DEPARTAMENTO DE CIRUGÍAMONITORIZACIÓN DE LA ESPIROMETRÍA ENANESTESIA PEDIÁTRICATESIS DOCTORALALFREDO ABAD GURUMETAMadrid 2007AGRADECIMIENTOSA mi director de tesis, el Profesor F. Gilsanz Rodríguez, por su confianza en mitrabajo y su apoyo en llevarlo a término.A mi querido Profesor R. Herruzo Cabrera por sus ánimos durante la Facultadde Medicina de la Universidad Autónoma de Madrid, para la realización de la tesisdoctoral y por su apoyo en el campo de la estadística.Mi especial agradecimiento al Dr. Calvo Vecino por haber hecho posible con suingenio y tesón la idea del presente trabajo, su realización y haber encendido y avivadomi despertar al conocimiento científico.A D. Juan José de la Cruz Troca, técnico estadístico del Dpto. de MedicinaPreventiva y Salud Pública de la Facultad de Medicina de la Universidad Autónoma deMadrid, por su colaboración en la realización del cálculo estadístico.A todo el personal sanitario del Hospital Universitario Niño Jesús, donde serealizó el presente trabajo, y del Hospital General Universitario Gregorio Marañón,donde realizo mi labor asistencial en la actulidad.A la Universidad Autónoma de Madrid, especialmente a la Facultad deMedicina, a todo su personal docente y administrativo, por su acompañamiento y ayudaa lo largo de mi etapa como estudiante, y posteriormente en la elaboración de esta TesisDoctoral.A mi próxima y futura esposa, por ser uno de los pilares fundamentales de mivida, tanto en los buenos como en los malos momentos.A mis padres y hermanas, quienes siempre creyeron en mí e hicieron lo posiblepara que pudiera alcanzar todas mis metas.ÍNDICE Pág.I – Introducción 1I-1 Fisiología del anhídrido carbónico 3I-1.1 Métodos de medición del CO2 6I-1.1.1 Absorción de Infrarrojos 6I-1.1.2 Espectrometría de Masas 11I-1.1.3 Método de dispersión de RAMAN 12I-1.1.4 Espectroscopia fotoacústica 13I-1.1.5 Analizador químico 13I-1.2 Técnicas de muestreo del gas 14I-1.2.1 Monitores de flujo lateral ( SIDE STREAM) 14I-1.2.2 Monitores de flujo central ( MAIN STREAM) 15I-1.2.3 Monitores de flujo continuo (MICRO STREAM) 16I-1.2.4 Capnograma volumétrico 16I-1.2.5 Tiempo de respuesta al capnógrafo 17I-1.2.6 Calibración del CO2 17I-1.2.7 Registro capnográfico normal 17I-1.2.7.1 Velocidad de registro 17I-1.2.7.2 Fases de la curva 18I-1.2.8 Espirograma de CO2 20I-1.2.9 Aplicaciones clínicas de la capnografía 20I-2 Monitorización de gases anestésicos 26I-2.1 Principios físicos 26I-2.2 Bases físicas de la espectroscopia 27I-2.3 Técnicas de Monitorización 29I-2.3.1 Análisis por infrarrojos 29I-2.3.2 Espectroscopia de RAMAN 34I-2.3.3 Análisis piezoeléctrico 35I-2.3.4 Espectrometría de Masas 36I-2.3.5 Cromatografía de gases 37I-3 Farmacocinética de los anestésicos inhalatorios 38I-3.1 Captación de anestésicos inhalatorios 39I-3.2 Ventilación 40I-3.3 Solubilidad 43I-3.4 Gasto cardiaco 44I-3.5 Gradiente alveolo–venoso 45I-3.6 Relación FA/FI 49I-3.7 Influencia en la captación del circuito anestésico 50I-4 Farmacología comparada de los diferentes anestésicos inhalatorios 51I-4.1 Óxido nitroso 51I-4.2 Halotano 52I-4.3 Enflurano 52I-4.4 Isoflurano 53I-4.5 Desflurano 53I-4.6 Sevoflurano 54I-5 Mecánica ventilatoria 54I-5.1 Resistencias 55I-5.2 Relaciones estáticas presión-volumen en el sistema respiratorio pasivo:distensibilidad58I-5.2.1 La distensibilidad pulmonar (CL) 59I-5.2.2 La distensibilidad de la pared torácica (Ccw) 60I-5.2.3 Distensibilidad dinámica o semiestática 60I-5.2.4 Distensibilidad estática del sistema respiratorio (Cst.sr) 63I-5.3 Resistencias no elásticas 64I-5.4 Medida de la resistencia de flujo inspiratorio 66I-5.5 Medida de la resistencia de flujo espiratorio (PEL.sr) 68I-5.6 Hiperinsuflación dinámica y autoPEEP 70I-5.7 Trabajo respiratorio (WOB) 72I-5.7.1 Trabajo de distorsión de la pared toraco-abdominal 72I-6 Sistema de monitorización del flujo y las presiones 73II – Hipótesis 75III – Objetivos del estudio 77IV – Pacientes y Métodos 79V – Resultados 89VI – Discusión 107VII – Conclusiones 131VIII – Resumen 133IX – Limitaciones del estudio 138X – Anexos 140Anexo 1 141Anexo 2 143Anexo 3 145Anexo 4 146Anexo 5Anexo 6149152XI- Bibliografía 153FIGURAS PágFigura I-1- Espectrómetro de absorción de infrarrojos policromático 7Figura I-2- Espectro de absorción infrarroja de diferentes gases y fármacosanestésicos10Figura I-3- Fases de la curva de las ondas de capnografía 19Figura I-4- Aplicaciones clínicas de la capnografía 24Figura I-5- Coeficientes de partición sangre/gas y tejidos/sangre 46Figura I-6- Distribución de los fármacos inhalatorios tras la inducción 47Figura I-7- Distribución de los fármacos inhalatorios durante una exposiciónprolongada48Figura I-8- FA/FI de diferentes anestésicos inhalatorios a lo largo del tiempodesde la inducción49Figura I-9- Representación presión/tiempo durante la ventilación controlada porvolumen62Figura IV-1- Esquema del sistema de monitorización 85Figura V-1- Gráficas de distribución de muestra 90Figura V- 2 A- Figura tridimensional de presiones 92Figura V-2B- Gráfica de presiones medias 93Figura V-3- Gráfica de regresión 94Figura V-4- Esquema del sistema de monitorización con los dos dispositivos 96Figura V-5- EtCO2 y PaCO2 98Figura V-6- Fi y Fe O2 99Figura V-7- Fi y Fe N2O 100Figura V-8- Fi y Fe Sevoflurano 102Figura V-9- Gradiente de los diferenciales Fi-Fe de cada uno de los gases demuestra103Figura V-10- Relación Fe/Fi O2 medido a lo largo del tiempo 105Figura V-11- Relación Fe/Fi N2O medido a lo largo del tiempo 105Figura V-12- Relación Fe/Fi Sevoflurano medido a lo largo del tiempo 106IMÁGENESImagen IV-1- Cardiocap 5 de Datex Ohmeda® 81Imagen IV-2- Colocación de los dispositivos de medición 84Imagen IV-3- Sonda diseñada para ser introducida en la tráquea 84Imagen IV-4- Sistema de monitorización intratraqueal 85Imagen IV-5- Manómetro portátil de presiones 86TABLASTabla I-1- Ventajas e inconvenientes de las capnografías en línea y de muestreolateral15Tabla V-1- Tabla de distribución de frecuencias 91Tabla V-2- Modelo de regresión lineal 95Tabla V-3- Tabla de relación Fe/Fi de los diferentes gases estudiados 104ABREVIATURASa: Coeficiente de absorción específico de cada gas.atm: atmósferaC: Concentración del gas.D: Distancia que atraviesa el haz a través del gas.e: Base natural logarítmica. e = 2,71813Iin: Intensidad incidente.Itrans: Intensidad de energía transmitidaC: Captación sanguínea.Ca: Contenido arterial.CAM: Concentración mínima alveolar.cc: centímetros cúbicos.Ccirc: Distensibilidad del circuito externo.Ccw: Distensibilidad de la pared torácica.Cef: Distensibilidad efectiva.CL: Distensibilidad pulmonar.Cqst: Distensibilidad semiestática.CRF: Capacidad residual funcional.Csr: Distensibilidad.Cst.sr: Distensibilidad estática del sistema respiratorio.CT: Velocidad de captación.Cv: Contenido venoso mixto.DH: Hiperinsuflación dinámica.dR: Resistencia efectiva adicional.dV: Variación del volumen en el sistema respiratorio.Esr: Elastancia.ETCO2 : CO2 al final de la espiración.F.R.: Frecuencia respiratoria.FA: Presión parcial o fracción alveolar.Fe: Fracción espirada.FI: Concentración inspiratoria.Fi: Fracción inspirada del gas estudiado.GC: Gasto cardiaco.Hb.: Hemoglobina.I:E: Relación inspiración/espiración.IPPV: Ventilación a presión positiva intermitente controlada por volumen.Isr: Inertancia.k: Constante de transferencia sangre/tejido.Kpa: Kilo pascales.m: Metro.min: Minuto.mmHg: Milímetros de Mercurio.ms: Milisegundos.N2O: Protóxido de Nitrógeno.nm: Nanometro.ºC: Grados Celsius.ºK: Grados Kelvin.P(A-a)CO2 : Diferencia alveolo-arterial de CO2.P: Presión.PA: Concentración alveolar de un gas.PACO2: Presión alveolar de CO2 .PaCO2: Presión arterial de CO2 .Paw: Presión entre las vías aéreas superiores.Pawm: Presión media inspirada.Pb: Presión barométrica.PCO2 tisular: Presión tisular parcial de CO2 .Pe: Presión esofágica.PEEP: Presión positiva al final de la espiración.PEEPi: PEEP intrínseca.PEL.sr: Resistencia al flujo espiratorio.pH: potencial hidrógeno ( logaritmo negativo de la actividad de los iones hidrógeno).Pm: Presión de las vías aéreas proximales.PPEN: Presión pico intratraqueal.PPET: Presión pico extratraqueal.Ppk: Presión pico.Ppl: Presión del espacio pleural.Pplat: Presión meseta.PPLEN: Presión meseta intratraqueal.PPLET: Presión meseta extratraqueal.Q: Flujo tisular.R: Cociente respiratorio a la relación VCO2/VO2 .Raw: Resistencia friccional de las vías aéreas a los flujos de gas.RE: Número de Reynolds.Resp: Respiraciones.Rinit: Resistencia intrínseca inicial.rpm: Respiraciones por minuto.Rsr: Resistencia al flujo.s/g: Coeficiente de partición sangre/gas.s: Segundos.SatpO2: Saturación parcial de O2.Sevo: Sevoflurano.T = 1/k : Constante de tiempo pulmonar.t: Tiempo transcurrido desde el inicio de la inducción.t90 : Tiempo necesario para cambiar del 10 al 90 % del valor final en respuesta a uncambio de PCO2 .TET: Tubo endotraqueal.UC: Unidades de críticos.V/Q: Cociente ventilación- perfusión.V: Volumen.VA: Ventilación alveolar.VCO2 : Producción de CO2 .VD: Espacio muerto.Vi: Volumen inspiratorio.VO2: Consumo de O2VT: Volumen corriente.WOB: Trabajo respiratorio.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica1I - INTRODUCCIÓNMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica2El perfeccionamiento de los equipos tecnológicos ha hecho posible lamonitorización de la mecánica respiratoria durante la anestesia y en las unidades decríticos (UC). La espirometría es utilizada para medir los valores reales de flujo,presión, con los cuales se pueden obtener otros parámetros como el volumen corriente yel volumen minuto, la dinámica de las curvas de presión/volumen y flujo/volumen, ladistensibilidad y las resistencias pulmonares.La monitorización de la espirometría es una herramienta visual encaminada amejorar la ventilación del paciente bajo anestesia; mide las presiones de las víasrespiratorias, el flujo, los volúmenes, la distensibilidad y la resistencia de las víasaéreas, en cada respiración. Los datos recibidos desde el paciente se integran con otrosparámetros en la pantalla, proporcionando una rica información cuantitativa y gráfica.Las interrelaciones dinámicas de la presión y el volumen o el flujo y el volumen serepresentan en bucles gráficos. Además, se determinan las concentraciones de gases yvapores inspirados (CO2, O2 y anestésicos).Todos los parámetros se determinan mediante un solo sensor de flujo de bajopeso y un medidor de gases colocados en las vías respiratorias del paciente. Ladeterminación “junto al paciente” es sensible y refleja de forma continua el estado deventilación del paciente, obtenido, independientemente del ventilador utilizado.La pantalla de espirometría dividida permite la monitorización en tiempo real delos bucles de espirometría y los valores numéricos junto con la informaciónhemodinámica o las formas de onda de la presión de las vías respiratorias, el flujo y losgases.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica3.I-1 Fisiología del anhidrido carbónicoEl CO2 producido en las mitocondrias como producto final del metabolismoaeróbico, por el gradiente de concentración, difunde desde la célula a la sangre capilar yal retorno venoso sistémico, alcanzando el corazón derecho, pasando a la circulaciónpulmonar y eliminándose por la ventilación. En la atmósfera el CO2 se encuentra a unaconcentración de 0,3%1.La producción de CO2 (VCO2) está ligada al consumo de O2 (VO2). Encondiciones basales, el VO2 de un adulto es de 250 ml/min, mientras que la VCO2 esde 200 ml/min, denominándose cociente respiratorio (R) a la relación VCO2/VO2, quepara un régimen alimenticio normal es de 0,82 y puede verse modificada según laproporción de los diferentes nutrientes y según el metabolismo aeróbico o anaeróbico.En anaerobiosis el cociente respiratorio aumenta por una mayor producción de H+, queal ser tamponados por el HCO3 – producen bicarbonato que se disocia en CO2 y agua.Una vez producido el CO2 en la célula sale mediante un mecanismo de difusiónpasiva. La presión parcial de CO2 en el líquido intersticial es similar a la presiónintracelular debido a que el gas difunde rápidamente de un compartimento a otro, siendoen condiciones normales esta presión de 46 mmHg, y como en sangre arterial es cercanoa 40 mmHg, este gradiente facilita la transferencia. La PCO2 tisular varía según laactividad metabólica de cada tejido de manera directamente proporcional y su perfusiónque es inversamente proporcional.La cantidad de CO2 disuelto en plasma se rige por la ley de Henry en la que lacantidad de un gas disuelto en una masa dada de líquido, en ausencia de reacciónquímica entre el gas y el solvente, a una temperatura determinada es directamenteproporcional a la presión parcial de ese gas. Depende del coeficiente de solubilidad, queMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica4para el CO2 es de 0,57 mmol/L y que a 37ºC es más baja que a temperatura ambiente(20ºC). La solubilidad del CO2 es 25 veces mayor que la del O2. La concentración delCO2 disuelto en sangre arterial es de 1,2 mmol/L, que es aproximadamente el 5-10 %del CO2 total en sangre arterial. El CO2 disuelto, que es la proporción de CO2 sanguíneoa la que se refiere la PaCO2 de las gasometrías, determina la presión parcial de este gasen sangre, siendo el único factor sanguíneo que interviene en el gradiente de presión delCO2 con el aire alveolar y con los tejidos, desempeñando un papel fundamental en laentrada o salida del gas de la sangre y la rapidez con que lo hace.Cuando el CO2 se combina con la cadena N- Terminal de los aminoácidos seconstituyen los compuestos carbamínicos. A pH normal la fracción de CO2 que penetraen el eritrocito para combinarse con la hemoglobina (Hb) es pequeña e independiente dela PCO2 . En el transporte de CO2 unido a la hemoglobina, tiene mayor capacidad detransporte cuando esta está reducida (sangre venosa) que cuando está oxidada (arterial).La anhidrasa carbónica eritrocitaria acelera dos mil veces la velocidad de conversión del65% de CO2 en ácido carbónico, el cual se disocia en hidrogeniones (tamponados porla Hb) e iones bicarbonato (que difunde por gradiente al plasma, y se mantiene elequilibrio iónico por el intercambio de cloruro).El efecto Bohr es el fenómeno por el que la adicción de CO2 a la sangre sepotencia la liberación de O2 por la Hb. El efecto Haldane seria el inverso, por el que laadición de O2 a la sangre potencia la liberación de CO2 de la Hb.El valor de la PCO2 en el lecho capilar pulmonar es de 46 mmHg, mientras quela PCO2 alveolar al final de la inspiración es cercana a cero. Mediante un gradiente deconcentración, el CO2 abandona la sangre venosa y difunde de forma pasiva a través dela membrana capilar al aire alveolar. La oxigenación de la Hb en la inspiración revierteel mecanismo de transporte carbamino y bicarbonato favoreciendo la liberación delMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica5CO2, de manera que éste continúa saliendo del eritrocito y del plasma hasta que la PCO2en el plasma es similar a la del alveolo.En pacientes sin patología pulmonar, dos tercios del volumen inspiratorioparticipan en el intercambio alveolo capilar, siendo el tercio restante el espacio muertofisiológico (espacio muerto anatómico y alveolos ventilados y no perfundidos), y aestos se añade el espacio muerto del circuito del respirador1.La ventilación alveolar (VA) es el producto de la frecuencia respiratoria (FR)por la diferencia entre el volumen corriente (VT) y el espacio muerto (VD), ycorresponde a la fracción de la ventilación por minuto relacionada con el intercambioalveolo-capilar o ventilación efectiva.VA = (VT – VD) X FRLa concentración alveolar (PA) de un gas es la suma de su concentracióninspirada, y del cociente de débito de ese gas y de la ventilación alveolar. El factor quemás influye en la regulación del la PACO2 es la ventilación alveolar.La diferencia de presión entre el CO2 arterial y alveolar se denomina diferenciaalveolo-arterial P(A-a)CO2 , que en condiciones fisiológicas oscila entre 4-13 mmHg .Traduce las diferencias inter e intra alveolares de la eliminación de CO2. La PACO2será menor en los alveolos más ventilados que prefundidos y aumentará cuando laperfusión predomine sobre la ventilación.Dentro de una misma unidad alveolar, la eliminación de CO2 no es constante enel tiempo, inicialmente es muy rápida, para desacelerarse al final de la espiración. Estefenómeno condiciona una concentración alveolar de CO2 mayor al final de la espiración(ETCO2) y refleja la CO2 alveolar. La PaCO2 es un indicador adecuado de la ventilaciónMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica6alveolar, pero exige muestras gasométricas discontinuas o de un registro gasométricocontinuo. El ETCO2 es empleado en clínica como monitorización continua, no invasivay fácil de obtener mediante un capnógrafo, y puede servir como estimación de la PaCO2siempre que no existan alteraciones metabólicas, circulatorias o pulmonares quemodifiquen el gradiente alveolo-capilar de CO2.I-1.1 Métodos de medición del CO2La capnografía nos permite la monitorización respiratoria de forma continua ygráfica de las concentraciones de CO2 en los gases respirados durante el ciclorespiratorio. Es un reflejo del proceso seguido por el CO2 desde su producción en lostejidos o de forma exógena, su transporte y circulación sistémica y pulmonar, sueliminación del alveolo, su paso por las vías respiratoria y el circuito anestésico hasta lallegada al analizador del capnógrafo2,3. La capnometría mide numéricamente la presiónparcial de CO2 espirado al final de la espiración (ETCO2). Existen diferentes métodosfísicos para la medición de las concentraciones de CO2 que se detallan a continuación.I-1.1.1 Absorción de Infrarrojos4, 5Basado en el principio de energía lumínica absorbida y la concentración molarde un gas, el primer instrumento de uso clínico basado en este método, y diseñado enAlemania en 1943, se atribuye a Luft.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica7Figura I-1- Espectrómetro de absorción de Infrarrojos policromáticoConsiste en proyectar un haz de luz del espectro infrarrojo, a través de unsistema óptico, en una cámara en la que se introduce la muestra de gas previaaspiración. Un detector de radiación mide la intensidad de energía absorbida por lamuestra de gas y emite una señal eléctrica, que será procesada para mostrar lacomposición del gas. La cantidad de energía lumínica absorbida por el gas esproporcional a la cantidad de gas presente en la muestra, por tanto, los analizadoresinfrarrojos miden la presión parcial del gas. (Figura I-1-).Los gases nobles y otras moléculas no polares, como argón, xenón, helio,nitrógeno, oxígeno, etc. no absorben energía del espectro infrarrojo, las moléculaspolares como CO2, N2O y los anestésicos halogenados, sí la absorben. Dicha absorciónMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica8se realiza a diferente longitud de onda, por lo que los picos de absorción sonrelativamente específicos para cada gas. (Figura I-2-).Actualmente la absorción de infrarrojos es el método más común de análisis deCO2, que presenta una longitud de onda entre 4,2 y 4,4 μm.El valor del CO2 que se registra por el monitor suele ser expresado en mmHg,aunque existen unidades que lo expresan en porcentaje (vol %) dividiendo la presiónparcial de CO2 por la presión atmosférica.1 mmHg = 1/760 x 100 vol % = 0,13 vol %1 vol % = 1 KPa = 7,5 vol %La mayoría de los capnógrafos disponibles son espectroscopios de infrarrojos ysu precisión depende de: Presión atmosférica, cuyos cambios (aumentos o descensos) inducen pequeñoserrores en la medida de CO2 (igualmente elevaciones o descensos). Un aumento depresión incrementa la absorción infrarroja de CO2 porque aumenta el número demoléculas que absorben luz infrarroja y porque modifican las fuerzas intermoleculares.Los cambios máximos de la presión atmosférica debidos a cambios de tiempo son delorden de 20 mmHg, las alteraciones del CO2 serian inferiores a 0,5-0,8 mmHg ( pararangos de PCO2 entre 30 y 40 mmHg), por lo que en la práctica clínica diaria no seconsideran necesarias correcciones. Los capnógrafos actuales pierden su fiabilidad enaltitudes superiores a los 3.500 m. Además la aplicación de PEEP incrementa la lecturade CO2: una PEEP de 20 cm H2O aumenta la lectura de CO2 en 1,5 mmHg.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica9 O2 y N2O (Protóxido de Nitrógeno). El espectro de absorción infrarroja deprotóxido oscila entre una longitud de onda de 4,4 a 4,6 μm. Próxima a la del CO2 (4,2-4,4 μm.). Este solapamiento aumenta erróneamente la medición de CO2 cuando seemplea en la mezcla N2O, cuando sus moléculas interactúan con las moléculas de CO2,se produce un fenómeno de ensanchamiento por colisión que afecta a la sensibilidad delanalizador incapaz de discernir entre ambas. Este fenómeno llamado “efecto de colisiónde gases”, consistente en el choque de las moléculas de O2 y N2O al realizar lasmediciones de CO2, con liberación de energía y alteración de la longitud de onda a laque se mide el CO2. Se produce aproximadamente un 0,1% de CO2 por cada 10% deN2O y de -0,05% por cada 10% de O2 existentes en la mezcla de gases. Los factores decorrección para la presencia de N2O oscilan entre 0,9 (PCO2 corregida = PCO2 leída x0,9) a concentraciones de N2O del 50 % y 0,94 para 70% N2O. El método más simplepara eliminar este error consiste en calibrar el instrumento con una mezcla de gases quecontenga la misma proporción de N2O a utilizar. El O2 no absorbe luz infrarroja, pero sucolisión con las moléculas de CO2 atenúa la lectura de este. Se recomienda colocar en elcircuito un codo en ángulo recto tras la pieza en T para evitar la dilución del CO2 por elflujo de gas fresco.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica1001020304050607080901001 2 3 4 5 6 7 8 9 10H2O Co2 CO N2O HalogenadosAbsorción(%)Longitud de onda (μm)Figura I-2- Espectro de absorción infrarroja de diferentes gases y fármacosanestésicos Fármacos halogenados. Su espectro de absorción oscila a una longitud de ondaentre 3,1 y 3,3 μm. lo que está relativamente cercana a la del CO2. No obstante, loserrores que producen en la medición de éste no parecen importantes. Vapor de agua. Interfiere de distintas formas la lectura capnográfica. Lasituación más frecuente es la obstrucción del sistema con la consiguiente caída delETCO2. Si se condensa en la ventana del sensor aumenta las lecturas de CO2 en un 1,5-2%, ya que el agua absorbe luz infrarroja en una banda semejante al CO2. Este efecto seminimiza aumentando la temperatura de la muestra. La presión parcial de vapor de aguapuede modificar la concentración de CO2 en los capnógrafos de muestreo lateral, ya quela temperatura del gas muestra disminuye a lo largo del recorrido, con lo que la presiónde vapor de agua descendería provocando un incremento aparente en la concentraciónde CO2. La presión de vapor de agua en el circuito depende de muchos factores:Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica11temperatura, flujo de gas fresco, tiempo de uso, longitud de la sonda de muestreo degases, etc. Por ello el valor del CO2 deberá modificarse según el analizador utilizado,siguiendo las instrucciones de manufacturación. Disminuyen las interferencias del vaporde agua en el circuito: la colocación de la pieza en T o el capnógrafo en línea distal alhumidificador; tubo hidrófobo inmediatamente tras la pieza en T y trampa de aguacolocada por encima del paciente par los capnógrafos de muestreo lateral.I-1.1.2 Espectrometría de Masas5Su primer diseño clínico se realizó en 1957 y mediante este sistema se puedendetectar todos los gases que conforman la mezcla respiratoria en anestesia.Separa gases y vapores según su peso molecular. Es un sistema muy caro yvoluminoso. Existen algunos modelos que permiten monitorizar a varios pacientes endistintas localizaciones.En una cámara de vacío, mediante un flujo de electrones, se ioniza la muestragaseosa sometida a un campo electromagnético para acelerar los iones, que describiránasí una trayectoria curvilínea que es predecible en función de la relación carga/masa.Una vez fuera del campo electromagnético hay detectores metálicos donde impactan losiones acelerados. Este choque produce una corriente eléctrica. La medida de laconcentración de un gas individual es proporcional al número de impactos por minuto.La concentración de un gas individual estará determinada por el total de impactos de lamuestra, que representa el 100%. El número de impactos de un solo gas partido por elnúmero de impactos totales de la muestra y multiplicado por 100 será la concentraciónde un gas concreto.Este sistema resulta un patrón para la obtención de la concentración de los gasesde la mezcla, pero su coste elevado hace difícil su utilización general.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica12I-1.1.3 Método de dispersión de RAMANBasado en la interacción de la luz (energía) con el gas, se ha utilizado para lamedida de gases respiratorios a partir de 1980. Se basa en los distintos estadosenergéticos (rotatorios o vibratorios) que se generan cuando una fuente de luz láser deargón, monocromática de alta densidad, es absorbida por las diferentes moléculas. Laincidencia de un haz de luz monocromática sobre una molécula de gas induce una ciertaabsorción de energía cinética, por lo que la luz dispersada presentará una energía totalmenor, y así, una longitud de onda también menor (fenómeno de dispersión energéticade Raman4).El grado de absorción de energía de cada gas depende de su estructura y de supeso molecular. Así el análisis espectral de la luz dispersada permitirá determinar lasconcentraciones individuales de una mezcla de gases.El inconveniente de estos sistemas es la infraestructura que precisan y su altocoste. Se requiere una fuente de luz muy potente para producir una alta energía dedispersión, habitualmente un láser que genera una luz ultravioleta de 488 nm. Lasradiaciones se recogen por un sistema de filtros y un fotomultiplicador contabiliza losfotones.Este sistema es de una precisión casi exquisita, se detectan tanto gasesanestésicos como respiratorios. Identifica el CO2 con un error no superior a 0,028% yun tiempo de respuesta de 250 ms.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica13I-1.1.4 Espectroscopia fotoacústicaApareció en 1988, Su base es el aumento de presión y la expansión que sufrenlos gases al absorber la energía de la luz infrarroja de modo intermitente. Mientras quela espectrografía por infrarrojos es un método óptico, la espectrofotometría fotoacústicaemplea una técnica acústica. La aplicación intermitente de luz infrarroja hace que lasmoléculas aumenten de energía expandiéndose e incrementando su presión de manerafluctuante1, 5.Si el infrarrojo se emite a una frecuencia adecuada, por ejemplo del rangoaudible, la señal de presión puede detectarse con un micrófono y la presión parcial delgas será proporcional a la amplitud del sonido.Con este sistema se detectan las fracciones inspiradas y espiradas de O2, N2O,CO2 y los fármacos halogenados. Entre sus ventajas destacan una mayor eficacia yveracidad, junto a una menor necesidad de mantenimiento y de calibración.I-1.1.5 Analizador químico6, 7De uso limitado, este sistema comprende un filtro de papel tratado químicamentey contenido en un recipiente plástico que en contacto con CO2 a una concentración de 4% en el flujo aéreo, produce una reacción química y un viraje en la coloración (amarillopara una Et CO2 > 4 %) con un tiempo de respuesta rápido. Se coloca junto al tuboendotraqueal, y ha demostrado ser un método útil para detección de intubaciónendotraqueal a nivel extrahospitalario. Su sensibilidad disminuye si el flujo de CO2 esbajo, como por ejemplo, durante la reanimación cardiopulmonar. Pueden aparecermúltiples falsos positivos con la contaminación de sustancias acidas (contenido gástricoy cloruro de adrenalina).