Mikromechanik der Lungenalveolen: Struktur und Funktion von Surfactant und Gewebekomponenten

Während des Atmungszyklus sind die distalen Lufträume des Lungenparenchyms ständigen Volumenänderungen unterworfen. Diese Volumenänderungen führen zu Verformungen der duktalen und alveolären Lufträume und vor allem der interalveolären Septen. Solche Verformungen lassen sich am besten mit dem Begriff Dehnung beschreiben, der die Größe (z. B. Länge, Oberfläche oder Volumen) einer Struktur nach der Verformung im Verhältnis zur Ausgangssituation bezeichnet (Vlahakis und Hubmayr 2005). Auf der Organskala wird die der Lunge auferlegte Dehnung dementsprechend anhand des Tidalvolumens, das der Lungendeformation entspricht, und des funktionellen Restvolumens, das der Ausgangssituation der Lunge entspricht, berechnet. Während der mechanischen Beatmung wird das Tidalvolumen durch das Beatmungsgerät vorgegeben, während das funktionelle Restvolumen dem Volumen der Lunge bei einem bestimmten positiven endexpiratorischen Druck (PEEP) entspricht. Die Spannung hingegen ist als Kraft pro Fläche definiert, so dass Spannung und Druck die gleiche Einheit haben (Vlahakis und Hubmayr 2005). Auf mikroskopischer Ebene wurden druckänderungsbedingte Veränderungen der Mikroarchitektur und damit Deformationen in duktalen und alveolären Lufträumen sowie in interalveolären Septen beschrieben (Gil et al. 1979; Bachofen et al. 1987; Tschumperlin und Margulies 1999; Roan und Waters 2011). Aufgrund dieser Beobachtungen ist es physiologisch sinnvoll, zwischen duktalen und alveolaren Lufträumen zu unterscheiden, da sie aus anatomischer Sicht unterschiedlich begrenzt sind mit teilweise unterschiedlichen stabilisierenden Elementen, die zu unterschiedlichen mechanischen Eigenschaften führen (Wilson und Bachofen 1982; Haefeli-Bleuer und Weibel 1988).

Extrazelluläre Matrix, Zellen und Mikromechanik duktaler und alveolärer Lufträume

Ein ökonomisch gestaltetes Fasernetzwerk dient der Stabilisierung distaler Lufträume, die die mit dem elastischen Rückstoßdruck der Lunge (= transalveolärer Druck) verbundenen Spannungen tragen und weiterleiten. Letzterer ist definiert als die Differenz zwischen dem Druck in den azinären Lufträumen und der Pleuraoberfläche (Loring et al. 2016). In vivo ist der Druck an der Pleuraoberfläche im Vergleich zum Atmosphärendruck in der Regel negativ und beruht hauptsächlich auf dem elastischen Rückstoß der Lunge, der im elastischen Fasernetzwerk und der Oberflächenspannung begründet ist (Fredberg und Kamm 2006; Wilson und Bachofen 1982). Das axiale System aus elastischen und kollagenen Fasern geht von den Wänden der leitenden Atemwege aus, dringt in die Zentren der Acini ein und trägt zur Bildung von Alveolareingangsringen bei, die die Alveolarfortsätze umgeben. Der Alveolarkanal als solcher hat also keine eigene Wand, sondern wird von den Eingangsringen der Alveolen begrenzt, die die Elemente des axialen Netzwerks von Bindegewebsfasern enthalten. Mit anderen Worten: Das axiale Fasersystem wickelt die duktalen Lufträume ein (Abb. 4). Daher führen Volumenänderungen der Alveolarkanäle in erster Linie zu einer Verformung der Alveolareingangsringe und einer Dehnung des axialen Fasersystems. In diesem Zusammenhang wurde beobachtet, dass mit abnehmendem Lungenvolumen der Durchmesser der Alveolareingangsringe kleiner wird (Mercer et al. 1987). Die Alveolarwände werden jedoch durch interalveoläre