Mikromekanik i lungornas alveoler: struktur och funktion hos surfaktant och vävnadskomponenter

Under andningscykeln utsätts de distala luftrummen i lungparenkymet kontinuerligt för volymförändringar. Dessa volymförändringar påtvingar deformation på duktiga och alveolära luftrum och framför allt på interalveolära septa. Sådana deformationer kan bäst beskrivas med termen stamning som är storleken (t.ex. längd, yta eller volym) på en struktur efter en deformation i förhållande till utgångsläget (Vlahakis och Hubmayr 2005). På organskalan beräknas den belastning som påförs lungan följaktligen med hjälp av tidalvolymen, som motsvarar lungans deformation, och den funktionella restvolymen, som motsvarar lungans utgångsläge. Under mekanisk ventilation ges tidalvolymen av respiratorn medan den funktionella restvolymen är lika med lungans volym vid ett givet positivt end-expiratoriskt tryck (PEEP). Stress, å andra sidan, definieras som kraft per area så att stress och tryck har samma enhet (Vlahakis och Hubmayr 2005). På mikroskopisk nivå har tryckförändringsrelaterade förändringar av mikroarkitekturen och därmed deformation beskrivits i duktiga och alveolära luftrum samt interalveolära septa (Gil et al. 1979; Bachofen et al. 1987; Tschumperlin och Margulies 1999; Roan och Waters 2011). På grundval av dessa observationer är det fysiologiskt sett meningsfullt att skilja mellan duktiga och alveolära luftrum eftersom de ur anatomisk synvinkel är olika avgränsade med delvis olika stabiliserande element som resulterar i olika mekaniska egenskaper (Wilson och Bachofen 1982; Haefeli-Bleuer och Weibel 1988).

Extracellulär matris, celler och mikromekanik i duktala och alveolära luftrum

Ett ekonomiskt utformat fibernätverk tjänar till att stabilisera distala luftrum som bär och överför de spänningar som är relaterade till lungans elastiska rekyltryck (= transalveolärt tryck). Det senare definieras som skillnaden mellan trycket i de acinära luftrummen och pleuralytan (Loring et al. 2016). In vivo är trycket vid pleuralytan jämfört med det atmosfäriska trycket vanligtvis negativt och baseras huvudsakligen på lungans elastiska rekyl som har sin grund i det elastiska fibernätverket och ytspänningen (Fredberg och Kamm 2006; Wilson och Bachofen 1982). Det axiella systemet av elastiska och kollagenfibrer har sitt ursprung i de ledande luftvägarnas väggar, går in i centrum av acini och bidrar till bildandet av alveolära ingångsringar och omger därmed alveolärkanalerna. Alveolärkanalen som sådan har alltså ingen egen vägg utan avgränsas i stället av alveolernas ingångsringar, som innehåller delar av det axiella nätverket av bindvävsfibrer. Med andra ord, det axiella fibersystemet omsluter de dukala luftrummen (fig. 4). Volymförändringar i de alveolära kanalerna resulterar därför främst i en deformation av de alveolära ingångsringarna och en sträckning av det axiella fibersystemet. I detta sammanhang har man observerat att med minskad lungvolym blir diametern på de alveolära ingångsringarna mindre (Mercer et al. 1987). De alveolära väggarna bildas dock av interalveolära septa som framför allt innehåller ett alveolärt kapillärnätverk, olika celltyper och ett minimum av stabiliserande bindvävselement. Det axiella systemet av bindvävsfibrer, som är koncentrerat till de alveolära ingångsringarna, är förbundet med det perifera systemet som har sitt ursprung i pleura genom alveolära septalväggsfibrer som är placerade mellan de basala lamellerna av det alveolära epitelet och endotelet, vilket motsvarar den tjocka sidan av luft-blodbarriären. Dessa fibrer på den tjocka sidan utgör ryggraden i de interalveolära septerna och överför de utbredande krafter som vid homogen spänningsfördelning i lungan genereras av tryckgradienterna mellan acinära luftrum och pleurahålan (Mead et al. 1970) (fig. 4). I detta avseende har det visats att volymtätheterna av kollagen och elastiska fibrer i septerna ökar mot septernas fria kant och bildar alveolärkanalens ”vägg” (Mercer och Crapo 1990; Toshima et al. 2004). Elastiska fibrer har ett linjärt spännings-deformationsförhållande över ett brett deformationsområde som tillåter en fördubbling av dess baslinjelängd (= 200 % deformation), så att dessa fibrer bidrar till elastisk rekyl och stabilisering av lungparenkymet vid lägre lungvolymer, vilket även omfattar intervallet för normal andning, som vanligen definieras som volymspektrumet mellan 40 och 80 % av den totala lungkapaciteten (TLC) (Suki m.fl. 2011; Yuan m.fl. 2000). Kollagenfibrer har å andra sidan ett mer eller mindre krulligt lopp vid låga lungvolymer. Som en följd av detta blir kollagenfibrerna raka vid större lungvolymer och kännetecknas då av ett mycket icke-linjärt spännings-deformationsförhållande och hög styvhet (Suki et al. 2005).