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica14I-1.2 Técnicas de muestreo del gas8-10I-1.2.1 Monitores de flujo lateral (SIDE STREAM)La unidad de medición se encuentra alejada del circuito respiratorio, en elmismo monitor donde se registra la curva del CO2. La muestra de gas es aspirada delcircuito respiratorio y transportada a través de una pequeña sonda conectada al tuboendotraqueal mediante una pieza en T en el filtro de gases respiratorios, o en fosasnasales si el paciente no está intubado. Un flujo de aspiración entre 50-200 ml.min-1asegura la fiabilidad de la muestra capnográfica. El vapor de agua que acompaña al gasse suprime interponiendo un tubo de polímero semipermeable que permite al vapor deagua salir al exterior seco, o por medio de una trampa mecánica, junto con unamembrana hidrofóbica, que evita el paso de agua y fluidos a la cámara de medición. Elgas de la muestra una vez analizado puede eliminarse al exterior con el consiguienteriesgo de contaminación ambiental si contiene gas anestésico, o retornar al sistema encircuitos semicerrados o cerrados con el riesgo de transmisión de infecciones de unpaciente a otro. Se exige, por tanto, un sistema de neutralización (scavenging) del gasmuestra que debe ir incorporado al capnógrafo en el momento de la calibración paraevitar errores en la lectura.Como precisa de un tubo suficientemente largo y una aspiración de gas quepuede ser lenta si el flujo es bajo, el proceso de medición resulta lento. La aspiracióncontinua da lugar a errores si el flujo aspirado es mayor que el espirado, pues existecontaminación por flujo de gas fresco.Una vez realizada la medición, el gas de la muestra debe ser eliminado delcircuito o reingresado en él; esto suele ser despreciable cuando se utilizan volúmenesaltos o circuito abierto, pero puede ser perjudicial si se ventila a neonatos o niñospequeños, y si se utilizan bajos flujos o circuito cerrado.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica15I-1.2.2 Monitores de flujo central (MAIN STREAM)Se realiza mediante inserción de un sistema de medida por infrarrojos entre eltubo endotraqueal y el circuito anestésico, por lo que no se precisa de aspiración y seacorta el tiempo de medición. Incorpora un sistema de espectrografía por infrarrojos queatraviesan los gases respiratorios hacia el detector localizado en el mismo analizadormidiendo así la presión parcial del gas. El sensor precisa de un calentamiento hastaaproximadamente 40 ºC (por encima de la temperatura corporal) para evitar lacondensación de vapor de agua y la obstrucción de la vía óptica, pero con esto, noevitan al completo la condensación ni el acúmulo de secreciones o aerosolesterapéuticos, pudiendo, además producir quemaduras. Se recomienda ubicar elcapnógrafo a continuación del humidificador. Son aparatos voluminosos que traccionandel sistema y aumentan las desconexiones del tubo endotraqueal, añadiendo unaimportante resistencia al circuito8CARACTERÍSTICASMonitorización simultanea de varios gasesPuede acoplarse a mascarilla facial y gafas nasalesComponentes ópticos resguardadosAsiste a monitorizaciones a ciegasPreferente en altas frecuencias respiratoriasLectura inmediata de CO2Mide únicamente CO2Riesgo de tracción por peso del tubo endotraquealProduce ruido y vibracionesPuede producir quemadurasEspacio muerto adicional en el circuitoObliga al control de la vía aérea (intubación)Precisa muestreo de aspiración del gasPérdida de volumen respiratorioRiesgo de valores aminoradosEN LÍNEANONONONOSISISISISISISISINONONOMUESTREOLATERALSISISISINONONONONONONONOSISISITabla I-1- Ventajas e inconvenientes de los capnógrafos en línea y de muestreolateralMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica16I-1.2.3 Monitores de flujo continuo (MICRO STREAM).Capnógrafo de muestreo lateral, variante de “side stream” que presenta ciertosavances sobre los anteriores. Un tiempo de respuesta más rápido debido a una célula demedición de 15μl y un pequeño diámetro en las líneas de muestreo. Presenta una fuentede infrarrojos altamente específica para el CO2. permite disminuir el flujo de aspiración,necesitándose una muestra de flujo muy baja de 50 ml/min que es suficiente para elmuestreo. Mediante un microtubo de 1 mm de diámetro y un filtro de entradaproporcionan un flujo laminar en la muestra evitando la dispersión. Se le ha asociado unfiltro separador de fluidos que evita la entrada de éstos en el circuito (disminuyendo losfenómenos de dispersión), así como la oclusión11-13. El espectroscopio de correlaciónmolecular que utiliza (espectrofotómetro con una fuente de alta especificidad infrarrojapara CO2 en que la emisión infrarroja tiene exactamente el espectro de absorción de lasmoléculas de éste gas), proporciona una medida específica de CO2, sinentrecruzamiento con otros gases anestésicos. La calibración que precisa es mínima,siendo útil tras 45 s. después de su encendido7-12 . Los valores de ETCO2 predicenmejor la PaCO2.I-1.2.4 Capnograma VolumétricoEs un parámetro avanzado de medida a través de la monitorización simultáneade CO2 y del flujo espiratorio. Proporciona una representación gráfica de la curva deCO2 en relación al volumen pulmonar espirado denominada prueba de respiraciónúnica13. Nos permite determinar el espacio muerto fisiológico14.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica17I-1.2.5 Tiempo de respuesta del capnógrafoIncluye dos tiempos15:1) Tiempo de tránsito o tiempo necesario para la succión de la muestragaseosa a través del catéter de muestreo. Oscila entre 1,5 y 3 s. Según el modelo decapnógrafo y es el responsable del retraso en la aparición del ascenso espiratoriorespecto a la espiración en los capnógrafos de muestreo lateral.2) Tiempo de ascenso o tiempo requerido por el aparato para traducir uncambio en la PCO2 (T90 = tiempo necesario para cambiar del 10 al 90 % del valor finalen respuesta a un cambio de PCO2). Es dependiente del tamaño de la cámara demuestreo y del flujo del gas; flujos bajos implican tiempos de ascenso prolongados yvalores subestimados. Los tiempos de ascenso de los capnógrafos de uso clínico oscilanentre 50-600 ms, siendo necesarios analizadores rápidos (T70 = 80 ms) cuando se trabajaa frecuencias respiratorias altas (más frecuente en niños)16.I-1.2.6 Calibración del CO2La concentración del CO2 del gas empleado para la calibración del analizadordebe ser lo más parecido al rango de concentraciones que van a medirse. Durante elcalibrado, el registro capnográfico es una línea plana (ETCO2 = 0) con dos señales deaviso: “calentamiento” o “haciendo el cero”.I-1.2.7 Registro capnográfico normalI-1.2.7.1 Velocidad de registroLas ondas de la capnografía pueden registrarse a dos velocidades: velocidad atiempo real (12,5 mm/s = rápida) o velocidad de tendencia (25 mm/min = lenta). Laprimera es la más adecuada para analizar la morfología de la onda en sus diferentesMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica18fases. El capnograma suministra información de cada una de las respiraciones y detectalos cambios bruscos3. En la velocidad lenta se pierde la visualización de cada onda, peropermite visualizar los cambios generales o las tendencias, permitiendo valorar laeficacia terapéutica. Ambas miden la frecuencia respiratoria y el valor de ETCO2.I-1.2.7.2 Fases de la curva16Fase 0: descenso inspiratorio y línea basal inspiratoria, de manera que con lainspiración de flujo de gases frescos, el ETCO2 desciende hasta cero, salvo que existauna reinhalación de CO2.Fase I: línea basal espiratoria. Es la primera porción de los gases espiradosprocedentes del espacio muerto, que no participa e el intercambio de gases.Fase II: ascenso espiratorio. Mezcla de gas del espacio muerto y gas alveolarque si ha participado en el intercambio gaseoso.Fase III: meseta alveolar, correspondiente al intercambio alveolo-capilar, ricoen CO2 representa una pendiente de ascenso progresivo hasta un punto máximo previoal descenso de la fase 0. Este valor se denomina ETCO2 y se aproxima al valorpromedio de la presión alveolar de CO2, por lo que se utiliza para estimar la presiónarterial de CO2. La pendiente de la fase meseta se explica por variaciones intra einteralveolares en la eliminación del CO2 alveolar. La ventilación de una unidadalveolar no es constante a lo largo del ciclo, ya que es menor al final de la espiración.Como la perfusión no se modifica en igual grado, el cociente ventilación /perfusióndisminuye en esta fase y la presión alveolar de CO2 aumenta. Las variaciones regionalesen la ventilación y perfusión de los alveolos implica que los alveolos con cocientes V/Qbajos se vacíen más lentamente y haciendo que los valores al final de la fase III seanligeramente elevados. Los factores que puedan afectar al cociente V/Q, como son elMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica19gasto cardiaco, perfusión pulmonar y patología pulmonar y de la vía aérea, implicaránalteraciones en la altura y la pendiente de la fase III.Fase IV: sobreelevación al final de la fase III, que aparece cuando hay unacapacidad funcional residual muy baja donde proliferan alveolos con bajo V/Q, con altoCO2 y de lavado lento.Figura I-3- Fases de la curva de las ondas de capnografíaLa forma de la onda en el muestreo lateral tiene una pendiente de ascensomenor, retrasada con respecto a la espiración, y el descenso está atenuado. Esto se debea la dispersión del gas, rico en CO2, al mezclarse con un gas pobre en este, cuando fluyepor el catéter de muestreo hacia el analizador. La onda pasa a ser más sigmoidea, con loque se pierden los puntos más alto y más bajo y se subestima el CO2, elevándose lalínea basal. A mayor longitud y amplitud del tubo de muestreo, a menor flujo demuestreo (50 ml/min) y a mayor frecuencia respiratoria (>31 resp/min) el error serámayor.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica20I-1.2.8 Espirograma de CO2La representación gráfica de los cambios de la PCO2 en función del volumenespirado y no del tiempo constituye el espirograma de CO2. En caso de frecuenciasrespiratorias bajas existen pausas antes de se inicie la siguiente inspiración, elcapnograma aparece con una fase meseta larga, como si estuviera eliminando aun elCO2, cuando lo que ocurre es que está leyendo falsamente el CO2 alveolar estancado enel tubo de muestra en los capnógrafos de muestreo lateral o en el espacio que ocupa elanalizador en el capnógrafo de línea. El espirograma corrige los valores en función delvolumen de aire espirado, y su trazado puede ser utilizado para determinar el espaciomuerto fisiológico y sus componentes. El espirograma precisa un capnógrafo en línea yno puede monitorizar la inspiración3, 16.I-1.2.9 Aplicaciones clínicas de la capnografíaLa capnografía es muy sensible pero poco específica. Una onda y ETCO2normales garantizan en términos generales seguridad. Implica un correctofuncionamiento del metabolismo del CO2, la circulación sistémica y pulmonar, laventilación, la permeabilidad de la vía aérea, el circuito anestésico y el analizador. Unregistro anormal implica la revisión de todo el circuito del CO2 y ayuda a detectaraccidentes como la desconexión o la extubación.Durante la monitorización anestésica intraoperatoria podemos valorar si existeuna adecuada ventilación del paciente con la estimación de la PaCO2 a partir delETCO2. Éste será un buen índice siempre y cuando no exista patología cardiopulmonarde base, no se presenten cambios metabólicos, ni hemodinámicos importantes durante laintervención, incluyendo un correcto funcionamiento del respirador y del circuitoanestésico. La medición de la PaCO2 de la gasometría arterial es el único índice 100%Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica21fiable respecto a al eficacia de la ventilación pulmonar. Es una monitorización invasiva,que está limitada por la necesidad de obtener muestras repetidas. Actualmente seempiezan a comercializar monitores con registro continua de PO2, PCO2, y pH.Según diferentes estudios el gradiente Pa-ETCO2 se estima entre 3-5 mmHg, sinembargo debe considerarse que ésta es la diferencia media, oscilando el rango entre 4 y13 mmHg. Ello se explica en parte por las alteraciones fisiológicas del V/Q específicasde cada persona. En el espirograma de CO2 la diferencia queda representada por elespacio muerto alveolar, que es el resultado de las modificaciones intraalveolares(temporales) y las interalveolares (temporales y espaciales) del cociente V/Q delpulmón normal. Estas modificaciones suelen incrementarse durante el acto anestésico(atelectasias de las zonas declives, modificaciones de la V/Q por la posiciónquirúrgica…). La edad incrementa el gradiente. En los niños sanos, el gradiente sueleser menor a 3 mmHg por un mejor acoplamiento V/Q (menor espacio muertoalveolar)17.Otra causa de diferencia de gradiente hay que buscarla en las características decada capnógrafo, en los de muestreo lateral se atenúa, e incluso pueden obtenersevalores diferentes tras conectar al mismo paciente dos capnógrafos de igualescaracterísticas.En los traumatismos craneoencefálicos y durante las intervencionesneuroquirúrgicas por patología tumoral, vascular cerebral, o hipertensión endocraneal,la estimación del capnógrafo con respecto a la PaCO2 no es suficiente y es obligatoriodisponer de controles gasométricos, ya que pequeñas variaciones de la PaCO2 puedenincidir sobre los cambios de flujo sanguíneo cerebral. Todas aquellas circunstancias quepuedan modificar la V/Q lo harán también sobre el gradiente Pa-ET CO2, perdiendo larelación predictiva.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica22Dentro de los factores que incrementan el gradiente Pa-ET CO2 son el shuntpulmonar (V/Q<1) y el aumento de la ventilación del espacio muerto (V/Q>1). Cuandoaumenta el espacio muerto alveolar (por disminución de la presión de perfusiónpulmonar: embolia pulmonar, gasto cardiaco bajo, sangrado o por aumento de la presióndel gas alveolar: PEEP y ventilación con grandes volúmenes corrientes), las unidadesalveolares ventiladas que no perciben perfusión equilibran su PaCO2 a valores cercanosa la presión inspiratoria de CO2 próxima a cero, y dando lugar a una PaCO2 global finaldiluida, y por tanto la ETCO2 menor.Además del aumento del espacio muerto alveolar, todos aquellos factores quemodifiquen la pendiente de la fase meseta, o fase III del capnograma pueden modificarla diferencia Pa-ET CO2 de manera que pueden existir situaciones con un elevadoespacio muerto alveolar donde el gradiente no se incremente18-20.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica23Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica24Figura I-4- Aplicaciones clínicas de la capnografía.En los neonatos y niños pequeños la capnografía es difícil de equiparar a laPaCO2 resultando la diferencia entre ambas muy elevadas. Esto se debe a la dificultadde poder hacer llegar a una muestra fidedigna de gas alveolar por la existencia de flujosde muestreo bajos, frecuencias respiratorias altas, flujo de gas fresco elevado y unespacio muerto importante, y en que el tiempo de respuesta del analizador sea losuficientemente rápido3.Pueden aparecer gradientes de Pa-ETCO2 negativos en aquellas situaciones enlas que se disminuya el espacio muerto alveolar, que se aumente la PACO2 en losalveolos correctamente ventilados (aumento de la producción de CO2, disminución de lacapacidad residual funcional…) y prolonguen el tiempo de eliminación del CO2 alveolaren las unidades con bajos V/Q, y siempre que no existan otras circunstancias que locontrarresten21.Se han descrito gradientes negativos en pacientes ventilados con volúmenesaltos y frecuencias respiratorias bajas, en cesáreas, después de by-pass cardiopulmonary en niños22, pudiendo aparecer en algún caso la fase IV del capnograma23.La disminución brusca a valores próximos a cero puede deberse a desconexióncompleta, fallo del respirador, obstrucción total de la vía aérea, malposición del tubo,obstrucción por secreciones del tubo de muestreo, intubación esofágica24.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica25Cuando existe una disminución brusca pero no próxima a cero, indica que no sedetecta una exhalación completa, fugas, malposición del analizador, obstrucción parcialde la vía aérea, tubo endotraqueal mal adaptado… Si existe un descenso exponencial demanera progresiva, suele indicar un problema grave cardiovascular25-31 (hipotensión porhemorragia o comprensión de la cava, embolismo pulmonar, shock cardiogénico),ajustes del volumen minuto o en el flujo de gas fresco. La ausencia de meseta alveolarsugiere un vaciado pulmonar incompleto antes de la siguiente inspiración(broncoespasmo, secreciones, obstrucción parcial del tubo endotraqueal), una técnica demuestreo insuficiente o dilución con gas fresco durante la espiración (niños yventilación jet alta frecuencia). Como causas del descenso gradual son lahiperventilación, la hipotermia y la disminución del gasto cardiaco y la perfusiónpulmonar.El incremento gradual de la ETCO2 puede ser originado por una disminuciónde la ventilación /minuto por cambio de los parámetros del respirador, fugas mantenidaso disminución del gas fresco, por estados de hipermetabolismo o la absorción del gas enla laparoscopia con CO2. Si además existe un aumento de la línea basal existereinhalación, bien por una deficiencia en las válvulas respiratorias, bien por agotamientodel absorbedor de CO2 o la ausencia de flujo a través del mismo. Pueden producirseincrementos súbitos tras la administración de bolos de bicarbonato, tras la liberación deun torniquete de isquemia o clamp quirúrgico vascular, así como en embolismosgaseosos de CO2 en cirugía laparoscópica32-34.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica26I-2 Monitorización de gases anestésicosI-2.1 Principios físicos35Al moverse a gran velocidad, las moléculas de los gases chocan entre sí en elespacio, golpeando las paredes del recipiente que los contiene. Este choque se originaen la presión a la que se ve sometido cada gas en el recipiente.La ley general de los gases (Gay Lussac), determina que la presión de un gas esproporcional al número de moléculas existente, a la temperatura y a una constanteespecífica de cada gas. Dalton determinó que en una mezcla de gases, la presiónejercida por cada gas es la misma que la que ejercería si estuviese solo. La presión totalasí ejercida por todos los gases a nivel del mar, será pues de una atmósfera (760 mmHg). La ley de Boyle-Mariott afirma que, a una temperatura constante, el volumen deuna masa de gas varía de modo inverso a la presión absoluta (P x V = Constante).Aplicando las leyes de Dalton y Boyle-Mariott, la presión parcial de un gas en unamezcla es el resultado del producto de la presión total y la proporción a la que seencuentra en la mezcla39, 40.Los sistemas de análisis que determinan el número de moléculas o presiónparcial de los gases son los sistemas de infrarrojos y Raman. Conociendo la presiónparcial de los gases en la mezcla, se obtendrá su concentración en volúmenes %(Presión parcial / Presión total x 100 = %).Otros sistemas como la espectrometría de masas, determinan la proporción degases en la mezcla.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica27I-2.2 Bases físicas de la espectroscopia35-38La energía lumínica o calorífica y otros tipos de radiaciones son ondaselectromagnéticas que viajan a 3 x 108 m/s, con una frecuencia y una longitud de ondaconcreta para cada una de ellas. La luz visible es sólo una parte de todo el espectroelectromagnético que incluye también las ondas de radio, la luz ultravioleta, la luzinfrarroja, los rayos X y los rayos gamma. La luz visible, la infrarroja y la ultravioleta semiden en nm o μm. También puede describirse a la radiación como el flujo decantidades discretas de energía llamadas quanta o fotones.En el estado fundamental los electrones ocupan en un átomo los nivelesenergéticos más bajos, de acuerdo con las leyes de la mecánica cuántica. Puede hacersepasar a un átomo a su estado excitado elevando su energía mediante la absorción de unquantum discreto. Si el electrón excitado retorna a su estado fundamental emitirá unaradiación de una longitud de onda específica. Cuando se producen enlaces entre átomospara formar una molécula, los electrones adoptan posiciones en el sistema y, por tanto,nuevos niveles de energía. Por otra parte, los átomos de una molécula pueden vibrar yrotar alrededor de un eje de enlace, dando lugar a subniveles energéticos vibratorios yrotatorios (momento dipolo).Al igual que en la molécula, cada uno de los electrones de un átomo, ocupa elnivel más bajo de energía posible en su estado fundamental. Si se dan las circunstanciasespecíficas, un electrón puede adquirir energía y elevarse a un nivel superior; es decir,pasar al estado excitado. Los distintos electrones que forman los átomos, pueden portanto, cambiar su nivel energético según absorban o emitan quanta o radiaciones.Las técnicas de espectroscopia funcionan mediante la emisión de una radiaciónque pasa a través de una muestra y la determinación de la energía absorbida por lamisma. Para ello, utilizan una radiación cuya longitud de onda conocida es absorbidaMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica28por la muestra. Este fenómeno se regula por dos leyes; la Ley de Beer según la cual, laabsorción de la radiación por una solución de un grosor y una concentracióndeterminados, es la misma que la producida por una solución de doble grosor y la mitadde concentración; la Ley de Lambert o Bouguer, por la que cada capa de igual grosorabsorbe una proporción igual a la radiación que la atraviesa.Estas leyes se pueden combinar de modo que la absorción de radiación por uncompuesto de interés en una muestra aumenta si aumenta su concentración, es decir, laabsorción es proporcional a la concentración.Si iluminamos una cámara de dimensiones conocidas con una luz de intensidad,así mismo, conocida, podemos determinar la concentración de la sustancia disuelta, si sedetermina la intensidad de luz incidente y transmitida.Itrans = Iinc - e-aDC“Itrans” es la intensidad de energía transmitida; “Iin” es la intensidad incidente; “a” es elcoeficiente de absorción específico de cada gas; “D” es la distancia que atraviesa el haza través del gas; “C” es la concentración del gas; y “e” es la base natural logarítmica.La concentración se obtiene pues, comoC = 1/ Da · ln (Iin/Itrans)Normalmente se utiliza la luz roja e infrarroja porque la mayoría de los gasesabsorben la luz en esa franja38.El fenómeno de dispersión de Raman que afecta a las radiaciones6, 41-44determina que cuando un fotón de una fuente luminosa colisiona con una molécula deMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica29gas, la energía se absorbe y puede ser reemitida (dispersión de la luz). Si esto ocurre conla misma longitud de onda y la misma dirección sin pérdida de energía, se denomina“Dispersión de Rayleigh”. También puede ocurrir que se produzca la absorción dealguna energía cinética desde el fotón y se emita un fotón de menor energía y mayorlongitud de onda. Éste es el llamado “fenómeno de dispersión de Raman”, que ocurreinfrecuentemente. Los únicos gases que no se detectan por este método son losmonoatómicos.I-2.3 Técnicas de MonitorizaciónI-2.3.1 Análisis por infrarrojosLa región infrarroja del espectro electromagnético se subdivide en tres partes:región infrarroja cercana (de 1-2 μm), región infrarroja (de 2-25 μm) y región infrarrojalejana (de 25-250 μm). Para la detección de gases anestésicos se utiliza la regióninfrarroja.Los átomos de las moléculas de un gas pueden vibrar y rotar alrededor de un ejede enlace, dando lugar a subniveles energéticos vibratorios y rotatorios. Sólo lasmoléculas asimétricas compuestas por átomos de distinto peso molecular absorben laradiación infrarroja, dando lugar a un cambio en el momento del dipolo (cambios en ladistribución de los niveles energéticos de los electrones en la molécula). El número devibraciones será mayor cuanto más grande y más compleja sea la molécula. Además, sila frecuencia de la radiación infrarroja coincide con la frecuencia de resonancia de unamolécula de gas, ésta última absorberá la energía de la radiación y la cantidad deenergía absorbida en este proceso será proporcional a la presión parcial de ese gas.Además, las moléculas que absorben radiación infrarroja vibran más vigorosamente ycomunican la energía almacenada a sus vecinas por colisión, lo que hace aumentar laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica30velocidad de desplazamiento de las moléculas y provoca un aumento de temperatura delgas, y en un espacio cerrado, un aumento de presión.De los gases respiratorios y anestésicos el CO2, el N2O, el H2O y loshalogenados presentan una fuerte absorción de radiación infrarroja, no observándosedicha absorción en el O2, el N2, el argón, el xenón o el helio. Además, los halogenadosabsorben indistintamente la radiación infrarroja en la banda de 3,6 μm y 9-12 μm. ElCO2 absorbe la luz infrarroja en la banda entre 4,2 y 4,4 μm, el N2O entre 4,4, y 4,6 μmy, por tanto, se solapan en 4,4 μm provocando cierta inexactitud en la determinación deCO2. Entre estos gases, además existe un fenómeno de amplificación debido a lacolisión de sus moléculas, que puede distorsionar las mediciones del analizador deinfrarrojos.Si la muestra contiene CO2 la energía absorbida se transmite a las moléculas deN2O cuando éstas colisionan y resulta en un espectro de absorción mayor para ésteúltimo gas. Este hecho se subsana automáticamente en los analizadores actualesmediante la estimulación de las concentraciones de los gases que interaccionan.Los analizadores de infrarrojos comprenden distintas partes: Un haz infrarrojo que pasa a través de un canal óptico donde se encuentra conlos gases de la muestra; un detector de radiación que filtra el haz y mide la longitud deonda absorbida por la muestra; y finalmente, la señal eléctrica generada se procesa paraobtener el resultado de la composición del gas en mm Hg, para posteriormente y, unavez conocida la presión atmosférica traducir el valor obtenido a volúmenes enporcentaje3, 5, 35,39-41 (Figura I-1-). La fuente de luz es un material de tungsteno o materiales cerámicos calentados atemperaturas de 1500 a 4000 ºK que emiten energía en el rango de absorción de losgases anestésicos.