Septen gebildet, die vor allem ein alveoläres Kapillarnetz, verschiedene Zelltypen und ein Minimum an stabilisierenden Bindegewebselementen enthalten. Das axiale System von Bindegewebsfasern, das an den alveolären Eingangsringen konzentriert ist, ist mit dem peripheren System, das von der Pleura ausgeht, durch alveoläre Septumwandfasern verbunden, die sich zwischen den Basallamina des Alveolarepithels und des Endothels befinden, was der dicken Seite der Luft-Blut-Schranke entspricht. Diese Fasern auf der dicken Seite stellen das Rückgrat der interalveolären Septen dar und übertragen die Dehnungskräfte, die bei homogener Spannungsverteilung innerhalb der Lunge durch die Druckgradienten zwischen azinärem Luftraum und Pleurahöhle entstehen (Mead et al. 1970) (Abb. 4). In diesem Zusammenhang wurde gezeigt, dass die Volumendichte von kollagenen und elastischen Fasern innerhalb der Septen zum freien Rand der Septen hin zunimmt und die „Wand“ des Alveolargangs bildet (Mercer und Crapo 1990; Toshima et al. 2004). Elastische Fasern haben eine lineare Spannungs-Dehnungs-Beziehung über einen weiten Deformationsbereich, der eine Verdoppelung ihrer Ausgangslänge (= 200 % Dehnung) ermöglicht, so dass diese Fasern zum elastischen Rückstoß und zur Stabilisierung des Lungenparenchyms bei geringeren Lungenvolumina beitragen, einschließlich des Bereichs der normalen Atmung, der üblicherweise als das Volumenspektrum zwischen 40 und 80 % der Gesamtlungenkapazität (TLC) definiert ist (Suki et al. 2011; Yuan et al. 2000). Kollagenfasern hingegen haben bei geringen Lungenvolumina einen mehr oder weniger krausen Verlauf. Infolgedessen werden die Kollagenfasern bei größeren Lungenvolumina gerade und zeichnen sich dann durch eine stark nichtlineare Spannungs-Dehnungs-Beziehung und hohe Steifigkeit aus (Suki et al. 2005).

Zu den stabilisierenden Komponenten der interalveolären Septen und damit der alveolären Lufträume gehört auch die alveolarepitheliale Basallamina, die bei größeren Lungenvolumina ebenfalls belastend werden soll (Maina und West 2006). Eine Volumenzunahme der Alveolen kann zu einer Dehnung der Alveolarepithelzellen führen, die über Zell-Matrix-Adhäsionen an der Basallamina befestigt sind (Tschumperlin und Margulies 1999). Dies stellt einen wichtigen Unterschied zum Alveolargang dar, dem eine Grenze mit einer kohäsiven Epithelauskleidung fehlt. Elektronenmikroskopische Untersuchungen der Basallamina an der dünnen Seite der Luft-Blut-Schranke der interalveolären Septen zeigten jedoch auch bei größeren Lungenvolumina (z.B. über 80% der TLC) eine Faltung, was darauf hindeutet, dass zumindest in einigen Bereichen die Basallamina (und die Deckzellen) nicht vollständig gestreckt sind (Bachofen et al. 1987). In der gesunden Lunge ermöglichen diese oben beschriebenen, sehr ökonomisch organisierten stabilisierenden Systeme von Bindegewebselementen, dass sich die Volumina während der Atmung mit minimalem Aufwand verändern können, ohne die wichtige Gasaustauschfunktion des Parenchyms zu beeinträchtigen (Weibel et al. 1991; Weibel et al. 1992). Darüber hinaus ist es wahrscheinlich, dass die Verformung von Gewebekomponenten ohne große Belastung des Alveolarepithels in einer intakten Lunge während der normalen Tidalatmung erfolgt, da das Gerüst belastbar ist, während die Oberflächenspannung in Gegenwart eines intakten Surfactant-Systems bei niedrigen Lungenvolumina reduziert ist.

