左右肺间相互通气的高频通气机制研究

Abstract

传统观念认为充足潮气量是满足呼吸的必要条件，但低气潮气量的高频通气仍能满足呼吸病患者的通气需求。为探究其通气机制，本文提出了高频通气下左右肺间存在相互通气这一观点，并开发设计了基于新鲜绵羊肺的高频通气实验平台，以测验高频通气下左右肺间的通气气流。同时，还建立了基于呼吸道对气流的黏性阻力（R）、惯性阻力（I）和肺顺应性（C）的肺通气模型，并进行通气仿真分析，进一步从理论上探讨进入左右肺内的通气气流特征。本文实验与仿真结果均表明，在一定频率的高频震荡通气条件下，进入左右肺内的气流存在相位差，因而可以引起相互通气；即使进入肺部的总气流为 0，左右肺间仍存在彼此气流交换现象。本文研究证实了高频通气下左右肺间相互通气气流的存在，这一现象将有利于肺部通气更为均匀，并提高肺内氧气的利用率。

引言

高频通气（high frequency ventilation，HFV）是一种采用通气频率在 2 Hz 以上的通气方式，自 20 世纪 50 年代出现以来，因其通气机制虽有悖于传统的呼吸生理概念，但仍可维持有效的气体交换，而一直受到医务人员的广泛关注。以往临床试验表明高频通气最为显著的特点是其潮气量小于常规通气的潮气量，而所谓潮气量即呼吸一次进入呼吸道的气体总量。高频通气时的潮气量甚至可以小于呼吸道解剖死腔（即呼吸道内不具有血气交换能力的组织容量，约为潮气量的 30%～40%）的情况下，仍能满足呼吸病患者的通气需求。鉴于高频通气具有低潮气量这一特点，目前常被应用于治疗肺出血^[1]、呼吸衰竭^[2]、急性呼吸窘迫综合症^[3-4]等病症。高频通气的应用有效地降低了气道压损伤、肺容积损伤以及由呼吸机通气引起的相关肺炎等并发症的发生率^[5-6]，可避免传统正压通气对动脉血压的影响等^[7]。

传统观念认为，当潮气量小于解剖死腔时，新鲜气体不能到达肺泡参与血气交换，但却存在潮气量甚至低于呼吸道解剖死腔的高频通气仍能满足呼吸病患者的通气需求这一现象。为阐述这一现象的通气机制，自 20 世纪中期开始，不断有学者针对高频通气提出各种假设和猜想^[8-9]。早在 1956 年，Otis 等^[10]提出了高频通气下，临近肺泡间存在相互通气的设想——高频摆动通气（pendelluft）。1984 年，Isabey 等^[11]模拟“肺泡”结构，在高频震荡通气下，测试到两“肺泡”之间存在着变化的压力差，并推论了在压力差的作用下可引起肺泡间的气流摆动。1985 年，Lehr 等^[12]在采用狗肺进行高频通气实验时，发现不同区域的肺泡舒张和收缩存在明显的时间差，且整个舒张所产生的容量大于进入肺泡的通气量。2006 年，Lee 等^[13]在其所建实物模型中，观察了微小粒子随通气气流所做的运动，籍此方法来验证肺泡间的摆动通气。2014 年，Greenblatt 等^[14]通过模型对高频通气下的摆动通气进行了研究，分析了不同频率下摆动通气所引起的通气总量与进入肺泡的通气量的关系。以上诸多研究均间接表明，高频通气下，肺内存在摆动通气或肺内相互通气这种特殊的通气方式。

为了更为明确肺内存在相互通气，本文以左右肺为通气研究对象，建立基于新鲜动物肺的高频通气实验平台，实验分析高频通气下左右肺的通气气流相位特征，并建立由气道对气流的黏性阻力（resistance，R）（用符号 R 表示）、惯性阻力（inertance，I）（用符号 I 表示）和肺顺应性（compliance，C）（用符号 C 表示）组成的 RIC 双肺通气模型（简称：RIC 肺通气模型），并依据此 RIC 肺通气模型进一步进行仿真和分析验证。通过分析验证高频通气下的左右肺间所存在的通气气流相位差来阐述左右肺间相互通气这一高频通气机制，为高频通气的临床应用提供更为充分的理论支持。

1. 通气实验

为验证高频震荡通气条件下左右肺间是否存在相互通气气流，在此通过建立基于新鲜动物肺模型的实验平台进行高频通气实验。

1.1. 实验平台

如图 1 所示，本课题组自主设计的实验平台核心部件是肺组织的物理模型。本课题组在人头模具内置入一段弯曲的普通树脂呼吸管路来模拟人体上气道。该呼吸管路长约 30 cm，直径 22 mm，一端通过 Y 型转接头分别与两新鲜绵羊肺组织相连，其中 1 号肺源的绵羊体重约 30 kg，2 号肺源的绵羊体重约 25 kg。Y 型转接头每个端口串接一个由课题组自主设计的流量传感器来测量肺部的通气气流。该传感器核心部件为微差压传感器（5-INCH-D-4V，Senstrol，美国），并采用标准流量计（TSI-4040，TSI，美国）对自主设计的流量传感器进行标定，可保证其测量误差在 5% 范围内。高频震荡呼吸机（无创气道正压高频震荡呼吸机^[15]，苏州凯迪泰医学科技有限公司）输出气流对肺组织物理模型进行通气，同时传感器所感应的数据经数据采集卡（RBH8251-3，北京瑞博华公司）上传至计算机进行数据分析。

图 1.

