無需經口鼻腔或氣道切口插管建立人工氣道的無創雙水平氣道正壓通氣（Bi-PAP）廣泛應用于各種呼吸病患者的通氣治療。為研究無創Bi-PAP通氣下呼吸病患者的通氣治療狀況及需要采取的通氣措施，本文建立無創Bi-PAP通氣治療系統模型，進行仿真通氣。所建系統模型包括無創Bi-PAP呼吸機模型、呼吸管路及面罩模型和呼吸病患者的呼吸模型。并在Matlab Simulink仿真環境設計系統仿真實驗平臺，模擬對無自主呼吸患者、慢性阻塞性肺疾病（COPD）患者和呼吸窘迫綜合征（ARDS）患者進行仿真通氣。運用SPSS統計分析，將仿真所得通氣流量、通氣壓力和潮氣量等數據與基于主動模擬肺實驗平臺的物理實驗所得數據進行比較分析。結果表明：源自仿真實驗和物理實驗的數據未見明顯差異（P > 0.1），具有良好的相關性（R > 0.7）。所設計的無創Bi-PAP通氣系統模型，能有效模擬實際通氣系統進行通氣實驗，將有助于對無創Bi-PAP通氣技術的研究，有助于臨床醫師對無創Bi-PAP通氣技術的學習和了解。
引用本文： 袁越陽, 周理, 黃皓軒, 劉煒, 胡興碩, 解立新. 無創雙水平氣道正壓通氣治療系統建模及通氣仿真. 生物醫學工程學雜志, 2023, 40(2): 343-349. doi: 10.7507/1001-5515.202201051 復制
0 引言
呼吸系統疾病是威脅人們身體健康和生命安全最為嚴重的疾病之一。僅慢性阻塞性肺疾病（chronic obstructive pulmonary disease，COPD），全球每年就有超過300萬人因其而死亡，占全球總死亡數的6%以上[1]。常見的呼吸疾病主要有呼吸窘迫綜合征（acute respiratory distress syndrome，ARDS）、COPD、呼吸衰竭等[2-4]。針對此類疾病的治療，患者通常需輔以呼吸機通氣。自無創呼吸機能夠方便患者居家治療后，人們日益關注其通氣方法及方式的研究[5-6]。特別是在非典型肺炎（severe acute respiratory syndrome，SARS）、新型冠狀病毒肺炎（corona virus disease 2019，COVID-19）等傳染性呼吸疾病暴發期間，無創呼吸機在治療患者、抗擊疫情方面發揮了重要的作用[7-8]，其應用備受患者和醫務人員的關注。目前，無創雙水平氣道正壓（bi-level positive airway pressure，Bi-PAP）通氣是應用最為廣泛和最有效的通氣治療模式之一[9]。
為了避免或減少通氣臨床試驗所存在的風險，鑒于虛擬仿真的靈活性、安全性等因素，目前研究者們更傾向于虛擬仿真環境下建立呼吸模型來進行仿真實驗。如文獻[10-15]基于電路學建立呼吸模型開展了對呼吸道內氣流氣壓分布的研究。最早建立的呼吸道RC模型[11]，用電路學電阻符號R和電容C來表示呼吸道的黏性氣阻和肺順應性。隨后在RC模型的基礎上先后分別提出了諸如Extended RIC（Resistance，Inertance，Compliance）模型、Augmented RIC模型等[12-14]。但是，針對包括通氣裝置和通氣對象（患者呼吸道）在內的通氣治療系統模型鮮見報道。無創Bi-PAP呼吸機因其體積小巧、操作簡便、臨床風險相對較小，已廣泛應用于一般病房和在家治療的呼吸病患者。為此，本文基于Matlab（美國MathWorks公司，R2016a）的Simulink仿真環境，建立無創Bi-PAP通氣治療系統數學模型，開展仿真通氣實驗，為進一步研究和探索無創Bi-PAP通氣提供條件。
1 建立系統模型
如圖1a所示，無創Bi-PAP通氣治療系統主要由無創Bi-PAP呼吸機、濕化器、通氣管路、面罩、壓力采樣管以及呼吸疾病患者組成。呼吸機按照人體呼吸規律交替輸出吸氣支持壓（inspiration positive airway pressure，IPAP）和呼氣支持壓（expiration positive airway pressure，EPAP），并通過呼吸管路及面罩將IPAP和EPAP送至呼吸病患者的呼吸道，保障呼吸道的暢通，使呼吸氣流進、出于肺部，實現肺與外部氣體之間的交換。
