以低平均氣道壓和小潮氣量為主要特征的高頻震蕩通氣（HFOV），自出現以來備受醫務、科研人員的關注。本文就 HFOV 通氣技術方面的研究現狀與發展趨勢進行了分析和展望，重點介紹與分析了有關 HFOV 的通氣模型、通氣機制和通氣模式方面的研究現狀。并藉此提出，在未來一段時期內，對 HFOV 通氣技術的研究將主要集中在三個方面：建立多級、高階、非線性的黏性阻力、慣性阻力和順應性（RIC）通氣模型；更為充分地揭示 HFOV 之所以能夠有效通氣的機制；研究實現低風險的無創 HFOV。對 HFOV 通氣技術的研究與發展，將為呼吸系統疾病患者提供一種不同于常頻通氣的通氣方式。
引用本文： 袁越陽, 周理, 劉煒, 戴征, 陳宇清. 高頻震蕩通氣技術研究現狀分析與展望. 生物醫學工程學雜志, 2021, 38(1): 185-190, 195. doi: 10.7507/1001-5515.202003072 復制
引言
臨床試驗表明，以輸出平均氣道壓低和潮氣量小為主要特征的高頻振蕩通氣（high frequency oscillatory ventilation，HFOV），在其輸出潮氣量僅為正常需求潮氣量的 20%～40%，甚至低于人體呼吸生理死腔（≈2.2 mL·kg?1）的情況下，仍能滿足呼吸系統疾病患者的需求，達到有效通氣的目的[1-5]。另外，HFOV 還能降低患者氣道壓力傷、肺容量傷等通氣并發癥的發生率，有益于心排血量的增加，避免常頻正壓通氣對動脈血壓的影響等[6-10]。因此，HFOV 自出現以來，備受廣大醫務工作者、科研人員的關注。
目前，HFOV 通常作為常頻通氣失敗后的營救性通氣治療策略，在嬰幼兒通氣治療方面應用比較廣泛。對于重癥呼吸衰竭（respiratory failure）、重癥呼吸窘迫綜合征（acute respiratory distress syndrome，ARDS）等疾病的新生兒患者，早期應用 HFOV 更有利于提高通氣治療效果[11]。Petrillo 等[12]就意大利新生兒重癥監護室（neonatal intensive care unit，NICU）進行了統計，有 21.2% 的 NICU 已將 HFOV 作為首選通氣模式。針對 ARDS、胎糞吸入綜合征等新生兒患者，Courtney 等[13]建議有經驗的 NICU 應優先考慮 HFOV 通氣治療方式。楊旭等[14]、婁五斌等[15]對 ARDS 新生兒患者采用 HFOV 的療效及安全性進行了分析，結果表明 HFOV 能有效提高 ARDS 患兒的生存率。邵桂蓮等[16]、王兆康等[17]也對 HFOV 治療重癥胎糞吸入綜合征的應用效果進行了分析，得出 HFOV 對提高整體治療效果及改善預后具有重要意義的結論。
為此，本文就 HFOV 通氣技術的研究現狀加以分析和討論，對該技術的發展方向進行了展望，以期更深入地對 HFOV 展開研究，使 HFOV 能更為廣泛、安全、有效地服務于呼吸系統疾病患者。
1 研究現狀與分析
HFOV 是將一定頻率（通常為 2～15 Hz）的震蕩氣流疊加到常頻通氣氣流之上的一種通氣方式[18]。目前相關研究主要集中在通氣模型、通氣模式和通氣機制這三個方面。其中對通氣模型和通氣機制的研究是對通氣模式展開研究的基礎，而通氣模式的發展又進一步促進了對通氣機制的研究。
1.1 通氣模型的研究現狀
為分析呼吸道結構和呼吸活動，自 20 世紀 50 年代起，有學者基于解剖結構和二叉樹遞歸分形原理等，建立了如圖 1 所示的氣管樹結構和呼吸道結構模型[19-20]。在此類模型中，主要是針對人體各級氣管尺寸、形狀進行建模，然后進行一些與呼吸相關的仿真實驗與研究。
圖1
基于人體呼吸道解剖結構的呼吸模型
Figure1.
The model based on anatomical structure
為研究呼吸狀況，自 20 世紀末開始，如圖 2 所示，基于電聲學（electro-acoustic）原理的 RC 和 RIC 肺通氣模型得到了比較廣泛的研究和應用[21-22]。其基本原理是把呼吸道對氣流的黏性阻力（resistance，R）、慣性阻力（inertance，I）、彈性阻力（elastic，E）或順應性（compliance，C）類比為電路學上的電阻、電感、電容，將流體力學問題轉化為電路學問題來加以描述。
圖2
RC 和 RIC 呼吸模型
Figure2.
