ICU病房七种最新呼吸机的评估

ICU 病房七种最新呼吸机的评估压力支持(PS) 和压力 辅助/控制 通气: 有无差别?Purris Williams RRT, Matt Muelver, Joe Kratohvil RRT, Ray Ritz RRT FAARCDean R HessPhd RRT FARRC,and Robert M Kacmarek Phd RRT FARRCRespiratory Care Oct. 2000 Vol 45 No 10(注: 所有作者均为麻省医院呼吸监护中心会员, 上行作者为波士顿, 麻省医院呼吸管理师. 下行作者均为哈佛医学院麻醉系会员,博士,呼吸管理师, Robert M Kacmarek 是国际上公认的呼吸机权威专家多次发表各种呼吸机性能的比较文章,见解甚为客观公正. )背景近15年来, 呼吸机通气重点是在以压力为目标的使用上. 压力支持通气广泛在病人和模拟肺上进行研究, 并认为其有利点在于可按病人需要而更改输送气体流量. 而压力控制通气(PC 或PCV) 提倡用于ADRS 病人, 是由于它可限止肺泡峰压(或气道峰压) 和其呈指数样的递减流速波. 辅助/控制(A/C) 几乎是容量控制通气的专用朮语, 仅少量涉及压力通气辅助/控制(P A/C). 当用容量控制通气时, 病人以吸气负压大小来触发预设触发灵敏度的呼吸机. 而用压力支持(PS) 时, 呼吸机按病人需要更改输送气体的流量以达到所需的气道峰压. 对压力通气来说可有两种迭择(P A/C, PS). 在使用容量型辅助/控制的同等条件下,理论上可使用压力型辅助/控制(P A/C). 它比压力支持通气(PS) 优点是具有预设的呼吸频率和设定的吸气时间(Ti), 但PS 对病人的结束吸气予以控制. 在气体输送和呼吸机响应的差异上并无明确规定, 若有的话仅在以压力为目标的PS 和P A/C 辅助模式之间.大多数ICU 病房的新生代呼吸机均提供压力支持(PS)和压力 辅肋/控制(P A/C) 的通气, 这两种模式之间工作差异是吸气转换为呼气的机制方面. 压力支持的主要机制是吸气峰流速降至预定水平时即转为呼气, 而压力 辅助/控制(P A/C)的机制是预定的吸气时间.在一个有自主呼吸的模拟肺用PS 和P A/C 工作方式来比较七种ICU 病房最新生代呼吸机的工作. 事先假定除转换为呼气外, 在PS 和P A/C 之间所评估的变量中并无差别,并假定在所评估的呼吸机中在响应上也无差别.材料和方法模拟肺一个盒中有风箱的模拟肺用于模拟自主呼吸(图1). 在硬盒和风箱之间的空间其作用相当于胸腔. 硬盒与1/8吋(3.2 mm) 内径 的T 形硬管相连接. 通过T 形管引入气体流量, 由图1. 实验装置图解:P aw =气道压力. P pl =模拟肺的胸内压. Flow=流速. 详见本文叙述←T 形管 流速仪↑ 模拟肺↑ 呼吸机↓ 压差传感器→←压力传感器←气流 ←胸内压于气体喷射吸引效应在模拟胸腔内(即硬盒内) 产生负压. 气源(50 psi 氧气) 与压力调节器和比例电磁阀相连, 一个程序操作发生器控制着电磁阀的打开, 调节压力调节器更改气体流量经T形管使胸腔内压发生改变, 且程序操作器模拟一个经修改的方形流速波. 这样吸气按需流速, 呼吸频率, 和吸气时间(Ti) 在摸拟肺内均可独自控制. 在流速为60升/分时一个线性电阻器产生的气道阻力为8.2 cmH2O. 模拟肺的顺应性(50 ml/cmH2O) 由调节风箱上的弹簧来决定. 在本文研究中模拟肺的设定如下: 自主呼吸, 呼吸频率为12 次/分, 吸气时间(Ti)为1.0秒, 经修改过的方形波而吸气峰流速分三档即40,60,80 升/分. 所选择波形是由于它最近似应力高的病人.( 註: 所用器材,设備和检测仪器均用日本产品牌和型号或其他厂方专用产品, 未採用呼吸机厂方的另部件, 以示公正, 以下涉及的有关部件也如此,不一一列出详见原文).所比较的呼吸机对七种ICU病房用呼吸机作了评估:(1)Bear 1000 (Thermo Resp. Group,Palm Spring,California)(2)Dräger Evita 4 (Dr a ger, Telford,Pennsylvania)(3)Hamilton Galileo(Hamilton Medical,Rh azu ns,Switzerland(4)Puritan-Bennett840(Mallinckrodt,Pleasanton,California)(5)Puritan-Bennett 740(Mallinckrodt,Pleasanton,California)(6)Siemens Servo 300A(Siemens-Elema,Solna,Sweden)(7)Tbird AVS(Thermo Resp.Group,Palm Spring,California)每个呼吸机均用标准有加热导线的呼吸回路(Hudson Resp. Care,Temecula,California) 和Conchatherm IV湿化器(生产厂方同前) 与模拟肺相连接(表1.). 湿化器在本文研究中并不加热,以免水份积聚在模拟肺内!表1. 七种呼吸机的设置细节测量与定标流速仪放在模拟肺的气道开口处(見图1.), 流速仪所测压力的误差为±2 cmH2O, 其所测的压力差经放大, 数字化和转为流速讯号是用WINDAG程序(即图形计算机处理程序). 流速仪另由一精密流量计定标为1 升/秒(60 升/分). 气道开口处和模拟胸腔内的压力是用压差式传感器测定. 所有压力传感器用水柱式压力计作两点定标:即0 cmH2O和20 cmH2O. 压力讯号的放大和数字化用WINDAG程序.数据收集和分析所有讯号在100Hz 数字化並用WINDAG记录. WINDAG回放软件用于分析数据. 每个实验设置均作三次呼吸来分析.在吸气相所记录的测量值吸气相的开始到结束由模拟胸内压的改变所决定, 胸内压的负折返(即向下降) 说明吸气相的开始而以后的正折返(即向上升) 说明吸气的结束(见图2.).图2. 在吸气相和呼气相中所评估的变量PIP=吸气峰压PEEP=呼气末正压(基线压力)P T =吸气触发压力D T=吸气触发滞后时间T-PTP=触发,压力-时间乘积D B=吸气基线滞后时间D TOT=总吸气滞后时间D E=呼气滞后时间P aw=气道压力P E=平台压结束以上的呼气压力改变说明:1. 从吸气开始至气道压力降至基线下最低压力所需的吸气时间是“吸气触发滞后时间”(D T).2. 从基线下最低压力至回复到基线压力所需的时间是“吸气基线滯后时间”(D B).3. 从吸气开始至回复基线压力所需的时间即“总吸气滯后时间”(D TOT=D T+D B).4. 在吸气触发过程中,基线压力(PEEP) 和基线下最低压力之间的差数是“吸气触发压力”(P T).5. 在触发过程中, 在基线压力(PEEP) 下的气道压力-时间曲线内的面积是“触发,压力-时间乘积”(T-PTP).呼吸机输送的峰流速均记录在案.6. 在吸气相过程中, 计算了基线上、下的气道压力-曲线内的面积, 以占理想吸气面积百分比耒表示(“吸气面积％”, Area I %).7. 由胸内压曲线所確定的吸气时间(Ti), 在气道峰压(PIP) 和基线压力(PEEP) 之间的差数所占有的长方形面积是“理想吸气面积”(见图2.).8. 实际总吸气面积等于吸气面积(Area I ) 加“触发压力-时间乘积”(T-PTP) 的面积之和.( 见图2.).在呼气相所记录的测量值9. 由胸内压的改变所確定的吸气结束和此时气道压力(Paw) 回复到吸气末压力(即平台压)之间的时间是“呼气滞后时间”(D E)( 图2)10. 在平台压以上的呼气压力变化(P E) 是在呼气开始吋在气道峰压以上的压力变化.11. 呼气开始后气道压力下降至基线压力的速度是以在呼气时的压力-吋间曲线內的面积耒表示即呼气面积(Area E ).