De stabiliserande komponenterna i de interalveolära septerna och därmed i de alveolära luftrummen innefattar även den basala lamellen i alveolärepitelet som antas bli spänningsbärande även vid större lungvolymer (Maina och West 2006). En ökning av alveolernas volym kan resultera i en sträckning av de alveolära epitelcellerna som är fästa vid den basala lamina via cellmatrisadhesioner (Tschumperlin och Margulies 1999). Detta utgör en viktig skillnad jämfört med alveolärkanalen som saknar en gräns med ett sammanhängande epitelfoder. Elektronmikroskopiska utvärderingar av den basala lamina på den tunna sidan av luft-blodbarriären i interalveolära septa visade dock på veckning även vid större lungvolymer (t.ex. över 80 % av TLC), vilket tyder på att den basala lamina (och de täckande cellerna) åtminstone i vissa områden inte är helt utsträckta (Bachofen et al. 1987). I den friska lungan gör dessa mycket ekonomiskt organiserade stabiliserande system av bindvävselement som beskrivs ovan att volymerna kan förändras under andningen med minimal ansträngning och utan att störa parenkymets viktiga gasutbytesfunktion (Weibel et al. 1991; Weibel et al. 1992). Dessutom är det troligt att deformationen av vävnadskomponenterna sker utan någon större belastning av alveolärepitelet i en intakt lunga under normal tidalandning eftersom ställningen är spänningsbärande medan ytspänningen i närvaro av ett intakt surfaktantsystem är reducerad vid låga lungvolymer.

