Janez Dolenšek1
Simulacije dihanja I
Simulation of Pulmonary Ventilation I
IZVLEČEK
KLJUČNE BESEDE: plju~na ventilacija, bronhokonstrikcija, modeli anatomski
Simulacije oz. modele v medicini uporabljamo pri raziskovanju - kot dopolnitev oz. nadomestilo poskusov na živalih, pri pouku - za učenje kliničnih veščin in posegov ter pri študiju različnih fizioloških sistemov. Modeli pljuč so bili v začetku fizični - mehanski. Kasneje in tudi še dandanes pa prevladujejo matematični ali digitalni modeli. Naša metoda dela je bila izdelava modela pljuč in ventilacije iz analognih elektronskih elementov, kot sta upor in kondenzator, s programom Electronics Workbench. Razvili smo vezja za simulacijo normalnega dihanja človeka ter simulacijo učinka bronhokonstrikcije v celotnih pljučih. Simulacija normalnega dihanja pokaže, da dihalni volumen v bazalnih razmerah znaša 500 ml. Plevralni tlak niha med -5 in -7,5 cm H2O. Najbolj negativni/pozitivni alveolarni tlak znaša -1/+1 cm H2O. Bronhokonstrikcija povzroči podaljšan izdih, padec dihalnega volumna oz. alveolarne ventilacije na približno polovico ter zmeren porast funkcionalne rezidualne kapacitete. Kompenzacijo smo izvedli ročno, da smo dosegli normalizacijo alveolarne ventilacije. Rezultati simulacij se dobro ujemajo s podatki iz literature. Naš model je dober in ga je mogoče uporabljati za raziskovanje in pouk. V prihodnosti ga bomo nadgradili z negativno povratno zvezo za samodejno uravnavanje (homeostazo) alveolarne ventilacije ob delovanju različnih motenj.
3
ABSTRACT
KEY WORDS: pulmonary ventilation, bronchoconstriction, models anatomic
In addition to animal experiments, digital and analogue simulations are also used in medical research as well in medical education. In this way, various physiological systems can be studied and, if suitably presented, simulations can greatly improve the understanding of underlying processes. In initial simulations of pulmonary ventilation, mechanical models were used. Recently, these have been replaced by computer-assisted digital approaches. Our method involved the construction of a model of the lung and pulmonary ventilation. Analogue electronic elements (resistor, capacitors, amplifiers, etc.) were used. The constructed circuit was analyzed by applying Electronics Workbench software. In this way, normal quiet breathing in humans at rest and bronchoconstriction in the lung was simulated. Under the first conditions, the tidal volume and pleural pressure were 500 ml and -5 to -7.5 cm H2O, respectively. The maximal negative/positive alveolar pressure was -1/+1 cm H2O. Bronchoconstriction resulted in a prolonged expiration, a decrease of the tidal volume, about a 50% decrease in alveolar ventilation and a moderate increase in the functional residual capacity. The compensation, i. e. to bring ventilation back to normal, was achieved by manual adjustments. The simulation results agree well with the published data. The performance of the circuit underlying our model is very stable and user-friendly. It can be used for research as well as for medical education. In the future, we intend to upgrade the circuitry by adding a negative feedback loop to achieve a homeostasis of the alveolar ventilation if various disturbances occur.
1 Asist. dr. Janez Dolenšek, dr.med., Inštitut za anatomijo, Medicinska fakulteta Univerze v Ljubljani, Korytkova 2, 1000 Ljubljana.
UVOD
Simulirati pomeni delati, da je določeno stanje videti kot resnično (1). Simulacije oz. modele v medicini uporabljamo pri raziskovanju in pouku. Uporaba simulacij pri raziskovanju lahko mnogokrat povsem odpravi ali močno zmanjša število poskusnih živali, katerih uporabo omejujejo tudi predpisi oz. zakonodaja. Uporaba poskusnih živali pri raziskovanju je namreč opravičljiva le takrat, ko z drugimi metodami, npr. s celično kulturo, matematičnim modelom itd. ni mogoče dobiti podatkov za potrditev hipoteze. Raziskovanje s pomočjo simulacij omogoča poljubno število ponovitev poskusov ter poskuse, ki so na poskusni živali le težko ali sploh neizvedljivi, npr. študij posameznih delov negativne povratne zveze, ki uravnava dihanje. Uporaba različnih modelov pri učenju kliničnih veščin in posegov, kot so intubacija, oživljanje in nekateri kirurški posegi, je pri izobraževanju (bodočih) zdravnikov že dobro uveljavljena (2-4). Modeliranje različnih fizioloških sistemov in pojavov pa je zaradi zgoraj omenjene zaplete-_ nosti večinoma ostajalo v domeni raziskovalcev, 4 izjemoma je bilo z uporabniškim vmesnikom prilagojeno za pouk študentov (5).
