本节要点：

呼吸机能够按照我们预设的参数为患者输送气体。那么它是通过什么机制来实现的呢？为了能更好地理解呼吸机的送气原理，我们首先需要来探讨3个问题：①呼吸的动力来源；②呼吸机需要控制的参数；③一个完整的呼吸周期的组成。同时，本章还将讨论临床常见的呼吸类型，比如指令通气、辅助通气、自主呼吸等。

机械通气的原理可以通过一个模型来进行描述，临床医师可以通过这个模型来理解呼吸机是如何工作的。这个模型包含了诸多变量间的相互关系，最重要的变量是压力的变化。一个常用而简单的模型是将呼吸系统看作是一个导管与有弹性的气球相连接，气体通过导管进出气球从而完成呼吸。在自主呼吸和机械通气时，有两种类型的压力作用于呼吸系统，即呼吸肌收缩产生的压力变化（肌肉压力）和呼吸机送气提供的压力（呼吸机压力）。这些压力导致了气体的运动，从而给肺提供了一定容量的气体。送入气体容量的多少取决于肺的物理特性，主要是顺应性和阻力。压力、流量和容量之间的相互变化关系可以通过一个运动方程进行描述。即P _vent+P _muscles=C/V+Raw×V。等式左边，P _vent是呼吸机提供的压力，P _muscles是患者自主吸气时由呼吸肌（主要为膈肌）产生的压力；等式的右边，C是指呼吸系统顺应性，V是指提供的容量，Raw主要包括气道阻力，V是指吸气时的气体流量。在这个方程中，压力、容量和流量是变量，而阻力和顺应性是常数。运动方程能很好地描述机械通气过程，如在机械正压通气时，如患者没有自主呼吸，P _muscles为0，呼吸机提供一个正压假设是20cmH ₂O，患者肺泡内的压力是0cmH ₂O，压力差等于20cmH ₂O。此压力差克服气道阻力导致气体流动，克服肺弹性阻力导致容量的输出，从而完成送气过程。

呼吸机最重要的功能是能借助其本身的设计原理和医务人员的设置来输送吸入气体的量（潮气量）。临床上常通过预设吸入潮气量和吸气压力来实现，这就是我们常说的容量控制通气（VCV）和压力控制通气（PCV）。呼吸机的控制参数包括以下4类：容量（V）、压力（P）、流量（F）和时间（T），但是它不能同时控制两类（含）以上的参数。当流量或容量固定时，压力可变；当压力固定时，容量和流量之间是相互制约的，均受呼吸系统力学因素的影响，比如顺应性和气道阻力等。

呼吸机送气时压力波形维持固定的形态，此种送气方式称为压力控制呼吸，也称为压力限制或者压力目标呼吸。呼吸系统力学改变不影响压力波形。

当呼吸机在吸气阶段单次输送的气体容量（通常为潮气量）保持不变时，就称为容量控制呼吸，也称为容量限制或容量目标呼吸。其预设参数通常为潮气量和流量。当呼吸系统力学发生改变时，容量和流量保持不变，气道和肺泡内压力则发生相应变化。顺应性（C）越好，气道压力越低；气道阻力（R）越低，压力越小。由于容量控制呼吸时，每次送气的流量固定，所以容量控制呼吸相当于是流量控制呼吸。一些呼吸机通过直接设置流量和吸气时间而自动得出潮气量，这种设置称为流量控制呼吸似乎更为合适。

当容量和压力均随呼吸系统力学改变而改变，就称为时间控制呼吸。这种通气方式一般用于高频喷射呼吸机当中，且很难将吸气相和呼气相区分开来。时间控制通气相对于容量和压力控制通气，临床上较为少见。

机械通气时的不同送气方式可以通过观察呼吸机显示的压力-时间、容量-时间和流量-时间波形来明确。如呼吸机显示的压力-时间波形不随肺的顺应性或气道阻力的改变而变化，则是压力型送气方式；反之，如压力-时间波形随肺的顺应性或气道阻力的改变而变化，而潮气量保持恒定，则是容量型送气方式。波形通常有4种形态：方波、减速波、正弦波和指数型递增或递减波。呼吸机进行数据监测的部位通常有以下几个：①患者气道和呼吸机的连接处（Y形管）；②吸气端（近呼吸机送气出口端）；③呼气端（近呼气阀处）。呼吸机将监测到的数据进行描记成为曲线，再通过显示屏展示给医务人员。计算机控制的呼吸机大多能将数据及波形显示出来，有些呼吸机有内建的显示屏（如Dräger Evita等），有些呼吸机（Servo300）则可通过外接显示器来实现数据和图形的展示。