Respiratory model of RC or RIC
然而，呼吸道對氣流的阻力與所通過的氣流大小并非呈線性關系。為了讓仿真通氣得到更逼近人體實際的呼吸氣流，Avanzolini 等[23]提出了類似如圖 3a 所示的阻力非線性變化的非線性 RC 肺通氣模型。模型中 R1 表示上氣道黏性氣阻，R2 表示中間氣道黏性氣阻，R3 表示下氣道黏性氣阻，C1 表示胸壁順應性，C2 表示中間氣道順應性，C3 表示肺順應性。考慮到通氣插管對氣流的慣性阻力，Polak 等[24]又創建了形如圖 3b 所示的非線性 RIC 通氣模型。模型中 R1、I1、C1 分別表示導管對氣流的慣性阻力、黏性阻力和導管順應性，R2 表示呼吸道對氣流的黏性阻力，C2 表示肺順應性。2015 年，蔡永銘等[25]根據二叉樹遞歸分形原理，把呼吸道末端劃分為形如圖 3c 所示的四腔室肺模型。模型中每個腔室分別對應一組串并、聯接的非線性黏性氣阻和順應性。2019 年，劉天亞等[26]創建了形如圖 3d 的非線性、分級的肺通氣模型。模型中 R1、R2、R3 和 R4 分別表示上氣道、陷閉氣道、小氣道和肺壁對氣流的非線性阻力，C1、C2 和 C3 和 C4 分別表示陷閉氣道、小氣道、肺、胸廓的順應性。此類模型的提出和建立，模擬了呼吸道各項阻力與氣流流量和通氣容量變化之間的關系，描述了呼吸阻力變化的生理機制，為包括 HFOV 在內的機械通氣提供了較好的理論研究的基礎。
圖3
非線性呼吸模型
a. Avanzolini 等提出的 RC 肺通氣模型；b. Polak 建立的 RIC 肺通氣模型；c. 蔡永銘等建立的四腔式肺模型；d. 劉天亞等建立的肺通氣模型
Figure3. Nonlinear respiratory modelsa. the model proposed by Avanzolini,
綜合來看，既往模型主要是針對人體呼吸系統進行建模分析，忽略了呼吸機、呼吸管路、面罩等在通氣回路中的裝置對通氣的影響。而在通氣過程中，影響通氣的因素除了患者自身呼吸狀況之外，呼吸機、呼吸管路等對通氣的影響也不容忽視。特別是在無創通氣下，有必要考慮漏氣流、呼吸管路的順應性、面罩的順應性等對高頻震蕩的影響。因此，建立包括呼吸機、呼吸管路、呼吸面罩或插管以及患者呼吸道在內的多級、高階、非線性的通氣模型是目前重要的發展方向。
1.2 HFOV 通氣機制的研究現狀
臨床表明，盡管 HFOV 輸送的潮氣量小于患者呼吸生理死腔，但仍能達到對患者有效通氣的目的。對此，自 20 世紀中期開始，便有學者先后提出了如圖 4 所示的各種有關 HFOV 通氣機制設想，其中主要包括有[27-28]：直接肺泡通氣（direct alveolar ventilation）、對流擴散（convective dispersion）、湍流擴散（turbulent dispersion）、擺動通氣（pendelluft）等。
圖4
通氣機制示意圖
Figure4.
Diagram of ventilation mechanisms
如圖 4 所示，由于人體肺部上段的肺泡離上氣道近，在高頻通氣狀況下，進入呼吸道的處于氣柱前沿的新鮮氣體有可能直接進入這部分肺泡，從而對這部分肺泡進行直接通氣。除直接通氣外，Haselon 等通過模型實驗觀察到氣流拋物線形的速度剖面在振蕩下呈現非對稱速度現象，提出了所示的對流擴散的通氣機制。此種情況下，吸氣氣流流速剖面與呼吸氣流流速剖面不對稱，可引起進入呼吸道的新鮮氣體和排出呼吸道的廢氣產生縱向位移，從而形成對流型氣體交換。而隨后 Taylor 等又根據氣流軸向速度剖面與徑向濃度梯度相互作用的現象提出了湍流擴散。當新鮮空氣向肺泡方向和呼吸道內生理廢氣向體外方向運動時，在流場中造成氧氣（O2）和二氧化碳（CO2）等氣體分布不均，形成濃度梯度，并在震蕩產生的湍流的作用下不斷地相互混合和交換。Otis 等則根據單位肺的通氣路徑不同，推測處于并聯關系的相鄰單位肺之間存在擺動通氣，認為相鄰單位肺的時間常數（也即特征頻率）存在差異，氣體進入或排出的時間不一致，在呼氣末“慢”肺泡中的氣體可能流向與之相鄰的“快”肺泡，而在吸氣末則“快”肺泡中的氣體可能流向與之相鄰的“慢”肺泡。后來，Lee 等[29]建立模擬相鄰肺泡的實物模型進行高頻震蕩通氣實驗，觀察到了微小粒子隨震蕩氣流在相鄰肺泡間的運動，藉此推測肺泡間存在擺動通氣。2014 年，Greenblatt 等[30]通過模型對 HFV 下的擺動通氣進行了研究，分析了不同頻率下擺動通氣所引起的通氣總量與進入肺泡的通氣量的關系，并發現進入肺泡的總通氣量大于流經主呼吸道的通氣總量，從而間接表明相鄰肺泡間存在擺動通氣的可能。