Namen dela je bil raziskati, ali je možno z analognim elektronskim vezjem simulirati pljuča in alveolarno ventilacijo ter ali je z omenjenim vezjem možno simulirati normalno dihanje ter bronhokonstrikcijo v celotnih (100%) pljučih.
Hipoteza: z ustreznim analognim elektronskim vezjem je mogoče simulirati pljuča in alveolarno ventilacijo. Poleg normalnega dihanja je možna simulacija patološkega stanja - bronhokonstrikcije.
Nekaj načel o simulaciji organskih sistemov, za katere je značilna bodisi homogena bodisi heterogena struktura; primerjava krvnih obtočil s pljuči
Srčnožilni sistem je sklenjen krog; tok krvi je enosmeren. Krog je sestavljen iz velikanskega števila gradnikov. Nekateri vzporedno vezani gradniki so si med sabo zelo podobni, zato lahko številne istorodne gradnike združimo v enega samega (npr. vse arterije skupaj,
vse arteriole skupaj, vse kapilare skupaj itn.). Iz zapletene, drevesasto-krožne strukture nastane en krog, v katerem so zaporedno vezani odseki za arterije, arteriole, kapilare itn. V nasprotju s krvnožilnim sistemom pa dihalni sistem ni krog, temveč »slepa« struktura: tok zraka je dvosmeren. Vendar je dihalni sistem kljub temu v mnogih vidikih podoben krvnim obtočilom. Sestavljen je iz številnih gradnikov (acinusi, bronhioli, različne generacije bronhov, traheja), zato lahko številne isto-rodne gradnike združimo v enega samega (npr. vse acinuse skupaj, vse bronhiole skupaj, posamezne generacije bronhov skupaj, oba glavna bronha skupaj, sapnik - traheja). Iz zapletene, drevesasto-slepe strukture nastane cev, priključena na balonasto elastično strukturo, ki lebdi v plevralnem prostoru. Fizikalne značilnosti posameznega odseka so odvisne od števila in fizikalnih lastnosti njegovih gradnikov. Tako je upornost proti toku zraka največja v področju srednje velikih bronhov, največja raztegljivost sistema pa v področju alveolov. Ce se posamezni vzporedno vezani gradniki med sabo ne razlikujejo, je struktura pljuč homogena. Struktura pljuč pa postane heterogena, brž ko se posamezni vzporedno vezani gradniki med sabo razlikujejo.
METODE
Za izdelavo in analizo elektronskih vezij smo uporabili programsko opremo Electronics Workbench 5.0c, 5.1 in 5.12, ki deluje v okolju Windows (6). Ta omogoča preprosto izdelavo elektronskih vezij iz analognih elektronskih elementov, kot sta upor in kondenzator, kar na zaslonu osebnega računalnika. Ko je vezje sestavljeno, izberemo vozlišča, ki nas zanimajo, ter sprožimo želeno analizo. Uporabljamo analizo časovnega poteka, pri kateri določimo začetek in konec simulacije. Rezultati so izraženi kot diagrami časovnega poteka različnih napetosti, ki predstavljajo ustrezne količine oz. spremenljivke v simuliranem fiziološkem sistemu: volumen pljuč, dihalni volumen, alveolarni tlak...
Podatki za umeritev sistema
Uvedli smo pojem ekvivalentnih (zamenljivih) količin (tabela 1), npr. upornost ter kapaci-
Tabela 1. Ekvivalentne količine in enote pri simulaciji dihanja.
ANALOGNO ELEKTRONSKO VEZJE	Enote	PLJUČA	enote
električna napetost	1V	tlak	1 cm H2O
ozemljitev - ničelni potencial			
(referenca za merjenje napetosti)	0V	atmosferski tlak (referenca za merjenje tlaka)	0cm H2O
električni naboj	200 pAs	volumen	200 ml
električni upor	1,5kn	upornost	1,5 cm H2O s/l
kapacitivnost	200 pF	komplianca	200 ml/cm H2O
električni tok	6000 pAs/min	zračni tok	6000 ml/min
tivnost v analognem elektronskem vezju ustrezata upornosti dihalnih poti ter podaj-nosti (komplianci) pljuč. Temelj za umeritev modela pri simulaciji pljuč ter alveolarne ventilacije: napetost 1V v analognem elektronskem vezju ustreza tlaku 1 cm H2O.
Pri napetosti 1 V, naboj (e) »pljučnega kondenzatorja« s kapacitivnostjo 200 |F, znaša 200 |jAs, kar ustreza volumnu 200 ml.