Die Basallamina und die anderen Komponenten der extrazellulären Matrix bilden das Gerüst, an dem die zellulären Komponenten wie Alveolarepithelzellen, interstitielle Zellen und Endothelzellen über Zell-Matrix-Kontakte wie fokale Adhäsionen fixiert sind. Obwohl Zellen Verformungskräfte auf die umgebende extrazelluläre Matrix ausüben können, hat sich gezeigt, dass sich die mechanischen Eigenschaften der Lunge im Verlauf der Dezellularisierung des Lungengerüsts nur geringfügig ändern (Nonaka et al. 2014). In diesem Zusammenhang wurde geschätzt, dass die zellulären Komponenten der interalveolären Septen nur wenig zu den mechanischen Gesamteigenschaften der Lunge wie elastischer Rückstoß und Steifigkeit beitragen (Oeckler und Hubmayr 2008). Darüber hinaus können Dehnungen und Spannungen, die auf die extrazelluläre Matrix einwirken, über Zell-Matrix- und Zell-Zell-Kontakte, wie die Plasmamembran und das Zytoskelett, auf die spannungstragenden Elemente der Zellen übertragen werden, ein Mechanismus, der bei größeren Lungenvolumina am relevantesten zu sein scheint. Diese Kräfte führen zu einer Verformung der Zellen und werden auf bis zu 5000 Pa an einer fokalen Adhäsion geschätzt. In diesem Zusammenhang berichteten Tschumperlin und Margulies über eine Vergrößerung der Oberfläche der epithelialen Basallamina um 35 % beim Vergleich von Lungenvolumina, die 42 % und 100 % des TLC entsprachen (Tschumperlin und Margulies 1999). Daher könnten bei größeren Lungenvolumina auch das Zytoskelett und die Plasmamembran der alveolären Epithel- und Endothelzellen aufgrund ihrer Verbindung mit der Basallamina belastet werden (Cong et al. 2017). Daher werden diese Zellschichten anfällig für Stressversagen, z. B. bei schädigender Beatmung mit erhöhten Tidalvolumina, die nachweislich zu ultrastrukturellen Anzeichen einer Verletzung von Endothel- und Epithelzellen führt, wie z. B. Unterbrechung der zellulären Plasmamembran, Blasenbildung und Denudation der Basallamina (Costello et al. 1992; Fu et al. 1992; Dreyfuss und Saumon 1998). Bemerkenswert ist, dass diesen Studien zufolge die Alveolarepithelzellen vom Typ II bei erhöhter Belastung weniger anfällig zu sein scheinen (Dreyfuss und Saumon 1998). Dennoch wurden verschiedene Mechanismen beobachtet, die es den Zellen ermöglichen, einer erhöhten Belastung zu widerstehen, ohne zu versagen. Erhöhte Belastungen auf zellulärer Ebene können auch unter physiologischen Bedingungen auftreten, z. B. beim tiefen Einatmen, bei körperlicher Betätigung oder beim Seufzen. Die Falten der Plasmamembran falten sich auf, um sich den seitlichen Spannungskräften anzupassen. Aber auch wenn es zu Brüchen in der Plasmamembran kommt, können die Zellen diese Defekte reparieren, ohne dass es zum Zelltod kommt. Plasmamembranbrüche mit einem Durchmesser von weniger als 1 µm können durch thermodynamischen lateralen Fluss der Plasmamembran, die Lipiddoppelschichten bildet, auf Ca2+-unabhängige Weise repariert werden (Vlahakis et al. 2002; Cong et al. 2017). Darüber hinaus konnte gezeigt werden, dass das Dehnen von Zellen den sogenannten deformationsinduzierten Lipidtransport aktiviert, der den Transfer von endogenen Lipidvesikeln in die entsprechende Bruchstelle, aber auch die Endozytose einer zerrissenen Plasmamembran und die Bildung eines Membranpatches umfasst (Cong et al. 2017).

Oberflächenspannung und alveoläre Mikromechanik

Das pulmonale Surfactant-System trägt ebenfalls zur Lungenmechanik bei und stabilisiert die Alveolen, insbesondere bei geringem Lungenvolumen (Bachofen und Schürch 2001). Eine hohe Oberflächenspannung an der Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche hat wichtige Auswirkungen auf die alveoläre Mikroarchitektur und führt zu einer Verringerung der alveolären Oberfläche, indem es eine Kollapsibilität der Lufträume bewirkt. Dem wirkt das intraalveoläre Tensid durch Verringerung der Oberflächenspannung am Ende der Exspiration entgegen. Die oberflächenaktive Tensidschicht an der Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche verhindert nicht nur den end-expiratorischen Alveolarkollaps und die Ödembildung (Possmayer et al. 2001), sondern auch den Grenzflächenstress. Grenzflächenspannung im Zusammenhang mit hoher Oberflächenspannung beruht auf Flüssigkeiten, die während der Atmung auf der Epitheloberfläche oszillieren und z.B. Alveolarepithelzellen vom Typ II durch Scherkräfte verformen. Daher kann allein die Grenzflächenspannung zu erheblichen Funktionsstörungen von Typ-II-Alveolarepithelzellen führen, wie in In-vitro-Testsystemen gezeigt wurde (Hobi et al. 2012; Ravasio et al. 2011).

