Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I)

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1 (Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. 2004; 51: ) ORIGINAL Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I) R. Company*, a, V. García*,b, F. López**,b Servicio de Anestesiología Reanimación y Terapia del Dolor. a Hospital General Universitario de Alicante. b Hospital "Arnau de Vilanova" de Valencia. Resumen OBJETIVOS: Evaluación funcional de un nuevo sistema de anestesia que pretende aportar nuevas ventajas a la ventilación del paciente anestesiado. MATERIAL Y MÉTODO: Se realiza un análisis funcional llevado a cabo en el laboratorio de análisis funcional de respiradores, ante simuladores de pulmón para evaluar el funcionamiento del sistema de anestesia, su grado de cumplimiento con la normativa vigente y el nivel de cumplimiento de los objetivos propuestos por el fabricante. RESULTADOS: Eficacia del sistema del 100%, compliancia interna del respirador: 0,13 ± 0,01 ml/cmh 2 O, resistencia inspiratoria de 1,9 ± 0,1 cmh 2 O/l/s, resistencia espiratoria de 3,1 ± 0,3 cmh 2 O/l/s y volumen interno de 130 ml. Se puede elegir independientemente circuito abierto, bajos flujos y circuito cerrado. La monitorización ventilatoria es completa y fiable, debido a que las características del paciente no se ven afectadas por las de la máquina. El sistema mide, entre otros, el volumen reinhalado, las fugas, los consumos de O 2, CO 2, y agentes anestésicos. CONCLUSIONES: Se trata de un equipo versátil que cubre las necesidades anestésicas de todo paciente ante cualquier tipo de cirugía. La posibilidad de emplear circuito abierto, bajos flujos, circuito cerrado y flujo continuo, sin necesidad de tener que cambiar de aparato, permite utilizar las ventajas de cada circuito sin sufrir los inconvenientes de los mismos. La eficacia del circuito es del 100%. El bajo volumen interno condiciona una compliancia interna despreciable y constantes de tiempo bajas, lo que garantiza que el volumen programado equivalga al entregado y que se facilite una adecuada redistribución del gas alveolar. La monitorización y los mecanismos de seguridad confieren al aparato las máximas garantías en la ventilación del paciente y en la dosificación de gases y agentes anestésicos. Performance analysis of a new anesthetic system: the Temel Supra part I Summary OBJETIVES: To evaluate the performance of a new anesthetic system that purports to provide novel advantages in ventilating the anesthetized patient. MATERIAL AND METHODS: A performance analysis was carried out in our respirator function laboratory using lung simulators to assess the system, its degree of compliance with current regulations, and the degree of compliance with the manufacturer s claims. RESULTS: The system is 100% effective. The internal compliance of the respirator was 0.13 ± 0.01 ml/cm H 2 O, inspiratory resistance was 1.9 ± 0.1 cm H 2 O/L/s, expiratory resistance was 3.1 ± 0.3 cm H 2 O/L/s, and internal volume was 130 ml. CONCLUSIONS: The Temel Supra device is versatile and meets the anesthetic requirements of patients undergoing any type of surgery. The possibility of using an open circuit, a low flow, a closed circuit, or a continuous flow without having to change to another system allows the anesthesiologist to make use of the advantages of each circuit without its drawbacks. The efficacy of the circuit is 100%. The low internal volume means that internal compliance is negligible and time constants are low, guaranteeing that the volume programmed is the same as the volume delivered and facilitating alveolar redistribution of gases. The monitoring and warning systems assure safe patient ventilation and accurate dosing of gases and anesthetic agents. Palabras clave: Evaluación funcional de nuevas tecnologías. Sistemas de anestesia. Ventilación artificial. Temel Supra. Key words: New technology, assessment. Anesthetic systems. Artificial ventilation. Temel Supra. *Jefe de Servicio. **Facultativo Especialista. Correspondencia: Roque Company Teuler C/ La Bomba nº 8 Polop de la Marina Alicante roquec@wanadoo.es company_roq@gva.es Aceptado para su publicación en abril de Introducción En la actualidad se pueden distinguir dos tipos de aparatos de anestesia: los ventiladores o respiradores de características básicas similares a los utilizados en Reanimación y Cuidados Críticos, cuyo circuito de ventilación no permite la reinhalación de los gases espirados por lo que se denominan circuitos abiertos;