圖1
Bi-PAP通氣治療系統示意圖及電學呼吸模型
a. 通氣治療系統連接示意圖；b. 電學呼吸模型
Figure1. The diagram of therapy system of Bi-PAP ventilation and its electric respiration modela. therapy system of Bi-PAP ventilation; b. electric respiration model
氣流在進入和排出肺部的過程中，需要克服氣道對氣流的黏性阻力和肺順應性（或彈性力的倒數順應性）。根據流體在通道中流動的力學原理和電聲學原理，自20世紀70年代開始，Horsfifield等、Lutchen等學者先后建立了人體呼吸道電學模型[10-15]。如圖1b所示，將氣道黏性阻力Ra、肺順應性CL、呼吸機輸出的通氣壓Pa和人體自主呼吸時呼吸肌做功產生的胸內壓Pmus、通氣氣流Qm和呼吸氣流Qa、面罩端的漏氣氣流Qleak、大氣及呼吸管路等分別比擬為電路學中的電阻、電容、電壓源、電流、壓控電流源、電源地及導線，建立了無創Bi-PAP通氣治療系統電學模型。
如圖1b和式(1)所示：Bi-PAP輸出通氣壓Pa分為兩個階段，即吸氣階段呼吸機輸出IPAP和呼氣階段呼吸機輸出EPAP[16-17]。在吸氣階段（0 < t < TI），呼吸機輸出通氣氣壓Pa從設定的EPAP呈指數上升到IPAP。在呼氣階段（TI < t ≤ T），呼吸機輸出通氣氣壓Pa從設定的IPAP呈指數下降到EPAP。式中τ為表示上升和下降快慢的時間常數。
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人體呼吸肌做功輸出胸內壓的數學模型如式(2)所示[18-20]，式中Pmus_max為最大負壓值。吸氣時（0 < t < TI）包括呼吸肌收縮（0 < t ≤ Tpmrise）和恢復（Tpmrelease < t ≤ TI）過程，此時胸腔擴大，生成胸內負壓Pmus，氣流Qa被吸入肺部；呼氣時（TI < t ≤ T），也即呼吸肌處于放松狀態，胸腔在外界大氣的作用下被還原，氣流Qa被呼出肺部。
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呼吸機輸出的氣流Qm如式(3)所示，一部分經呼吸管路和面罩進入呼吸道形成呼吸氣流Qa，另一部分從面罩漏氣孔作為漏氣流Qleak排入大氣。
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漏氣流Qleak的存在是防止二氧化碳潴留的必要條件，如式（4）所示，其大小與壓力Pa呈指數函數關系，式中待定系數m、n對于不同型號的面罩會有不同的值，可以通過實驗標定獲得。
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根據流體沿程損失分布和電路學基爾霍夫定律（Kirchhoff laws），呼吸機輸出通氣壓Pa、呼吸氣流Qa及呼吸道黏性氣阻Ra、肺順應性CL以及呼吸肌做功產生的胸內壓Pmus的數學關系如式（5）所示?[21-22]。
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2 通氣仿真實驗平臺
圖2所示為在Matlab的Simulink環境下建立的無創Bi-PAP通氣仿真實驗平臺。在平臺中，運用函數（function，Fcn）功能，設計“呼吸機”功能模塊實現式（1）輸出氣壓Pa的功能，式中時間常數τ分別由呼吸時的Ra×CL決定；設計“自主呼吸”功能模塊實現式（2）輸出Pmus；設計“漏氣”功能模塊實現式（4）輸出Qleak的功能；運用電阻和電容構建呼吸電學模型，使整個系統在Pa和Pmus的作用下，實現式（5）的功能。
圖2
無創Bi-PAP通氣仿真平臺
Figure2.