呼吸周期是指从吸气开始到下一次吸气开始的时间间隔。一个完整的呼吸周期通常由4个阶段组成，它们分别是：①从呼气相切换到吸气相；②吸气相；③从吸气相切换到呼气相；④呼气相。呼吸机通过监测某些参数来执行各阶段之间的转换。比如，通过监测触发参数来实现呼吸周期第一阶段的开始（吸气的开始），限制参数来控制吸气阶段的维持，而切换参数则决定了吸气在什么时候结束，呼气在什么时候开始（吸气向呼气的切换）。

触发变量决定了呼气在什么时间结束、吸气在什么时候开始，是一个非常重要的参数。吸气开始可以由呼吸机决定，通常称为时间触发；也可以由患者触发呼吸机送气，患者触发通常是基于患者自主吸气努力时发生的压力、流量或容量等的变化，呼吸机通过监测其中一个参数的变化而开始送气。许多呼吸机还允许操作者手动触发呼吸机送气。

时间触发是指当经过一段相对固定的时间之后，呼吸机开始自动向患者输送气体。时间触发送气时，送气的频率完全由呼吸机控制，所以有时称其为控制通气模式。此类送气是强制性的，因为这完全由呼吸机决定送气的开始。在呼吸机的发展史上，曾经有呼吸机是完全的时间触发送气。呼吸机按照操作者设置的呼吸频率，定时地开始送气，患者的吸气努力并不能触发呼吸机送气，所以控制通气模式指的就是这类通气方式。对于没有自主呼吸的患者或呼吸肌完全无力的患者，可以很好的耐受这种通气模式。对于其他更多的有自主呼吸的患者，在这种通气方式下，患者出现自主呼吸时可能发生严重的人机对抗。所以，当前的呼吸机已经没有这种模式设置。现代呼吸机通过设置呼吸频率来决定时间触发的开始，但患者的吸气努力可以随时提早呼吸机的送气。如设置呼吸频率12 次/分，则每个呼吸周期是5秒。呼吸机两次送气的最大间隔应该是5秒。如患者没有触发送气，则每间隔5秒强制送气1次。如有一次患者触发送气，则呼吸机计算从这一次患者触发送气后的5秒，如没有患者触发，则在第5秒时开始送气。所以时间触发是通过呼吸频率的设置来实现，在某种意义上可以称作为最低或“背景”频率。

患者有足够的自主呼吸努力，并能驱使呼吸机在需要的时候随时启动送气程序，该种方式称为患者触发。在临床上，呼吸机常通过监测流量、压力和容量的变化量来感知患者的吸气努力并开始送气。其中流量触发和压力触发是最常用的触发方式，当呼吸机在呼气相监测到呼吸机管路内一定程度的压力下降或流量变化的时候，吸气相开始。

现代的呼吸机均有触发参数的设置，通常其设置的变化幅度越小越灵敏；也就是说，-0.5cmH ₂O较-1cmH ₂O更为灵敏。大部分呼吸机（如Dräger、PB等）的触发参数监测设备位于呼吸机内部，也有部分位于外部管路（拉斐尔等）。一般而言，外部监测数据较准确但稳定性较差。临床医师在设置触发灵敏度时，必须考虑患者的真实需求，如果设置过于灵敏，容易产生误触发（并非患者自身吸气需求，比如管路积水、管路泄漏等）。如果灵敏度过低，则患者需要额外的吸气努力才能触发送气，加重患者吸气负担。

压力触发是最早使用和最简单的触发方式。患者自主呼吸努力导致呼吸环路内压力降低，呼吸机通过压力传感器感知到压力的降低，达到一定的阈值后开始触发送气。此阈值即是压力触发灵敏度的设置值。常用压力触发水平大约为-1.5～-0.5cmH ₂O，即当压力降至基线压下-1.5～-0.5cmH ₂O时呼吸机开始送气。例如，PEEP 为0时基线压为0，设置压力触发灵敏度值是-1.0cmH ₂O，当压力降至-1.0cmH ₂O时呼吸机被触发并开始送气；当设置PEEP为5时基线压为5，压力降至4.0cmH ₂O时呼吸机被触发并开始送气。

流量触发是在20世纪80年代早期由Engstrom首先介绍的，但直到1988年由Puritan Bennett再次介绍才被广泛应用。其触发方式为：当呼吸机在呼气相监测到的呼气管路内流量下降至一定程度时启动吸气程序。具备该种触发方式的呼吸机通常有一基础流量（base flow），该流量不因呼吸流程而变化，为一恒定值。比如，某一呼吸机的基础流量为6L/min，那么在呼气相结束时呼气管路内能监测到的流量大小为6L/min；如果此时吸气管路内的流量也为6L/min，则表明患者没有吸气动作。如果设置触发流量为2L/min，则当呼气端监测到的流量为4L/ min（6-2=4L/min）时，呼吸机启动辅助送气程序，患者吸气相开始。目前的临床实践显示，当合理设置流量触发灵敏度时，流量触发较压力触发更能降低患者的吸气做功，人机同步性更好。

容量触发在成人呼吸机中较少被使用。当呼气相呼吸管路内容量下降至一定程度时触发呼吸机送气，患者吸气开始。使用此方式触发的呼吸机有Dräger Babylog等。

属于另外一种不常使用的触发方式，具备此种触发方式的呼吸机通常有一“手动触发”按钮（如Puritan Bennett 84呼吸机），操作者通过此按钮实施手动触发，每按下该按钮一次，呼吸机按照设置的参数给予一次送气，属于控制通气的一种。

由于新生儿呼吸频率快、呼吸时压力和流量变化较小以及气管插管内径小，故监测新生儿吸气努力开始后的压力、流量等参数的轻微变化较为困难，易发生新生儿吸气和呼吸机送气的不同步。有研究者寻求其他更好的触发方式来替代传统的触发方式。胸壁阻抗触发使用标准的心电图（ECG）电极，吸气时胸壁扩张，导致胸壁阻抗发生变化，从而触发呼吸机开始送气。动力触发在（infrasonics infant star）呼吸机上被使用。将一个充气柔软胶囊作为传感器绑在新生儿腹部的肚脐和剑突之间。吸气时腹部隆起，胶囊受压，产生的压力信号被转换成电信号触发呼吸机送气，触发的反应时间约为47毫秒。

通过膈肌肌电图（EMG）触发呼吸机送气称为神经电触发。呼吸机使用通过插入含有一系列电极的食管导管，它能滤除心肌电活动，感知膈肌收缩时电活动并触发呼吸机送气。由于它是直接通过膈肌电活动感知患者吸气，相对于其他触发方式要更灵敏，反应时间更短，受环路漏气、内源性PEEP等的影响更小。西门子（Servo i）呼吸机具有NAVA功能。

在临床上常能观察到一种现象，虽然患者有足够的自主呼吸努力，但其呼吸频率仍然有较大程度的变异，呼吸周期时长时短（常见于颅脑损伤等中枢疾病），在这种情况下，我们通常需要设置一最低呼吸频率以保证患者的最低通气。也就是说某一次呼吸机送气可能是时间触发的（控制通气），也可能是流量或压力触发（辅助通气）的，取决于患者自身的呼吸节律和强度的变化。在这种模式下，监测到的呼吸频率通常较设置频率高。这种通气方式就是我们通常所说的辅助/控制通气模式，当呼吸频率较慢时，呼吸机按照设置频率通气为控制通气；当频率较快时，按照患者自身频率通气为辅助通气。

以上讨论的是吸气开始时的触发变量，那么从送气开始到送气结束这段时间，又是靠什么参数来规范整个过程的呢？这就是我们接下来要讨论的内容：限制参数。限制参数在整个吸气期起至关重要的作用。在生理条件下，吸气开始后的流量或容量完全由人体自身需求决定；当有呼吸机介入时，由于大多数通气参数需要预设，那么采用何种限制参数，则是需要重点考虑。如果设置的限制参数不恰当，那么在大多数时候，呼吸机和人体之间就会出现不协调（人机对抗）的问题。如果我们给患者预设了容量控制通气的方式，我们首先预设一定的容量（潮气量），那么从理论上来讲，患者每一次呼吸最终获得的潮气量应该是恒定不变的。

一般情况下，限制参数是指在吸气期该变量能达到的最大值，它不会影响吸气在什么时候结束。限制变量包括压力限制、容量限制和流量限制。

压力限制是指在吸气相压力上升至一定值并不超过它，但压力的达到并不意味着吸气的结束。例如，送气过程是压力限制，呼吸设置压力为20cmH ₂O，那么当吸气开始气道压力上升至20cmH ₂O后压力不再上升，并且维持在20cmH ₂O，呼吸机何时结束吸气转向呼气由其他参数（切换变量）决定。压力控制模式（PC）、压力支持模式（PSV）都属于压力限制通气方式。

