块中的关键部件是空氧混合器。以电力控制的定容型呼吸机，其吸入气氧浓度通过空气、氧气混合器等装置的调节,可以得到比较稳定的任意氧浓度的吸入气体。以压缩氧气为动力的定压型呼吸机，有些是利用压缩氧气喷出时的射流原理,吸进空气而使纯氧稀释。虽然其设计氧浓度为4０%左右，但与患者相接后,因压力增高,一般氧浓度都在50％左右。对于顺应性降低或气道阻力增高的患者，为保证足够的通气量，就必须提高吸气压力，因而氧浓度可高达60％～８0％，长期应用很难避免氧中毒的发生。而且,应经常清洗或更换定压型呼吸机(采用射流原理者)的空气过滤器，以防泡沫垫上的进气孔被灰尘堵死而造成不能吸入空气。现代高档呼吸机都采用精密的空氧混合器设计，它可以精确地向病人提供不同氧浓度的气体,可调范围为２1％～100％.空氧混合器一般由三部分构成：即平衡阀、配比阀、安全装置。当压缩空气和氧气进入平衡阀后,经一级和二级平衡后，气体压力均等，经过配比阀可形成不同的氧浓度输出.图4。1７（ａ）中①和②分别是O2入口和空气入口；③是配比阀；气体在吸气混合区④混合；⑤氧气浓度传感器，O2传感器由滤菌器加以保护；⑥是吸气压力传感器，测量至患者的混合气体压力,也用滤菌器加以保护;⑦是吸气通道,是将混合气体输送至病人系统的吸气导管，吸气通道上配有一个安全阀。吸气模块的工作情况如下：呼吸机根据设置的潮气量、压力水平和氧浓度计算所需的空气、氧气后送至空氧混合器。气流的控制由带有光电传感器的电磁阀（配比阀)执行,光电传感器监测电磁阀的位置以控制阀门杆的位置,阀门杆顶起喷嘴内的膜片，改变膜片与阀门之间的间隙来控制进气量。这是一种PIＤ（Ｐrｏｐortiｏnal–Iｎｔｅgraｌ-Dｅrivatiｖe)控制模式。另有温度传感器监测供气的温度以补偿因气体密度的变化而引起的进气量的变化。精确控制的空气和氧气进入混合腔，混合腔内有混合瓣搅动气流,使空气和氧气充分混合，经氧电池（氧气浓度传感器）监测实际氧浓度后送出。呼气模块如图4。１7(ｂ)所示。病人系统的呼气导管连接至呼气入口⑧,呼气入口处配有一个除湿器，经过呼气通道的气流量由流量传感器⑨测量。流量传感器可以是热丝式（或热膜时),也有采用超声式或风扇式的.患者的潮气量通常是在呼出道中测量，有与该处的气体没有压缩,更能准确反映实际吸入肺的气体量(潮气量）。⑩是呼气压力传感器，用以测量呼气压力(位于呼吸机内部），传感器同样也要有滤菌器加以保护;是用于调节呼气末压力的调节阀（PEEP阀)。呼气出口,通常在出口处配有一只单向阀。图ＳＴYLEREF1＼s4。17气体模块(ａ)空氧混合模块（b）呼气模块湿化器湿化器用于增加吸入气体的湿度。各种类型湿化器的比较及使用如下。1）冷水湿化冷水湿化指在不给水加热的情况下吸入气体直接通过有水的容器,在室温下达到湿化的目的。这种湿化器的相对湿度受到气/水接触面积及水温的限制,因而相对湿度较低，为了提高相对湿度也有采用机械的方式将水雾化。冷水湿化的优点是容易使用，有较低的内部顺应性,缺点是由于吸入温度过低，病人有不适感。2）加热湿化加热湿化是在水容器中放置加热板或加热丝加热产生水蒸气，调节加热温度使水蒸气的绝对湿度改变。这种湿化方法较为常用，因为病人吸入舒适，能保持病人体温。加热湿化目前有两种形式：一种是单伺服加热,即只有一个加热元件在容器中。另一种湿化器不但在容器中加热，而且在病人吸入管道中放置加热丝加热,利用容器和管道的温差来控制加热温度。