In einer gesunden Lunge werden die makro- und mikromechanischen Eigenschaften bei geringen Lungenvolumina von der Oberflächenspannung an der alveolären Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche dominiert, während bei größeren Lungenvolumina die extrazellulären Matrixkomponenten belastend werden und die Lungenstruktur und -mechanik bestimmen (Bachofen et al. 1987; Wilson und Bachofen 1982; Bachofen und Schürch 2001). Das axiale Fasersystem, das die alveolären Eintrittsringe umgibt, bildet ein kreisförmiges Gitter, das den Alveolargang umgibt und die Oberflächenspannung an der alveolären Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche ausgleicht (Abb. 4). Die aus der Oberflächenspannung in den Alveolen resultierenden Spannungen bewirken, dass sich die interalveolären Septen in den Ecken der Alveole stapeln, so dass die Alveolaroberfläche abnimmt. Dadurch werden die elastischen und kollagenen Fasern, die die Alveolarkanäle umgeben und sich an den Rändern der Septenwände konzentrieren, gedehnt. Dadurch gleichen diese Fasern die durch die Oberflächenspannung an der alveolären Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche erzeugten Kräfte aus. Das intraalveoläre Surfactant-System stabilisiert im Zusammenspiel mit dem Fasernetzwerk die für den Gasaustausch verfügbare alveoläre Oberfläche, die andernfalls mit zunehmender Oberflächenspannung abnehmen würde (Wilson und Bachofen 1982). Die Füllung der Lunge mit Kochsalzlösung hebt die Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche und damit die Oberflächenspannung auf. Dies hat verschiedene Auswirkungen auf die Mikroarchitektur, wie z. B. einen relativ engen Durchmesser der Alveolargänge, eine unregelmäßige Alveolartextur mit wulstigen Kapillaren und fehlenden Falten der Septen in den Alveolarecken (Gil et al. 1979). In der luftgefüllten Lunge mit erhaltener Oberflächenspannung sind die Alveolarwände flach und die Kapillaren wölben sich nicht in den Luftraum, während die Alveolarkanäle breiter zu sein scheinen. Im Vergleich zu mit Kochsalzlösung gefüllten Lungen weisen luftgefüllte Lungen daher eine geringere Alveolarfläche auf, die mit Hilfe der designbasierten Stereologie gemessen wurde, was auf die verformende Wirkung der Oberflächenspannung zurückzuführen ist (Gil et al. 1979). Eine erhöhte Oberflächenspannung, die z. B. aus einer Verletzung der Surfactant-produzierenden Alveolarepithelzellen vom Typ II resultiert, ist mit einer weiteren Vergrößerung des Durchmessers der Alveolarkanäle und einem Verlust der Alveolarfläche verbunden – strukturelle Veränderungen, die leicht als Lungenemphysem fehlinterpretiert werden könnten (Mouded et al. 2009). Diese Beobachtungen deuten darauf hin, dass die alveoläre Oberfläche eine direkte Funktion der Oberflächenspannung ist: je höher die Oberflächenspannung, desto geringer die alveoläre Oberfläche bei niedrigen bis mittleren Lungenvolumina bis zu 80 % des TLC (Bachofen et al. 1979; Bachofen und Schürch 2001). Die Oberflächenspannung an der Luft-Flüssigkeits-Grenzfläche wird durch Surfactant am Ende der Ausatmung auf nahezu Null mN/m reduziert, so dass die Alveolen stabilisiert werden und das axiale System der elastischen Fasern bei geringeren Lungenvolumina nur geringfügig gedehnt wird (Wilson und Bachofen 1982; Bachofen et al. 1987). Dieses Zusammenspiel von Oberflächenkräften und Fasersystem ist von großer Bedeutung, da es dazu führt, dass bei normaler Atmung, z.B. im Bereich von 40 bis 80 % der TLC, die zellulären Bestandteile der interalveolären Septen wie das Alveolarepithel vor potentiell schädlichen mechanischen Belastungen geschützt sind. Bei größeren Lungenvolumina, z. B. über 80 % der TLC, nimmt die Oberflächenspannung zu, aber sowohl elastische als auch kollagene Fasern und die epitheliale Basallamina werden gedehnt, so dass sie nun die Lufträume stabilisieren und formen und potenziell Stress und Dehnung auf die Zellen übertragen können. Da diese Gewebekomponenten stresstragend werden und ihre Eigenschaften die mechanischen Eigenschaften bei größeren Lungenvolumina bestimmen, kann die Oberflächenspannung vernachlässigt werden (Wilson und Bachofen 1982; Maina und West 2006). In diesem Zusammenhang hat sich gezeigt, dass die Alterung zu einer Vergrößerung des Luftraums und einer Verringerung des elastischen Rückstoßes der Lunge führt. Diese Beobachtungen wurden kürzlich durch eine rein altersbedingte Umverteilung von elastischen und kollagenen Fasern innerhalb der interalveolären Septen „weg vom Alveolargang“ erklärt, was die Relevanz der räumlichen Verteilung und Orientierung der Fasernetzwerke betont (Subramaniam et al. 2017).