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica31En los canales ópticos, las paredes de las cámaras de análisis de gases estánfabricadas con un material transparente o permeable a la radiación infrarroja, comoclorato sódico, bromato sódico o, más comúnmente, zafiro.Los analizadores monocromáticos son aquellos en los que solo incide un haz deluz (de 3 µm normalmente) en la cámara de muestreo, no permitiendo diferenciar entrelos distintos fármacos anestésicos3, 5. A su vez, estos analizadores pueden ser de dossubtipos:a) Haz monocromático con filtro positivo: Se interrumpe secuencialmenteel paso de un haz de infrarrojos mediante un filtro óptico de alta precisión, montadosobre una rueda que gira a 40-250 r.p.m. Para cada gas se selecciona un par de bandasde longitud de onda, una en su pico de absorción y otra en una longitud de onda dondeexiste poca absorción. En esta situación, el haz seleccionado pasa a través de la cámarade la muestra, de modo que la relación entre las intensidades de luz infrarroja para cadapar de bandas es proporcional a la presión parcial del gas en la muestra.Existe otro modelo en este tipo de sistema que utiliza filtros estacionarios en lugarde rotatorios. Cada par de filtros, en este caso, está montado unido en la circunferenciadel haz de luz. Este sistema usa detectores distintos para cada par de filtros.b) Haz monocromático con filtro negativo: Los filtros en este mecanismoson cámaras selladas llenas de gas, montadas en una rueda giratoria. Solo atraviesa laradiación de aquella longitud de onda absorbida por el gas en la cámara. El hazseleccionado pasa entonces por la cámara de muestreo y de forma análoga se determinala proporción entre la absorción de dos longitudes de onda para determinar la presiónparcial del gas en la muestra.Los analizadores policromáticos permiten identificar varios gases anestésicos sinnecesidad de preseleccionarlos. Estos dispositivos emplean un haz policromático conMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica32filtro positivo: la radiación de la fuente infrarroja se divide en dos haces paralelos; unopasa a través de la cámara de muestreo y otro por una cámara de referencia. Los doshaces se detienen secuencialmente y se focalizan en un punto donde existe un filtro quedetermina la banda de absorción pico para cada gas seleccionado, y los presenta sobreun detector único. De nuevo, las intensidades detectadas son proporcionales a la presiónparcial del gas42-52. Este método es el más utilizado.En los espectrómetros fotoacústicos, haces de luz infrarroja seleccionados parauna determinada longitud de onda pasan a través de una rueda giratoria con ventanasespaciadas específicamente alrededor de su circunferencia. Los haces lumínicosatraviesan dicha barrera de modo alterno según vaya girando la rueda y, por lo tanto, loshaces atraviesan la cámara de muestreo de un modo pulsátil. Estos pulsos hacen que elgas se contraiga o expanda al absorber luz infrarroja dentro de una cámara no rígida quefunciona como un diafragma, y este fenómeno se traduce en ondas de sonido detectadaspor un micrófono de modo que la presión parcial del gas es proporcional a la amplitud(volumen) del sonido. Aunque este método presenta alguna ventaja respecto a losanteriores (un simple micrófono detecta varios gases, aunque no los identifica), tambiéntiene inconvenientes, ya que es muy sensible a las interferencias de ruidos intensos y alas vibraciones en el entorno. En cualquier caso, actualmente se utiliza más el detectorde infrarrojos policromático por su capacidad de identificar los distintos gasesadministrados en la mezcla, lo que proporciona mayor seguridad en la administración delos fármacos anestésicos35.Los detectores de radiación infrarroja son de material sólido sensible a la radiacióncomo el selenio, que cambia su conductividad eléctrica proporcionalmente a la cantidadde fotones que alcanzan el detector. Debido a que este material cambia su conductividaden función de la temperatura, normalmente estos sistemas llevan un sistema deMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica33compensación de calor. Otras veces se utilizan células de Luft, que consisten en doscélulas rellenas de gas, separadas por una membrana que hace la función de diafragmacuyos desplazamientos varían la capacitancia de un condensador. La célula situada allado de la cámara de medición recibe menor cantidad de calor y la diferencia de presiónen ambas células desplaza la membrana de un modo proporcional a la concentración delgas.Mediante procesadores de señal, independientemente del detector utilizado, setraduce la energía eléctrica en presión parcial de gas.Las muestras de gas que se analizan se encuentran en la vía aérea de los pacientesnormalmente intubados. Por lo tanto, es necesario hacer llegar la muestra del gas alanalizador. Según donde se sitúe el sensor de medición se pueden clasificar los equiposen sistemas de muestreo de flujo lateral (Side Stream), de flujo central o principal (MainStream), y de flujo continuo o mínimo (Micro Stream); mencionados en los apartados I-1.2.1-3.En general, los analizadores de infrarrojos utilizan longitudes de onda específicaspara la detección de los distintos fármacos anestésicos y respiratorios. Los analizadoresmonocromáticos usan la longitud de onda de 3,3 µm para medir halogenados, pero lautilización de una sola longitud de onda no permite la diferenciación entre los diversosfármacos. La aparición de otros gases en la mezcla que absorben la radiación en lamisma longitud de onda como puede ocurrir con el gas metano, el etanol u otros, asícomo la mala selección del gas a analizar producirán errores importantes39, 1.Existen otros sistemas de medición de gases que analizan el espectro de frecuenciaentre 9 y 11 µm, que permiten la identificación de los distintos halogenados. Así mismoexisten otros sistemas que analizan el espectro de absorción por encima y debajo del 3,3µm, que también identifican los distintos halogenados con un mínimo margen de error.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica34Se aceptan unos márgenes de error de medición del 0,2% para el CO2, 2% paraN2O y 0,2% para halogenados.I-2.3.2 Espectroscopia de RAMANComo se explicó anteriormente, la luz emitida es absorbida por las moléculas delgas y provoca un estado energético inestable, vibracional o rotacional. Dada lainestabilidad, la luz es reemitida inmediatamente y la molécula recupera su estado dereposo. La luz reemitida, de baja intensidad, se dispersa en todas direcciones. Puestoque el grado de absorción energética de una molécula tras colisionar con un fotóndepende de su peso molecular y su estructura, el análisis espectral de la luz dispersapermite determinar concentraciones individuales de gases. Dicho análisis deberealizarse en ángulos rectos respecto a la luz incidente.La fuente de luz debe ser un láser de alta intensidad (normalmente un láser deargón que emite un haz de luz ultravioleta puro con una longitud de onda de 488 nm).Este láser consume alrededor de 15 vatios, y se calcula que su duración aproximada esde 4,8 años.Las muestras de gas se conducen a través de una cámara donde se focaliza laradiación sobre el gas. La luz dispersada por el fenómeno de Raman se recoge en undetector colocado perpendicularmente al haz de luz y pasa por un sistema de lentillas yfiltros a un tubo fotomultiplicador5, 35-38. El aparato mide concentraciones reales, inclusoen presencia de gases no detectados por el analizador.El sistema de análisis no está limitado gases polares. Se puede medir, O2, CO2,N2O, H2O, y todos los vapores halogenados; sin embargo, gases monoatómicos, comoHelio, Xenón y Argón, no presentan actividad Raman.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica35La Espectroscopia de Raman es un aparato muy preciso, con un error de 0,04%para los gases halogenados; 0,03% para CO2 y, 0,02% para el O2, N2O y N2. El tiempode respuesta es de aproximadamente 250 ms, y la toma de muestras se realiza por flujolateral a una velocidad de 150 ml/min. Estos aparatos precisan calibración frecuente,pero están diseñados para autocalibrarse cada 20 minutos. No presentan interferenciacon los gases respiratorios o el vapor de agua.I-2.3.3 Análisis piezoeléctricoSe basa en la liposolubilidad de los gases. Cuando un potencial eléctrico esaplicado a través de un cristal de cuarzo, éste se contrae ligeramente lo que se conocecomo “efecto piezoeléctrico”. El cristal puede hacerse vibrar a su frecuencia resonantepor un potencial alterno. Los alternadores de gas utilizan un cristal con una ligera capagrasa aplicada. Los gases se disuelven en dicha capa y alteran la frecuencia deresonancia natural del cristal. Por la ley de Henry sabemos que la cantidad de vapor quese disuelve es proporcional a la presión parcial del vapor y el cambio de frecuencia deresonancia puede medirse y traducirse en concentración de gas.Este analizador solo reconoce gases halogenados y no es gas-específico.Además, responde de un modo limitado en presencia de vapor de agua, y el tiempo derespuesta es mayor que en el análisis por infrarrojos35.I-2.3.4 Espectrometría de MasasLos espectrómetros de masas son instrumentos que miden la concentración degases basándose sobre todo en su peso molecular1, 5, 35-38.La muestra de gases se consigue a través de una línea de muestreo que se dirigea la cámara de medida, que se mantiene a una presión de 10-5 mmHg gracias a unMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica36sistema de bombeo de vacío. Una fracción muy pequeña del gas muestreado se analizapor el espectrómetro. Es decir, se permite el paso de un número muy pequeño demoléculas del gas a la cámara de ionización. En esta cámara los electrones que pasandel cátodo al ánodo bombardean las moléculas del gas ionizándolas (con una cargapositiva) y acelerándolas. Las moléculas grandes (halogenados) generan, además,fragmentos moleculares, también cargados positivamente, al ser bombardeadas por loselectrodos. No hay dificultad en la detección si no existe coincidencia de peso moleculary sobre todo de la relación masa/carga entre distintos gases. Si existe, se analiza tambiénlos fragmentos obtenidos (es el caso de los isómeros o del CO2 y N2O, cuya masa/cargaes la misma).Para el procesamiento de las muestras existen dos tipos de analizadores, del tiposector magnético (el más utilizado) y del tipo cuádruple detección.En el primero los iones generados se aceleran por el campo eléctrico y pasan porun fuerte campo magnético que desvía las moléculas con una trayectoria distinta,dependiendo de su relación masa/carga. Lo iones más pesados y los menos cargadostienen una trayectoria más corta. Por tanto, su trayectoria, alcanza distintos colectoresespecíficos. Por ello, cada ión produce una corriente eléctrica que se amplifica; dichacorriente representa la composición del gas. La suma de los voltajes de todos loscolectores se corresponderá al 100% del voltaje total. Las presiones parciales de losgases se calculan a partir de los porcentajes, conociendo la presión ambiental.El sistema de cuádruple detección presenta cuatro varillas (0,5 x 5 cm) de acerocargadas, en lugar de un campo magnético. Los potenciales entre varillas varían y hacenoscilar los iones cuando las atraviesan. Se fija el potencial de modo que solo iones demasa específica pueden atravesar las varillas sin ser eliminados y alcanzar la diana.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica37Como los iones tienen una única carga, el elemento discriminador es la masa de lasmoléculas.Son aparatos voluminosos, caros y no carentes de limitaciones.I-2.3.5 Cromatografía de gasesProceso analítico que separa una mezcla en sus distintos componentes a medidaque atraviesa una columna formada por una fase estacionaria de material líquido, comopuede ser la grasa de silicona, situada sobre un soporte sólido granular inerte42. Estatécnica se basa en la distribución de compuestos entre una fase líquida (faseestacionaria) y una fase gaseosa (fase móvil). En el análisis de gases anestésicos seutiliza una columna de silicato alumínico en forma de pequeñas partículas que serecubre de polietilenglicol o aceite de silicona. Este material está embutido en unaestrecha columna de vidrio o acero en espiral, por la cual circula un gas inerte, queconstituye la fase móvil. El gas transportador o fase móvil, puede ser Nitrógeno, Argóno Helio. La mezcla a analizar se inyecta en la columna de la fase móvil y loscomponentes la atraviesan a distinta velocidad dependiendo de la solubilidad en lasfases. La base de separación de los componentes es la diferencia de coeficientes dereparto de los componentes a analizar entre las fases líquida y gaseosa, a medida queson transportados por el gas en la columna. Como la solubilidad depende de latemperatura, ésta se debe mantener constante. A mayor longitud de columna, mayorseparación de los componentes. En la salida se conecta un detector para monitorizar loscomponentes de la muestra.Existen varios tipos de detectores; de ionización de llama, utilizado para gasesorgánicos; de detección de conductividad termal por cambio de resistencia, para gasesMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica38inorgánicos; y, de detección de captura electrónica mediante ionización por fuenteradioactiva, utilizado para halogenados21.Su utilidad es muy precisa y analiza concentraciones muy pequeñas, pero su usoes complejo, no es posible la realización de análisis continuo y, se deben conocerdetalles de la muestra o identificar los elementos traza de ella para poder comparar (Noidentifica elementos no conocidos).I-3 Farmacocinética de los anestésicos inhalatoriosLa farmacocinética de los anestésicos inhalatorios sigue un modelomulticompartimental, describiéndose por una ecuación multiexponencial, asumiendoque el flujo limita la transferencia entre compartimentos, de manera que su efectoúltimo dependa de la concentración tisular cerebral para llevar a cabo la intervenciónquirúrgica53-56.Mediante el control de la presión parcial inspiratoria de un anestésicoinhalatorio se crea un gradiente de presión entre el respirador y su lugar de acción,desde su captación en el alveolo a la sangre capilar, distribución en el organismo yeliminación a través de los pulmones o por metabolización fundamentalmentehepática57-59.La farmacocinética depende de las características físicas de los anestésicosinhalatorios, los cuales son solubles en líquidos corporales, quedando sus moléculasdisueltas en la masa del líquido. Según la ley de Henry, la cantidad de gas que sesolubiliza en un líquido es directamente proporcional a la presión parcial del gas y a laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica39facilidad que tiene el mismo de solubilizarse en dicho líquido (coeficiente desolubilidad) e inversamente proporcional a la temperatura del líquido60-63.El gas solubilizado ejerce una tensión desde el líquido, igual a la presión a la quese encuentra en fase gaseosa. Ambas presiones equilibran el proceso dinámico detraspaso molecular entre las fases.En las mezclas gaseosas, cada componente se solubiliza de forma independientea los demás, obedeciendo a su presión parcial y su coeficiente de solubilidad64-66.I-3.1 Captación de anestésicos inhalatoriosSegún la ley de Dalton la presión parcial de un gas es la presión que ejerceríadicho gas si ocupase como único gas todo el volumen, siendo la presión total de lamezcla de gases la suma de las presiones individuales de los gases que la componen.Como las presiones ejercidas por cada componente de una mezcla gaseosa sonproporcionales a las cantidades respectivas de los mismos en dicha mezcla, nosreferimos a las mezclas en términos de concentración o fracciones de gas. La presiónparcial o fracción alveolar (FA) gobierna las presiones parciales de anestésicos en todoslos tejidos corporales, ya que deben aproximarse e igualarse a la FA en el estado deequilibrio67-68.La concentración o fracción inspiratoria (FI) de fármaco inhalatorio en el iniciohace que la FA aumente. Influyen además la capacidad residual funcional (CRF) y laventilación alveolar según la siguiente ecuación:FA = FI (1 – e k t) k= cte. de velocidad = VA/CRFFA/FI = 1-e (VA/CFR) te = 2,71813t = tiempo transcurrido desde el inicio de la inducciónFA = fracción alveolarFI = fracción inspiratoriaMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica40VA = ventilación alveolarCRF = capacidad funcional residualLa constante de tiempo pulmonar (T = 1/k), marca la velocidad de ascenso de laFA (Anexo 1). Desde el inicio de la inducción, para una FI cualquiera, cuandotranscurre un tiempo igual a T, la FA supone el 63% de la FI, cuando han transcurrido 3constantes de tiempo es del 95 % de la FI, y es del 99% al transcurrir 5 constantes detiempo. El ascenso rápido inicial de la relación FA/FI en el inicio de la induccióninhalatoria, se debe al llenado de anestésico de la CRF, y es independiente de lascaracterísticas físicas del fármaco y depende además de la ventilación alveolar (VA).Estas ecuaciones no tienen en cuenta la captación de anestésico por la sangre quecircula por los capilares alveolares, que son captados a una velocidad proporcional a susolubilidad, retrasando el aumento de la FA y con ello la relación FA/FI.Cuanto más se aproxime a 1 la relación FA/FI, más cerca estaremos del estadode equilibrio. Por ello a mayor velocidad de aumento de la relación FA/FI, antes seproducirá el efecto farmacológico53,54,69-72.I-3.2 VentilaciónDurante la inducción, el aumento de la ventilación alveolar acelera la FA y porconsiguiente la velocidad de ascenso de la relación FA/FI. Este efecto depende de lasolubilidad, ya que a mayor solubilidad del anestésico mayor rapidez de captación desdeel alveolo al capilar, de manera que disminuye la velocidad de ascenso de FA/FI54.Los cambios en la ventilación producen un mayor impacto en la FA/FI con losfármacos más solubles, la velocidad de aumento de la FA/FI es rápida, incluso enhipoventilación. Como la FA no puede ser mayor a la FI, con los fármacos pocosolubles hay un margen estrecho con la ventilación para poder aumentar la FA/FI. LasMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica41alteraciones en la ventilación, como puede suceder en el paso de ventilación espontáneaa controlada, suponen mayor impacto en los fármacos más solubles, y es necesariotomarlo en consideración para evitar una sobredosificación en los pacientes conproblemas hemodinámicos.Los anestésicos inhalatorios pueden alterar la ventilación por sí mismos, yvariar así su propia captación, por la depresión respiratoria provocada, dependiente de ladosis, en la respiración espontánea, limitando así la FA máxima.La FI es determinante tanto en la FA máxima alcanzable como en la velocidad ala que se alcanza la FA.El efecto concentración o sobrepresión: Durante la administración inicial deun fármaco inhalatorio se necesita una FI alta. Los incrementos de la FI de comienzocompensan la captación de anestésico por la sangre y aceleran la velocidad de aumentode la FA, y por lo tanto, acelera la inducción. A una FI del 100%, la captación se haceinsignificante en el proceso de aumento de la relación FA/FI, ya que no se modificaprácticamente la FA. La captación sanguínea de anestésico condiciona un descenso devolumen alveolar que se compensa con una inspiración adicional que reemplaza alvolumen de gas captado (lo cual no sucede si el paciente está en ventilación controladapor volumen). Por tanto, describe como la concentración del gas en el volumen residualalveolar puede aumentar después de que el gas haya sido transferido a la sangre. Elefecto concentración es el resultado de la sobrepresión inspiratoria de anestésico y unaumento de la ventilación68,72-73.Efecto segundo gas: los mismos factores que determinan el efectoconcentración de un anestésico, condiciona también la FA de cualquier otro gaspresente en el alveolo asociada a la captación de anestésico, produciendo un efecto deconcentración del segundo gas presente, y la inspiración adicional que reemplaza elMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica42volumen del gas captado aumenta la concentración del segundo gas53,68,72.Generalmente se refiere al óxido nitroso combinado con un agente inhalatorio. Dadoque el óxido nitroso no es soluble en sangre, su rápida absorción desde el alveoloproduce un aumento abrupto en la concentración alveolar de los otros anestésicosinhalatorios.La captación sanguínea de anestésico inhalatorio, es el factor limitante de lavelocidad de ascenso de la FA en la ecuación del gas alveolar.FA= FI-C / VASiendo C la captación sanguínea y VA la ventilación alveolar, siendo entonces:FI= 1-C / (VAxFI)La velocidad de captación sanguínea supone la suma de la captación tisular deanestésico y de la eliminación metabólica. De manera que al comienzo de la inducción,la captación es grande ya que la concentración sanguínea y tisular de anestésico es cero.Al acercarse al estado de equilibrio, la captación está determinada por la velocidad deeliminación metabólica.La captación sanguínea (C) puede estimarse a partir de la siguiente ecuación:C= GC x (Ca-Cv)Principio de Fick, donde Ca es el contenido arterial de gas y Cv el contenido venosomixto, GC es gasto cardiaco. La FA se equilibra rápidamente con la presión arterial deanestésico, que depende de la solubilidad o coeficiente de partición sangre/gas (s/g).CA=FA=PA/pbMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica43Pa/Pb= (PA/Pb) x s/gPb = presión barométricaCA = captación alveolars/g = partición sangre/gasCaptación sanguínea = s/g x GC x (PA-Pv) / PbPA-Pv = el gradiente parcial alveolo-venoso de anestésicoPor tanto la captación sanguínea depende del producto de tres factores: solubilidad,gasto cardiaco y gradiente de presión parcial alveolo-venoso. Si cualquiera de estos 3factores se aproxima a cero también lo hará la captación y el cociente FA/FI seaproximará a 1 53,72.I-3.3 SolubilidadEs el volumen de gas en cc que se solubiliza en un ml de líquido a presión ytemperatura constante. Se puede definir utilizando diferentes coeficientes siendo losmás utilizados:Coeficiente de solubilidad de Ostwald: relación entre el volumen en cc de gassolubilizado por cada ml de líquido y el volumen en cm3 de gas por cada cm3 de la fasegaseosa, a temperatura y presión constantes. Hace referencia a una fase gaseosa adiferencia del de partición. Relacionando los valores de 2 coeficientes de Ostwald de unmismo gas o vapor, se obtiene el valor del coeficiente de partición entre las fases nogaseosas correspondientes53.Coeficiente de partición o distribución: es la relación entre el volumen en ccde gas solubilizado por cada ml de líquido y el volumen en cc de gas en fase gaseosa oml de líquido a temperatura y presión constantes. Cuando éste se refiere a una fasegaseosa su valor es igual al del coeficiente de Ostwald. Se deben usar los coeficientes deMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica44partición a temperatura corporal, ya que influyen en la presión. Además los coeficientesde partición sangre/gas y tejido están mucho más afectados por la temperatura que loscoeficientes tejido/sangre.A mayor coeficiente sangre/gas, mayor solubilidad anestésica, y mayorcaptación de anestésico por la circulación pulmonar. Una consecuencia de la altasolubilidad es que la FA aumenta lentamente, prolongando el periodo de inducciónanestésica53.La hipótesis de Meyer-Overton predice la potencia de los anestésicoscorrelacionada con su liposolubilidad: de manera que la concentración mínima alveolar(CAM) de anestésico multiplicada por el coeficiente de partición aceite/gas es igual auna constante aproximada de 1,82 + 0,56 atm, y la CAM por el coeficiente de particiónostanol/gas igual a 2,55 + 0,65 atm73-77.I-3.4 Gasto cardiacoOtro de los factores que influyen en la captación es el flujo sanguíneo alveolarcuyo valor es próximo al gasto cardiaco, de manera que a mayor flujo pulmonar mayorcantidad de anestésico es captado, disminuyendo la FA de anestésico, retrasando lainducción. Un gasto cardiaco bajo acelera el ascenso de la FA debido a que hay menoscaptación por la sangre, y la inducción de la anestesia es más rápida, pudiendo presentarel paciente sobredosificación por incremento de la FA. La influencia del gasto cardiacoserá menor si el anestésico es poco soluble debido a la poca captación independiente delflujo sanguíneo, aumentando poco la FA/FI, mientras que en los solubles aumentará lacaptación y retrasará el aumento de la FA/FI.A excepción del óxido nitroso que provoca una estimulación adrenérgica, losanestésicos inhalatorios deprimen el gasto cardiaco, aumentando la FA/FI. De estaMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica45manera en condiciones de shock es conveniente disminuir la FI para evitar unadepresión hemodinámica por una rápida elevación de la FA/FI 53.I-3.5 Gradiente alveolo-venosoEs el resultante de la captación del gas anestésico por los tejidos, que en caso deno existir sería cero. Siempre que no existan anormalidades en la relación ventilaciónperfusión pulmonar la concentración alveolar es igual a la arterial. Hay tres factores queinfluyen en la captación por parte de los tejidos: solubilidad y su cociente de partición,el flujo de sangre de dicho tejido, y la diferencia de presión entre sangre arterial y lostejidos78.El coeficiente de partición sangre/tejido determina el tiempo necesario para elequilibrio entre la presión de anestésico en el tejido y la presión arterial de anestésico.Los elementos sanguíneos no captan los anestésicos, de manera que la sangre arterialtransfiere anestésico a los tejidos por diferencia de presión hasta que la presión parcialen el tejido se equilibra con la venosa. Según su solubilidad y perfusión podemosclasificar los tejidos en cinco grupos:Compartimento central (pulmón), órganos ricamente vascularizados, grasaadyacente a estos órganos, músculo y compartimento graso.Los órganos ricamente vascularizados (cerebro, riñón, corazón, hígado, médulaespinal y glándulas endocrinas) permiten una gran captación de anestésico y que sealcance un equilibrio con la sangre de manera muy rápida.La piel y el músculo reciben poco flujo en comparación con su volumen, demanera que durante la inducción es captado desde la sangre la mayoría del anestésico yse prolonga la captación durante mucho tiempo, siendo de 20-25 minutos para el óxidonitroso y hasta los 70-80 minutos para el sevoflurano53.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica46El compartimento graso con menor flujo y mayor volumen, unido a su granafinidad por los anestésicos hacen que la vida media de equilibrio, oscile entre 70-80minutos para el óxido nitroso y 30 horas para el sevoflurano53,68.Desflurano Sevoflurano IsofluranoFigura I-5- Coeficientes de partición sangre/gas y tejidos/sangreSe puede establecer una ecuación para la captación tisular de anestésicoinhalatorio en función del tiempo, asumiendo una presión alveolar de anestésico y suequivalencia con la presión arterial de anestésico.CT = Q x Ca x e – k x tVelocidad de captación (CT)Flujo tisular (Q)Contenido arterial de anestésico (Ca)El número e = 2,71813Constante de transferencia sangre/tejido (k)Tiempo (t)Como la suma de la captación tisular de anestésico de cada compartimento determina elgradiente de presión alveolo-venoso de anestésico, la captación tisular global se puedeexpresar como sumatorio de todos los compartimentos.La constante de tiempo de captación tisular de anestésico (t) se define de manerasimilar a la constante de tiempo pulmonar, la velocidad de equilibrio entre la sangre yun compartimento, de manera que transcurridas 3 constantes de tiempo el equilibrio seMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica47ha completado en un 95%. La presión parcial de anestésico de un tejido puede serexpresada en función del tiempo68.Figura I-6- Distribución de los fármacos inhalatorios tras la inducciónCuando la ventilación y el gasto cardiaco varían en el tiempo de formaproporcional, si el aumento de aporte al alveolo se compensase con el aumento de lacaptación por un mayor flujo sanguíneo pulmonar, se podría esperar que los efectossobre la FA/FI fuesen mínimos. Esto no es así debido a que un aumento del gastocardiaco aumenta el aporte, y con ello la captación tisular, condicionando una mayordiferencia alveolo-venosa de anestésico, minimizando el efecto del gasto cardiaco,siendo el efecto neto una mayor rapidez de aumento de la FA/FI..Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica48Figura I-7- Distribuciòn de los fármacos inhalatorios tras una exposiciónprolongadaSi el aumento del gasto cardiaco es distribuido proporcionalmente por elorganismo, el efecto sobre la FA/FI es menor pero como los tejidos más vascularizadosreciben mayor aporte, la aceleración del aumento de la FA/FI es muy considerable. Laalta perfusión de estos tejidos trae consigo un rápido equilibrio sangre-tejido. Demanera que un rápido incremento en la perfusión solo consigue un equilibrio másrápido, regresando la sangre a los pulmones desde estos tejidos con alta concentraciónde anestésico y disminuyendo el gradiente alveolo-venoso, resultando una mayorcaptación y elevación de la FA/FI. Por esta razón los niños que al tener un flujo mayorhacia estos tejidos ricamente vascularizados, tienen una inducción más rápida que losadultos53.En patologías pulmonares y defectos congénitos cardiacos existe una importantedesviación entre la presión arterial y la presión parcial alveolar. La alteración de larelación ventilación/perfusión ocasiona un aumento de la presión parcial alveolar y unadisminución de la presión arterial de anestésico. Si los anestésicos son poco solubles, lapresión parcial alveolar aumenta ligeramente y la presión arterial disminuyemarcadamente.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica49Los defectos ventilación/perfusión hacen que el equilibrio normal se inclinehacia la ventilación o a la perfusión. Si tenemos anestésicos poco solubles, en losalvéolos con predominio de la ventilación no aumenta considerablemente la presiónparcial alveolar ni la presión arterial, pero en los alvéolos con predominio de laperfusión la disminución de la presión arterial se hace significativa en el conjuntofinal53,54.I-3.6 Relación FA/FIAl inicio de la inducción, el aumento de la FA/FI es rápido para todos losanestésicos inhalatorios, de manera independiente a su solubilidad. Esto se debe a laausencia de diferencia de presión parcial alveolo-venosa de anestésico (al no existiranestésico en el pulmón creando un gradiente) y por ello de una ausencia de captación,no existiendo factores que se opongan al efecto de la ventilación alveolar para aumentarla FA/FI.Figura I-8- FA/FI de diferentes anestésicos inhalatorios a lo largo del tiempo desdela inducción77Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica50Al continuar la inducción, el aporte de anestésico hacia el pulmón produce ungradiente alveolo-venoso, comenzando la captación de anestésico. El instante en que laFA/FI disminuye su velocidad de incremento depende de la solubilidad del anestésico,mayor disminución cuanto más soluble es77.I-3.7 Influencia en la captación del circuito anestésicoCuando el anestésico se administra a través de un circuito abierto (sinrecirculación de gas), la FI coincide con la concentración programada en el vaporizador.En circuitos circulares la FI suele ser menor, y depende de la concentración determinadaen el vaporizador, la cantidad de anestésico absorbida por el circuito y la depleción deanestésico de la mezcla gaseosa recirculante por la captación pulmonar78,79.El anestésico absorbido por el circuito es dependiente tanto del volumen delcircuito circular que ha de saturarse de anestésico, como del anestésico absorbido portubuladuras y cal sodada. En el sevoflurano es importante la disminución de la FI por ladegradación con la cal sodada de la molécula de anestésico, por la extracción defluoruro de hidrógeno y producción de compuestos insaturados que pueden sertóxicos80.El gas inspirado en un circuito circular es una mezcla de gas fresco aportado porla máquina de anestesia con gas recirculante. La captación de anestésico por el pacientehace que disminuya la concentración de anestésico en el gas recirculante. Cuando semezcla con gas fresco, que en teoría contiene una concentración similar a la programadaen el vaporizador, diluye la concentración con lo que la FI administrada es más baja quela programada, siendo los anestésicos más solubles los más afectados. Este efecto seminimiza cuando el flujo de gas fresco es mayor a 5 L/min81.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica51I-4 Farmacología comparada de los diferentes anestésicos inhalatorios53, 82-104Actualmente disponemos de anestésicos inhalatorios potentes, con menoresefectos adversos, poco solubles y que además de proporcionar un efecto anestésico poracción depresora sobre el sistema nervioso central, estos fármacos tienen implicacionessobre otros sistemas del organismo; han demostrado tener múltiples efectos sobre lafisiología de distintos órganos. Ello podría condicionar su administración y tratamientoen la práctica dependiendo del tipo de cirugía, la patología asociada, el usoconcomitante con otros fármacos, edad del paciente y sus efectos adversos.Los principales anestésicos utilizados en la actualidad son expuestos acontinuación, de manera breve y sencilla (Anexo 2).I-4.1 Óxido NitrosoEs un gas inorgánico con propiedades anestésicas, inodoro, no inflamable niexplosivo, con características de combustible. A temperatura y presión ambiente secomporta como un gas, de tal forma que no precisa de un vaporizador para suadministración. Tiene un bajo coeficiente de solubilidad, cuyo coeficiente de particiónsangre/gas es de 0,46 y una baja potencia, CAM 104%, lo que impide su administracióncomo fármaco anestésico único y precisa su combinación con otros fármacos. Es de usolimitado en pacientes que requieren altas concentraciones de oxígeno. Produce un ciertogrado de analgesia y mínima relajación neuromuscular. El óxido nitroso tiende adifundir en cavidades que contienen aire, a más velocidad de la que el nitrógeno esreabsorbido en sangre. Por lo tanto, tiende a la expansión en cavidades cerradas delorganismo, y su uso está contraindicado en situaciones de neumotórax, neumoencéfalo,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica52embolismo aéreo, obstrucción intestinal, inyección intravítrea de gas, cirugía de oídomedio y laparoscópica.Hay descritos numerosos efectos secundarios, entre los que destacan un aumentoen la incidencia de náuseas y vómitos en el posoperatorio. Produce una oxidaciónirreversible del átomo de cobalto de la vitamina B12 y como consecuencia inactivatodas las enzimas que dependen de esta vitamina como cofactor. Entre estas enzimasdestaca la metionina sintetasa, que transforma la homocisteína en metionina, implicadaen la síntesis de mielina y la timidilato sintetasa implicada en la síntesis de ADN. Unaexposición prolongada al óxido nitroso puede producir en pacientes con niveles bajos devitamina B12, una anemia megaloblástica y deficiencias neurológicas53, 103-104.I-4.2 Halotano96-97, 101Fármaco halogenado alkano, no inflamable, ni explosivo, presentado en formaracémica de sus dos isómeros ópticos. Se oxida de forma espontánea en presencia de laluz y algunos álcalis, y para su conservación requiere embases especiales y timol al0,01%. Es un gas potente, presentando una CAM de 0,75 y una solubilidad intermediacon un coeficiente de partición sangre: gas de 2,54. No irrita la vía aérea, útil comoinductor en anestesia pediátrica. Es metabolizado en un 20% por el organismo.Por ser capaz de sensibilizar el miocardio a las catecolaminas se asocia a laaparición de arritmias, derivados de su efecto alkano.I-4.3 Enflurano83, 84, 94, 95Metil-etil éter que carece del efecto arritmogénico del halotano, halogenado, noinflamable ni explosivo. De solubilidad intermedia con un coeficiente de particiónsangre: gas de 1,90 y potencia elevada con una CAM de 1,63. Es estable en presencia deMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica53la luz, los álcalis y de metales tales como cobre, aluminio o hierro y no precisaconservantes. Más resistente a la biotransformación que el halotano, se metabolizaúnicamente un 5%. Al ser irritante de la vía aérea no es adecuado como inductoranestésico y su uso se ha asociado a efectos irritantes sobre el sistema nervioso central,siendo en algunos casos proconvulsionante.I-4.4 Isoflurano96, 97Metil-etil-éter, isómero estructural del enflurano. Producido a través de uncostoso proceso de destilación, se presenta como una mezcla de isómeros ópticos.Halogenado, no inflamable ni explosivo, irritante de la vía aérea. De solubilidadintermedia, coeficiente de partición sangre/gas de 1,46 y potencia elevada, CAMde1,17. Molécula muy estable y que carece de actividad epilectógena. Es metabolizadaen un 0,2%.I-4.5 DesfluranoMetil-etil-éter-fluorado, no inflamable ni explosivo. Se diferencia del isofluranopor la sustitución de un ión cloro por un ión flúor. Posee una mayor presión vapor,mayor estabilidad, pero menor potencia. Tiene una baja temperatura de ebullición,precisando vaporizadores especiales para su administración. Caracterizado por una bajasolubilidad, coeficiente sangre/gas de 0,42, próximo al óxido nitroso, permitiendo unarápida recuperación y unas variaciones rápidas en la profundidad anestésica durante lacirugía. Muy irritante de la vía aérea, produciendo salivación abundante, tos ylaringoespasmo a concentraciones superiores al 6% durante la inducción.De elevada estabilidad y baja potencia, CAM de 6,6%. En el organismo subiotransformación es prácticamente cero.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica54Cuando entra en contacto con las bases fuertes de los absorbedores de dióxido decarbono desecados, produce monóxido de carbono, en mayor medida que otroshalogenados, siendo seguido en la producción de este gas por el enflurano y elisoflurano85,84,92,96,98-100.I-4.6 SevofluranoMetil-isopropil-éter, halogenado solo con flúor. Contiene siete átomos de flúoren su molécula, seis en la porción isopropanolol que le confieren estabilidad y otro en elgrupo metil-éter que le confiere la potencia y le hace susceptible a la degradaciónenzimática. No inflamable ni explosivo. De potencia media, con una CAM de 1,8% ybaja solubilidad, coeficiente de partición sangre/gas de 0,65.No irrita la vía aérea, utilizado como inductor anestésico en niños y adultos. Alser baja su solubilidad permite una inducción anestésica y una recuperación rápida, asícomo un mejor control anestésico durante el mantenimiento.Es un volátil estable, que no precisa conservantes. Su metabolización en hígadoes de 3,5%, dando lugar a concentraciones de fluoruros más elevada que otroshalogenados, pero no genera ácido trifluoroacético, que es potencialmente hepatotóxico.Es conocida su reacción con los absorbedores de dióxido de carbono, formandocompuestos nefrotóxicos en animales86-91.I-5 Mecánica ventilatoriaLa mecánica del sistema respiratorio es el conjunto de propiedades de lospulmones y la pared torácica, que determina la capacidad de expansión y retracción deltórax. Existen unas fuerzas que mueven el gas hacia dentro y fuera de los pulmones,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica55llamadas presiones. Por otra parte, existen resistencias que se oponen a dichosmovimientos: la resistencia elástica, llamada distensibilidad y la resistencia al flujo.Además con dichos movimientos respiratorios se genera el trabajo respiratorio. De estamanera las presiones, las resistencias y el trabajo que se produce con la ventilación,están englobadas en la mecánica respiratoria105-107.Las presiones de impulsión del gas, dependen a la creación de unos gradientesde presión. La diferencia de presión entre las vías aéreas superiores (Paw) y el alveolo(PA), o gradiente de presión interno de las vías aéreas, es la fuerza que conduce el flujode gas en sentido inspiratorio o espiratorio. Para valorar el grado de distensión o colapsode los pulmones observamos el gradiente de presión transpulmonar, que es la diferenciaentre la PA y la presión del espacio pleural (Ppl). Llamamos gradiente de presióntranstorácico a la diferencia entre la Ppl y la presión atmosférica (Pb), indicándonos elgrado de expansión de la pared torácica.I-5.1 ResistenciasExisten gradientes de presión por la existencia de la resistencia que el sistemarespiratorio opone a los cambios de volumen y al flujo de gas a lo largo de cada ciclorespiratorio. Hay tres componentes principales:La resistencia elástica. Conjunto de fuerzas de retracción elástica del sistemarespiratorio que se oponen al aumento de volumen por encima de su volumen de reposoteleinspiratorio. Representada por la elastancia (Esr) y su recíproca, la distensibilidad(Csr), definida por la relación entre el cambio de volumen y el correspondiente cambiode presión. Por lo tanto la distensibilidad refleja la relación entre el volumen obtenido yla presión generada. Hay mayor distensibilidad cuando con una misma presión segenera más volumen. Por ello la elasticidad no se mide durante la insuflación sino en laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica56fase final de la misma. La distensibilidad se expresa como volumen obtenido al aplicarun centímetro de agua de presión, ml/cmH2O.La resistencia al flujo (Rsr): resistencia friccional que oponen las vías aéreas alpaso del flujo del gas circulante. Es un concepto dinámico, expresado como cocienteentre el gradiente de las presiones producido entre ambos extremos de las vías aéreas yel flujo de gas que lo atraviesa. De esta manera cuando no atraviese un gas un tubo, estaresistencia será igual a cero. El flujo es expresado en litros por segundo. La resistenciaen cmH2O/l /s.La inertancia (Isr): Está relacionada con la masa de tejido del sistemarespiratorio y la aceleración lineal del flujo de gas. Con el aumento de la frecuenciarespiratoria se incrementa la caída de presión debida a las fuerza de inercia. Afrecuencias elevadas la caída de presión puede ser elevada, como puede ocurrir en lospacientes pediátricos y neonatos. En el resto de los casos con una ventilación normal esdespreciable y suele ser excluida en los estudios de mecánica ventilatoria ymonitorización.De tal forma que estas tres formas de resistencia constituyen por sí mismas laspropiedades mecánicas fundamentales del sistema respiratorio, relacionándose con loscambios de presión, volumen y flujo del ciclo respiratorio, por la ecuación delmovimiento respiratorio pasivo:Pm = dV / Csr + Rsr x V´+ Isr x V´´Pm = presión en las vías aéreas proximalesdV = variación de volumen del sistema respiratorio por encima de su volumen dereposo teleinspiratorio.V´y V´´ = a primera y segunda derivadas del volumen respecto del tiempo (flujo yaceleración)Csr = distensibilidadRsr = Resistencia al flujoMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica57Despreciando la inertancia y aplicando la expresión a la fase inspiratoria durantela ventilación artificial, se expresa la presión que el respirador debe alcanzar (PD) paragenerar un flujo inspiratorio (Vi´) para producir un cambio de volumen en un tiempoinspiratorio dado equivalente a la suma de presiones para vencer las resistencias alsistema.Todo ello permite relacionar los parámetros derivados de la pauta ajustada alrespirador (volumen corriente = VT y flujo inspiratorio), con los determinantes de lamecánica del sistema respiratorio (Csr y Rsr) y caracteriza la relación respirador-paciente.Durante la espiración pasiva, el flujo espiratorio es determinado por el gradientede presión entre los alvéolos y las vías aéreas superiores (PA-Pm), gradiente establecidopor la presión generada por la retracción elástica del sistema respiratorio en respuesta ala distensión producida por el VT y equivalente a la presión de retracción elástica delsistema respiratorio.Este volumen espiratorio se encuentra limitado por la resistencia friccional alflujo (Rsr). Así, la velocidad a la que se produce el vaciamiento pulmonar durante laespiración pasiva será directamente proporcional a la presión de retracción elástica einversamente proporcional a la Rsr.De manera que durante la espiración, son Csr y Rsr los que determinan elcomportamiento mecánico para una pauta ventilatoria determinada. Además, durante lafase espiratoria, la caída de la PA y el volumen intrapulmonar siguen un patrón de lasfunciones exponenciales de incidencia negativa. Por tanto los incrementos de la Csr y/oen la Rsr se acompañan de reducciones en la velocidad del vaciamiento pulmonar yexige, mayor tiempo espiratorio para obtener la espiración completa del VT.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica58I-5.2 Relaciones estáticas presión-volumen en el sistema respiratorio pasivo:distensibilidad108, 109Las propiedades elásticas del sistema respiratorio se definen por la relaciónexistente entre la variación del volumen intrapulmonar y el cambio de presión generadopara conseguirlo.Cuando los músculos del sistema respiratorio se encuentran relajados y las víasaéreas abiertas, el volumen de gas intrapulmonar viene dado por el equilibrio entre lafuerza de retracción elástica producida por el tejido pulmonar que tiende al colapso y lafuerza de expansión de la pared torácica. En esta condición la presión alveolar es cero,al igual que la presión barométrica e igual a la superficie de la pared torácica. Mientrastanto, la presión pleural es cercana a – 5 cmH2O, por el equilibrio de dichas fuerzasopuestas. En el caso de llenar el sistema respiratorio de aire desde la posición de reposo(capacidad residual) y llevando al eje de ordenadas los volúmenes frente a loscorrespondientes niveles de presión alveolar obtenidos al ocluir la vía aérea, obtenemosla curva P-V característica. Siendo la pendiente de la curva el equivalente al valor de ladistensibilidad. La morfología de la curva es sigmoidea, ya que dentro del rango devolúmenes cercanos al VT, la distensibilidad permanece constante respecto a cambiosen el volumen, pero se pierde al ampliar el intervalo de volúmenes considerado, ya queel sistema respiratorio se muestra más rígido en los extremos superior ( próximo a lacapacidad pulmonar total) e inferior (volumen residual).En determinadas circunstancias, puede haber pacientes que presenten un VTpróximo a la capacidad pulmonar total, teniendo una capacidad vital muy reducida porenfermedad pulmonar grave o presentando una PEEP muy elevada, con un granaumento del volumen residual. Por otra parte, el VT puede ser cercano al volumenresidual en el momento en que se produce cierre de las vías aéreas o los alvéolos conMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica59volúmenes alveolares muy elevados, suponiendo una disminución del volumenpulmonar funcional. Este caso, también ocurre en obesos mórbidos y pacientes con grandistensibilidad abdominal, en los que del volumen pulmonar teleinspiratorio puedesituarse en el rango más bajo de la capacidad vital. Se produce una disminución de laCsr por aumento de la retracción elástica de la pared torácica y por el colapso alveolar.Como la mayor parte de la presión ejercida para la distensión se necesita para vencer laresistencia de la pared torácica, existe menor riesgo en estos casos de barotrauma.Para interpretar los valores de la Csr hay que tener en cuenta el tamaño delcompartimento alveolar. La dependencia de la distensibilidad respecto del volumenpulmonar absoluto lleva a que, en los casos de reducción de tejido pulmonar, ladistensibilidad medida sea baja, siendo la distensibilidad del resto del tejido normal. Portanto, la distensibilidad específica es la Csr referida al volumen pulmonarabsoluto110,111.I-5.2.1 La distensibilidad pulmonar (CL)Es la relación entre el cambio de volumen con el gradiente de presióntraspulmonar, considerando este en relación con la presión barométrica o el valor dePEEP externa aplicada. En condiciones clínicas la presión pleural se mide de maneraindirecta por la presión esofágica (Pe).CL = dV/ ((PA –Pe) –PEEP)CL = distensibilidad pulmonardV = diferencia de volumenPA = presión alveolarPe = presión esofágicaPEEP = presión positiva al final de la espiraciónSe mide la Pe a través de un catéter esofágico, cuyo extremo presenta múltiplesorificios que nos permiten observar la transmisión de los cambios de presión, y estáMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica60situado en el tercio medio del esófago, para lo cual se comprueba por medio de unamaniobra de oclusión, consistente en observar cambios similares en la Paw y la Pesdurante la oclusión de la vía aérea.Se produce una disminución de la CL en la patología pulmonar, en fenómenosde auto-PEEP o cierre de vías aéreas en volúmenes próximos al volumen corriente105.I-5.2.2 La distensibilidad de la pared torácica (Ccw)Se obtiene cuando el cambio de volumen se relaciona con el gradiente depresión transtorácico y es reducida cuando hay alteraciones de la pared torácica,obesidad y distensión abdominal, situaciones que llevan el VT a la zona de la curva P-Vpróxima al volumen residual.I-5.2.3 Distensibilidad dinámica o semiestáticaSe refiere a las distintas posibilidades de medición de la relación V/P sininterrupción de la ventilación mecánica. La medida de la Csr sin interrupción de laventilación mecánica lleva al concepto de distensibilidad efectiva (Cef), que es larelación entre el VT y la presión de meseta teleinspiratoria en vías aéreas o presiónmeseta:Cef = Vt / Pplat.Cef = distensibilidad efectivaVt = volumen corrientePplat = presión mesetaPara la realización de esta medida es recomendable que el VT sea elevado (12 a15 ml x kg-1) y de la misma magnitud en las sucesivas medidas, para evitar lasdiferencias debidas a la dependencia del valor de la Csr respecto al cambio relativo en elvolumen intrapulmonar. La pausa teleinspiratoria debe prolongarse durante 1-1,5 s paraMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica61permitir el equilibrio de presiones entre las regiones pulmonares con distinta constantede tiempo, lo que puede requerir la practica de una maniobra de oclusión de la vía aéreainmediatamente después del flujo inspiratorio. Es cuando se dan estas condiciones,cuando se habla de distensibilidad toraco-pulmonar efectiva o semiestática. Contiempos inferiores el valor obtenido es considerado como distensibilidad dinámica.La presión pico (Ppk) refleja las fuerzas requeridas para superar las fuerzas deretracción elástica del sistema respiratorio, como la resistencia friccional de las víasaéreas al flujo. El valor obtenido de la relación VT / Ppk, se denomina característicadinámica, y representa una medida de impedancia que incluye componentes elásticos(distensibilidad) y no elásticos (resistencia la flujo) y es un índice de la dificultad deexpansión del sistema respiratorio.Durante la ventilación mecánica, la Paw aumenta hasta un pico teleinspiratorio,Ppk, y después disminuye hasta alcanzar un equilibrio, en la presión mesetateleinspiratoria, presión meseta o plateau (Pplat). En este momento la válvulaespiratoria permanece cerrada, lo que permite, al haber terminado la insuflación y nohaber flujos circulantes, que se permita la equiparación entre la Paw y la PA. Esta es larazón por la que la Pplat representa la presión necesaria para vencer la resistenciaelástica del sistema respiratorio. A partir del trazado de la Paw se pueden observar tresvalores de presiones relevantes:Presión pico (Ppk) o presión máxima alcanzada, coincidente con el momento enque cesa el volumen inspiratorio al entregar la totalidad del VT. Esta presión esequivalente a la necesaria para vencer el conjunto global de resistencias: fricciones deflujo, inerciales y elásticas, Csr.P1 es la medida de presión inmediatamente después de que cese el Volumeninspiratorio (Vi´= 0)Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica62Presión de meseta teleinspiratoria o presión plateau, Pplat, presión medida alfinal de la fase inspiratoria (V´= 0). En este momento, la válvula espiratoria permanececerrada permitiendo, al haber terminado la insuflación y no haber flujos circulantes, quese equiparen las presiones en todos los puntos del circuito y entre la Paw y la PA.Figura I-9- Representación presión/tiempo durante la ventilación controlada porvolumenLa presión media (Pm), representa la presión necesaria para vencer laresistencia elástica del sistema respiratorio y es expresión entre la Csr y el VT (Pm =PA). El valor de P1 sería relativamente superior a la Pm porque a lo largo de la mesetateleinspiratoria, se produce el equilibrio de presiones entre las regiones pulmonares condiferentes constantes de tiempo (fenómeno de “pendelluft”).Para calcular la Csr, al valor de la Pplat es necesario sustraerle el de la PEEP,tanto intrínseca como extrínseca, para no obtener valores de Csr inferiores a los reales.Además es necesario conocer el valor de la distensibilidad interna del respirador y delcircuito externo, pues durante su medida se sumaran a la del sistema respiratorio(Ccirc).Cef =VT / ( Pplat - PEEP) – CcircHay buena correlación entre los valores de la Cef y los de la distensibilidadestática Cst, aunque suelen dar valores inferiores a la Cst, ya que ésta, medida por laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica63técnica de la superjeringa, se calcula en la zona de mayor pendiente de la curva P-V,con niveles de volumen intrapulmonar medios y altos.Mientras que la medida de la Cst informa del estado de la elasticidad intrínsecade los tejidos del sistema respiratorio, independientemente de la pauta ventilatoriautilizada, la Cef es la manera más sencilla (pues solo requiere el registro de la Paw yconocer el VT) y más fiable, ya que informa de la relación P-V producida en la pautaventilatoria seleccionada.I-5.2.4 Distensibilidad estática del sistema respiratorio (Cst.sr)Se mide aplicando el método de la superjeringa, que permite insuflarvolúmenes conocidos de gas y progresivamente crecientes hasta alcanzar un volumenpulmonar próximo a la CPT no superando los 40 cm H2O para evitar barotraumas. A lamisma vez se miden los valores de Paw (con una pausa para equiparar esta y la PA),trazándose la correspondiente curva P-V. También se puede realizar a la inversa,aspirando volúmenes de gas progresivamente a partir de la insuflación máxima hastallegar al CRF. Por lo tanto obtenemos las curvas P-V en insuflación y en el desinflado,y permite observar el grado de histéresis del sistema respiratorio.En la curva P-V obtenida de esta manera, aparece un punto de inflexión al iniciode la insuflación, con volúmenes bajos. A partir de dicho punto la pendiente aumenta,representando un incremento de la Csr por reclutamiento alveolar. La P en este puntosería referencia para determinar el nivel de PEEP mínima eficaz, capaz de obtener laapertura de los alvéolos previamente colapsados e incrementar la CRF. Losinconvenientes de este método de medida de la Csr es que requiere anestesia general yrelajación muscular, interrumpe la ventilación mecánica de manera prolongada,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica64existiendo durante le proceso un consumo de oxígeno y una pérdida de volumen queinfravalora la medida de la distensibilidad.I-5.3 Resistencias no elásticasEl componente más importante de las resistencias no elásticas del sistemarespiratorio es la resistencia friccional de las vías aéreas a los flujos de gas (Raw). Secorresponde con la ley de Hagen-Poiseuille, por la que la resistencia al flujo de gas através de un tubo está determinada por la velocidad del flujo de gas y el gradiente depresión entre sus extremos.ΦV = flujo laminar estacionario.V = es el volumen del líquido que circula en la unidad de tiempo.t = unidad de tiempo.vmedia = la velocidad media del fluido a lo largo del eje z del sistema de coordenadascilíndrico.R =es el radio interno del tubo.Δp =es la caída de presión entre los dos extremos. η = es la viscosidad dinámica.L = la longitud característica a lo largo del tubo o eje z.Esta ecuación es para flujos laminares, utilizando tubos rectos, sinramificaciones, siendo la relación del gradiente de presión entre los extremos y lavelocidad del flujo constante. La velocidad es directamente proporcional a la longituddel tubo y a la viscosidad de gas e inversamente proporcional a la cuarta potencia delradio del tubo. Esta resistencia se representaría como una recta.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica65Sin embargo, la linealidad en la relación se rompe en el momento en que lavelocidad de flujo es muy alta y cuando se circula por tubos irregulares o bifurcados. Deesta manera aparece un flujo turbulento que se diferencia del laminar en: el gradiente depresión de un flujo es proporcional al cuadrado de este, no siendo la resistenciaconstante y aumentando proporcionalmente al flujo y que dicho gradiente de presión esproporcional a la densidad del gas y no a su viscosidad.Hay unas condiciones que determinan la transición del flujo laminar alturbulento y vienen dadas por el número de Reynolds (RE), el cual es proporcional a lavelocidad lineal media del gas, a su densidad, al radio del tubo, e inverso a laviscosidad. Si las paredes del tubo son lisas el flujo es laminar si Re < 2.300 yturbulento plenamente si Re > 4.000. Si cambia la geometría del tubo el Re cambia demanera sustancial.En el caso del sistema respiratorio de un paciente intubado y con ventilaciónmecánica, la mecánica de fluidos que rige el comportamiento de las resistenciasfriccionales al flujo es enormemente compleja. La caída de presión entre la tráquea y losbronquios alveolares debida a dichas resistencias depende de variables tales como lasdistintas longitudes y calibres de las generaciones bronquiales, las bifurcacionesirregulares del árbol bronquial, la motilidad de las paredes, del volumen pulmonar alque se realiza la medida, la velocidad de flujo y su energía cinética, las propiedades delos gases, etc. Por su complejidad y dificultad se han utilizado más o menos modelosimperfectos. Se acepta que el flujo de gas en las vías aéreas presentaría caracteresmixtos: la resistencia de las vías aéreas, con exclusión de las vías altas, tendría uncomportamiento lineal. Teniendo en cuenta que las resistencias de las vías aéreas y deltubo endotraqueal son aditivas, por estar dispuestas en serie, se obtendría una ecuaciónMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica66que expresa el gradiente de presión producido por un flujo dado, como la suma de dostérminos correspondientes, cada uno a cada patrón de flujo laminar y turbulento.dP = k1 x V´+ k2 x V´´En la ecuación k1 y k2 representan las constantes que dependen de la geometríadel tubo y de las propiedades del gas. Siendo k1 la parte laminar de la caída de presiónpor la resistencia friccional proporcional a la viscosidad, y k2 la parte turbulentaproporcional a la densidad. A partir de un estudio sobre cadáveres105, Röhrer en 1915,calculo k1 = 0,79 y k2 = 0,81. Posteriormente otros autores demostraron que aún nosiendo plenamente consistente, formularon nuevas expresiones equivalentes y muchomás complejas. En cualquier caso, ante la evidencia de que la relación P/V´ no es lineal,en el paciente intubado no se puede caracterizar con un solo valor de Raw, ni una solaconstante de tiempo, salvo que se asuma un valor promedio de Raw o se mida para unúnico valor de flujo y de volumen pulmonar.I-5.4 Medida de la resistencia al flujo inspiratorioLa técnica de mayor utilidad clínica en pacientes bajo ventilación mecánica paramedir la Raw durante la inspiración se basa en el registro de la presión en vías aéreasproximales (en boca: Paw) aplicando una pausa teleinspiratoria prolongada (2 s) poroclusión de la vía aérea y con un flujo inspiratorio constante.Como se ha explicado antes, esto nos permite diferenciar tres valores diferentesde presión: presión pico (Ppk), presión al inicio de la pausa inspiratoria con flujo cero(P1) y presión de meseta teleinspiratoria (Pplat), medida así mismo a flujo cero, y querepresenta la presión necesaria para vencer las resistencias elásticas.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica67A partir de la medida de estas presiones y con el flujo inspiratorio constante(onda de flujo inspiratorio de morfología cuadrada), se pueden obtener los valores deresistencia al flujo producidos por los distintos componentes del sistema respiratorio.La resistencia intrínseca o puramente debida al flujo (Rinit = inicial) obtenidamediante el cociente entre la diferencia Ppk-P1 y el flujo inspiratorio (V1):Rinit = (Ppk – P1) /ViIncluye la resistencia friccional al flujo de las vías aéreas (Raw), incluyendo el tuboendotraqueal (TET), más un componente de resistencia inercial, en relación con lamasa de tejido pulmonar y de la pared torácica. Podemos descomponer el valor Rinit en:Rinit pulmonar (Rinit.L), cuyo factor más importante es la Raw, siendo lainertancia despreciable a frecuencias respiratorias normales.Rinit de la pared torácica (Rinit.cw), que corresponde a la inertancia de dichapared.La resistencia debida al aire pendular (pendelluft) y las propiedadesviscoelásticas del parénquima pulmonar (resistencias titulares) o resistencia efectivaadicional (dR).dR = (P1 – Pplat) / Vi´La suma de las dos anteriores es la resistencia total del sistema al flujo RsrRsr = (Ppk – Pplat) /Vi´Cuando al valor de Rsr se le resta la resistencia opuesta por el tubo endotraqueal,se obtiene R.max. No es bien conocida la proporción que representa en el hombre laresistencia de la pared torácica.En el paciente sometido a ventilación mecánica Rinit constituye el factor deresistencia al flujo de mayor importancia, por su magnitud y por las alteraciones queMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica68presenta en los estados patológicos. Depende de Vi´ y del volumen al que se realiza lamedida principalmente.Para un determinado volumen pulmonar, su valor aumenta con los incrementosde Vi´, reflejando el carácter no lineal de Raw. No se puede obtener nada más que unvalor de Rinit. Las medidas con diferentes Vi´ darán diferentes Rinit. Si Vi´ esconstante, el aumento del volumen intrapulmonar se acompañará con una disminuciónde la Rinit, como expresión del aumento del calibre de las vías aéreas.Los valores elevados en Rinit son observados en pacientes con enfermedadobstructiva crónica, distrés respiratorio del adulto o patología cardiaca valvular. Estosdos últimos cursan con elevación adicional de Rsr, a expensas de dR, implicando mayordiferencia entre las unidades alveolares y un aumento de la resistencia del parénquimapulmonar.I-5.5 Medida de la resistencia al flujo espiratorio (PEL.sr)Las resistencias a la vía aérea (Raw) pueden adquirir distintos valoresdependiendo del ciclo respiratorio. La caída de presión, para un determinado flujo, es entorno a un 15% mayor durante la espiración que en la inspiración en sujetos sanos, locual se evidencia en algunas patologías (enfisema). La Raw espiratoria tiene mayorrelevancia en la hiperinflación dinámica y auto-PEEP105. Hay diferentes métodos demedida:1. Registro simultáneo de volumen, flujo y Paw durante el ciclo respiratorio,con dos posibilidades:a) Análisis por técnicas isovolumétricas. Se selecciona sobre la curva devolumen dos puntos de igual valor, a ambos lados del máximo, y medir laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica69variación en Paw y V´ entre ellos. Como el volumen intrapulmonar será igual enambos, la PEL.sr será la misma y la diferencia de Paw se deberá a Raw.Raw = d Paw / dV´b) Técnica de Neergaard-Wirtz. En un trazado como el anterior seidentifica el punto en que V´= 0,5 L x s-1, y se miden los valores de Paw y Vcorrespondientes a ese flujo. Para determinar el valor de PEL.sr, se divide elvolumen intrapulmonar hallado, por la Cqst calculada (VT / Pplat). La diferenciaentre el valor de PEL.sr y Paw medido para V´= 0,5 L x s-1 , se obtiene lapresión requerida para generar dicho flujo y su división entre ambos dará lugar aRawRaw = (PEL.sr – Paw) / V´2. Registro del espirograma pasivo. Consiste en insuflar un volumenconocido de gas, mientras la rama espiratoria permanece ocluida, manteniéndolaunos 2-3 s, midiéndose la presión en las vías aéreas, que será equivalente a PA,permitiendo a continuación la exhalación completa del gas y registrando eltrazado espirográfico. El promedio de la Raw espiratoria puede calcularse comoel cociente CT/Csr.3. Técnica de Corroe-Nisell-Nims, que consiste en registrar el flujo, almismo tiempo que el espirograma. Se calcula la Csr igual que antes,identificando el momento en que V´ espiratorio es igual a 0,5 L x s-1 ,midiéndose en el espirograma el volumen por la Csr y nos proporciona el valorde PEL.sr para ese flujo concreto, siendo el cociente entre ambos el valor de laRaw.4. Método de respiración única: el más utilizado en clínica y que consisteen reproducir el proceso anterior, pero inscribiendo un bucle V/V´ mediante unMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica70registrador x-y, en vez de tener un espirograma. La pendiente de la segunda fasede la espiración en dicho bucle, determina el valor de la CT, la cual dividida porla CSr dará el valor de la Raw espiratoria. Si la pendiente es rectilínea, laespiración se explica con una solo a CT, dando por valido un solo Raw. En elpaciente intubado suele ser curvo el patrón obtenido, impidiendo la obtencióndirecta de la CT.5. Existen otros métodos no clínicos para obtener la Raw, como lainterrupción de flujo, la oscilación forzada o la pletismografía corporal.I-5.6 Hiperinsuflación dinámica y auto PEEPLa hiperinsuflación dinámica (DH) es el fenómeno por el cual elvolumen intrapulmonar no regresa al nivel de CRF pasiva previamente al inicio de lasiguiente inspiración. La PA permanece más elevada en las vías aéreas proximales a lolargo de la espiración y el flujo espiratorio se mantiene hasta el inicio de la inspiración,salvo que se produzca el colapso completo de las vías aéreas. Por tanto, el volumenpulmonar y la PA teleespiratoria tenderán a aumentar con cada ciclo, lo cual provoca unaumento de la presión de retracción elástica e incrementará la fuerza impulsora del flujoespiratorio, hasta llegar al punto en que este sea lo suficientemente rápido como paravaciar el volumen inspirado. Se alcanza un equilibrio con el vaciamiento completo delVT, con una PA espiratoria más elevada, menor Raw y constante de tiempo espiratoria,implicando un fenómeno de auto-PEEP (presión teleespiratoria alveolar positiva) ymayor DH. La auto-PEEP o PEEP intrínseca (PEEPi) puede pasar desapercibidacuando se registra la Paw externa, en la pieza en Y o en el manómetro del respirador, yaque hay una apertura de la válvula espiratoria que permite que la presión del circuitoexterno se iguale a la P atmosférica112.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica71La PEEPi se da en aquellas situaciones en que el tiempo espiratorio seainsuficiente para la salida del volumen espiratorio. Los factores condicionantes son dedos tipos:A) Dependientes de la pauta ventilatoria ajustada: los acortamientos en eltiempo espiratorio, por el incremento en la FR y la relación I:E aumentan la posibilidadde PEEPi . A mayor VT hay mayor volumen que debe ser espirado y mayorprobabilidad de atrapamiento. Para ello lo más efectivo sería reducir el volumenespirado o alargar el tiempo de espiración.Si la constante de tiempo (CT) es mayor implica mayor riesgo de atrapamiento,y también en los casos de tubos endotraqueales de pequeño calibre y los circuitosexternos de alta comprensibilidad.Como consecuencias clínicas la PEEPi puede provocar la disminución de laspresiones de llenado ventricular, alterar la lectura de las presiones venosas centrales,aumento de la presión intracraneal por reducción del retorno venoso, reducción de la CLy la Csr, con aumento del trabajo respiratorio al aumentar la impedancia y aplanamientodel diafragma, dificultando la retirada del soporte ventilatorio en pacientes conintubación prolongada y facilitando el barotrauma en niños (alta Csr).B) En pacientes sometidos a ventilación mecánica, con elevados volúmenesespiratorios y elevado riesgo de atrapamiento es conveniente su medición, que sepuede medir a través de la oclusión de la rama espiratoria al final de la espiraciónleyendo la presión del manómetro del respirador disminuyendo antes la frecuenciarespiratoria, para que la PA se equilibre. Otra forma es midiendo la Pplat encondiciones normales y en condiciones Pplat el equivalente a la PEEi con la pautahabitual.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica72I-5.7 Trabajo respiratorio (WOB)Las propiedades mecánicas del sistema respiratorio determinan el costeenergético de la ventilación. Clínicamente se utilizan en su medición el consumo deoxígeno, la electromiografía de los músculos respiratorios y el trabajo de ventilación.Llamamos WOB a la presión realizada por los músculos respiratorios para producir uncambio de volumen pulmonar, y se mide en Joule 113-116.WOB = 1 kPa x 1L = 10 cm H2O x 1 L = JouleExiste un WOB fisiológico que se compone de cuatro componentes:Elástico: necesario para vencer las fuerzas elásticas del pulmón y caja torácica,al variar el volumen.Resistivo o funcional: para vencer las fuerzas de resistencia a la deformación noelástica de los tejidos. Depende del flujo.Inercial: utilizado para vencer las resistencias que dependen de la masa de lostejidos y del gas, despreciable habitualmente pero que aumenta en obesos y en casos deventilación elevada.I-5.7.1 Trabajo de distorsión de la pared toraco-abdominalCuando el paciente está intubado y conectado a un respirador, hay que tener encuenta el WOB adicional o impuesto, que es el realizado para vencer las resistencias delsistema externo y principalmente el tubo endotraqueal.El WOB es un parámetro fiable de actividad mecánica de la musculaturarespiratoria, es un dato sensitivo de dependencia al respirador y se ha utilizado parapredecir la desconexión.Cuando se utiliza un respirador de flujo constante la medida del WOB es elproducto de la Paw media inspiratoria (Pawm) por el VT.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica73Pawm = Ppk- (Pplat – PEEP)/2Cuando la presión se mide a nivel traqueal el WOB es el desarrollado paravencer las resistencias elásticas y resistivas del pulmón y la caja torácica. Medida anivel de la boca (Pao), en la pieza en Y, e incluiría el WOB resistivo del tuboendotraqueal117.I-6 Sistema de monitorización del flujo y las presionesUna técnica bastante común en la medición de flujos y presiones consiste en eluso de un neumotacógrafo que produce una señal electrónica proporcional al flujo. Launidad de medida de flujo contiene en su luz una fina malla a través del cual pasa elflujo laminar. La malla produce una resistencia al flujo y mide los cambios de presión através de un transductor, que convierte el cambio en una señal eléctrica. Elneumotacógrafo puede medir cambios rápidos en las presiones y flujos del paciente, sinrepresentar una resistencia apreciable a la ventilación. Al ser un flujo laminar, este esdependiente de la viscosidad de los gases, de la temperatura y del vapor de agua, por loque la adición de gases anestésicos podría afectar a su calibración. Para evitar loscambios de temperatura algunos aparatos llevan un sistema de calentamiento, se llamanneumotacógrafos de hilo caliente y evitan también la condensación de vapor de aguasobre la malla118.Otro sistema es el de los tubos de Pitot, los cuales están conectados a untransductor de presión diferencial. El fluido en cada tubo de Pitot es estacionario, demanera que la presión en el tubo cuya luz está en la dirección del flujo es mayor que lapresión cuando no hay flujo. La energía cinética del fluido en movimiento es convertidaMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica74en energía potencial en el tubo, incrementando la presión. La energía cinética es igual alcuadrado de la velocidad del fluido y la energía potencial es proporcional a la presión.La presión medida por el principio de Pitot en la cara dentro de la dirección delflujo es proporcional a la energía cinética e inversamente proporcional al cuadrado dela velocidad del gas. La velocidad del flujo es variable a través del diámetro de las víasrespiratorias, pero el tubo de Pitot puede ser usado para medir el flujo al medir lavelocidad a través de un punto dentro del tubo, por lo que el tubo de Pitot esproporcional al flujo total a través del sistema respiratorio y así como a las variables deéste. El adaptador del sistema respiratorio en el cual se sitúa el tubo de Pitot, estádiseñado para realizar dichos cálculos y relacionar el flujo a la velocidad.Otros dispositivos electrónicos se basan en la medición de la temperatura delgas, de manera que el componente electrónico detecta los cambios de resistencia através de la temperatura producida por el flujo al pasar por el detector. Para mantener eldetector a una temperatura constante, la corriente eléctrica se incrementa si aumenta elflujo de gas. Como el gas frío produce mayor cambio en el calor producido por eltransductor qué el aire caliente, se coloca en la luz del tubo un segundo dispositivo antesdel dispositivo que mide el flujo118.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica75II - HIPÓTESISMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica76Al monitorizar y analizar gases, vapores y presiones en dos localizacionesdiferentes del circuito anestésico, los valores obtenidos dentro y fuera de la tráqueadeberían ser iguales o muy similares.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica77III - OBJETIVOS DEL ESTUDIOMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica78 Comparar las presiones de la vía aérea y el patrón espirométrico dentro y fuerade la tráquea. Comparar las fracciones inspiradas y espiradas de gases y vapores de la muestradentro y fuera de la tráquea. Comparar las mediciones de la monitorización de la presión parcial espirada deanhídrido carbónico fuera de la tráquea, con respecto a las medicionesintratraqueales y arteriales de este gas. Estudiar la posible correlación de gases, vapores y presiones extra eintratraqueales, si la hubiera. Calcular los valores intratraqueales de presiones y gases y vapores de maneraestimada en función de los extratraqueales, en caso de que esto sea posible.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica79IV - PACIENTES Y MÉTODOSMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica80Tras obtener la aprobación del Comité de Investigación y Ético, y elconsentimiento informado de los padres, se realizó un estudio observacional prospectivoen 71 pacientes pediátricos de entre 7 y 12 años de edad; ASA I, ventilados en modo“Ventilación a presión positiva intermitente en volumen control” -IPPV- con elrespirador Aestiva®/5 GE Healthcare®, bajo anestesia general inhalatoria consevoflurano 2%, y Óxido Nitroso (N2O) y Oxígeno (O2) al 50%, en intervencionesprogramadas de exéresis de tumores de cirugía general y traumatología, de patologíatumoral no torácica y cirugía ortopédica correctora con osteotomías de pelvis y fémur,en posición de decúbito supino, con una duración estimada para la intervención superiora una hora de duración.Fueron utilizados dos sistemas distintos e independientes para la medición de losparámetros a estudio; medición de los mismos en el interior de la tráquea y medición enel exterior de ésta.La inducción anestésica fue realizada con propofol (3mg kg-1), fentanilo (1µkg-1) y cisatracurio (0,1 mg kg-1). El mantenimiento como se ha mencionado fuerealizado con O2/N2O al 50% y sevoflurano al 2%. Cuando hubo necesidad de analgesiao relajación neuromuscular, se administraron suplementos de fentanilo y cisatracurio. Seutilizó ventilación mecánica en el modo de volumen control, con volumen tidal de 8-10ml kg-1 min-1 y una frecuencia respiratoria entre 14-19 respiraciones por minuto(r.p.m.), según la edad y peso de los pacientes pediátricos, manteniéndose constantes losparámetros respiratorios durante toda la intervención en cada paciente. (Anexo III).Dado que son pacientes de mediana edad, requirieron tubos endotraqueales detamaño medio, entre 5,5 mm y 6,5 mm de diámetro interno.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica81Se monitorizó en todo momento el patrón hemodinámico mediante frecuenciacardiaca por electrocardiografía de cinco derivaciones, tensión arterial invasiva, segúnlas necesidades y el tipo de cirugía; el patrón respiratorio: fracción inspirada y espiradade los gases de la mezcla, O2, N2O, sevoflurano y CO2 -Fi/e (O2/N2O/sevo) y FETCO2-,presiones, resistencia, distensibilidad y flujos de la vía aérea, así como los buclesflujo/volumen y presión/volumen, y el porcentaje de saturación pulsioximétrica de O2(%SatpO2). Dichos valores fueron obtenidos mediante el sistema de monitorizaciónmodular Cardiocap 5 de Datex Ohmeda® (Imagen IV-1-).Imagen IV-1- Cardiocap 5 de Datex Ohmeda®.Las variables de interés para el estudio fueron las siguientes:De distribución de la muestra: edad, peso, talla y hemoglobina basal delpreoperatorio de anestesia.De presión de la vía aérea: presión pico extratraqueal (PPET), presión meseta oplateau extratraqueal (PPLET), presión pico endotraqueal (PPEN) y presión meseta oplateau endotraqueal (PPLEN).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica82Gases y vapores de la vía aérea: fracción inspirada y espirada de los gases de lamezcla, O2, N2O, Sevoflurano y CO2, tanto dentro como fuera de la tráquea. Además serealizan gasometrías arteriales para la obtención de la PaCO2.Las mediciones de las presiones y gases fueron realizadas en dos puntos demedición diferentes: el primero estaba fuera de los pulmones, previo al tuboendotraqueal, próximo a la boca del paciente (nivel extratraqueal o pretubo), que esdonde se realiza la medición habitual por los aparatos de anestesia, y fue realizada conel dispositivo “pedi-lite” basado en el principio de Pitot. El segundo estaba dentro de lavía aérea (nivel intratraqueal, cercano y anterior a la carina e inmediatamente fuera deltubo endotraqueal), mediante un dispositivo ideado para el estudio y que solo difiere delanterior en la localización de la sonda de medición. Se trató de una sonda exacta a la delsistema “pedi-lite”, seccionada en su extremo distal antes de conectar con esedispositivo, y con la luz terminal comprobada permeable.Para el presente trabajo se diseñó un dispositivo de creación propia, para lamedición de las presiones y gases en el interior de la tráquea. La sonda intratraqueal estáconstituida por dos elementos: el primero de ellos es una cánula de medición paracapnografía (rellena de gas y de 1,5 mm de diámetro externo), con el extremo distal almonitor seccionado para poder ser introducido a través del segundo elemento y del tuboendotraqueal. Aquel consistía en un fijador de sondas ureterales pediátricas que eraintroducido en la apertura de un codo con tapón móvil (conectado al tubo endotraquealy al sistema externo respiratorio de tubuladuras), lo cual permite que el compartimentoquede sellado, sin posibilidad de fugas.Para la colocación correcta de la sonda intratraqueal, se procedía siempre acomprobar la longitud total del tubo y de la parte del circuito respiratorio desde dondese insertaba la sonda (aproximadamente 5 cm más que la longitud total del tuboMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica83endotraqueal por la distancia del codo con tapón móvil y fijador de la sonda). Serealizaba una marca con rotulador estéril, a una distancia desde el final de la sonda, 0,5cm mayor que la distancia total medida para el tubo y la porción de circuitomencionados anteriormente. Una vez intubados los pacientes y asegurada la fijación, seconectaba al mencionado codo y éste, al resto del circuito respiratorio. Desde el puntode inserción de la sonda endotraqueal en el circuito, se deslizaba ésta a través de laporción del circuito (codo) y del tubo endotraqueal. Cuando la marca realizada conrotulador coincidía con el punto de inserción en el circuito (codo), se obtenía laseguridad de que el final de la sonda se encontraba a 0,5 cm del final del tuboendotraqueal, a la salida de éste, proximal a la tráquea y anterior a la carina.Una vez obtenida la correcta colocación de la sonda intratraqueal, y para evitardesplazamientos y fugas, se procedía a la fijación de la sonda con el fijador de sondasureterales; dispositivo este, que mediante un sistema de rosca, fija la sonda y cierra elcircuito, evitando pérdidas de gases. Con ello se aseguraba la estanqueidad del circuitoy la correcta colocación y fijación del segundo sistema experimental de medición.Ambos dispositivos, tanto el convencional como el ideado para la mediciónintratraqueal, se conectaron al mismo sistema de análisis y monitorización, elespirómetro y el analizador de gases por absorción de infrarrojos policromático delCardiocap 5 de Datex Ohmeda®, por medio de una llave de tres pasos que permitía lamonitorización selectiva de cada sonda.En las Imágenes IV-2-, IV-3- y IV-4- y en la Figura IV-1-, se muestra elsistema de medición utilizado para la monitorización de las presiones intratraqueales.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica84Imagen IV-2- Imagen distorsionada para asegurar el anonimato del paciente, en la que,sin embargo, se pueden observar correctamente la colocación de ambos dispositivos demedición.Imagen IV-3- Imagen correspondiente a la sonda diseñada para ser introducida en latraquea. En el centro se puede observar el fijador de sondas ureterales.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica85Llave detres pasosFigura IV-1- Esquema del sistema de monitorización con los dos dispositivos; lasonda convencional conectada al “pedi-lite” y la sonda endotraqueal diseñada paraintroducirse a través del fijador ureteral, que está situado en la apertura del codo contapón móvil. Una vez atravesada esta parte del circuito, la sonda se hace deslizar hastael punto situado a 0,5 cm después del final del tubo endotraqueal.Imagen IV-4- Sistema de monitorización intratraqueal.