Basallaminan och de andra komponenterna i den extracellulära matrisen bildar den ställning till vilken de cellulära komponenterna, inklusive alveolärepitelceller, interstitiella celler och endotelceller, är fixerade via cell-matrixkontakter, t.ex. fokala adhesioner. Även om cellerna kan utföra deformerande krafter på den omgivande extracellulära matrisen har det visats att lungornas mekaniska egenskaper endast förändras i liten utsträckning under decellulariseringen av lungställningen (Nonaka et al. 2014). I detta sammanhang har det uppskattats att de cellulära komponenterna i den interalveolära septa bidrar föga till lungans övergripande mekaniska egenskaper såsom elastisk rekyl och styvhet (Oeckler och Hubmayr 2008). Dessutom kan belastning och stress som verkar på den extracellulära matrisen överföras till de spänningsbärande delarna av cellerna via cell-matrix- och cell-cellkontakter, t.ex. plasmamembranet och cytoskelettet, en mekanism som verkar vara mest relevant vid större lungvolymer. Dessa krafter resulterar i cellulär deformation och har uppskattats uppgå till 5000 Pa vid en fokal adhesion. I detta avseende rapporterade Tschumperlin och Margulies en ökning av epitelbasallaminans yta med 35 % vid jämförelse av lungvolymer som motsvarade 42 % och 100 % av TLC (Tschumperlin och Margulies 1999). Vid större lungvolymer kan därför cytoskelettet och plasmamembranet hos alveolära epitel- och endotelceller också bli spänningsbärande på grund av deras koppling till basal lamina (Cong et al. 2017). Därför blir dessa cellskikt känsliga för stressbrott, t.ex. vid skadlig ventilation med ökade tidalvolymer som har visat sig resultera i ultrastrukturella tecken på skador på endotel- och epitelceller, t.ex. upplösning av det cellulära plasmamembranet, blödning och denudation av basallamina (Costello et al. 1992; Fu et al. 1992; Dreyfuss och Saumon 1998). Noterbart är att enligt dessa studier verkade typ II alveolärepitelcellerna vara mindre skadade vid ökad belastning (Dreyfuss och Saumon 1998). Icke desto mindre har man observerat olika mekanismer som gör det möjligt för cellerna att motstå ökad belastning utan att misslyckas. Ökad belastning på cellulär nivå kan också uppstå under fysiologiska förhållanden, t.ex. vid djupa inandningar, fysisk träning eller suckar. Plasmamembranets vecklar ut sig för att anpassa sig till laterala spänningskrafter. Men även om det uppstår sprickor i plasmamembranet kan cellerna reparera dessa defekter utan att genomgå celldöd. Plasmamembranbrott med en diameter på mindre än 1 µm kan repareras genom termodynamiskt lateralt flöde av plasmamembran som bildar lipiddubbelskikt på ett Ca2+ -oberoende sätt (Vlahakis et al. 2002; Cong et al. 2017). Dessutom har det visats att sträckning av celler aktiverar den så kallade deformationsinducerade lipidtrafiken som omfattar överföring av endogena lipidvesiklar till motsvarande brott men också endocytos av ett sönderslaget plasmamembran och bildandet av en membranlapp (Cong et al. 2017).

Överytspänning och alveolär mikromekanik

Det pulmonella surfaktantsystemet bidrar också till lungmekaniken och stabiliserar alveolerna, i synnerhet vid lägre lungvolymer (Bachofen och Schürch 2001). Hög ytspänning vid gränssnittet mellan luft och vätska har viktiga effekter på den alveolära mikroarkitekturen och leder till en minskning av den alveolära ytan genom att orsaka kollapsbarhet av luftrummen. Detta motverkas av det intra-alveolära surfaktantet genom att ytspänningen minskar i slutet av expirationen. Det ytaktiva ytaktiva skiktet vid gränssnittet mellan luft och vätska förhindrar inte bara alveolär kollaps och ödembildning (Possmayer et al. 2001) utan även gränsytestress. Gränssnittsstress i samband med hög ytspänning bygger på vätskor som oscillerar på epitelets yta under andningen och deformerar t.ex. alveolära epitelceller av typ II via skjuvkrafter. Enbart gränssnittsstress kan därför leda till allvarliga störningar i alveolärepitelceller av typ II, vilket har visats i in vitro-testsystem (Hobi et al. 2012; Ravasio et al. 2011).