為了進一步探明 HFOV 通氣機制，2014 年，Yuan 等[31]采用兩個大小不同的新鮮動物肺替代人體左右肺，進行了 15 Hz 頻率內的 HFOV 實驗。在實驗中發現 HFOV 下左右肺間的氣流分布不同于常規通氣，進入左右兩肺的震蕩氣流并非按一定比例分配，且隨著頻率的變化，這種分配也會得到相應的改變。2019 年，袁越陽等[32]在基于動物肺實驗平臺的 HFOV 實驗中，發現左右肺的氣流之間存在明顯的相位差，即使在主氣道中的總氣流為 0 的情況下，左右支氣管中仍存在彼此方向相反的氣流，從而提出了 HFOV 下左右肺間相互通氣的通氣機制。同年，Leontini 等[33]通過計算機斷層成像（computed tomography，CT）監測了新生兒氣道內氣流，發現在 HFOV 通氣下，氣道分叉處存在不同于常規的湍流，并且提出上氣道大約存在 5% 的湍流。
從既往的猜想和觀察來分析，對高頻通氣機制的研究是一個不斷完善的過程，更多的通氣機制還有待于挖掘。基于前人的假設和實驗，如 HFOV 是否對呼吸道內痰液和黏液具有清理作用，可以進一步去探討肺葉、肺段間是否存在相互通氣，以及湍流在各級氣管中的存在比例等。因而，綜合運用流體力學、電聲學、生物醫學等學科知識，從虛擬假設、仿真分析、實物建模、臨床實驗等角度來展開，將是研究 HFOV 通氣機制的重要方式和手段。
1.3 HFOV 通氣模式的研究現狀
自現代機械通氣技術產生以來，先后出現了負壓和正壓、有創和無創等常頻通氣[34-38]，以及不同于常頻通氣的 HFOV。常頻通氣主要是以提供充足的潮氣量（健康成人潮氣量 6～8 mL·kg?1）為目的。但對于一些重癥患者，在常頻通氣下，即便采用高氣道壓、大氣流的方式仍然難以滿足其通氣需求，且易導致患者氣道壓力傷、肺容量傷等通氣并發癥，因而有研究者提出了小潮氣量的 HFOV[3, 39-40]。
現有 HFOV 輸出的震蕩氣壓在傳輸過程中的損失高達 90%[41-43]，常需采用經口、鼻或喉管切口插管來建立人工氣道的通氣方式，且主要應用于肺活量小的嬰幼兒患者[44-46]。為了避免因插管而引起的通氣并發癥，降低通氣風險，近些年來，陸續有關于不需插管的無創高頻震蕩通氣（noninvasive HFOV，nHFOV）的報道。
為了降低 HFOV 在傳輸過程中的損失，De Luca 等[47]運用 SM3100A 呼吸機，對嬰幼兒肺機械模型（編號 8409742，Draeger Medical，Lubeck，德國，肺順應性約為 0.5 mL·cm H2O?1），采用經鼻塞的通氣方式進行了震蕩頻率為 10 Hz 的 nHFOV。結果顯示采用鼻塞的通氣方式，HFOV 震蕩壓損失略有降低，但仍處于 80%～90% 之間。2015 年，Fischer 等[48]為彌補壓力損失，采用較常規壓力還高的平均壓力，運用經鼻塞的方式，對體重 1.5 kg 以下的新生兒給予了 nHFOV，初步驗證了 nHFOV 對新生兒的良好通氣效果。2016 年，De Luca 等[41]又針對體重 12 kg 左右嬰幼兒采用經鼻面罩的通氣方式進行 nHFOV（7 Hz），震蕩壓損失為 81%～86%。2019 年，Centorrino 等[43]采用經鼻罩的通氣方式對新生兒機械模型（順應性約 0.4 mL·cm H2O?1）進行 8～12 Hz 的 HFOV 應用研究，研究結果表明震蕩壓平均損失約 83%。2016 年，Yuan 等[42]研究了一種特制閥門并用來控制震蕩氣流，基于新鮮動物肺模型的實驗平臺模擬成人的呼吸狀況，采用經鼻面罩的通氣方式，進行了 nHFOV 實驗，實驗結果表明頻率為 15 Hz 時的震蕩壓損失為 50% 左右。