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica86Previamente a la medición de los valores de las presiones y gases intratraquealesse realiza un lavado con aire de la sonda con una jeringa de 10 ml para evitarobstrucciones parciales. Se comprobó la veracidad de los valores de presiónintratraqueal obtenidos, mediante un manómetro de presión, aplicando el factor decorrección (1,36), de mm Hg a cm H2O. La sonda preparada previamente y esterilizada,es la misma y de igual longitud a la que se comercializa para la medición del “pedi-lite”,por lo que es compatible con el analizador de gases Cardiocap 5 mencionado y utilizadode manera habitual en quirófano para la monitorización de gases.Se cuenta además con un manómetro portátil de presiones Hi-LOTM-Mallinckrodt medical® (Imagen IV-5-), con medición en cm de H2O, para lacalibración de las presiones en ambas localizaciones y su comparación exacta con lasmediciones del monitor.Imagen IV-5- Manómetro portátil de presiones Hi-LOTM- Mallinckrodtmedical®Ambos dispositivos utilizan el mismo sistema de análisis; sólo se diferencian enel lugar de colocación de la sonda de medición y carecen de efectos adversos en lafisiología respiratoria del niño.A los niños menores de 9 años se les practicó taponamiento faríngeo con vendaMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica87húmeda en suero salino fisiológico tras la colocación del tubo endotraqueal, conneumotaponamiento sin llenado de aire, comprobando la ausencia de fugas por ladiferencia entre el volumen corriente inspirado y espirado (los tubos en los niños máspequeños no se insuflan, no obstante, por la difusión del N2O -24 veces superior a la delN2 a las cavidades, incluidas las virtuales-. Éste gas ocupa el neumotaponamiento deltubo endotraqueal proporcionando un volumen mínimo suficiente como para adaptarseal calibre de la laringe, aunque raramente ejerzan presión). A los mayores de esta edadse les colocaron tubos insuflados con neumotaponamiento de baja presión.Se realizaron las mediciones de las variables a estudio, en el transcurso deltiempo de la anestesia en: tiempo 0’ ó inicio, a los 5’, 10’, 15’, 20’, 30’, 40’, 50’ y 60minutos desde el comienzo del procedimiento anestésico tras la intubación.ANÁLISIS ESTADÍSTICOEl tamaño de la muestra fue calculado mediante la fórmula estadística de“Cálculo del tamaño muestral en dos grupos de tratamiento” para un tamaño depoblación infinito o desconocido, por estimación de una proporción y cálculo para lacomparación de dos proporciones. La resultante total, n = 34, fue doblada para nuestroestudio, para obtener un número similar de pacientes de ambos sexos (varones = 34,mujeres = 37).Se comprobó la homogeneidad de la muestra en cuanto a edad, peso, talla yhemoglobina basal. Se comprobó mediante la prueba de normalidad deKolmogorov-Smirnov -corrección de la significación de Lilliefors- y la prueba deShapiro-WilkMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica88Se compararon medias (T Student) para las variables de valores absolutos depresión (En su expresión gráfica se compararon los diferenciales entre medias,aplicándose Chi2).Se aplicó el test de ANOVA y el análisis de la covarianza por si hubiese algúnfactor externo que pudiese inferir en los resultados obtenidos.Se determinó el coeficiente de correlación de Pearson (r) para las distintaspresiones obtenidas buscando una función o fórmula de relación a través de la cualconociendo una de ellas pudiéramos obtener otra/s; y se determinó así mismo, la Rho deSpearman (r2) para correlaciones no paramétricas. Por último, se determinó la existenciade modelos de regresión, que se confirmaron mediante ANOVA.Fue considerado valor de significación estadística para una p < 0,05.El análisis estadístico fue realizado utilizando el software estadístico SPSSWindows versión 12.0 (SPSS Inc., Chicago, IL).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica89V - RESULTADOSMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica90A) PresionesPara analizar los datos, inicialmente se comprobó la normalidad de la muestra encuanto a edad, peso, talla y hemoglobina basal (T. Smirnoff - Kolmogorov),observándose una distribución normal de la muestra para las variables antropométricasmencionadas (Figura V-1-, Tabla V-1-).Figura V-1- Gráficas de distribución de muestra en cuanto a edad, peso, talla yhemoglobina basal (Valores antropométricos). Nótese el ajuste a una distribuciónnormal (Se comprobó mediante la prueba de normalidad de Kolmogorov-Smirnov-corrección de la significación de Lilliefors- y la prueba de Shapiro-Wilk).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica91FRECUENCIASEstadísticosEDAD(años) PESO (kg) TALLA(cm)HbBASAL(g/dl)Válidos 71 71 71 71NPerdidos 0 0 0 0Media 9.59 38.10 138.68 13.77Error estándar de la Media 0.15 0.73 1.00 0.05Moda 10.00 44.00 139.00 13.80Desviación estándar 1.30 6.15 8.44 0.46Varianza 1.70 37.78 71.22 0.21Asimetría -0.07 -0.08 0.04 0.48Error estándar de la Asimetría 0.28 0.28 0.28 0.28Kurtosis -0.59 -0.47 -0.56 0.47Error estándar de la Kurtosis 0.56 0.56 0.56 0.56Rango 5.00 27.60 38.00 2.40Mínimo 7.00 23.10 122.00 12.80Máximo 12.00 50.70 160.00 15.2025 9.00 33.70 132.00 13.4050 10.00 37.80 139.00 13.80Percentiles75 11.00 43.30 146.00 14.10Tabla V-1 - Tabla de distribución de frecuencias. Distribución de datosantropométricos y sus estadísticos.Las mediciones realizadas mostraron diferencias significativas en las distintaspresiones obtenidas entre las extratraqueales o pretubo y las intratraqueales (p < 0,01).Las presiones obtenidas en las vías aéreas, globalmente, presentaron un diferencial entreambos sistemas de 3,5 ± 0,35 cmH2O (p< 0,01). Mientras que las presiones pico ymeseta o plateau eran claramente diferentes en la medición de las presiones del sistemaconvencional a través del D-lite, esta diferencia desaparecía al medir las presiones anivel intratraqueal, cuyos valores no mostraban diferencias significativas entre ambas,presión máxima intratraqueal y presión de fase meseta siendo prácticamente iguales omuy similares (Anexo 4).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica92Las presiones meseta intra y extratraqueales pretubo presentaron diferencias,siendo los valores distales al respirador superiores ligeramente a los de la presiónmeseta pretubo (Figuras V-2A- y V-2B-).Figura V-2A- Diagrama tridimensional de superficie; evolución temporal de laspresiones. Nótese, como la superficie de las presiones endotraqueales no difiere entrePresión Pico y Presión Plateau o meseta.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica93Figura V-2B- Gráfica de Presiones medias. Las líneas de puntos marcan la tendencia delas presiones (medias) pico (A) y fase meseta o plateau (B). Nótese la diferencia delíneas entre las dos mediciones extra y endotraqueales.Existe una importante correlación entre los valores de la presión pico y los de lapresión meseta intra y extratraqueales siendo mayor la correlación de la presión pico. Elcoeficiente de correlación de Pearson (f) entre la presión pico extratraqueal y la presiónmáxima intratraqueal era de 0,998 con una p<0,01. El coeficiente de correlación dePearson (f) entre la presión meseta extratraqueal y la presión meseta intratraqueal fue de0,985. (p< 0,01). Al aplicar las correlaciones no paramétricas entre la presión picointratraqueal y la presión pico extratraqueal la Rho de Spearman (r2) fue de 0,981(p<0,01); y al realizarla para las presiones de la fase meseta extratraqueal e intratraquealla r2 fue de 0,988 (p<0,01).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica94Aplicando la ANOVA se confirmo un modelo de regresión lineal, en el que sepodía predecir la variable dependiente de la presión pico intratraqueal a través de lavariable predictora de la presión pico extratraqueal (p<0,01). (Figura V-3-)0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0Probabilidad acumulada observada0,00,20,40,60,81,0ProbabilidadacumuladaesperadaVariable dependiente: Presión Pico ExtratraquealGráfico P-P normal de regresión Residuo tipificador 2 = 0,981Figura -3-Figura V-3- El coeficiente de correlación de Pearson (f) entre la presión picoextratraqueal y la presión pico intratraqueal era de 0,998 con una p<0,01. Al aplicar lascorrelaciones no paramétricas entre la presión pico o máxima intratraqueal y la presiónpico extratraqueal la Rho de Spearman (r2) era de 0,981 (p<0,01). Aplicando laANOVA se confirmo un modelo de regresión lineal, en el que se podía predecir lavariable dependiente de la presión máxima intratraqueal a través de la variablepredictora de la presión pico extratraqueal (p<0,01).El modelo así hallado obedece a la siguiente función:PPEND = -2,492 + 1,029 * PPET ± 0,027(Siendo PPEND, la presión pico endotraqueal y PPET, la presión pico extratraqueal.)Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica95El modelo general así hallado obedece a la siguiente función:PPEND = -2,492 + 1,029 x (PPET ± 0,027)(Siendo PPEND, la presión máxima intratraqueal y PPET, la presión picoextratraqueal.)Se obtuvo un modelo de regresión lineal para cada uno de los tiempos demedición, tanto de las presiones pico como de las de fase meseta, en las que se puedeobtener las variables dependientes intratraqueales a partir de las extratraqueales. (TablaV-2-).Tabla V-2- Modelo de regresión lineal y obtención de las variables dependientesintratraqueales a partir de las extratraqueales a lo largo del tiempo ( p< 0,01)Durante las mediciones realizadas en nuestro estudio encontramos diferenciassignificativas en los bucles presión/volumen en los que se advertía una disminuciónsignificativa de las áreas de los bucles medidos a nivel intratraqueal con respecto a losobtenidos pretubo. Cuando se compararon los bucles de presión/volumen, las áreas deVariable dependiente PPEN = presiónmáxima intratraquealVariable independiente PPE = presiónpico extratraquealVariable dependiente PPLENI =presión meseta intratraquealVariable dependiente PPLE = presiónmeseta extratraquealPPENI = -1,693 + 0,984 x PPEIPPEN5 = -1,906 + 0 ,995 x PPE5PPEN10 = -1,994 + 0,999 x PPE10PPEN15 = -1,802 + 0,989 x PPE15PPEN20 = -2,008 + 1,000 x PPE20PPEN30 = -1,994 + 0,999 x PPE30PPEN40 = -2,019 + 1,000 x PPE40PPEN50 = -2,008 + 1,000 x PPE50PPEN60 = -1,994 + 0,999 x PPE60PPLENI = 0,757 + 1,146 x PPLEIPPLEN5 = 1,368 + 1,143 x PPLE5PPLEN10 = 1,987 + 1,093 x PPLE10PPLEN15 = 1,457 + 1,226 x PPLE15PPLEN20 = 1,451 + 1,213 x PPLE20PPLEN30 = 1,048 + 1,220 x PPLE30PPLEN40 = 1,205 + 1,179 x PPLE40PPLEN50 = 0,970 + 1,175 x PPLE50PPLEN60 = 1,131 + 1,181 x PPLE60Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica96los bucles obtenidos por las presiones intratraqueales fueron un 15% -p < 0,05-inferiores a las extratraqueales (Figura V-4-).Figura V-4- Esquema del sistema de monitorización con los dos dispositivos.Se puede observar, así mismo, el bucle presión/volumen en la que el trazadocontinuo corresponde a la medición extratraqueal (pedi-lite) y el trazado punteadocorresponde a la medición intratraqueal (sonda).Del mismo modo, se puede observar la curva de presiones objetivándose entrazado continuo, la curva obtenida con la medición convencional, y en trazadopunteado la obtenida mediante la sonda intratraqueal. Nótese el descenso de presionespico que son similares o iguales a la presión meseta.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica97B) GasesLa cifra media obtenida para la ETCO2 fue de 5±3 mmHg inferior para lamedición endotraqueal que para la extratraqueal (p<0,005), y casi coincidente (±1,3mmHg) con la presión arterial de CO2, obtenida por gasometría (p<0,05). La fracciónETCO2 permaneció con el mismo diferencial de principio a fin, en todas lasintervenciones (Figura V-5-).El coeficiente de correlación de Pearson entre ETCO2 endotraqueal y PaCO2, fuede r = 0,999 (p<0,001). Entre ETCO2 intratraqueal y ETCO2 extratraqueal fue de r =0,963 (p<0,001). Además existió correlación (r = 0,965) entre ETCO2 extratraqueal y laPaCO2. (p<0,001).Aplicando ANOVA se confirmo un modelo de regresión lineal, en el que sepodía predecir la variable dependiente ETCO2 endotraqueal a través de la presiónarterial de CO2 como variable predictora (p<0,001). El modelo así hallado obedece a lasiguiente función:ETCO2 endotraqueal = -1,246 + 1,003 x (PaCO2 ± 0,017)ETCO2 endotraqueal = 10,259 + 0,802 x (ETCO2 extratraqueal ± 0,85)PaCO2 = 11,430+ 0801 x (ETCO2 extratraqueal ± 0,820)Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica98Figura V-5- Representación gráfica de los valores medios de EtCO2 intra yextratraqueal y la Pa CO2. Se advierte la correlación y como los valores intratraquealesson muy similares a los arteriales.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica99Existió correlación entre la fracción inspirada de O2 intratraqueal y laextratraqueal (r = 0,990 -p<0,001-), al igual que para las fracciones espiradas (r =0,919 -p< 0,001-). (Figura V-6-)Figura V-6- Representación de las Fi y Fe de O2 dentro y fuera de la tráquea.Fi y Fe O2Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica100También se obtuvo correlación estadística entre la fracción inspirada de N2Ointratraqueal y extratraqueal (r = 0,964 -p<0,001-); y del mismo modo, para lasvariables espiradas de este gas (r = 0,948 -p< 0,001-). (Figura V-7-)Figura V-7- Representación de las Fi y Fe de N2O dentro y fuera de la tráquea.Fi y Fe N2OMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica101Aplicando ANOVA se confirmó un modelo de regresión lineal, en el que sepodía predecir la variable dependiente fracción inspirada y espirada de O2 intratraqueala partir de la extratraqueal (p<0,001):FiO2 intratraqueal = -8,503 + 1,154 x (FiO2 extratraqueal ± 8,090)FeO2 intratraqueal = -26,170 + 1,522 x (FeO2 extratraqueal ± 0,246)De la misma forma, se confirmó un modelo de regresión lineal en el que sepodía predecir la variable dependiente fracción inspirada y espirada de N2Ointratraqueal a partir de la extratraqueal (p<0,001):Fi N2O intratraqueal = 12,678 + 0,754 x (Fi N2O extratraqueal ± 0,078)FeN2O intratraqueal = -21,271 + 1,470 x (FeN2O extratraqueal ± 0,186)Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica102Sevoflurano se comportó del mismo modo que los otros gases, apareciendo unadiferencia media entre Fi-Fe de 0,6±0,2 puntos (p<0,05), siendo mayor en la mediciónextratraqueal. (Sin embargo, la Fe para la medición extratraqueal es de 0,8 ± 0,2 puntossuperior, y la Fi para la medición endotraqueal es de 0,5 ± 0,15 puntos inferior,resultando la diferencia significativa, p<0,05). (Figura V-8-).Figura V-8- Representación de las Fi y Fe de Sevoflurano dentro y fuera de la tráquea.Fi y FesevofluranoMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica103El coeficiente de correlación de Pearson entre la fracción inspirada deSevoflurano intratraqueal y extratraqueal fue de 0,983 (p< 0,001). Al estudiar lasfracciones espiradas de este vapor también hubo correlación estadística (r = 0,843 -p<0,01-), que aun siendo estadísticamente significativo, presenta una menorsignificación comparado con los datos anteriores.Las cifras diferenciales de Fi/e O2/N2O presentaban igualmente una diferenciamedia de 3±2 puntos -resultando ser mayor en la medición endotraqueal- (p<0,05).Conforme avanzaba el tiempo anestésico, las cifras para los gradientes Fi-Fe deO2/N2O, se equiparaban hasta, prácticamente igualarse, transcurridos 18 ± 3 minutos.Para Sevoflurano, este tiempo resultó ser menor: 8 ± 2 minutos. (Figura V- 9-)Figura V-9- Gradientes de los diferenciales Fi- Fe de cada uno de los gases de lamuestra. Conforme avanzaba el tiempo anestésico, las cifras para los gradientesdiferenciales de Fi-Fe de O2/N2O, se equiparaban hasta, prácticamente igualarse,transcurridos 18 ± 3 minutos. Para Sevoflurano, este tiempo resultó ser menor: 8 ± 2minutos (aproximadamente 3 constantes de tiempo).Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica104Mediante ANOVA se confirmó un modelo de regresión lineal en el que se podíapredecir la variable dependiente fracción inspirada y espirada de sevofluranointratraqueal a partir de la extratraqueal (p<0,001) y (p<0,005) respectivamente:Fi sevo intratraqueal = 0,791 + 0,636 x ( Fi sevo extratraqueal ± 0,44)Fe sevo intratraqueal = 1,109 + 0,454 x ( Fe sevo extratraqueal ± 0,109)Los ratios Fe/Fi de los diferentes gases estudiados, O2, N2O y sevoflurano dentro yfuera de la tráquea mostraban diferencias significativas en los primeros minutos. El O2 yel N2O alcanzan ratios cercanos a 1 dentro y fuera de la traquea y se igualan ambos enun tiempo muy inferior al sevoflurano, cuyos ratios Fe/Fi intra y extratraqueal tardanmás de 40 minutos en ser similares. (Tabla V-3- y Figuras V-10-, V-11- y V-12-)Tabla V-3- Tabla de la relación Fe/Fi de los diferentes gases estudiados, O2, N2O ysevoflurano dentro y fuera de la tráquea. El O2 y el N2O alcanzan valores cercanos a 1dentro y fuera de la traquea y se igualan ambos en un tiempo muy inferior alsevoflurano.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica105Tiempo- Fe/ Fi O20,860,880,90,920,940,960,9810 5´ 10´ 15´ 20´ 30´ 40´ 50´ 60´Tiempo (minutos)Fe/FiO2Fe/FiO2 intraFe/FiO2 extrafFigura V-10- Relación Fe/Fi O2 medido a lo largo del tiempoTiempo- Fe/Fi N2O0,860,880,90,920,940,960,9810 5´ 10´ 15´ 20´ 30´ 40´ 50´ 60´Tiempo (minutos)Fe/FiN2O Fe/Fi NO2 intraFe/Fi NO2 extraFigura V-11- Relación Fe/Fi N2O medido a lo largo del tiempoMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica106Tiempo- Fe/ Fi sevo00,20,40,60,810 5´ 10´ 15´ 20´ 30´ 40´ 50´ 60´Tiempo (minutos)Fe/FisevoFe/Fi sevo intraFe/Fi sevo extraFigura V-12- Relación Fe/Fi Sevoflurano medido a lo largo del tiempoMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica107VI - DISCUSIÓNMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica108A) PresionesEl hecho de que las presiones pico y meseta fueran claramente diferentes en lamedición de las presiones del sistema convencional, y que esta diferencia desaparezca almedir las presiones a nivel intratraqueal, podría atribuirse a la desaparición de lasresistencias originadas por el tubo endotraqueal y el humidificador. La diferencia de lasmediciones de las presiones tanto dentro como fuera de la tráquea, se deben a losdiferentes lugares donde se realiza la medición, de modo que en la traquea desaparece lapresión pico y se iguala con la presión meseta, debido a que ésta no es un conductorígido como lo son las tubuladuras y el tubo endotraqueal, por lo que obtenemos unresultado de presiones en vía área mucho más fisiológico y real.En la práctica clínica, la presión de la vía aérea se mide en el respirador o en laconexión del espirómetro próximo a la boca del paciente más. Sin embargo, la medidade la presión previa al tubo endotraqueal está afectada en gran parte por la resistenciadel tubo. La presión pico inspiratoria es mucho mayor que la presión pico o máximatraqueal o la alveolar119, 120. La magnitud de esta diferencia depende de la resistencia altubo y del flujo inspiratorio al final de la inspiración121. Esto significa que una menorrelación inspiración/espiración (tiempo real asignado a cada uno), un flujo inspiratoriomayor y una mayor resistencia al flujo, podrían sobreestimar la presión máximaalveolar. Si se utiliza una pausa al final de la inspiración, la presión durante este periodode tiempo (presión meseta) representa la máxima presión en la vía aérea por debajo deltubo. Incrementos en la resistencia provocados por una disminución del diámetro deltubo causado por secreciones, coágulos sanguíneos, etc., podrían elevar la presión picoy no afectar a la presión meseta122, 123. Cuando el incremento de la resistencia escausado por un aumento de las resistencias intrapulmonares, entonces la presión pico yla presión meseta se elevan.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica109En nuestro estudio la fuerte correlación encontrada entre los diferentes valoresde la presión pico y meseta, dentro y fuera de la tráquea, y la predicción de los valoresintratraqueales a través de un modelo de regresión lineal nos permiten asegurar quepodemos obtener de manera calculada los valores en el interior de la tráquea en niños delas edades estudiadas a partir de la monitorización de la presiones extratraqueales. Alser muy similares los valores de la presión pico y meseta intratraqueales y al ser mayorla correlación de las presiones pico dentro y fuera de la vía aérea del paciente,decidimos obtener la fórmula general a partir de la presión pico extratraqueal, la cualsería extrapolable a la población pediátrica de edades e índices antropométricossimilares, ASA I y II.Sin embargo, nuestros cálculos si se verían seriamente afectados en caso deniños con enfermedad pulmonar, hiperactividad bronquial, asma activo y edemapulmonar en estado crítico, ya que se produciría una modificación importante de lascondiciones del estudio. Serían por tanto estos pacientes los que presentarían lascondiciones más favorables para una monitorización intratraqueal como la descrita ennuestro estudio que nos permitiría una elección más óptima de los parámetros deventilación durante la intervención quirúrgica.Existen estudios que con la medida del flujo, la presión extratraqueal pretubo yuna expresión de la resistencia del tubo endotraqueal, obtenida mediante estudio enlaboratorio, consiguen calcular la presión en la tráquea124, 125. Siendo éste un granavance en la monitorización de la ventilación del paciente, se ha utilizado en losmodernos respiradores para una compensación automática de la resistencia del tuboendotraqueal; particularmente durante la inspiración; el flujo del respirador esincrementado para vencer dicha resistencia126. Estos cálculos están basados en lasmedidas con tubos limpios y con los conectores específicos. Cuando se añade unMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica110humidificador la resistencia se incrementa en un 15 %, siendo la resistencia de losconectores variable, dependiendo del tipo de estos127, 128.Ciertos autores128, 129 han encontrado que cambios en la posición o angulacióndel tubo provocaban importantes cambios en la resistencia del mismo, de manera que lapresión traqueal calculada podía diferir de manera considerable a la presión traquealmedida directamente. En las unidades de críticos, las secreciones en el tubo muestranuna sobreestimación de la presión inspiratoria y una infravaloración de la presiónespiratoria traqueal. En niños pequeños y neonatos, donde los tubos endotraqueales sontan pequeños que no permiten el uso de catéteres de presión endotraqueal, se hacalculado la presión intratraqueal desde la presión extratraqueal y el flujo128, utilizandoconstantes calculadas mediante test de tubos endotraqueales de longitud, curvatura ydiámetro específicos y conocidos, incluyendo una expresión de la inercia, que no erautilizada en adultos y que puede ser despreciable en niños más mayores. De cualquierforma, los modelos matemáticos que predicen las presiones intratraqueales mediante losvalores extratraqueales obtenidos para, a partir de éstas, tener una aproximación de laspresiones alveolares; muy útiles en pacientes con síndrome de distares respiratorio; seencuentran muy limitados en la práctica clínica por la aparición de diferentes factoresque son muy difíciles de predecir, tales como secreciones, broncoespasmos, curvaturadel tubo, comprensiones de éste a lo largo del trayecto, etc.La medida directa de la presión traqueal puede ser realizada pasando un catéter através del tubo endotraqueal y conectado a un transductor. El catéter debe tener una luzterminal o lateral, situado en la luz del tubo endotraqueal. Algunos autores hanconstatado que existe una pequeña diferencia entre la lectura de los catéteres con luzterminal o lateral130, 131. Mientras en un estudio la diferencia dependía de la posición dela luz del catéter131, en otro descubrieron que hay diferencias importantes cuando elMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica111catéter está en el interior del tubo endotraqueal o por debajo de la luz terminal deéste132.Las medidas directas se realizan para obtener valores para la presión traqueal allídonde el flujo cambia debido a la transición del diámetro del tubo endotraqueal aldiámetro de la tráquea. Esto es aproximadamente 2 cm sobre la carina, siendo el lugarmás razonable para la medida de referencia131. Con un catéter de luz lateral, la presiónsería correcta solamente si la luz del catéter está por debajo del tubo endotraqueal.Cuando la luz está dentro del tubo, la presión estática lateral, será mucho más alta que lapresión en la tráquea porque la velocidad del flujo es aproximadamente 10 veces mayordentro del tubo endotraqueal, con un diámetro interno de 7 mm, que en la tráquea, conun diámetro de 22 mm. Además, la correcta posición de un catéter de luz lateral es muydifícil de verificar clínicamente para obtener unos resultados fiables.Por otra parte en los catéteres de luz terminal, como el de nuestro estudio, lamedida de la presión estática es menor que la presión cinética durante la inspiración, yla estática mayor que la cinética durante la espiración. Lo cual podría infraestimar lapresión durante la inspiración y sobreestimar la presión durante la espiración si lapresión cinética fuera mayor. Sin embargo la energía cinética del gas es tan pequeña,que el efecto en la lectura de la presión en comparación con la presión de referencia esdespreciable131.Para mantener el catéter limpio de secreciones, éste puede ser llenado con gas oun fluido. La ventaja de utilizar un llenado con gas es que obtenemos una correctalectura de presión absoluta, independientemente de la posición del transductor, ya queen aquellos catéteres llenos de fluido se requiere que el transductor esté en el mismonivel que la luz del catéter, para medir la presión absoluta con precisión y exactitud. Loscatéteres llenos de fluido son menos sensibles a las secreciones y obstrucciones,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica112mientras que los que están llenos de gas se ocluyen con más facilidad y la señal puedeser alterada por las secreciones, precisando ser purgados frecuentemente con aire através de la inyección de una jeringa. Para algún autor133, la oclusión ha resultado fácilde detectar mediante la señal de presión y la forma de la onda de la misma, mostrada enel monitor; parecería así necesario, inyectar aire para desobstruir, aproximadamentecada 2 horas. En nuestro estudio no se presento ningún caso de obstrucción total delcatéter debido a que el periodo de tiempo en el que se realizó fue de una hora, y serealizaron lavados con jeringa previos a las mediciones, disminuyendo por tanto elriesgo de oclusión parcial y total por secreciones.El incremento de la resistencia de la vía aérea impuesto por la cánula de presiónen la tráquea es pequeño pero podría ser causa de una PEEP intrínseca si la resistenciase incrementara mucho, por ejemplo en niños menores de 3 años133. Al tener nuestrospacientes una edad superior a la estudiada por otros autores, en los que se detecta lamencionada PEEP, la influencia de nuestra sonda de medición aún siendo importante,no actuaría de manera tan significativa en la presión obtenida extratraqueal ya que losdiámetros de los tubos endotraqueales eran los correspondientes a niños de más edad ypor lo tanto de diámetros mayores.Sin embargo, la principal limitación de nuestro estudio, es la influencia de lasonda de medición de presiones intratraqueales en la disminución del diámetro internodel tubo endotraqueal y su posible influencia en las mediciones de las presionespretubo, que podrían verse afectadas por un incremento de sus valores, según la Ley deHagen-Poiseuille. Esto sería de mayor importancia en aquellos casos en los que fueronutilizados tubos endotraqueales de 5,5 mm que en nuestro caso fueron una minoría.La medida directa de la presión intratraqueal aporta una correcta presióninspiratoria y espiratoria, incluyendo la PEEP intrínseca y la resistencia al tuboMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica113endotraqueal, sin interrumpir la ventilación y sin cambiar el modo de ventilaciónmecánica. Esto es importante cuando se utiliza la inversa de la relacióninspiración/espiración, o con frecuencias respiratorias altas. La diferencia entre lapresión inspiratoria final y la espiratoria final se necesita para calcular correctamente ladistensibilidad del sistema. Los valores correctos se pueden obtener solamente cuandola PEEP intrínseca es tratada en consideración con la presión semiestática inspiratoriafinal119.La forma de la onda de presión muestra claramente que los cambios en lapresión durante la inspiración y espiración a nivel intratraqueal son mucho más lentos ysuaves que a nivel extratraqueal durante la ventilación mecánica. Esta diferencia es másmarcada durante la inspiración con