Phân loại tương tác bệnh nhân-máy thở và Phương pháp đọc dạng sóng máy thở

A Taxonomy for Patient-Ventilator Interactions and a Method to Read Ventilator Waveforms

Eduardo Mireles-Cabodevila, Matthew T. Siuba and Robert L Chatburn

https://doi.org/10.4187/respcare.09316

Cite as: RESPCARE 2021; 10.4187/respcare.09316. Received: 31 July 2021.Accepted: 31 July 2021

Dịch bởi: BS. Đặng Thanh Tuấn – BV Nhi Đồng 1

Một nhà thông thái đã từng nói: điều đơn giản hiếm khi được nhìn thấy, và điều được nhìn thấy thì hiếm khi hiểu được. Nói gì khi điều đó là phức tạp?

MỞ ĐẦU

Các dạng sóng của máy thở cung cấp cho chúng ta một lưu lượng thông tin liên tục về cả sinh lý và tương tác của máy thở với bệnh nhân. Thông tin này là vô giá cho việc chăm sóc bệnh nhân. Là những nhà cung cấp dịch vụ chăm sóc tích cực, chúng ta cần thay đổi cách nhìn màn hình máy thở cơ học. Thông thường, đào tạo về các dạng sóng của máy thở dựa trên nhận dạng mẫu đơn giản (ví dụ: kích hoạt kép, kích hoạt bị bỏ lỡ) và cuối cùng chỉ là một bài tập dựa trên kinh nghiệm chứ không phải là một quá trình có hệ thống.

Một bác sĩ trong quá trình đào tạo dành vô số giờ để học cách đọc EKG. Các biểu hiện điện của hoạt động của tim cung cấp một cửa sổ cho chức năng và sinh lý của tim. Biết cách đọc điện tâm đồ là một kỹ năng quan trọng mà tất cả các bác sĩ lâm sàng phải thành thạo. Trong thực hành lâm sàng hàng ngày, chúng tôi theo dõi điện tâm đồ liên tục tại giường bệnh để cung cấp thông tin quan trọng. Nhiều trung tâm có các cá nhân giám sát liên tục để nhận ra các hình thái nguy hiểm. Chúng tôi in, giải thích và ghi lại các dải điện não đồ mỗi ca trong phòng chăm sóc đặc biệt của chúng tôi. So sánh điều này với thực hành của chúng tôi với máy thở, sự thiếu hụt trong cách tiếp cận của chúng tôi ngay lập tức trở nên rõ ràng. Có, chúng tôi quan sát màn hình máy thở và cài đặt tài liệu, nhưng chúng tôi không thu thập bất kỳ thông tin nào về phần diễn giải. Tất nhiên, có những bác sĩ trên khắp thế giới thường xuyên đọc các dạng sóng của máy thở và giải thích các tương tác giữa máy thở của bệnh nhân, nhưng điều này dường như là ngoại lệ chứ không phải là quy luật.

Một thách thức khác là có rất nhiều thuật ngữ được sử dụng để mô tả các tương tác giữa bệnh nhân với máy thở. Không có từ vựng được chuẩn hóa để mô tả những gì chúng ta thấy. Các bài báo đánh giá, nghiên cứu và báo cáo trường hợp sử dụng các tên và định nghĩa khác nhau cho các mẫu được quan sát^1,2. Một số sử dụng nguyên nhân (ví dụ như kích hoạt ngược), kết quả (ví dụ như nhịp thở chồng), các kiểu mẫu (ví dụ như kích hoạt kép) hoặc các thuật ngữ không rõ ràng (ví dụ như không đồng bộ lưu lượng) mà chúng ta sử dụng và hiểu, nhưng nó tạo ra các vấn đề trong giáo dục, nghiên cứu và học thuật.³

Có một số lý do lịch sử và thực tế cho sự thiếu hụt thực hành của chúng ta. Thứ nhất, máy thở ban đầu không cung cấp màn hình đồ họa. Thứ hai, bản chất của màn hình, là một hình ảnh tức thời và không có bản in, khiến chúng tôi khó ghi lại và phân tích các dạng sóng hơn. (Một số máy thở cho phép chụp màn hình dưới dạng tệp hình ảnh, nhưng điều này không thuận tiện). Cuối cùng, và có lẽ quan trọng nhất, chưa bao giờ có một phương pháp hệ thống, chính thức, được chấp nhận rộng rãi để đọc các dạng sóng này như đối với EKGs.⁴ Hầu hết chúng ta đều dựa vào việc tự học, trải nghiệm và học hỏi từ những người cố vấn.

Ở đây chúng tôi đề xuất một danh pháp và phân loại chuẩn hóa cùng với một phương pháp đọc dạng sóng máy thở dựa trên kiến thức về các phương thức thở máy, sinh lý của hệ hô hấp và phân tích các tương tác của bệnh nhân với máy thở. Phương pháp này có 3 bước, giúp phân tích đầy đủ các dạng sóng.

BƯỚC 1. XÁC ĐỊNH TAG CHO CHẾ ĐỘ (CHẾ ĐỘ HIỆN TẠI LÀ GÌ )

Để xác định một chế độ, bạn phải học một từ vựng nhỏ nhưng chuyên biệt về các thuật ngữ được tiêu chuẩn hóa và phân loại được sử dụng để phân loại các chế độ. Chúng tôi đã viết nhiều về chủ đề này.^{5– 7} Một cách ngắn gọn, một chế độ có thể được xác định là sự kết hợp cụ thể của ba thành phần, biến kiểm soát, chuỗi nhịp thở và sơ đồ nhắm mục tiêu (Hình 1), chúng tôi tóm tắt ba thành phần này bằng một viết tắt được gọi là Nhóm thuộc tính phân loại (TAG, Taxonomic Attribute Grouping). Các bác sĩ lâm sàng có thể phân loại các chế độ của bất kỳ máy thở nào bằng cách sử dụng phân loại ⁵. Chúng tôi đã phân loại tất cả các chế độ trên hầu hết mọi máy thở được sử dụng ở Hoa Kỳ⁸. Bản thân phân loại chế độ đã được mô tả trong hầu hết các sách giáo khoa hiện hành có các chương về thở máy^9–14. Chúng tôi duy trì một cơ sở dữ liệu công khai đang phát triển chứa mọi chế độ trên mọi máy thở (Tài liệu bổ sung). Ngoài ra, một tập hợp con của các chế độ này, dành cho máy thở tại bệnh viện của chúng tôi, đã được đặt trên một thẻ bỏ túi mà chúng tôi gọi là Bảng Chế độ TAG (Hình 1).

Có một số lý do tại sao phân loại chế độ là một bước thiết yếu, nhưng lý do chính là tên thương mại của chế độ không nhất thiết đại diện cho hành vi thực tế của chế độ. Ví dụ cổ điển làm nổi bật điều này là chế độ có tên Kiểm soát thể tích được điều chỉnh áp lực (Pressure Regulated Volume Control) (trên máy thở Getinge Servo), thường được cho là chế độ điều chỉnh thể tích.¹⁵ Chế độ này có sẵn trên nhiều máy thở khác, nhưng với các tên chế độ độc quyền khác nhau (ví dụ: Volume Control Plus hoặc Volume Guarantee) hoặc có thể được kích hoạt dưới tên chế độ khác (ví dụ: Volume Control + Auto flow trên máy thở Dräger V500) với tên của chế độ thậm chí không thay đổi. Tất cả các chế độ này có cùng một TAG, PC- CMVa cho chúng ta biết những điều sau: Biến số kiểm soát là áp lực (PC), trình tự nhịp thở là thông khí bắt buộc liên tục (CMV) và sơ đồ nhắm mục tiêu là thích ứng (a). Chúng tôi sẽ mô tả thêm tất cả những điều này bên dưới, nhưng vấn đề là để có thể đọc được các dạng sóng của máy thở, chúng ta phải hiểu máy thở được lập trình để làm gì. TAG cho bạn biết điều đó. Nó xác định ba thành phần của chế độ (biến kiểm soát, trình tự nhịp thở và lược đồ nhắm mục tiêu) giúp bạn phân tích các dạng sóng để đọc sinh lý bệnh nhân (Bước 2) và tương tác giữa bệnh nhân – máy thở (Bước 3).

BƯỚC 2: XÁC ĐỊNH TẢI

Các dạng sóng áp lực, thể tích và lưu lượng của máy thở chứa thông tin quan trọng về sinh lý của hệ hô hấp. Không cần bất kỳ sự can thiệp nào khác, chỉ cần quan sát các dạng sóng, bác sĩ lâm sàng có thể xác định tải (load) chính của hệ hô hấp (Hình 2). 

Hình 1. Tóm tắt phân loại chế độ máy thở và kiểu mẫu thẻ chế độ TAG. Một chế độ có thể được mô tả bởi 3 thành phần: Biến kiểm soát nhịp thở, Trình tự nhịp thở và lược đồ nhắm mục tiêu. Chúng tôi sử dụng Nhóm phân bổ theo phân loại (TAG) để tóm tắt các tính năng này. Chúng tôi có thể phân loại tất cả các chế độ hiện có trên máy thở bằng Thẻ chế độ TAG, cho phép xác định nhanh các tính năng của từng chế độ.

Trong quá trình hít vào, các cơ hô hấp hoặc/và máy thở tạo ra áp lực để cung cấp lưu lượng và thể tích chống lại áp lực ngược từ các đặc tính sức cản và đàn hồi của hệ thống hô hấp. Mô hình toán học mô tả điều này là Phương trình chuyển động (Equation of Motion) của Hệ hô hấp. Có nhiều dạng của phương trình này, nhưng một dạng đơn giản được biểu thị là:

P_mus + P_vent = E.V + R.V̇ (1) trong đó P_vent là áp lực thở ra do máy thở tạo ra (trên PEEP), P_mus là áp lực hít vào do cơ hô hấp tạo ra, E là độ đàn hồi (cm H₂O/mL), V là thể tích (mL), R là sức cản (cm H₂O/L/s), và V̇ là lưu lượng (L/phút), tất cả đều được đo liên quan đến giá trị cuối kỳ thở ra của chúng. Thuật ngữ E.V là độ lớn của áp lực và được gọi là tải đàn hồi (elastic load) (P_E, lực làm giãn nở thành ngực và phổi). Thuật ngữ R.V̇ cũng là độ lớn của áp lực và được gọi là tải sức cản (resistive load) (P_R, lực tạo ra lưu lượng qua đường thở, cả tự nhiên và nhân tạo). P_vent và/hoặc P_mus phải vượt qua tải đàn hồi và tải sức cản để đạt được chuyển động của không khí.

Hình 2. Biểu diễn đồ họa của phương trình chuyển động và tải trên dạng sóng của máy thở. P_mus, Áp lực do bệnh nhân tạo ra; P_vent, áp lực do máy thở tạo ra; E, độ đàn hồi; V, thể tích; R, sức cản; ̇, lưu lượng; P_R, tải sức cản; P_E, tải đàn hồi. Chú ý, đối với tất cả các chế độ, khi bắt đầu thở, tải chính là sức cản; ở cuối nhịp thở, tải đàn hồi chiếm ưu thế.

Lưu ý với người đọc: tính đàn hồi (elastance) là nghịch đảo của độ giãn nở (compliance). Khi chúng tôi nói độ đàn hồi cao có nghĩa là độ độ giãn nở thấp và ngược lại. Chúng được sử dụng thay thế cho nhau trong toàn bộ văn bản. Ví dụ, chúng tôi sử dụng độ đàn hồi khi đề cập đến phương trình chuyển động và sử dụng độ giãn nở khi thảo luận về hằng số thời gian vì nó đơn giản hóa phép toán. Để giải thích các dạng sóng, chúng tôi sử dụng độ giãn nở vì đây là điều mà hầu hết các bác sĩ lâm sàng sử dụng tại giường bệnh.