实验协定所有呼吸机(PB-740除外) 的PEEP均设置为 5 cmH2O, 而压力支持(PS) 分10,15, 20 cmH2O三挡, 压力辅助/控制(P A/C) 相应的PIP(吸气峰压) 为15,20,25 cmH2O. 在P A/C 中, 吸气时间(Ti) 为1.0秒, 预设的呼吸频率为8 次/分. 在所有的呼吸机上流量触发的设置尽可能地灵敏而又不会引起”误触发”. 吸气压力上升时间设置为最快. 有吸气终止可调的(即呼气灵敏度)呼吸机, 其吸气终止标准是设置在吸气峰流速的25%(见表1.). PB-740仅作PS的比较因其无P A/C控制型式.统计学上的分析所有数值均是均数±标准差(X±SD), 评估的因变量如下列:D T(吸气觖发滯后时间) D B(吸气基线滞后时间)D TOT(总吸气滞后时间=D T+D B) P T(吸气触发压力)T-PTP(触发-压力时间乘积) Peak flow(PF 峰流速)Area I%(吸气面积%) Area E (呼气面积)P E(平台压以上的呼气压力) D E(呼气滞后时间)每个因变量对每个自变量(如呼吸机,PC或PS, 和模拟肺的吸气流速) 的评估是用单次方差来分析(ANOV A). 对自变量之间的关系评估是用双次方差分析. 事后的有关分析是用Scheffe检验来完成. 统计学上有意义限定为P<0.01. 当仅报告数据除统计学意义之外,在变量之间应有10%的差异. 选择这样的统计标准,是由于仅有很小标准差的模拟肺所引起的差异等于测量误差, 若使用P<0.05就是有统计学上的意义.结果波形在PS和P A/C中代表波形是压力-吋间曲线和流速-时间曲线(见图3,4.)图3. 各呼吸机在PS(压力支持通气)和PC(压力控制通气)中的压力-吋间曲线的对比. 压力值均设置为15 cmH2O, 模拟肺的峰流速为60升/分, 模拟肺的吸气时间为1.0秒.压力值均设置为15 cmH2O, 模拟肺的峰流速为60升/分, 模拟肺的吸气时间为1.0秒.在吸气中对同一呼吸机这两个波形曲线之间仅显示很小的差别, 此说明不管通气控制的方式有何不同其性能是相同的. 但是在呼气中在这两种控制方式之间对大多数所评估的变量肯定有差异. 对这七种呼吸机PS的在吸气平台结束以上的压力均比PCV的稍大一些. 呼气滯后時间(D E) 也是PS比PCV大. 所有呼吸机的流速波形在这两种方式中显示相同.压力支持(PS) 和压力辅助/控制(PCV=P A/C)在PS和PCV中,各呼吸机所有实验没置的平台结束以上的呼气压力(P E) 和呼气滞后时间(D E) 平均值见图5.图5. 在PS和PCV中所有呼吸机的平台结束以上的呼气压力和呼气滞后时间的比较在D E和P E这两个变量中,PCV(P A/C) 的明显低于PS(P<0.01和>10%的差异). 对其他的变量並非这样, 見表2, 表3. 其中列出在PS和PCV中所有实验设置所得数据. 有少数確实有统計学意义; 在大多数主要设置值中其差异未>10%. 为此另外的数据仅代表PS.峰流速的结果注意从图6到图10和表4所列出的: 当模拟肺的峰流速被改变后, 在所评估的变量之间有明显的差异. 在所有呼吸机中模拟肺的峰流速对压力触发有很大差別(图6) 如同触发,压力-时间乘积一样也有很大差异(P<0.01+≥10%)(图7).图6.模拟肺的峰流速为40,60,80升/分时在所设置的PS 压力中,其吸气基线下最大的触发压力值P T 的比较. *P<0.01和>10%的差异是指与峰流速为40升/分相比较而言. 在各呼吸机中模拟肺的各峰流速之间也存在差异(P<0.01和>10%差异).图7. 模拟肺的峰流速为40,60,80升/分时在所设置的PS 压力中, 其触发,压力-时间乘积(T-PTP)的比较. *P<0.01和>10%的差异是指与峰流速为40升/分相比较而言. 在各呼吸机中模拟肺的各峰流速之间也存在差异(P<0.01和>10%差异).