presión control, cuando la presión extratraqueal seincrementa rápidamente y se iguala a la presión marcada en el respirador, y la presiónintratraqueal se incrementa más lentamente a causa de la resistencia al tuboendotraqueal.Se ha descrito la monitorización de la presión directa intratraqueal utilizando untransductor de presión de fibra óptica con una dimensión de 0,25 mm122, lo cualprácticamente no afectaba en la resistencia en el interior del tubo endotraqueal, inclusoen aquellos que tenían un diámetro inferior a 3 mm. Este método está todavía bajoestudio pero podría ser utilizado en combinación con la presión extratraqueal y lamedida continua de la resistencia al flujo inspiratorio y espiratorio, lo cual podríaadvertir de la obstrucción del tubo endotraqueal en unidades pediátricas de cuidadosintensivos y en el transcurso de largas intervenciones quirúrgicas en niños intubadosbajo anestesia general. En pacientes críticos, estas mediciones son de gran utilidad yaque según algún estudio, podría obtenerse con las mediciones de las presionesMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica114intratraqueales, la presión calculada alveolar en condiciones dinámicas, conociendo elvolumen y el flujo por la pieza en “Y”134.En otros estudios se han realizado mediciones de las presiones en la pieza en“Y” y en la tráquea135, 136, incluyendo también mediciones del bucle flujo /volumen tidalpor el espirómetro del side-stream de la pieza en “Y”; y evaluando el efecto de la sondadentro del tubo endotraqueal en un modelo pulmonar. Se encontraron diferenciassignificativas entre las presiones y las áreas de los bucles presión /volumen tanto en elmodo ventilatorio presión controlada y como en el volumen control; ello era comoconsecuencia de la resistencia de los tubos endotraqueales. Descubrieron así mismo, quelos bucles intratraqueales mostraban las bajas PEEP intrínseca y distensibilidad que nopodían ser advertidas en las mediciones de los bucles de presión volumen de la pieza en“Y”.El efecto de la resistencia del tubo endotraqueal hace muy difícil lainterpretación de los bucles de presión/volumen en las mediciones dinámicas realizadasrespiración a respiración de manera proximal al respirador. En el modo de presióncontrol, durante la inspiración el bucle muestra un incremento en la presión inicialinspiratoria y a continuación un aumento en el volumen, con un nivel constante depresión. Sin embargo la presión en los pulmones se incrementa mucho más lentamentey la forma cuadrada de la onda del bucle formada en el respirador se parece poco alevento de la presión volumen en el alveolo durante la insuflación. En el modo volumencontrol durante la inspiración, la parte inicial del bucle discurre casi en paralelocomparada con la alveolar. Ello se debe a la resistencia del tubo endotraqueal y al flujode aire que lo atraviesa. Al ser casi paralelas las líneas en este tramo de la inspiracióntanto fuera como dentro de la tráquea, cambios en la morfología de la onda indicaríaneventos ocurridos en los pulmones. Además la morfología de la curva al final de laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica115inspiración refleja una disminución de la distensibilidad o incluso un cierre o colapsoalveolar. Tanto en el modo de ventilación de presión controlada como en el de volumencontrol la parte mas alta del final del bucle no refleja un verdadero pico en la presiónalveolar, a causa de que el descenso de la presión a lo largo del tubo no esvalorable135,136.En preparaciones de pulmones de ratas ventiladas a volumen control137 seasumió que la resistencia del tubo endotraqueal sería constante durante un flujoinspiratorio también constante, ya que éste contribuye en un 70 % a la resistencia totalentre la pieza en “Y” y el alveolo, pero los cambios en la vía aérea del paciente durantela inspiración impiden que el método de índice de estrés fuera de mayor exactitud. Ésteconsistía en el análisis de los cambios de presión proximales durante la inspiración, demanera que los descensos de la pendiente indicaban aumento de la distensibilidad y losincrementos, hiperinsuflación o descenso de la distensibilidad.Cuando se comparan los bucles de presión/volumen, las áreas de los buclesobtenidos por las presiones intratraqueales son aproximadamente un 15% inferiores alas obtenidas de manera proximal al respirador, debidas principalmente como ya hemosindicado, a la resistencia del tubo endotraqueal, aunque existe algún trabajo delaboratorio136 que llega a estimar en un 30% inferior el área de los bucles a nivelintratraqueal, por lo que esta diferencia parece ser menos llamativa de forma fisiológica.Se ha visto, que el bucle distal durante la inspiración, se incrementaba más rápidamenteen el modo presión control y cómo el flujo era mayor al inicio, en comparación con elmodo volumen control136. Durante la espiración se mostraba un lento descenso de lapresión y del volumen, así como, la resistencia del tubo endotraqueal retrasaba eldescenso de la presión en la vía aérea. En consideración a lo anterior, se ha indicado quela “sobredistensión” podía ser detectada incluso en ventilación controlada por presión,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica116con un flujo desacelerado, no superior al punto de inflexión pero con un progresivodescenso de la distensibilidad, y con incremento de inspiración en la zona desobredistensión. Además la distensibilidad debía variar con el volumen y ser mayor alprincipio de la respiración, decreciendo con el aumento de volumen, y siendo el buclede mayor convexidad.Todos estos avances, la mayor parte realizados en modelos experimentales y enalgunos casos aplicados a un número muy reducido de pacientes de unidades de críticos,buscaban acercarse al cálculo de las curvas de presión-volumen alveolares de formadinámica a través de regresiones múltiples lineales. Aunque en nuestro estudio nohemos llegado a aplicar los cálculos de las presiones intratraqueales por regresión lineala las curvas presión-volumen por la complejidad que ello suponía en el presente trabajoy a la falta de un método válido para la obtención del flujo intrapulmonar, existentrabajos que si lo han estudiado a nivel experimental. El cálculo de dichas curvas depresión-volumen alveolares de forma dinámica se realizaba a través de regresionesmúltiples lineales en las que el incremento de presión era igual a volumen/distensibilidad (V/C), o la presión necesaria para expandir el pulmón más el flujo por laresistencia de la vía aérea (R), que representa la presión que se ejerce para vencer ésta yla PEEP intrínseca previa en los pulmones. Los valores de C y de R eran obtenidosmediante análisis estadístico, pero al asumir que las resistencias y la distensibilidad eranconstantes, el método no era del todo válido138, 139.Por ello otro estudio estimó los cambios en la distensibilidad en seis partesdurante la respiración140, y aunque el número de segmentos a estudiar podría ser muchomayor, se reducía el número de cálculos en la regresión múltiple lineal y la precisión enel cálculo de la distensibilidad y la resistencia141. Otro método se basaba en los buclesde presión/volumen obtenidos en la tráquea y el análisis de la presión y el flujo con elMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica117mismo volumen pulmonar durante la inspiración y la espiración136; asumiendo que laresistencia inspiratoria y espiratoria eran iguales, se realizó un algoritmo dinámico depresiones, en el que a través de cálculos de las diferentes presiones a través de distintosvolúmenes se estimaba la presión alveolar. Así se asumía que la resistencia inspiratoriay espiratoria era igual en cada respiración isovolumétrica, pero no teniendo que serconstante durante la inspiración y la espiración. Tampoco se requería una constante deflujo y no dependía del modo ventilatorio, sin necesidad de la pausa final inspiratoriapara el cálculo de las presiones alveolares. Cuando aplicaron resistencias diferentes eninspiración y espiración en modelos pulmonares en que las resistencias podían variar,las curvas se relacionaban bastante bien a través de los cálculos del algoritmodinostático y cuando se aplicó a un número reducido de pacientes con síndrome dedistrés respiratorio del adulto, las resistencias inspiradas y espiradas eran muy similares.La razón para explicar esta buena relación era que el bucle presión-volumen traquealutilizado para el cálculo, y las diferencias de las presiones traqueales inspiratorias yespiratorias eran pequeñas donde las diferencias eran normalmente grandes. El descensode la distensibilidad en los incrementos de volumen pulmonar es mucho menor quecuando ésta es calculada por métodos convencionales, siempre que el valor final de ladistensibilidad obtenido por este método mostrara un descenso marcado.Las implicaciones de la monitorización respiratoria pueden tener un importantepapel en la práctica clínica, principalmente en el paciente crítico, en el que una correctamonitorización de su estado ventilatorio a nivel pulmonar puede orientar hacia unmanejo terapéutico adecuado. Así mismo, una correcta monitorización, más cercana alos cambios reales fisiológicos puede ser muy útil en la práctica clínica anestésica enpacientes pediátricos donde la respiración debe ser lo menos traumática posible. Existenventiladores con modo de presión traqueal controlada142, 143, que están solo disponiblesMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica118para pacientes adultos142, 144 y, sólo muy recientemente se han utilizado en pacientespediátricos críticos145-147, que utilizan la monitorización de las presiones traqueales contubos endotraqueales preparados para dicha medición. De esta manera el respiradorutiliza de modo automático los niveles de presión asistida más adecuados para elpaciente y administra un flujo en relación con la presión traqueal, más fisiológica parael paciente cuando éste ventila espontáneamente; minimizando el trabajo respiratorio; ysiendo más rápido y sincronizado el soporte al paciente para el trigger de presión en estalocalización148-152.Otros autores, con anterioridad128,144, realizaron estudios con modelospulmonares en laboratorio, observando los diferentes cambios en las presiones en eltubo en “Y” y en la tráquea, con respecto a los diferentes diámetros de los tubosendotraqueales y el trabajo respiratorio. Comprobaron que el trabajo impuesto a larespiración por el aparato, tomando como referencia la presión extratraqueal de la piezaen “Y”, se incrementaba un 145% con respecto a las mediciones intratraqueales; paratubos endotraqueales de 6 mm. Numerosos estudios se sucedieron sobre modelospulmonares, con aplicaciones de nuevos programas informáticos en nuevosventiladores, en los que se compensaba de manera automática el trabajo impuesto por eltubo endotraqueal en la ventilación automática. Sin embargo la mayor parte de éstos, albasarse en condiciones de laboratorio no han tenido en cuenta las condicionesfisiológicas de los pacientes pediátricos críticos en respiración espontánea, de talmanera que existen estudios realizados en pacientes, que no encuentran unas diferenciastan significativas145,146.En nuestro estudio se recoge una población importante de pacientes pediátricossin enfermedad respiratoria, con monitorización de presiones traqueales durante laanestesia general para intervenciones quirúrgicas; un hecho apenas recogido en laMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica119literatura, que prácticamente se basa en pequeños grupos de pacientes críticos y conenfermedad pulmonar146,147, y en modelos experimentales pulmonares122,128.Presentamos además, un modelo de regresión lineal aplicable para la monitorizaciónendotraqueal de las presiones de la vía aérea y sus curvas y bucles dependientes,obtenido a partir de una amplia población pediátrica, lo que nos permite poderextrapolar nuestros datos a una población general de similares características durante laventilación controlada por volumen en quirófano.Hemos de considerar no obstante, que este sistema no es el más idóneo en lospacientes más pequeños dado que aunque en poco, disminuye la luz del tuboendotraqueal y, precisa de lavado aéreo cada cierto tiempo para evitar oclusiones de suluz. Tubos endotraqueales con una cánula de medición incluidos en su pared podrían serla alternativa para una correcta monitorización de las presiones en la vía aérea.Deben ser realizados nuevos estudios para seguir avanzando en la mejora de lamonitorización respiratoria de los aparatos de anestesia en quirófano. Uno de losprimeros pasos que deberían ser mejorados por las empresas especializadas, seríaproporcionar un fácil acceso a la monitorización intratraqueal a través de mejoras en lassondas intratraqueales, o en los tubos endotraqueales que permiten dicha monitorizaciónde manera convencional; permitiendo la medida de las presiones extra e intratraqueales,y monitorizando la resistencia al tubo endotraqueal. Los nuevos métodos de mediciónintratraqueal, aplicados a la monitorización de los respiradores en quirófano podríanmostrar los cambios producidos de tendencia en la ventilación pulmonar, permitiendoajustar los modos y cambios pertinentes que mejor se ajusten a la mecánica ventilatoriadel paciente.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica120B) GasesEl hallazgo más importante de este estudio fue encontrar las diferencias,claramente significativas, en la monitorización de los gases a nivel intratraquealcomparado con la monitorización a nivel extratraqueal que habitualmente es utilizada enla práctica clínica. Ante estos hechos, cabe plantearse la siguiente reflexión: ¿son realeslas mediciones que se nos presentan en la monitorización convencional? ¿Debemosplantearnos seguir investigando nuevos sistemas de monitorización o perfeccionar losya conocidos?La obtención de la capnografía a nivel intratraqueal por una sonda introducidadentro del tubo endotraqueal, ha sido estudiada por diversos autores con el objetoprincipal de comparar las mediciones de ETCO2 de manera proximal al respirador y demanera distal a éste153-160, comparando los resultados obtenidos con los valores de laPaCO2. Numerosos estudios también comprobaron cómo los valores de lamonitorización más cercana a la tráquea son más similares a los obtenidos a través delas gasometrías arteriales, existiendo una correlación importante154, 155. Algunos autorestambién encontraron más significativos estos resultados en niños con peso inferior a 10kg, pero se encontraron que el diámetro del tubo endotraqueal podía limitar el paso delas sondas de medición y afectar a la ventilación154. De hecho las medidas de dióxido decarbono intratraqueal se han utilizado con fibrobroncoscopios pediátricos flexibles enniños con enfermedad pulmonar156. En nuestro estudio los resultados obtenidos seaproximan a lo referido en la literatura157-160, existiendo una correlación muy alta entrelos valores intratraqueales y los valores arteriales. Dichas diferencias son explicadasprincipalmente por el menor espacio muerto existente en la medición intratraqueal, loque nos permite aproximarnos a los valores más fisiológicos y cercanos a los alveolares.Además nuestro elevado número de pacientes y la homogeneidad de la muestra,Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica121permitió la creación de un modelo predictivo basado en la regresión lineal, con el quepodemos extrapolar a una población general de similares características, con lalimitación de la variabilidad interindividual que puedan presentar los pacientespediátricos.Aunque hay descritos estudios de comparación de valores de anestésicosvolátiles a nivel extratraqueal con los valores arteriales, venosos mixtos y venososcerebrales161-164, algunos de ellos muy recientes, no hay constancia de la monitorizaciónde éstos a nivel intratraqueal, excepto en animales estudiando la Fe del halotano ybuscando la correlación con los valores extratraqueales durante el mantenimientoanestésico165, a diferencia de lo que ocurría con la monitorización de ETCO2. Ennuestro trabajo encontramos diferencias significativas dependiendo de dónde procedierala línea de muestreo de gases. Así, siendo el analizador de gases el mismo, nos permitióasegurar que los valores intra y extratraqueales difieren de manera significativa.Entre los factores que pudieran explicar estas diferencias podríamos apuntar elespacio muerto del tubo endotraqueal, y el filtro–humidificador166. No debemos olvidar,así mismo, que a los pacientes menores de 9 años no se les aplica neumotaponamientodel tubo endotraqueal, y que el taponamiento faríngeo puede permitir ligeras fugas.Entre las dificultades que podemos encontrar en nuestro dispositivo, aparece laposibilidad de obstrucción de la sonda endotraqueal por secreciones, lo cual no ocurrióen ninguno de los casos estudiados; quizás por ser el tiempo de medición de una hora133;en cuyo caso se debe realizar un lavado de aquella con gas mediante una jeringa.Nuestros hallazgos muestran importantes correlaciones entre los valores inspirados yespirados de cada gas, aunque estos últimos sean discretamente inferiores debido,posiblemente, a la influencia de factores individuales como el propio metabolismo o elconsumo metabólico de oxigeno; siendo el que peor correlación presenta, aunqueMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica122estadísticamente significativo, la fracción espirada de sevoflurano, por encontrarse enconcentraciones más bajas y tener una solubilidad sangre/gas menor167, 168.Los valores intratraqueales nos aproximan más a los valores alcanzados a nivelalveolar; tal como nos indicaban los valores arteriales (PaCO2) y ETCO2 intratraquealcomparado con los valores ETCO2 extratraqueal; pero debemos considerar también, elefecto producido por la mezcla de gases, por el espacio muerto del humidificador y eltubo endotraqueal, junto con la aportación de los gases provenientes del respirador. Así,nos encontramos con que el oxígeno inspirado endotraqueal es menor al medidoextratraqueal y el espirado es menor también dentro por la posible mezcla de gases. Sinembargo el N2O inspirado es mayor a nivel endotraqueal posiblemente debido a su bajasolubilidad y alto volumen de distribución; y el N2O espirado durante los primeros 20minutos presenta mayor Fe extratraqueal, posiblemente debido a la mezcla de gasesprocedentes del respirador. Transcurrido este periodo de tiempo esta tendencia seinvierte, siendo mayor a nivel intratraqueal.Algo parecido le sucede al sevoflurano, pero mientras que la Fi es mayor a nivelproximal por la llegada de gas fresco, la Fe es mayor una vez que se alcanza unequilibrio en la sonda intratraqueal, de manera que una pequeña parte se pierde en elespacio muerto del tubo y en la ausencia de taponamiento en los niños pequeños.Cuando estudiamos la relación o ratios Fe/Fi de los diferentes gases, podemosobservar que las diferencias entre los gradientes se atenúan, de manera que la relaciónFe/Fi del O2 es ligeramente inferior en la muestra intratraqueal y que alcanza unascifras cercanas al equilibrio en los primeros minutos, hasta que se igualan prácticamentea los 20 minutos de la intubación. Cuando estudiamos la Fe/Fi del N2O ocurre unfenómeno similar en un tiempo muy parecido o ligeramente superior. Estos resultadosMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica123son similares a los encontrados por algunos autores en las mediciones arteriales de estosgases169.Por otra parte es posible que el efecto segundo gas pueda afectar al Sevofluranoen los primeros minutos170-174, ya que su Fe/Fi a lo largo del tiempo es bastantediferente y aunque parecen igualarse los valores en los primeros 10 minutos no es, hastapasados entre 40 minutos y una hora, cuando ambos valores convergen definitivamentey son prácticamente iguales. Esta descrito por algún autor175, un equilibrio de losvalores extratraqueales y arteriales de sevoflurano pasados 40 minutos desde lainducción. Uno de estos estudios, realizado por Lu CC et al175, estudiaba la fracciónextratraqueal inspirada y espirada de sevoflurano y lo comparaba con los valoresobtenidos por cromatografía de gases en el bulbo de la yugular interna, en sangrearterial y en sangre de la arteria pulmonar, con una concentración fija de sevofluranoinspirado constante del 3,5%. Eran estudiados 10 pacientes adultos en cirugía de by-pass aorto-coronario. Bajo ventilación con volumen control constante monitorizaban lasfracciones inspiradas y espiradas del gas por análisis infrarrojo. Encontraron que solo alos 40 minutos desde el inicio se producía el equilibrio entre la sangre arterial y la delbulbo de la yugular. Además el gradiente estudiado entre los valores extratraqueales y elgradiente entre la sangre arterial sistémica y de la arteria pulmonar permanecíaconstante, por lo que sugerían, que aunque exista una distribución corporal delanestésico este no llega a tener su efecto máximo y su equilibrio a nivel cerebral hastapasado ese tiempo. Este artículo creó una fuerte polémica, en la que algunos autoresTurner MJ et al.176 con modelos informáticos intentaron demostrar posibles efectos decontaminación de las muestras del bulbo de la yugular con sangre venosa no procedentedel bulbo de la yugular y que las discrepancias entre los valores en sangre y laspresiones parciales de los gases pudieran estar en la conversión de los datos, al mismoMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica124tiempo que aseguraban que ellos no encontraron ninguna barrera cerebral para elsevoflurano. Utilizando un modelo de distribución matemático, Nakamura M et al.177 deaplicación en tiempo real, analizando la difusión y distribución del sevoflurano en 6compartimentos corporales y estudiando clínicamente de manera posterior, consevoflurano al 3% durante 25 minutos tras el inicio de la inhalación, midiendo lapresión del gas inspiratoria, espiratoria y en la sangre arterial sistémica y en el bulbo dela yugular interna. Al comparar los valores estimados cerebrales con los del bulbo de layugular estos eran ligeramente inferiores y la diferencia era menor que la comparadacon los valores espirados. Pasados 4 minutos los valores del simulador eran similares alos del bulbo de la yugular, mientras que los valores venosos cerebrales diferían a lolargo de todo el tiempo con los valores espirados.Una posible respuesta a este fenómeno que aparece en nuestro estudio y en el deLu CC175, sería que tras los primeros minutos parece que los gradientes inspirados yespirados dentro y fuera de la tráquea se igualan, en este tiempo se cumplen las tresconstantes de tiempo del gas, confirmado por Nakamura M177 y por lo tanto se alcanzaun equilibrio momentáneo, pero que por factores que desconocemos estos valores noterminan de alcanzar un equilibrio final hasta pasados 40 minutos o más. Uno de losposibles factores importantes que puede incidir en nuestro estudio es la ausencia delneumotaponamiento de los niños más pequeños, posible causante de esta discrepancia,aunque no descartamos la posible existencia de otros factores.Es importante destacar el modelo matemático predictivo de los valoresintratraqueales obtenido a partir de los extratraqueales de los diferentes gases, con laslimitaciones antes enunciadas de variabilidad entre sujetos, capacidad vital,metabolismo, consumo de oxigeno de cada sujeto, que son más destacadas en losMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica125pacientes pediátricos, aunque dado el tamaño considerable de nuestra muestra, podríaser aplicado a poblaciones de similares características178, 179.Cuando estudiamos los gradientes de los diferenciales entre Fi-Fe del oxígeno ydel N2O, encontramos que tras 18 minutos los gradientes entre los valores intra yextratraqueales se igualan. Para Sevoflurano, este tiempo resultó ser menor: 8 minutos.Estos resultados, dependiendo del gas analizado, coincidían de manera similar con las 3constantes de tiempo para cada gas analizado180. Para el sevoflurano, con un coeficientede partición sangre/gas de 0,48 y una constante de tiempo aproximada de 2 minutos,asumiendo que el equilibrio del sistema, es alcanzado cuando la presión parcial del gasen el cerebro se equilibra con la presión del gas a nivel alveolar180, 181. Por tanto seríalógico pensar que una vez que el organismo alcanza el equilibrio, el sistema también loalcanza. El coeficiente de partición sangre/gas del N2O (0,46) es del orden de 34 vecesmás alto que el nitrógeno (0,014). Esta diferencia de solubilidad implica que este gaspuede salir de la sangre y llenar cavidades de aire 34 veces más rápido que el nitrógenoy que por lo tanto este pueda salir de las cavidades y pasar a la sangre182. Por esta razón,deberíamos pensar que existe un cierto nitrógeno capturado en el organismo y que ladesnitrogenización no se realiza de manera tan rápida como se supone. Por tanto elvolumen de las cavidades aéreas, con distensibilidad y sin paredes rígidas, seincrementa; y en el caso de las cavidades con paredes rígidas o baja distensibilidad,como es el caso del circuito anestésico, la presión se incrementa, como resultado de latransferencia preferente de N2O. Este incremento de la presión parcial, a expensas delnitrógeno, desplaza otras mezclas de gases y vapores, pudiendo interferir en elanalizador que identifica y cuantifica los gases como un elemento de distorsión,apareciendo como parte de los gases en una longitud de onda que enmascara los valoresreales.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica126Consultada la literatura, no existe ningún autor que haya analizado dichos datos,entre otras razones por la ausencia de la monitorización intratraqueal de gasesanestésicos. Podrían existir diferentes hipótesis para intentar explicar el fenómeno:La precisión y exactitud del sistema para la medida del CO2 espirado es delorden de 10 veces más alta que para el oxigeno y el N2O. Además, el efecto de colisiónes muy pequeño y el sistema alcanza un equilibrio muy pronto, casi de manerainmediata. Al ser el CO2 el gas que mejor difunde a través de la barrera alveolo-capilaralcanza un equilibrio prácticamente inmediato y las diferencias dentro y fuera de latráquea permanecen constantes.Los resultados y sus diferentes valores extra e intratraqueales podrían serexplicados por un efecto de colisión de gases, por el excesivo volumen de flujo demedida que el sistema necesita, junto al tiempo necesario de calentamiento del aparatopara su correcto funcionamiento y la existencia a veces de pacientes pediátricos quenecesitan muchas veces volúmenes corriente inferiores a 200 ml en algunas de lasocasiones. Según transcurre el tiempo anestésico, la presión parcial del gas alcanza unequilibrio y la medida del gradiente extratraqueal se aproxima hasta casi coincidir conlos valores en el organismo del niño, lo cual implica que la diferencia obtenida se igualatranscurridos tres constantes de tiempo.El proceso de desnitrogenación, mediante el cual el N2O desplaza al N2 y estedesplaza a los gases anestésicos, podría no suceder tan rápido como sería esperado; estefenómeno podría ser más lento por la captura de gas en el circuito, en el analizador; ypor esta razón, su medida podría estar distorsionada.El sistema de “side stream” es uno de los mejores métodos que tenemos en laactualidad, pero su margen de error aumenta cuando el volumen corriente es bajo. EsteMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica127efecto puede ser analizado cuando usamos diferentes sistemas de medida como el“micro stream” para el análisis de CO2. Este sistema no se vería afectado por la colisiónde gases en el sensor, la humedad, la temperatura o la condensación de agua, al tener uncalibre de la línea de muestreo menor y la célula de medida estar disminuida, y tener unespectrofotómetro con una alta especificidad para el CO2, siendo la emisión deinfrarrojos para la misma el mismo espectro de absorción de las moléculas de estegas183-185. Por otra parte, los más sofisticados sensores tienen algunos filtros ópticos(uno por cada gas que deben medir) que son alternados muy rápidamente entre el emisory el fotorreceptor, por medio de un sistema mecánico, por lo que de manera virtual nospermitiría la medición de algunos gases simultáneamente, ya que se necesitaría unsensor térmico para la medida de cada gas, que precisa de una temperatura específica.Otro posible elemento, aunque menos probable, de la distorsión en la medidainicial del gas es el efecto de concentración186-188, que clínicamente solo puede afectar alN2O, consistiendo en el incremento de la concentración del gas de la muestra al iniciopor su paso a la sangre, obteniéndose un rápido incremento de la presión parcial del gasalveolar; esto no podría ocurrir en este estudio , ya que la concentración de este gas nosupera el 50% de la mezcla ( ya que la presión parcial de un gas es directamenteproporcional a su concentración en la muestra).Otro posible factor de distorsión sería el efecto segundo gas169,170,172,186-187, queprobablemente no alcanzara un efecto clínico relevante171,173, aunque en los últimosaños continúa siendo un fenómeno polémico, ya que aparece para el sevoflurano cuandoel N2O tiene al menos una concentración del 70%, y es independiente del efectoconcentración; consiste en un rápido incremento de la presión alveolar de un segundogas administrado en la mezcla, cuando existe un amplio espacio ocupado por un primergas a nivel alveolar, y consecuentemente con una alta presión parcial de este primer gas.