I en frisk lunga domineras makro- och mikromekaniska egenskaper av ytspänningen vid gränssnittet mellan alveolär luft och vätska vid låga lungvolymer, medan extracellulära matriskomponenter vid större lungvolymer blir spänningsbärande och definierar lungans struktur och mekanik (Bachofen et al. 1987; Wilson och Bachofen 1982; Bachofen och Schürch 2001). Det axiella systemet av fibrer som omger de alveolära ingångsringarna bildar ett cirkulärt gitter som omger alveolärkanalen och balanserar ytspänningen vid gränssnittet mellan luft och vätska i alveolen (fig. 4). De spänningar som uppstår till följd av ytspänningen i alveolerna verkar på ett sådant sätt att de interalveolära septerna skulle staplas upp i alveolernas hörn så att den alveolära ytan minskar. Därigenom sträcks de elastiska och kollagenfibrer som omger alveolärgångarna och koncentreras vid septumväggarnas kanter. Dessa fibrer balanserar således de krafter som genereras av ytspänningen vid gränssnittet mellan luft och vätska i alveolerna. Det intra-alveolära surfaktantsystemet stabiliserar tillsammans med fibernätverket den alveolära yta som är tillgänglig för gasutbyte och som annars skulle minska med ökande ytspänning (Wilson och Bachofen 1982). Genom att fylla lungan med saltlösning upphävs gränssnittet mellan luft och vätska och därmed ytspänningen. Detta har flera effekter på mikroarkitekturen, t.ex. en relativt smal diameter på de alveolära kanalerna, oregelbunden alveolär textur med utbuktande kapillärer och saknade veck av septa i de alveolära hörnen (Gil et al. 1979). I den luftfyllda lungan med bibehållen ytspänning är de alveolära väggarna plana och kapillärerna böljar inte in i luftrummet medan alveolärkanalerna verkar vara bredare. Jämfört med saltvattenfyllda lungor har luftfyllda lungor därför en minskad alveolär yta som mäts med designbaserad stereologi på grund av ytspänningens formande effekt (Gil et al. 1979). Ökad ytspänning till följd av t.ex. skador på surfaktantproducerande alveolärepitelceller av typ II är kopplad till en ytterligare ökning av diametern på alveolärkanalen och förlust av alveolärytan, vilket är strukturella förändringar som lätt kan misstolkas som lungemfysem (Mouded et al. 2009). Dessa observationer tyder på att den alveolära ytan är en direkt funktion av ytspänningen: ju högre ytspänning desto lägre alveolär yta vid låga till intermediära lungvolymer upp till 80 % av TLC (Bachofen et al. 1979); Bachofen och Schürch 2001). Ytspänningen vid gränssnittet mellan luft och vätska minskas av surfaktant till nästan noll mN/m i slutet av expirationen så att alveolerna stabiliseras och det axiala systemet av elastiska fibrer endast sträcks något vid lägre lungvolymer (Wilson och Bachofen 1982; Bachofen et al. 1987). Detta samspel mellan ytkrafter och fibersystemet är av stor betydelse eftersom det innebär att under normal andning, t.ex. i intervallet 40-80 % av TLC, skyddas de cellulära komponenterna i de interalveolära septerna, t.ex. det alveolära epitelet, från potentiellt skadliga mekaniska påfrestningar. Vid större lungvolymer, t.ex. över 80 % av TLC, ökar ytspänningen, men elastiska fibrer, kollagenfibrer och epitelbasallamina sträcks ut så att de nu stabiliserar och formar luftrummen och potentiellt kan överföra stress och belastning till cellerna. Eftersom dessa vävnadskomponenter blir spänningsbärande och deras egenskaper definierar de mekaniska egenskaperna vid större lungvolymer kan ytspänningen försummas (Wilson och Bachofen 1982; Maina och West 2006). I detta sammanhang har det visat sig att åldrande resulterar i en utvidgning av luftrummet och en minskning av lungans elastiska rekyl. Dessa observationer har nyligen föreslagits kunna förklaras av en ren åldersrelaterad omfördelning av elastiska och kollagenfibrer i de interalveolära septerna ”bort från alveolärkanalen”, vilket understryker betydelsen av fibernätverkens rumsliga fördelning och orientering (Subramaniam et al. 2017).