Mechanismen der alveolären Mikromechanik

Wie oben beschrieben, deutet der strukturelle Aufbau der Lunge darauf hin, dass die interalveolären Septen vor überwältigender mechanischer Belastung und Beanspruchung geschützt sind, zumindest während der Tidalventilation unter gesunden Bedingungen (Bachofen und Schürch 2001). Dieser Aspekt ist von großer Bedeutung, da In-vitro-Zellkulturstudien gezeigt haben, dass Alveolarepithelzellen anfällig für belastungsinduzierte Zellschäden sind (Tschumperlin et al. 2000; Dolinay et al. 2017), ein Thema, das zweifellos auch in vivo im Zusammenhang mit beatmungsinduzierten Lungenschäden (VILI) von Bedeutung ist (Cong et al. 2017). Unser derzeitiges Wissen über die Mikromechanik der Alveolen und die Mechanik der Verformung der Alveolen einschließlich ihrer Wände während der Beatmung ist jedoch noch sehr begrenzt (Roan und Waters 2011). Dies liegt an der begrenzten räumlichen und zeitlichen Auflösung der verfügbaren bildgebenden Verfahren, die keine direkte Visualisierung der azinären Mikromechanik, d. h. der architektonischen und funktionellen Veränderungen während des Atmungszyklus, ermöglichen. Eine aussagekräftige Untersuchung, die auch die zelluläre Belastung in den interalveolären Septen berücksichtigt, würde eine elektronenmikroskopische Auflösung erfordern. Auf der Grundlage quantitativer Bewertungen der alveolären Oberfläche oder der alveolären Größe in verschiedenen Stadien der Druck-Volumen-Kurve wurde geschätzt, dass die Verformung und damit die Dehnung der Alveole in linearen Dimensionen während der Tidalatmung (in der Regel definiert zwischen 40 und 80 % der TLC) im Bereich von 4 % (Tschumperlin und Margulies 1999; Mercer et al. 1987) bis 10% (Gil et al. 1979) und kann im Prinzip sogar auf 20% und mehr ansteigen (Gil et al. 1979; Mercer et al. 1987), wenn die inspiratorische Reserve erschöpft ist, z.B. bei tiefen Seufzern oder körperlicher Anstrengung (Fredberg und Kamm 2006). Fredberg und Kamm betonten die Bedeutung dieser Schätzungen der alveolären Belastung. Sie berechneten, dass die Alveolarstrukturen im Laufe ihres Lebens bis zu 109 Belastungszyklen mit der atembedingten alveolären Belastung fertig werden müssen, und folgerten weiter: „Nach den Maßstäben üblicher technischer Materialien sind diese Belastungen extrem und scheinen Gewebestrukturen zu erfordern, die ziemlich umfangreich sind“ (Fredberg und Kamm 2006).