Izračun: e = C-U
e = 200 jiF-1 V = 200 jiAs/V- 1V = 200 jAs
Razvoj modela homogenih pljuč
V normalnih razmerah se sila dihalnega mišičja prenese do pljuč oz. alveolov po različnih elastičnih elementih. Gre za ogrodje prsnega koša, tj. rebra s pripadajočimi hrustanci, obe plevri ter elastične niti znotraj samih pljuč. Časovna konstanta elastičnih elementov je v primerjavi s časovno konstanto respiratorne cone pljuč majhna (7). Delo, ki ga opravijo dihalne mišice je v glavnem namenjeno izmenjavi plinov - ventilaciji.
VDIH	VEZJE DIHALNE POTI- PLJUČA
	1
dihalne poti	1 1.5 kn
PLJUČA	=L 200 (JF
IZDIH	
	
GONILNO VEZJE:
prsni koš, negativni plevra ni tlak
in dihalno mišičje
A
B
Slika 1. A. Shema, ki kaže pljuča kot enoten (homogen) alveolarni prostor znotraj prsnega kola. Ta je z zunanjim okoljem povezan s cevjo, katere upornost predstavlja skupno upornost dihalnih poti.
B. Blok diagram analognega elektronskega vezja za simulacijo pljuč in njihove ventilacije. Puščice prikazujejo potovanje elektrenine med vdihom in izdihom. Enoten (homogen) alveolarni prostor oz. pljuča predstavlja kondenzator s kapacitivnostjo 200pF. Ta je z električnim uporom 1,5kQ, ki predstavlja skupno upornost dihalnih poti, povezan z ozemljitvijo - potencialom 0 V ki predstavlja atmosferski pritisk. Podrobnosti gonilnega vezja niso vrisane.
Predpostavljamo, da je časovna konstanta (t) znotraj respiratorne cone zdravih pljuč razmeroma enakomerna (uniformna). Posamezni vzporedno vezani gradniki (terminalni bron-hiol s pripadajočim acinusom) se med sabo ne razlikujejo, imajo enake lastnosti, kot smo to razložili zgoraj. Enako velja tudi za leva in desna pljuča. Zato si lahko ta paren organ funkcionalno predstavljamo kot enoten, homogen alveolarni prostor, ki ni ločen z me-diastinumom in je z zunanjim okoljem oz. atmosfero povezan po eni cevi z določeno upornostjo, ki predstavlja skupno upornost dihalnih cevi (7). Po cevi se pretakajo plini (slika 1A). Ustrezno analogno elektronsko vezje kaže slika 1B.
Dogajanje med vdihom in izdihom
Puščice na sliki 1B kažejo potovanje elektre-nine (oz. zraka) med vdihom in izdihom. Dihanje omogoča gonilno vezje, ki ponazarja stalno negativni plevralni tlak ter ritmično dejavnost inspiratornega mišičja. Gonilno vezje omogoča nastavitev globine (amplitude) in frekvence dihanja. Med vdihom se pljučni kondenzator 200 |jF polni z elektrenino. Tok elektrenine (oz. zraka) iz zemlje (oz. atmosfere) po dihalnih poteh v pljučni kondenzator omogoča negativni potencial oz. podtlak, ki ga ustvarja gonilno vezje. Med izdihom se elektrenina iz pljučnega kondenzatorja vrača v zemljo (oz. atmosfero). Izdih je pasiven. V človeškem telesu zračni tok iz atmosfere med vdihom teče po dihalnih ceveh le do alveolov in v obratni smeri med izdihom. Plevralni prostor in pljučni intersticij z elastičnimi vlakni delujeta kot tlačno-tlačna pretvornika. Omogočata prenos tlačnih sprememb, ki nastanejo zaradi delovanja inspiratornega mišičja, do alveolov. Alveoli delujejo kot tlač-no-tokovni pretvorniki. Omogočajo pretvorbo tlačnih sprememb v zračni tok. Po tem zgledu je zasnovano tudi elektronsko vezje za simulacijo pljuč in njihove ventilacije. Vezje dihalne poti - pljuča je tokovno vezje. Gonilno vezje pa je napetostno vezje. To pomeni, da tok elektrenine, ki ponazarja tok zraka, teče le po vezju dihalne poti - pljuča. Po gonilnem vezju se prenaša le napetost, tok (praktično) ne teče. Zato se med vdihom pljučni kondenzator lahko polni le od zgoraj iz zemlje (oz.
atmosfere). Elektrenina zaradi zasnove sistema ne more teči iz pljučnega kondenzatorja navzdol v gonilno vezje. Pljučni kondenzator se lahko izprazni le navzgor skozi dihalne poti v zemljo (oz. atmosfero).