The simulation platform of noninvasive Bi-PAP ventilation system
進行通氣仿真實驗時，“呼吸機”參數主要有：IPAP、EPAP、通氣頻率BPM（breath per minute）、吸呼時間比IE（inspiration∶expiration）、吸氣觸發流量閥值Isense、呼氣觸發流量閥值Esense；“自主呼吸”參數主要有：氣阻Ra的值（吸氣氣阻、呼氣氣阻）、肺順應性CL、自主呼吸用力產生的最大壓力值Pmmax、呼吸頻率bpm（breath per minute）、自主吸氣壓上升時間Tpmriese和氣壓釋放時間Tpmrelease。編譯運行，通過示波器觀測輸出流量、潮氣量、壓力等數據和波形。呼吸管路和面罩模擬標準呼吸管路（φ22 mm×L180 cm）和口鼻面罩（BestFit-2M，蘇州凱迪泰）。呼吸管路和面罩經實驗測定，獲得式（4）中的系數m = 0.6325和n = 0.6555。
3 實驗與對比分析
為了驗證基于Matlab的無創Bi-PAP通氣治療系統模型正確性，如圖3所示，建立基于ASL5000模擬肺（IngMar Medical，美國）和無創呼吸機T600（湖南明康中錦醫療）的實驗平臺。呼吸機輸出氣流經標準呼吸管路（φ22 mm × L180 cm）傳至固定在頭模（男性成人比例頭模，深圳萬世宮）口鼻處的面罩（BestFit-2M，蘇州凱迪泰）內，再經頭模由呼吸管路（φ22 mm × L70 cm）傳至ASL5000。ASL5000測算的氣道壓力Pa、呼吸氣流Qa、肺內壓Plung、胸內壓Pmus、潮氣量Vt等數據經USB接口上傳至電腦。呼吸機端測算的通氣氣流Qm、漏氣流Qleak和漏氣量Vleak等數據經RS232接口上傳至電腦。
圖3
基于ASL5000的通氣實驗平臺連接示意圖
Figure3.
Connection diagram of experimental platform based on ASL5000
在基于仿真實驗平臺和物理實驗平臺的實驗中，均設定無自主呼吸（no spontaneous breathing，NSB）患者、COPD患者和ARDS患者作為通氣對象。具體參數如表1和表2所示[20, 23-24]。其中，NSB患者因沒有自主呼吸，無需考慮吸氣觸發和呼氣觸發呼吸機輸出、自主呼吸頻率、呼吸肌用力等，呼吸機設置在時間控制模式（T模式）下工作；COPD患者和ARDS患者則因其有自主呼吸而無需考慮呼吸機輸出的通氣頻率（由患者自主呼吸確定）和吸呼比，呼吸機設置在自主觸發模式（S模式）下工作。
表1
呼吸機參數設置
Table1.
Parameter setting in simulated respirator
表2
患者呼吸力學參數設置
Table2.
Parameter setting in simulated patients
仿真和物理實驗均輸出呼吸氣流Qa（> 0表示吸入， < 0表示呼出）、通氣壓力Pa、肺內壓Plung、胸內壓Pmus、潮氣量Vt、漏氣流Qleak和漏氣量Vleak等數據（時長10 s）。圖4分別展示了NSB、COPD和ARDS患者的仿真實驗數據曲線和物理實驗數據曲線，以及仿真和物理實驗所采集的數據導入excel處理后得到的漏氣流Qleak和漏氣量Vleak數據曲線（時長5 s）。
圖4
仿真和物理通氣實驗輸出
Figure4.
The results in simulated and physical ventilation experiments
將仿真實驗所得和對應物理實驗所得數據導入IBM SPSS Statics 19（IBM，美國）數據編輯器，設定置信區間CI=95%，采用比較平均值配對雙樣本t檢驗法，統計分析呼吸氣流（Qa）、漏氣流（Qleak）、氣道壓（Pa）、肺內壓（Plung）、潮氣量（Vt）和漏氣量（Vleak），得到如表3所示結果。分析結果表明，仿真實驗所得數據和對應物理實驗所得數據未見明顯差異（P > 0.1），兩者具有良好的一致性（相關系數R > 0.7）。
表3
仿真和物理通氣實驗輸出的數據對比分析結果
Table3.