Sau khi xác định khái niệm tải, bây giờ chúng ta sẽ mô tả quá trình xác định tải chi phối (sức cản hoặc đàn hồi), hoặc nếu có bằng chứng về nỗ lực của bệnh nhân (P_mus), giúp xác định sức cản và độ đàn hồi khó khăn. Để có thể đọc tải hoặc xác định sự hiện diện của P_mus, chúng tôi bắt đầu bằng cách xác định biến kiểm soát nhịp thở (nó được xác định trong TAG). Biến kiểm soát nhịp thở là đầu ra mà máy thở kiểm soát, áp lực hoặc thể tích.

Theo định nghĩa, trong các chế độ kiểm soát thể tích (VC, volume control), máy thở kiểm soát dạng sóng lưu lượng vào máy thở (tức là người vận hành thiết lập lưu lượng đỉnh và thể tích khí lưu thông) vì vậy áp lực kết quả là biểu hiện của sức cản và độ đàn hồi của hệ thống hô hấp. Do đó, trong VC, bạn thấy tương tác tải và bệnh nhân trong dạng sóng áp lực. Máy thở rất tốt trong việc kiểm soát lưu lượng, vì vậy thể tích khí lưu thông và dạng sóng lưu lượng sẽ không thay đổi khi có mặt của P_mus để kiểm soát thể tích với nhắm mục tiêu điểm đặt (xem bên dưới).

Ngược lại, đối với các chế độ kiểm soát áp lực (PC), theo định nghĩa, dạng sóng áp lực hít vào được kiểm soát bởi máy thở (hoặc mục tiêu áp lực hít vào được đặt trước trước khi bắt đầu hít vào hoặc máy thở điều chỉnh áp lực hít vào để tỷ lệ với nỗ lực hít vào của bệnh nhân trong khi hít vào) do đó lưu lượng và thể tích kết quả là biểu hiện của sức cản và sự đàn hồi của hệ thống hô hấp. Do đó, trong PC, bạn thấy tải và tương tác của bệnh nhân trong các dạng sóng lưu lượng và thể tích. Máy thở chỉ kiểm soát áp lực bình thường (so với kiểm soát lưu lượng), do đó, một số thay đổi cũng có thể rõ ràng ở dạng sóng áp lực, nhưng dạng sóng lưu lượng phải là trọng tâm.

Lưu ý với người đọc: Khi đánh giá tương tác tải hoặc bệnh nhân thở máy, cần tập trung chú ý vào dạng sóng đối diện với biến kiểm soát.

Giải phẫu các dạng sóng thở máy

Để hiểu được sinh lý học (xác định tải), rất hữu ích khi biết các yếu tố quyết định áp lực, thể tích và dạng sóng lưu lượng đối với VC và PC trong các nhịp thở bắt buộc thụ động, như trong Hình 2. Bằng cách thụ động, có nghĩa là P_mus = 0 và bắt buộc là thì hít vào được bắt đầu hoặc dừng lại (được kích hoạt hoặc theo chu kỳ) bởi máy thở. Các dạng sóng chứa thông tin về tải đàn hồi và tải sức cản có kích thước của áp lực. Trên thực tế, đây là những biểu diễn đồ họa của phương trình chuyển động. Tại bất kỳ thời điểm nào (trục hoành của đồ thị), chiều cao của dạng sóng áp lực chỉ đơn giản là chiều cao của dạng sóng thể tích cộng với chiều cao của dạng sóng lưu lượng (được chia tỷ lệ thích hợp bằng E cho thể tích và R cho lưu lượng) bởi vì P_vent = P_E + P_R. Mỗi máy thở hiển thị dạng sóng áp lực, thể tích và lưu lượng đều đang vẽ phương trình chuyển động (Hình 2) Kiến thức này hữu ích để hiểu cách tải sức cản và tải đàn hồi biểu hiện dưới dạng sóng theo chế độ. Ở đây chúng tôi mô tả các mẫu phổ biến nhất.

Kiểm soát thể tích – Dạng sóng vuông (VCsq)

Hình 2 mô tả các dạng sóng áp lực, lưu lượng và thể tích đối với hít vào thụ động VC với dạng sóng lưu lượng vuông (square flow) (tức là lưu lượng không đổi, constant flow). Nếu chúng ta coi lực cản và độ đàn hồi là không đổi khi hít vào, vì lưu lượng và thể tích được kiểm soát, thì dạng sóng áp lực kết quả sẽ là biểu hiện của độ đàn hồi và sức cản của bệnh nhân. 

Ảnh hưởng của sức cản đưởng thở

Trong VCsq, máy thở cung cấp lưu lượng hít vào không đổi. Nó tăng lên ngay lập tức và dừng lại vào cuối thời gian hít vào. Lưu lượng không đổi này từ máy thở trước hết vấp phải sự cản trở của đường thở tự nhiên và nhân tạo. Bởi vì sự hít vào bắt đầu với sự gia tăng ngay lập tức của lưu lượng từ 0 đến giá trị cài đặt, và về cơ bản là không có thể tích phân phối, áp lực đường thở tăng ngay lập tức như một biểu hiện của tải sức cản (R.V̇). Khi thể tích bắt đầu được phân phối đến phế nang, áp lực đường thở trở thành biểu hiện của cả tải đàn hồi và sức cản. Khi kết thúc quá trình hít vào, trong trường hợp không có ngưng cuối thì hít vào (inspiratory hold), áp lực đường thở là kết quả của cả tải sức cản và tải đàn hồi (tức là áp lực cuối thì hít vào). Hình 3 chứng minh rằng tải sức cản là không đổi trong suốt quá trình hít vào (vì lưu lượng và sức cản là không đổi). Nếu lưu lượng dừng (giữ bằng tay hoặc đặt trước) thì tải sức cản bằng 0 (R × 0 = 0) và chỉ còn tải đàn hồi, đây là cách cổ điển được dạy để đánh giá tải. Bây giờ bạn có thể xác định điều này khi có hoặc không có ngưng cuối thì hít vào: tải sức cản càng cao, áp lực tăng ở bước ban đầu càng cao và nếu có ngưng cuối thì hít vào, thì áp lực rơi từ đỉnh xuống áp lực bình nguyên càng lớn.

Bởi vì các yếu tố quyết định của tải sức cản là lưu lượng và sức cản của đường thở, khi lưu lượng hoặc sức cản tăng lên, tải sức cản sẽ tăng. Do đó, tải sức cản của thì hít vào cũng có thể cao bằng cách thiết lập các dòng hít vào cao (thường được thực hiện để giảm thời gian hít vào). Để truy vấn xem vấn đề là sức cản hay lưu lượng cao, điều hữu ích là đánh giá dạng sóng dòng thở ra (xem phần bên dưới) vì nói chung sức cản cao sẽ biểu hiện cả trong quá trình hít vào và thở ra.

Ảnh hưởng của độ giãn nở

Trong VCsq, thể tích được phân phối với tốc độ (lưu lượng) không đổi đến phổi, và áp lực đường thở tăng tuyến tính. Độ dốc của sự gia tăng áp lực tỷ lệ với độ đàn hồi. Độ đàn hồi càng cao (phổi càng cứng) thì áp lực tăng càng nhanh. Phương trình chuyển động giả định rằng độ đàn hồi là không đổi.

Hình 3. Ảnh hưởng của sự thay đổi P_mus, tải sức cản và tải đàn hồi trong kiểm soát thể tích. Các dạng sóng lưu lượng và thể tích không thay đổi vì chúng được kiểm soát bởi máy thở. Những thay đổi về tải sức cản ảnh hưởng đến bước đầu tiên trong P_vent mà không thay đổi về độ dốc. Những thay đổi trong tải đàn hồi làm thay đổi độ dốc của sự tăng áp lực, nỗ lực của bệnh nhân (P_mus) cộng vào hoặc trừ đi áp lực đường thở, trong trường hợp này, nỗ lực hít vào của bệnh nhân trừ đi áp lực đường thở.

Điều đó thường xảy ra, tuy nhiên, ở những bệnh nhân có bệnh lý phổi nặng (ví dụ: ARDS), độ đàn hồi có thể thay đổi trong quá trình hít vào. Nếu có sự huy động (recruitment) trong quá trình hít vào, độ đàn hồi sẽ giảm và độ dốc cũng vậy. Ngược lại, nếu trong quá trình hít vào có hiện tượng căng quá mức (overdistention), độ đàn hồi sẽ tăng lên dẫn đến tăng độ dốc. Chỉ số căng (stress index)¹⁶ là một phương trình toán học được sử dụng để phát hiện độ đàn hồi không ổn định bằng những thay đổi về độ dốc của dạng sóng áp lực trong VCsq. Điều này chỉ hữu ích nếu bệnh nhân thụ động, vì bất kỳ P_mus nào cũng có thể làm sai lệch dạng sóng áp lực trong VC.

Ảnh hưởng của P_mus

Trong VCsq, P_mus sẽ cộng vào (nỗ lực hít vào) hoặc trừ đi (nỗ lực thở ra) lực hít vào của P_vent. Dạng sóng áp lực sẽ bị biến dạng tương ứng. Trong quá trình hít vào, nếu bệnh nhân nỗ lực hít vào, thì dạng sóng áp lực sẽ cho thấy một biến dạng lõm hướng lên trên. Sự nỗ lực của bệnh nhân có thể ngắn, dài, với cường độ khác nhau và có thể xuất hiện sớm hoặc muộn trong nhịp thở. Không thể phân biệt một cách đáng tin cậy tải đàn hồi hoặc tải sức cản khi xảy ra P_mus. (Xem ca làm việc bên dưới) (Hình 3).

Kiểm soát thể tích – Dạng sóng dốc giảm dần (VCdsc)

Trong VCdsc (descending ramp flow), lưu lượng bắt đầu ở giá trị đỉnh đặt trước và sau đó giảm theo kiểu tuyến tính trong suốt thời gian hít vào. Độ dốc của đoạn đường giảm phụ thuộc vào thời gian hít vào, lưu lượng đỉnh cài đặt và lưu lượng cuối thì hít vào cài đặt. Điều quan trọng cần nhớ là không phải tất cả các dạng sóng đường dốc giảm dần đều giống nhau. Trên một số máy thở, lưu lượng cuối hít vào được đặt thành giá trị mặc định bằng 0 trong khi trên một số máy khác, nó có thể được đặt thành phần trăm của lưu lượng đỉnh (không rõ tại sao nhà sản xuất lại đưa ra tùy chọn này). Trong một số máy thở, thời gian để đạt được lưu lượng đỉnh cũng có thể được sửa đổi (được gọi là thời gian tăng (rise time) có thể điều chỉnh, với cơ sở lý do tương tự không rõ ràng cho tùy chọn này). Đối với cuộc thảo luận này, chúng tôi sẽ sử dụng các ví dụ trong đó hít vào bắt đầu ở lưu lượng đỉnh và kết thúc ở lưu lượng bằng không.

Ảnh hưởng của sức cản

Tương tự như lưu lượng vuông, lưu lượng từ máy thở trước hết gặp phải lực cản của đường thở tự nhiên và nhân tạo. Áp lực đường thở tăng ngay lập tức là biểu hiện của tải sức cản. Hình 3 mô tả những thay đổi cổ điển của áp lực do tải sức cản tăng. Người ta có thể thấy các dạng sóng gợi ý về sức cản cao khi lưu lượng được đặt cao hoặc khi sức cản cao. Để xác định xem vấn đề là sức cản hay lưu lượng cao, hãy kiểm tra dạng sóng dòng thở ra để đánh giá sức cản của đường thở.

