1、引言
随着医学科技的飞速发展，医学物理课程越来越受到医学生的重视[1].作者根据复旦大学物理教学考察组访问美国6所名校的考察报告中提到的教学理念[2],对医学生的医学物理实验进行了教学改革，研制了与医学结合紧密的实验教学仪器。肺呼吸物理是医学物理课程中的重要教学内容，而缺少肺呼吸物理实验的现状长期影响着学生对该教学内容的理解及应用，进而使得后续的生理学乃至内1科学中的相关教学内容的临床应用及研究受到一定的影响。为此，研制了肺呼吸物理教学实验仪并设计测量了模型肺的V-p曲线及肺顺应性。通过该实验教学，学生可深入了解肺呼吸的物理机制，掌握反映肺弹性的物理参量，即肺顺应性的测量原理及方法，理解肺呼吸V-p曲线的物理意义，了解流动相似性原理应用于模型实验的方法。
2、实验原理
2.1基本概念
呼吸过程[3]:胸腔是一封闭系统，在呼吸肌（胸肌、膈肌、腹肌）弹性力作用下，肋骨外扩横膈膜下降，因此胸腔体积增大，胸腔内压强减小，当小于大气压时，新鲜空气进入肺泡，肺泡张大，完成吸气过程。在肺组织弹性恢复力的作用下，横膈膜上升，胸腔的体积减小，胸腔内压强增大，当压强大于大气压时，肺泡内的气体排出，完成了呼气过程。
流动相似性[4]:对于某些实际流体的流动，由于环境条件、测量方法和工具的局限性，实体上难以观测，用模型实验探索复杂流动规律的方法已被应用于航天、航空、气象及生物等研究领域。但实验模型的制作必须遵守流动相似性原则，即流体的流动环境满足力学相似、几何形状相似、雷诺数相似等，模型实验的结果才能应用于实际。
本实验所使用的肺呼吸物理模型，在设计上参考了该研究领域所认同的模拟方法[5],以能够反映肺泡内、外压强差变化、肺泡内气体体积与胸腔内压强的关系即肺V-p曲线为目的，在气体流动环境的几个方面运用了力学相似和几何相似原则，以保证模型实验与真实肺在反映肺弹性特征上的等效性，以及由模型实验结果推知真实规律的可靠性。
2.2体积-压强曲线
在呼吸过程中，肺泡内气体体积随胸腔内压强的变化关系称为肺呼吸体积-压强曲线，即V-p曲线，如图1所示[6].由图1可以看出，吸气时，肺泡内气体体积随胸腔内压强减小而增大；呼气时，肺泡内气体体积随胸腔内压强的回升而减小。肺的体积-压强曲线的形状在吸气和呼气时是不同的，即在给定压强时，肺在呼气时的肺泡内体积总是大于吸气时的体积，这种行为被称为滞后现象。滞后现象基于肺组织的黏弹性和肺泡内表面活性物质的表面张力的共同作用，前者大于后者。肺组织是黏弹体，同时表现出弹性和黏性，呼气时，肺组织的黏性（内摩擦力）比吸气时大，从而导致肺组织弹性恢复滞后。另外，在吸气和呼气过程中，肺泡内的表面活性物质的分布以及表面张力随肺泡半径变化，使得肺泡内黏液的附加压强（2α/r）也随之变化[7],呼气时的附加压强比吸气时大，这也是导致呼气时肺弹性恢复滞后的原因之一。
呼吸时肺的V-p曲线的斜率称为肺顺应性[6],用C表示。
C=ΔV/Δp.
肺顺应性表达了肺的弹性特征。
平稳呼吸时，人肺的 顺 应 性 在200 mL/cmH2O（1cm H2O=98Pa）[8]左右。当肺组织弹性或力学环境改变时，肺顺应性也会相应改变。肺气肿、哮喘及肺纤维化病人的肺顺应性可能减小。
3、实验仪器
FDJSL-A型肺呼吸物理实验仪（复旦大学物理教学实验中心研制）由胸腔模拟系统、腹腔动力系统和体积压强测量系统组成，结构方框图见图2,实验仪器图片见图3.