The test platform of high frequency ventilation

高频通气实验平台

1.2. 实验与结果

实验时设置呼吸机输出持续正压（continual positive airway pressure，CPAP）为 20 cm H₂O（≈2 000 Pa），并在 CPAP 上叠加峰—峰值为 20 cm H₂O 的正弦震荡气压，震荡频率分别为 5、10、20 Hz。实验所得结果如图 2 所示，图中气流大于 0 时表示吸入气流，小于 0 时表示呼出气流。从图中可以得出，在震荡频率为 5 Hz 和 10 Hz 时，进出于两肺的通气气流存在不同步现象，且在 10 Hz 时更为明显。但在频率为 20 Hz 时，进出于两肺的通气气流不同步现象没有较 5 Hz 和 10 Hz 时那么明显，基本上趋于同步。在此针对两肺的通气气流不同步现象，以图 2 中频率在 10 Hz 时的气流波形图为例进一步分析。依呼吸状态变换，在该图中取定 t₁、t₂、t₃ 和 t₄ 时间点。在 t₁～t₂ 时段内，2 号肺内流量大于 0，此时说明 2 号肺处于吸气状态，而 1 号肺内流量小于 0，此时说明 1 号肺处于呼气状态。另外，以 t₁～t₂ 之间虚线为界，对于整肺（包括左右两肺）而言，在前半部分时间内整肺处于吸气状态，而后半部分时间内整肺处于呼气状态，且在 t₁～t₂ 之间虚线所对应的时刻，整肺通气气流为 0。同样，在 t₃～t₄ 时段内，与 t₁～t₂ 时段的通气气流相比较，2 号肺和 1 号肺以及整肺的呼吸状态正好发生了反转。

图 2.

The experimental flow waveforms of high frequency ventilation

高频通气实验气流波形

2. 建模与仿真

基于如图 1 所示的实验平台的高频通气实验结果表明，在一定频率的高频通气下，两肺间通气气流存在相位差，并由此可以引起左右肺间的相互通气。这种现象的出现是由于气流出入于两肺的路径和肺的大小、形状、肺泡壁厚度等参数的不同，从而引起呼吸道对气流的黏性阻力、惯性阻力和肺顺应性等呼吸力学参数上的差异。因此，为了进一步探讨高频通气下人体左、右两肺间相互通气的情况，本文建立了经典的 RIC 肺通气模型来加以探讨^[16]。

2.1. 仿真模型建立

如图 3 所示，基于人体呼吸道结构^[17-18]，建立电声学 RIC 肺通气模型。模型中，将气流流经主气管、左右支气管及各级子支气管时所受到的黏性阻力、惯性阻力分别用电路学中的电阻和电感元件符号来表示。模型中各气管均被用数字进行标号，其对应名称及尺寸见表 1 中“序号”、“气管名称”、“长度”和“直径”栏所示^[17-18]。在通气气压的作用下，总气流为 Q₀，左肺中的气流为 Q₁ 和右肺中的气流为 Q₂。

图 3.

The RIC lung respiratory model

RIC 肺通气模型

表 1. The size of tracheas and their calculated values in R, I.