2 Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. Vol. 51, Núm. 6, 2004 y por otro, las denominadas mesas de anestesia con circuitos circulares con absorbedor de CO 2 que permiten la reutilización de los gases espirados 1. De la relación de ventajas e inconvenientes descritos en la literatura, referentes a ambos circuitos, se pueden sacar las siguientes conclusiones 2-4 : 1. El circuito de no reinhalación, caracterizado fundamentalmente por una baja compliancia y resistencia interna, un despreciable volumen interno y una eficacia del 100% en la utilización del gas fresco, el cual es más seguro que el circuito circular, sobre todo si el nivel de monitorización no es elevado, ya que permite un mejor control del patrón ventilatorio programado. 2. El circuito circular permite el ahorro de agente anestésico inhalatorio y es más ecológico que el circuito de no reinhalación, pero tiene limitaciones importantes debidas a sus características funcionales: la elevada compliancia interna determina que la presión generada en la ventilación mecánica durante la inspiración comprima en el circuito parte del volumen corriente insuflado el cual, por tanto, no llegará a los pulmones del paciente pudiendo producir hipoventilación 5,6. Sin embargo, al descomprimirse en la espiración, este volumen (junto al que sale de los pulmones) es medido por el espirómetro, que habitualmente está colocado al final de la rama espiratoria en el interior del aparato, pasando desapercibida la pérdida de volumen corriente. Este problema se agrava cuando se trata de niños y neonatos, que al tener impedancias pulmonares más elevadas generan mayores incrementos de presión. El elevado volumen interno, además de incrementar la constante de tiempo del sistema, lo que se traduce en un retardo en la velocidad con la que se alcanza una composición estable del gas inspirado (mezcla) cuando se modifica la composición del gas fresco, genera dificultades para ventilar adecuadamente al paciente, y en la redistribución pulmonar del gas. Podríamos decir que la existencia de un volumen interno en el equipo de anestesia no sólo provoca una disminución en el volumen realmente entregado al pulmón, sino que también modifica los tiempos inspiratorios. Esto, en equipos ciclados por tiempo y relación I:E fija ocasionaría una disminución del tiempo de meseta inspiratorio que en casos extremos como circuitos con muy alta compliancia y resistencias elevadas, podría incluso no llegar a producirse Además, la eliminación de gases frescos por la válvula de sobreflujo determina una disminución en la eficacia del sistema que, cuando se utilizan bajos flujos de oxígeno, podría condicionar estados de hipoxia 15. Por ello, cuando sale un sistema de anestesia nuevo al mercado hay que pedirle las siguientes condiciones: 1. Que sea versátil, es decir, no obligue a ventilar con un único circuito ventilatorio a todo tipo de pacientes y en todas las circunstancias. 2. Que intente mejorar las deficiencias estructurales y funcionales que hasta ahora han caracterizado los circuitos. 3. Que incluya la monitorización necesaria para garantizar la seguridad en la ventilación y en la dosificación de gases y agentes anestésicos, así como un sistema de alarmas que detecten y adviertan sobre las anomalías producidas. Con el análisis funcional de un sistema de anestesia se pretende que el anestesiólogo conozca en la práctica: determinar el tipo de respirador, su generador y mecanismo de ciclado, valorar la ventilación, la dosificación de gases y agentes anestésicos y tipo de circuito utilizado; así como predecir el comportamiento clínico del aparato en diversas circunstancias. Las determinaciones necesarias se deben realizar en base a una unificación de criterios, siguiendo la metodología que establece la Norma Española sobre respiradores médicos (UNE ) (B.O.E. 8 de Marzo de 1986) 16 y la Norma Europea EN 740/ El objetivo del presente estudio es el de realizar el análisis funcional de este equipo y comprobar, en función de la normativa vigente, el grado de cumplimiento de las condiciones exigibles a estos aparatos. Material y método La estación de anestesia Supra-GA de TEMEL. Descripción La estación de anestesia Supra-GA de TEMEL (Figura 1) constituye un conjunto donde se integran el sistema de anestesia y la monitorización necesaria para controlar la interacción del paciente con el sistema de anestesia. En la base del equipo están ubicados los caudalímetros de O 2, N 2 O y Aire, así como la válvula de O 2 + y el vaporizador, elementos que configuran la unidad de dosificación de gases y agentes anestésicos. A continuación se halla la parte de control de la ventilación, con las técnicas de adultos-niños ventilación controlada por volumen (VCV) y ventilación controlada por presión (VCP) y de recién nacidos (generador de flujo continuo), y la selección del circuito anestésico (abierto, cerrado, bajos flujos) con un solo mando. En la parte superior se realiza la monitorización del EtCO 2, FiO 2, Vt, agente anestésico y presión mínima, disponiendo de un completo cuadro de alarmas con indicación del parámetro vigilado. Así mismo, se puede seleccionar entre las técnicas de ventilación manual, espontánea y automática y realizar las pruebas de calibración de O 2, CO 2 y agente anestésico, y de fugas. Estructura Funcional Básicamente, el equipo (Figura 2) está formado por un generador de membrana sin compliancia interna