Mekanismer för alveolär mikromekanik

Som beskrivs ovan tyder lungans strukturella utformning på att inter-alveolära septa är skyddade från överväldigande mekanisk stress och belastning, åtminstone under tidalventilation under friska förhållanden (Bachofen och Schürch 2001). Denna aspekt är av stor betydelse eftersom in vitro cellodlingsstudier har illustrerat att alveolära epitelceller är känsliga för belastningsinducerad cellskada (Tschumperlin et al. 2000; Dolinay et al. 2017), en fråga som otvivelaktigt är relevant in vivo i samband med ventilationsinducerad lungskada (VILI) (Cong et al. 2017). Vår nuvarande kunskap om alveolär mikromekanik och mekaniken för deformation av alveoler inklusive deras väggar under ventilation är dock fortfarande mycket begränsad (Roan och Waters 2011). Detta beror på begränsningar i rumslig och tidsmässig upplösning hos tillgängliga bildteknik som inte tillåter direkt visualisering av acinar mikromekanik, definierat som arkitektoniska och funktionella förändringar under andningscykeln. En meningsfull undersökning som även tar hänsyn till cellulär belastning i de interalveolära septerna skulle kräva elektronmikroskopisk upplösning. Baserat på kvantitativa bedömningar av den alveolära ytan eller den alveolära storleken i olika stadier av tryck-volymkurvan har man uppskattat att deformationen och därmed spänningen av alveolen i linjära dimensioner under tidalandning (vanligtvis definierad mellan 40 och 80 % av TLC) är i storleksordningen 4 % (Tschumperlin och Margulies 1999; Mercer et al. 1987) till 10 % (Gil et al. 1979) och kan i princip till och med öka till 20 % och mer (Gil et al. 1979; Mercer et al. 1987) om den inspiratoriska reserven är uttömd, t.ex. vid djupa suckar eller fysisk träning (Fredberg och Kamm 2006). Fredberg och Kamm betonade relevansen av dessa uppskattningar av den alveolära belastningen. De beräknade att de alveolära strukturerna under sin livstid måste klara av andningsrelaterad alveolär belastning i upp till 109 belastningscykler och drog vidare följande slutsats: ”Med tanke på vanliga tekniska material är dessa belastningar extrema och verkar kräva vävnadsstrukturer som är ganska omfattande (Fredberg och Kamm 2006).

Med utgångspunkt i detta resonemang uppstår frågan om hur interalveolära septa klarar av volymförändringsrelaterad belastning. Med andra ord, vilka är de mekanismer genom vilka alveolerna, och framför allt de inter-alveolära septerna, anpassar sig till andningscykelrelaterade alveolära och septala påfrestningar utan att utsätta de alveolära epitelcellerna för onödig mekanisk påfrestning. Eleganta studier för över 30 år sedan, där man använde kvasistatiska förhållanden och vaskulär perfusionsfixering av lungvävnad vid definierade inspiratoriska och expiratoriska tryck under tryck-volym-slingor (PV), avslöjade att olika mekanismer för deformation av septalväggen är inblandade och kan resultera i individuella alveolära volymförändringar under inspiration och expiration. Gil och medarbetare diskuterade fyra mekanismer: (1) Rekrytering/derekrytering av alveolära enheter, (2) Isotropisk sträckning och avsträckning med ballongliknande förändringar av alveolernas storlek, (3) Förändringar i alveolernas form (t.ex. från dodekahedral till sfärisk och vice versa) som på grund av den olika geometrin är kopplad till förändringar av alveolernas storlek, och (4) Vikning och utvikning av alveolära väggar och dragspelsliknande deformation som kan liknas vid vikning och utvikning av en papperspåse (Gil et al. 1979). Dessa potentiella mekanismer härrörde från ex vivo metoder av isolerade och perfunderade lungor och utvärderade lungans beteende i ett intervall av tryck vid luftvägsöppningen från nästan noll (0,1 cm H2O) till upp till 30 cm H2O (= 100 % TLC) (Bachofen et al. 1987). Dessa observationer är därför svåra att jämföra med situationen in vivo där lungvolymen vanligtvis inte sjunker under restvolymen. I de första andningscyklerna hos en avgasad lunga spelar rekrytering av kompletta alveoler under inspirationen en viktig roll och förklarar den ökade hysteresen hos de inledande kvasistatiska PV-slingorna (Bachofen et al. 1987; Bates och Irvin 2002; Carney et al. 1999). Modellbaserade metoder med hjälp av magnetisk resonanstomografi har gett bevis för att alveolär rekrytering under inspiration kan vara involverad under fysiologiska förhållanden hos friska människor (Hajari et al. 2012). Dessa modellprediktioner står dock i konflikt med ett antal andra studier som använder direkt visualisering av alveoler eller kvantitativa bedömningar av lungstrukturen med hjälp av designbaserad stereologi för att undersöka alveolär mikromekanik i friska lungor. Dessa studier fann inga bevis för intratidal rekrytering och derekrytering av kompletta alveoler i en frisk lunga under in vivo förhållanden över funktionell restvolym (Oldmixon och 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). I ett sammankopplat nätverk av alveolära väggar har alveolerna förutspåtts vara mycket stabila med balanserade spänningar som verkar på interalveolära septa så länge ytspänningen är reducerad och harmoniserad mellan alveoler av olika storlekar (Fung 1975; Mead et al. 1970).