Ảnh hưởng của độ giãn nở

Trong VCdsc, sau khi lưu lượng bắt đầu, các ảnh hưởng của độ giãn nở sẽ bị ẩn bởi thành phần sức cản giống như với VCsq. Sự khác biệt là ở điểm cuối thì hít vào (giả sử lưu lượng về 0), áp lực cuối thì hít vào đều là P_E. Trong trường hợp này, áp lực cuối thì hít vào về cơ bản giống như áp lực bình nguyên sau khi giữ thì hít vào (inspiration hold). Trong Hình 3, bạn có thể quan sát thấy rằng nếu tải đàn hồi cao (độ giãn nở kém) thì áp lực cuối thì hít vào sẽ cao hơn. Với quan sát cạnh giường này, bạn có thể đánh giá xem liệu áp lực đàn hồi hoặc sức cản có tăng cao mà không cần thực hiện bất kỳ thao tác nào. Nếu lưu lượng không được đặt kết thúc bằng 0, thì những giả thiết này không được áp dụng và cách duy nhất để đánh giá tải đàn hồi là một ngưng cuối thì hít vào để đo áp lực bình nguyên.

Hiệu ứng của P_mus

Ảnh hưởng của P_mus lên dạng sóng áp lực trong VCdsc cũng giống như VCsq. Không thể phân biệt tải đàn hồi hoặc tải sức cản khi xảy ra P_mus.

Dạng sóng kiểm soát áp lực

Trong PC (pressure control) đường cong áp lực có dạng sóng vuông, máy thở làm tăng áp lực từ PEEP đến áp lực hít vào đã đặt. Bước tăng áp lực này là ngay lập tức (trừ khi cài đặt thời gian tăng áp lực được tăng lên) và kéo dài trong thời gian hít vào đã đặt. Khi kết thúc hít vào, áp lực giảm ngay lập tức đến PEEP đã đặt. Hình 2 mô tả các dạng sóng áp lực, lưu lượng và thể tích trong nhịp thở thụ động của PC.

Trong PC, bởi vì áp lực là biến số kiểm soát, chúng tôi xem xét các dạng sóng lưu lượng và thể tích để xem sức cản của hệ thống hô hấp của bệnh nhân, độ giãn nở và nếu có, các hiệu ứng P_mus. Trong điều kiện thụ động, sau một bước thay đổi áp lực (lên hoặc xuống), lưu lượng và thể tích tăng hoặc giảm theo hàm số mũ. Các yếu tố quyết định tốc độ thay đổi theo hàm số mũ là sức cản và độ giãn nở của hệ thống hô hấp. Hằng số thời gian (τ) là tham số giải thích điều này (nó được suy ra từ nghiệm của phương trình chuyển động cho thể tích và lưu lượng sau một bước thay đổi trong P_vent). Hiểu hằng số thời gian giúp chúng ta suy ra tải nào (sức cản hoặc đàn hồi) đang chiếm ưu thế. Công thức rất đơn giản,

τ = R . C (2)

trong đó τ là hằng số thời gian (tính bằng giây), R là sức cản (tính bằng L/s) và C là độ độ giãn nở (tính bằng cm H₂O/L). Hằng số thời gian là khoảng thời gian có sự thay đổi 63% về lưu lượng hoặc thể tích (và do đó là áp lực phế nang) để phản ứng với sự thay đổi từng bước của áp lực tại cửa đường thở. Giả sử áp lực thay đổi từ 0 đến 10 cm H₂O khi hít vào (hoặc 10 đến 0 cmH₂O khi thở ra). Vào cuối khoảng thời gian bằng một hằng số thời gian (1 × τ), thể tích và lưu lượng sẽ thay đổi 63%. Do đó áp lực phế nang sẽ thay đổi 6,3 cm H₂O, để lại 3,7 cm H₂O cho đến khi cân bằng). Vào cuối một hằng số thời gian khác (2τ), một sự thay đổi 63% khác (hoặc 0,63 x 3,7 = 2,3 cm H₂O) sẽ xảy ra, và cứ tiếp tục như vậy (Hình 4).

Sự thay đổi này vẫn tiếp tục, theo lý thuyết, cho đến vô tận. Đối với mục đích thực tế, sau một khoảng thời gian bằng 5 τ, hít vào hoặc thở ra được coi là hoàn thành (còn lại dưới 1% thể tích). Đặt thời gian thở ra hoặc thở ra ít nhất là 3 τ thường được chấp nhận (Bảng 1) ¹⁷.

Hình 4. Ảnh hưởng của sự thay đổi P_mus, tải sức cản và đàn hồi trong kiểm soát áp lực. Tuy nhiên, dạng sóng áp lực có thể cho thấy những thay đổi, nó đang được kiểm soát bởi máy thở. Hằng số thời gian (RxC) mô tả sự thay đổi 63% mỗi hằng số thời gian về lưu lượng, thể tích và áp lực phế nang. Sự giảm xuống của các dạng sóng thường được gọi là “giảm theo hàm số mũ” và là biểu hiện của một bệnh nhân thụ động. Sự hiện diện của P_mus sẽ làm biến dạng các dạng sóng và không cho phép xác định tải hô hấp.

Bảng 1. Thông số time constant

Các khái niệm chính: Dạng sóng lưu lượng chủ yếu chứa thông tin giống như dạng sóng thể tích (bao gồm thể tích khí lưu thông, là diện tích nằm dưới đường cong lưu lượng-thời gian). Hằng số thời gian rất quan trọng khi kiểm tra dạng sóng lưu lượng thụ động trong thời gian thở ra đối với VC và đối với thời gian hít vào và thời gian thở ra với PC. Hằng số thời gian là kết quả của một phép nhân, vì vậy nếu mức độ độ giãn nở hoặc mức sức cản cao thì τ sẽ dài, và nếu mức độ độ giãn nở hoặc mức độ sức cản thấp thì hằng số thời gian sẽ ngắn. Trong thực tế, một hằng số thời gian ngắn nói chung là do mức độ độ giãn nở thấp (có khi nào sức cản thấp là một vấn đề?). Một thời gian dài không đổi có nghĩa là sức cản hoặc độ giãn nở cao, và hầu hết thời gian, về mặt lâm sàng, vấn đề là sức cản. Nói chung, hằng số thời gian ở một bệnh nhân thụ động, được đặt nội khí quản, sử dụng máy tạo ẩm được làm nóng với hệ thống hô hấp bình thường là 0,5 s, và do đó thời gian để đạt lưu lượng không là khoảng 2,5 giây.¹⁷ Hằng số thời gian thay đổi tùy theo tình trạng lâm sàng (Xem Bảng 1). Nói chung, mục đích là nhận ra các điểm cực trị: τ rất dài hoặc rất ngắn (Hình 4).

Người đọc được khuyến cáo rằng có một vài trường hợp PC không được phân phối với dạng sóng vuông. Trong kiểm soát áp lực bằng cách sử dụng chế độ nhắm mục tiêu servo (ví dụ: NAVA, PAV), áp lực tạo hít vào được kiểm soát tỷ lệ với nỗ lực tạo hít vào, dựa trên tín hiệu liên quan đến P_mus (tức là lưu lượng hoặc hoạt động điện của cơ hoành). Một lý do khác là hầu hết các máy thở đều cho phép người dùng cài đặt thời gian tăng áp lực. Nếu thời gian tăng (rise time) lớn hơn 0, thì áp lực tăng theo kiểu đường cong đến mục tiêu và do đó thể tích và lưu lượng hít vào không phải là phương trình hàm mũ đơn giản được xác định bởi một hằng số thời gian duy nhất. Tuy nhiên, dạng sóng thể tích và lưu lượng thở ra thụ động không bị ảnh hưởng.

Ảnh hưởng của sức cản

Khi bắt đầu thổi ngạt, sự thay đổi từng bước của áp lực đường thở, ΔP, tạo ra lưu lượng đỉnh thở ra (tức là lưu lượng đỉnh = ΔP/R). Khi thể tích được cung cấp, áp lực phế nang tăng lên. Do đó, áp lực đẩy tạo lưu lượng (áp lực đường thở trừ áp lực phế nang) liên tục giảm với kết quả là sự giảm theo hàm số mũ của lưu lượng (được xác định bởi hằng số thời gian). Tải sức cản là cao nhất ở đầu thì hít vào và thấp nhất ở cuối thì hít vào.

Nếu sức cản tăng lên, thì hằng số thời gian dài hơn. Bạn có thể quan sát thấy lưu lượng đỉnh thấp hơn và dạng sóng của lưu lượng sẽ mất nhiều thời gian hơn để đạt đến lưu lượng bằng không. Điều này cũng đúng trong thời gian thở ra. Thật vậy, nếu thời gian thở ra đã đặt nhỏ hơn 3τ, lưu lượng sẽ vẫn âm khi bắt đầu thì hít vào tiếp theo, cho biết có bẫy khí và autoPEEP.

 Ảnh hưởng của độ giãn nở

Ở một bệnh nhân thụ động không có autoPEEP, ngay trước khi hít vào (khi lưu lượng bằng không), áp lực phế nang bằng với áp lực đường thở hoặc PEEP. Ngay sau khi bắt đầu hít vào, lưu lượng được tăng lên đến mức tối đa và thể tích bắt đầu được đưa đến các phế nang. Thể tích và áp lực phế nang tăng theo hàm số mũ. Do đó, tải đàn hồi bằng 0 tại thời điểm bắt đầu thì hít vào và cực đại khi kết thúc thì hít vào.

Khi giảm độ giãn nở, hằng số thời gian sẽ giảm. Do đó thời gian để đạt đến lưu lượng 0 là ngắn. Một bệnh nhân thở máy với phổi bình thường có sức cản khoảng 10 cm H₂O (do ống nội khí quản) và độ giãn nở khoảng 0,05 L/cm H₂O dẫn đến hằng số thời gian khoảng 0,5 giây¹⁷.

Do đó, một quy tắc dễ nhớ là nếu lưu lượng trở về 0 trước 1,5 giây, thì khả năng độ giãn nở của bạn sẽ bị giảm đi.

Một mẹo nhỏ thực tế khác: ở một bệnh nhân thụ động, nếu lưu lượng bằng 0 tại thời điểm kết thúc quá trình hít vào, áp lực cuối thì hít vào sẽ bằng áp lực bình nguyên (áp lực tĩnh là kết quả của thủ thuật giữ cuối thì hít vào). Những quan niệm sai lầm phổ biến về PC là áp lực mục tiêu đã đặt tương đương với áp lực bình nguyên (chỉ đúng khi lưu lượng cuối hít vào bằng 0) và không thể đạt được áp lực ổn định bằng cách sử dụng ngưng cuối thì hít vào.

Hiệu ứng của P_mus

Sự hiện diện của P_mus về mặt lý thuyết sẽ chỉ làm biến dạng các dạng sóng lưu lượng và thể tích (nhưng trong thực tế, như đã đề cập ở trên, dạng sóng áp lực cũng có thể bị biến dạng). Độ lớn và thời gian của P_mus sẽ làm biến dạng các dạng sóng tương ứng. Với sự biến dạng này, bạn có thể không phân biệt được tải chủ yếu (sức cản hoặc đàn hồi). Tuy nhiên, nếu nỗ lực diễn ra trong thời gian ngắn và chỉ khi bắt đầu hít vào hoặc thở ra, thì sự biến dạng của dạng sóng lưu lượng có thể không đáng kể để không che khuất việc đánh giá tải. Lưu lượng di chuyển ra khỏi đường cơ sở (tức là tăng lưu lượng) trong quá trình hít vào cho thấy nỗ lực hít vào (Pmus dương tính) trong thông khí PC (Hình 4). Nếu có bằng chứng về Pmus trong quá trình hít vào ở dạng sóng lưu lượng thở ra, thì dạng sóng thở ra là sự thay thế để bạn đánh giá sinh lý học (miễn là nó thụ động).

Thở ra

Giai đoạn thở ra bình thường là thụ động, do sự đàn hồi của phổi và thành ngực. Giai đoạn thở ra trong thở máy (tức là giai đoạn từ khi bắt đầu lưu lượng âm đến khi bắt đầu lưu lượng dương) luôn được kiểm soát áp lực. Đó là, trong thời gian thở ra, máy thở sẽ kiểm soát áp lực (tức là bạn đặt PEEP). Do đó, chúng tôi xem xét các dạng sóng lưu lượng (và thể tích) để xem các tương tác sinh lý của bệnh nhân-máy thở. Áp lực đẩy của lưu lượng thở ra thụ động = ΔP = Pplat – PEEP, cho cả PC và VC. (Lưu ý rằng ΔP ≠ Pplat – PEEP tổng, vì autoPEEP chỉ tồn tại khi thở ra, mặc dù autoPEEP sẽ ảnh hưởng đến Pplat). Do đó, các khái niệm tương tự về hằng số thời gian cũng được áp dụng: hằng số thời gian dài có nghĩa là sức cản cao, và hằng số thời gian ngắn có nghĩa là mức độ độ giãn nở thấp. (Hinh 4) 

Hệ thống hô hấp có 2 hằng số thời gian, hít vào và thở ra, vì độ giãn nở, và đặc biệt là sức cản, thường không giống nhau trong khi hít vào và thở ra. Tuy nhiên, trong phần lớn các trường hợp, cả hai đều di chuyển theo cùng một hướng. Nghĩa là, nếu bạn thấy các đặc điểm của việc giảm độ giãn nở hoặc tăng sức cản trong dạng sóng thở ra, bạn cũng có thể thấy chúng ở dạng sóng hít vào. Chúng tôi sử dụng dạng sóng lưu lượng thở ra để xác nhận các phát hiện về dạng sóng hít vào hoặc khi có P_mus trong hít vào. Hiếm khi bạn thấy chúng trái ngược nhau, và nếu đúng như vậy, hãy tìm thứ gì đó gây tắc nghẽn có thể thay đổi, các vấn đề về bộ dây máy thở hoặc cài đặt máy thở. Ví dụ, tải sức cản bình thường trong quá trình hít vào và tải sức cản cao trong thời gian thở ra có thể chỉ ra vấn đề với van thở ra hoặc bộ lọc thở ra.

Đầu ra từ bước 2 là xác định tải chi phối (sức cản hoặc đàn hồi) là gì hoặc có P_mus. Điều này cho phép chuyển sang bước tiếp theo hiểu chế độ máy thở và sinh lý bệnh nhân.

BƯỚC 3: CHẨN ĐOÁN TƯƠNG TÁC BỆNH NHÂN-MÁY THỞ

Quan sát có ý nghĩa lâm sàng cuối cùng có thể thu được từ các dạng sóng là cách bệnh nhân và máy thở tương tác. Các tương tác xảy ra theo nhịp thở và như vậy, chúng sẽ thay đổi theo tình trạng bệnh nhân, mức độ nhận thức, vị trí, v.v. Nhiều tương tác sẽ là tạm thời, vô hại và có thể không liên quan về mặt lâm sàng, những tương tác khác có thể gây hại, đặc biệt nếu thường xuyên (ví dụ: kích hoạt không thành công). Mặc dù nhiều bài đánh giá đã được xuất bản đã mô tả các loại tương tác khác nhau, có rất ít sự nhất quán giữa chúng và không có nỗ lực nào về từ vựng hoặc phân loại được chuẩn hóa. Do đó, chúng tôi đề xuất hệ thống phân loại sau dựa trên từ nguyên học, sinh lý học hô hấp và mô tả các tương tác. Mục tiêu là bằng cách sử dụng một từ vựng chuẩn và chính xác về mặt từ nguyên, chúng tôi sẽ cung cấp ý nghĩa bền vững cho các thuật ngữ có thể dịch qua các ngôn ngữ; bằng cách sử dụng các thuật ngữ mô tả, dựa trên phân tích tín hiệu, thay vì nguyên nhân, chúng tôi dự định tránh sự mơ hồ khi báo cáo. Bằng cách loại bỏ nguyên nhân khỏi tên, chúng tôi cho phép danh pháp này vẫn có giá trị khi chúng tôi phát hiện ra các nguyên nhân khác. Bảng 3 tóm tắt cách phân loại chuẩn hóa và nhiều tên được sử dụng trong tài liệu. Phụ lục bổ sung cung cấp một bảng chú giải với các thuật ngữ, nguồn gốc và cơ sở của chúng.

Chúng tôi đã chia việc đánh giá tương tác giữa máy thở của bệnh nhân thành hai loại chung: 1) Đồng bộ, đề cập đến thời gian của P_vent liên quan đến P_mus và 2) công thở, đề cập đến sự phân bổ công từ máy thở (do P_vent) liên quan đến bệnh nhân (do P_mus).

Synchrony có nghĩa là một hành động, sự phát triển hoặc sự xuất hiện đồng thời. Trong thở máy, nó đề cập đến thời gian của tín hiệu P_vent và P_mus trong mối quan hệ với nhau. Hoạt động của bệnh nhân là sự kiện tham khảo. Tiêu chuẩn vàng cho hành động của bệnh nhân (P_mus) được thể hiện bằng dạng sóng áp lực thực quản (P_es) hoặc tín hiệu điện từ cơ hoành (ví dụ Edi, như được đo trong NAVA). Trong trường hợp không có các hệ thống giám sát này, chúng tôi sử dụng các dạng sóng của máy thở để suy ra sự hiện diện của P_mus. Xem Bảng 2 để biết các định nghĩa về đồng bộ (synchrony), rối loạn đồng bộ (dyssynchrony) và không đồng bộ (asynchrony).

Công thở đề cập đến cả công của bệnh nhân và máy thở, và mối quan hệ của họ. Mối quan hệ công này được một số người giải thích là cần máy thở cung cấp nhiều “lưu lượng” hơn. Trong trường hợp nghiêm trọng, điều này được mô tả là “đói lưu lượng”. Tuy nhiên, sẽ chính xác hơn khi sử dụng thuật ngữ chuyển đổi công. Công được thực hiện khi thể tích hít vào được phân phối dưới áp lực (nghĩa là áp lực càng cao và thể tích càng lớn thì công càng cao) (xem phần chuyển dịch công).

Bảng 2. Các định nghĩa

Lưu ý: Nếu bệnh nhân bị liệt cơ/an thần sâu và không có P_mus, thì theo định nghĩa không thể có vấn đề với đồng bộ: đó là vấn đề của sự lựa chọn cài đặt của người vận hành.

Ở đây chúng tôi phác thảo một phương pháp có tổ chức để quan sát có hệ thống nhằm đánh giá các tương tác giữa bệnh nhân với máy thở. Nó tuân theo 4 giai đoạn của một nhịp thở: kích hoạt, hít vào, chu kỳ, thở ra (Bảng 3).

Kích hoạt (Trigger)

Sự kiện kích hoạt (bắt đầu bơm phồng cơ học) được đánh giá về mức độ đồng bộ (thời gian) với việc bắt đầu nỗ lực hít vào của bệnh nhân. Nó có thể xảy ra sớm (trước khi bệnh nhân phát tín hiệu), đúng giờ (đồng bộ), hoặc muộn (chậm trễ đáng kể về mặt lâm sàng). Có hai điều kiện khác không liên quan đến thời gian, mà là chức năng của máy thở: kích hoạt sai, trong đó tín hiệu không phải P_mus kích hoạt hít vào; và kích hoạt thất bại, trong đó P_mus không kích hoạt được hít vào.

Bình thường (Đồng bộ)  

Máy thở đáp ứng với nỗ lực kích hoạt của bệnh nhân với độ trễ không quan trọng về mặt lâm sàng. Hầu hết các máy thở ngày nay có độ trễ kích hoạt rất ngắn (tức là khoảng thời gian từ khi bắt đầu nỗ lực kích hoạt đến khi bắt đầu phân phối lưu lượng; đôi khi được định nghĩa là độ trễ từ khi giảm áp lực dưới PEEP để trở về PEEP).¹⁸ Đây là tương tác kích hoạt phổ biến nhất đã thấy (Hình 5). Kích hoạt bình thường được xác định bằng cách không có bất kỳ bất thường nào khác được mô tả dưới đây, vì nó không thực tế để đo độ trễ kích hoạt tại giường.

Kích hoạt muộn (Late trigger)  

Máy thở đáp ứng với nỗ lực kích hoạt của bệnh nhân với sự chậm trễ có thể có ý nghĩa lâm sàng quan trọng. Trong các máy thở hiện đại hiện nay, khi độ nhạy của bộ kích hoạt được cài đặt thích hợp thì độ trễ của bộ kích hoạt là <100 ms¹⁸. Điều này chủ yếu xảy ra với các cài đặt độ nhạy không phù hợp (làm cho nó quá khó để kích hoạt). Nói chung, kích hoạt lưu lượng dẫn đến ít nỗ lực hơn (công kích hoạt, trigger work) cho bệnh nhân so với kích hoạt áp lực¹⁸. Kích hoạt muộn được nhận biết khi có bằng chứng về P_mus (giảm áp lực cơ bản, hoặc tăng lưu lượng trên đường cơ bản) trước khi bắt đầu lưu lượng hít vào từ máy thở. Hầu hết các máy thở hiện nay sẽ cho biết bệnh nhân kích hoạt bởi áp lực hoặc lưu lượng bằng sự thay đổi màu sắc trong giai đoạn kích hoạt của dạng sóng tương ứng.

Bảng 3. Phân loại tương tác bệnh nhân máy thở

Quan sát một loại kích hoạt khác, không nhất thiết liên quan đến kích hoạt muộn, nhưng biểu hiện tương tự, là khi tốc độ điều áp của máy thở sau khi kích hoạt không đủ nhanh. Tình huống này xảy ra khi tốc độ điều áp máy thở không phù hợp với nỗ lực của bệnh nhân, hoặc thông thường hơn, người điều hành đặt thời gian tăng thì hít vào kéo dài không thích hợp (Hình 5). Cả hai tình huống này, kích hoạt muộn và điều áp chậm, sẽ gây ra giai đoạn kích hoạt kéo dài và làm tăng công thở sớm theo hít vào.^{17, 18} Để đơn giản, chúng tôi gộp cả hai vào cùng một phân loại.

KÍCH   HOẠT   SỚM   (EARLY TRIGGER)        

Thì hít vào do máy thở kích hoạt đi trước nỗ lực kích hoạt của bệnh nhân. Phát hiện quan trọng là sự bắt đầu của lưu lượng hít vào sau đó là bằng chứng về chứng P_mus, có thể có hoặc không gây ra một nhịp thở khác (Hình 5). Nỗ lực của bệnh nhân có thể xảy ra bất cứ lúc nào trong thời gian hít vào hoặc sớm trong thời gian thở ra. Điều này ban đầu được mô tả là kích hoạt ngược (reverse trigger),²⁰ có nghĩa là lưu lượng hít vào từ máy thở bằng cách nào đó đã kích thích nỗ lực hít vào từ bệnh nhân, ngược lại với tình huống bình thường. Có vẻ như có những nguyên nhân và biến thể khác nhau, và một số lượng lớn công về sinh lý học của nó đã được mô tả, nhưng hiện tượng vẫn đang được làm rõ.^21–23 Chúng tôi sử dụng thuật ngữ kích hoạt sớm, vì nó mô tả sự kiện dưới dạng các tín hiệu, không phải là sinh lý học, và do đó nó tránh được những thay đổi về phân loại trong tương lai. Rất có thể sẽ tìm ra được nhiều nguyên nhân dẫn đến tình trạng bệnh nhân bị kích hoạt sớm.

Hình 5. Phân loại các tương tác giữa bệnh nhân và máy thở của Trigger. Chế độ: PC-CMVs. P_vent: Dạng sóng áp lực đường thở do máy thở hiển thị. P_mus: Dạng sóng áp lực do bệnh nhân tạo ra, được mô phỏng, lớp phủ để chứng minh hiệu ứng trên các dạng sóng. Các đường chấm trắng dọc là để tham khảo về sự bắt đầu của P_mus. Chu kỳ bình thường, giảm áp lực tối thiểu với điều áp ngay lập tức. Chu kỳ muộn: lưu ý lưu lượng vượt qua đường cơ sở và sự sụt giảm áp lực kéo dài dưới đường cơ sở. Chu kỳ sớm, nhịp thở do máy kích hoạt, sau đó là bằng chứng về sự nỗ lực của bệnh nhân (lưu lượng tăng lên trên mức cơ bản), Kích hoạt sai, bệnh nhân được kích hoạt nhịp thở, tuy nhiên không có bằng chứng về chứng P_mus. Trong trường hợp này được kích hoạt bởi rò rỉ bộ dây máy thở. Kích hoạt thất bại, P_mus không kích hoạt một nhịp thở cơ học. P_mus được biểu hiện dưới dạng sóng lưu lượng di chuyển về phía đường cơ sở và đồng thời giảm áp lực đường thở.

Kích hoạt sai (False trigger)        

Thì hít vào được kích hoạt bởi một tín hiệu không phải P_mus (Hình 5). Những tín hiệu (áp lực hoặc lưu lượng) này thường được tạo ra bởi chất tiết hoặc chất lỏng trong bộ dây máy thở/ống nội khí quản/đường thở, dao động của tim, vv. Kích hoạt sai cũng có thể do rò rỉ trong bộ dây máy thở của bệnh nhân. Điều này có thể khó nhận ra. Một số manh mối là không có bằng chứng của P_mus trong khi thì hít vào được khởi động, sự hiện diện của nhịp thở có vẻ do bệnh nhân kích hoạt ở bệnh nhân bị liệt cơ hoặc an thần nặng, hoặc dao động tần số cao trong dạng sóng lưu lượng. Capnography liên tục có thể cung cấp manh mối, vì nó sẽ chứng minh các dao động trong việc truy tìm dạng sóng thở ra (hình 6, bảng B). Có hai kỹ thuật để giúp chẩn đoán điều này. Đầu tiên là đánh giá P_mus trên bệnh nhân. Quan sát các cơ cổ để tìm bằng chứng của sự nỗ lực, nhìn vào bụng, đặt tay lên bệnh nhân. Thứ hai là thực hiện tạm dừng cuối thì thở ra, và quan sát sự nỗ lực của bệnh nhân và sự lệch âm áp lực đường thở, một biểu hiện của P_mus.

Kích hoạt thất bại (Failed trigger)

Nỗ lực của bệnh nhân không kích hoạt được hít vào. Điều này được ghi nhận trong dạng sóng lưu lượng thở ra khi bệnh nhân tạo ra độ lệch về phía đường cơ sở không đạt đến 0, một yêu cầu đối với kích hoạt lưu lượng hoặc áp lực. Nó cũng có thể được nhận ra trong dạng sóng capnography là sự lệch xuống trong bình nguyên thở ra pha III, thường được gọi là “khe hở curare” (hình 6, cột A). Để kích hoạt lưu lượng, nỗ lực hít vào phải tạo ra một lưu lượng dương cao hơn ngưỡng nhạy cảm (ví dụ: 2 L/phút). Đối với kích hoạt áp lực, phải có đủ lưu lượng dương để rút đủ thể tích khỏi bộ dây máy thở bệnh nhân để giảm áp lực đường thở xuống dưới ngưỡng kích hoạt (ví dụ, 3 cm H₂O). Các nỗ lực kích hoạt thất bại có thể xảy ra bất kỳ lúc nào trong giai đoạn thở ra. Mặc dù có nhiều nguyên nhân, nhưng mối quan tâm nhất là autoPEEP hoặc bẫy khí, vì vậy chúng tôi đánh giá các tính năng khác của tải sức cản cao. (Lưu ý rằng P_mus trong nỗ lực kích hoạt phải vượt quá autoPEEP để lưu lượng vượt qua 0 và đây là lý do tại sao yếu cơ hoặc autoPEEP cao dẫn đến nỗ lực kích hoạt thất bại). Các nguyên nhân khác là do hỗ trợ quá mức (chẳng hạn như lượng thể tích cung cấp quá lớn dẫn đến autoPEEP), an thần quá mức và suy nhược thần kinh cơ. Đương nhiên, ngưỡng kích hoạt được đặt quá cao (tức là độ nhạy quá thấp) có thể gây ra nỗ lực kích hoạt thất bại mặc dù nỗ lực là bình thường. Trong dạng sóng, ngưỡng kích hoạt cao biểu hiện khác với autoPEEP, vì lưu lượng sẽ vượt qua 0 nhưng nó sẽ không đạt đến ngưỡng kích hoạt (Hình 5).

Hình 6. Capnography như một công cụ hỗ trợ nhận biết sự không đồng bộ. Trong cột A, hình ảnh capnography cho thấy sự biến dạng trong quá trình thở ra phù hợp với kích hoạt thất bại. Dạng sóng di chuyển về phía đường cơ sở, và thể hiện cho nỗ lực hít vào. Đường đứt nét dọc thể hiện thời gian phù hợp với các biến dạng ở dạng sóng áp lực, lưu lượng và CO₂. Trong cột B, hình ảnh từ một bệnh nhân bị kích hoạt giả do dao động tim truyền đến đường thở. Chú thích biểu đồ chứng minh các dao động với sự giảm dần của mức CO₂, điều này tương ứng với các dao động trong dạng sóng lưu lượng (thang đo tăng lên để chứng minh các dao động). Các đường đứt nét dọc thể hiện điện tâm đồ tương quan (ECG), Capnogram và dạng sóng lưu lượng.

Hình 7. Mối liên quan giữa nỗ lực của bệnh nhân và áp lực máy thở được cung cấp theo phương thức thở máy. P_vent: Áp lực do máy thở cung cấp, P_mus: Áp lực do nỗ lực hô hấp của bệnh nhân tạo ra. PAV: Hỗ trợ thông khí theo tỷ lệ, NAVA: Hỗ trợ thông khí được điều chỉnh theo thần kinh. PRVC: Kiểm soát thể tích điều chỉnh áp lực. Mẫu đại diện của các chế độ và tên chế độ.

Thì hít vào (Inspiration)

Trong giai đoạn hít vào (tức là khoảng thời gian từ khi bắt đầu lưu lượng dương đến khi bắt đầu lưu lượng âm), tương tác giữa bệnh nhân và máy thở được đặc trưng bởi mối quan hệ giữa công được thực hiện bởi máy thở và bệnh nhân (Hình 7).

Chuyển dịch công (Work shifting)

Trong thông khí thụ động (P_mus = 0), máy thở thực hiện tất cả các công. Trong trường hợp đơn giản nhất, PC, nơi P_vent được giữ cố định, công chỉ đơn giản là sản phẩm của P_vent và V_T. Mặt khác, khi hỗ trợ thông khí bằng 0 (ví dụ: CPAP), thì tất cả công được thực hiện bởi bệnh nhân (tức là P_mus tạo ra V_T). Khi P_vent và P_mus hoạt động cùng nhau, một số phần trong tổng số công được thực hiện bởi máy thở và một phần do bệnh nhân thực hiện. Chúng tôi gọi tình huống này là dịch chuyển công bởi vì một số phần trong tổng số công đã chuyển từ máy thở (trường hợp thụ động) sang bệnh nhân (trường hợp chủ động). Một chỉ số chuyển dịch công có thể được sử dụng để định lượng và mô tả mối quan hệ.³ Chuyển dịch công có thể xảy ra trong bất kỳ giai đoạn nào của hít vào, vì nó sẽ phụ thuộc vào thời điểm P_mus hoạt động, cài đặt máy thở (chế độ, thời gian thở, độ nhạy kích hoạt, ngưỡng chu kỳ) và tương tác giữa bệnh nhân với máy thở.

Hình thức thay đổi công bị ảnh hưởng bởi chế độ và lược đồ nhắm mục tiêu (Hình 7).²⁴ Trong các chế độ sử dụng VC hoặc sử dụng các lược đồ nhắm mục tiêu thích ứng, mối quan hệ này là nghịch đảo (tức là khi bệnh nhân làm việc nhiều hơn, máy thở hoạt động ít hơn và tổng công không đổi). Trong các chế độ PC sử dụng nhắm mục tiêu điểm đặt, mối quan hệ sao cho sản lượng công của máy thở trên một lít thể tích khí lưu thông vẫn giữ nguyên khi công của bệnh nhân tăng lên, mặc dù tổng công tăng lên do thể tích khí lưu thông lớn hơn. Đối với các chế độ sử dụng lược đồ nhắm mục tiêu servo, sản lượng công của máy thở sẽ tăng khi sản lượng công của bệnh nhân tăng lên. Lưu ý rằng khi sự thay đổi công trở nên cực độ (tức là tình trạng thở nhiều do giảm oxy máu hoặc nhiễm toan chuyển hóa), điều này có thể dẫn đến tổn thương cơ hoành hoặc phổi (tức là quá liều thể tích khí lưu thông) và không có chế độ hoặc chế độ cài đặt nào sẽ cải thiện nó. Thuốc an thần và liệt cơ có thể được yêu cầu.

Kiểm soát thể tích với mục tiêu theo điểm đặt

Trong VC với nhắm mục tiêu điểm đặt, người vận hành đặt lưu lượng khí lưu thông, lưu lượng đỉnh và đôi khi là dạng sóng của lưu lượng. Nếu bệnh nhân đang tạo ra nỗ lực hít vào, cường độ của lưu lượng do máy thở cung cấp liên quan đến nhu cầu lưu lượng của bệnh nhân sẽ ảnh hưởng đến dạng sóng áp lực (Hình 8). Dạng sóng áp lực hít vào sẽ di chuyển về phía đường cơ sở khi P_mus tăng lên. Hãy nhớ rằng, trong phương trình chuyển động, P_mus và P_vent nằm ở cùng một phía của phương trình, khi bệnh nhân tăng P_mus, P_vent sẽ phải giảm để duy trì sự cân bằng với phía bên kia của phương trình, đại diện cho áp lực để cung cấp thể tích khí lưu thông (tải đàn hồi, P_E) và áp lực cung cấp lưu lượng (tải sức cản, P_R) như trong Hình 8.