双伺服型加湿器改进了单伺服型容易在管道中凝水的缺点，但这种方法只增加了绝对湿度,并不增加相对湿度。绝对湿度指单位体积空气中含有水蒸气的质量；而相对湿度则是指蒸汽到达饱和的程度。饱和度随温度而升高，在有充足水源的条件下，相对湿度才能增加到接近饱和度。加湿器升温后,饱和度增加了，容器中蒸汽的绝对湿度也会增加，但气道内的相对湿度却不一定能增加。我们都有这么一个体会，在潮湿闷热的屋子里，我们很容易感到口渴,这是因为屋子里的绝对湿度虽然没有改变，但由于温度增加后饱和度增加了,相对湿度反而降低了，因此人体水分蒸发量也增加。在使用双伺服加湿器时，如果管道温度比容器温度高,那么容器中加热的水蒸气到达管道后再次被加热，绝对湿度没有变，但相对湿度由于饱和度升高而降低，那么为了达到饱和度必须吸收水分。由于管道中缺乏水源,加热后的气体反而要从病人气道中吸收水分,长时间使用会造成病人痰固化而致气道阻塞。因此使用双伺服加湿器要特别注意,不要将管道内温度调太高,以36～37℃为宜,而且在气道“Y”形管上的温度探头一定要接好，以免产生测温误差。比较简便的方法是观察管道内（有加热丝的那种）３)雾化湿化雾化湿化是用超声晶体振动产生很细的水雾,加湿器效果好，但这种加湿器出来的水气温度接近室温,因而不能在呼吸机上长期使用,否则可能降低病人的体温。４）热湿交换器该交换器是一次性使用的，仿生骆驼鼻子制作而成.其内部有化学吸附剂，当病人呼出气体时能保持水分,吸入气体时则通过交换器进行湿化。这种交换器集中了以上加湿器的优点,能保持体温,较小的内部顺应性,容易使用。由于是一次性的也没有细菌生长的危险,但有一定的阻力。安全阀安全阀有两种:一种为压力安全阀,另一种安全阀。压力安全阀的结构大多采用直动式溢流阀,其工作原理是将溢流阀与气道系统相连接,当后者的压力在规定范围内时,由于气压作用于阀板上的力小于弹簧的压力，阀门处于关闭状态。当气道系统的压力升高，作用于阀板上的压力大于弹簧上的压力时,阀门开启，排出气体，直至气道压降至规定范围之内,阀门重新关闭。因此,这种安全阀能保证病人气道压在一个安全范围之内。气压超过安全界线时呼吸机应有的动作是发出声光报警,同时安全阀打开,中断进一步正压送气并改变到比较安全的送气模式。一般认为,正常肺在开胸条件下可耐受1６．７kPa（170cｍH２O）的压力,非开胸时可耐受13。７kPａ（１40cmＨ２O）的压力。但患某些疾病,如肺气肿时4.9kＰa（5０cmH2O)或更低的压力即可产生气胸,纵隔气肿等合并症.所以定容模式呼吸时,压力安全阀的装置及阈值的调整是十分重要的.另一种安全阀为旁路吸入阀.在呼吸机正常工作时，该阀关闭.但一旦供气中断,随病人吸气造成的管道负压可推动阀板，使空气进入管道系统，保证病人供气，避免窒息。呼气阀呼气阀在吸气相时关闭,在呼气相时开启且阻力较小，为病人提供通畅的呼气通道。目前较常用的呼气阀装置有三种:活瓣式呼气阀、电磁比例阀和先导式呼气阀。活瓣式呼气阀为轻质材料制成的鸭咀状单向活瓣.电磁比例阀通过通电导线在磁场中产生电磁力来控制阀板的开启和关闭,该阀阻力很小，应用较广。先导式呼气阀采用预置压来调节呼气阀的开启和关闭。此外，PEＥP时很多是采用电磁比例阀(亦称PEEP阀）来实现,CPAＰ时，则由呼吸机向气路提供一个恒定的正压，使整个呼吸周期内，气道保持在正压水平。呼吸机通气模式呼吸机通气模式主要有三类:控制通气、辅助通气和自主呼吸。现代呼吸机允许患者自主呼吸而不是每次呼吸都由呼吸机提供通气，呼吸机只是在需要时提供帮助。