就目前狀況而言，De Luca 等[41, 47]、Fischer 等[48]和 Centorrino 等[43]對 HFOV 的研究主要集中在采用不需插管的無創通氣方式的嘗試，也即主要從臨床應用的角度，針對不同體重（也即不同氣道）的通氣研究對象，來研究如何降低高頻震蕩損失。而 Yuan 等[42]分析指出引起 HFOV 震蕩壓損失的因素不僅僅是通氣方式和通氣對象（患者），還應考慮震蕩氣流的產生方式等，并展開了有關 nHFOV 的實驗研究。因此，為了解決震蕩壓傳輸過程中損失過大的問題，增強 HFOV 通氣能力，運用空氣力學、計算機控制、生物醫學等學科知識，研究高頻震蕩氣流產生、傳輸的方式方法等，將是提高通氣效果、實現 nHFOV 的關鍵。
2 總結與展望
綜述以往 HFOV 的發展歷程，HFOV 通氣技術的發展可以通過圖 5 來加以總結：基于通氣模型和通氣模式的發展，解決氣流傳輸過程中震蕩壓損失過大等問題，提高震蕩輸出能力，為通氣機制的研究提供必要的條件，以實現風險最低化和創傷最小化的 HFOV，并為臨床應用提供充分的理論基礎。針對 HFOV 通氣技術研究現狀，在通氣模型、通氣機制和通氣模式方面的研究主要在于：建立更為符合人體呼吸系統特征的通氣模型；進一步揭示 HFOV 通氣機制；提高 HFOV 震蕩壓傳輸效率，實現不需插管的 nHFOV。
圖5
HFOV 發展示意圖
Figure5.
Diagram of development in HFOV
建立更為符合人體呼吸系統特征的通氣模型，是進一步理論研究 HFOV 的重要基礎和手段。人體呼吸系統的生理結構和通氣氣流在呼吸道內的運動受力情況比較復雜。為此，基于二叉樹遞歸分形原理的氣管樹模型，結合呼吸道對氣流的黏性阻力、慣性阻力和彈性阻力，依據氣管樹從主氣管向肺泡逐步分化的特點，可建立多達 24 級的多級呼吸道系統結構模型。氣流在呼吸道流動的過程受氣道形狀、大小和氣流速度等影響，往往處于層流和紊流相互混合的狀態，使得呼吸道對氣流的阻力存在非線性變化的特性。據此，綜合運用空氣動力學、生物醫學、電聲學等學科知識，可建立多級二階非線性 RIC 呼吸道系統模型。采用呼吸機進行通氣時，呼吸機、呼吸管路等與患者呼吸道組成了一個不可分割的系統。從以往 De Luca 等[41, 47]和 Yuan 等[42]的實驗結果可以看出，通氣模型的建立不應只考慮人體呼吸道結構、氣流狀態等，還應該考慮呼吸機、呼吸管路等對氣流的影響。因此，建立包括通氣設備和人體呼吸系統在內的系統通氣模型，有利于系統性地研究 HFOV 通氣氣流、氣壓的特性等。
充分地闡述和揭示 HFOV 的通氣機制，是減少 HFOV 臨床風險和開拓 HFOV 應用領域的前提。通常提供充足的新鮮空氣和及時將二氧化碳排出呼吸道是實現有效通氣的前提，但 HFOV 所提供的潮氣量只有正常潮氣量的 20%～40% 卻仍能滿足呼吸系統疾病患者的通氣要求。受前人啟發，基于難以對呼吸道（特別是活體）進行直接實驗和觀察等原因，合理假設、理論分析、仿真實驗論證，是進一步挖掘 HFOV 通氣機制的重要手段。如袁越陽等[32]基于動物肺的 HFOV 實驗提出了左右肺間的相互通氣。而基于左右肺間相互通氣的實驗基礎，可以進一步實驗驗證 HFOV 震蕩能否引起肺葉、肺段等肺組織間相互通氣。另外，在 HFOV 通氣下，探討氣流在呼吸道內高頻次的變化是否對呼吸道內痰液和黏液具有清理作用等機制也將有助于 HFOV 應用領域的拓展。
解決高頻震蕩氣壓在通氣回路中的沿程損失，提高 HFOV 震蕩壓在傳輸過程中的輸出效率，是實現無創 HFOV 的必要條件。現有高頻震蕩呼吸機采用活塞快速反復運動或大功率揚聲器膜震動的方式來產生震蕩氣流，其高頻震蕩氣壓在傳輸過程中的損失高達 90% 以上。為了解決震蕩損失大的問題，以往 De Luca 等[41]和 Centorrino 等[43]致力于從傳輸裝置和通氣對象上加以研究，Yuan 等[42]則從 HFOV 氣流源著手展開研究，并取得了一定的效果。通過以往研究者們的實驗結果，研究產生震蕩氣流的新方法，提高震蕩輸出能力和效率，解決 HFOV 震蕩壓在傳輸過程中損失過大的問題，是開展無創 HFOV 研究的關鍵所在。