Figur 5 sammanfattar sannolika koncept för alveolär mikromekanik under deflation i friska lungor baserat på morfometriska studier med hjälp av fixerad lungvävnad i olika stadier av kvasistatiska PV-slingor (Gil et al. 1979; Bachofen et al. 1987; Oldmixon och Hoppin 1991; Tschumperlin och Margulies 1999; Knudsen et al. 2018). Det måste dock betonas att lungans volymhistoria samt de förhållanden under vilka lungorna studerades, t.ex. in vivo vs. ex vivo, är av stor betydelse varför motstridiga resultat har publicerats. Vid ganska låga lungvolymer (= sjunkande öppningstryck i luftvägarna) har man observerat att bildandet av veck i de interalveolära septumväggarna sker ganska ofta, så att upp- och nedvikning av de alveolära septumväggarna (men inte kompletta alveolära enheter) tycks vara av betydelse för den alveolära mikromekaniken, framför allt vid låga lungvolymer. Detta har visats genom strukturella utvärderingar som utförts både under ex vivo (Tschumperlin och Margulies 1999) och in vivo förhållanden (Knudsen et al. 2018). Det har faktiskt visats att vävnadselastansen under mekanisk ventilation med PEEP på 1 cm H2O var signifikant ökad jämfört med mekanisk ventilation med en PEEP på 5 cm H2O i friska råttlungor. Med andra ord blir lungan styvare om trycket vid luftvägsöppningen minskas från 5 till 1 cm H2O. Baserat på upprättandet av struktur-funktionsförhållandet visade denna ökning av lungans styvhet en hög korrelation med minskningen av den genomsnittliga alveolära storleken, vilket sannolikt kan tillskrivas förekomsten av veck i de interalveolära septerna vid deflation från 5 till 1 cm H2O, vilket observerades på elektronmikroskopisk nivå (Knudsen m.fl. 2018; Tschumperlin och Margulies 1999). Noterbart är att antalet öppna alveoler inte skiljde sig åt mellan lungor fixerade in vivo (stängd bröstkorg) vid luftvägarnas öppningstryck på 1 och 5 cm H2O vid utandning, så det fanns inga tecken på avrekrytering av alveolära enheter. I stället kunde en minskning av ytan och den alveolära volymen kopplas till bildandet av veck/veck av interalveolära septa. Andra forskare som använt en liknande experimentell uppställning (in vivo, stängd bröstkorg) har dock ifrågasatt relevansen av denna mekanism i en frisk lunga, eftersom veckning eller skrynkling av interalveolära septa knappast sågs inom intervallet för luftvägarnas öppningstryck på 3-16 cm H2O. Det kunde dock inte uteslutas att veck bildades under detta tryckområde (Oldmixon och Hoppin 1991). Vid mellanliggande till högre lungvolymer som når upp till 100 % av TLC (vanligen definierad som lungvolym vid 30 cm H2O transpulmonalt tryck) har formförändringar av alveolära luftrum och sträckning/utsträckning av alveolära väggar påpekats av flera forskare (Roan och Waters 2011). Gil och medarbetare beskrev formförändringar från en polyederformig till en mer sfärisk konfiguration under ex vivo förhållanden (Gil et al. 1979). Tschumperlin och Margulies mätte i en ex vivo-försöksuppställning epitelbasallaminans yta under deflationsledet av en PV-slinga som kommer från 25 cm H2O och observerade ganska stabila värden i intervallet cirka 80-40 % av TLC, medan det skedde en avsevärd minskning i intervallet mellan 100-80 % av TLC. Utifrån dessa data föreslog författarna att sträckning av alveolärepitelceller är av stor betydelse över 80 % av TLC, medan under 80 % TLC deformationer utan stor förändring av basallaminans yta (och därmed sträckning av alveolärepitelceller) dominerar mikromekaniken, t.ex. utvikning/veckning av septalväggar eller formförändringar (Tschumperlin och Margulies 1999). Den totala töjningen i två dimensioner av den basala lamina och därmed av de vidhäftande epitel- och endotelcellerna har uppskattats till 35 % mellan 40 och 100 % TLC, medan intervallet mellan 80 och 100 % TLC bidrog med 80 % av denna totala töjning (Tschumperlin och Margulies 1999). I detta sammanhang resulterade 25 % belastning i två dimensioner av ett monolager av primära alveolärepitelceller, vilket skulle kunna motsvara en permanent ventilation av lungan till lungvolymer som ligger mellan 80 % och 100 % TLC, i cellskador som endoplasmatiskt retikulumstress och apoptos (Dolinay et al. 2017). Dessa fynd illustrerar att lungvolymen under ventilation inte behöver överstiga TLC för att utsätta det alveolära epitelet för onödig, potentiellt skadlig belastning.