当模拟肺流速增加时这两个变量(即P T 和T-PTP)均增加其在各呼吸机中有所不同.各峰流速的触发压力比较P T触发,压力-时间乘积(T-PTP)的比较T-PTP大多数的呼吸机当模拟肺的流速增加时和在各档流速时,在吸气面积%上均有明显差异(P<0.01+ ≥10%差异)(图8). 模拟肺流速增加时吸气面积即降低. 在各呼吸机中平台压以上的呼气压力如同模拟肺峰流速的设置一样而有巨大变化(<0.01+10%差异)(见图9). 增加模拟肺峰流速会引起较大的平台压结束以上的吸气末压力.吸气面积%的比较Area I %图8. 模拟肺的峰流速为40,60,80升/分时在所设置的PS压力中, 其吸气面积%的比较. *P<0.01和>10%的差异是指与峰流速为40升/分相比较而言. 在各呼吸机中模拟肺的各峰流速之间也存在差异(P<0.01和>10%差异).平台压结束以上的呼气压力的比较图9. 模拟肺的峰流速为40,60,80升/分时在所设置的PS压力中, 其平台压结束以上的呼气压力的比铰.*P<0.01和>10%的差异是指与峰流速为40升/分相比较而言. 在各呼吸机中模拟肺的各峰流速之间也存在差异(P<0.01和>10%差异).在各呼吸机中呼气面积(图10) 也有变化, 且在各呼吸机的每档模拟肺峰流速时也是这样(P<0.01+10%差异). 模拟肺峰流速越大, 呼气面积也越大.呼气面积的比较图10. 模拟肺的峰流速为40,60,80升/分时在所设置的PS压力中, 其呼气面积的比较.*P<0.01和>10%的差异是指与峰流速为40升/分相比较而言. 在各呼吸机中模拟肺的各峰流速之间也存在差异(P<0.01和>10%差异).所有模拟肺的各峰流速的触发滞后时间(D T) , 呼吸机输送的峰流速(VPF) 和呼气滞后时间(D E) 均列于表4. 增加模拟肺的峰流速可使触发滞后时间变短, 但在各呼吸机中有所不同(P<0.01+10%差异). 吸气基线滞后时间(D),总吸气滞后时间(D TOT=D T+D B)和呼气滞后时间(D E)在模拟肺峰流速增加时均增加, 且在各呼吸机均有差别(P<0.01+10%差异). 当模拟肺峰流速增加时在某些呼吸机输送的峰流速也增加,且有明显差别(P<0.01+10%差异).设置压力的结果对所有模拟肺峰流速其压力支持(PS)的结果列于表5. 在各呼吸机中和设置的压力之间均存在差异(P<0.01+10%差异). 一般来说差异的幅度不似模拟肺峰流速改变那么大. 除呼气面积外,对大多数比较值来说,各呼吸机在设置稍高压力情况下对理想的功能至少有所变化. 呼气面积在最低的设置压力下对每一种呼吸机均是最小的.讨论本文研究主要发现摘要如下:1.在PS和PCV(P A/C)之间在气体输送和呼吸机响应上本质上无差异,但从吸气转换为呼气时这两者之间肯定有差异.2.在各呼吸机中比较了所有评估的变量,它们之间存在着明显的差异.3.当模拟肺峰流速增加时,大多数呼吸机的响应时间均减少.4.增加压力设置值导致呼吸机性能更接近它们的理想功能.压力支持(PS)和压力辅助/控制(PCV=P A/C)的比较压力支持(PS)作为辅助通气的方式巳广泛被研究,而压力辅助/控制(P A/C)这一方式较少被评估. 压力辅助/控制(压力控制经常被视作为PCV而设置合适的灵敏度)主要是作为呼吸机一种工作方式应用于治疗严重ARDS病人,且经常使用反比通气. 辅助/控制(A/C)这一术语经常用于定容型通气,而较少应用这种模式于定压型通气(P A/C). 虽然本文这次比较所显示的PS和P A/C在呼吸机的响应和输送气体本质上是同样的方式.在呼吸机工作时这两种方式之间唯一差别是转换到呼气的方法. PS的吸气终止是输送的气体流速降至预定的水平,PS的吸气终止的次要标准是压力增至设置水平(1-20 cmH2O)以上和吸气时间超过了最大的预置时间(2-5秒). 在P A/C其主要转换机制是设置的吸气时间(Ti),假如气道压力达到预置的高压限值时吸气也会终止.PS和P A/C工作之间主要差别是呼气过程中所衍生的变量. 