Časovna konstanta sistema (t)
Opredeljuje časovni potek praznjenja oz. polnjenja kondenzatorja skozi upor. Podana je z enačbo t = R-C, pri čemer je C kapacitivnost kondenzatorja, R pa električni upor, skozi katerega se kondenzator prazni oz. polni. V fiziologiji se včasih namesto časovne konstante uporablja njena recipročna vrednost, hitrostna konstanta (k = 1/t). V fiziologiji dihanja časovni potek normalnega izdiha oz. pasivnega praznjenja razpetih pljuč opredeljuje časovna konstanta (t) pljuč (7-9). Je produkt skupne upornosti dihalnih poti ter kompliance pljuč: t = R-C. Podaljšana je lahko zaradi povečane upornosti v dihalnih poteh (npr. bronhokonstrikcija) ali zaradi povečane podajnosti pljuč (npr. emfizem).
Izračun časovne konstante sistema kondenzator - upor v analognem elektronskem vezju:
t = R-C
t = 1,5kQ -200 jF t = 0,3 s
Vdih in izdih se praktično končata po izteku štirih časovnih konstant (t), saj takrat volumen pljuč doseže dobrih 98 % njihovega končnega volumna ob koncu vdiha oz. izdiha (8, 9). V našem primeru, t = 0,3 s, to pomeni 4-0,3 s = 1,2 s. Ob dolžini normalnega vdiha oz. izdiha 2 s oz. 3 s (tabela 1) ostane mnogo »rezervnega časa«.
Povezavo med časovno konstanto in razpolovnim časom (t1/2) kaže spodnja enačba (8, 10).
ti/2 = ln(2) • t t1/2 = 0,69- t oz.
t =1,44'ti/2
Časovna konstanta je približno 1,5-krat (v računu 1,44-krat) daljša od razpolovnega časa.
6
Simulacija bronhokonstrikcije ter njena kompenzacija z ročnim uravnavanjem tlaka vdiha
Vezje za simulacijo normalnega dihanja s slike 1B lahko priredimo za simulacijo bronho-
konstrikcije. Ce je konstrikcija bronhov relativno enakomerna po vseh pljučih, ostane struktura pljuč razmeroma homogena. V takšnih razmerah lahko pri simulaciji pljuča še vedno obravnavamo kot homogeni model. Slika 2A kaže zgolj shemo modela homogenih pljuč, prirejeno za simulacijo bronhokonstrikcije ter
MOTNJA: bronhokonstrikcija
MOTNJA r
1
iS
koi
Ibronho- f9kQ konstrikcija
1 5 kQ norma'na upornost dihalnih poti
alveoiami tlak
dihalni volumen pljučni volumen
MNOŽILNIK
. X
■-t--0.2 Hz/40%
ČASOVNA INTEGRACIJA ZRAČNEGA TOKA
. bolj negativen tlak vdiha
A
B
7
Slika 2. A. Shema delovanja motnje (bronhokonstrikcije) na model homogenih pljuč ter kompenzacije z ročnim uravnavanjem tlaka vdiha. Mesto delovanja motnje je označeno s puščico.
B. Analogno elektronsko vezje. Plevralni in alveolarni tlak ter dihalni oz. pljučni volumen merimo v vozliščh, ki so označena. Alveolarno ventilacijo merimo z vezjem za časovno integracijo zračnega toka. Povečanje upornosti dihalnih poti povzročimo pri času 128 sekund sstikalomSI. Skladno zmotnjo in mestom delovanja (puščica) se časovna konstanta pljučpoveča od t=0,3sna t = I,8s. Kompenzacijo posledic bronhokonstrikcije sprožimo ročno s stikalom S2 pri času 288 s. Takrat se stikalo S2 iz položaja, kot je na zgornji sliki, sklene z baterijo I,95 V, ki zagotavlja bolj negativen tlak vdiha.
njeno kompenzacijo z ro~nim uravnavanjem tlaka vdiha. Bronhokonstrikcija predstavlja motnjo, ki jo simuliramo s pove~anjem upornosti dihalnih poti. Slika 2B prikazuje ustrezno elektronsko vezje, na katerem smo ozna~ili vozli{~a za merjenje spremenljivk. Plevralni oz. alveolarni tlak merimo s pomo~jo merjenja napetosti v ozna~enih vozli{~ih. Dihalni oz. plju~ni volumen merimo s pomo~jo operacijskega oja~evalnika A1 (oja~enje 1), ki posredno meri elektri~ni naboj plju~nega kondenzatorja. Vezje omogo~a tudi merjenje alveolarne ventilacije. Podrobnej{a razlaga elektronskega vezja presega obseg tega ~lan-ka in je na razpolago v citiranih virih (11, 12).
