袁越陽，陳宇清，鄧科，焦楊，馬小林，周理

1.湖南城市學(xué)院 機(jī)電工程學(xué)院，湖南 益陽 413099；2.上海市胸科醫(yī)院 呼吸內(nèi)科，上海 200030

引言

現(xiàn)有常規(guī)有創(chuàng)和無創(chuàng)通氣主要是以提供充足的潮氣量（健康成人潮氣量約為400～600 mL）為目的，而對于重癥患者通常需要采用高通氣壓力來滿足需求的潮氣。但這種高通氣壓的通氣方式容易引起氣道壓損傷等問題[1-2]，于是有研究者提出了另外一種不同于常規(guī)通氣的通氣方式——高頻通氣[2-3]。高頻通氣是一種采用通氣頻率在120次/min（或者2 Hz）以上的通氣方式。以往試驗(yàn)表明其最顯著的特點(diǎn)[4-7]：① 輸出到呼吸道的平均壓小于常規(guī)通氣的壓力；② 潮氣量小于常規(guī)通氣的潮氣量，甚至可以小于呼吸道解剖死腔（約為潮氣量的30%～40%），仍能滿足患者的通氣需求；③ 采用高頻通氣可以避免或減小通氣過程對呼吸道等器官的損傷。

高頻通氣的發(fā)展，最早可以追索到十九世紀(jì)中后期。早在1979年，研究者在對狗做呼吸暫停治療的實(shí)驗(yàn)過程中，發(fā)現(xiàn)高頻通氣具有很好的治療效果，引起人們對高頻通氣的關(guān)注，并不斷加以研究與實(shí)驗(yàn)[8-10]。先后在有創(chuàng)（通常采用經(jīng)鼻、經(jīng)口、經(jīng)氣管開口插管）呼吸機(jī)上提出和實(shí)現(xiàn)了高頻正壓通氣、高頻噴射通氣和高頻震蕩通氣（High Frequency Oscillation Ventilation，HFOV）等幾種通氣模式。

為了實(shí)現(xiàn)高頻氣流氣壓的輸出，傳統(tǒng)的方式是采用活塞式風(fēng)箱或大功率揚(yáng)聲器來產(chǎn)生。然而，采用該方式所產(chǎn)生的震蕩氣壓在通氣過程中損失高達(dá)90%以上[11-13]（震蕩頻率范圍1～15 Hz），難以實(shí)現(xiàn)需有一定漏氣量的采用面罩的無創(chuàng)通氣方式，如美國SensorMedics的SensorMedics3100A和SensorMedics3100B高頻呼吸機(jī)和德國Drager具有高頻震蕩通氣功能的Babylog 8000呼吸機(jī)等均需采用插管通氣方式。

為了實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)高頻震蕩通氣模式，避免采用插管給患者帶來的通氣并發(fā)癥，本文就包括硬件電路、氣流通道和控制程序在內(nèi)的無創(chuàng)氣道正壓高頻震蕩呼吸機(jī)系統(tǒng)展開了研究。

1 電氣系統(tǒng)