Aus dieser Überlegung ergibt sich die Frage, wie die interalveolären Septen mit den durch Volumenänderungen bedingten Belastungen fertig werden. Mit anderen Worten, durch welche Mechanismen passen sich die Alveolen und vor allem die interalveolären Septen an die durch den Atemzyklus bedingte alveolare und septale Belastung an, ohne die Alveolarepithelzellen einer übermäßigen mechanischen Beanspruchung auszusetzen. Elegante Studien, die vor über 30 Jahren unter quasistatischen Bedingungen und unter Fixierung des Lungengewebes durch vaskuläre Perfusion bei definierten inspiratorischen und exspiratorischen Drücken während Druck-Volumen-Schleifen (PV) durchgeführt wurden, zeigten, dass verschiedene Mechanismen der Septumwanddeformation beteiligt sind und zu individuellen alveolären Volumenänderungen während der Inspiration und Exspiration führen können. Gil und seine Mitarbeiter diskutierten 4 Mechanismen: (1) Rekrutierung/Derekrutierung alveolärer Einheiten; (2) isotrope Streckung und Dehnung mit ballonartigen Änderungen der Alveolargröße; (3) Änderungen der Alveolarform (z. B. von dodekaedrisch zu kugelförmig und umgekehrt), die aufgrund der unterschiedlichen Geometrie mit Änderungen der Alveolargröße verbunden sind; und (4) Faltung und Entfaltung der Alveolarwände und akkordeonartige Verformung, die dem Falten und Entfalten einer Papiertüte ähneln könnte (Gil et al. 1979). Diese potenziellen Mechanismen wurden aus Ex-vivo-Ansätzen an isolierten und perfundierten Lungen abgeleitet und das Verhalten der Lunge in einem Druckbereich an der Atemwegsöffnung von nahezu Null (0,1 cm H2O) bis zu 30 cm H2O (= 100% TLC) bewertet (Bachofen et al. 1987). Diese Beobachtungen lassen sich daher nur schwer mit der In-vivo-Situation vergleichen, in der das Lungenvolumen in der Regel nicht unter das Restvolumen fällt. In den ersten Atemzyklen einer entgasten Lunge spielt die Rekrutierung vollständiger Alveolen während der Inspiration eine wichtige Rolle und erklärt die erhöhte Hysterese der anfänglichen quasi-statischen PV-Schleifen (Bachofen et al. 1987; Bates und Irvin 2002; Carney et al. 1999). Modellbasierte Ansätze unter Verwendung der Magnetresonanztomographie haben Hinweise darauf geliefert, dass die alveoläre Rekrutierung während der Inspiration unter physiologischen Bedingungen beim gesunden Menschen eine Rolle spielen könnte (Hajari et al. 2012). Diese Modellvorhersagen stehen jedoch im Widerspruch zu einer Reihe anderer Studien, in denen die alveoläre Mikromechanik gesunder Lungen durch direkte Visualisierung der Alveolen oder durch quantitative Bewertung der Lungenstruktur mit Hilfe der designbasierten Stereologie untersucht wurde. Diese Studien fanden keine Hinweise auf eine intra-tidale Rekrutierung und Derekrutierung kompletter Alveolen in einer gesunden Lunge unter in-vivo-Bedingungen oberhalb des funktionellen Restvolumens (Oldmixon und Hoppin 1991; Schiller et al. 2001; Pavone et al. 2007; Perlman et al. 2011; Sera et al. 2013; Knudsen et al. 2018; Lovric et al. 2017). In einem zusammenhängenden Netzwerk von Alveolarwänden wurden die Alveolen als sehr stabil vorhergesagt, mit ausgeglichenen Spannungen, die auf interalveoläre Septen wirken, solange die Oberflächenspannung reduziert und zwischen Alveolen unterschiedlicher Größe harmonisiert ist (Fung 1975; Mead et al. 1970).

