Изообъемная кривая давление—поток

Изообъемная кривая давление—поток

С не чующим существенным элементом в понимании влияния объема легких на (. бъемную скорость воздушного потока является отношение между потоком и давле-нием при постоянном объеме легких, отражаемое шообъемной кривой давление-по­ток (рис 2-18) Семейство изообъемных кривых давление- поток может быть полу­чено следующим образом. Поток измеряется с помощью прибора пневмотахографа, а, , Г> ъем' легких - с помощью плетизмографа для всего тела (гл. 4). Внутриплевралыюе

Рис. 2-18. Изообъемпые криимс дайлскис-поток для малого, среднего и большого объемов легких. (Из: West J. ГЗ. Respiratory Physiology: The lissentials. 4th ed. Baltimore: Williams & Wilkins, 1990: 108. По: 1ту I). L., Hyatt К. Н. Pul­monary mechanics: Л unified analysis of the relationship between pressure, volume and gas flow in the lungs of normal and diseased human subjects. Am. ). Med. 29: 672-689, I960'. )

давление как показатель дыхательного усилия измеряется при помощи внутрипище-водного баллонного катетера. При построении графика все три переменные представ­лены как функция времени, в течение которого выполняется ряд дыхательных манев­ров в диапазоне от TLC до RV. Каждый маневр выполняется с различным усилием. Точки давления, соответствующие заданному объему легких, наносятся затем напро­тив точек потока при том же объеме легких. Результирующая кривая и есть изообъ-емная кривая давление-поток. Она выражает объемную скорость потока как функ­цию усилия (выраженного внутрипищеводным или внутриплевральным давлением) при определенном объеме легких.

При рассмотрении этих кривых стоит подчеркнуть несколько положений. Во-первых, чем больше прилагается усилий во время вдоха, тем больше становится поток, то есть при вдохе предел объемной скорости потока недостижим. Во-вторых, при данном внутриплевральном давлении экспираторный поток тем больше, чем больше объем легких. В-третьих, при больших объемах легких экспираторный поток возрастает с увеличением внутриплеврального давления, то есть с увеличением уси­лия. Наконец, при малых и средних объемах легких увеличение внутриплеврально­го давления вызывает рост потока только до определенной точки, затем поток оста­ется постоянным, несмотря на дальнейшее возрастание усилия. Другими словами, поток становится независимым от усилия по достижении критической величины давления. Действительно, эти точки максимального потока на изообъемной кривой давление-поток соответствуют величинам потока, изображенным петлями поток-объем при определенных объемах легких.

Кривая максимальный поток—статическая отдача

Последнее положение, которое должно быть рассмотрено при анализе петель поток-объем, возникает из изложенного выше обсуждения статических сил в лег­ких и отношения между потоком и давлением статической эластической отдачи, которое представлено кривой максимальный поток-статическая отдача (рис. 2-19).

Максимальный поток падает почти линейно по мере снижения давления элас­тической отдачи. Как отмечалось, давление эластической отдачи зависит от объема легких. Отсюда следует, что максимальный экспираторный поток понижается с уменьшением объема легких, обнаруживая такое же отношение между этими пере­менными, как и в кривой поток-объем.

Некоторые специалисты предлагают использовать кривую максимальный по­ток-статическая отдача, чтобы установить, является ли причиной понижения мак­симального экспираторного потока утрата эластичности легких (как при эмфиземе) или увеличение сопротивления ВП (как при бронхиальной астме). В первом случае кривая максимальный поток-статическая отдача в основном укладывается в нор­мальный диапазон. Однако максимальный поток ограничивается, если давление ста­тической эластической отдачи достигает некоего предела. Когда максимальный по­ток уменьшается из-за повышенного сопротивления ВП, то поток снижен для дан­ной величины давления статической эластической отдачи. Другими словами, для /достижения должного максимального потока требуется большее давление отдачи для преодоления увеличенного сопротивления ВП.

Теория точки равного давления

Теперь необходимо изложить основы теории ограничения экспираторного по­тока, теории точки равного давления. Рассмотрим модель на рис. 2-20, подобную той, что изображена на рис. 2-17. На новой модели трубка не полностью ригидна, а содержит коллабируемый сегмент.