Hình 8. Công chuyển dịch trong kiểm soát thể tích dạng sóng dòng vuông. Chế độ VC-CMV. P_mus: Biểu diễn đồ họa về áp lực do bệnh nhân tạo ra. Nhịp thở thụ động, không có P_mus. Chuyển dịch công: dạng sóng áp lực bị biến dạng về phía đường cơ sở do sự hiện diện của P_mus. Nó không vượt qua đường cơ sở. Đường bị gián đoạn cho thấy dạng sóng áp lực sẽ ở đâu nếu P_mus thụ động. Máy thở vẫn đang thực hiện một số công đối với bệnh nhân. Nó có thể phù hợp về mặt lâm sàng. Dịch chuyển công nghiêm trọng: Dạng sóng áp lực bị biến dạng do sự hiện diện của P_mus, áp lực vượt qua đường cơ sở (PEEP).

Trong trường hợp này, bệnh nhân đang làm công chống lại máy thở. Điều này không thích hợp về mặt lâm sàng, cần được bác sĩ chăm sóc ngay lập tức. Lưu ý: dòng chữ P_mus màu đỏ được phủ bằng tay lên hình ảnh màn hình máy thở và chữ P_mus được hiển thị ngược để rõ nét.

Tổng công của hít vào không đổi vì thể tích và lưu lượng không bị ảnh hưởng bởi P_mus (tức là bệnh nhân có thể nỗ lực tối đa nhưng sẽ không nhận được nhiều hơn) và tổng áp lực (P_vent + P_mus) không đổi, do đó công, một hàm của áp lực và thể tích cũng không đổi. P_vent (công máy thở) giảm tỷ lệ chính xác với sự gia tăng của P_mus (công của bệnh nhân). Sự thay đổi công xảy ra bất cứ khi nào P_vent giảm khi có sự hiện diện của P_mus. Tuy nhiên, miễn là áp lực vẫn còn trên mức cơ bản (tức là PEEP), máy thở vẫn thực hiện công trên bệnh nhân và lưu lượng cung cấp vẫn cao hơn lưu lượng mà bệnh nhân yêu cầu. Trong một số trường hợp nghiêm trọng, khi bệnh nhân tạo ra mức độ P_mus cao, P_vent giảm xuống dưới mức cơ bản (chuyển đổi công nghiêm trọng). Trong trường hợp này, bệnh nhân thực sự đang thực hiện công trên hệ thống máy thở. Tình trạng cực đoan này, thường được gọi là đói lưu lượng, thường thấy nhất trong quá trình thông khí kiểm soát thể tích với mục tiêu điểm đặt. Việc thay đổi công bao nhiêu là thích hợp phụ thuộc vào đánh giá của bệnh nhân và nhận định của bác sĩ lâm sàng, và một lĩnh vực cần nghiên cứu thêm. Chuyển đổi công nghiêm trọng (đói lưu lượng) không bao giờ là thích hợp.

Kiểm soát áp lực với mục tiêu theo điểm đặt

Trong PC mục tiêu điểm đặt, người vận hành đặt áp lực hít vào và thời gian hít vào (CMV và IMV) hoặc ngưỡng chu kỳ lưu lượng (CSV). Trên một số máy thở, người vận hành cũng có thể đặt thời gian tăng xác định thời gian cần thiết để đạt được áp lực mục tiêu và ảnh hưởng đến cả lưu lượng đỉnh và thể tích khí lưu thông. Lý tưởng nhất là máy thở phải có thể đạt được áp lực hít vào mục tiêu bất kể P_mus nào. Trong thực tế, máy thở khác nhau ở mức độ chúng có thể đạt được điều này. Sự hiện diện của P_mus được xác định bằng các biến dạng ở dạng sóng lưu lượng (Hình 4 và 9). Pmus thì hít vào sẽ tăng thể tích và lưu lượng và ngược lại. Bởi vì tổng áp lực đẩy (P_vent + P_mus), thể tích và lưu lượng đều tăng, nên tổng công tăng lên. Hơn nữa, tỷ lệ tổng số công bệnh nhân làm tăng lên vì P_mus tăng so với P_vent. Khi có nỗ lực, bác sĩ lâm sàng có thể điều chỉnh mục tiêu áp lực hít vào lên hoặc xuống tùy theo mức hỗ trợ thông khí mong muốn. Nếu đặt quá thấp, bệnh nhân phải thực hiện phần lớn công và nếu P_mus đủ lớn, áp lực đường thở thậm chí có thể giảm xuống dưới mức cơ bản. Theo dõi nỗ lực thông khí của bệnh nhân là hữu ích để điều chỉnh hỗ trợ thở máy.

Kiểm soát áp lực với mục tiêu thích ứng

Trong PC có tính năng mục tiêu thích ứng (ví dụ: PC-CMVa, PC-CSVa PC-IMVa, a), người vận hành đặt thể tích khí lưu thông mục tiêu và phần mềm máy thở tự động điều chỉnh áp lực hít vào giữa các nhịp thở để đạt được mục tiêu. Khi P_mus tăng, P_vent sẽ giảm (Hình 10) trong nỗ lực duy trì V_T ở mức mục tiêu.¹⁵ Mối quan hệ của công tương tự như VC với mục tiêu điểm đặt, sự khác biệt là trong PC với mục tiêu thích ứng, tổng công không phải là hằng số vì thể tích khí lưu thông có thể lớn hơn giá trị mục tiêu đã đặt trên bất kỳ nhịp thở nhất định nào. P_vent chỉ có thể giảm cho đến mức tối thiểu (tức là mức PEEP hoặc cao hơn một chút tùy thuộc vào thiết kế của máy thở).¹⁵ Ở những bệnh nhân có P_mus đủ cao, bệnh nhân có thể thở ở mức PEEP với ít sự trợ giúp của máy thở và V_T lớn hơn mục tiêu. Một số mức độ thay đổi công có thể được chấp nhận về mặt lâm sàng. Trong những trường hợp nghiêm trọng, điều này được biểu hiện bằng P_vent rất thấp (lúc ban đầu), và thể tích khí lưu thông lớn hơn liên tục, tất cả đều do bệnh nhân tạo ra. Trong một số trường hợp, P_vent sẽ ở dưới mức cơ bản. Nhóm nghiên cứu lâm sàng cần giải quyết kịp thời việc chuyển đổi công nghiêm trọng trong việc nhắm mục tiêu thích ứng.

Hình 9. Chuyển dịch công trong Kiểm soát áp lực. Chế độ PC-CMV. P_mus: Biểu diễn đồ họa về áp lực do bệnh nhân tạo ra. Chuyển dịch công: Dạng sóng áp lực bị biến dạng về phía đường cơ sở do sự hiện diện của P_mus. Nó không vượt qua đường cơ sở. Đường bị gián đoạn cho thấy dạng sóng áp lực sẽ ở đâu nếu P_mus thụ động. Máy thở không thể kiểm soát hoàn hảo P_vent, do đó biến dạng. Đường gián đoạn màu xanh lá cây thể hiện dạng sóng lưu lượng thụ động. Sự hiện diện của P_mus sẽ thay đổi dạng sóng lưu lượng. Thì hít vào, lưu lượng sẽ di chuyển ra khỏi đường cơ sở. Chuyển dịch công có thể phù hợp về mặt lâm sàng. Lưu ý sự gia tăng thể tích như một biểu hiện của P_vent được thêm vào P_mus. Lưu ý: dòng chữ P_mus màu đỏ được phủ bằng tay lên hình ảnh màn hình máy thở và chữ P_mus được hiển thị ngược để rõ nét

Hình 10. Chuyển dịch công trong các mục tiêu thích ứng. Chế độ: PC-CMVa. Đường màu xanh lam gián đoạn thể hiện thể tích khí lưu thông mục tiêu. Trong hình kiểm soát bên phải, thể tích dưới mục tiêu, máy thở tăng dần áp lực hít vào để đạt thể tích khí lưu thông mục tiêu. Hình kiểm soát bên trái, sự nỗ lực của bệnh nhân (P_mus) dẫn đến thể tích khí lưu thông cao hơn mục tiêu, máy thở giảm dần áp lực hít vào nhằm mục đích giảm thể tích khí lưu thông được cung cấp. Tuy nhiên, nỗ lực của bệnh nhân tạo ra thể tích khí lưu thông lớn hơn. Áp lực tăng vọt vào cuối nhịp thở là biểu hiện của chu kỳ muộn.

Kiểm soát áp lực với mục tiêu Servo

Trong PC có mục tiêu servo (ví dụ: Hỗ trợ thông khí được điều chỉnh bằng thần kinh, NAVA và Thông khí hỗ trợ theo tỷ lệ, PAV), máy thở sẽ tự động điều chỉnh áp lực hít vào tương ứng với P_mus (Hình 7). Với sơ đồ nhắm mục tiêu này, máy thở giữ cho mối quan hệ giữa công của máy thở và công của bệnh nhân luôn ổn định và có thể kiểm soát được. Sự dịch chuyển công được giảm thiểu và có thể được điều chỉnh bằng cách thiết lập mức độ tương xứng (mức PAV hoặc mức NAVA). Nhớ lại rằng thể tích khí lưu thông phụ thuộc vào cả mức độ hỗ trợ (P_vent) và P_mus.

Chu kỳ (Cycle)      

Chu kỳ (bắt đầu thở ra) được đánh giá về mức độ đồng bộ (thời gian) với sự kết thúc của nỗ lực hít vào của bệnh nhân (tức là tín hiệu của bệnh nhân hoặc P_mus). Nó có thể xảy ra sớm (trước khi có tín hiệu bệnh nhân), đúng giờ (đồng bộ), hoặc muộn (chậm trễ đáng kể về mặt lâm sàng). (Hình 11). Tương tự như kích hoạt, có hai điều kiện khác không liên quan đến thời gian, mà là liên quan đến chức năng của máy thở: chu kỳ sai (false cycle), trong đó tín hiệu không phải bệnh nhân chu kỳ hít vào (ví dụ: báo động áp lực); và chu kỳ thất bại (failed cycle), trong đó tín hiệu chu kỳ của bệnh nhân không theo chu kỳ hít vào (ví dụ: hiện tượng chạy trốn, runaway phenomena). Tuy nhiên, những biểu hiện này là chu kỳ sớm hoặc muộn, do đó, chúng tôi phân loại chúng như một nguyên nhân, chứ không phải là một sự bất đồng riêng biệt về máy thở của bệnh nhân.

Bình thường (Đồng bộ)  

Thì hít vào kết thúc trong một khoảng thời gian có thể chấp nhận được về mặt lâm sàng gần đỉnh P_mus (tức là P_mus tăng khi cơ hoành co lại và giảm khi cơ hoành giãn ra). Trong VC, chúng tôi quan sát dạng sóng áp lực hít vào và dạng sóng áp lực thở ra. Đối với PC, điều này được nhận biết bằng cách quan sát dạng sóng lưu lượng. Không có bằng chứng về chu kỳ sớm hoặc muộn. Đôi khi áp lực cuối thì hít vào tăng mạnh có thể là một hiện tượng nhiễu của máy thở (xem bên dưới).²⁵

Chu kỳ muộn

Thì hít vào kết thúc với một sự trì hoãn quan trọng về mặt lâm sàng sau đỉnh P_mus. Một cách khác để trình bày điều này là “thời gian hít vào thần kinh” của bệnh nhân ngắn hơn thời gian hít vào do máy thở áp đặt. Nó cũng có thể được quan sát thấy với nhịp thở tự phát nếu ngưỡng chu kỳ lưu lượng được đặt quá thấp hoặc khi nỗ lực của bệnh nhân đã chấm dứt nhưng nó không thể ngưng thì hít vào. Ví dụ chính là hiện tượng “chạy trốn” trong chế độ được gọi là Thông khí hỗ trợ theo tỷ lệ, trong đó máy thở vẫn tiếp tục hỗ trợ mặc dù bệnh nhân ngừng nỗ lực hít vào do máy thở ước tính không chính xác về cơ học phổi.