REZULTATI
Simulacija normalnega dihanja, učinka bronhokonstrikcije ter ročnega uravnavanja tlaka vdiha
Za simulacijo uporabimo vezje s slike 2B. Slika 3 prikazuje simulacijo normalnega dihanja in simulacijo u~inka motnje (bronhokonstrik-cije) na model homogenih plju~. Frekvenca dihanja je 0,2 Hz oz. 12 dihalnih ciklusov na minuto. Simulacijo začnemo pri ~asu 0, kon-~amo pa jo pri času 400 s. Med časom 0 s in 128 s simuliramo normalno dihanje. Po začet-
8
Slika 3. Simulacija ventilacije modela homogenih pljučvnormalnih razmerah (0-l28s), med bronhokonstrikcijo (l28-288s) in po ročno prilagojenem tlaku vdiha (288-400 s). A. Dihalni volumen in funkcionalna rezidualna kapaciteta pljuč. B. Plevralni in alveolarni tlak. C. Alveolarna ventilacija. Vidimo, da sta potrebni skoraj 2 minuti, da alveolarna ventilacija doseže stacionarno stanje.
9
Slika 4. Dihalni volumen (DV) in funkcionalna rezidualna kapaciteta (FRC), plevralni in alveolarni tlak ter alveolarna ventilacija znotraj enega dihalnega ciklusa (5s). A. Vnormalnih razmerah (I08-Il3s). B. Med bronhokonstrikcijo (278-283s). C. Po ročno prilagojenem tlaku vdiha (388-393s).
Trajanje izdiha med bronhokonstrikcijo je znatno podaljšano, amplituda dihanja pa zmanjšana. Po ročni prilagoditvi tlaka vdiha se amplituda popravi, izdih pa ostane podaljšan.
ku simulacije je potrebnih približno 100 s, da alveolarna ventilacija doseže stacionarno stanje; takrat znaša 6 l/min. Pri času 128 s povečamo upornost dihalnih poti. Pri času 288 s ročno prilagodimo tlak vdiha, da ponovno dosežemo normalno alveolarno ventilacijo. Iz slike 3 je razvidno, da pljučni volumen ob koncu normalnega izdiha oz. pred začetkom naslednjega vdiha (funkcionalna rezi-dualna kapaciteta - FRC) znaša 2,4 litra. Pljučni volumen ob koncu normalnega vdiha znaša 2,9 litra. Dihalni volumen v bazalnih razmerah znaša torej 500 ml. Najbolj negativni/pozitivni alveolarni tlak znaša -1/+1cm H2O. Plevralni tlak niha med -5 in -7,5 cm H2O.
Bronhokonstrikcija povzroči očitno, približno 50% zmanjšanje dihalnega volumna in alveolarne ventilacije ter zmeren porast FRC. Nihanje alveolarnega tlaka se poveča tako v negativno kot v pozitivno smer. Plevralni tlak zaradi nespremenjenega tlaka vdiha niha enako kot v normalnih razmerah. Ročna prilagoditev, tj. povečanje negativnosti tlaka vdiha pri času 288 s, povzroči dvig dihalnega volumna ter alveolarne ventilacije na normalno vrednost, FRC se še nekoliko poveča. Nihanje alveolarnega tlaka se poveča v negativno in v pozitivno smer. Ple-vralni tlak zdaj niha s povečano amplitudo med -5 in -10 cm H2O.
Podrobnosti o spremembah dihalnega volumna, FRC, plevralnega in alveolarnega tlaka ter alveolarne ventilacije so razvidne iz slike 4. Gre za izseke iz slike 3, ki natančneje prikažejo dogajanja znotraj enega dihalnega ciklusa, ki traja 5 s.
Vnormalnih razmerah (slika 4A; 108-113 s), ko je upornost dihalnih poti 1,5 kQ (t = 0,3 s), znaša dihalni volumen 500 ml, FRC pa 2,41. Pljučni oz. dihalni volumen se hitro spreminja prvo sekundo vdiha oz. izdiha, kasneje se počasi približuje končni vrednosti. Alveo-larna ventilacija v bazalnih razmerah znaša 6l/min. Dihalni ciklus, ki ga prikazujemo, se začne pri času 108 s, konča pa se pri času 113 s. Traja torej 5 s. Vdih traja 2 s, kar je 40% celotnega dihalnega ciklusa. Za izdih je na razpolago 3 s; 60 % celotnega dihalnega ciklusa. Razmerje vdih: izdih znaša 1:1,5, kot je običajno tudi pri zdravem odraslem človeku vbazalnih razmerah (8,13). Plevralni tlak ob koncu izdiha oz. pred začetkom naslednjega vdiha znaša -5 cm H2O. Ob koncu vdiha doseže najbolj negativno vrednost -7,5 cm H2O. Časovni potek alveolarnega tlaka med vdihom (negativen tlak) in izdihom (pozitiven tlak) je skoraj simetričen. Najbolj negativni/pozitivni alveolarni tlak znaša -1/+1 cm H2O. Alveolarni tlak ob koncu vdiha in izdiha je približno enak atmosferskemu tlaku in znaša okoli 0 cm H2O. Enako vrednost ima tudi med poznim izdihom.