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica128Si administramos un segundo gas, este alcanza rápidamente una alta presión parcial enel alveolo, lo que implica que tiene que ocupar un pequeño espacio dentro de él189,190.Este efecto es debatible ya que la entrada y salida de algunos gases coinciden en elalveolo. El N2O y O2 entran en el alveolo durante la inspiración, y es un hecho obvioque al inicio, hay un aumento transitorio de la presión parcial de O2 (alrededor del10%), por la hiperoxigenación.Además, el incremento de todos los gases inhalatorios, primer y segundo gas, yla concentración del segundo gas en el limitado volumen pulmonar, ya ocupado por elprimer gas, contribuiría al efecto segundo gas o al efecto concentración172. Sin embargo,en el mismo volumen, aparecen otros gases como son el CO2 y el N2 en el alveolo.Mientras que el primero tiene una alta capacidad de difusión y se elimina rápidamente,el segundo por sus características físico-químicas, tiene en comparación menor difusióny solubilidad, siendo su eliminación lenta y progresiva, estando posiblemente capturadoen un territorio, como es el pulmón del niño, en el que salvo el incremento específico dela PEEP, no tiene reclutamiento alveolar, y muchos de estos alvéolos estarán bienperfundidos, pero mal ventilados. De esta manera el primer gas anestésico puede serfácilmente desplazado por el N2 en su salida y capturado en el alveolo, impidiendo laocupación del espacio que le correspondería al gas, y temporalmente, dificultando elincremento de la presión parcial alveolar del gas189.Otro elemento de distorsión sería la temperatura191-195, que afecta y modifica elvapor y solubilidad del gas, (los niños pierden temperatura de una manera más rápida).Otro factor podría ser el efecto de dilución del sistema anestésico cuando elvolumen de flujo es bajo y se cambia el circuito a un sistema cerrado188, pero no seríaposible en este estudio, ya que el mantenimiento de flujo de gas fresco es siempre másalto que el volumen minuto.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica129Podrían existir otros elementos de distorsión, en este caso menos importantes, siel ventilador utilizado pudiera compensar el valor del volumen corrienteautomáticamente196, o si los analizadores de vapor y gases utilizaran algoritmos pico apico197, o el uso de absorbedores de CO2 tuvieran menor humedad que los gases delcircuito con el paciente198-202.Sin embargo, las diferencias obtenidas en el O2, NO2, y sevoflurano,principalmente en los momentos iniciales inducen a pensar que la desnitrogenaciónorgánica no se produzca tan rápidamente como se creía169, y que el equilibrio Fe/Fi delsevoflurano a nivel alveolar debe ser más lento de lo que podríamos esperar para sucoeficiente de solubilidad. Además, observamos en la práctica clínica habitual, conmuestreo extratraqueal de los gases en el paciente, que mientras se produce el lavadocompleto del circuito anestésico (y ello incluye la máquina anestésica, humidificador ytubo endotraqueal), se obtienen unos valores de fracciones de gases que incluyen en suanálisis no solo al paciente, sino también parte del circuito. Una vez realizado el lavadocompleto del circuito y alcanzado el equilibrio, los valores Fe/Fi pasan a ser máscercanos a la realidad. Es interesante concluir que el sistema alcanza el equilibrio altranscurrir tres constantes de tiempo del anestésico inhalatorio, momento en el que lapresión cerebral de gas y la alveolar están equilibradas176, 177, 203. Es pues seguro, quetranscurrido este período, los valores obtenidos en los sistemas de monitorizaciónextratraqueales habituales, sí aportan información con relevancia clínica, pero no pareceque esto sea cierto antes de ello.Hemos de considerar no obstante, que este sistema no es el más idóneo en lospacientes más pequeños dado que aunque poco, disminuye la luz del tubo endotraquealy, precisa de lavado aéreo cada cierto tiempo para evitar oclusiones de su luz. TubosMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica130endotraqueales con una cánula de medición incluidos en su pared podrían ser laalternativa para una correcta monitorización de los gases en la vía aérea.Se necesitan nuevos estudios que nos confirmen los resultados obtenidosmediante análisis y comparación de los datos obtenidos a nivel extratraqueal yendotraqueal de los gases y sus valores en sangre arterial, venosa mixta, a nivel cerebraly en el bulbo de la yugular, con el fin de aproximarnos cada vez más a los valores realesde los gases y anestésicos en el organismo. Así mismo, una correcta monitorización,más cercana a los cambios reales fisiológicos podría ser muy útil en la práctica clínicaanestésica en pacientes pediátricos donde las concentraciones de gases anestésicosdeben ser lo más precisas posible.Nuevos estudios al respecto, seguirían avanzando en la mejora de lamonitorización de gases de los aparatos de anestesia en quirófano. Uno de los primerospasos a dar por las empresas e ingenieros especializados, sería proporcionar un fácilacceso a la monitorización intratraqueal a través de mejoras en las sondasintratraqueales, o en los tubos endotraqueales que permitan dicha monitorización demanera convencional; proporcionando así, la medida de los gases extra eintratraqueales. Los nuevos métodos de medición intratraqueal, aplicados a lamonitorización de hipnosis en quirófano, podrían mostrar los cambios producidos detendencia en la profundidad anestésica, permitiendo ajustar los modos y cambiospertinentes que mejor se ajusten durante la anestesia de cada paciente.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica131VII - CONCLUSIONESMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica132 Se observaron diferencias significativas en la comparación de las mediciones delas presiones de la vía aérea y el patrón espirométrico, dentro y fuera de latráquea. Se observaron diferencias significativas en la comparación de las fraccionesinspiradas y espiradas de gases y vapores de la muestra, dentro y fuera de latráquea. Existen diferencias en la comparación de las mediciones de la monitorización dela presión parcial espirada de anhídrido carbónico fuera de la tráquea, conrespecto a las mediciones intratraqueales y arteriales de este gas. Existe una importante correlación entre los gases, vapores y presiones, extra eintratraqueales. Las presiones, gases y vapores intratraqueales pueden ser calculados medianteun análisis de regresión lineal a partir de los valores obtenidos fuera de latráquea.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica133VIII - RESUMENMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica134Introducción: Durante la anestesia general la monitorización de la espirometría,la presión de la vía aérea, y el análisis de los gases y vapores del circuito, se miden en elrespirador o en la conexión más proximal posible al tubo endotraqueal.La monitorización intratraqueal está descrita en la literatura, aunque limitada a lacapnografía y a las presiones. La alta correlación y la mayor aproximación de losvalores obtenidos con los de la gasometría arterial en comparación con losextratraqueales, y las diferencias obtenidas en las presiones dentro de la tráquea, noconsiguieron que dicho sistema de monitorización se generalizara por el riesgo deobstrucción de la sonda por secreciones, por las posibles fugas del circuito, por elaumento de las resistencias al flujo respiratorio y una mayor manipulación de la víaaérea.Hipótesis: Al monitorizar y analizar gases, vapores y presiones en doslocalizaciones diferentes del circuito anestésico, los valores obtenidos dentro y fuera dela tráquea deberían ser iguales o muy similares.Objetivos: Comparar las presiones de la vía aérea y el patrón espirométrico, losgases y vapores (O2, CO2, NO2, sevoflurano) obtenidos en dos sistemas distintos demedición; uno extratraqueal y otro endotraqueal. Comparar las mediciones de lamonitorización de la presión parcial espirada de anhídrido carbónico fuera de la tráquea,con respecto a las mediciones intratraqueales y arteriales de este gas. Estudiar la posiblecorrelación de gases, vapores y presiones extra e intratraqueales, si la hubiera. Calcularlos valores intratraqueales de presiones y gases y vapores de manera estimada enfunción de los extratraqueales, en caso de que esto sea posible.Pacientes y métodos: Se diseñó un estudio prospectivo observacional. Con 71pacientes; 7-12 años; ASA I; ventilados en volumen control, I:E (1:2). Medición de laspresiones pico y meseta, y bucles presión/volumen, fracciones inspiradas y espiradas deMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica135gases y vapores, dentro y fuera de la tráquea en el circuito anestésico y la PaCO2. Sediseñó un dispositivo especial para monitorizar presiones y gases y vaporesintratraqueales. Dicho dispositivo mantiene el circuito estanco y sin fugas de gases, através del cual se introduce una sonda de pequeño calibre que se hace deslizar hastasituar su fin, inmediatamente después del final del tubo endotraqueal -cercano a lacarina- e intratraqueal. Los valores espirométricos y de presiones, y de gases y vapores,obtenidos en esta localización, son comparados con las mediciones halladas en laespirometría y las presiones cuando se utiliza el sistema basado en el “principio dePitot”, con un sistema de muestreo de gases del tipo side-stream” , queconvencionalmente utilizamos en la monitorización rutinaria. Ambos dispositivos seconectaron al mismo sistema de análisis espirométrico y de análisis de gases. Lasvariables se analizaron, en el tiempo: inicio, 5’, 10’, 15’, 20’, 30’, 40’, 50’ y 60 minutostras la intubación. Se realizó comparación de medias (T Student), coeficiente decorrelación de Pearson (r) y Rho de Spearman (r2) para las presiones obtenidas; y sedeterminó existencia de modelos de regresión. Se consideró valor de significaciónestadística para p < 0,05.Resultados: Las presiones, presentaron un diferencial entre ambos sistemas de3,5 ± 0,35 cmH2O (p< 0,01); no existiendo diferencias entre presión máxima y presiónmeseta intratraqueales. Las áreas intratraqueales de los bucles presión/volumen fueronun 15% inferiores a las extratraqueales. La r entre presión pico y meseta intratraquealfue de 0,998 (p<0,01). La r2 entre presión pico intratraqueal y extratraqueal fue de0,981 (p<0,01).La cifra media de ETCO2 fue 5±3 mmHg superior para la mediciónendotraqueal (p<0,005), casi coincidente (±1,3 mmHg) con la PaCO2 (p≤0,5). Losdiferenciales de Fi-Fe O2/N2O fueron 3±2 puntos superiores en la mediciónMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica136endotraqueal (p<0,05). Sin embargo, Sevoflurano presentó diferencia mediaextratraqueal superior (0,6±0,2 puntos -p<0,05-). Conforme avanza el tiempoanestésico, los gradientes Fi-Fe O2/N2O, se equiparan hasta, prácticamente igualarse,transcurridos 18±3 minutos. Para Sevoflurano este tiempo es menor, 8±2 minutos.Aplicando ANOVA se confirmó un modelo de regresión lineal para el cálculo delos valores intratraqueales de presiones y las fracciones inspiradas y espiradas de gasesy vapores, a través de los extratraqueales.Discusión: El hecho de que las presiones pico y meseta fueran claramentediferentes en la medición de las presiones del sistema convencional, y que estadiferencia desaparezca al medir las presiones a nivel intratraqueal, podría atribuirse a ladesaparición de las resistencias originadas por el tubo endotraqueal y el humidificador.La diferencia de las mediciones de las presiones tanto dentro como fuera de la tráquea,se deben a los diferentes lugares donde se realiza la medición, de modo que en latráquea desaparece la presión pico y se iguala con la presión meseta, debido a que éstano es un conducto rígido como lo son las tubuladuras y el tubo endotraqueal, por lo queobtenemos un resultado de presiones en vía área mucho más fisiológico y real.Las diferencias de la capnografía a nivel intratraqueal al comparar lasmediciones de ETCO2 con las extratraqueales, siendo los valores de la monitorizaciónmás cercana a la tráquea los más similares a los obtenidos a través de las gasometríasarteriales, son explicados principalmente por el menor espacio muerto existente en lamedición intratraqueal.Sin embargo, las diferencias obtenidas en el O2, NO2, y sevoflurano,principalmente en los momentos iniciales inducen a pensar que la desnitrogenaciónorgánica no se produzca tan rápidamente como se creía, y que el equilibrio Fe/Fi delsevoflurano a nivel alveolar debe ser más lento de lo que podríamos esperar para suMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica137coeficiente de solubilidad. Además, observamos en la práctica clínica habitual, conmuestreo extratraqueal de los gases en el paciente, que mientras se produce el lavadocompleto del circuito anestésico (y ello incluye la máquina anestésica, humidificador ytubo endotraqueal), se obtienen unos valores de fracciones de gases que incluyen en suanálisis no solo al paciente, sino también de parte del circuito. Una vez realizado ellavado completo del circuito y alcanzado el equilibrio, los valores Fe/Fi pasan a ser máscercanos a la realidad. El sistema alcanza el equilibrio al transcurrir tres constantes detiempo del anestésico inhalatorio, momento en el que la presión cerebral de gas y laalveolar están equilibradas. Transcurrido este período, los valores obtenidos en lossistemas de monitorización extratraqueales habituales, sí aportan información conrelevancia clínica, pero no parece que esto sea cierto antes de ello.Conclusiones: Se observaron diferencias significativas en la comparación de lasmediciones de las presiones de la vía aérea y el patrón espirométrico, y en lacomparación de las fracciones inspiradas y espiradas de gases y vapores de la muestra,dentro y fuera de la tráquea. Existen diferencias en la comparación de las mediciones dela monitorización de la presión parcial espirada de anhídrido carbónico fuera de latráquea, con respecto a las mediciones intratraqueales y arteriales. Existe una importantecorrelación entre los gases, vapores, y presiones, extra e intratraqueales. Además secalculó de manera estimada a través de la regresión lineal, los valores intratraqueales depresiones y gases y vapores, en función de los extratraqueales.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica138IX - LIMITACIONES DEL ESTUDIOMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica139Limitaciones del sistema de medición intratraquealHemos de considerar no obstante, que este sistema de medición intratraqueal noes el más idóneo en pacientes pediátricos más pequeños que los analizados en esteestudio, dado que la sonda intratraqueal disminuye la luz del tubo endotraqueal ya depor si de menor diámetro, aumentando las resistencias al flujo aéreo y pudiendo alterarlas presiones intratraqueales.El sistema intratraqueal puede verse afectado con cierta facilidad por lassecreciones mucosas de la vía aérea, que en niños son además más abundantes por laestimulación de la intubación orotraqueal, precisando de lavado aéreo cada ciertotiempo para evitar oclusiones parciales o completas de la luz de la sonda de medición.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica140X- ANEXOSMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica141Anexo 1Constante de tiempoCuando se cambia la composición de la mezcla de gases frescos que entran en elcircuito anestésico, se requiere un cierto tiempo para que la mezcla gaseosa existente enel circuito adquiera una composición análoga. Este tiempo está caracterizado por laconstante de tiempo (CT).La CT expresa en minutos la velocidad del cambio para ir de un estado inicialhasta un estado final o de equilibrio.Por convención una CT se refiere al tiempo necesario para alcanzar el 63% delestado final. Cuando hablamos de tres CT es el tiempo necesario para alcanzar elequilibrio del 95 % de la concentración anestésica. La CT depende del volumen dedistribución de la mezcla gaseosa (capacidad del circuito más capacidad residualfuncional (CRF)), del flujo de gas fresco y de la captación (o eliminación) por loscomponentes del circuito y a nivel alveolar. Cuanto menor es la capacidad del circuito ymás alto el FGF menor es la CT.De manera que cuando se emplean flujos muy bajos, las variaciones efectuadasen la composición de los gases frescos solamente llegan a producir los cambioscorrespondientes en la composición de los gases del circuito después de periodosprolongados de tiempo.CT= (Capacidad del CA + CRF) / (FGF - Captación)Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica142FGF Constante de tiempo8 l/min 59,2 s4 l/min 2 min2 l/min 4,5 min1 l/min 11,5 min0,5 l/min 50 minTabla de constantes de tiempo según el flujo con las siguientes características: Volumendel circuito de 5 l, CRF de 2,5 l y captación de 0,350 l/min.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica143Anexo 2Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica144Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica145Anexo 3Frecuencia respiratoria Tiempo inspiratorio (s) Tiempo espiratorio (s) 10%Pausa inspiratoria (s)(r.p.m.)14 1,29 2,86 0,1415 1,20 2,66 0,1316 1,13 2,50 0,1217 1,06 2,36 0,1218 1,00 2,22 0,1119 0,95 2,10 0,10Tiempos inspiratorios, espiratorios y de pausa inspiratoria según la frecuenciarespiratoria. Cada niño tenía una frecuencia respiratoria según su edad y peso, que semantenía a lo largo de la intervención sin variaciones, por lo que los tiempos semantenían constantes.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica146Anexo 4CÁLCULO DEL TAMAÑO MUESTRAL.En nuestro estudio hemos realizado los siguientes cálculos:Estimación de una proporción y, así mismo, realizamos también el cálculo para lacomparación de dos proporciones:Para lo que establecemos:a) El nivel de confianza o seguridad (1- ). El nivel de confianza prefijado da lugar aun coeficiente (Z). Para una seguridad del 95% = 1,96. (Hemos seleccionado un nivelde confianza del 95%)b) La precisión que deseamos para nuestro estudio (Hemos seleccionado una precisióno error que se prevé cometer del 10%).c) Una idea del valor aproximado del parámetro que queremos medir (en este caso unaproporción). Esta idea se puede obtener revisando la literatura, por estudio pilotosprevios. En caso de no tener dicha información utilizaremos el valor p = 0.5 (50%).(Asumimos que el % de fallo en la detección de algún parámetro en la monitorizaciónpara cualquiera de los sistemas, pudiera ser cercano al 10%, y fijamos para nuestroestudio un 8%.)El tamaño de la muestra fue calculado mediante la fórmula estadística de“Cálculo del tamaño muestral en dos grupos de tratamiento” para un tamaño de lapoblación infinito o desconocido.Se trata de una situación especial, en la que se determina la presencia o ausenciade un determinado efecto (variable dicotómica). En este caso, hay que determinar laproporción esperada de la variable de interés, la precisión deseada, y el nivel deconfianza.(Siendo, n = Tamaño muestral. Z = Valor correspondiente a la distribución deGauss, 1,96 para  =0,05 y 2,58 para  =0,01. p = Prevalencia esperada delparámetro a evaluar -8%-. q = 1-p (Si p=8%, q=92%). i = Error que se prevé cometer onivel de precisión -Para un error del 10%, introducimos en la fórmula el valor 0,1. Así,con un error o nivel de precisión del 10%, si el parámetro estimado resulta del 80%,tendríamos una seguridad del 95% (para  =0,05) de que el parámetro real se sitúa entreel 70% y el 90%. Vemos, por tanto, que la amplitud total del intervalo es el doble delerror que introducimos en la fórmula-).Dado que la población total es desconocida y asumimos que se trata de una variabledicotómica, aplicamos la fórmula mencionada:Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica147donde: Z 2 = 1.962 (ya que la seguridad es del 95%) = 3,84 p = proporción esperada de dolor con levobupi (en este caso inferior al 10% -aceptemos un 8%-, es decir, igual a 0.08) q = 1 – p (en este caso 1 – 0,08 = 0.92) d = precisión (en este caso deseamos un 10%)n = 28,26 = 29Lo que supone un mínimo de 29 pacientes a ser estudiados.Así mismo, como ya habíamos comentado, realizamos también el cálculo para lacomparación de dos proporciones:Deseamos evaluar si la monitorización endotraqueal presente menormodificación sobre el flujo, presiones y concentraciones de gases y vapores que lamonitorización fuera de la tráquea. Sabemos por datos previos publicados que lamonitorización convencional (fuera de la tráquea) es real en un rango superior al 80 %(en su utilización podríamos fracasar no más de un 20% de las veces por diversosfactores -no siendo detectadas modificaciones de flujo, presiones o concentraciones degases o vapores), y consideramos relevante si la utilización de la monitorizaciónendotraqueal detecta cualquiera de estas modificaciones en un 99% de los casos.Nuestro nivel de riesgo lo fijamos en 0.05 (5%) y deseamos un poder estadístico de un80%.[1,64·√2·0,89·(1-0,89) + 0,84·√0,80·(1-0,80)+0’99·(1-0,99)]2(0,80-0,99)2[1,64 ·√0,19 + 0,84·√0,16+0,00]20,036[1,64 · 0,43 + 0,84 · 0,40]2 [0,705 + 0,336]2 1,08360,036 0,036 0,036n = 30,11βn =n =n = = =Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica148Así obtenemos un tamaño muestral n = 30 pacientes. Por lo que en cada grupo deestudio precisamos 34 pacientes, si asumimos una posible pérdida del 10% de loscasos, y ajustando “n” a la pérdida:N = n (1 / 1–R).N = 33,45 = 34Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica149Anexo 5Media NDesviacióntíp.Error típ. Dela mediaPPEI 17,4930 71 5,09306 ,60443Par 1PPENI 15,5211 71 5,01956 ,59571PPE5 17,3803 71 4,88545 ,57980Par 2PPEN5 15,3803 71 4,86200 ,57701PPE10 17,0845 71 4,87192 ,57819Par 3PPEN10 15,0704 71 4,86775 ,57770PPE15 17,4507 71 5,00511 ,59400Par 4PPEN15 15,4648 71 4,95935 ,58857PPE20 17,3803 71 4,88545 ,57980Par 5PPEN20 15,3662 71 4,88508 ,57975PPE30 17,0845 71 4,87192 ,57819Par 6PPEN30 15,0704 71 4,86775 ,57770PPE40 17,4507 71 5,00511 ,59400Par 7PPEN40 15,4366 71 5,00780 ,59432PPE50 17,3803 71 4,88545 ,57980Par 8PPEN50 15,3662 71 4,88508 ,57975PPE60 17,0845 71 4,87192 ,57819Par 9PPEN60 15,0704 71 4,86775 ,57770PPLEI 12,8028 71 4,33794 ,51482Par 10PPLENI 15,4225 71 5,09807 ,60503PPLE5 12,2676 71 4,14714 ,49218Par 11PPLEN5 15,3944 71 4,90620 ,58226PPLE10 11,9155 71 4,22491 ,50141Par 12PPLEN10 15,0141 71 4,82403 ,57251PPLE15 11,3662 71 3,74639 ,44461Par 13PPLEN15 15,3944 71 4,94391 ,58673PPLE20 11,4507 71 3,83141 ,45470Par 14PPLEN20 15,3380 71 4,87836 ,57895PPLE30 11,4789 71 3,83912 ,45562Par 15PPLEN30 15,0563 71 4,86647 ,57754PPLE40 12,0845 71 4,03466 ,47883Par 16PPLEN40 15,4507 71 4,96211 ,58889PPLE50 12,2113 71 3,95661 ,46956Par 17PPLEN50 15,3239 71 4,83964 ,57436PPLE60 11,8028 71 3,96996 ,47115Par 18PPLEN60 15,0704 71 4,86775 ,57770Tabla -1- Datos estadísticos de los pares de presionesMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica150Diferencias relacionadas t glSig.(bilateral)MediaDesviacióntíp.Error típ.de lamedia95% Intervalo deconfianza para ladiferenciaInferior SuperiorPar1PPEI -PPENI 1,97183 ,29139 ,03458 1,90286 2,04080 57,01970 ,000Par2PPE5 -PPEN5 2,00000 ,16903 ,02006 1,95999 2,04001 99,70070 ,000Par3PPE10 -PPEN10 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par4PPE15 -PPEN15 1,98592 ,26688 ,03167 1,92274 2,04909 62,70070 ,000Par5PPE20 -PPEN20 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par6PPE30 -PPEN30 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par7PPE40 -PPEN40 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par8PPE50 -PPEN50 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par9PPE60 -PPEN60 2,01408 ,11868 ,01408 1,98599 2,04218 143,00070 ,000Par10PPLEI -PPLENI-2,61972 1,30237 ,15456 -2,92799 -2,31145 -16,94970 ,000Par11PPLE5 -PPLEN5-3,12676 1,39314 ,16534 -3,45651 -2,79701 -18,91270 ,000Par12PPLE10 -PPLEN10-3,09859 1,44573 ,17158 -3,44079 -2,75639 -18,06070 ,000Par13PPLE15 -PPLEN15-4,02817 2,01404 ,23902 -4,50488 -3,55145 -16,85370 ,000Par14PPLE20 -PPLEN20-3,88732 1,69494 ,20115 -4,28851 -3,48614 -19,32570 ,000Par15PPLE30 -PPLEN30-3,57746 1,56444 ,18567 -3,94776 -3,20717 -19,26870 ,000Par16PPLE40 -PPLEN40-3,36620 1,58781 ,18844 -3,74202 -2,99037 -17,86470 ,000Par17PPLE50 -PPLEN50-3,11268 1,50759 ,17892 -3,46952 -2,75583 -17,39770 ,000Par18PPLE60 -PLEN60-3,26761 1,49244 ,17712 -3,62086 -2,91435 -18,44970 ,000Tabla -2- Diferencias de los pares de presiones y datos estadísticosMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica151N Correlación Sig.Par 1 PPEI yPPENI 71 ,998 ,000Par 2 PPE5 yPPEN5 71 ,999 ,000Par 3 PPE10 yPPEN10 71 1,000 ,000Par 4 PPE15 yPPEN15 71 ,999 ,000Par 5 PPE20 yPPEN20 71 1,000 ,000Par 6 PPE30 yPPEN30 71 1,000 ,000Par 7 PPE40 yPPEN40 71 1,000 ,000Par 8 PPE50 yPPEN50 71 1,000 ,000Par 9 PPE60 yPPEN60 71 1,000 ,000Par 10 PPLEI yPPLENI 71 ,975 ,000Par 11 PPLE5 yPPLEN5 71 ,966 ,000Par 12 PPLE10 yPPLEN10 71 ,958 ,000Par 13 PPLE15 yPPLEN15 71 ,929 ,000Par 14 PPLE20 yPPLEN20 71 ,952 ,000Par 15 PPLE30 yPPLEN30 71 ,963 ,000Par 16 PPLE40 yPPLEN40 71 ,959 ,000Par 17 PPLE50 yPPLEN50 71 ,961 ,000Par 18 PPLE60 yPPLEN60 71 ,963 ,000Tabla -3- Correlaciones de muestras relacionadas P<0,001Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica152Anexo 5Documento de la aprobación del estudio por el Comité de Investigación delHospital Infantil Niño Jesús.Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica153XI - BIBLIOGRAFÍAMonitorización de la espirometría en anestesia pediátrica1541. 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Monitorización de la espirometría en anestesia pediátrica

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