The analyzed results of the data between simulated and physical experiments
4 討論
在無創Bi-PAP通氣時，醫務人員比較關注的通氣參數主要有潮氣量和漏氣量、通氣壓和呼氣末正壓（positive end expiration pressure，PEEP）。充足的潮氣量是人體正常呼吸的前提之一。而成人潮氣量正常范圍在8～10 mL?kg?1（或400～800 mL）。充足的漏氣量是通氣治療過程中避免CO2潴留發生的重要保障[25]。特別是在呼氣階段，漏氣量等于呼吸機輸出的通氣量與人體呼出的潮氣量之和。當漏氣量小于呼出潮氣量時，很容易導致人體呼出的CO2等廢氣不能完全排放而殘留在呼吸管路內再次被人體吸入。因此，本文所建立通氣治療系統的輸出參數中給出漏氣流和漏氣量，有利于在觀測、判斷通氣狀況時，通過比較漏氣量來考慮是否存在CO2潴留。從圖4所給出的數據來看，仿真通氣均可滿足通氣的需求，且呼氣時漏氣量均大于潮氣量，表明CO2等廢氣能充分排出呼吸管路。
呼吸系統疾病是威脅人類身體健康與生命安全最嚴重的疾病之一，目前除了藥物治療外，最常用的措施就是采用呼吸機進行通氣治療。其中無創通氣是目前諸多通氣方式中的一種，采用單管通氣（只用一根呼吸管路），從肺部呼出的氣體直接通過面罩的漏氣孔排出，相較于有創通氣而言，操作簡單方便，得到廣泛應用。特別是SARS、COVID-19等傳染性呼吸道疾病發生后，人們更加意識到無創呼吸機的重要性?[26]。但是在通氣過程中，過高的通氣壓和通氣量容易導致肺氣壓傷，形成張力性氣胸、縱隔氣腫、肺間質氣腫等病癥，而過低的通氣壓和通氣量又常常導致通氣不足，引起憋氣等現象??[27]。本文設計了無創Bi-PAP通氣裝備和通氣對象等模型，并基于這些模型建立了無創Bi-PAP通氣治療系統模型。這樣有利于醫務人員掌握無創Bi-PAP通氣設備及患者通氣條件和參數，模擬呼吸疾病病患者的呼吸進行通氣仿真實驗，通過觀測潮氣量、肺內壓等參數預先了解相關通氣參數，從而減小患者呼吸道發生損傷的可能。
雖然諸如Extended RIC模型、Augmented RIC模型等呼吸道模型?[11- 13]先后被提出，但是對于廣大醫務人員而言，最關注的是呼吸道的粘性氣阻R和肺順應性C，而通常不考慮氣流在氣道的慣性力。氣流在氣道內的慣性力與空氣密度和氣道長度成正比，與氣道內徑平方成反比[21]，人體呼吸道內流動的氣流所受到的慣性力一般不超過0.01 cm H2O?s2?L?1，因此，本文所采用呼吸道模型也忽略了氣流在呼吸道內的慣性力，以降低模型的復雜度，提高仿真過程中的計算效率。
5 結論
以無創Bi-PAP呼吸機和呼吸疾病患者為研究對象，本文介紹了所設計的無創雙水平正壓通氣系統模型。基于所建仿真通氣系統模型和物理實驗平臺，模擬了無創Bi-PAP通氣應用于常見的NSB患者、COPD患者和ARDS患者的通氣治療。通過比較分析基于Matlab的仿真通氣實驗和基于ASL5000主動模擬肺的通氣實驗所得數據表明：兩種實驗方式所得氣道壓、肺內壓、呼吸氣流、潮氣量等各項數據曲線具有良好的一致性，數據之間的相關性較強（R > 0.7），未見明顯差異（P > 0.1）。該結果驗證了無創Bi-PAP通氣系統模型具有良好的可行性和適應性。無創Bi-PAP通氣系統模型的建立，將有利于臨床醫師對通氣狀況的虛擬研究和觀察，在一定程度上避免或降低了實踐通氣過程中的風險。在接下來的研究中，為了進一步驗證模型的有效性，將針對具體呼吸疾病患者的臨床數據，展開更多的分析和研究。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明沒有利益沖突。