3 R. COMPANY ET AL Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I) Fig. 1. Estación de anestesia Supra-GA de TEMEL. Laboratorio de Análisis Funcional. Fig. 3. Circuito de flujo continuo. Fig. 2. Estructura funcional de la estación de anestesia Supra-GA de TEMEL. donde existe una cámara secundaria en la que se acumulan los gases y agentes anestésicos para ser enviados al paciente periódicamente según la frecuencia y relación I:E elegida y una cámara primaria que impulsa los gases acumulados en la secundaria con un flujo ajustable en el equipo. Este generador de volumentiempo se encuentra integrado en un circuito circular en el que existen dos válvulas unidireccionales, un cánister de cal sodada y una válvula selectora gobernada electrónicamente que hace posible el control electrónico del flujo espirado por el paciente. Esta válvula está controlada por un mando situado en el panel frontal del equipo, que permitirá utilizar cualquier circuito de anestesia (abierto, bajos flujos y cerrado). En circuito abierto la válvula selectora no permitirá que el gas espirado atraviese el cánister de cal sodada y todos los gases irán al exterior. En circuito de bajos flujos la válvula selectora permitirá que una parte del gas espirado atraviese el cánister de cal sodada y vuelva al generador para unirse a los gases frescos y participar de nuevo en la ventilación del paciente mientras que otra parte del gas espirado, cuando conmute esta válvula, saldrá al exterior del equipo. La cantidad de gas reinhalado y eliminado al exterior es cuantificable, de manera que el equipo controla tanto el volumen reinhalado como el eliminado, según el ajuste del mando efectuado por el usuario. Si se sitúa el mando de control en la posición de circuito cerrado, el flujo total espirado por el paciente atravesará el cánister y no se perderá nada de gas al exterior, lo que permitirá realizar anestesias cuantitativas. Para la ventilación de neonatos y lactantes (Figura 3), el circuito es de flujo continuo con una válvula cuyo cierre determina la inspiración y apertura la espiración. Método de evaluación La realización del estudio de evaluación de este equipo se ha efectuado en base a una doble metodología : 1. La calibración y comprobación de la fiabilidad de los instrumentos de gobierno y de medida de la estación de anestesia Supra-GA de TEMEL, y 2. El análisis funcional del sistema al ser conectado a un simulador de pulmón con compliancias y resistencias variables y conocidas

4 Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. Vol. 51, Núm. 6, Calibración y comprobación de los instrumentos de medida y control Esta evaluación ha sido realizada en un laboratorio de análisis funcional de respiradores. La calibración y medida de las distintas variables se ha realizado de la siguiente manera: Presión. Todas las presiones generadas, medidas con el manómetro del aparato, fueron calibradas con una columna de agua Ref. CL-12, Bourdon. Flujo. Los flujos fueron calibrados y comprobados previamente por espirografía, midiendo la pendiente de la recta volumen/tiempo registrada en un espirógrafo de campana Milhaerth Volutest. Volumen. El volumen fue calibrado y comprobado previamente por la espirografía, registrada en un espirógrafo de campana Milhaerth Volutest. Además, el desplazamiento del registro del volumen fue previamente calibrado mediante una jeringa de calibración Ref. Ig 17/1, Jaeger. Tiempo. El tiempo fue calibrado mediante un osciloscopio de calibración: REF. PM3331, Philips. Resistencias. La monitorización de la resistencia al flujo se realizó comprobando los valores obtenidos al conectar el respirador con un modelo de pulmón con resistencias lineales conocidas 24,29. Compliancia. La monitorización de la compliancia se realizó comprobando los valores obtenidos al conectar el respirador con un modelo de pulmón con compliancias isotérmicas conocidas 5,24,28. Compliancia interna del respirador. La compliancia interna del respirador fue el resultado de la relación volumen presión obtenida, midiendo la presión generada en el manómetro del respirador tras comprobar la inexistencia de fugas y programar éste en VCV, administrando un volumen minuto de 600 ml/minuto a una FR de 30 respiraciones/min, de lo que resultó un volumen tidal de 20 ml, mientras se ocluía totalmente la rama inspiratoria del respirador 5. (C int = 20/P generada ). Compliancia interna del respirador + circuito. Para la medida de la compliancia interna del respirador + circuito, se procedió de la misma manera que la del respirador, solo que al respirador se le conectó un circuito convencional (Intersurgical) de 1,5 m de longitud y se ocluyó el orificio de conexión del circuito al tubo endotraqueal 