Med bronhokonstrikcijo (slika 4B; 278-283 s), ko je upornost dihalnih poti povečana na 9kD (t = 1,8 s), se dihalni volumen zmanjša na približno polovico in znaša približno 250 ml. Temu primerna je velikost alveolarne ventilacije, ki je približno 3 l/min. Izdih je močno podaljšan, FRC se poveča za približno 80 ml. Nihanja alveolarnega tlaka so povečana, najbolj negativni/pozitivni alveolarni tlak znaša -1,5/+1,2 cm H2O. Alveolarni tlak ostaja negativen med celotnim vdihom in pozitiven med celotnim izdihom. Plevralni tlak je nespremenjen in niha med -5 in -7,5 cm H2O.
Po ročnem povečanju negativnosti tlaka vdiha (slika 4C; 388-393 s) se dihalni volumen in alveolarna ventilacija normalizirata, FRC se poveča za nadaljnjih 80 ml. Skupen porast FRC znaša 160 ml; FRC iz bazalnih 2,41 poraste na 2,56 l. Nihanja alveolarnega tlaka so še
povečana, tako da najbolj negativni/pozitivni alveolarni tlak znaša -3/+2,4 cm H2O. Alveolarni tlak ostaja negativen med celotnim vdihom in pozitiven med celotnim izdihom. Zaradi povečane negativnosti tlaka vdiha plevralni tlak niha s povečano amplitudo. Med vdihom doseže skoraj -10 cm H2O, med izdihom ostaja na -5 cm H2O.
RAZPRAVLJANJE
Predstava, da je električni tok po žici podoben vodnemu toku po cevi, je dobro znana (14). Električni tok poganja napetostna razlika, vodo pa tlačna razlika. Namesto vode si lahko predstavljamo, da po cevi teče zrak, ki ga poganja tlačna razlika. Po žici teče el. naboj, po dihalni poti pa določen volumen zraka. Količina el. naboja, ki se »pretoči« v določenem času, je električni tok, volumen zraka, ki se pretoči v določenem času, pa je zračni tok (glej tabelo 1). Kondenzator na koncu žice je nekakšna posoda za shranjevanje el. naboja, elastični balon/alveol na koncu cevi pa shranjuje zrak (slika 1A). Kapacitivnost kondenzatorja pove, koliko el. naboja je sposoben sprejeti kondenzator pri določeni napetosti. Podajnost (komplianca) pljuč je sprememba volumna pljuč na vsako enoto spremembe tlaka okrog pljuč. Komplianca zdravih človeških pljuč v območju fizioloških dihalnih volumnov znaša približno 200 ml/1 cm H2O (7). To pomeni, da se pri spremembi plevralne-ga tlaka za 1cm H2O volumen pljuč spremeni za približno 0,2 l.
Elektrenina težje teče skozi el. upor, podobno zrak teče težje skozi zoženo dihalno cev.
Izraz upornost dihalnih poti se nanaša na upornost celotnega sistema dihalnih poti v respiratornem traktu in ima podoben pomen kot celokupni periferni upor v kardio-vaskularni fiziologiji (15). Upornost dihalnih poti je določena z upornostjo posamičnih elementov, tj. širših in ožjih cevi; njihova upornost pa je odvisna predvsem od premera (15). Če premer pada, upornost močno poraste. Lumen ene ali več dihalnih cevi je lahko zožen trajno ali začasno. Preprost primer je vstavljen endotrahealni tubus oz. različna bolezenska stanja: astma, KOPB, paraliza glasilk, obstrukcija zaradi tumorja ali tujka.
Upornost dihalnih cevi normalno znaša od 1 do 2 cm H2O s/l (8,16-18).
Bronhokonstrikcija je zoženje dihalnih poti. Sprožimo jo lahko tudi eksperimentalno, npr. z inhalacijo acetilholina oz. metaholina. Pri astmatičnem napadu upornost dihalnih poti ni povečana le zaradi skrčenja bronhialnih gladkih mišic, ampak tudi zaradi vnetnega edema bronhialne sluznice in sluzi. Oboje močno zmanjšuje svetlino in s tem prehodnost dihalnih poti. Pri resni bronho-kostrikciji se upornost dihalnih poti poveča na vrednosti med 4 in 12 cm H2O s/l, pri zelo hudih stanjih tudi bistveno več (16-18). Pri naši simulaciji bronhokonstrikcije smo upornost dihalnih cevi iz normalne vrednosti 1,5 cm H2O s/l povečali (za faktor 6-krat) na 9cmH2Os/l.