Chu kỳ muộn phải được đánh giá tùy theo bối cảnh lâm sàng. Ví dụ, nếu một bệnh nhân chỉ thực hiện một nỗ lực kích hoạt ngắn và thì hít vào là theo chu kỳ thời gian hoặc thể tích, thì theo định nghĩa, đây là chu kỳ muộn. Nó có thể hoàn toàn chấp nhận được từ quan điểm an toàn và thoải mái của bệnh nhân. Tuy nhiên, chu kỳ muộn trở nên phù hợp khi có bằng chứng về nỗ lực thở ra trước sự kiện chu kỳ. Ở VC, dạng sóng áp lực tăng đột ngột khi kết thúc hít vào cho thấy nỗ lực thở ra hoặc thư giãn cơ hô hấp. Điều tương tự đôi khi cũng có thể thấy với PC, và ngoài ra, nỗ lực thở ra sẽ gây ra sự lệch hướng đi xuống trong dạng sóng lưu lượng, thậm chí có thể chuyển thành lưu lượng âm trước khi máy thở có chu kỳ hít vào (Hình 11).²⁶

Hình 11. Phân loại các tương tác giữa bệnh nhân và máy thở theo chu kỳ. Chế độ: PC-CMVs. P_vent: Dạng sóng áp lực đường thở do máy thở hiển thị. P_mus: Dạng sóng áp lực do bệnh nhân tạo ra, được mô phỏng, lớp phủ để chứng minh hiệu ứng trên các dạng sóng. Chu kỳ bình thường, bệnh nhân kích hoạt, nỗ lực nhỏ, lưu lượng thụ động giảm dần đến lưu lượng 0 mà không có bằng chứng về nỗ lực hít vào hoặc thở ra. Chu kỳ muộn: Đường chấm màu xanh lá cây cho thấy bệnh nhân kết thúc nhịp thở, lưu lượng đạt đến mức cơ bản và có sự gia tăng áp lực đường thở do giãn cơ hít vào chống lại van đóng (lưu lượng bằng không). Đường chấm màu đỏ thể hiện điểm mà máy thở chuyển chu kỳ. Chu kỳ sớm, nhịp thở chuyển chu kỳ di máy thở (đường chấm đỏ), lưu lượng thở ra với bằng chứng về nỗ lực hít vào của bệnh nhân (lưu lượng di chuyển về phía đường cơ sở); Lớp phủ có chấm màu xanh lá cây để chứng minh dạng sóng lưu lượng thụ động làm tham chiếu. Lưu ý: dòng chữ P_mus màu đỏ được phủ bằng tay lên hình ảnh màn hình máy thở và chữ P_mus được hiển thị ngược để rõ nét

Chu kỳ sớm

Hít vào kết thúc trong khoảng thời gian quan trọng về mặt lâm sàng trước khi đạt đỉnh P_mus. Sự kiện chu kỳ xảy ra trước khi nỗ lực của bệnh nhân chấm dứt. Một cách khác để nói điều này là “thời gian hít vào thần kinh” của bệnh nhân dài hơn thời gian hít vào máy thở (Hình 11). Đối với cả VC và PC, điều này được công nhận trong dạng sóng lưu lượng thở ra như là sự biến dạng của lưu lượng thở ra đỉnh và sự gián đoạn của sự giảm lưu lượng theo hàm mũ thông thường của quá trình thở ra thụ động. Chu kỳ sớm là nguyên nhân phổ biến của nhiều lần kích hoạt (hay còn gọi là “kích hoạt kép”). Với PC, ở một số bệnh nhân có hằng số thời gian quá dài (ví dụ như COPD, hen suyễn), lưu lượng có thể vẫn dương tính vào cuối thời gian hít vào. Tuy nhiên, nếu không có bằng chứng về nỗ lực hít vào trong giai đoạn đầu thì thở ra, thì đây không phải là vấn đề đồng bộ.

Chu kỳ sớm cũng có thể xảy ra nếu máy thở chuyển chu kỳ hít vào bằng tín hiệu không phải từ bệnh nhân. Đây thường được công nhận là thời gian tạo hít vào ngắn bất thường. Ví dụ, một bệnh nhân độ giãn nở rất thấp và thời gian tăng nhanh trong chế độ Hỗ trợ áp lực. Điều này gây ra lưu lượng đỉnh cao, sau đó là sự giảm nhanh chóng do hằng số thời gian ngắn, do đó đạt đến ngưỡng chu kỳ lưu lượng quá nhanh. Nó cũng có thể xảy ra nếu đạt đến các tính năng an toàn của máy thở, chẳng hạn như giới hạn áp lực hoặc giới hạn thể tích khí lưu thông tự phát.

Thì thở ra (Expiration)    

Trong thời gian thở ra (tức là khoảng thời gian từ khi bắt đầu lưu lượng âm đến khi bắt đầu lưu lượng dương), tương tác thông khí của bệnh nhân không được đặc trưng bởi thời gian (đồng bộ), mà là theo công. Thở ra thông thường là thụ động. Trong thời gian thở ra, máy thở kiểm soát áp lực bằng cách nhắm mục tiêu điểm đặt (nghĩa là giá trị mục tiêu là PEEP). Ở một bệnh nhân thụ động, chúng tôi mong đợi thấy sự giảm theo hàm số mũ của các dạng sóng thể tích và lưu lượng thở ra. Điều này cho phép chúng ta quan sát sinh lý chủ yếu và tác động của sự kích hoạt và sự không đồng bộ chu kỳ. Giai đoạn thở ra có thể chứng minh, như đã mô tả ở trên, các tương tác khác với máy thở của bệnh nhân (chu kỳ sớm và kích hoạt thất bại), tuy nhiên, tương tác phù hợp với giai đoạn thở ra là công thở ra.

Công thở ra (Expiratory work)

Nỗ lực thở ra của bệnh nhân (tức là P_mus âm tính) sẽ làm biến dạng dạng sóng lưu lượng theo hướng âm (cách xa đường cơ sở). Hoạt động hô hấp có thể diễn ra bình thường, như khi tập thể dục hoặc ho, nhưng nó cũng có thể cho thấy sự hiện diện của tải sức cản cao (ví dụ, thở mím môi trong COPD), nhiễm toan hoặc lo lắng (Hình 4).

Các kiểu dạng sóng

Các kiểu dạng sóng của máy thở rất quan trọng để nhận biết vì chúng có thể có ý nghĩa lâm sàng. Dạng sóng là một chuỗi hoặc các dạng sóng khuôn mẫu có thể có hậu quả lâm sàng và do tương tác giữa máy thở với bệnh nhân. Nhiều báo cáo mô tả các mô hình này như một tương tác bệnh nhân-máy thở cụ thể, tuy nhiên, như được mô tả dưới đây, chúng có thể có một số căn nguyên. Chúng tôi tiếp cận chúng một cách riêng biệt với phân tích dạng sóng chuẩn hóa. Các kiểu mẫu sẽ kích hoạt đánh giá thêm.

Nhiều lần kích hoạt (Multiple trigger)

Nhiều lần kích hoạt được đặc trưng bởi hai hoặc nhiều nhịp thở máy thở được cung cấp liên tiếp nhau mà không hết hoàn toàn giữa chúng. Nhiều máy thở có “cửa sổ kích hoạt” (trigger window) ngay sau khi có thì hít vào mà nhịp thở khác không thể được kích hoạt, điều này dẫn đến một khoảng dừng ngắn nhưng nhất quán giữa các hít vào cơ học. Thuật ngữ cho hiện tượng này khác nhau trong tài liệu. Nó đôi khi được gọi là kích hoạt kép (double triggering), chu kỳ kép (double cycling), cụm (clusters) hoặc xếp chồng nhịp thở (breath stacking). Tất cả các thuật ngữ này đều có vấn đề về ý nghĩa hoặc độ chính xác (xem phụ lục bổ sung). Mặc dù kích hoạt kép là cách trình bày phổ biến nhất, nhưng có những trường hợp kích hoạt nhiều nhịp thở và do đó có thuật ngữ “nhiều”. Nhiều lần kích hoạt là một mô hình có ít nhất ba nguyên nhân (Hình 12): Chu kỳ sớm (Early cycle), kích hoạt sớm (early trigger) và kích hoạt sai (false trigger).²⁷ Sự hiện diện của nó có liên quan đến kết cục kém²⁸, mối quan tâm chính là, trong các chế độ VC, sử dụng quá liều lượng thể tích khí lưu thông do “Nhịp thở xếp chồng” dẫn đến tổn thương phổi do máy thở (điều này ít xảy ra ở PC, vì V_T phụ thuộc vào R và C).

Hình 12. Nguyên nhân của Multiple trigger. A. Kích hoạt sớm, mẫu là nhịp thở bắt buộc với bằng chứng của P_mus và một nhịp thở kích hoạt của bệnh nhân, B. Kích hoạt giả, không có bằng chứng của P_mus và bắt đầu hít vào ngay sau khi thở ra. C- D. Chu kỳ sớm: Bằng chứng của P_mus qua nhịp thở đầu tiên dẫn đến kích hoạt của nhịp thở tiếp theo. Lưu ý: lưu lượng P_mus màu đỏ được phủ bằng tay lên hình ảnh màn hình máy thở và chữ P_mus được hiển thị ngược để rõ nét.

Sự khác biệt về thể tích khí lưu thông

Dạng sóng thể tích chứa hầu hết thông tin giống như dạng sóng lưu lượng, tuy nhiên có một lĩnh vực mà nó truyền tải thông tin cụ thể. Kiến thức về cách máy thở hiển thị thể tích là chìa khóa. Dạng sóng thể tích có được từ các phép đo lưu lượng của hầu hết các máy thở; thể tích là tích phân của lưu lượng, có nghĩa là diện tích dưới đường cong lưu lượng trong thời gian lưu lượng hít vào bằng thể tích khí lưu thông hít vào. Vào đầu mỗi nhịp thở (bệnh nhân hoặc máy được kích hoạt), máy thở sẽ đặt lại dạng sóng thể tích về 0, để thể tích khí lưu thông hít vào được hiển thị là chính xác. Điều này có nghĩa là sự khác biệt về thể tích khí lưu thông hít vào và thở ra biểu hiện bằng một mô hình trong đó dạng sóng thể tích giảm mạnh (đặt lại) trước khi thở tiếp theo, tương tự như dấu căn bậc hai. (Hình 13) Dạng này có ít nhất 4 nguyên nhân: a) rò rỉ từ bộ dây máy thở, đường thở hoặc phổi; b) chủ động thở ra trong thì thở ra (một số máy thở không tính đến V_T thở ra khi thì hít vào) ²⁶; c) bẫy khí, bệnh nhân không thể thở ra V_T hít vào và một nhịp thở khác được kích hoạt, và d) trục trặc cảm biến lưu lượng.

Hình 13. Có nhiều căn nguyên tồn tại cho sự khác biệt giữa hít vào và thở ra. Ví dụ này là do rò rỉ (quanh ống nội khí quản) gây ra hiện tượng kích hoạt sai. Bộ kích hoạt lưu lượng của máy thở phát hiện lưu lượng hít vào (do rò rỉ) và kích hoạt nhịp thở. Lưu ý đặc điểm “thiết lập lại thể tích” cho nhịp thở mới dẫn đến “dấu căn bậc hai”.