Med hjälp av ex vivo metoder har andra forskare funnit bevis för rekrytering och avrekrytering i ett intervall av luftvägarnas öppningstryck mellan 0 och 30 cm H2O (Gil och Weibel 1972; Bachofen m.fl. 1987), vilket motsvarar förhållandet mellan tryck och volym över hela intervallet för TLC i en isolerad lunga. Därför skiljer sig volymhistoriken mellan de ex vivo-studier som observerade alveolär avrekrytering och de som inte gjorde det. Under normal andning och under in vivo förhållanden sjunker lungvolymen vanligtvis inte under den funktionella restkapaciteten och därmed under PV-slingans nedre infliktionspunkt (Salazar och Knowles 1964; Venegas et al. 1998), en aspekt som skiljer sig mycket från de ovan nämnda ex vivo-experimenten, vilket innebär att förekomsten av alveolär derekrytering i slutet av expirationen är mer än tvivelaktig inom det område som omfattas av fysiologisk andning. Med hjälp av in vivo-mikroskopi och den ofysiologiska situationen med avgasade men friska hundlungor observerade Carney och medarbetare alveolär rekrytering till en lungvolym som motsvarar ungefär 80 % av TLC, medan de alveoler som var öppna kännetecknades av mer eller mindre stabila individuella volymer (Carney et al. 1999). Synkrotronrefraktionsförstärkt datortomografi för direkt visualisering av lungacini in situ gav inga belägg för alveolär rekrytering hos möss under uppblåsning under kvasistatiska förhållanden och stödde konceptet med formförändringar och dragspelsliknande utvikning under inspiration (Sera et al. 2013).

Flera ex vivo- och in vivo-studier visade också att inom området för fysiologisk andning (t.ex. transpulmonella tryckgradienter under 10 cm H2O) sker volymförändringar huvudsakligen i alveolära kanaler medan en mindre andel av volymförändringarna sker i alveolerna (Sera et al. 2013; Mercer et al. 1987; Knudsen et al. 2010, 2018). Under spontan andning har det uppskattats från synkrotronröntgenavbildning att 34 % av tidalvolymen resulterar i en ökning av den alveolära volymen medan de återstående 66 % hamnar i de duktiga eller ledande luftrummen under inspirationen (Chang et al. 2015). Dessa resultat bekräftas i stort sett av in vivo-mikroskopi som visar att alveolernas storlek ökar endast obetydligt under tidalventilation (Schiller et al. 2001). Volymförändringar i alveolärområdet i samband med tidalventilation verkar därför vara jämförelsevis små, så att variationerna i alveolernas linjära dimensioner har uppskattats till 3-4 %. Vid större volymer, t.ex. transpulmonala tryckgradienter > 10 cm H2O, tyder morfometriska data dock på att 50 % av volymförändringarna under en PV-slinga sker i alveolärkanaler och alveoler vardera (Mercer et al. 1987).