5. (C int = 20/P generada ). Resistencia del respirador + circuito. La resistencia del respirador + circuito fue el resultado de la relación presión / flujo calculada al medir la presión generada en el manómetro del respirador tras administrar flujos crecientes de 0,33 l/s a 1 l/s. Test de fugas. El test de fugas se realizó cerrando todas las válvulas y conectando el respirador al modelo de pulmón en ventilación manual. Se le administra un volumen de gas necesario para elevar la presión en el sistema a 30 cmh 2 O y, tras cerrar los caudalímetros, se observa la caída de presión. Este descenso en el tiempo es proporcional a la fuga del sistema. Esta prueba también se puede hacer de manera similar, elevando la presión del sistema a 30 cmh 2 O y administrando el flujo de gas necesario para que se mantenga la misma presión. Este flujo será el equivalente a la fuga del sistema. Eficacia del sistema. Coeficiente de utilización del gas fresco. Se realiza conectando el respirador a un modelo de pulmón que incluye en su entrada un absorbedor de cal sodada, suministrando por la entrada del FGF a la vez un gas traza que contiene un 5% de CO 2. Se mide la concentración de CO 2 en la rama inspiratoria (Fi), así como la concentración de CO 2 en el gas que sale a través de la válvula de sobreflujo (Fe), recogido en una bolsa. De tal forma que la eficacia del FGF (E) está expresada por la siguiente fórmula 15,31 : E = [(Fi - Fe) / Fi] 100 En el caso del sistema de anestesia Supra, puesto que no posee válvula de sobreflujo, se utilizó directamente el flujo de gas que sale a través del sistema de evacuación de gases para medir la concentración de CO 2 (Fe), recogiéndolo en una bolsa reservorio. Monitorización de los gases. La monitorización de las fracciones inspiradas y espiradas de O 2, CO 2, N 2 O, y anestésico, se comprobaron al exponer los sensores de medida a concentraciones conocidas de estos gases. Monitorización del consumo de gases. Se realizó tras conectar la estación de anestesia a un modelo de pulmón metabólico, registrando la equivalencia de la monitorización ante extracciones conocidas de la mezcla gaseosa. Monitorización de la producción de carbónico. Se realizó tras conectar la estación de anestesia a un modelo de pulmón metabólico, registrando la equivalencia de la monitorización ante aportes conocidos de CO Análisis funcional del sistema. Ensayo sobre las características de funcionamiento Consiste en la obtención de las curvas de presión en las vías aéreas (Paw), presión alveolar (PA), flujo (V ) y volumen (V) cuando el respirador se conecta sucesivamente a cuatro combinaciones de C y R en el modelo de pulmón, que corresponden a cuatro situaciones clínicas en el adulto. Para cada combinación se prueba el respirador a diferentes flujos de trabajo y frecuencias respiratorias, manteniendo constantes el volumen corriente (VT) y la relación I/E. Para la realización de estas pruebas hemos utilizado un modelo de pulmón y un sistema de medidas con registro gráfico, que describimos a continuación. Modelo de pulmón (Figura 4). Se ha utilizado un modelo físico validado según los estándares interna

5 R. COMPANY ET AL Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I) Fig. 5. Registros del AFR. C 50 ± 1: Compliancia de 50 ml/cmh 2 O, C 25 : Compliancia de ml/cmh 2 O, R 5 : Resistencia de 5 ± 1 cmh 2 O/(l/s), R 30 : Resistencia de 30 ± 1 cmh 2 O/(l/s). Fig. 4. Esquema del Análisis Funcional del Respirador. cionales para reproducir las distintas impedancias que pueden encontrarse en el pulmón humano 21,24. Este modelo tiene como características la linealidad de las resistencias y el que las compliancias sean isotérmicas, es decir, que su compliancia y resistencias son constantes para la gama de volúmenes corriente ( ml) y flujos de gas (0,1-2 l/s) utilizados en clínica. El modelo permite reducir la C y aumentar la R, de modo que son posibles cuatro combinaciones que son las utilizadas en las pruebas de funcionamiento: 1. Condiciones estándar que simularían un pulmón normal: C 1 = 50 ml/cmh 2 O; R 1 = 4,6 cmh 2 O/l/s. 2. Reducción de la compliancia que simularía el paciente con fibrosis pulmonar, atelectasia, derrame pleural, etc., sin aumento de la resistencia R: C 2 = 26 ml/cmh 2 O; R 1 = 4,6 cmh 2 O/l/s. 3. Resistencia elevada que simularía al pulmón obstructivo, sin reducción de la compliancia: C 1 = 50 ml/cmh 2 O; R 2 = 29 cmh 2 O/l/s. 4. Patrón mixto de compliancia baja y resistencia elevada que simularía las condiciones pulmonares más adversas en cuanto a resistencias a la insuflación: C 2 = 26 ml/cmh 2 O; R 2 = 29 cmh 2 O/l/s. 5. Simulador para recién nacidos: Compliancias: C 1 = 2 ml/cmh 2 0, C 2 = 1 ml/cmh 2 0, Resistencias: R 1 = 52 cmh 2 O/(l/s), R 2 = 173 cmh 2 O/(l/s). En las anteriores condiciones la Norma permite unas variaciones de ±5% sobre los valores de referencia excepto en el simulador para