Wibroaerozole – cz. I

W ostatnich latach aerozoloterapia dróg oddechowych poszerzyła obszar zastosowań na możliwość leczenia inhalacyjnego nosa i zatok. Jednym z ciekawszych tematów jest wykorzystanie do tego celu wibroaerozoli. W tej sekcji omówione zostaną pewne aspekty tego zagadnienia.

Ryc. 1. Różnice w penetracji aerozolu do zatok wg. Tiffin’a i wsp.

Strona lewa ryciny 1 przedstawia plastyczną wizję przepływu „zwykłego” aerozolu przez przewody nosowe w okolicy ujścia zatoki, natomiast po stronie prawej zobrazowany jest przepływ aerozolu „pulsującego”. Jak wynika z proponowanego wyjaśnienia prezentowanego na rycinie, aerozol „zwykły” nie wnika do zatoki, natomiast wibroaerozol wypełnia ją doskonale. Rodzi się pytanie: czy, a jeżeli tak, to w jakim stopniu wizja ta przystaje do rzeczywistości.

Bez względu na nośność przekazu plastycznego rozumowanie na temat zachowania wibroaerozolu winno opierać się na podstawach fizycznych. Istotne prawo odnoszące się do zachowania gazów mówi, że cząsteczki gazu wywierają ciśnienie o jednakowej wartości, we wszystkich kierunkach, bez względu na kształt naczynia. Kolejnym prawem właściwym do zastosowania przy omawianiu problemu jest prawo Boyle’a-Mariotte’a, którego szczególna postać sprowadza się do równania: p₁*V₁ = p₂ *V₂ i rządzi zależnością między objętością gazu a jego ciśnieniem. Istotnym założeniem jest również stwierdzenie, że zatoki szczękowe są elementami kostnymi, które nie zmieniają swej pojemności na skutek zmian ciśnienia otaczającego i/lub wypełniającego je powietrza. Wreszcie uwaga tycząca zachowania cząsteczek fazy ciekłej zawieszonej w medium gazowym. Stwierdzenie, ze cząsteczki aerozolu „drgają”,  „przemieszczają się pulsacyjnie” czy „wibrują” jest prawdziwe tylko i wyłącznie w kontekście zmian ciśnienia i kierunku ruchu gazu nośnikowego. Faza ciekła nie posiada bowiem żadnej zmagazynowanej energii, która pozwalałaby na samodzielny ruch i przemieszczanie się w przestrzeni cząsteczek płynu. Biernie zalega w nebulizatorze, pozostaje bierna, gdy porywana jest przez strumień gazu w dyszy rozpylającej i biernie przemieszcza się w przestrzeni w obrębie strumienia powietrza.

Stajemy w tym momencie przed pytaniem, co należy rozumieć pod pojęciem pulsacji. Na ryc. 2 zestawiono hipotetyczne możliwości rozwiązania problemu pulsacji aerozolu.

Ryc. 2. Teoretyczne typy przebiegu ciśnienia nośnego i nakładanej pulsacji.

W teorii modulacji sygnału częstotliwość bazową nazywa się niekiedy częstotliwością nośną, na którą następnie nakłada się modulację sygnału przeznaczonego do przekazu. Załóżmy, że w analogiczny sposób traktować będziemy ciśnienie podstawowe i nakładaną na nie pulsację. Na przykładzie A z ryc 2. widać, że takie rozwiązanie problemu wymagałoby odwrócenia kierunku przepływu powietrza, czyli nebulizator musiałby na chwilę stawać się ssakiem, co jest praktycznie niewykonalne chociażby z tej przyczyny, że o ile możliwe jest sprężenie powietrza do kilku atmosfer, o tyle różnica ciśnienia przy zasysaniu powietrza nie może być większa od ciśnienia atmosferycznego. Przykład B obrazuje rozwiązanie, w którym emisja aerozolu jest okresowo przerywana. Wadą takiego rozwiązania jest destabilizacja MMAD aerozolu (poprzez zwiększenie jego kroplistości), wzrost LO itp. Najbliższy rzeczywistości jest przebieg ciśnienia przedstawiony na przykładzie C. Jak widać, ciśnienie bazowe pozostaje na pewnym stałym poziomie i podlega jedynie drobnym fluktuacjom, przy czym zachowany jest stały kierunek przepływu aerozolu. Taki właśnie model odniesiony zostanie do możliwości praktycznego zastosowania w terapii zatok.