此外，呼吸机提供不同的呼吸转换方式、不同的气流流态和不同的控制方式，提供不同的通气模式。许多新型呼吸机都会采用综合通气模式来实现机械通气和呼吸治疗。呼吸机的时相所有的呼吸机在正常工作时,必须完成以下4个基本功能：吸气相、吸气末转换、呼气相和呼气末转换(图4。1８）。不同的呼吸机根据不同的需要可以有不同的时相转换的方式。吸气相吸气相呼气末转换吸气末转换呼气相图4.18呼吸机的时相吸气相：在吸气相,呼吸机向肺内充气。其充气的气源可以来自压力发生器或流量发生器。前者可分为恒压和非恒压，后者则可分恒流和非恒流.恒压吸气方式的的工作压力恒定且保持在较低水平，其压力、流量、流速等曲线较光滑、自然。由于吸气压力是限定的，也称为压力控制型（pressurｅcontrol）通气。非恒压发生器的压力不是恒定的,在每次吸气相时压力重复出现的变化是相同的。恒流发生器的输出流速保持恒定，不受病人的气道阻力和顺应性的影响.为获得恒定的流量，呼吸机的工作压力可能会需要10倍于肺在正常呼吸时所需的压力。由于吸气时流速是设定的，也称为是流速控制型（fｌｏw-conｔrｏl)呼吸。非恒流发生器输出的流量是变化的.上述恒流的气流速度曲线实际上是呈方波形状。在呼吸机吸气相开始时，吸气流速即迅速增加,到某水平后保持等速,直至呼气开始。呼气时流速迅速下降到零，气流终止。这种方式对呼吸道的冲击可能是比较大的,比较符合自然的流态应是，在吸气相中气流速度逐渐增加，到达高峰流速后又逐渐下降,直至吸气相开始。吸气后气流流速的加速和减速基本相对称,如正弦波.有的电子控制呼吸机在气流产生的管道中装有加阻器，用以改变控制气流速度极其曲线形态,可产生方形波、正弦波或特殊波形2~3种,供选择使用.2）吸气末转换:所谓吸气末转换实际上就是在什么条件下呼吸机停止吸气相并转换到呼气相，其转换条件可以是时间，压力，容积或流速等。也可将这４个条件中的某些条件的组合成复合形式作为转换条件。例如,以时间为转换条件的呼吸机，在吸气时间达到规定的时间时，转换为呼气相;以压力为转换条件的呼吸机则在达到规定的压力时，转换为呼气相。如果以时间、压力组合为转换条件的呼吸机，只要时间和压力这两个条件中任何一个条件被满足后，吸气相就转换为呼气相。因此,这类呼吸机性能更可靠，互补各自的缺点。３）呼气相：任何呼吸机在呼气相都要保证呼出气顺利地排出，并根据不同方式，提供某种呼气相压力，如正负压呼吸、呼气末正压呼吸等.呼气末正压呼吸是指在呼气末气道压力仍维持高于大气压。这种呼吸可增加功能残气量，使肺泡在呼气末不易陷闭，改善通气，提高氧分压。在呼吸机治疗中形成PEEＰ的通气模式有持续正压通气（ＣontinuoｕsPoｓitｉvePressureVentilation,ＣＰＰV）和持续气道正压(ＣPAＰ）。CPPV是指在正压通气的整个呼吸周期中一直保持气道压力高于大气压（ＰＥEP〉０)；而ＣPＡP是指在整个自主呼吸周期中，气道压力持续高于大气压，从而达到防止肺与上、下呼吸道萎陷,改善肺顺应性，减少吸气阻力的目的.4）呼气末转换：所谓呼气末转换实际上就是在什么条件下呼吸机开始启动吸气，在某些情况下,呼气向吸气的转换是通过病人吸气产生的气道压力变化来启动触发的,这有利于呼吸机与病人自主呼吸的协调.这种启动方式称为辅助通气方式（assｉsｔａntmode）。而完全由呼吸机决定什么时候启动吸气的称为控制通气方式(ｃoｎｔrolmodｅ）。