在图5所看到的平台压结束以上的呼气压力和呼气滞后时间(T E), 这两者在PS中均比P A/C中稍大. 这种差异可能是实验方法和所用的模拟肺所引起的结果. 在P A/C中经常设置吸气时间(Ti)为1.0秒, 而PS 的吸气终止标准是厂方预定的(如Bear, Drager, Bird, PB740, Siemens) 或由我们设置在吸气峰流速降至25%(如Hamilton, PB840). PS所有设置值中在吸气相结束以前,由于模拟肺的流速波形并不降低至零(因波形被修改过),在呼吸机确定吸气结束之前,模拟肺巳终止了吸气相. 此可说明在PS中所有呼气变量有稍大变化的原因.触发影响触发的主要因素是模拟肺的峰流速. 模拟肺峰流速高时对触发的响应是延长的,这在以往其他作者己报导过. 基线下压力负折返以触发呼吸机的吸气可分为两个相. 实际触发相由最大压力的改变(P T)和达到此压力的所需时间(D T)所组成. 第二个相是回复到原基线压力所需的时间即吸气基线滞后时间(D B). D T和P T主要由病人的吸气动作所影响, 增加吸气动作可在稍短的吸气时间内达刭较大的触发压力(P T), 呼吸机的机械响应则是响应差的呼吸机会引起较大的D T和P T.D B(吸气基线滞后时间)是受呼吸机所建立的系统流量的速度和设置压力的大小所影响. 我们的数据说明在大多数呼吸机中当设置的压力增加时,D B会降低有的呼吸机还稍大于其他呼吸机,此点厂方解释是为了在吸气相早期即达到设置的压力以免气道压力过份增加(超过设置水平). 设置压力越高起始流速更快而无目标压的过冲. 在这些呼吸机中当模拟肺峰流速改变可看到D B的微小差异, 而在触发的灵敏度和达到峰压之间所设定的时间间隔是按正常进行的. 这种呼吸机可更正确地调整流速在启动吸气时避免压力过冲.T-PTP(触发,压力-时间乘积)是所有这些变量混合而成,且当按需流速增加时它也增加. 在表4,表5中DT(吸气滞后时间)是这些变量中最稳定的,且这个能更正确地反映呼吸机按需/触发系统的响应时间.其他因素能说明与触发有关的变量是灵敏度和压力上升时间的设置. 在某些呼吸机我们可能不恰当地设置了灵敏度以说明它们的响应情况, 我们并不相信情况就是这样. Bear 1000呼吸机我们设置压力上升时间在零点(此是设置范围的中间位:零点以上为正,以下力负), 在使用正的压力上升时间时, 气道压力快速超过设置压力和在吸气过程中反复地下降至基线(即气道压无法维持稳定)(见图11).流速-时间曲线吸气呼气压力-时间曲线图11. 上图为流速(即设置的压力上升时间用以控制输送气体流量的快慢), 下图为气道压力-时间曲线. 本图是在PS通气中用Bear 1000, 压力上升时间设置为最大, 呼气末压力为5 cmH2O, 吸气压力为15 cmH2O时所见及的不稳定曲线.吸气面积本分析是基于这种设想, 即在以压力为目标的通气中, 理想的气道压力曲线是在吸气开始时,压力即从基线压力立即增至设定的压力,并维持此压力直至吸气结束. 呼吸机用最快的速度输送气体和最短的总吸气滞后时间(D TOT),其性能最好. 很明显,对某些病人这种吸气压力波形可能并不理想. 但我们并未在吸气面积%(Area I%),吸气基线滞后时间(D B),总吸气滞后时间(D TOT),或触发-压力时间乘积(T-PTP)这些变量上来评估改变吸气上升时间后的结果. 我们认为降低上升时间而D B, D TOT, 和T-PTP会上升, 结果引起吸气面积%的下降.呼气的变量在所有呼吸机中的呼气变量的差异是下列问题的结果:呼吸机感受模拟肺吸气相结束的能力, 呼气阀打开的速度和对呼气流速的阻力. 平台压结束以上的压力(P E)最能反映模拟肺或病人在吸气的终止和机械吸气的结束之间的协调情况. 假如模拟肺结束吸气是在呼吸机结束吸气动作之后和同时, 呼气压力(P E)应当是零, 前提是呼气阀能迅束打开且呼气流速的阻力並不太大, 假如模拟肺在呼吸机之前结束吸气, 呼气压力(P E) 将大于零, 增加的幅度决定于吸气终止的次要标准如增加的压力超过了设置水平; 呼气阀的工作和呼气的阻力等情况.