Abbildung 5 fasst wahrscheinliche Konzepte der alveolären Mikromechanik während der Deflation in gesunden Lungen zusammen, die auf morphometrischen Studien mit fixiertem Lungengewebe in verschiedenen Stadien quasistatischer PV-Schleifen basieren (Gil et al. 1979; Bachofen et al. 1987; Oldmixon und Hoppin 1991; Tschumperlin und Margulies 1999; Knudsen et al. 2018). Es ist jedoch zu betonen, dass die Volumengeschichte der Lunge sowie die Bedingungen, unter denen die Lungen untersucht wurden, z.B. in vivo vs. ex vivo, von hoher Relevanz sind, so dass widersprüchliche Ergebnisse publiziert worden sind. Bei eher geringen Lungenvolumina (= abnehmende Öffnungsdrücke der Atemwege) wurde die Faltenbildung der interalveolären Septalwände recht häufig beobachtet, so dass die Entfaltung und Faltung der alveolären Septalwände (aber nicht kompletter alveolärer Einheiten) für die alveoläre Mikromechanik von Bedeutung zu sein scheint, vor allem bei geringen Lungenvolumina. Dies haben Strukturuntersuchungen gezeigt, die sowohl unter ex vivo (Tschumperlin und Margulies 1999) als auch unter in vivo Bedingungen (Knudsen et al. 2018) durchgeführt wurden. In der Tat wurde gezeigt, dass die Gewebeelastizität während der mechanischen Beatmung mit einem PEEP von 1 cm H2O im Vergleich zur mechanischen Beatmung mit einem PEEP von 5 cm H2O in gesunden Rattenlungen signifikant erhöht war. Mit anderen Worten: Die Lunge wird steifer, wenn der Druck an der Atemwegsöffnung von 5 auf 1 cm H2O reduziert wird. Basierend auf dem Aufbau einer Struktur-Funktions-Beziehung zeigte dieser Anstieg der Lungensteifigkeit eine hohe Korrelation mit der Abnahme der mittleren Alveolargröße, was höchstwahrscheinlich auf das Auftreten von Falten in den interalveolären Septen während der Deflation von 5 auf 1 cm H2O zurückzuführen ist, wie auf elektronenmikroskopischer Ebene beobachtet (Knudsen et al. 2018; Tschumperlin und Margulies 1999). Bemerkenswerterweise unterschied sich die Anzahl der offenen Alveolen nicht zwischen Lungen, die in vivo (bei geschlossenem Brustkorb) bei einem Öffnungsdruck der Atemwege von 1 und 5 cm H2O bei der Exspiration fixiert wurden, so dass es keinen Hinweis auf eine Derekrutierung von Alveoleneinheiten gab. Stattdessen könnte eine Abnahme der Oberfläche und des Alveolarvolumens mit der Bildung von Falten der interalveolären Septen in Verbindung gebracht werden. Andere Forscher, die einen ähnlichen Versuchsaufbau (in vivo, geschlossener Brustkorb) verwendeten, haben jedoch die Relevanz dieses Mechanismus in einer gesunden Lunge in Frage gestellt, da Faltungen oder Zerknitterungen der interalveolären Septen in Bereichen des Atemwegsöffnungsdrucks von 3-16 cm H2O kaum zu beobachten waren. Allerdings konnte die Bildung von Falten unterhalb dieses Druckbereichs nicht ausgeschlossen werden (Oldmixon und Hoppin 1991). Bei mittleren bis höheren Lungenvolumina, die bis zu 100 % der TLC erreichen (in der Regel definiert als Lungenvolumen bei einem transpulmonalen Druck von 30 cm H2O), wurden von mehreren Forschern Formveränderungen der alveolären Lufträume und eine Dehnung/Dehnung der Alveolarwände festgestellt (Roan und Waters 2011). Gil und Mitarbeiter beschrieben Formveränderungen von einer polyedrischen zu einer eher kugelförmigen Konfiguration unter Ex-vivo-Bedingungen (Gil et al. 1979). Tschumperlin und Margulies maßen in einem Ex-vivo-Versuchsaufbau die Oberfläche der epithelialen Basallamina während der Deflationsphase einer PV-Schleife aus 25 cm H2O und beobachteten recht stabile Werte im Bereich von etwa 80-40 % der TLC, während im Bereich zwischen 100 und 80 % der TLC eine erhebliche Abnahme zu verzeichnen war. Aus diesen Daten schlossen die Autoren, dass die Dehnung der Alveolarepithelzellen oberhalb von 80 % der TLC von großer Bedeutung ist, während unterhalb von 80 % der TLC Verformungen ohne große Veränderung der Oberfläche der Basallamina (und damit die Dehnung der Alveolarepithelzellen) die Mikromechanik dominieren, z. B. die Entfaltung/Faltung der Septalwände oder Formveränderungen (Tschumperlin und Margulies 1999). Die zweidimensionale Gesamtbelastung der Basallamina und damit der anhaftenden Epithel- und Endothelzellen wurde auf 35% zwischen 40 und 100% TLC geschätzt, während der Bereich zwischen 80 und 100% TLC 80% dieser Gesamtbelastung ausmachte (Tschumperlin und Margulies 1999). In diesem Zusammenhang führte eine zweidimensionale Belastung von 25% einer Monolage primärer alveolärer Epithelzellen, die einer permanenten Belüftung der Lunge auf ein Lungenvolumen zwischen 80% und 100% TLC entsprechen könnte, zu zellulären Schädigungen wie endoplasmatischem Retikulumstress und Apoptose (Dolinay et al. 2017). Diese Ergebnisse zeigen, dass das Lungenvolumen während der Beatmung die TLC nicht überschreiten muss, um das Alveolarepithel übermäßig und potenziell schädlich zu belasten.