作者貢獻聲明：袁越陽建立數學模型并撰寫全文，周理設計基于Matlab的仿真，黃皓軒和劉煒搭建物理實驗平臺，胡興碩和解立新提供和核實呼吸機設置參數及呼吸病患者的呼吸力學數據。
0 引言
呼吸系統疾病是威脅人們身體健康和生命安全最為嚴重的疾病之一。僅慢性阻塞性肺疾病（chronic obstructive pulmonary disease，COPD），全球每年就有超過300萬人因其而死亡，占全球總死亡數的6%以上[1]。常見的呼吸疾病主要有呼吸窘迫綜合征（acute respiratory distress syndrome，ARDS）、COPD、呼吸衰竭等[2-4]。針對此類疾病的治療，患者通常需輔以呼吸機通氣。自無創呼吸機能夠方便患者居家治療后，人們日益關注其通氣方法及方式的研究[5-6]。特別是在非典型肺炎（severe acute respiratory syndrome，SARS）、新型冠狀病毒肺炎（corona virus disease 2019，COVID-19）等傳染性呼吸疾病暴發期間，無創呼吸機在治療患者、抗擊疫情方面發揮了重要的作用[7-8]，其應用備受患者和醫務人員的關注。目前，無創雙水平氣道正壓（bi-level positive airway pressure，Bi-PAP）通氣是應用最為廣泛和最有效的通氣治療模式之一[9]。
為了避免或減少通氣臨床試驗所存在的風險，鑒于虛擬仿真的靈活性、安全性等因素，目前研究者們更傾向于虛擬仿真環境下建立呼吸模型來進行仿真實驗。如文獻[10-15]基于電路學建立呼吸模型開展了對呼吸道內氣流氣壓分布的研究。最早建立的呼吸道RC模型[11]，用電路學電阻符號R和電容C來表示呼吸道的黏性氣阻和肺順應性。隨后在RC模型的基礎上先后分別提出了諸如Extended RIC（Resistance，Inertance，Compliance）模型、Augmented RIC模型等[12-14]。但是，針對包括通氣裝置和通氣對象（患者呼吸道）在內的通氣治療系統模型鮮見報道。無創Bi-PAP呼吸機因其體積小巧、操作簡便、臨床風險相對較小，已廣泛應用于一般病房和在家治療的呼吸病患者。為此，本文基于Matlab（美國MathWorks公司，R2016a）的Simulink仿真環境，建立無創Bi-PAP通氣治療系統數學模型，開展仿真通氣實驗，為進一步研究和探索無創Bi-PAP通氣提供條件。
1 建立系統模型
如圖1a所示，無創Bi-PAP通氣治療系統主要由無創Bi-PAP呼吸機、濕化器、通氣管路、面罩、壓力采樣管以及呼吸疾病患者組成。呼吸機按照人體呼吸規律交替輸出吸氣支持壓（inspiration positive airway pressure，IPAP）和呼氣支持壓（expiration positive airway pressure，EPAP），并通過呼吸管路及面罩將IPAP和EPAP送至呼吸病患者的呼吸道，保障呼吸道的暢通，使呼吸氣流進、出于肺部，實現肺與外部氣體之間的交換。
圖1
Bi-PAP通氣治療系統示意圖及電學呼吸模型
a. 通氣治療系統連接示意圖；b. 電學呼吸模型
Figure1. The diagram of therapy system of Bi-PAP ventilation and its electric respiration modela. therapy system of Bi-PAP ventilation; b. electric respiration model