Có nhiều hiện tượng nhiễu khác và có lẽ là các mẫu khác. Bản thảo này không có ý định là một đánh giá toàn diện về tất cả các tương tác có thể có trên máy thở của bệnh nhân. Thay vào đó, chúng tôi cung cấp một danh pháp tiêu chuẩn và một phương pháp có tổ chức để đọc các dạng sóng mà từ đó chúng tôi chắc chắn rằng nhiều thứ sẽ được bổ sung, nghiên cứu và cải thiện.

ÁP DỤNG PHƯƠNG PHÁP

Chúng tôi đã tạo ra một công cụ để hỗ trợ bác sĩ trong việc đọc các dạng sóng một cách có hệ thống (Bảng 4). Phương pháp này cũng cho phép người ta tóm tắt trạng thái của bệnh nhân trong một câu duy nhất (ví dụ: Bệnh nhân đang sử dụng PC-CMVa, với tải đàn hồi cao và có kích hoạt sớm). Thông thường, nhiều hơn một không đồng bộ được tìm thấy trong một lần theo dõi nhất định. Một số không đồng bộ có liên quan đến những không đồng bộ khác (ví dụ: kích hoạt sớm thường được theo sau bởi chu kỳ sớm và chuyển dịch công) trong trường hợp đó chúng tôi chỉ đề cập đến không đồng bộ đầu tiên (tức là kích hoạt sớm).

Thực hiện theo phương pháp này sẽ cho phép bác sĩ lâm sàng quyết định xem liệu tương tác với máy thở của bệnh nhân có phù hợp với các mục tiêu của thông khí hay không, và nếu không, để xác định những thay đổi trong cài đặt hoặc chế độ cần thiết để đạt được mục tiêu.

Trong thực tế của mình, chúng tôi nhấn mạnh rằng sẽ dễ dàng hơn để quyết định những việc cần làm khi bạn biết mục tiêu là gì. Chỉ có ba mục tiêu của thở máy (an toàn, thoải mái và giải phóng)⁷. Chúng không loại trừ lẫn nhau, nhưng người ta phải chọn cái nào là chính tại thời điểm nhất định. Ví dụ, ở một bệnh nhân ARDS trong những ngày đầu tiên, mục tiêu chính là an toàn. Chúng tôi muốn đảm bảo các cài đặt và tương tác dẫn đến thông khí bảo vệ phổi và đảm bảo trao đổi khí. Sự thoải mái là quan trọng, nhưng, chúng tôi sẽ không chọn một chế độ ủng hộ sự thoải mái hơn là bảo vệ phổi. Khi bệnh nhân hồi phục, bác sĩ lâm sàng có thể đang nỗ lực giải phóng, nhưng nếu bệnh nhân chưa sẵn sàng, thì mục tiêu hàng đầu là sự thoải mái (cải thiện sự đồng bộ và hoạt động của hô hấp) để giảm thiểu an thần. An toàn (tức là ngăn ngừa chấn thương phổi và đảm bảo trao đổi khí) vẫn quan trọng, nhưng các chế độ mang lại sự thoải mái và duy trì an toàn nên được ưu tiên hơn.⁷

Điều này cũng giúp giải thích dạng sóng trong ngữ cảnh, vì những thay đổi được thực hiện đối với máy thở phải phù hợp với mục tiêu của thở máy. Ví dụ, một bệnh nhân phải thay đổi công quá mức, đặt mục tiêu an toàn là mục tiêu, sẽ hướng dẫn bác sĩ lâm sàng điều chỉnh nguyên nhân (ví dụ: an thần, phong tỏa thần kinh cơ, điều chỉnh nhiễm toan chuyển hóa).

Một lời cảnh báo cho người đọc, các tương tác giữa máy thở với bệnh nhân xảy ra theo từng nhịp thở, và như vậy, chúng sẽ thay đổi theo tình trạng bệnh nhân, mức độ nhận thức, các biện pháp can thiệp, v.v. Nhiều tương tác sẽ là tạm thời, vô hại và có thể không liên quan về mặt lâm sàng (ví dụ: chuyển đổi công nhẹ), những người khác có thể có hại, đặc biệt nếu thường xuyên (ví dụ: nhiều kích hoạt trong VC). Không phải mọi tương tác đều cần có sự can thiệp.

KẾT LUẬN

Màn hình máy thở ICU hiện đại cung cấp một loạt thông tin phức tạp về tình trạng của bệnh nhân. Cần có một danh pháp chuẩn để đảm bảo chúng tôi truyền đạt những phát hiện của mình một cách rõ ràng và nhất quán. Cần có một cách tiếp cận có hệ thống để đảm bảo chẩn đoán và điều trị nhất quán cho các vấn đề tương tác giữa bệnh nhân và thông khí, và cuối cùng là cải thiện kết quả. Việc đánh giá dạng sóng một cách có phương pháp cung cấp thông tin có thể dẫn đến những thay đổi trong cách chúng ta thực hiện một biện pháp can thiệp có khả năng cứu sống nhưng cũng có thể gây hại. Đề xuất của chúng tôi cung cấp một phương pháp và phân loại dựa trên công trình đã xuất bản trước đó để giúp các bác sĩ lâm sàng đạt được những mục tiêu này.

REFERENCES 

de Haro C, Ochagavia A, López-Aguilar J, Fernandez-Gonzalo S, Navarra-Ventura G, Magrans R, et al. Patientventilator asynchronies during mechanical ventilation: current knowledge and research priorities. Intensive Care Med Exp. 2019;7(Suppl 1):43.

Holanda MA, Vasconcelos R dos S, Ferreira JC, Pinheiro BV. Patient-ventilator asynchrony. J Bras Pneumol. 2018;44(4):321-333.

Chatburn RL, Mireles-Cabodevila E. 2019 Year in Review: Patient-Ventilator Synchrony. Respir Care. 2020;65(4):558-572.

Grauer K. ECG -2014 Pocket Brain Book. Gainsville, FL: KG/EKG Press; 2014. http://www.r2library.com.p.atsu.edu/Resource/Title/9781930553255. Accessed April 11, 2021.

Chatburn RL, El-Khatib M, Mireles-Cabodevila E. A taxonomy for mechanical ventilation: 10 fundamental maxims. Respir Care. 2014;59(11):1747-1763.

Chatburn RL, Mireles-Cabodevila E. Closed-loop control of mechanical ventilation: description and classification of targeting schemes. Respir Care. 2011;56(1):85-102.

Mireles-Cabodevila E, HatipoVlu U, Chatburn RL. A rational framework for selecting modes of ventilation. Respir Care. 2013;58(2):348-366.

Chatburn RL. Mechanical Ventilation. In: Volsko TA, Chatburn RL, El-Khatib MF, eds. Equipment for Respiratory Care. 2nd edition. Burlington , MA.: Jones & Bartlett Learning; 2022:307-486.

Chatburn RL. Classification of mechanical ventilators and modes of ventilation. In: Tobin MJ, ed. Principles and Practice of Mechanical Ventilation. 3rd ed. New York: McGraw-Hill Medical; 2013:45-64.

Chatburn RL, Mireles-Cabodevila E. Design and function of mechanical ventilators. In: Webb AR, Angus DC, Finfer S, Gattinoni L, Singer M, eds. Oxford Textbook of Critical Care. 2nd ed. Oxford: Oxford University Press; 2016:419-429.

Chatburn RL, Volsko TA. Mechanical ventilators. In: Stoller JK, Egan DF, Kacmarek RM, eds. Egan’s Fundamentals of Respiratory Care. ; 2017.

Mireles-Cabodevila E, Chatburn RL, Duggal A. Modes of Mechanical Ventilation. In: Esquinas AM, Pravinkumar SE, Soubani AO, eds. Mechanical Ventilation in Critically Ill Cancer Patients: Rationale and Practical Approach. 1st ed. ; 2018:177-197.

Keszler M, Chatburn RL. Overview of assisted ventilation. In: Goldsmith JP, Karotkin EH, Suresh  G, eds. Assisted Ventilation of the Neonate: An Evidence-Based Approach to Newborn Respiratory Care. 6th ed. Elsevier; 2017:140-152.

Chatburn RL, Volsko TA. Mechanical ventilators: Classification and principles of operation. In:  Hess D, MacIntyre NR, Galvin WF, Mishoe SC, eds. Respiratory Care: Principles and Practice. 3rd ed. ; 2016:475-498.

Mireles-Cabodevila E, Chatburn RL. Work of breathing in adaptive pressure control continuous mandatory ventilation. Respir Care. 2009;54(11):1467-1472.

Grasso S, Terragni P, Mascia L, Fanelli V, Quintel M, Herrmann P, et al. Airway pressure-time curve profile (stress index) detects tidal recruitment/hyperinflation in experimental acute lung injury: Crit Care Med. 2004;32(4):1018-1027.

Arnal J-M, Garnero A, Saoli M, Chatburn RL. Parameters for Simulation of Adult Subjects During Mechanical Ventilation. Respir Care. 2018;63(2):158-168.

Sassoon CS. Triggering of the Ventilator in Patient-Ventilator Interactions. Respir Care. 2011;56(1):39-51.

Murata S, Yokoyama K, Sakamoto Y, Yamashita K, Oto J, Imanaka H, et al. Effects of Inspiratory Rise Time on Triggering Work Load During Pressure-Support Ventilation: A Lung Model Study. Respir Care. 2010;55(7):878-884.

Akoumianaki E, Lyazidi A, Rey N, Matamis D, Perez-Martinez N, Giraud R, et al. Mechanical Ventilation-Induced Reverse-Triggered Breaths: A Frequently Unrecognized Form of Neuromechanical Coupling. Chest. 2013;143(4):927938.

Baedorf Kassis E, Su HK, Graham AR, Novack V, Loring SH, Talmor DS. Reverse Trigger Phenotypes in Acute Respiratory Distress Syndrome. Am J Respir Crit Care Med. 2020;203(1):67- 77.

Yoshida T, Nakamura MAM, Morais CCA, Amato MBP, Kavanagh BP. Reverse Triggering Causes an Injurious Inflation Pattern during Mechanical Ventilation. Am J Respir Crit Care Med. 2018;198(8):1096-1099.

Delisle S, Charbonney E, Albert M, Ouellet P, Marsolais P, Rigollot M, et al. Patient–Ventilator Asynchrony due to Reverse Triggering Occurring in Brain-Dead Patients: Clinical Implications and Physiological Meaning. Am J Respir Crit Care Med. 2016;194(9):1166-1168.

Younes M. Proportional assist ventilation, a new approach to ventilatory support. Theory. Am Rev Respir Dis. 1992;145(1):114-120.

Younes M. Why does airway pressure rise sometimes near the end of inflation during pressure support? Intensive Care Med. 2008;34(1):1-3.

Chatburn RL, Mireles-Cabodevila E, Sasidhar M. Tidal volume measurement error in pressure control modes of mechanical ventilation: A model study. Comput Biol Med. 2016;75:235-242.

Liao K-M, Ou C-Y, Chen C-W. Classifying Different Types of Double Triggering Based on Airway Pressure and Flow Deflection in Mechanically Ventilated Patients. Respir Care. 2011;56(4):460-466.

Sousa ML e A, Magrans R, Hayashi FK, Blanch L, Kacmarek RM, Ferreira JC. Clusters of Double Triggering Impact Clinical Outcomes: Insights From the EPIdemiology of Patient-Ventilator aSYNChrony (EPISYNC) Cohort Study. Crit Care Med. 2021;Latest Articles.