如圖1所示，呼吸機(jī)電氣系統(tǒng)包括硬件電路（如虛線框外部所示部分）和呼吸機(jī)內(nèi)部氣流通道（如虛線框內(nèi)部所示部分）。

圖1 硬件電路及氣路系統(tǒng)框圖

1.1 控制電路

控制電路系統(tǒng)以控制中心為核心器件，按照功能劃分，外圍電路主要包括：電源模塊、顯示模塊、操作輸入模塊、風(fēng)機(jī)控制模塊、閥門控制模塊和監(jiān)測模塊等部分?？刂浦行牟捎秒pMCU（分別為美國TI公司生產(chǎn)的LM3S9B92和MSP430F5418）。其中，LM3S9B92是TI公司生產(chǎn)的一款運(yùn)算能力較強(qiáng)的ARM MCU，在此主要用于負(fù)責(zé)用戶界面（UI）的操控和數(shù)據(jù)管理等；MSP430F5418是TI公司生產(chǎn)的另一款控制能力較強(qiáng)的MCU，在此專門用于控制氣流和氣壓等。兩個(gè)MCU之間通過SPI總線進(jìn)行數(shù)據(jù)通信，采用既分工又合作的運(yùn)行機(jī)制，來提高系統(tǒng)數(shù)據(jù)處理能力和控制實(shí)時(shí)性。同時(shí)，兩個(gè)MCU還彼此相互監(jiān)測，以防其中之一出現(xiàn)故障而造成治療風(fēng)險(xiǎn)。電源模塊將220 V（或110 V）交流電源經(jīng)整流、降壓、穩(wěn)壓等處理后，輸出四路獨(dú)立的低壓直流電源，分別給控制器及其他電路提供工作電壓。其中所輸出的直流24 V給電機(jī)和電磁閥門供電，12 V給顯示部分、風(fēng)機(jī)和閥門的驅(qū)動控制電路供電，5 V給控制單元外圍電路供電，3.3 V給控制單元供電。顯示屏采用彩色LCD來顯示呼吸機(jī)的參數(shù)、運(yùn)行狀態(tài)和氣流氣壓波形等信息。用戶可以通過觸摸屏上提供的虛擬按鍵來操作呼吸機(jī)。同時(shí)為了降低按鍵等出現(xiàn)故障而不能操作呼吸機(jī)的風(fēng)險(xiǎn)，用戶還可以通過按鍵和調(diào)節(jié)旋鈕輸入相關(guān)參數(shù)和指令來對呼吸機(jī)進(jìn)行操作。風(fēng)機(jī)控制模塊和閥門控制模塊分別包括高速風(fēng)機(jī)及其驅(qū)動與狀態(tài)反饋部分和閥門及其驅(qū)動與狀態(tài)反饋部分，兩者分別形成一個(gè)閉環(huán)控制電路。監(jiān)控模塊主要包括氣流監(jiān)測部分、氣壓監(jiān)測部分和通氣狀態(tài)監(jiān)測部分。監(jiān)控模塊與風(fēng)機(jī)和閥門閉環(huán)控制電路組成一個(gè)嵌套閉環(huán)控制系統(tǒng)。

1.2 氣流通路

呼吸機(jī)內(nèi)部氣流沿圖1虛線框內(nèi)的箭頭所指方向，從氣流輸入口流向氣流輸出口。首先，為了降低氣流沖擊所產(chǎn)生的噪聲，來自氣源的氣流經(jīng)過濾器清潔后進(jìn)入S型消音管路（減小氣流沖擊力，降低噪音），隨后由風(fēng)機(jī)泵出。然后為了保證閥門輸入氣流的平穩(wěn)恒定，氣流經(jīng)穩(wěn)壓箱穩(wěn)壓后再經(jīng)氣流控制閥[13-14]控制輸出。從控制閥入口輸入的氣流，經(jīng)過控制閥時(shí)被分成兩部分，一部分從輸出口流出，另一部分從控制口流入到大氣?？刂崎y的輸出氣流等于輸入氣流與控制口流出氣流之差。在輸入氣流恒定時(shí)，調(diào)節(jié)閥門控制口開度，即增大或減小控制口輸出氣流，則減小或增大閥門的輸出氣流。氣流從閥門輸出口輸出后，為了呼吸道安全，通常輸出氣流流量不超過200 L/min，氣壓不超過規(guī)定的60 cmH2O的要求[15]，先經(jīng)安全限流后再經(jīng)壓力安全閥，然后由呼吸管路輸出到患者面罩端。

2 軟件系統(tǒng)

基于硬件電路和氣流通路的設(shè)計(jì)，呼吸機(jī)控制中心對氣流、氣壓的控制和計(jì)算過程如圖2所示。主要設(shè)定參數(shù)包括吸氣壓（Inspiratory Positive Airway Pressure，IPAP）和呼氣壓（Expiratory Positive Airway Pressure，EPAP）、震蕩頻率、震蕩幅度（峰—峰值的一半）和通氣模式等。