呼吸机通过控制流量和流量持续的时间得到容量值（流量×时间=容量）。通常是在呼吸机上直接设置容量，此容量就是在整个吸气过程中呼吸机能够输送给患者的最大容量限值。必须明确的是容量目标的达到并不一定意味着吸气结束。由于容量限制时呼吸机送出容量固定，而容量=流量×时间，所以容量限制从某种意义上可以认为等同于流量限制。当今大部分智能呼吸机均提供容量限制的设置，一些呼吸机如Servoi能在患者吸气努力增加时给予提供更多的容量，在这种状态下呼吸机送气就不是容量限制，而容量的改变是通过流量的变化来实现的。

此前已经详细讨论了压力限制的工作原理。这里要讨论的压力切换则有所不同。在当今的大部分呼吸机，均配备有一个最高压力限制参数，其常用设置值在平均监测压力峰值以上10cmH ₂O的水平。在通气过程中如果由于某种原因使得气道峰压上升至最高压力限制水平时，呼吸机将执行吸气向呼气的切换动作，而并不维持压力。我们通常将该压力称为安全压，这种吸气向呼气的切换方式称为压力切换。常见的高压报警参数即具备此功能。

大部分呼吸机都是按照达到切换压力执行切换的方式，但也并不尽然。在某些婴儿呼吸机，当压力到达高限时，吸气持续，气体通过安全阀释放到大气中以维持气道压力在限制水平。不同的呼吸机其压力切换名称各异，有些称为高压限制，有些则称为压力上限等，医务人员需要根据其实际工作方式来判断。有些呼吸机高压限制是内置的，不需要医务人员设置，其通常被设置在120cmH ₂O，呼吸机工作过程中的压力不能超过该水平，该装置我们称其为安全阀。

呼吸机监测某一特定参数，当该参数达到一定水平时，呼吸机执行吸气向呼气的切换，吸气终止，呼气阀开放，这种工作方式称为切换方式。一旦执行切换机制，患者肺内气体便开始向肺外呼出，排出CO ₂。目前常用的切换参数有以下4类：时间、压力、流量和容量，医务人员可以通过设置以上任一参数来设定吸气向呼气的切换机制，呼吸机通过监测该参数来决定什么时候该结束吸气阶段。

时间切换通气是指决定吸气向呼气的切换参数为时间参数的通气方式，该时间是预设并绝对固定的，不受其他因素影响。当达到预设时间后，呼吸机的呼气阀开放，患者肺内气体经过呼气阀流出。临床上我们使用容量控制通气时，通常使用流量恒定的通气方式，如果容量和流量大小已知，那么就可以通过以下公式计算切换时间（吸气时间）：流量×时间=容量（潮气量）。大多数智能呼吸机能根据以上公式，通过设置的容量、时间、流量中任意两个自动计算出第三个参数。例如：当预设潮气量500ml、吸气流量30L/min、流速波形为方波时，呼吸机可以计算出吸气时间为1秒，当呼吸机给予30L/min流量开始送气并经过1秒时间后，吸气终止，呼气开始。

需要注意的是，使用容量控制时间切换通气时，呼吸机的输送流量和容量不会因肺顺应性或气道阻力的变化而变化，而气道压力则会有相应变动；当顺应性降低、阻力增加时，气道压力增高；反之，气道压力降低，它属于容量恒定、压力可变的通气方式。而时间切换压力控制通气则不然，呼吸机输送的流量和容量会随着呼吸力学或患者自身吸气努力程度的改变而改变，我们通常称为压力控制通气（PCV），属于压力恒定、容量可变的通气方式，其最大优势在于可以防止气道压力异常增高，降低肺压力伤的发生，但需高度关注其容量的不恒定导致的通气不足或过度。

当压力达到预设值，呼吸机终止送气、呼气阀开放、患者开始呼气的切换方式称为压力切换通气。呼吸机能输送的潮气量受预设压力、吸气流量大小、吸气持续的时间、呼吸力学影响。压力切换呼吸机（如Bird Mark7）的缺点是当患者肺顺应性下降或气道阻力增高时，可导致通气不足。其优点是能有效控制气道峰压，最大限度降低肺损伤的可能性。这类呼吸机可用于需要机械通气时间较短、肺力学相对正常的患者，如手术后患者的短期呼吸支持，但必须合理地设置报警系统。另外，使用容量控制通气时，当气道压力超过设置的最高压力限制值时，吸气终止转为呼气相。此时将出现高压报警，并且设置的潮气量并没有全部送出。