recién nacidos que permite un ±10% de variación. Condiciones ambientales: Temperatura: C. Humedad relativa: 90-95%. Presión atmosférica: 1004 mbar. Ensayo: A) Ventilación Controlada por Volumen. Se conectó el respirador al simulador pulmonar en ventilación controlada por volumen, circuito abierto, con una frecuencia de 10 respiraciones/min, I:E 1:2, flujos de 30 y 60 l/min, volúmenes minuto de 5 y 8 l/min de O 2, que equivalen a unos volúmenes tidales de 500 y 800 ml respectivamente (Figura 5). B) Ventilación Controlada por Presión: Se conectó el respirador al simulador pulmonar en ventilación controlada por presión, circuito abierto, con una frecuencia de 10 respiraciones/min, I:E 1:2, presión 10 y 20 cmh 2 O. C) Recién Nacidos: Se conectó el respirador al simulador pulmonar en automático, recién nacidos, con una frecuencia de 20 respiraciones/min, I:E 1:2 y volúmenes minuto de 1,2 y 2,4 l/min de O 2. En todos los casos se observó que las curvas de presión, flujo y volumen registradas se corresponden con el equipo y el simulador pulmonar en las cuatro circunstancias de compliancia y resistencia. La evaluación de los mecanismos de seguridad se ha realizado comprobando el comportamiento de las alarmas y de las válvulas de seguridad ante variaciones por encima y por debajo de las magnitudes límite en que se había programado que detectasen las anomalías. Además se ha registrado el número de alarmas redundantes (alteraciones que son detectadas por más de una alarma). Protocolo: Se anotan los resultados obtenidos de los ensayos realizados. Circuito con bajos flujos y cerrado. Se trata de comprobar que la suma del FGF más el FG reinhalado equivale al volumen minuto programado. Instrumentos de medida utilizados. Los Instrumentos de medida empleados han sido: 1 Medidor de flujo ref. IG21/1 con trazabilidad internacional ENAC n 42/LC035, n 42/LC159 y n Medidor de volumen ref. IG21/1 con trazabilidad internacional ENAC n Medidores de presiones ref. IG11/1 e IG11/2 con trazabilidad internacional ENAC n Registradores: Osciloscopio con salida impresora ref.: IA2/1 e IA2/2 con trazabilidad internacional ENAC n 42/LC035 y 42/LC

6 Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. Vol. 51, Núm. 6, 2004 El estudio se realizó en una única estación de anestesia elegida al azar. En el análisis descriptivo, debido a que el estudio se ha realizado sobre un simulador de pulmón (modelo físico), en el cual, para cada condición del trabajo, la variabilidad de cada parámetro es mínima (condicionada únicamente por el rango de medida del monitor), la media y la moda coinciden como magnitudes de medida central. Por este motivo, nos ha parecido suficiente medir diez ciclos consecutivos, ya que los valores se repiten y no tiene sentido incrementar el número de medidas. Como variable de dispersión se ha empleado la desviación estándar. Las variables se expresan como media ± desviación estándar (x ± σ) 32. Con el fin de conocer si la distribución de la muestra es compatible con una distribución normal de la población, para utilizar test paramétricos y en caso contrario utilizar los test no paramétricos de comparación de variables, se ha aplicado el test de normalidad basado en el test de Kolmogorov-Smirnov para una muestra. Las características del modelo de pulmón han determinado que, en todos los casos, la muestra haya tenido una distribución de datos paramétricos, por lo que se ha empleado el test de la t de student para comparar variables cuantitativas apareadas considerando como diferencias significativas una p < 0,05. Para las comparaciones entre varias muestras con variables cuantitativas se ha utilizado el análisis de la varianza aplicando la prueba de Dunnet 33. La correlación entre variables se realizó mediante el coeficiente de correlación de Pearson, obteniendo coeficiente de correlación, pendiente y ordenada en el origen. TABLA I Relación entre el aporte y la monitorización de gases y vapores FGF FGF Caudalímetro Programado Medido (l/min) (l/min) O 2 0,5 0,5 O 2 1 1,05 O 2 2 2,05 O 2 5 5,05 O N 2 O 0,5 0,5 N 2 O 1 0,95 N 2 O 2 1,95 N 2 O 5 4,95 N 2 O 10 9,95 Aire 0,5 0,5 Aire 1 1 Aire 2 1,95 Aire 5 5 Aire 10 9,95 Anestésico % Programado % Medido % Medido Inspiratorio Espiratorio Isoflurano 0,5 0,5 0,5 Isoflurano Isoflurano Isoflurano Isoflurano Sevoflurano 0,5 0,5 0,5 Sevoflurano Sevoflurano Sevoflurano Sevoflurano Desflurano 0,5 0,5 0,5 Desflurano Desflurano Desflurano Desflurano Resultados De los datos obtenidos en la evaluación de la estación de anestesia Supra-GA, cabe destacar los siguientes resultados: La compliancia interna del respirador es de 0,13 ± 0,01 ml/cmh 2 O, en cualquiera de los métodos ventilatorios y tipos de circuitos empleados y, dada la rigidez del sistema interno del equipo, el volumen interno equivale a 130 ml. La compliancia interna del respirador + circuito de 1,5 metros de longitud y diámetro