V ozadju programa Electronics Workbench teče programski algoritem SPICE (Simulation Program with Integrated Circuit Emphasis), ki je bil razvit na univerzi Berkeley in velja za standardni algoritem za analogno analizo elektronskih vezij (19, 20). SPICE zahteva programiranje vukaznih vrsticah in zato znanje programiranja. Sestavljalci programa Electronics Workbench so se temu izognili s pomočjo uporabniku prijaznega grafičnega vmesnika, ki omogoča preprosto izbiranje poljubnih elektronskih komponent in njihovo povezovanje na zaslonu osebnega računalnika. Ko je vezje sestavljeno, preprosto izberemo vozlišča, ki nas zanimajo, ter sprožimo želeno analizo. Pri simulacijah uporabljamo analizo časovnega poteka, pri kateri določimo začetek in konec simulacije. Analiza sestavljenih analognih elektronskih vezij poteka stabilno, čeprav so nekatera vezja precej zapletena. Simulacije so z lahkoto ponovljive. Pri nekaterih od njih smo namesto avtomatske nastavitve časovnega koraka analize tega po potrebi nastavili ročno.
Naš članek Simulation of pulmonary ventilation and its control by negative feedback (11) temelji na prvi generaciji analognega elektronskega vezja za simulacijo pljuč in njihove ventilacije. Medtem smo model bistveno izboljšali. Vse simulacije v tem članku so narejene z drugo, izpopolnjeno generacijo analognega elektronskega vezja za simulacijo pljuč in njihove ventilacije. Ta se bolje prilega fiziološkim razmeram v organizmu človeka,
kot je bilo to mogoče doseči s prvo generacijo ustreznega vezja. Umerjenost (kalibracija) sistema je zdaj bistveno boljša. Vrednosti in časovni potek spremenljivk med dihalnim ciklusom se zdaj boljše ujemajo s podatki iz literature. Plevralni in alveolarni tlak je zdaj izražen v cm H2O. V prvi generaciji modela so bili tlaki izraženi v mmHg. Dihalni volumen v bazalnih razmerah zdaj znaša natančno 500 ml, prej je bil približno 400 ml. Razmerje vdih: izdih je prej znašalo 1:3, sedaj pa 1: 1,5, kot je običajno pri zdravem odraslem človeku v bazalnih razmerah (8, 13).
Pri simulaciji bronhokonstrikcije je videti močno znižan dihalni volumen in spremenjen časovni potek posamičnih vdihov/izdihov (slika 3, slika 4). Prizadet je predvsem pasivni izdih, ki je podaljšan. To lahko pojasnimo s pomočjo časovne konstante pljuč. Izdih je praktično (98%) končan po izteku štirih časovnih konstant (t); (8, 9). V normalnih razmerah, t = 0,3 s, to pomeni 4-0,3 s = 1,2 s. Zato ob dolžini normalnega izdiha 3 s preostane veliko »rezervnega časa«, tj. časa, v katerem se volumen pljuč med izdihom zelo počasi približuje končni vrednosti, tj. FRC. Med bron-hokonstrikcijo je časovna konstanta podaljšana (t = 1,8 s), štirikratni produkt časovne konstante pljuč (4-1,8 s = 7,2 s) močno preseže čas, ki je na voljo za izdih. Zato se z bron-hokonstrikcijo prizadeta pljuča ne morejo zadovoljivo izprazniti. V pljučih ostane nekaj dodatnega zraka, zato FRC poraste. Na otežen pretok zraka skozi stisnjene bronhije kaže tudi povečano nihanje alveolarnega tlaka v negativno smer med vdihom in v pozitivno smer med izdihom ter spremenjen časovni potek alveolarnega tlaka med vdihom in izdihom (slika 3, slika 4). Alveolarni tlak med bron-hokonstrikcijo se ob koncu vdiha ne izenači z atmosferskim, kot se to zgodi ob koncu normalnega vdiha, ampak ostaja negativen. Obratno se dogaja med izdihom. Zaradi stisnjenih bronhijev zrak ne more dovolj hitro teči iz pljuč, alveolarni tlak se poveča v pozitivno smer. Alveolarni tlak med poznim izdihom se ne izenači z atmosferskim, kot se to zgodi ob koncu normalnega izdiha, ampak ostaja pozitiven.
Na osnovi dejstev in navedenih izsledkov lahko sprejmemo postavljeno hipotezo in potrdimo, da je z ustreznim analognim
elektronskim vezjem mogoče simulirati pljuča in alveolarno ventilacijo. Poleg normalnega dihanja je možna simulacija patološkega stanja - bronhokonstrikcije.