圖2 參數(shù)計(jì)算和控制框圖

運(yùn)行過程中，系統(tǒng)實(shí)時(shí)測控和計(jì)算呼吸機(jī)輸出氣流QV(t) 、面罩端壓力P(t)、漏氣流QMLEAK(t)、通氣對象的呼吸氣流Q(t) 、吸氣時(shí)間TIN、呼氣時(shí)間TEX、每分鐘呼吸次數(shù)（Breaths Per Minute，BPM）、實(shí)時(shí)吸氣壓IPAP(t)、實(shí)時(shí)呼氣壓EPAP(t) 、漏氣流QMLEAK等。IPAP(t)和EPAP(t)分別為t時(shí)刻震蕩壓POSC疊加在IPAP上和EPAP上的呼吸機(jī)實(shí)時(shí)輸出壓力。Z(R, I, C)為呼吸道阻抗[16]（包括黏性氣阻R、慣性氣阻I和順應(yīng)性C）。PM(t)為t時(shí)刻自主呼吸做工產(chǎn)生的呼吸壓力。F(P(t))為t時(shí)刻計(jì)算面罩端漏氣流QMLEAK的擬合函數(shù)（不同面罩具有不同漏氣計(jì)算公式）。而呼吸時(shí)間比IE、呼吸周期T、潮氣量VT、分鐘通氣量MV、呼吸觸發(fā)流量閾值DQ和壓力閾值DP的計(jì)算方法如式(1)所示。

式中Q(t)和P(t)、QEXPECT(t)和PEXPECT(t)分別為t時(shí)刻呼吸機(jī)輸出流量和壓力的實(shí)測值與預(yù)期值。

當(dāng)DQ＞0且DP＜0時(shí)，吸氣觸發(fā)，進(jìn)入用戶吸氣階段，呼吸機(jī)輸送到面罩端的吸氣壓IPAP(t)，與用戶自身做功產(chǎn)生的氣壓PM(t) ，共同作用輸出氣流QV(t)。該氣流一部分作為吸氣氣流Q(t)經(jīng)氣道進(jìn)入肺部，而另一部分氣流則成為QMLEAK經(jīng)面罩漏氣孔排入大氣。

當(dāng)DQ＜0且DP＞0時(shí)，呼氣觸發(fā)，進(jìn)入用戶呼氣階段，用戶呼出的氣流Q(t)與呼吸機(jī)輸出氣流Qv(t)匯合于面罩內(nèi)，在呼氣壓EPAP(t) 的作用下，作為QMLEAK從面罩端漏氣孔排入大氣。

基于無創(chuàng)正壓通氣常用的持續(xù)氣道正壓（Continue Positive Airway Pressure，CPAP）、雙水平氣道正壓通氣模式，設(shè)計(jì)對應(yīng)的高頻通氣模式：持續(xù)正壓高頻通氣模式（CPAP-HFOV）、時(shí)間控制高頻通氣模式（Time-Cycled HFOV，T-HFOV）和自主控制高頻通氣模式（Spontaneous Controlled HFOV，S-HFOV）。

為了實(shí)現(xiàn)正弦震蕩氣壓POSC的輸出，采用如式(2)所示的迭代算法[17]（包括兩次乘法和一次減法運(yùn)算）來實(shí)現(xiàn)震蕩信號輸出。

式中A為正弦波震蕩幅度，fs是采樣頻率（步頻率），fo是輸出的正弦波頻率，n為步計(jì)數(shù)，Y[n]、Y[n-1]和Y[n-2]分別表示第n步、第n-1步和第n-2步的輸出。

為了進(jìn)一步提高M(jìn)CU的資源利用率，當(dāng)步頻率fs和信號頻率fo確定后，程序預(yù)先根據(jù)式(2)計(jì)算輸出一個(gè)震蕩周期的Y[n]數(shù)據(jù)表并保存在內(nèi)存中，然后在震蕩輸出過程中采用查數(shù)據(jù)表的算法來避免乘法運(yùn)算。

3 實(shí)驗(yàn)

為了測驗(yàn)以上設(shè)計(jì)所輸出的氣流氣壓，如圖3所示連接功能調(diào)試機(jī)和測試設(shè)備，建立測試平臺。功能機(jī)輸出的氣流依次通過標(biāo)準(zhǔn)呼吸管路（L×Ф=180×2.2 cm）和標(biāo)準(zhǔn)漏氣閥（在氣壓為10 cmH2O的條件下，漏氣流為25 L/min，等效面罩的漏氣氣流）進(jìn)入主動模擬肺（Series 1101 Breathing Simulator，HANS SIDOLPH）。