各气管尺寸及其对气流的黏性阻力和惯性阻力

序号	气管名称	长度/cm	直径/cm	黏性阻力/(Pa·s·L−1)	惯性阻力/(Pa·s2·L−1)
1	主支气管	10.45	1.93	0.583	0.397
2	右主支气管	2.48	1.73	0.214	0.117
3	右上叶支气管	1.47	1.2	0.549	0.144
4	右尖段支气管	1.30	0.69	4.438	0.386
5	右后段支气管	0.92	0.84	1.430	0.184
6	右前段支气管	1.16	0.79	2.305	0.263
7	右中间支气管	1.93	1.37	0.424	0.145
8	右中叶支气管	1.75	0.96	1.595	0.269
9	右外侧段支气管	1.12	0.69	3.824	0.333
10	右内侧段支气管	1.13	0.70	3.642	0.326
11	右下叶支气管	0.76	1.26	0.233	0.068
12	右上段支气管	1.00	0.80	1.889	0.221
13	右基底干支气管	1.07	1.08	0.609	0.130
14	右内基段支气管	1.19	0.64	5.489	0.411
15	右前基段支气管	1.37	0.68	4.959	0.419
16	右外基段支气管	1.01	0.58	6.907	0.425
17	右后基段支气管	1.23	0.67	4.724	0.388
18	左主支气管	5.08	1.40	1.023	0.367
19	左上叶支气管	1.40	1.20	0.522	0.138
20	左上支气管	1.17	1.02	0.836	0.159
21	左尖后段支气管 1	0.89	0.76	2.064	0.218
22	左尖后段支气管 2	0.89	0.76	2.064	0.218
23	左前段支气管	0.96	0.71	2.924	0.269
24	左下支气管	1.35	0.80	2.551	0.298
25	左上舌段支气管	0.93	0.63	4.569	0.331
26	左下舌段支气管	1.48	0.63	7.271	0.527
27	左下叶支气管	1.10	1.17	0.454	0.114
28	左上段支气管	1.07	0.83	1.745	0.220
29	左基地干支气管	1.57	1.06	0.962	0.198
30	左前内基段支气管	1.19	0.73	3.243	0.316
31	左内基段支气管	1.45	0.52	15.347	0.759
32	左前基段支气管	1.28	0.69	4.370	0.380
33	左后外基段支气管	1.34	0.79	2.662	0.304
34	左外基段支气管	1.28	0.65	5.549	0.429
35	左后基段支气管	1.26	0.52	13.336	0.659

在仿真软件（MATLAB 7.0/Simulink，Math Works，美国）环境下，基于如图 3 所示的 RIC 肺通气模型，建立如图 4 所示的正压高频电路学通气模型，采用电路学上串并联方式将各气管对流经气流的黏性阻力和惯性阻力连成通气回路。通气输入气压如式（1）所示，在 CPAP（以符号 CPAP 表示）上叠加频率为 f 和幅度为 A 的正弦震荡气压 P_A。为便于观察，流经主气管的气流 Q₀、左支气管的气流 Q₁ 和右支气管的气流 Q₂ 波形显示在虚拟示波器上。

图 4.

The simulating model for high frequency ventilation

高频通气仿真模型

1

为进行数值仿真，采用理想管路对气流的黏性阻力和惯性力的计算方法，对图 4 所示仿真模型中各气管对气流的黏性阻力和惯性阻力进行赋值，具体计算公式如式（2）所示^[19]：

2

式中 R_[i] 和 I_[i] 分别为各级气管黏性阻力和惯性阻力，u 和 ρ 是空气黏性系数和密度，l_[i] 和 d_[i] 为各级气管长度和直径，计算结果如表 1“黏性阻力”和“惯性阻力”栏所示。对于表中未列出的肺段之后至最末级的各级细支气管，本文参考文献[20-21]所给的平均尺寸，通过串、并计算整合得出它们在左、右肺中对气流的总黏性阻力 R* ≈ 23 Pa·s·L⁻¹和总惯性阻力 I* ≈ 0.02 Pa·s²·L⁻¹。考虑正常成人肺顺应性约为 0.002 L·pa⁻¹以及左右两肺为并联关系^[22]，本文拟定左肺和右肺顺应性分别为 C₁ ≈ 0.001 L·pa⁻¹和 C₂ ≈ 0.001 L·pa⁻¹。给定如式（1）所示的通气，输入通气气压 P_A 中的 CPAP 和震荡幅度 A 均为 0.5 kPa。高频通气频率 f 分别取 5、10、20 Hz。

2.2. 仿真与结果

在对图 4 所建高频震荡通气仿真模型中各相关参数赋值后，运用仿真软件（MATLAB/Simulink，Math Works，美国）进行仿真，并仿真运行 1 min 后截取其仿真气流波形如图 5 所示，图中以气流吸入肺部方向为正向气流（ > 0）。从图中可以得出，在震荡频率为 5 Hz 时，左肺和右肺的气流 Q₁ 和 Q₂ 基本保持同步，即同时吸气和同时呼气。但在震荡频率为 10 Hz 和 20 Hz 时，左肺和右肺的气流 Q₁ 和 Q₂ 比较明显地表现出不同步现象。如图 5 中震荡频率为 10 Hz 时，在 t_a～t_b 时间段或 t_c～t_d 时间段，左肺处于吸气或呼气状态，而右肺却处于呼气或吸气状态。

图 5.

The simulated waveforms of high frequency ventilation

高频通气仿真气流波形

3. 分析与讨论

从基于新鲜绵羊肺的实验和基于 Matlab 的仿真的结果来看，两者均得出了比较相一致的结论：一定频率下的高频通气能致使两肺的通气气流不同步，即某一个肺处于吸入气流状态时，另一个肺处于呼出气流状态。而且，即便是在整个肺的吸入或呼出总气流为 0 的情况下，其中一个肺也会有呼出气流，而另一个肺有吸入气流。这种现象的存在，也说明了肺组织具有一定的频率特征。这是因为两个不同的肺，其对气流的黏性阻力、惯性阻力和肺顺应性存在差异，能引起两者通气气流具有不同的“相位—频率”特征。如式（3）所示为正弦震荡气流相位差 Δθ 与震荡频率 f 的关系表达式：

3

式中，R₁ 和 R₂、I₁ 和 I₂ 分别为经串、并计算整合后的左、右肺对气流的黏性阻力和惯性阻力。C₁ 和 C₂ 分别为左、右肺的顺应性。

根据临床经验，气道对气流的黏性阻力增大，通常是由气道塌陷或阻塞引起，也即气管直径变小。由式（2）可知，黏性阻力增大 n 倍时，惯性阻力相应增加 倍。以图 4 所示的仿真模型的赋值为参考对象，在气道对气流的黏性阻力 R 增至 2 倍、4 倍（如慢性阻塞性肺病患者气道阻力增大）的状态下，或者是肺顺应性 C 增至 2 倍、4 倍（如急性呼吸窘迫综合征患者顺应性增大）的状态下，或气道对气流的黏性阻力 R 和肺顺应性 C 皆增至 2 倍（如综合症患者）的状态下，左、右肺通气气流所呈现出来的气流相位差 Δθ 与高频通气频率 f 的关系如图 6 左图所示，即随着气道阻力 R 或肺顺应性 C 的增大，其出现最大相位差时所对应的震荡频率不断降低，且均在 15 Hz 以下。对于单肺疾病患者，由于两肺之间的呼吸力学参数差异更大，如左肺气道阻力 R₁ 增大至 2 倍、4 倍，或左肺顺应性 C₁ 增大至 2 倍、4 倍，或左肺气道阻力 R₁ 和顺应性 C₁ 增大至 2 倍后，得到不同频率下的两肺气流相位差 Δθ 与高频通气频率 f 的关系如图 6 右图所示，即左、右肺高频通气气流之间的最大相位差的出现呈现向低频段拓宽的趋势。

图 6.

The frequency-phase difference of airflow between left and right lungs

高频通气下左右肺气流相位差与频率关系图

再次从基于新鲜绵羊肺的实验和基于 MATLAB 的仿真结果来看，频率为 10 Hz 时的高频通气在左右肺（或两肺）所产生的通气气流相位差比较明显，可以确定在一定频率的高频通气下，左右肺之间存在相互通气现象。如图 2 所示，频率为 10 Hz 时，通气气流波形中 t₁～t₂ 和 t₃～t₄ 时段内，2 号肺和 1 号肺彼此之间将会至少有部分气体相互吸入和呼出。如图 5 所示，荡频率为 10 Hz 时，通气气流波形中 t_a～t_b 和 t_c～t_d 时段内，左右肺之间将会至少有部分气体相互吸入和呼出。这种相互通气的现象，可以提高肺内氧气（O₂）的利用率，或可以使不同阻抗的肺的通气更为均匀。但从另外一面来考虑，这种相互通气现象的存在，也可能致使肺内某部分肺呼出的二氧化碳（CO₂）被重复吸入另一部分肺，从而可能引起局部二氧化碳潴留^[23]。对于此类的问题尚有待于临床试验和测试高频通气下呼出体外的 O₂ 和 CO₂ 浓度等方式来加以验证分析。

到目前为止，限于实验条件，本文主要是采用两个不同新鲜绵羊肺来替代人体肺来进行实验，这与人体肺的相关参数存在较大误差，比如出现相位差的频率不一致等。另外，本文通过建立 RIC 肺通气模型和仿真实验，研究了左右肺间相互通气现象，还没有定量分析具体的病症等策略性问题，这也是今后临床试验的重点研究方向。

4. 结论

本文建立了基于新鲜绵羊肺的实物实验平台和基于 MATLAB 的人体 RIC 肺通气仿真模型，并分别进行了通气实验和仿真。然后，本文分析和验证了在一定频率的高频通气条件下，高频通气能引起进入左右肺的通气气流在相位上的差异。这种左右肺通气气流在相位上的差异，将引起左右肺之间相互通气的现象，即左（右）肺呼出的气流转而被右（左）肺吸入；且高频通气下，这种左右肺之间存在相互通气气流的现象与高频通气的频率相关，频率的变化会引起左右肺的通气气流的相位变化。左右肺的通气气流的相位变化达到最理想的情况是两气流的相位互为反向，此时，彼此间将可能产生极大相互通气气流。

Funding Statement

国家自然科学基金青年科学基金项目（81701547），湖南省科技计划经费资助项目（2018TP2033）；教育部产学合作协同育人项目（201801129092）