Wychodząc z założenia, że dyskutować należy w oparciu o konkretne i namacalne dane dokonano następującego eksperymentu.

Ryc. 3. Układ pomiarowy do badania ciśnień w jamach nosa podczas oddychania.

Na rycinie 2 przedstawiono schemat układu pomiarowego opartego na urządzeniu OLCIA. Koniec kaniuli wsunięto na 3 cm (licząc od brzegu kolumienki) wgłąb przewodu nosowego środkowego osoby biorącej udział w eksperymencie (M, 190 cm, 85 kg) .

Ryc. 4. Interfejs Kalkulatora Nebulizacji OLCIA V. 3.01 do pracy z czujnikiem ciśnienia.

Kalkulator Nebulizacji OLCIA jest rozbudowanym programem pozwalającym między innymi na rejestrowanie w czasie rzeczywistym pomiarów ciśnienia  z rozdzielczością  0,03 sek i dokładnością pomiaru ciśnienia rzędu 5 mm słupa H₂O. Po zaznaczeniu opcji eksportu dane pomiarowe z czujnika ciśnienia zapisywane są w piku tekstowym, który można potem analizować na przykład w arkuszu kalkulacyjnym. W pierwszym etapie eksperymentu badano zachowanie się ciśnień w czasie swobodnego oddychania nosem, to jest w sytuacji, gdy oba przewody nosowe są drożne.

Ryc. 5. Przebieg zmian ciśnienia w lewym przewodzie nosowym.

Na ryc. 5 przedstawiono 213 próbek rozkładu ciśnienia w lewym przewodzie nosowym środkowym w czasie swobodnego oddychania przez nos. Przyjęto, że ciśnienie atmosferyczne równe jest 1 atm fizycznej, czyli 1033,23 cm H₂O a pojemność zatoki szczękowej jest równa 12 ml. Z serii pomiarów wyłoniono ciśnienie maksymalne p_max=+2,22 cm H₂O oraz ciśnienie minimalne p_min=-3,89 cm H₂O, co umożliwiło dokonanie obliczeń zgodnie ze wzorem: p₁*V₁ = p₂ *V_2.  W związku z powyższym: bezwzględna wartość ciśnienia szczytowego 1033,23+2,22=1035,45 po podstawieniu do wzoru 12*1033,23/1035,45  daje w wyniku objętość = 11,974 ml, co oznacza że kompresja pierwotnej objętości powietrza równa 0,026ml pozwala na wejście do zatoki identycznej objętości aerozolu dopełniającego pojemność zatoki do 12 ml. Analogicznie, wyliczając podciśnienie 1033,23-3,89 = 1029,34 i podstawiając do wzoru 12*1033,23/1029,34 = 12,045 uzyskujemy objętość  nadmiarową przy dekompresji rzędu 0,045 ml. Oznacza to, że przy wielokrotnych zmianach ciśnienia w układzie uzyskujemy możliwość przemieszczenia objętości rzędu: 12,045 – 11,974 = 0,071 ml

Ryc. 6. Przebieg zmian ciśnienia w prawym przewodzie nosowym.

Zapis 258 próbek przedstawionych na ryc. 6 uzyskano z prawego przewodu nosowego wspólnego w trakcie swobodnego oddychania nosem. Ciśnienie p_max było = +2,76 cm H₂O natomiast p_min  było równe -6,1 cm H₂O. Zastosowanie prawa Boyle’a-Mariotte’a  przy założeniu, że 1 atm = 1033,23 cmH₂O a zatoka szczękowa ma pojemność V₁=12 ml daje dla ciśnienia szczytowego wartość 1033,23+2,76= 1035,99, a zatem V₂ wyniesie 12*1033,23/1035,99 = 11,968 ml a kompresja 0,032 ml. Biorąc pod uwagę podciśnienie 1033,23-6,1 = 1027,13 cmH₂O możemy wyliczyć V₂: 12*1033,23/1027,13=12,071 ml, dekompresję rzędu 0,071ml i możliwość przemieszczenia objętości rzędu : 12,071 – 11,968 = 0,103 ml.