胸腔模拟系统由胸腔体、等效肺泡、等效气管、横膈膜组成。腹腔模拟系统由腹腔体和控制腹压的活塞组成。
根据几何相似的原则，模型各部分的几何形状和尺寸应与实体相似且有一定比例关系。因而，胸、腹腔体设计为圆筒状（实体截面为两轴相近的椭圆），胸、腹腔两长度比值（1∶1）及截面积比值（1∶1）与实体相近。气管设计分3级，即气管、支气管和小支气管，为便于制作，把许多平行的小支气管等效为1个管道[9],等效小支气管与等效肺泡相联，为便于观察肺泡变化，这里以5个等效肺泡模拟肺组织和肺泡，分别代表人肺中的5个肺叶（即左肺2叶，右肺3叶）。
根据力学相似的原则，实验模型的流体流动环境的受力分布应与实体中的分布有合理的比例关系。本实验中，吸气和呼气都伴随有气体流动，气管一侧与气管内的受力与实体相当，都是大气压；等效肺泡外即胸腔内的压强变化为-35cmH2O~0,大于实体压强变化；横膈膜装在胸、腹腔中间，腹腔压强的变化引起横膈膜升高或降低15mm左右（这里的设计与平稳呼吸的实体相近），肺泡内气体体积的变化为0~150mL（小于实体）。等效肺泡和横膈膜分别选用具有较好黏弹性的气球和橡皮膜。需要说明的是，真实肺和肺泡的弹性非常好，3cmH2O的压强差就可以吸进500mL的空气，目前还没有与此相当的生物材料，因此本实验中肺及肺泡黏弹性的模拟是由黏弹性气球以及胸腔内压强的主动调节来共同完成。
动力系统由活塞、曲轴、转轮和手柄组成。转轮旋转时，曲轴带动活塞上下运动，从而调节腹腔中的压强。
体积测量装置由内筒、外筒、通气管组成。通气管沿外筒的轴向且穿过底部，内筒上端封闭并倒扣于外筒中。实验时，将水注入筒内，液面约为2/3筒高，然后将通气管下端接硅胶管，硅胶管另一端接气管。当胸腔压强变化时，内筒将升高或降低，根据内筒的高度可算出呼吸过程中肺泡内的气体体积。
压强测量装置是1只U型玻璃管压强计，其内装入适量的水，玻璃管一端通大气，另一端经硅胶管接胸腔。当胸腔压强变化时，根据液面上升高度可测出压强。
4、实验方法
实验前，在体积测量装置的筒内注入水，液面高度约为筒高2/3,并使内、外筒液面高度相等。在U型玻璃管压强计中装入适量的水，并清除水柱中气泡。
把体积测量装置中的通气管下端通过硅胶管与气管连接，U型玻璃管压强计的一端经硅胶管接胸腔，需避免漏气。
用手柄转动转轮，活塞可上下运动，当观察到等效肺泡张大和缩小、U型玻璃管中液面降低或升高以及体积测量装置的内筒升高或降低的现象时，即可开始实验测量。
为模拟平稳呼吸，保证吸气的起点和终点所测p/V值有较好的重复性，在腹腔外壁刻出与活塞移动范围相应的2条醒目界线，以及在最高和最低界线之间刻出数条等间隔标志线。实验时，活塞在刻线位置短暂停留，以读取胸腔内压强和等效肺泡内的气体体积。
首先测量正常呼吸情况下的p值和V值，再测量模拟胸腔内高压（肺气肿）时的p值和V值。
5、实验数据及结果
正常呼吸情况下测量的实验数据如表1~2所示。胸腔内高压（肺气肿）时测量的实验数据如表3~4所示。胸腔内压强用p表示，肺泡内气体体积用V表示。
根据以上数据作图，得到模型实验条件下正常呼吸情况的V-p曲线（见图4），以及胸腔内高压呼吸情况下的V-p曲线（见图5）。
从图4~5中的V-p曲线可以看出，吸气时的V-p曲线与呼气时的V-p曲线不重合，曲线形状与实际肺V-p曲线相似，这说明采用较好黏弹性的气球可以模拟肺的弹性滞后特征。
由图4和图5曲线中的吸气起点和终点的坐标，并根据C=ΔV/Δp求出模型实验条件下正常呼吸情况时的肺顺应性为2.03mL/cmH2O,胸腔内高压情况 下的肺顺应性为1.25 mL/cmH2O,可见胸腔内高压时的肺顺应性低于正常呼吸情况下的肺顺应性，这与实际人肺的推理结果一致。
6、讨论
FDJSL-A型肺呼吸物理实验仪属模型实验装置，利用该仪器测得的肺呼吸V-p曲线与实际肺曲线形状相似，从曲线上可以看出模型肺有弹性滞后现象，测出的肺顺应性大小 （2.03 mL/cmH2O）在仪器技术指标范围之内；模拟胸腔内高压情况下所测V-p曲线也有弹性滞后效果，肺顺应性为1.25mL/cmH2O,小于正常情况下的模拟值。
可以看出，以上2种不同条件下测得的V-p曲线都反映出模型肺的黏弹性特征存在；另外，模拟胸腔内高压时的肺顺应性小于模拟正常情况的肺顺应性，这与实际规律相符合。以上分析说明，基于流动相似性原则的该教学实验的设计与真实肺呼吸的物理过程有较好的等效性，可以用于教学实验。
本实验的误差来源有以下3个方面：首先是各个连接处可能有少许漏气，引起等效肺泡内的体积测量数据偏小，从而导致测出的肺顺应性减小；其次是U型管液面的不稳定导致压强读数的误差，但通过多次测量可减小误差；另外导管中的空气以及U型管中水的内摩擦力引起的能量损失导致的体积和压强测量的系统误差。
漏气问题可以通过改进工艺来避免，U型管中水的内摩擦力问题可采用更换其他类型的压力计来解决。用黏弹性特征明显的材料模拟肺组织和肺泡，可使模型肺的弹性滞后效果更明显。
7、结束语
人体是复杂的生命系统，生物软组织模拟存在一定困难。作为模拟生命体物理过程的教学实验，在应用相似性原理的基础上，以突出某个物理过程和物理规律为主来进行相似性设计，应使得实验数据与生物体实际满足一定的相似比例，保证模型实验与生物体实际的等效性。以教学为目的的、反映肺呼吸物理规律的模型实验我们是初步尝试，有一些问题还需要进一步探索。
【参考文献】
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[9] 高文。呼吸系统的物理模型[J].天津成人高等学校联合学报，2001,3（4）：90-94.25第1期冀敏，等：肺呼吸物理模型测量肺顺应性的教学实验