氣流在進入和排出肺部的過程中，需要克服氣道對氣流的黏性阻力和肺順應性（或彈性力的倒數順應性）。根據流體在通道中流動的力學原理和電聲學原理，自20世紀70年代開始，Horsfifield等、Lutchen等學者先后建立了人體呼吸道電學模型[10-15]。如圖1b所示，將氣道黏性阻力Ra、肺順應性CL、呼吸機輸出的通氣壓Pa和人體自主呼吸時呼吸肌做功產生的胸內壓Pmus、通氣氣流Qm和呼吸氣流Qa、面罩端的漏氣氣流Qleak、大氣及呼吸管路等分別比擬為電路學中的電阻、電容、電壓源、電流、壓控電流源、電源地及導線，建立了無創Bi-PAP通氣治療系統電學模型。
如圖1b和式(1)所示：Bi-PAP輸出通氣壓Pa分為兩個階段，即吸氣階段呼吸機輸出IPAP和呼氣階段呼吸機輸出EPAP[16-17]。在吸氣階段（0 < t < TI），呼吸機輸出通氣氣壓Pa從設定的EPAP呈指數上升到IPAP。在呼氣階段（TI < t ≤ T），呼吸機輸出通氣氣壓Pa從設定的IPAP呈指數下降到EPAP。式中τ為表示上升和下降快慢的時間常數。
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人體呼吸肌做功輸出胸內壓的數學模型如式(2)所示[18-20]，式中Pmus_max為最大負壓值。吸氣時（0 < t < TI）包括呼吸肌收縮（0 < t ≤ Tpmrise）和恢復（Tpmrelease < t ≤ TI）過程，此時胸腔擴大，生成胸內負壓Pmus，氣流Qa被吸入肺部；呼氣時（TI < t ≤ T），也即呼吸肌處于放松狀態，胸腔在外界大氣的作用下被還原，氣流Qa被呼出肺部。
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呼吸機輸出的氣流Qm如式(3)所示，一部分經呼吸管路和面罩進入呼吸道形成呼吸氣流Qa，另一部分從面罩漏氣孔作為漏氣流Qleak排入大氣。
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漏氣流Qleak的存在是防止二氧化碳潴留的必要條件，如式（4）所示，其大小與壓力Pa呈指數函數關系，式中待定系數m、n對于不同型號的面罩會有不同的值，可以通過實驗標定獲得。
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根據流體沿程損失分布和電路學基爾霍夫定律（Kirchhoff laws），呼吸機輸出通氣壓Pa、呼吸氣流Qa及呼吸道黏性氣阻Ra、肺順應性CL以及呼吸肌做功產生的胸內壓Pmus的數學關系如式（5）所示?[21-22]。
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2 通氣仿真實驗平臺
圖2所示為在Matlab的Simulink環境下建立的無創Bi-PAP通氣仿真實驗平臺。在平臺中，運用函數（function，Fcn）功能，設計“呼吸機”功能模塊實現式（1）輸出氣壓Pa的功能，式中時間常數τ分別由呼吸時的Ra×CL決定；設計“自主呼吸”功能模塊實現式（2）輸出Pmus；設計“漏氣”功能模塊實現式（4）輸出Qleak的功能；運用電阻和電容構建呼吸電學模型，使整個系統在Pa和Pmus的作用下，實現式（5）的功能。
圖2
無創Bi-PAP通氣仿真平臺
Figure2.
The simulation platform of noninvasive Bi-PAP ventilation system
進行通氣仿真實驗時，“呼吸機”參數主要有：IPAP、EPAP、通氣頻率BPM（breath per minute）、吸呼時間比IE（inspiration∶expiration）、吸氣觸發流量閥值Isense、呼氣觸發流量閥值Esense；“自主呼吸”參數主要有：氣阻Ra的值（吸氣氣阻、呼氣氣阻）、肺順應性CL、自主呼吸用力產生的最大壓力值Pmmax、呼吸頻率bpm（breath per minute）、自主吸氣壓上升時間Tpmriese和氣壓釋放時間Tpmrelease。編譯運行，通過示波器觀測輸出流量、潮氣量、壓力等數據和波形。呼吸管路和面罩模擬標準呼吸管路（φ22 mm×L180 cm）和口鼻面罩（BestFit-2M，蘇州凱迪泰）。呼吸管路和面罩經實驗測定，獲得式（4）中的系數m = 0.6325和n = 0.6555。
3 實驗與對比分析
為了驗證基于Matlab的無創Bi-PAP通氣治療系統模型正確性，如圖3所示，建立基于ASL5000模擬肺（IngMar Medical，美國）和無創呼吸機T600（湖南明康中錦醫療）的實驗平臺。呼吸機輸出氣流經標準呼吸管路（φ22 mm × L180 cm）傳至固定在頭模（男性成人比例頭模，深圳萬世宮）口鼻處的面罩（BestFit-2M，蘇州凱迪泰）內，再經頭模由呼吸管路（φ22 mm × L70 cm）傳至ASL5000。ASL5000測算的氣道壓力Pa、呼吸氣流Qa、肺內壓Plung、胸內壓Pmus、潮氣量Vt等數據經USB接口上傳至電腦。呼吸機端測算的通氣氣流Qm、漏氣流Qleak和漏氣量Vleak等數據經RS232接口上傳至電腦。
圖3
基于ASL5000的通氣實驗平臺連接示意圖
Figure3.
Connection diagram of experimental platform based on ASL5000
在基于仿真實驗平臺和物理實驗平臺的實驗中，均設定無自主呼吸（no spontaneous breathing，NSB）患者、COPD患者和ARDS患者作為通氣對象。具體參數如表1和表2所示[20, 23-24]。其中，NSB患者因沒有自主呼吸，無需考慮吸氣觸發和呼氣觸發呼吸機輸出、自主呼吸頻率、呼吸肌用力等，呼吸機設置在時間控制模式（T模式）下工作；COPD患者和ARDS患者則因其有自主呼吸而無需考慮呼吸機輸出的通氣頻率（由患者自主呼吸確定）和吸呼比，呼吸機設置在自主觸發模式（S模式）下工作。
表1
呼吸機參數設置
Table1.
Parameter setting in simulated respirator
表2
患者呼吸力學參數設置
Table2.
Parameter setting in simulated patients
仿真和物理實驗均輸出呼吸氣流Qa（> 0表示吸入， < 0表示呼出）、通氣壓力Pa、肺內壓Plung、胸內壓Pmus、潮氣量Vt、漏氣流Qleak和漏氣量Vleak等數據（時長10 s）。圖4分別展示了NSB、COPD和ARDS患者的仿真實驗數據曲線和物理實驗數據曲線，以及仿真和物理實驗所采集的數據導入excel處理后得到的漏氣流Qleak和漏氣量Vleak數據曲線（時長5 s）。
圖4
仿真和物理通氣實驗輸出
Figure4.
The results in simulated and physical ventilation experiments
將仿真實驗所得和對應物理實驗所得數據導入IBM SPSS Statics 19（IBM，美國）數據編輯器，設定置信區間CI=95%，采用比較平均值配對雙樣本t檢驗法，統計分析呼吸氣流（Qa）、漏氣流（Qleak）、氣道壓（Pa）、肺內壓（Plung）、潮氣量（Vt）和漏氣量（Vleak），得到如表3所示結果。分析結果表明，仿真實驗所得數據和對應物理實驗所得數據未見明顯差異（P > 0.1），兩者具有良好的一致性（相關系數R > 0.7）。
表3
仿真和物理通氣實驗輸出的數據對比分析結果
Table3.
The analyzed results of the data between simulated and physical experiments
4 討論
在無創Bi-PAP通氣時，醫務人員比較關注的通氣參數主要有潮氣量和漏氣量、通氣壓和呼氣末正壓（positive end expiration pressure，PEEP）。充足的潮氣量是人體正常呼吸的前提之一。而成人潮氣量正常范圍在8～10 mL?kg?1（或400～800 mL）。充足的漏氣量是通氣治療過程中避免CO2潴留發生的重要保障[25]。特別是在呼氣階段，漏氣量等于呼吸機輸出的通氣量與人體呼出的潮氣量之和。當漏氣量小于呼出潮氣量時，很容易導致人體呼出的CO2等廢氣不能完全排放而殘留在呼吸管路內再次被人體吸入。因此，本文所建立通氣治療系統的輸出參數中給出漏氣流和漏氣量，有利于在觀測、判斷通氣狀況時，通過比較漏氣量來考慮是否存在CO2潴留。從圖4所給出的數據來看，仿真通氣均可滿足通氣的需求，且呼氣時漏氣量均大于潮氣量，表明CO2等廢氣能充分排出呼吸管路。
呼吸系統疾病是威脅人類身體健康與生命安全最嚴重的疾病之一，目前除了藥物治療外，最常用的措施就是采用呼吸機進行通氣治療。其中無創通氣是目前諸多通氣方式中的一種，采用單管通氣（只用一根呼吸管路），從肺部呼出的氣體直接通過面罩的漏氣孔排出，相較于有創通氣而言，操作簡單方便，得到廣泛應用。特別是SARS、COVID-19等傳染性呼吸道疾病發生后，人們更加意識到無創呼吸機的重要性?[26]。但是在通氣過程中，過高的通氣壓和通氣量容易導致肺氣壓傷，形成張力性氣胸、縱隔氣腫、肺間質氣腫等病癥，而過低的通氣壓和通氣量又常常導致通氣不足，引起憋氣等現象??[27]。本文設計了無創Bi-PAP通氣裝備和通氣對象等模型，并基于這些模型建立了無創Bi-PAP通氣治療系統模型。這樣有利于醫務人員掌握無創Bi-PAP通氣設備及患者通氣條件和參數，模擬呼吸疾病病患者的呼吸進行通氣仿真實驗，通過觀測潮氣量、肺內壓等參數預先了解相關通氣參數，從而減小患者呼吸道發生損傷的可能。
雖然諸如Extended RIC模型、Augmented RIC模型等呼吸道模型?[11- 13]先后被提出，但是對于廣大醫務人員而言，最關注的是呼吸道的粘性氣阻R和肺順應性C，而通常不考慮氣流在氣道的慣性力。氣流在氣道內的慣性力與空氣密度和氣道長度成正比，與氣道內徑平方成反比[21]，人體呼吸道內流動的氣流所受到的慣性力一般不超過0.01 cm H2O?s2?L?1，因此，本文所采用呼吸道模型也忽略了氣流在呼吸道內的慣性力，以降低模型的復雜度，提高仿真過程中的計算效率。
5 結論
以無創Bi-PAP呼吸機和呼吸疾病患者為研究對象，本文介紹了所設計的無創雙水平正壓通氣系統模型。基于所建仿真通氣系統模型和物理實驗平臺，模擬了無創Bi-PAP通氣應用于常見的NSB患者、COPD患者和ARDS患者的通氣治療。通過比較分析基于Matlab的仿真通氣實驗和基于ASL5000主動模擬肺的通氣實驗所得數據表明：兩種實驗方式所得氣道壓、肺內壓、呼吸氣流、潮氣量等各項數據曲線具有良好的一致性，數據之間的相關性較強（R > 0.7），未見明顯差異（P > 0.1）。該結果驗證了無創Bi-PAP通氣系統模型具有良好的可行性和適應性。無創Bi-PAP通氣系統模型的建立，將有利于臨床醫師對通氣狀況的虛擬研究和觀察，在一定程度上避免或降低了實踐通氣過程中的風險。在接下來的研究中，為了進一步驗證模型的有效性，將針對具體呼吸疾病患者的臨床數據，展開更多的分析和研究。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明沒有利益沖突。
作者貢獻聲明：袁越陽建立數學模型并撰寫全文，周理設計基于Matlab的仿真，黃皓軒和劉煒搭建物理實驗平臺，胡興碩和解立新提供和核實呼吸機設置參數及呼吸病患者的呼吸力學數據。