Ryc. 7. Przebieg zmian ciśnienia w lewym przewodzie nosowym przy wyłączeniu drożności strony przeciwnej.

Wyłączenie z oddychania jednego przewodu nosowego zmienia warunki w obrębie całego układu. Jak widać z analizy 203 próbek prezentowanej na ryc.7 p_max wynosiło + 3,331 cm H₂O natomiast p_min  było równe -18,876 cm H₂O. Różnica objętości V₁ →V₂ przy kompresji wynosiła 0,039 ml, przy dekompresji 0,223ml co daje możliwość przemieszczenia objętości rzędu 0,262 ml.

Ryc. 8. Próba uzyskania maksymalnego ciśnienia wdechowego przy nos zamkniętym.

Próba wykonania maksymalnie nasilonego wdechu przy całkowicie zamkniętym nosie, jak na ryc.8, pozwoliła na odnotowanie p_max wynoszącego +3,886 cm H₂O oraz p_min, które było równe -56,627 cm H₂O. Obliczenia wykonane zgodnie z zasadami podanymi wyżej wskazują na możliwość przemieszczenia w takich warunkach do i ze światła zatoki objętości rzędu 0,741 ml.

Jak wynika z eksperymentu, z jednej strony, w celu przemieszczenia aerozolu wgłąb zatok warunkiem koniecznym i jednocześnie wystarczającym jest jedynie wytworzenie różnicy ciśnień w przestrzeniach jam nosa w czasie obecności aerozolu w sąsiedztwie ujścia zatok a ewentualna wibracja aerozolu jest cechą niezwiązaną bezpośrednio z istotą zjawiska. Z drugiej strony natomiast zwraca uwagę fakt, że spontaniczne manewry oddechowe dają dramatycznie niskie wartości zmian objętości powietrza zawartego w zatokach, co jest jednoznaczne z możliwością wymiany tego powietrza na otaczający aerozol.

Tab. 1. Zmiany objętości powietrza w ml zależnie od pojemności zatoki i wzrostu ciśnienia.

W tabelach 1 i 2 zestawiono wartości ciśnienia niezbędnych dla uzyskania konkretnych zmian objętości powietrza w obrębie zatoki szczękowej o zadanej pojemności. Wartości dodatnie oznaczają, że w miejsce skompresowanego powietrza pojemność zatoki może być dopełniona. Ujmują rzecz obrazowo powietrze zalegające w zatoce „jest ściskane” do mniejszej objętości ale sama zatoka ma pojemność stałą. Czynnikiem, który „ściska” powietrze jest w tym przypadku aerozol o wyższym ciśnieniu. Jest jasne, że „aby ścisnąć” powietrze wewnątrz zatoki sam musi doi niej wniknąć.

Wartości ujemne znaczą, że konkretna objętość powietrza opuszcza zatokę. Przy ciśnieniu niższym powietrze rozpręża się, ponieważ jednak zatoka ma pojemność stałą część powietrza „przestaje się w niej mieścić” i musi ją opuścić. Przy kolejnym cyklu tę właśnie porcję „powracającą” do zatoki przy wyrównaniu ciśnień może stanowić aerozol.

Tab. 2. Zmiany objętości powietrza w ml zależnie od pojemności zatoki i wzrostu ciśnienia.

Jak wynika z prezentowanych w tabelach danych, sensowne wartości zmian objętości rzędu powyżej 1 ml są osiągalne jedynie dla osób z dobrze rozwiniętą pojemnością zatok, jednak pod warunkiem wysokiego gradientu ciśnień. Przeprowadzony eksperyment wskazuje na fakt, że spontaniczne manewry oddechowe nie dają takich możliwości. Biorąc pod uwagę, że podawane wartości uzyskano u osoby dorosłej szczególnego znaczenia nabiera problem odpowiedniego sprzętowego wsparcia aerozoloterapii zatok u dzieci. Ten właśnie, sprzętowy aspekt zagadnienia będzie rozwinięty w kolejnej sekcji serwisu.