estándar (22 mm) es de 0,83 ± 0,05 ml/cmh 2 O, independientemente del método ventilatorio y tipo de circuito utilizados. La resistencia inspiratoria fue de 1,9 ± 0,1 cmh 2 O/l/s y la resistencia espiratoria de 3,1 ± 0,3 cmh 2 O/l/s. La eficacia del circuito es del 100%, tanto en circuito abierto como en bajos flujos y circuito cerrado. La relación entre las variables generadas y las medidas en lo relativo a caudalímetros y vaporizadores (Tabla I), frecuencia respiratoria, FiO 2, relación I/E, flujo de generador, manómetros y monitorización de las fugas, compliancia, resistencia, consumo de O 2, producción de CO 2 y consumo de gases (Tabla II), muestra variaciones inferiores, en todos los casos al 10% (en algunos de estos parámetros la Norma Europea permite variaciones del 20%) 17. La correlación entre los valores simulados (X) y los medidos (Y) (y = x), ha sido de r = 0,99; n = 240. En cuanto a la medida de las resistencias, los valores medidos son discretamente superiores a la magnitud de la resistencia real del simulador. Ello es debido a que a la resistencia del simulador hay que añadir la resistencia del respirador. Del análisis funcional del respirador ante el simulador de pulmón hay que destacar los siguientes aspectos: 1. Con el respirador en ventilación automática, controlada por volumen, circuito abierto, FR de 10 respiraciones/min, I:E 1:2 (Tabla III), el generador ha producido la presión necesaria para garantizar el volumen

7 R. COMPANY ET AL Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I) TABLA II Relación entre parámetros programados y medidos FR Programada respiraciones/min ± FR Medida respiraciones/min ± DNS I / E Programada 1/1 1/2 1/3 1/4 1/5 I / E Medida 1/1 1/2 1/3 1/4 1/5 DNS Flujo I Programado l/min ± 0, Flujo I Medido l/min ± 0, DNS Presión manómetro Supra (cmh 2 O) ± Presión columna de agua (cmh 2 O) ± DNS Fugas generadas (ml/min) ± Fugas medidas (ml/min) ± DNS Compliancia simulador (ml/cmh 2 O) ± Compliancia medida (ml/cmh 2 O) ± DNS Resistencia simulador (ml/cmh 2 O) ± 1 4, Resistencia medida (ml/cmh 2 O) ± DNS Consumo simulado de O 2 (ml/min) ± Consumo medido de O 2 (ml/min) ± DNS Producción simulada de CO 2 (ml/min) ± Producción medida de CO 2 (ml/min) ± DNS Consumo simulado de Sevoflurano (ml/min) ± Consumo medido de Sevoflurano (ml/min) ± DNS FiO 2 Programado ± FiO 2 Medido ± DNS DNS: Diferencias no significativas programado en todas las condiciones de la experiencia. En todos los casos se ha mantenido la meseta, la cual ha oscilado ente el 45% del tiempo inspiratorio y el 15% del mismo, en la situación de 30 l/min de flujo del generador y máximas impedancias. La onda de flujo también ha permanecido constante en todas las condiciones, lo que permite monitorizar las resistencias inspiratorias del paciente: R I = (P máxima P meseta ) Flujo I. 2. Con el respirador en ventilación automática, controlada por presión, circuito abierto, FR de 10 respiraciones/min, I:E 1:2 (Tabla IV), como era de esperar, las presiones son constantes y el parámetro que varía es el volumen en función de la presión programada y de las impedancias pulmonares que tiene que vencer esta presión. Con presión de 10 cmh 2 O, el volumen corriente cercano a los 500 ml únicamente se garantiza en las situaciones pulmonares mas favorables, pero desciende muy significativamente al incrementarse las impedancias. Con presión de 30 cmh 2 O se garantizó el volumen corriente en todos los casos de la experiencia en los pulmones de mínima compliancia y máxima resistencia. En todos los casos en que el volumen corriente bajó de los niveles críticos prefijados, se activó la alarma. Hay que destacar que en todas las circunstancias se mantuvo la meseta inspiratoria, lo que permite monitorizar la compliancia. Sin embargo, al generarse una onda de flujo inspiratorio decreciente, resulta imposible monitorizar la resistencia. 3. Con el respirador en ventilación automática, recién nacido (flujo continuo), circuito abierto, FR de 20 respiraciones/min, I:E 1:2 (Tabla V), en todas la circunstancias se garantizó el volumen corriente programado a pesar de las elevadísimas impedancias que tuvo que superar el respirador. Lo que, a nuestro juicio, resulta más importante es que las presiones máximas generadas no superaron los 40 cmh 2 O. 4. Con el respirador en ventilación automática, controlada por volumen, circuito circular y cerrado, FR de 10 respiraciones/min, I:E 1:2, la correlación entre el volumen total y la suma de los volúmenes de gases programados en los caudalímetros más el volumen reinhalado (cuando se utilizan bajos flujos) es de 0,99, con ordenada en origen de 0,05 y pendiente de 0,98 con DNS en la t-student para datos emparejados (n = 240). Mecanismos de seguridad. El número de alarmas redundantes está constituido: La FiO 2 con la caída de la FiO 2 por debajo de los límites establecidos y con la