圖3 功能測試平臺

設(shè)置主動模擬肺運(yùn)行參數(shù)[18]：氣道阻力Resistance為5 cmH2O/(s.L)，肺順應(yīng)性Compliance為100 mL/cmH2O，每分鐘呼吸次數(shù)為20次，呼吸用力幅度為5 cmH2O，吸氣時(shí)間比33%，目標(biāo)潮氣量600 mL。

如表1所示，在CPAP-HFOV模式下，在呼吸機(jī)端設(shè)置CPAP為15 cmH2O，震蕩幅度為△CPAP分別為5、10、15 cmH2O，震蕩頻率分別為5、10、15 Hz。在震蕩頻率為5 Hz時(shí)，模擬肺內(nèi)部所測試震蕩壓分別為（4.96±0.16）、（8.84±0.25）、（13.59±0.16）cmH2O，所對應(yīng)的震蕩損失分別小于4%、14%和10%。振蕩頻率為10 Hz時(shí)，模擬肺內(nèi)部所測試震蕩壓分別為（3.46±0.10）、（8.20±0.48）、（10.53±0.70）cmH2O，所對應(yīng)的震蕩損失分別小于33%、23%和34%。振蕩頻率為15 Hz時(shí)，模擬肺內(nèi)部所測試震蕩壓分別為（3.36±0.19）、（5.03±0.12）、（7.95±0.30）cmH2O，所對應(yīng)的震蕩損失分別小于37%、51%和49%。

表1 CPAP-HFOV下震蕩參數(shù)設(shè)置值與測試結(jié)果

在T-HFOV和S-HFOV模式下，設(shè)置呼吸機(jī)參數(shù)如表2所示。鑒于成人呼吸系統(tǒng)的固有頻率為4～8 Hz[19]，兩種通氣模式下的震蕩頻率均設(shè)為5 Hz；在T-HFOV模式下，吸氣壓IPAP為15 cmH2O，呼氣壓EPAP為8 cmH2O，吸氣相的震幅△IPAP為5 cmH2O，呼氣相的震幅△EPAP為3 cmH2O，每分鐘通氣次數(shù)15次；在S-HFOV模式下，吸氣壓IPAP、呼氣壓EPAP、吸氣相的震幅△IPAP、呼氣相的震幅均與T-HFOV模式下的相同。

表2 T-HFOV和S-HFOV下震蕩參數(shù)設(shè)置值與測試結(jié)果

在T-HFOV和S-HFOV模式下，所得模擬肺“呼吸道”內(nèi)的平均壓IPAP和EPAP分別為（15.27±0.38）cmH2O和（8.20±0.29）cmH2O。吸氣相模擬肺“呼吸道”內(nèi)的高頻震蕩幅度△IPAP為（4.50±0.38）cmH2O，震蕩損失小于18%。呼氣相模擬肺“呼吸道”內(nèi)的高頻震蕩幅度為（3.02±0.11）cmH2O，震蕩損失小于27%。

圖4a～c是在三種通氣模式下，震蕩頻率均為5 Hz時(shí)測試所得數(shù)據(jù)波形，包括呼吸道內(nèi)氣流、氣壓和自主呼吸用力曲線，截取時(shí)長10 s。

圖4 模擬肺顯示通氣波形

在CPAP-HFOV模式下，所得面罩端的平均壓CPAP為（15.1±0.31）cmH2O，對應(yīng)所設(shè)置的△CPAP，測得面罩端震蕩幅度分別為：在震蕩頻率為5 Hz時(shí)的（4.96±0.16）、（8.84±0.25）、（13.59±0.16）cmH2O，振蕩頻率為10 Hz時(shí)的（3.46±0.10）、（8.20±0.48）、（10.53±0.70）cmH2O，振蕩頻率為15 Hz時(shí)的（3.36±0.19）、（5.03±0.12）、（7.95±0.30）cmH2O，呼吸頻率為20次/min，與主動模擬肺的設(shè)置一致。在T-HFOV和S-HFOV模式下，所得面罩端的平均壓IPAP和EPAP分別為（15.27±0.38）cmH2O和（8.2±0.29）cmH2O，面罩端吸氣相的高頻震蕩幅度△IPAP為（4.5±0.38）cmH2O，呼氣相的高頻震蕩幅度為（3.02±0.11）cmH2O。T-HFOV模式下的通氣頻率為15次/min，由呼吸機(jī)確定。S-HFOV模式下的通氣頻率為20次/min，與主動模擬肺的設(shè)置一致。