流量切换一般用在自主呼吸模式下（PSV、PAV等），其实际上也是时间切换，区别在于它的切换时间是可变的，并非绝对固定；切换的早晚可受患者吸气努力、肺顺应性、气道阻力、压力高低等影响；所以属于相对的时间切换，较时间切换更注重患者自身的吸气需求的变异。

设置参数一般为百分比数据，比如设置值20%，其意义是指：吸气开始后当吸气流量下降到吸气流量峰值的20%时切换到呼气相。呼吸机输送的容量、流量、吸气时间受呼吸力学的影响。大部分呼吸机的切换流量百分比是可调的，比如Puritan Bennett 840等；有些则不可调整，比如Dräger内定25%，PB7200则设定在5L/min。

其工作原理为：当呼吸机输送完预设的潮气量后，吸气结束，呼气开始。在大多数情况下，呼吸系统力学特性的改变并不会影响输送的潮气量的大小。比如当肺部炎症时，通常肺顺应性降低、气道阻力增高，此时呼吸机输送的潮气量保持原设定水平，但气道压力则会相应增高。在有些呼吸机，比如Puritan Bennett 840，当选择容量控制通气并采用恒定流量（方波流量）方式时，可以设置吸气暂停参数，此时其工作方式并非容量切换，而是时间切换；当容量输送完毕并达到吸气暂停时间之后，呼吸机才终止送气过程。

呼吸机和患者通常需要通过呼吸管路来连接，由于管路有一定的顺应性，因此，呼吸机输送的设置容量和实际输送容量之间会有一定差别。正压通气会使得呼吸管路发生一定程度的膨胀，膨胀导致的管路容量的增加会将一部分呼吸机输送的气体储存起来（称之为压缩气量），这样一来患者真正获得的容量就是两者之间的差值，而并非预设容量。大部分呼吸管路的顺应性在2～3ml/cmH ₂O左右，也就是说管路压力每增加1cmH ₂O，患者获得的实际容量将比预设值减少2～3ml。压力越高，患者获得的气体量将越少；患者肺部顺应性越好，损失的容量越少。新生婴儿肺顺应性较成人差、潮气量低，为了保证一定通气，需要使用专用的小儿管路也是基于此原理。

使用容量控制通气时，实际吸入容量监测显得尤为重要。我们可以通过监测呼气相经人工气道流出的容量来测定实际吸入气量。现代呼吸机已经不需要我们手动去校准压缩气量。比如Puritan Bennett 840呼吸机就能在进行自检时测定整套呼吸管路的顺应性和阻力，在通气时通过监测管路压力并计算压缩气量，在下次通气时给予相应容量补偿。

呼吸管路中的气体泄漏也是导致实际输送容量和预设容量不一致的常见原因之一。可以通过比较吸入和呼出潮气量来明确有无泄漏发生。泄漏发生的地方可以是环路的任何位置，常见的位置有：湿化罐接口、感温探头、呼吸机延长管负压吸引口等。当有气体泄漏时，在呼吸波形上可发生相应的变化，比如容量控制通气时容量波形不能归零、气道压力较前明显降低等，甚至发生低压、低容量报警。较高的泄漏量不仅导致输送气量减少，而且可能引起误触发，需要仔细识别、寻找并予以解决。

吸气暂停是指当达到切换条件时，呼吸机停止送气，但呼气阀仍处于关闭状态，此时肺内气体不会释放出来；它实际上意味着肺内气体的重新分布，这种状态称为“吸气暂停”，某些呼吸机上又称为“吸气保持”。这种状态持续的时间，称为“吸气暂停时间”，可在大部分呼吸机上见到此参数。吸气暂停期的气道压力称为“平台压”。它通常是一恒定值（没有自主呼吸的干扰），我们可以通过监测平台压和呼吸机输送的实际潮气量来计算肺静态顺应性。吸气保持通常用于增加肺内气体的交换时间（高压时间），以改善肺气体交换。

临床常见的机械通气呼吸类型有两类，分别是指令呼吸和自主呼吸。指令通气时，呼吸机决定吸气的开始（时间触发）或潮气量（或两者一起）。换而言之，呼吸机决定呼吸的触发和（或）切换。自主呼吸则由患者触发呼吸机开始送气，输送潮气量的多少受患者吸气努力影响。自主呼吸时，呼吸机压力或容量的输出更多的基于患者需求而不是呼吸机的设置参数。