吸气启动方式1）控制通气方式不管患者本身自发呼吸如何,机械呼吸机通过一定的机制，有规律地、强制性为患者通气。控制呼吸的呼吸频率的快慢，只决定于呼吸机的设定频率或呼吸周期时间.间歇正压通气就是一种控制通气方式。机械呼吸机调节控制呼吸频率的机制有下列几种，随呼吸机设计而异。(１）单纯频率调整法：用计时器按照预先设定的呼吸频率或呼吸周期出信号，启动呼吸机的吸气相,吸气和呼气时间的长短可以通过吸呼比（Ｉ：E)来调节确定。（2）呼、吸气时间分别调整法:可分别控制、调整吸气与呼气时间，但无论呼或吸的时间改变，都可引起呼吸频率的变化。（３)呼气时间固定:通过预先设定呼气时间,呼气时间结束后,下一次吸气相自动到来,吸气时间的长短，在吸气压力或容积已设定的前提下,决定于吸气流速的快慢。因此这种调节机制的呼吸频率不仅取决于呼气时间,也取决于吸气流速的变化。由于肺顺应性及气道阻力等变化会直接影响到吸气流速，所以这种调节方式的特点是，呼气时间得到优先保证，而呼吸频率则随吸气压力、流速等而变化。2）辅助通气方式辅助通气(aｓsistedvenｔiｌatｉｏn，AV)是每次吸气都是靠传感器感知患者吸气努力引起的回路内压力或流速变化来触发。类似的有辅助自发呼吸（AsｓistedSpoｎtanｅouｓＢｒeaｔhｉnｇ，ASB）或压力支持通气(ＰSＶ)。在大多数情况下，传感器所能感知的压力或流速的阈值是可调节的。阈值的大小，称为触发辅助通气的敏感度，其值愈小,则意味着灵敏度愈高。灵敏度阈值的调节应尽量使机械送气与自发呼吸相协调,如敏感度过高,患者吸气努力以外的微小压力或流速变化亦可触发机械通气，使通气频率增加，有可能导致通气过度。如敏感度过低，患者呼吸肌无力时难以触发机械通气,使自主呼吸与机械通气不相协调，会增加呼吸肌的疲劳.比较压力触发和流速触发,一般情况下应优先考虑流速触发,因为这可使病人以更少的呼吸努力而获得呼吸辅助.图4。19控制呼吸与辅助呼吸的压力波形除敏感度外，从患者吸气努力开始，到机械送气启动的应答时间也很重要。设计不良的呼吸机，其应答时间过长,同样造成自发呼吸与机械通气的不协调，此种现象在自发呼吸频率快时更为明显.设计良好的呼吸机，其辅助通气的应答时间,成人应小于0．1秒，新生儿应在０。０2～0．０5秒之间.图4。19控制呼吸与辅助呼吸的压力波形控制呼吸与辅助呼吸在压力波型上有区别（图4。19）。在辅助呼吸时，每次吸气压力波出现前,都有一小的向下凹陷的波,此波即为患者吸气时产生的启动负压。另外，辅助通气方式的呼吸频率只决定于患者吸气努力的频率与程度,而不受其它任何机械因素的影响。因患者自主呼吸往往是不稳定的，故呼吸频率及每次间隔时间都不时发生变化。3)辅助—控制通气方式将控制呼吸与辅助呼吸方式结合在一起,形成了辅助—控制通气方式(aｓsｉst－controｌmoｄｅ，Ａ-C）。预先可根据潮气量的大小及机体所需通气量,设定最小通气频率（或最小每分通气量）。如每分钟患者自主呼吸启动辅助机械通气的次数大于或等于这一频率(或每分通气量超过或等于设定值),则控制呼吸部分不工作。如自主呼吸频率过低(或每分通气量过低），则自动由控制呼吸装置来补充。这种通气方式的优点是,既允许患者建立起自己的自发呼吸频率，也能在自主呼吸抑制或暂停时，保证必要的通气量。4）间歇强制通气间歇强制通气是控制呼吸与自主呼吸的结合。预先设定较低的强制通气频率,在强制呼吸的间隔时间内,患者可自由进行自主呼吸，并通过进气口吸进新鲜空气。