Uporaba simulacij pri raziskovanju lahko mnogokrat povsem odpravi ali močno zmanjša število poskusnih živali, katerih uporabo omejujejo tudi predpisi oz. zakonodaja. Uporaba poskusnih živali pri raziskovanju je namreč opravičljiva le takrat, ko z drugimi metodami, npr. s celično kulturo, matematičnim modelom itd. ni mogoče dobiti podatkov za potrditev hipoteze. Raziskovanje s pomočjo simulacij omogoča poljubno število ponovitev poskusov ter poskuse, ki so na poskusni živali le težko ali sploh neizvedljivi. Predvidevamo, da bo naše novo orodje poleg
uporabe v raziskovalne namene možno uporabiti kot pripomoček pri pouku. Simulacije raziskovalcu ali študentu olajšajo razumevanje dogodkov, saj lahko spreminja le en parameter (npr. upornost dihalnih poti) in opazuje, kako to vpliva na spremenljivke (npr. dihalni volumen).
Model, nadgrajen z negativno povratno zvezo za samodejno uravnavanje (homeo-stazo) alveolarne ventilacije ob delovanju različnih motenj nameravamo prikazati v prihodnjem članku; Simulacije dihanja II.
ZAHVALA
Hvala akademiku prof. dr. Marjanu Kordašu za pomoč pri delu in kritičen pregled rokopisa.
LITERATURA
1.	Bajec A, Jurančič J, Klopčič M, eds. Slovar slovenskega knjižnega jezika. Ljubljana: Državna založba Slovenije; 1980.
2.	Kneebone R, Kidd J, Nestel D, et al. An innovative model for teaching and learning clinical procedures. MedEduc 2002; 36(7): 628-34.
3.	Owen H, Plummer JL. Improving learning of a clinical skill: the first year's experience of teaching endotracheal intubation in a clinical simulation facility. Med Educ 2002; 36(7): 635-42.
4.	Kneebone R. Simulation in surgical training: educational issues and practical implications. Medical Education 2003; 37(3): 267-77.
5.	Modell H, Michael J, Wenderoth MP, et al. Physiology Educational Research Consortium website. Dosegljivo na: http://www.physiologyeducation.org.
6.	Interactive Images Technologies Ltd. Dosegljivo na: http://www.interactiv.com.
7.	West JB. Respiratory Physiology: The Essentials. 7th ed. Baltimore: Lippincot Williams &Wilkins; 2005.
8.	Nunn JF. Applied Respiratory Physiology with Special Reference to Anaesthesia. 1st ed. London: Butterworths; 1969.
9.	Shannon DC. Rational monitoring of respiratory function during mechanical ventilation of infant and children. Intensive Care Med 1989; 15 Suppl 1: S13-6.
10.	Runovc F, Kordaš M. Elektrofiziološke metode. 2nd ed. Ljubljana: Naravoslovnotehniška in Medicinska fakulteta; 2004.
11.	Dolenšek J, Runovc F, Kordaš M. Simulation of pulmonary ventilation and its control by negative feedback. Com-put Biol Med 2005; 35(3): 217-28.
12.	Dolenšek J. Simulacija pljuč, alveolne ventilacije ter njenega uravnavanja z negativno povratno zvezo [doktorsko delo]. Ljubljana: Univerza v Ljubljani; 2005.
13.	Guyton AC. Textbook of Medical Physiology. 10th ed. Philadelphia: Saunders; 2000.
14.	Gonick L. Fizika v stripu + rešene naloge. Ljubljana: Tehniška založba Slovenije; 2000.
15.	Germann J W, Stanfield L C. Principles of Human Physiology: International Edition. 2nd ed. San Francisco: Pearson; 2005.
16.	Kaczka DW, Ingenito EP, Suki B, et al. Partitioning airway and lung tissue resistances in humans: effects of bronc-hoconstriction. J Appl Physiol. 1997; 82 (5): 1531-41.
17.	Kaczka DW, Ingenito EP, Israel E, et al. Airway and lung tissue mechanics in asthma. Effects of albuterol. Am J Res-pir Crit Care Med. 1999; 159 (1): 169-78.
18.	Donald RE. Lung Mechanics & Mechanical Ventilation. Dosegljivo na: http://www.lexingtonpulmonary.com/ education/lungmech/lungmech.html
19.	Vladimirescu A, Zhang K, Newton R. SPICE Version 2G Users Guide. Berkeley: Department of Electrical Engineering and Computer Sciences, University of California; 1981.
20.	Tuma T. Analiza vezij s programom SPICE. 2nd ed. Ljubljana: Fakulteta za elektrotehniko in računalništvo; 1993.
Prispelo 22. 4. 2008