8 Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. Vol. 51, Núm. 6, 2004 TABLA III Respirador en Automático, Ventilación Controlada por Volumen, Circuito abierto, Frecuencia respiratoria de 10 respiraciones/min, I:E 1:2 Registro Flujo Volumen Compliancia Resistencia Presión Presión Volumen Volumen Generador Minuto O 2 Simulador Simulador Máxima Alveolar Tidal Minuto l/min l /min ml/cmh 2 O cmh 2 O/(l/s) cmh 2 O cmh 2 O ml l 1.A.1.A ,6 15 ± 1 10 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.2.A. 26 4,6 22 ± 1*** 19 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.3.A ± 1*** 10 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.4.A ± 1*** 19 ± ± 10 5 ± 0,1 1.B.1.A ,6 19 ± 1 16 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.2.A. 26 4,6 34 ± 1*** 31 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.3.A ± 1*** 16 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.4.A ± 1*** 31 ± ± 10 8 ± 0,1 1.A.1.B ,6 17 ± 1 10 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.2.B. 26 4,6 26 ± 1*** 19 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.3.B ± 1*** 10 ± ± 10 5 ± 0,1 1.A.4.B ± 1*** 19 ± ± 10 5 ± 0,1 1.B.1.B ,6 23 ± 1 16 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.2.B. 26 4,6 38 ± 1*** 31 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.3.B ± 1*** 16 ± ± 10 8 ± 0,1 1.B.4.B ± 1*** 31 ± ± 10 8 ± 0,1 ***P < 0,001 Referencia al valor de control correspondiente a las condiciones de C 50, R 4,6. TABLA IV Respirador en Automático, Ventilación Controlada por Presión, Circuito abierto, Frecuencia respiratoria de 10 respiraciones/min, I:E 1:2 Registro Presión Volumen Compliancia Resistencia Presión Presión Volumen Volumen Generador Minuto O 2 Simulador Simulador Máxima Alveolar Tidal Minuto l/min l /min ml/cmh 2 O cmh 2 O/(l/s) cmh 2 O cmh 2 O ml l 2.A.1.A ,6 13 ± 1 12 ± ± 10 6,1 ± 0,1 2.A.2.A. 26 4,6 14 ± 1 11 ± ± 10*** 3,0 ± 0,1*** 2.A.3.A ± 1 4 ± ± 10*** 2,0 ± 0,1*** 2.A.4.A ± 1 4 ± ± 10*** 1,1 ± 0,1*** 2.B.1.A ,6 14 ± 1 11 ± ± 10 5,7 ± 0,1 2.B.2.A. 26 4,6 15 ± 1 11 ± ± 10*** 3,2 ± 0,1*** 2.B.3.A ± 1 2 ± ± 10*** 1,0 ± 0,1*** 2.B.4.A ± 1 3 ± 1 80 ± 10*** 0,8 ± 0,1*** 2.A.1.B ,6 20 ± 1 10 ± ± ± 0,1 2.A.2.B. 26 4,6 22 ± 1 19 ± ± 10 5,1 ± 0,1 2.A.3.B ± 1 11 ± ± 10 5,1 ± 0,1 2.A.4.B ± 1 21 ± ± 10 5,3 ± 0,1 2.B.1.B ,6 19 ± 1 16 ± ± 10 8,2 ± 0,1 2.B.2.B. 26 4,6 25 ± 1 22 ± ± 10*** 5,8 ± 0,1*** 2.B.3.B ± 1 9 ± ± 10*** 4,8 ± 0,1*** 2.B.4.B ± 1 21 ± ± 10*** 5,6 ± 0,1*** ***P < 0,001 Referencia al valor de control correspondiente a las condiciones de C 50, R 4,6. FiO 2 menor del 25%. La desconexión con la alarma de presión mínima, caída del V T, y caída del ETCO 2. La hipoventilación: aumento del ETCO 2 y caída del V T. Hiperventilación: disminución del ETCO 2 e incrementos del V T. Incremento de la Paw: el límite de presión y otro límite a 20 cmh 2 O superior al primero y válvula de sobrepresión. Desconexiones: Alarmas de presión mínima y caída del ETCO 2. Con el fin de eliminar el riesgo de administración al paciente de una sobredosis de agente anestésico se ha incorporado un mecanismo de protección que consiste en el corte de la vaporización del agente anestésico, impidiendo que se supere la cifra máxima fijada por el usuario. Discusión En el presente trabajo, se ha evaluado el funcionamiento de la estación de anestesia Supra-GA de TEMEL en un modelo físico de pulmón simulando su

9 R. COMPANY ET AL Análisis funcional de un nuevo sistema de anestesia: Temel Supra (I) TABLA V Respirador en Automático, Recién Nacido, Circuito abierto, Frecuencia respiratoria de 20 respiraciones/min, I:E 1:2 Registro Volumen Volumen Compliancia Resistencia Presión Volumen Volumen Minuto O 2 Tidal Simulador Simulador Máxima Tidal Minuto l /min ml ml/cmh 2 O cmh 2 O/(l/s) cmh 2 O ml l 3.C.1.A. 1, ± 1 20 ± 5 0,4 ± 0,1 3.C.2.A ± 1 20 ± 5 0,4 ± 0,1 3.C.3.A ± 1 20 ± 5 0,4 ± 0,1 3.C.4.A ± 1 20 ± 5 0,4 ± 0,1 3.C.1.B. 2, ± 1 40 ± 5 0,8 ± 0,1 3.C.2.B ± 1 41 ± 5 0,8 ± 0,1 3.C.3.B ± 1 40 ± 5 0,8 ± 0,1 3.C.4.B ± 1 40 ± 5 0,8 ± 0,1 aplicación a adultos, neonatos y lactantes. De los resultados obtenidos, y haciendo referencia a los objetivos de la evaluación de esta estación de anestesia: comprobar el grado de cumplimiento de las condiciones de idoneidad citadas, así como valorar las ventajas que aporta a la ventilación del paciente anestesiado, cabe destacar una serie de aspectos. Lo más importante a tener en cuenta es la forma en que se programa el patrón ventilatorio. En la estación de anestesia Supra, al igual que ocurría en el Temel VT-3 y posteriormente en el Ergotronic-3S, no se programa un volumen corriente constante y una frecuencia respiratoria fijas de lo que resultaría el volumen minuto; sino que, por el contrario, se programan fijos el volumen minuto y la frecuencia respiratoria, y de su relación V M /FR resultaría el volumen corriente. Esto hay que tenerlo en consideración cuando se utiliza circuito circular