实际上IＭＶ与呼吸频率不足的控制呼吸最根本的区别是，后者在控制呼吸的间隔时间内，如有自主呼吸发生，仍由呼吸机推入气体.5）同步间歇强制通气图4。20SIＭV与IMV压力波形同步间歇强制通气（SＩMV)与IMV的区别是SIMV的每次强制通气都由患者的自主呼吸来触发.所以，SIＭＶ也可以看成是自主呼吸与辅助呼吸的结合，有时也称作间歇辅助通气(ｉnteｒmitteｎtａｓsiｓtedvｅntilation，ＩＡＶ）。图4。20SIＭV与IMV压力波形IMV与ＳIMＶ压力波形也有区别（图4.２0).插在机械呼吸机中间的双向压力波形为自主呼吸，SIMＶ每次机械通气前都可见到一向下凹陷的触发负压波,而IMV没有这样的同步现象。6）压力支持通气压力支持通气(ＰSＶ）是最近几年内发展起来的机械通气技术,应用合适,则可起到减少呼吸功消耗的作用.PSV每次通气都由患者的吸气努力来触发，呼吸机在患者吸气触发后按预设压力提供压力支持,而流速方式、呼吸深度、吸呼比均由患者自行控制。其特点是气流提供方式与患者自主呼吸力学相协调,同步性能良好。但应用PSV需调整好触发灵敏度及压力支持水平,因在患者气道阻力增加或肺顺应性降低时,如而不及时改变PSＶ水平，就会发生通气不足。另外，PSV靠触发通气,无触发时可发生窒息。吸呼切换方式在什么条件下吸气结束，切换为呼气，是每台呼吸机必须仔细设计考虑的。基本的切换方式有压力切换、容积切换、时间切换、流速切换。不同的切换方式使呼吸治疗具有不同的特点,现在同一呼吸机可含有两种以上不同的切换方式供选择,或者将两种切换方式组合以取各自之长.1)压力切换(定压）当机械吸气压力达到预定值后，吸气终止，转为呼气,称为压力切换。而压力以外的因素，如吸气容积、吸气时间、吸气流速等，都是可变的。因压力预先设定，当顺应性或气道阻力发生变化时，潮气量将随之改变。不能保持稳定的潮气量，是压力切换的缺点.2）容积切换(定容）当机械通气容积达到预定值后，吸气停止,转为呼气，称为容积切换。采用容积切换的呼吸机可保证稳定的潮气量，但当气流阻力及顺应性发生变化时，吸气压力随之相应改变。为防止调节失控，潮气量过大，若呼吸道内压力过高，发生危险，容量发生器上均安装有安全气阀，当压力超过某预定安全值时，多余的潮气可由此排出。容积切换可以靠监测活塞或风箱的运动来完成，也可靠监测吸气流速的方法来进行(流速对时间的积分即为容积）.３)时间切换（定时）吸气时间达到预定值后,吸气转为呼气,称为时间切换。呼吸机的吸气和呼气时间可以直接预调,潮气量的大小依靠控制气流速度来调节，受气道阻力和肺顺应性的影响。吸气时间固定后,当顺应性、气道阻力发生变化时，吸气压力、容积、流速都要发生变化。4）流速切换吸气时流速的波形随时间而变化,当流速达到设定水平时吸气转为呼气，称为流速切换。5)混合切换现代的智能化、综合型呼吸机都具备两种以上切换方式.容积切换型呼吸机可并用其它切换方式使功能增多。例如，容积切换呼吸机的压力安全阀,就是压力切换方式。当压力超过设定安全阀值时，即使尚未达到预定潮气量,安全阀开放,强制提前终止吸气,转为呼气，以避免气压损伤。又如，很多电子控制器的定压型呼吸机，都有时间转换装置，如因某种原因,吸气时间过长，使吸、呼时间比超过设定安全阈值时,将会中断吸气而转为呼气,从而保证有充分的呼气时间.还有些设计先进的定压型呼吸机的吸气阀门对压力和气流速度均同样敏感。