總而言之，HFOV 通氣技術是機械通氣技術重要的發展方向之一，未來的發展仍將以通氣模型和通氣模式為基礎，充分揭示其低潮氣量之所以能有效通氣的機制等問題，解決傳輸過程中 HFOV 震蕩壓損失過大的問題，實現創傷最小化、風險最小化的無創通氣模式。HFOV 技術的發展，對重癥呼吸系統疾病患者而言，將在呼吸支持方面具有良好的應用前景。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
臨床試驗表明，以輸出平均氣道壓低和潮氣量小為主要特征的高頻振蕩通氣（high frequency oscillatory ventilation，HFOV），在其輸出潮氣量僅為正常需求潮氣量的 20%～40%，甚至低于人體呼吸生理死腔（≈2.2 mL·kg?1）的情況下，仍能滿足呼吸系統疾病患者的需求，達到有效通氣的目的[1-5]。另外，HFOV 還能降低患者氣道壓力傷、肺容量傷等通氣并發癥的發生率，有益于心排血量的增加，避免常頻正壓通氣對動脈血壓的影響等[6-10]。因此，HFOV 自出現以來，備受廣大醫務工作者、科研人員的關注。
目前，HFOV 通常作為常頻通氣失敗后的營救性通氣治療策略，在嬰幼兒通氣治療方面應用比較廣泛。對于重癥呼吸衰竭（respiratory failure）、重癥呼吸窘迫綜合征（acute respiratory distress syndrome，ARDS）等疾病的新生兒患者，早期應用 HFOV 更有利于提高通氣治療效果[11]。Petrillo 等[12]就意大利新生兒重癥監護室（neonatal intensive care unit，NICU）進行了統計，有 21.2% 的 NICU 已將 HFOV 作為首選通氣模式。針對 ARDS、胎糞吸入綜合征等新生兒患者，Courtney 等[13]建議有經驗的 NICU 應優先考慮 HFOV 通氣治療方式。楊旭等[14]、婁五斌等[15]對 ARDS 新生兒患者采用 HFOV 的療效及安全性進行了分析，結果表明 HFOV 能有效提高 ARDS 患兒的生存率。邵桂蓮等[16]、王兆康等[17]也對 HFOV 治療重癥胎糞吸入綜合征的應用效果進行了分析，得出 HFOV 對提高整體治療效果及改善預后具有重要意義的結論。
為此，本文就 HFOV 通氣技術的研究現狀加以分析和討論，對該技術的發展方向進行了展望，以期更深入地對 HFOV 展開研究，使 HFOV 能更為廣泛、安全、有效地服務于呼吸系統疾病患者。
1 研究現狀與分析
HFOV 是將一定頻率（通常為 2～15 Hz）的震蕩氣流疊加到常頻通氣氣流之上的一種通氣方式[18]。目前相關研究主要集中在通氣模型、通氣模式和通氣機制這三個方面。其中對通氣模型和通氣機制的研究是對通氣模式展開研究的基礎，而通氣模式的發展又進一步促進了對通氣機制的研究。
1.1 通氣模型的研究現狀
為分析呼吸道結構和呼吸活動，自 20 世紀 50 年代起，有學者基于解剖結構和二叉樹遞歸分形原理等，建立了如圖 1 所示的氣管樹結構和呼吸道結構模型[19-20]。在此類模型中，主要是針對人體各級氣管尺寸、形狀進行建模，然后進行一些與呼吸相關的仿真實驗與研究。
圖1
基于人體呼吸道解剖結構的呼吸模型
Figure1.
The model based on anatomical structure
為研究呼吸狀況，自 20 世紀末開始，如圖 2 所示，基于電聲學（electro-acoustic）原理的 RC 和 RIC 肺通氣模型得到了比較廣泛的研究和應用[21-22]。其基本原理是把呼吸道對氣流的黏性阻力（resistance，R）、慣性阻力（inertance，I）、彈性阻力（elastic，E）或順應性（compliance，C）類比為電路學上的電阻、電感、電容，將流體力學問題轉化為電路學問題來加以描述。
圖2
RC 和 RIC 呼吸模型
Figure2.
Respiratory model of RC or RIC
然而，呼吸道對氣流的阻力與所通過的氣流大小并非呈線性關系。為了讓仿真通氣得到更逼近人體實際的呼吸氣流，Avanzolini 等[23]提出了類似如圖 3a 所示的阻力非線性變化的非線性 RC 肺通氣模型。模型中 R1 表示上氣道黏性氣阻，R2 表示中間氣道黏性氣阻，R3 表示下氣道黏性氣阻，C1 表示胸壁順應性，C2 表示中間氣道順應性，C3 表示肺順應性。考慮到通氣插管對氣流的慣性阻力，Polak 等[24]又創建了形如圖 3b 所示的非線性 RIC 通氣模型。模型中 R1、I1、C1 分別表示導管對氣流的慣性阻力、黏性阻力和導管順應性，R2 表示呼吸道對氣流的黏性阻力，C2 表示肺順應性。2015 年，蔡永銘等[25]根據二叉樹遞歸分形原理，把呼吸道末端劃分為形如圖 3c 所示的四腔室肺模型。模型中每個腔室分別對應一組串并、聯接的非線性黏性氣阻和順應性。2019 年，劉天亞等[26]創建了形如圖 3d 的非線性、分級的肺通氣模型。模型中 R1、R2、R3 和 R4 分別表示上氣道、陷閉氣道、小氣道和肺壁對氣流的非線性阻力，C1、C2 和 C3 和 C4 分別表示陷閉氣道、小氣道、肺、胸廓的順應性。此類模型的提出和建立，模擬了呼吸道各項阻力與氣流流量和通氣容量變化之間的關系，描述了呼吸阻力變化的生理機制，為包括 HFOV 在內的機械通氣提供了較好的理論研究的基礎。
圖3
非線性呼吸模型
a. Avanzolini 等提出的 RC 肺通氣模型；b. Polak 建立的 RIC 肺通氣模型；c. 蔡永銘等建立的四腔式肺模型；d. 劉天亞等建立的肺通氣模型
Figure3. Nonlinear respiratory modelsa. the model proposed by Avanzolini,
綜合來看，既往模型主要是針對人體呼吸系統進行建模分析，忽略了呼吸機、呼吸管路、面罩等在通氣回路中的裝置對通氣的影響。而在通氣過程中，影響通氣的因素除了患者自身呼吸狀況之外，呼吸機、呼吸管路等對通氣的影響也不容忽視。特別是在無創通氣下，有必要考慮漏氣流、呼吸管路的順應性、面罩的順應性等對高頻震蕩的影響。因此，建立包括呼吸機、呼吸管路、呼吸面罩或插管以及患者呼吸道在內的多級、高階、非線性的通氣模型是目前重要的發展方向。
1.2 HFOV 通氣機制的研究現狀
臨床表明，盡管 HFOV 輸送的潮氣量小于患者呼吸生理死腔，但仍能達到對患者有效通氣的目的。對此，自 20 世紀中期開始，便有學者先后提出了如圖 4 所示的各種有關 HFOV 通氣機制設想，其中主要包括有[27-28]：直接肺泡通氣（direct alveolar ventilation）、對流擴散（convective dispersion）、湍流擴散（turbulent dispersion）、擺動通氣（pendelluft）等。
圖4
通氣機制示意圖
Figure4.
Diagram of ventilation mechanisms
如圖 4 所示，由于人體肺部上段的肺泡離上氣道近，在高頻通氣狀況下，進入呼吸道的處于氣柱前沿的新鮮氣體有可能直接進入這部分肺泡，從而對這部分肺泡進行直接通氣。除直接通氣外，Haselon 等通過模型實驗觀察到氣流拋物線形的速度剖面在振蕩下呈現非對稱速度現象，提出了所示的對流擴散的通氣機制。此種情況下，吸氣氣流流速剖面與呼吸氣流流速剖面不對稱，可引起進入呼吸道的新鮮氣體和排出呼吸道的廢氣產生縱向位移，從而形成對流型氣體交換。而隨后 Taylor 等又根據氣流軸向速度剖面與徑向濃度梯度相互作用的現象提出了湍流擴散。當新鮮空氣向肺泡方向和呼吸道內生理廢氣向體外方向運動時，在流場中造成氧氣（O2）和二氧化碳（CO2）等氣體分布不均，形成濃度梯度，并在震蕩產生的湍流的作用下不斷地相互混合和交換。Otis 等則根據單位肺的通氣路徑不同，推測處于并聯關系的相鄰單位肺之間存在擺動通氣，認為相鄰單位肺的時間常數（也即特征頻率）存在差異，氣體進入或排出的時間不一致，在呼氣末“慢”肺泡中的氣體可能流向與之相鄰的“快”肺泡，而在吸氣末則“快”肺泡中的氣體可能流向與之相鄰的“慢”肺泡。后來，Lee 等[29]建立模擬相鄰肺泡的實物模型進行高頻震蕩通氣實驗，觀察到了微小粒子隨震蕩氣流在相鄰肺泡間的運動，藉此推測肺泡間存在擺動通氣。2014 年，Greenblatt 等[30]通過模型對 HFV 下的擺動通氣進行了研究，分析了不同頻率下擺動通氣所引起的通氣總量與進入肺泡的通氣量的關系，并發現進入肺泡的總通氣量大于流經主呼吸道的通氣總量，從而間接表明相鄰肺泡間存在擺動通氣的可能。