con bajos flujos. Al emplear esta técnica ventilatoria, tanto el flujo de gas que va a ser reinhalado, como el que va a ser derivado por la rama espiratoria hacia el sistema anticontaminación son programables y cuantificables. Además, el hecho de que se elimine la última parte de la espiración, (salvo en el circuito cerrado que se reinhala todo el gas espirado), hace que salga al exterior el gas espirado que contiene una mayor concentración de carbónico. Considerando estas precauciones, la programación del patrón ventilatorio es sencilla, y el V T = V M /FR. El hecho de emplear como base el V M (l/min) en vez del V T (ml), se debe al criterio de homogeneizar la nomenclatura en la ventilación, ya que tanto la ventilación alveolar, como el consumo de oxígeno, como la producción de carbónico, se expresan en volúmenes por minuto. Además, las características funcionales del aparato, contrastadas con los resultados obtenidos, ofrecen una serie de ventajas en relación con los circuitos circulares clásicos, que es importante constatar. La introducción de los gases frescos en el propio generador determina que no exista pérdida de los mismos durante el ciclo espiratorio y, por tanto, que la eficacia del circuito sea del 100% con cualquier magnitud de FGF utilizado. El bajo volumen interno del respirador más circuito nos parece fundamental. Por un lado condicionan una menor dilución del flujo de gas fresco y, por consiguiente, repercute en una menor constante de tiempo, es decir, en una mayor rapidez en alcanzarse la estabilidad de las concentraciones gaseosas alveolares en respuesta a una variación en la programación de los gases y vapores anestésicos. Pero sobre todo, un elevado volumen interno va a afectar a la compliancia interna del equipo, que a su vez afectará al patrón ventilatorio programado ya que, de alguna manera, el generador tiene que ventilar al circuito antes que al paciente 9,34. La utilización de un generador de alta presión y baja compliance permite mantener un flujo constante durante la inspiración en la ventilación controlada por volumen, del cual se puede programar su magnitud. Este flujo debe utilizarse en niveles mínimos (20-30 l/min) siempre y cuando permita mantener un mínimo plató inspiratorio, ya que el utilizar flujos inspiratorios injustificadamente altos, lo único que consigue es elevar la resistencia inspiratoria, aumentar la presión máxima y atrapar un mayor volumen de gas en el circuito. No obstante, el equipo permite generar flujos de hasta 60 l/min, ya que si no se dispone de la posibilidad de poder elevar el flujo inspiratorio, éste puede ser insuficiente para ventilar, en el tiempo programado, pacientes con elevadas impedancias respiratorias, lo que conduciría a un patrón ventilatorio real distinto al programado. Además, el flujo de morfología rectangular permite monitorizar, de una manera sencilla, las resistencias inspiratorias del paciente. Durante la ventilación controlada por presión, aunque el flujo, lógi

10 Rev. Esp. Anestesiol. Reanim. Vol. 51, Núm. 6, 2004 camente sea descendente, permite mantener un nivel de plató que garantiza, además de una mejor distribución del gas inspirado, el poder monitorizar la compliancia del paciente. El sistema de alarmas es completo, confiere seguridad al sistema y supera las exigencias de la Norma Europea EN 740. De los objetivos propuestos en la evaluación de la estación de anestesia Supra-GA de TEMEL, permite sacar como conclusiones que los aspectos más destacables de su análisis funcional son: 1. La posibilidad de emplear circuito abierto, bajos flujos, circuito cerrado y flujo continuo, sin necesidad de tener que cambiar de aparato, permite utilizar las ventajas de cada circuito sin sufrir los inconvenientes de los mismos. 2. La eficacia del circuito que es del 100% con cualquier magnitud de FGF utilizada. 3. La compliancia interna despreciable repercute en la mínima compresión interna del volumen de gas y por tanto determina que el volumen programado equivalga al entregado. 4. El bajo volumen interno determina una constante de tiempo más baja y hace que el patrón ventilatorio programado no se vea alterado por un volumen adicional que influiría tanto en el flujo como en el tiempo inspiratorio y por tanto en la redistribución del gas pulmonar. BIBLIOGRAFÍA 1. Soro M, Belda FJ, Cortés-Uribe A, Lloréns J. Estructura de los equipos de anestesia. En: Belda FJ y Lloréns J, editores. Ventilación Mecánica en Anestesia. Madrid: Arán; p Soro M, Belda FJ, Lloréns J, Martí F. Funcionamiento de los equipos de anestesia. Circuitos anestésicos. En: Belda FJ y Lloréns J, editores. Ventilación Mecánica en Anestesia. Madrid: Arán; p Lowe JJ, Ernst EA. The quantitative practice of anesthesia. Use of closed circuit. Baltimore: Williams and Wilkins eds; Baum JA, Aitkenhead AR. Low-flow anaesthesia. 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