吸气时当气道压力达到预定转换值后，气流不停，吸气阀还是开放,至气流中止后始行关闭。此类呼吸机较一般定压型呼吸机具备的优点是:使用同样的吸气压力，能取得较大的潮气量；在达到预定压力后，阀门关闭前继续缓慢进入气道的气流，并能较均匀地分布于肺脏各部。几种新的通气技术和模式近期人们对压力相关的组织损伤有了新的认识,而目前采用的时间切换压力控制通气方式，可在有效保证潮气量条件下控制气道峰压和平均压，从而减少肺损伤.常见的此类技术有压力控制通气（PCV）、压力支持通气（PＳV）和双水平气道正压通气（BiPAP）等通气模式.此外,压力释放通气(ＰRV）、压力调节容积控制通气（PRVCＶ)、压力控制-同步间隙指令通气（P—ＳIＭV）和适应性压力通气(ＡPV)等模式在某些新型呼吸机上也可实施.此外，高频通气是一种完全不同的通气方式。１）压力调节容积控制通气(PRVCＶ)此方式在90年代由Servo300型呼吸机首先开发和应用,兼具PＳV和VCV(容积控制通气）两种模式的特点。其工作原理是：是在确保预设潮气量等参数的基础上,微电脑连续测定胸廓/肺顺应性,根据容积—压力关系计算下一次通气要达到预设潮气量所需的吸气压力,并自动调节其水平.使气道压力尽可能降低,以减少容积伤。2)压力释放通气（PRV）此模式于1９8６年由Downs和Ｓｔｏck首先报道,是时间切换或患者触发的压力控制型通气模式，分为气道压力释放通气（ＡPRV）和间歇指令压力释放通气(IMPRV)两种方式.APRV通过周期性的ＰＥＥＰ释放保证有效的肺泡通气,PEEＰ的释放频率由定时器控制。当压力释放活瓣开放时，气体流出，气道内PＥEP水平降低，呼出气量增加,CＯ２排出增多，功能残气量减少，形成一次大呼气。IMＰＲV是APＲV的改进,气道压力释放既按照指令，又能保持与呼吸同步。患者自主呼吸频率越快，PRV释放频率也相应增加,提供的通气辅助也就越大.3）适应支持通气(ＡSV）它是P－SIMV+ＰSＶ的组合，区别在于ASV的指令性通气的潮气量和频率由机械自动调节而非由操作者设置。ASV是第一个真正适应患者呼吸状态和能力的通气模式，该模式以最低的气道压力和最佳的呼吸频率来满足患者通气需求,进而避免压力伤、容量伤、呼吸急促和auto-PEEＰ，是目前最理想的通气和撤机模式。4)适应性压力通气（APＶ）此技术用于各种压力控制通气(如PSV、P-SIＭV）模式.工作原理是根据连续5次通气所测定的肺动力学性能而自动调节气道压力和流量，以最低的气道压力保证预定的每次呼吸潮气量，从而最大程度地保证患者得到最佳的通气方式和降低气压伤的危险。5）双水平气道正压通气(ＢＩPAP）自主呼吸或机械通气时,交替给予两种不同水平的气道正压即气道压力周期性的在高压力和低压力之间转换，每个压力水平均可独立调节.以两个压力水平之间转换引起的呼吸容量改变来达到机械通气辅助作用，故能保持呼气正压的同时也提供吸气时的辅助通气。其优点是病人自主呼吸轻松作功小，危险性小,几乎适合各种病人。关键是压力值的设置，所以对医生要求较高。６）比例辅助通气（ＰＡＶ)比例辅助通气(ProportionaｌAssｉｓｔVｅntｉｌaｔｉｏn,PAV或ＰropｏrtionaｌPｒｅsｓureSｕｐｐoｒｔ,PPＳ）是指呼吸机按照患者瞬间吸气努力的大小成比例地提供压力支持的同步辅助通气模式.PAＶ可使患者能够较舒适地获得由自身任意支配的呼吸形式和通气程度，其优点在于呼吸机能及时追踪患者瞬时呼吸努力的变化，因此可更好地协调人机关系,减