呼气相是指两次吸气相之间的阶段。在呼气时间内控制的机械通气变量即为基线变量。在机械通气时，吸气气流的停止、呼气阀开放意味着呼气相的开始。当应用吸气暂停时，吸气气流停止而呼气阀并未开放，此时肺内气体并未呼出；当暂停时间结束，呼气相才真正开始。

在机械通气应用的早些时候，大多数人认为对呼气的辅助和对吸气辅助有着同样重要的意义，于是常使用各种方法来对呼气相进行干预，其中常用的方式有两种：一种是呼气末负压（NEEP），即在呼气相开始时，使用某种负压装置作用于口腔或上呼吸道，将肺内气体依靠负压抽吸到肺外；另一种方式则是通过另一个装置将正压作用于腹部膈肌以下部位，将肺内气体挤压出肺部。在生理条件下，气体的呼出通常是被动的，它依靠胸廓和肺的被动回缩将气体呼出。显然，以上两种方式均是反生理的方法。近10年来，越来越多的医务人员开始关注“呼气相”，临床上常见的问题通常不是吸气时间不足或通气量不够，而是呼气时间不够，由此导致肺内气体不能完全呼出体外，引起肺功能残气量增加，胸腔内压力增加，进而引起一系列的并发症。因此，我们在设置通气参数时，应认真考虑呼气时间足够与否。目前呼吸机通常使用吸气时间（T _i）和后备频率（RR）来限定通气过程中的时间参数。某些呼吸机（例如Puritan Bennett 840）也可以设置呼气时间（T _e）和吸呼比（I∶E），但需要注意的是实际上它仍然是通过T _e、I∶E来间接设置吸气时间（T _i），最后固定吸气时间来完成通气，当患者存在自主呼吸的时候，其I∶E和T _e仍然是可变的。

基线压力就是我们通常所说的呼气末正压（PEEP）。它通常作用于整个呼气相。大部分现代呼吸机采用压力作为呼气基线参数，它可以是0（ZEEP），也可以是正压（PEEP）。

持续气流存在于呼气相。目前大多数呼吸机在呼气相的后半程提供一恒定流量的气流。在Bear 1000呼吸机，持续气流的大小可以自主设置，大小不能小于两倍触发流量；而在Puritan Bennett、SERVO等呼吸机，其持续气流大小是内置的，医务人员无法更改。

呼气开始时，首先允许肺内气体完全呼出，在呼气流量结束时，呼吸机关闭吸气阀和呼气阀，直到下次吸气开始；呼气流量结束到下次吸气开始的时间段，称为呼气保持（呼气暂停）。该操作使得下次吸气开始延迟，其目的为测量内源性PEEP和陷闭气量的大小。当有自主呼吸存在时，执行“呼气保持”非常困难；即使成功执行，其显示的“内源性PEEP”的准确度也不够，但是可以通过该操作来粗略判断“内源性PEEP”是否存在。我们也可以通过观察流量-时间波形来判断是否存在“内源性PEEP”，当呼气流量波形不能回到基线，那么就有存在“内源性PEEP”的可能性。

某些疾病（如肺气肿）通常会导致患者在呼气相早期发生小气道塌陷的问题，从而延长呼气时间。为缓解症状，患者习惯使用缩唇呼吸；而在有人工气道的患者，不能进行缩唇呼吸，可通过设置一定水平的PEEP来实现类似功能。

呼吸机上的某些设备也会导致呼气阻力增加、呼气时间加长，比如呼气管路、细菌过滤器、呼气阀等。特别是细菌过滤器，常会因为冷凝水而导致呼气阻力增加，延长呼气时间。临床医师和护理人员需要经常倾倒积水杯内的积水、检查过滤器，以防此类状况发生。

在低氧血症的患者，常需使用持续气道正压（CPAP）和PEEP来改善氧合。CPAP是指使用恒定的高于大气压的压力持续作用于患者上呼吸道来改善氧合的方式。在早期，CPAP被广泛应用于睡眠呼吸暂停的患者，因其能保持患者在睡眠状态下气道的开放获得了良好的疗效。

PEEP称为呼气末正压，实际指整个呼气相的上呼吸道压力。无论自主呼吸还是指令呼吸，当使用PEEP时，呼气末的气道压力均高于大气压。此时的机械通气基线参数即为PEEP。

PEEP通过提高功能残气量来防止呼气末的早期气道塌陷和肺泡气体陷闭，并能有效改善患者氧合状况。临床医师需要很好理解CPAP和PEEP的功能，它们能改善氧合但并不提供通气动力。