4 討論

目前，市面上具有高頻震蕩通氣功能的呼吸機(jī)主要有美國的SensorMedics3100系列，但此類呼吸機(jī)所輸出的震蕩壓在通氣回路中的損失都比較大[20]。為此，近些年來研究者們致力于這方面的研究。如Luca等[21]利用SM3100A呼吸機(jī)，采用鼻塞對嬰幼兒肺模型和嬰幼兒進(jìn)行了無創(chuàng)HFOV。結(jié)果顯示，相對插管通氣，采用鼻塞通氣時(shí)，震蕩壓損失減少了約20%，但仍高達(dá)85%以上。2015年，研究者采用較常規(guī)壓力還高的平均壓力，運(yùn)用鼻塞無創(chuàng)HFOV對體重1.5 kg以下的新生兒進(jìn)行了臨床實(shí)驗(yàn)，初步驗(yàn)證了其對新生兒具有良好通氣效果[5]。2016年，Luca等[12]又針對嬰幼兒肺模型和嬰幼兒，采用面罩無創(chuàng)HFOV，實(shí)驗(yàn)得到震蕩壓損失為81%～86%的結(jié)果。

相比從通氣設(shè)備末端的面罩等裝置和通氣對象來解決或降低損失的思路，本文從呼吸機(jī)系統(tǒng)本身出發(fā)，通過設(shè)計(jì)呼吸機(jī)內(nèi)部氣路，提出和應(yīng)用不同于傳統(tǒng)的震蕩方式和控制方法，較大程度地提高了高頻震蕩壓的輸出效率。傳統(tǒng)的震蕩壓產(chǎn)生方式是利用大功率喇叭膜震動或風(fēng)箱活塞反復(fù)運(yùn)動來產(chǎn)生震蕩氣流，并將該震蕩氣流疊加到常規(guī)通氣氣流上。根據(jù)氣體伯努利方程，由喇叭膜震動或分箱活塞運(yùn)動產(chǎn)生的氣壓，當(dāng)送入到整個(gè)呼吸氣路中后，由于容積的擴(kuò)大，導(dǎo)致氣體壓力降低。而本文所提出的采用活塞對呼吸氣路中氣流分流來產(chǎn)生震蕩的方式，當(dāng)分流大小變化時(shí)，呼吸氣路中的氣壓也隨之做相反的變化。關(guān)于這一部分，也是我們進(jìn)一步的研究內(nèi)容，去探討兩者的震蕩氣壓損失機(jī)理上的不同。

5 結(jié)論

本研究提出控制閥門對氣流進(jìn)行分流輸出來產(chǎn)生震蕩的方法，包括硬件電路和氣路、控制軟件等在內(nèi)的高頻震蕩呼吸機(jī)控制系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)了無創(chuàng)呼吸機(jī)的正壓高頻震蕩通氣的CPAP-HFOV、T-HFOV和S-HFOV這三種基本通氣模式。并以主動模擬肺為通氣對象進(jìn)行無創(chuàng)正壓高頻震蕩通氣測驗(yàn)，呼吸機(jī)輸出到氣道的震蕩壓損失低于20%，且隨著震蕩頻率的升高，震蕩氣壓的損失也會增大，但在頻率達(dá)到15 Hz時(shí)，該損失仍低于50%。

本研究所設(shè)計(jì)系統(tǒng)提高了震蕩輸出能力，為進(jìn)一步的無創(chuàng)高頻震蕩通氣的研究與實(shí)驗(yàn)提供了條件。無創(chuàng)高頻震蕩通氣的研究與應(yīng)用將為廣大呼吸患者，特別是重癥患者，提供一種備選通氣治療方案。