Anhand von Ex-vivo-Ansätzen fanden andere Forscher Hinweise auf Rekrutierung und Derekrutierung in einem Bereich von Atemwegsöffnungsdrücken zwischen 0 und 30 cm H2O (Gil und Weibel 1972; Bachofen et al. 1987), die der Druck-Volumen-Beziehung über den gesamten Bereich der TLC einer isolierten Lunge entsprechen. Daher unterschied sich der Volumenverlauf in den Ex-vivo-Studien, in denen eine alveoläre Derekrutierung beobachtet wurde, von denen, in denen dies nicht der Fall war. Bei normaler Atmung und unter In-vivo-Bedingungen sinkt das Lungenvolumen in der Regel nicht unter die funktionelle Residualkapazität und damit unter den unteren Infiltrationspunkt der PV-Schleife (Salazar und Knowles 1964; Venegas et al. 1998), ein Aspekt, der sich deutlich von den oben erwähnten Ex-vivo-Experimenten unterscheidet, so dass das Auftreten einer alveolären Derekrutierung am Ende der Exspiration im Bereich der physiologischen Atmung mehr als fraglich ist. Mit Hilfe der In-vivo-Mikroskopie und der unphysiologischen Situation entgaster, aber gesunder Hundelungen beobachteten Carney und Mitarbeiter eine alveoläre Rekrutierung bis zu einem Lungenvolumen, das etwa 80% der TLC entspricht, während die offenen Alveolen durch mehr oder weniger stabile Einzelvolumina gekennzeichnet waren (Carney et al. 1999). Die refraktionsverstärkte Synchrotron-Computertomographie zur direkten Visualisierung von Lungenbläschen in situ erbrachte bei Mäusen während des Aufblasens unter quasistatischen Bedingungen keine Hinweise auf eine alveoläre Rekrutierung und unterstützte das Konzept der Formveränderung und akkordeonartigen Entfaltung während der Inspiration (Sera et al. 2013).

Sehr viele Ex-vivo- und In-vivo-Studien haben auch gezeigt, dass im Bereich der physiologischen Atmung (z. B. transpulmonale Druckgradienten unter 10 cm H2O) Volumenänderungen überwiegend in den Alveolargängen stattfinden, während ein kleinerer Anteil der Volumenänderung in den Alveolen stattfindet (Sera et al. 2013; Mercer et al. 1987; Knudsen et al. 2010, 2018). Bei der Spontanatmung wurde anhand von Synchrotron-Röntgenaufnahmen geschätzt, dass 34 % des Tidalvolumens zu einer Vergrößerung des Alveolarvolumens führen, während die restlichen 66 % während der Inspiration in den duktalen oder leitenden Lufträumen landen (Chang et al. 2015). Diese Ergebnisse werden durch die In-vivo-Mikroskopie bestätigt, die zeigt, dass die Alveolengröße während der Tidalventilation nur geringfügig zunimmt (Schiller et al. 2001). Daher scheinen die durch die Tidalventilation bedingten Volumenänderungen im Alveolarkompartiment vergleichsweise gering zu sein, so dass die Variationen der linearen Abmessungen der Alveolen auf 3-4 % geschätzt wurden. Bei größeren Volumina jedoch, z.B. bei transpulmonalen Druckgradienten > 10 cm H2O, deuten morphometrische Daten darauf hin, dass jeweils 50% der Volumenänderungen während einer PV-Schleife in den Alveolarkanälen und Alveolen stattfinden (Mercer et al. 1987).