在所有PS评估中, 模拟肺均在呼吸机之前终止了吸气, 结果所有上述变量均影响呼气压力(P E). 应当说明这可能是由于模拟肺的方形流速波经修改过所致, 因其在吸气结束之前流速不可能降低到零.在P A/C过程中, 呼吸机和模拟肺之间协调情况是较好的, 导致了稍低的呼气压力(見图5). 在所有的呼吸机中, 增加了模拟肺的流速即增加了P E. 此是由于较大的潮气量所引起; 也是模拟肺的弹性回缩力稍大的结果.呼气滞后时间(D E) 大多受呼吸机打开呼气阀的能力和呼吸机系统开始降压的影响. 增加模拟肺峰流速和降低气道压力使大多数呼吸机对D E的影响是相反的, 因为这些变量都增加了模拟肺吸气末流速.任何呼吸机的呼气面积大多受设置的压力或吸气末肺内压和模拟肺峰流速的影响, 且是所有呼气变量的混合反映, 它也反映了呼气的全部阻力. 在用了更可靠的阀门和较少的阻力, 呼气面积可能小一点, 但有关这方面的响应时间和呼气阻力未被测量. 我们推测那些呼气面积最低的呼吸机有最可靠的呼气阀和呼气流速的阻力是最小的.与其他研究的比较在PS或P A/C中有关呼吸机性能的比较数据报告较少. Hirsh等人报告在模拟肺峰流速为40升/分时, 老式呼吸机在10 cmH2O的PS和10 cmH2O的PEEP耒评估其触发压力是相同的(0.05-3.8 cmH2O). 但我们所评估的其他变量,Hirsh均未评估. Nishimura 等人用Siemens 300A 的儿童模式, 在模拟肺峰流速为4升/分时, 触发压力为1.5 cmH2O 和总滞后时间为70 ms与本文数据相同. 本文的数据和Bunnburaphong等人在评估双水平压力呼吸机是一致的, 他们对呼吸机性能的比较是使用本文评估所用的相同方法和观察同样的变量,且在增加模拟肺峰流速和设置压力时获得相同的结果.临床含意本文的主要临床影响是认识PS和P A/C的工作是相同的, 但P A/C时预置呼吸频率和终止呼吸的方法是与PS有所不同. 很显然,有的呼吸机对增加通气的需要有很好的响应. 此就是这些新生代呼吸机可用增加吸气流速来满足病人吸气流速的需要. 虽然在维持触发响应时间和压力变化水平上(P Ti=吸气触发压力, D TOT=总吸气滞后时间)和那些需用低吸气流速是相似的. 另外,当压力上升时间设置在最快时,这些呼吸机是可以使病人-呼吸机系统的压力达标. 关键是转为呼气, 有不少呼吸机存在呼气相的延迟这种现象. 正如Jubran和Parthsarathy等人所报告的在设置水平以上增加吸气末压力是激活呼气和增加通气驱动力的表示. 在呼吸机中PS是个特殊问题, 流速切换为呼气的标准是不能调节的. 同样在A/C模式中(窖量型或压力型)吸气时间(Ti)设置显过长也是个问题.局限性本文的主要局限性是用模拟肺惊耒替代病人, 没有一个模拟肺能模拟在病人中所看刭的通气易变性. 本文的某些发现可能不能真接引用到病人身上. 尤其是模拟肺的经修改过方形流速波, 虽然这个流速波形并不存在某些递减现象, 在吸气结束时并不降低至零. 我们的模型在PS中可能夸大了非意愿的呼气变量. 因为模拟肺的通气型式通常仅应用在呼吸有窘迫的病人身上. 另外我们并未评估吸气上升时间的变量或吸气终止标准,这两个重要变量在按病人所需的压力通气中有可能影响输送气体的形态. 呼吸机性能评比也仅用一组摸拟肺的阻力和顺应性来评比. 作为结果我们不能预计改变阻抗对通气的作用(阻抗: 即弹性阻力,粘性阻力和上呼吸道的惯性阻力). 但可期望的对PS和P A/C来说它是一样的.结论同一呼吸机在PS和P A/C之间存在着小的差异. 差异主要是从吸气转换为呼气和在整个呼气相中均存在. 在呼吸机评估中肯定存至着性能上的差异. 在模拟肺较高的峰流速和较低的压力设置时呼吸机的性能会减低.参考文献(从1987-1999年共32篇, 略)。