為了進一步探明 HFOV 通氣機制，2014 年，Yuan 等[31]采用兩個大小不同的新鮮動物肺替代人體左右肺，進行了 15 Hz 頻率內的 HFOV 實驗。在實驗中發現 HFOV 下左右肺間的氣流分布不同于常規通氣，進入左右兩肺的震蕩氣流并非按一定比例分配，且隨著頻率的變化，這種分配也會得到相應的改變。2019 年，袁越陽等[32]在基于動物肺實驗平臺的 HFOV 實驗中，發現左右肺的氣流之間存在明顯的相位差，即使在主氣道中的總氣流為 0 的情況下，左右支氣管中仍存在彼此方向相反的氣流，從而提出了 HFOV 下左右肺間相互通氣的通氣機制。同年，Leontini 等[33]通過計算機斷層成像（computed tomography，CT）監測了新生兒氣道內氣流，發現在 HFOV 通氣下，氣道分叉處存在不同于常規的湍流，并且提出上氣道大約存在 5% 的湍流。
從既往的猜想和觀察來分析，對高頻通氣機制的研究是一個不斷完善的過程，更多的通氣機制還有待于挖掘。基于前人的假設和實驗，如 HFOV 是否對呼吸道內痰液和黏液具有清理作用，可以進一步去探討肺葉、肺段間是否存在相互通氣，以及湍流在各級氣管中的存在比例等。因而，綜合運用流體力學、電聲學、生物醫學等學科知識，從虛擬假設、仿真分析、實物建模、臨床實驗等角度來展開，將是研究 HFOV 通氣機制的重要方式和手段。
1.3 HFOV 通氣模式的研究現狀
自現代機械通氣技術產生以來，先后出現了負壓和正壓、有創和無創等常頻通氣[34-38]，以及不同于常頻通氣的 HFOV。常頻通氣主要是以提供充足的潮氣量（健康成人潮氣量 6～8 mL·kg?1）為目的。但對于一些重癥患者，在常頻通氣下，即便采用高氣道壓、大氣流的方式仍然難以滿足其通氣需求，且易導致患者氣道壓力傷、肺容量傷等通氣并發癥，因而有研究者提出了小潮氣量的 HFOV[3, 39-40]。
現有 HFOV 輸出的震蕩氣壓在傳輸過程中的損失高達 90%[41-43]，常需采用經口、鼻或喉管切口插管來建立人工氣道的通氣方式，且主要應用于肺活量小的嬰幼兒患者[44-46]。為了避免因插管而引起的通氣并發癥，降低通氣風險，近些年來，陸續有關于不需插管的無創高頻震蕩通氣（noninvasive HFOV，nHFOV）的報道。
為了降低 HFOV 在傳輸過程中的損失，De Luca 等[47]運用 SM3100A 呼吸機，對嬰幼兒肺機械模型（編號 8409742，Draeger Medical，Lubeck，德國，肺順應性約為 0.5 mL·cm H2O?1），采用經鼻塞的通氣方式進行了震蕩頻率為 10 Hz 的 nHFOV。結果顯示采用鼻塞的通氣方式，HFOV 震蕩壓損失略有降低，但仍處于 80%～90% 之間。2015 年，Fischer 等[48]為彌補壓力損失，采用較常規壓力還高的平均壓力，運用經鼻塞的方式，對體重 1.5 kg 以下的新生兒給予了 nHFOV，初步驗證了 nHFOV 對新生兒的良好通氣效果。2016 年，De Luca 等[41]又針對體重 12 kg 左右嬰幼兒采用經鼻面罩的通氣方式進行 nHFOV（7 Hz），震蕩壓損失為 81%～86%。2019 年，Centorrino 等[43]采用經鼻罩的通氣方式對新生兒機械模型（順應性約 0.4 mL·cm H2O?1）進行 8～12 Hz 的 HFOV 應用研究，研究結果表明震蕩壓平均損失約 83%。2016 年，Yuan 等[42]研究了一種特制閥門并用來控制震蕩氣流，基于新鮮動物肺模型的實驗平臺模擬成人的呼吸狀況，采用經鼻面罩的通氣方式，進行了 nHFOV 實驗，實驗結果表明頻率為 15 Hz 時的震蕩壓損失為 50% 左右。
就目前狀況而言，De Luca 等[41, 47]、Fischer 等[48]和 Centorrino 等[43]對 HFOV 的研究主要集中在采用不需插管的無創通氣方式的嘗試，也即主要從臨床應用的角度，針對不同體重（也即不同氣道）的通氣研究對象，來研究如何降低高頻震蕩損失。而 Yuan 等[42]分析指出引起 HFOV 震蕩壓損失的因素不僅僅是通氣方式和通氣對象（患者），還應考慮震蕩氣流的產生方式等，并展開了有關 nHFOV 的實驗研究。因此，為了解決震蕩壓傳輸過程中損失過大的問題，增強 HFOV 通氣能力，運用空氣力學、計算機控制、生物醫學等學科知識，研究高頻震蕩氣流產生、傳輸的方式方法等，將是提高通氣效果、實現 nHFOV 的關鍵。
2 總結與展望
綜述以往 HFOV 的發展歷程，HFOV 通氣技術的發展可以通過圖 5 來加以總結：基于通氣模型和通氣模式的發展，解決氣流傳輸過程中震蕩壓損失過大等問題，提高震蕩輸出能力，為通氣機制的研究提供必要的條件，以實現風險最低化和創傷最小化的 HFOV，并為臨床應用提供充分的理論基礎。針對 HFOV 通氣技術研究現狀，在通氣模型、通氣機制和通氣模式方面的研究主要在于：建立更為符合人體呼吸系統特征的通氣模型；進一步揭示 HFOV 通氣機制；提高 HFOV 震蕩壓傳輸效率，實現不需插管的 nHFOV。
圖5
HFOV 發展示意圖
Figure5.
Diagram of development in HFOV
建立更為符合人體呼吸系統特征的通氣模型，是進一步理論研究 HFOV 的重要基礎和手段。人體呼吸系統的生理結構和通氣氣流在呼吸道內的運動受力情況比較復雜。為此，基于二叉樹遞歸分形原理的氣管樹模型，結合呼吸道對氣流的黏性阻力、慣性阻力和彈性阻力，依據氣管樹從主氣管向肺泡逐步分化的特點，可建立多達 24 級的多級呼吸道系統結構模型。氣流在呼吸道流動的過程受氣道形狀、大小和氣流速度等影響，往往處于層流和紊流相互混合的狀態，使得呼吸道對氣流的阻力存在非線性變化的特性。據此，綜合運用空氣動力學、生物醫學、電聲學等學科知識，可建立多級二階非線性 RIC 呼吸道系統模型。采用呼吸機進行通氣時，呼吸機、呼吸管路等與患者呼吸道組成了一個不可分割的系統。從以往 De Luca 等[41, 47]和 Yuan 等[42]的實驗結果可以看出，通氣模型的建立不應只考慮人體呼吸道結構、氣流狀態等，還應該考慮呼吸機、呼吸管路等對氣流的影響。因此，建立包括通氣設備和人體呼吸系統在內的系統通氣模型，有利于系統性地研究 HFOV 通氣氣流、氣壓的特性等。
充分地闡述和揭示 HFOV 的通氣機制，是減少 HFOV 臨床風險和開拓 HFOV 應用領域的前提。通常提供充足的新鮮空氣和及時將二氧化碳排出呼吸道是實現有效通氣的前提，但 HFOV 所提供的潮氣量只有正常潮氣量的 20%～40% 卻仍能滿足呼吸系統疾病患者的通氣要求。受前人啟發，基于難以對呼吸道（特別是活體）進行直接實驗和觀察等原因，合理假設、理論分析、仿真實驗論證，是進一步挖掘 HFOV 通氣機制的重要手段。如袁越陽等[32]基于動物肺的 HFOV 實驗提出了左右肺間的相互通氣。而基于左右肺間相互通氣的實驗基礎，可以進一步實驗驗證 HFOV 震蕩能否引起肺葉、肺段等肺組織間相互通氣。另外，在 HFOV 通氣下，探討氣流在呼吸道內高頻次的變化是否對呼吸道內痰液和黏液具有清理作用等機制也將有助于 HFOV 應用領域的拓展。
解決高頻震蕩氣壓在通氣回路中的沿程損失，提高 HFOV 震蕩壓在傳輸過程中的輸出效率，是實現無創 HFOV 的必要條件。現有高頻震蕩呼吸機采用活塞快速反復運動或大功率揚聲器膜震動的方式來產生震蕩氣流，其高頻震蕩氣壓在傳輸過程中的損失高達 90% 以上。為了解決震蕩損失大的問題，以往 De Luca 等[41]和 Centorrino 等[43]致力于從傳輸裝置和通氣對象上加以研究，Yuan 等[42]則從 HFOV 氣流源著手展開研究，并取得了一定的效果。通過以往研究者們的實驗結果，研究產生震蕩氣流的新方法，提高震蕩輸出能力和效率，解決 HFOV 震蕩壓在傳輸過程中損失過大的問題，是開展無創 HFOV 研究的關鍵所在。
總而言之，HFOV 通氣技術是機械通氣技術重要的發展方向之一，未來的發展仍將以通氣模型和通氣模式為基礎，充分揭示其低潮氣量之所以能有效通氣的機制等問題，解決傳輸過程中 HFOV 震蕩壓損失過大的問題，實現創傷最小化、風險最小化的無創通氣模式。HFOV 技術的發展，對重癥呼吸系統疾病患者而言，將在呼吸支持方面具有良好的應用前景。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