Условия давления те же, что на рис. 2-17В. Коллабируемый сегмент делит труб­ку на проксимальную и дистальную части. Как и прежде, плевральное давление дей­ствует в равной степени на эластический шар и вдоль длины трубки.

Рис. 2-19. Криная максималь­ный поток-статическая отда­ча. Мокшан нормальный диа­пазон максимального потока. (И: *: Macklcm P. 'Г. New tests to assess lun# function. N. Kngl. J. Med. 293: 'M2, 197Г>. )

Во время выдоха давление в эластическом шаре, Palv, превышает Ppl на вели­чину Pel (т. е. Palv = Pel + Ppl). Так как Ppl пропорционально дыхательному усилию, то Palv изменяется на ту же самую величину. В итоге, разница Palv — Ppl остается постоянной и равной Pel (при постоянном объеме шара). Следовательно, где-то по ходу трубки должна возникнуть точка, в которой падение движущего давления эк­вивалентно величине Pel. Трансмуралъное давление в этой точке, то есть разница давлений снаружи и внутри трубки, равно нулю. Дальнейшее падение движущего давления по мере движения потока воздуха наружу (в направлении входа в ВП) приводит к тому, что трансмуральное давление становится отрицательным. Если коллабируемый сегмент по ходу потока расположен позади точки, в которой давле­ние внутри трубки и плевральное равны (точкаравного давления), то отрицательное трансмуральное давление сужает этот сегмент и скорость воздушного потока падает. Однако полного спадения трубки не происходит, так как общая окклюзия вновь повышает интрамуральное давление до уровня альвеолярного в точке, расположен­ной проксимальнее коллабируемого сегмента. В результате этого сегмент вновь рас­ширяется, поскольку Palv на выдохе всегда превосходит Ppl, а трансмуральное дав­ление снова становится положительным (давление внутри трубки больше, чем сна­ружи).

Суммарный результат взаимодействия этих сил представляет собой резистор Старлита, систему, в которой коллабируемый сегмент, критически сужаясь, ли­митирует поток. В условиях, преобладающих в резисторе Старлинга, критическим градиентом давления, определяющим поток, является Palv — Ppl, а не Palv — Рао (рис. 2-17). Кроме того, поскольку Palv растет с увеличением Ppl (Pel остается по­стоянным при фиксированном объеме легких), движущее давление для потока, Palv — Ppl, не меняется, несмотря на рост градиента Palv — Рао. Исходя из этого, экспи­раторный поток при постоянном сопротивлении остается стабильным, несмотря на рост Ppl (увеличение затрачиваемого усилия).

Как можно предположить, с уменьшением объема легких, т. е. с уменьшением их растяжения, эффективное движущее давление, Pel, также уменьшается. В итоге, точка равного давления начинает перемещаться к альвеолам. При больших объемах легких точка равного давления лежит в крупных ригидных ВП, таких как трахея, главные и долевые бронхи. Поскольку эти ВП не подвержены коллапсу, экспиратор­ный поток не ограничивается. Это обстоятельство объясняет зависимость потока от прилагаемого усилия на графике поток-объем (рис. 2-18). С другой стороны, при малых объемах легких, когда точка равного давления располагается ближе к альвео­лам, в коллабируемых ВП, лишенных хрящей, развивается эффект резистора Стар­линга, и дальнейший рост усилия больше не дает увеличения экспираторного пото­ка. Поток перестает зависеть от усилия.

Рис. 2-20. Модель для анализа ограничения: жепираторного по­тока, подобная модели па рис. 2-17. В поной модели труб­ка содержит коллабируемый участок, который делит ее на выше- и нижележащий (по ходу потока) сегменты. Во время фор­сированного выдоха возпикпо-непнс отрицательного трапсму-ралыюго давления приводит к сужению трубки и формирова­нию резистора С тарлипга. Объемная скорость потоки воз­духа стапонится ограниченной

⇐ Предыдущая9101112131415161718Следующая ⇒

Поделиться:

Воспользуйтесь поиском по сайту: