Particularidades de la Ventilación Mecánica con Circuito Circular

Transcripción

1 Julio Lloréns,Abril 12 10º Curso de Ventilación Mecánica en Anestesia, Cuidados Críticos y Trasplantes Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid 12 Particularidades de la Ventilación Mecánica con Circuito Circular Julio Lloréns Servicio de Anestesiología HCU- Valencia Repaso a algunos conceptos básicos de la estructura y función de los circuitos circulares y de la utilización de FGF bajos.

2 Circuitos Anestésicos en Ventilación Mecánica Gas Fresco Sobreflujo Gas Fresco Sobreflujo Gas Fresco No Reinhalación Reinhalación Parcial Reinhalación Total Julio Lloréns,Abril 12 -La razón de ser de los CCs y lo que les distingue de los circuitos abiertos o no circulares es que se diseñan con el objetivo de permitir la reinhalación.

3 Componentes principales del Circuito Circular: Circuitos Circulares 1 y 2. Válvulas unidireccionales inspiratoria y espiratoria. 3. Válvula APL (ajustable limitadora de presión.) 4. Sistema absorbedor del anhídrido carbónico. 5. Bolsa reservorio 6. Ventilador 7. Entrada de FGF 8. Tubos corrugados (y pieza en Y ) Julio Lloréns, Abril 12 El gas espirado es reconducido, en parte, hacia la sección inspiratoria del circuito, donde se mezcla con el GF, en la concertina o en la bolsa reservorio, para ser utilizado nuevamente en el siguiente ciclo inspiratorio. Esto conlleva un aumento de la complejidad del circuito: - continente para la mezcla del GF y el gas espirado (concertina o bolsa), - absorbedor de CO2, - entrada de FGF independiente del ventilador. - válvula scavenger El aumento en la complejidad es aún mayor dado que: (1) la posición de la entrada del FGF, de la bolsa reservorio y de la válvula APL son condicionantes de algunos aspectos funcionales como la eficacia del circuito (la proporción de GF que es utilizada frente a la que se elimina) (2) el tipo de ventilador incluido en la máquina de anestesia determina la estructura (y función) del circuito. Desde este punto de vista ha habido dos tipos de concepciones!

4 Julio Lloréns,Abril 12 Doble Circuito Ventilador: Fuelle en Caja con Inyector P: 1-4 cmh2o DOBLE CIRCUITO: Durante la insuflación, la presión en este recipiente aumenta rápidamente debido a la inyección, en su interior, de un gas altamente presurizado, llamado gas motor (driving gas). La cámara colectora es, así, comprimida, lo que genera la presión positiva necesaria para insuflar la mezcla gaseosa, recogida en su interior, hacia las vías aéreas del paciente. La inyección del gas motor es controlado por un dispositivo electrónico que obedece a la pauta ventilatoria (frecuencia respiratoria, volumen corriente, relación I/E, etc.) seleccionada por el anestesiólogo. El gas motor puede ser, según los casos, oxígeno, aire medicinal o aire ambiente aspirado mediante un sistema de Venturi (que, a su vez, es accionado por oxígeno o por aire medicinal). Durante la espiración, el gas motor es expulsado a la atmósfera a través de una válvula (exhaust valve) que permanece cerrada durante la fase inspiratoria. El volumen de gas motor consumido en cada ciclo es algo superior al volumen corriente: para que un volumen dado de la mezcla gaseosa sea insuflado desde el circuito secundario hasta el paciente, es preciso que un volumen equivalente de gas motor penetre en el circuito primario, y a esta cantidad de gas motor hay que sumar una pequeña proporción del mismo debido a la compresión que sufre dicho gas en el propio circuito primario. Fig. 2. Válvula de escape de gases excedentes. El esquema representa el diseño utilizado por el ventilador de la estación de trabajo ADU AS/3 (Datex-Ohmeda). En la fase inspiratoria, el propio gas motor impide la apertura de la válvula de gases excedentes. Durante la espiración, el gas motor abandona el circuito primario, permitiendo que la presurización del circuito del paciente abra esta válvula (véase texto). (Adaptada de Manual de referencia del usuario del AS/3 [reproducida con permiso].) Eliminación de los gases excedentes (diferencia entre el flujo de gas fresco y el volumen de gas captado por el paciente): En los modos de ventilación espontánea y manual estos gases son eliminados al exterior a través de la válvula de escape del circuito o válvula APL (adjustable pressure limiting valve). En los modos de ventilación controlada esta eliminación se produce a través de una válvula integrada en el ventilador (spill valve; véase apéndice 1). Esta válvula de escape del gas excedente se mantiene cerrada durante la insuflación y se abre durante la fase espiratoria, cuando la entrada del gas fresco, sumado al gas espirado, eleva la presión del circuito del paciente hasta un cierto umbral, que oscila entre 1 y 4 cmh2o, según los modelos (fig. 2). En consecuencia, el circuito del paciente mantiene, durante la fase espiratoria, un nivel de presión positiva equivalente a la presión necesaria para abrir dicha válvula. No obstante, en algunas máquinas de anestesia la eliminación de los gases excedentes durante la ventilación controlada se produce, como en ventilación manual/espontánea, a través de la válvula APL, ya que éstas carecen de. de escape controlada por el propio ventilador. Algunos sinónimos en inglés para la válvula de escape de gases excedentes son: spill valve, vent valve, dump valve, overflow valve, expired gas outlet, expiratory valve of port, safety dump valve, popoff valve, relief valve, flapper valve, pressure relief valve, overspill valve, gas evacuation outlet valve, exhaust gas valve, gas evacuation or evacuator valve, expiratory pressure relief valve Los gases excedentes se eliminan a través de una válvula de sobrepresión, lo que implica la PEEP obligada del circuito (1 a 3 cmh2o) que es igual al umbral de apertura de dicha válvula.

5 Doble Circuito Ventilador: Fuelle en Caja con Inyector Concertina Ascendente. Excel 210, Ohmeda (GE) ADU, GE Inyectores electromagnéticos con control digital de flujo proporcional y concertina ascendente (interface) Frecuencia de control de 250/s en el circuito de retroalimentacion de sensores de flujo que aseguran VT exacto y preciso a pesar del FGF y ante cambios de la compliance del paciente o fugas internas. Plataforma ABS (Aespire, Avance, Aisys): The GE Healthcare Avance Anesthesia Carestation does not use a piston, nor do any of the other anesthesia systems from GE Healthcare. We use a microprocessor-driven flow control valve system like all major intensive care unit ventilators (including our own Engstrom critical care ventilator) Diseño de tecnología común, a medida de diferentes necesidades The SmartVent system uses a variable orifice flow sensor on both the inspiratory and the expiratory side of the breathing system. These flow sensors incorporate pressure sensors on either side of a bidirectional Mylar flap. As gas flows through the sensors and encounters the flap, a pressure difference is created between the two sides of the flap. If there is a lot of gas flowing, the pressure difference between the two sides of the flap is more pronounced. If the gas flow is less, the pressure differential is less pronounced. The Mylar flap flexes more or less (hence the variable orifice attribute) depending on the flow, which makes the sensor accurate across the complete flow range. This also allows the SmartVent to cover the complete patient range from tiny neonates to obese adults. The SmartVent uses these pressure differen- tial measurements on the inspiratory side to determine the total flow rate (fresh gas and flow from the bellows). This allows for tidal volume compensation, so that the correct tidal volume is delivered, regardless of fresh gas flow, oxygen flush, or compliance losses in the breathing system.

6 Doble Circuito Ventilador: Fuelle en Caja con Inyector Concertina Ascendente. Avance, GE Aisys, GE

7 Doble Circuito Ventilador: Fuelle en Caja con Inyector Concertina Ascendente. Félix, Taema

8 Doble Circuito Julian, Drager Ventilador: Fuelle en Caja con Inyector Concertina Descendente. Julio Lloréns,Feb 11 CONCERTINA DESCENDENTE: - EFECTO DE ASPIRACION DURANTE LA ESPIRACION: NO FALTA DE GAS FRESCO EN CASO DE FUGAS...- La espiración es activa por lo que existe una válvula que se abre y permite tomar aire ambiente en los casos en que el FGF es insuficiente para permitir el llenado.

9 Doble Circuito Ventilador: Cámara/s de Compresión PHYSIOFLEX (Dräger) P A CI E N TE Julio Lloréns,Abril 11 Un tercer modo: cámara de compresión: doble circuito. Physioflex 4 cámaras de 600 ml (1, 2 o 4)

10 Julio Lloréns,Abril 11 Doble Circuito Ventilador: Cámara/s de Compresión Ergotronic, Temel Supra, Temel Para reducir el volumen, unos aparatos realizan la mezcla del gas reinhalado con el gas fresco en el propio generador del VT, eliminando la bolsa. Cuando además, el generador se vacía completamente en la inspiración, la reducción del volumen interno es muy importante (Supra, Temel SA). Este tiene un generador (cámara de compresión) que se vacía completamente en la insuflación del VT, y donde se produce la mezcla del gas espirado con el gas fresco. Con este sistema, en estado estable y ajustando un FGF de 1 L/min (recomendado) la CT es de unos 2 min. Sin embargo, en su funcionamiento se observan reducciones transitorias del VT entregado durante 5 respiraciones (aprox. 30 segs) cuando bajamos bruscamente el FGF. Las reducciones son mayores y mas prolongadas cuando la reducción del FGF es mayor. El FGF entra a la cámara durante todo el ciclo respiratorio. Así, el FGF que entra durante la inspiración, aumenta el VT entregado. Obviamente este efecto es menor cuanto menor es el FGF ajustado.- (Este efecto solo puede producirse si coincide en el tiempo una bajada muy rápida del FGF a 1 l/m y si se hace en el momento justo de inicio de plató, es decir cuando la cámara está totalmente vacía. Normalmente en la práctica clínica diaria esta coincidencia raramente se produce. La bajada de FGF habitualmente, al trabajar con dos gases, es suficientemente lenta para no observar variaciones en el volumen. ) La compliancia del circuito es constante y muy pequeña, por lo que no incorpora ningún mecanismo de compensación. En este aparato, la precisión del VT entregado (respecto al programado) está menos condicionada a la compresibilidad que al FGF, como ya hemos explicado. (El FGF no aumenta el Vt ya que la máquina selecciona la cantidad de volumen reinhalado a partir del FGF escogido. Cuando el FGF se iguala al Vm. la máquina deja de recircular gas y si el FGF es mayor que el Vm, la máquina desecha el sobrante de FGF y emite un mensaje al usuario para que reduzca el FGF al menos al valor de Vm seleccionado.) En general, las válvulas de PEEP neumáticas son mas lentas y producen efecto de freno espiratorio (Supra, Temel). Este, se ve reducido con la incorporación de válvulas de muelle ajustable (Primus, Aestiva, Avance). Sin embargo, solo en los aparatos con válvulas mecánicas de ajuste electrónico (Fabius, Zeus, Drager) la espiración es libre e independiente del nivel de PEEP ajustado. Es muy exacto y no se modifica con la frecuencia respiratoria ni el flujo de gas fresco. - En el Supra Temel, la PEEP se genera neumáticamente en la misma válvula espiratoria, pero elude los problemas de freno espiratorio con una abertura total al inicio de la espiración y con un retraso electrónico para conseguir la aplicación de la PEEP deseada. Este sistema de PEEP no cierra totalmente la espiración en su fase final, permitiendo una salida de flujo que puede interpretarse como freno espiratorio, pero la primera parte de la espiración está libre de resistencias.

11 Julio Lloréns,Abril 11 Circuito Único Ventilador: Fuelle con Motor Eléctrico Ohmeda OAV 7750 CIRCUITO UNICO Sin circuito secundario.! - La espiración es activa por lo que existe una válvula que se abre y permite tomar aire ambiente en los casos en que el FGF es insuficiente para permitir el llenado.! - Al acabar la espiración la concertina está totalmente colapsada por lo que no sirve de cámara de mezcla: se utiliza la bolsa reservorio. Ya no hay en el mercado (antes también estaba el SA.2 de Drager en su versión de motor eléctrico) Su equivalente funcional es el pistón.

12 Julio Lloréns,Abril 12 Circuito Único Ventilador: Pistón en Cilindro Cicero, Drager VT = Area (A) x Desplazamiento (d) Utilizado sobretodo por drager: cicero, cato, fabius, primus (no Julian: concertina descendente) CIRCUITO UNICO Sin circuito secundario.! - La espiración es activa por lo que existe una válvula que se abre y permite tomar aire ambiente en los casos en que el FGF es insuficiente para permitir el llenado.! - Al acabar la cámara del pistón está totalmente cerrada por lo que: (1) Se reduce el vol. interno del circuito y (2) no sirve de cámara de mezcla: se utiliza la bolsa reservorio.

13 Julio Lloréns, Abril 12 Circuito Único Fabius, Cato, Drager Ventilador: Pistón en Cilindro Primus, Drager Julio Sin circuito secundario.! - La espiración es activa por lo que existe una válvula que se abre y permite tomar aire ambiente en los casos en que el FGF es insuficiente para permitir el llenado.! - Al acabar la cámara del pistón está totalmente cerrada por lo que: (1) Se reduce el vol. interno del circuito y (2) no sirve de cámara de mezcla: se utiliza la bolsa reservorio.

14 Julio Lloréns,Abril 12 Circuito Único Ventilador: Turbina 2 3 Zeus, Dräger Circuit flow Was introduced into clinical practice by Dräger (Lübeck, Germany) in In these machines, exhaled gas and fresh gas are mixed inside the circuit, where a turbine pushes the gas mixture into the lung. The volume occupied by the turbine is small, constant, and does not retain any gas. * Exhaled gas flows through the expiratory valve into a manual-breathing bag, which acts as a gas reservoir. Within the circuit, a microprocessor-controlled compressor advances the gas through the absorber into the patientʼs lungs. The turbine generates a high flow which mixes the breathing gases and provides the inspiratory pressure needed for lung inflation. " * Saturated anaesthetic vapour is directly injected from the vaporizing chamber into the circuit via a heated pipe and the preset end-tidal concentrations are attained within a short time. " * The ability to preselect an end-tidal volatile anaesthetic concentration is a novel feature that allows one to achieve and maintain a defined depth of anaesthesia without any further operator intervention. " * The gas volume in the system is kept constant by adding fresh-gas to the circuit to maintain an end-expiratory pressure in the breathing bag of 1 mbar. The DIVA module injects the necessary volume of halogenated agent (saturated vapor) into the FGF over a short time to achieve the target end-tidal concentration (set by the anesthetist) by comparing the Et concentration setting to the continuous measurement of the actual Et concentration. For example, it is possible to increase or decrease FGF without affecting the Et concentration of the halogenated agent and vice versa, and it is possible to increase or decrease the Et concentration of the halogenated agent independently of the FGF. With this system, any modi#cation takes place in less than 2 min (TC of less than 1 min). Working in its automatic working mode (auto-control) that auto- matically adjusts the minimum FGF, the TC is maintained at approximately 1 min.8

15 Julio Lloréns,Abril 12 Circuito Único Flow-i, Maquet Ventilador: Inyector [con Cámara de Reinhalación ( Volume Reflector )] FLOW-i is based on the SERVO ICU ventilation platform. FLOW-i brings together high ventilation capabilities with modern anesthesia delivery features, thus enhancing the perioperative care of high risk and common patient categories alike. This gives clinicians advanced ventilation performance when it is needed most, i.e. for high risk patients, while allowing all patients to benefit from optimized perioperative ventilatory support and continuity of care between the ICU and the OR. One of these features is the MAQUET VOLUME REFLECTOR technology. Vaporizador: inyección electrónica. How does the VOLUME REFLECTOR work? The VOLUME REFLECTOR is a re-breathing device. It has a volume of 1.2 liters with no moving parts and is open at both ends. The exhaled gas mixture from the patient is introduced at one end of the VOLUME REFLECTOR. During automatic ventilation, the stored gas mixture in the VOLUME REFLECTOR is returned to the patient by applying a flow of oxygen from the reflector gas module to the VOLUME REFLECTOR s other end. Owing to the design, there is minimal mixing between the exhaled gas and the oxygen in the VOLUME REFLECTOR. The amount of exhaled gas returning to the patient via the CO2 absorber is determined by the ratio between the minute volume and the set fresh gas flow. In case of a leakage from the breathing circuit, during automatic ventilation, the oxygen powered VOLUME REFLECTOR automatically compensates the circle system with oxygen. The VOLUME REFLECTOR cannot be emptied, thus guaranteeing continuous uninterrupted ventilation. However, FLOW-i is a traditional semi-closed system, and thus it is necessary to set a raised oxygen concentration in the fresh gas line to get a desired oxygen concentration at the Y-piece during low flow anesthesia.

16 Problemas Causa(s) 1.- Control del VT 2.- Disincronías (VSP) 3.- Fugas Ventilador (V i) Circuito (Volumen) FGF (inspiratorio) Sistema Tri$er Limitación del FGF

17 Potencia del Generador: Flujo inspiratorio: aceleración y flujo pico. Julio Lloréns,Abril 12 En un estudio publicado en 1989 en el que se compararon varios ventiladores utilizando un modelo de pulmón20, el autor concluía que, si era previsible un requerimiento ventilatorio elevado (VE superior a 15l/min), y/o presiones en vías aéreas muy altas (presiones pico superiores a 50 cmh2o), debía sustituirse la máquina de anestesia convencional por un ventilador de cuidados críticos. Esta afirmación se basaba en la incapacidad que tenían los ventiladores de anestesia sometidos al estudio para mantener flujos inspiratorios elevados frente a estos niveles de presión. Ahora bien, observaba, al analizar los ventiladores de forma aislada del circuito anestésico, que los generadores de flujo mantenían el flujo constante ante las elevaciones de la impedancia, siendo la compresibilidad del circuito la que causaba la caída del flujo. " El flujo inspiratorio administrado por un ventilador puede verse reducido cuando se enfrenta a condiciones mecánicas difíciles (léase impedancia respiratoria elevada), por efecto de dos tipos de factores: " " " a) la compresibilidad del circuito (véase más adelante), y " " " b) por disponer de un generador de presión poco potente. En este último caso, la presión generada por el ventilador es insuficiente para mantener un flujo inspiratorio constante frente a una impedancia respiratoria elevada, lo que se traduce en " " " una limitación tanto del VE máximo posible20 como de las posibilidades de adecuación de la pauta ventilatoria a los requerimientos del paciente. El estudio mencionado anteriormente ponía de manifiesto que eran los modelos de ventilador más " " " antiguos (Ohio Anesthesia y Dräger AV-E ) los que evidenciaban un peor comportamiento, pero que incluso modelos controlados electrónicamente (Ohmeda 7000, Airshields Ventimeter ) presentaban un rendimiento similar, y sólo el más reciente de ellos (Ohmeda 7810 ) mejoraba sustancialmente frente a los anteriores, aunque su comportamiento era inferior al del Servo 900D, utilizado en este estudio como ventilador de referencia.

18 Potencia del Generador: Flujo inspiratorio: aceleración y flujo pico.

19 Problemas Causa(s) 1.- Control del VT 2.- Disincronías (VSP) 3.- Fugas Ventilador (V i) Circuito (Volumen) FGF (inspiratorio) Sistema Tri$er Limitación del FGF

20 Flujo inspiratorio (aceleración) y Trigger. Background:" The current bench test study was designed to compare triggering and pres- surization of five new anesthesia ventilators with four intensive care unit ventilators. The five anesthesia ventilators evaluated were the Felix (Taema, Antony France), Kion (Siemens AG, Munich, Germany),FabiusGS(Dr ägerwerkag,lu beck,ger- many), Primus (Dr ägerwerk AG), and Avance worksta- tion (GE-Datex-Ohmeda, Munchen, Germany) equipped with the model 7900 ventilator. This last ventilator can also be found in the GE-Datex-Ohmeda Aestiva, Aisys, and Aespire anesthesia workstations. The four ICU ven- tilators tested were the Servo 900C (Siemens), Servo 300 (Siemens), Horus (Taema), and Evita 4 (Dr ägerwerk AG). The main characteristics of anesthesia and ICU ventilators tested are presented in table 1. In table 1 of the article, the Avance (GE-Datex-Ohmeda, Munchen, Germany which would also apply to our Aestiva, Aisys, and Aespire 7900) is listed correctly as a flow-triggered system, but the specifications for flow triggering are incorrect. Flow triggering on the above GE systems is selectable from 0.2 to 10 lpm, to better address the needs of a pediatric population. Also, the inspiratory-to-expiratory cycle is listed as fixed, 25% of peak flow. Instead, pressuresupport ventilation on all of the above systems is adjustable, from 5% to 50% of the peak inspiratory flow, again, to better meet the needs of a pediatric population.!! A more serious error, however, is the following statement: The best characteristics of the pressurization phase for the anesthesia ventilators were obtained with the Fabius, Primus, and Avance under all tested conditions and were comparable with those obtained with the ICU [intensive care unit] ventilators. The Fabius, Primus, and Avance are ʻpiston ventilators,ʼ which use an electric motor to compress gas in the breathing circuit, creating the driving force for mechanical insufflation to proceed. Therefore, they use no driving gas and may be used without depleting the oxygen cylinder in case of oxygen pipeline failure. These features may explain in part that these more recent anesthesia ventilators have comparable performance to modern ICU ventilators.!! The GE Healthcare Avance Anesthesia Carestation does not use a piston, nor do any of the other anesthesia systems from GE Healthcare. We use a microprocessor-driven flow control valve system like all major intensive care unit ventilators (including our own Engstrom critical care ventilator) marketed in the United States. The excellent performance of the Avance in this study is due to the rapid and frequent sensing (0.25 ms) of pressure in the patientʼs lungs via the flow sensors, and the rapid response of the flow valves in the ventilator. The SmartVent system uses a variable orifice flow sensor on both the inspiratory and the expiratory side of the breathing system. These flow sensors incorporate pressure sensors on either side of a bidirectional Mylar flap. As gas flows through the sensors and encounters the flap, a pressure difference is created between the two sides of the flap. If there is a lot of gas flowing, the pressure difference between the two sides of the flap is more pronounced. If the gas flow is less, the pressure differential is less pronounced. The Mylar flap flexes more or less (hence the variable orifice attribute) depending on the flow, which makes the sensor accurate across the complete flow range. This also allows the SmartVent to cover the complete patient range from tiny neonates to obese adults. The SmartVent uses these pressure differen- tial measurements on the inspiratory side to determine the total flow rate (fresh gas and flow from the bellows). This allows for tidal volume compensation, so that the correct tidal volume is delivered, regardless of fresh gas flow, oxygen flush, or compliance losses in the breathing system. The volume of the breathing circuit is only 2.7 l, so the Avance has less than half the volume (and time constant) of fresh gas decoupling systems, especially when those decoupled systems use a 3-l rebreathing bag.

21 Fig. 2. Schematic drawing of the assessment of the performance Methods:" Ventilators were connected to a two-compartment lung model. One compartment was driven by an intensive care unit ventilator to mimic patient inspiratory effort, whereas the other was connected to the tested ventilator. The settings of ventilators were positive end-expiratory pressures of 0 and 5 cm H2O, and pressure-support ventilation levels of 10, 15, and 20 cm H2O with normal and high patient inspiratory effort. For the anesthesia ventilators, all the measurements were ob- tained for a low (1 l/min) and a high (10 l/min) fresh gas flow. Triggering delay, triggering workload, and pressurization at 300 and 500 ms were analyzed. " " Inspiratory Trigger. At each sensitivity condition tested, triggering performance was assessed according to three criteria: the time delay, the pressure fall, and the airway pressure time product per cycle.!!! Triggering delay (DT): time between the onset of in- spiratory effort and that of detectable pressurization. * " " Pressure fall (DP): the maximal decrease in airway pressure measured from its baseline value. DP reflects in such way the inspiratory work required to trigger the ventilator; therefore, the lower its value, the smaller the work required of inspiratory muscles.22!!! Airway pressure time product per cycle (PTP, cm H2O! ms) during the trigger phase, defined as the area under the Paw signal during the DT interval (computed as DP! DT). " Pressurization. The pressure time products at 300 and 500 ms for each respiratory cycle (PTP300 and PTP500) are computed as the area under the time pres- sure curve 300 and 500 ms after the onset of inspiratory effort. These two parameters reflect the speed of pressurization and the deviceʼs capacity to maintain the set pressure during inspiratory effort. They depend both on the ventilatorʼs performance and the magnitude of inspiratory effort, the former being determined by the pressurization ramp and the flow generated by the deviceʼs bellows or piston. PTP300 and PTP500 are ex- pressed in cm H2O! s. Experimental Protocol " " * DT, DP, PTP, PTP300, and PTP500 were measured as described above and in figure 2 at three successive levels of PSV: 10, 15, and 20 cm H2O. " " * To mimic normal and strong inspiratory efforts by patients, the tidal volumes of the driving ventilator were set at 220 and 440 ml, respectively. These efforts were actually associated with pressures 100 ms after occlusion (P0.1) of 2 cm H2O (normal effort) and 4 cm H2O (strong effort), respectively, as measured on the bench.16,19 The duration of inspiratory effort on the driving ventilator was set at 1 s for all tests. Inspiratory trigger was set at the maximum sensitivity without the presence of auto- triggering. The pressurization slope was set to its steep- est value. When the inspiratory:expiratory cycling crite- ria was adjustable, it was maintained at its default value. During the tests, E and R of the driving chamber weresettonormal(e!20cmh2o!l!1,r!5.6cm H2O!l!1!s).

22 Results " * DT, DP, and PTP values measured in zero end-expira- tory pressure (ZEEP) and with PEEP for all studied ven- tilatorsatalevelofp0.1!2andp0.1!4cmh2oare presented in figures 3 and 4, respectively. " * On ZEEP, the inspiratory trigger time delay was significantly shorter with the ICU ventilators compared with all of the anesthesia ventilators except for the Primus and the Avance. " * PEEP had no impact on the inspiratory time delay in all ICU ventilators, whereas for anesthesia ventilators, it influenced the performance of the trigger system for two of the ventilators (Felix and Kion) whatever the level of PSV studied (10, 15, or 20 cm H2O). For the Kion, changes in pressure and trigger time delay required to open the inspiratory valve significantly in- creased with PEEP compared with ZEEP. The opposite was observed with the Felix, in which DT was signifi- cantly shorter in PEEP than in ZEEP (figs. 3 and 4). * For all machines, DT was not affected by the magni- tude of inspiratory effort, except for the Kion, whose TD significantly increased with PEEP (figs. 3 and 4) as in- spiratory effort increased. " * For all anesthesia ventilators tested, increased fresh gas flow from 1 to 10 l/min did not significantly modify triggering performance on ZEEP or PEEP. " * PTP300 and PTP 500. At all levels of PSV studied (10, 15, and 20 cm H2O), the pressurization capacity of all ICU ventilators was comparable, whereas it varied among the anesthesia ventilators, the difference being more marked with PEEP. At 300 ms in PEEP, the values obtained with the Felix and the Kion were half those obtained with the Fabius, Primus, and Avance. For all ICU ventilators except the Servo 900, PTP300 was not affected by the magnitude of inspiratory effort. However, with the anesthesia ventilators, PTP300 tended to decrease as inspiratory effort increased (figs. 5 and 6). Results:"For the five tested anesthesia ventilators, the pres- sure-support ventilation modality functioned correctly. For inspiratory triggering, the three most recent anesthesia machines (Fabius, Dra gerwerk AG, Lu beck, Germany; Primus, Dra gerwerk AG; and Avance, GE-Datex-Ohemda, Munchen, Germany) had a triggering delay of less than 100 ms, which is considered clin- ically satisfactory and is comparable to intensive care unit ma- chines. The use of positive end-expiratory pressure modified the quality of delivered pressure support for two anesthesia ventilators (Kion, Siemens AG, Munich, Germany; and Felix, Taema, Antony, France). Three of the five anesthesia ventilators exhibited pressure-support ventilation performance characteristics comparable to those of the intensive care unit machines. Increasing fresh gas flow (1 to 10 l/min) in the internal circuit did not influence the pressure-support ventilation performance of the anesthesia ventilators. Conclusion:"Regarding trigger sensitivity and the system s ability to meet inspiratory flow during pressure-supported breaths, the most recent anesthesia ventilators have compara- ble performances of recent-generation intensive care unit ven- tilators.

23 Problemas Causa(s) 1.- Control del VT 2.- Disincronías (VSP) 3.- Fugas Ventilador (V i) Circuito (Volumen) FGF (inspiratorio) Sistema Tri$er Limitación del FGF

24 Sólo el Generador Volumen Comprimido: VCV Generador + Circuito Julio Lloréns, Abril 12 En un estudio publicado en 1989 en el que se compararon varios ventiladores utilizando un modelo de pulmón20, el autor concluía que, si era previsible un requerimiento ventilatorio elevado (VE superior a 15l/min), y/o presiones en vías aéreas muy altas (presiones pico superiores a 50 cmh2o), debía sustituirse la máquina de anestesia convencional por un ventilador de cuidados críticos. Esta afirmación se basaba en la incapacidad que tenían los ventiladores de anestesia sometidos al estudio para mantener flujos inspiratorios elevados frente a estos niveles de presión. Ahora bien, observaba, al analizar los ventiladores de forma aislada del circuito anestésico, que los generadores de flujo mantenian el flujo constante ante las elvacioens de la impedancia, siendo la compresibilidad del circuito la que causaba la caida del flujo. " El flujo inspiratorio administrado por un ventilador puede verse reducido cuando se enfrenta a condiciones mecánicas difíciles (léase impedancia respiratoria elevada), por efecto de dos tipos de factores: " " " a) la compresibilidad del circuito (véase más adelante), y " " " b) por disponer de un generador de presión poco potente. En este último caso, la presión generada por el ventilador es insuficiente para mantener un flujo inspiratorio constante frente a una impedancia respiratoria elevada, lo que se traduce en " " " una limitación tanto del VE máximo posible20 como de las posibilidades de adecuación de la pauta ventilatoria a los requerimientos del paciente. El estudio mencionado anteriormente ponía de manifiesto que eran los modelos de ventilador más " " " antiguos (Ohio Anesthesia y Dräger AV-E ) los que evidenciaban un peor comportamiento, pero que incluso modelos controlados electrónicamente (Ohmeda 7000, Airshields Ventimeter ) presentaban un rendimiento similar, y sólo el más reciente de ellos (Ohmeda 7810 ) mejoraba sustancialmente frente a los anteriores, aunque su comportamiento era inferior al del Servo 900D, utilizado en este estudio como ventilador de referencia.

25 Volumen Comprimido (en VCV) breathing system. VT real = VTpautado V comprimido V comprimido = Compl. Int. Pmeseta Figure 2. Datex-Ohmeda ADU breathing system. Fresh gas Compliancia Interna * Distensibilidad * Volumen del Circuito (1L : 1mL/cmH2O) Julio Lloréns,Abril 12 En los ventiladores con circuito no circular, la compliancia interna es prácticamente despreciable (1,1 ml/cmh2o, en el caso del Ergotronic VT/3 ). Pero un circuito circular de adulto (concertina, absorbedor de CO2 y tubos) puede tener una capacidad de 6 a 7 l, y una compliancia interna de 6 a 12 ml/cmh2o 21. El concepto de compliancia interna de los ventiladores hace referencia a la relación volumen/presión que caracteriza al circuito neumático del paciente. Cuanto mayor es su volumen interno y/o la distensibilidad de sus paredes, mayor es el volumen de gas que se comprime en su interior para un determinado nivel de presión. " La importancia de este fenómeno radica en que: a) el volumen de gas comprimido no es insuflado en las vías aéreas, y b) dicho volumen, sin embargo, es medido por el espirómetro situado en la rama espiratoria, lo que puede llevar a sobrestimar el VT y el VE efectivamente administrados 22,23. " Obviamente, el volumen que se comprime en cada ciclo es mayor cuanto mayor es la presión meseta (Ppl) generada en el circuito del paciente durante la insuflación 24: Para una compliancia interna dada, cuanto mayor es la Ppl, mayor es la proporción de volumen que queda contenido en el circuito en forma de volumen comprimido: Volumen comprimido = Compliancia del circuito x Ppl Esto significa que la proporción de volumen comprimido será mayor, precisamente, en aquellos casos en los que las diferencias entre el VT real y el VT pautado pueden tener una mayor incidencia clínica. Estos casos se refieren: a) a los adultos con una impedancia respiratoria patológicamente elevada, bien sea por aumento de la resistencia al flujo, característicamente en pacientes con patología obstructiva crónica o en casos de broncospasmo, o bien por reducción de la compliancia del sistema respiratorio (Csr), propia de pacientes obesos, pero que también encontramos en la cirugía laparoscópica25, o como consecuencia de la posición en Trendelenburg, y b) a los pacientes pediátricos, en los que la Csr, en términos absolutos, es baja y la resistencia al flujo es elevada. En ambos tipos de pacientes coincide la exigencia de un comportamiento del ventilador especialmente fiable, con el aumento del volumen comprimido como consecuencia del aumento de la Ppk. En un estudio realizado sobre 14 niños (2-10 años de edad) sometidos a anestesia general y ventilación controlada por volumen con una máquina de anestesia Ohmeda Excel 210, se halló que la compliancia total del sistema, utilizando un circuito externo pediátrico, era de 9,3 ml/cmh2o, y que el VT insuflado era, en promedio, inferior al VT prefijado en un 38,8% (rango, 23,7 a 64,1%)26. " Es imprescindible, por tanto, en estos tipos de pacientes, y recomendable en cualquier caso, disponer de información precisa sobre la compliancia interna del sistema (para poder deducir la cuantía del volumen comprimido, según la Ppk generada) o sobre la fiabilidad del mecanismo aportado por todos los nuevos modelos. El valor de la compliancia interna de una máquina de anestesia debe constar en el correspondiente folleto informativo. En su defecto, puede ser medido fácilmente. El procedimiento consiste en seleccionar un pequeño VT ( ml) y la FR más baja posible (para que el Ti sea muy prolongado y permita la medida antes de que se inicie el siguiente ciclo respiratorio), cerrar todas las válvulas de sobrepresión y ocluir la pieza en Y. El valor de la compliancia interna se obtiene como el cociente entre el VT y la presión máxima medida en el manómetro del ventilador al producirse la insuflación. Una vez conocida la compliancia interna de una máquina de anestesia, se puede calcular el volumen que se comprime en cada ciclo para, a continuación, compensarlo aumentando el VT en la misma cuantía. El volumen comprimido se obtiene al multiplicar la compliancia del sistema por la presión pico medida en el manómetro del respirador. " Las máquinas de anestesia modernas realizan una compensación automática del volumen comprimido (tabla I) basada en el cálculo de dicho volumen, a partir de la medición de la diferencia entre el volumen inspiratorio y el volumen espirado (como en el Excel 7900 y Aestiva 3000 de Ohmeda) y/o en la medida de la compliancia interna calculada durante el autotest previo (como en el ADU AS/3 de Datex). Una vez calculado el volumen comprimido, el ventilador aumenta el VT para aproximarlo al prefijado. La fiabilidad de estos mecanismos es suficiente, en algunos casos, como para que sean aplicados, en niños de peso inferior a los 5 kg, sistemas anestésicos que presentan volúmenes compresibles relativamente elevados. De hecho, estos sistemas de compensación, junto a las mejoras en el comportamiento del generador, pueden hacer que un ventilador con doble circuito y accionamiento neumático, como el Excel 7900, presente un comportamiento comparable al de ventiladores de circuito único y generador de pistón con motor eléctrico, como el Cato 3.

26 Compensación de la Compliancia Interna (y1) V comprimido = C. interna x Pmeseta Cálculo automático durante el test inicial Precisión: 5 % (VT >200 ml) [Ojo! : Pueden considerar sólo el circuito interno, ignorando componentes como el cánister, el circuito externo...etc.] Julio Lloréns,Abril 12 Solutions to the VT decrease problem caused by compressibility " Anesthesia machines have implemented a mechanism called compensation of the internal compliance. In summary, during the automatic checking of the machine, there is an automatic process for calculating its compressibility (internal compliance); Letʼs say that for example, the machine has calculated an IC of 5 ml/cm H2O. Knowing the IC and measuring the Ppl, compressed volume (calculated by Vc IC" Ppl) is added to the VT to adjust the actual VT delivered to the patient to the VT setting. The mechanism of compensation does not eliminate the internal compliance, but avoids reduction of VT caused by compression. This compensation obviously does not modify the internal volume of the circuit and, therefore, does not affect its TC. " Not all anesthesia machines are the same, and of those that do compensate, the mechanism for this compensation may be different. " " - There are machines in which the generator is an electrically- driven piston (Fabius, Primus, Dräger Medical) that empties completely with the insuflation of the VT. In these machines, the mechanism of compensation is very precise; a simple measurement of the inspiratory pressure allows the " additional volume needed to compensate for the compressed volume to be calculated. The precision of the VT adjustment is around `5%, or a little more when a VT is adjusted below 200 ml.6,13 In ideal conditions, the compressibility of a 1 L volume is 1 ml for each cm of H2O of pressure increase. Therefore, machines with an internal volume of 6 L have an internal compliance (compressibility) of at least 6 ml/cm H2O. This means that the internal compliance is calculated by taking into account the internal volume only, and not the distensibility of some of the components. Nevertheless, during the auto-check, some machines (Fabius, Dräger Medical) offer values of compliance from 0.8 to 2 ml/cm H2O, which is below the expected value of their internal volume. This happens because only the internal components are checked (piston and internal circuit of the machine) regardless of the external breathing circuit, absorber, bag, etc., explaining why the compliance with all these elements nears 5 ml/cm H2O. " " " En los ventiladores con circuito no circular, la compliancia interna es prácticamente despreciable (1,1 ml/cmh2o, en el caso del Ergotronic VT/3 ). Pero un circuito circular de adulto (concertina, absorbedor de CO2 y tubos) puede tener una capacidad de 6 a 7 l, y una compliancia interna de 6 a 12 ml/cmh2o21. El concepto de compliancia interna de los ventiladores hace referencia a la relación volumen/presión que caracteriza al circuito neumático del paciente. Cuanto mayor es su volumen interno y/o la distensibilidad de sus paredes, mayor es el volumen de gas que se comprime en su interior para un determinado nivel de presión. La importancia de este fenómeno radica en que: a) el volumen de gas comprimido no es insuflado en las vías aéreas, y b) dicho volumen, sin embargo, es medido por el espirómetro situado en la rama espiratoria, lo que puede llevar a sobrestimar el VT y el VE efectivamente administrados22,23. Obviamente, el volumen que se comprime en cada ciclo es mayor cuanto mayor es la presión pico (Ppk) generada en el circuito del paciente durante la insuflación24: Para una compliancia interna dada, cuanto mayor es la Ppk, mayor es la proporción de volumen que queda contenido en el circuito en forma de volumen comprimido: Volumen comprimido = Compliancia del circuito Ppk Esto significa que la proporción de volumen comprimido será mayor, precisamente, en aquellos casos en los que las diferencias entre el VT real y el VT pautado pueden tener una mayor incidencia clínica. Estos casos se refieren: a) a los adultos con una impedancia respiratoria patológicamente elevada, bien sea por aumento de la resistencia al flujo, característicamente en pacientes con patología obstructiva crónica o en casos de broncospasmo, o bien por reducción de la compliancia del sistema respiratorio (Csr), propia de pacientes obesos, pero que también encontramos en la cirugía laparoscópica25, o como consecuencia de la posición en Trendelenburg, y b) a los pacientes pediátricos, en los que la Csr, en términos absolutos, es baja y la resistencia al flujo es elevada. En ambos tipos de pacientes coincide la exigencia de un comportamiento del ventilador especialmente fiable, con el aumento del volumen comprimido como consecuencia del aumento de la Ppk. En un estudio realizado sobre 14 niños (2-10 años de edad) sometidos a anestesia general y ventilación controlada por volumen con una máquina de anestesia Ohmeda Las máquinas de anestesia modernas realizan una compensación automática del volumen comprimido (tabla I) basada en el cálculo de dicho volumen, a partir de la medición de la diferencia entre el volumen inspiratorio y el volumen espirado (como en el Excel 7900 y Aestiva 3000 de Ohmeda) y/o en la medida de la compliancia interna calculada durante el autotest previo (como en el ADU AS/3 de Datex). Una vez calculado el volumen comprimido, el ventilador aumenta el VT para aproximarlo al prefijado. La fiabilidad de estos mecanismos es suficiente, en algunos casos, como para que sean aplicados, en niños de peso inferior a los 5 kg, sistemas anestésicos que presentan volúmenes compresibles relativamente elevados. De hecho, estos sistemas de compensación, junto a las mejoras en el comportamiento del generador, pueden hacer que un ventilador con doble circuito y accionamiento neumático, como el Excel 7900, presente un comportamiento comparable al de ventiladores de circuito único y generador de pistón con motor eléctrico, como el Cato /Cicero de Dräger5. No obstante, pueden existir grandes diferencias funcionales entre unos y otros ventiladores, tanto por el modo de medir y compensar el volumen comprimido5 como por el tipo de generador, su algoritmo de control o la calidad de sus componentes. Sólo el análisis funcional de cada uno de ellos permitiría caracterizar su comportamiento frente a cualquier circunstancia clínica posible.

27 Ventilador: Turbina (Zeus, Dräger) 2 3 Precisión: 5% Circuit flow Julio Lloréns,Abril 12 * The most recent solution is related to the use of machines with a turbine generator (Zeus, Dräger Medical). In these machines, exhaled gas and fresh gas are mixed inside the circuit, where a turbine pushes the gas mixture into the lung. The volume occupied by the turbine is small, constant, and does not retain any gas. Also, an external reservoir bag is not necessary because the gas is mixed inside the system. Therefore, the IC is constant and easy to compensate by just measuring inspiratory Ppl. Also, it incorporates a flow sensor at the Y- piece, which informs the system about the delivered volume to Vt it to the one it is set for. The velocity of compensation in the same respiratory cycle is much higher than with other systems because of the rotation speed of the turbine, and the precision of the VT is better than 5%.6 Was introduced into clinical practice by Dräger (Lübeck, Germany) in 2004 * Exhaled gas flows through the expiratory valve into a manual-breathing bag, which acts as a gas reservoir. Within the circuit, a microprocessor-controlled compressor advances the gas through the absorber into the patientʼs lungs. The turbine generates a high flow which mixes the breathing gases and provides the inspiratory pressure needed for lung inflation. " * Saturated anaesthetic vapour is directly injected from the vaporizing chamber into the circuit via a heated pipe and the preset end-tidal concentrations are attained within a short time. " * The ability to preselect an end-tidal volatile anaesthetic concentration is a novel feature that allows one to achieve and maintain a defined depth of anaesthesia without any further operator intervention. " * The gas volume in the system is kept constant by adding fresh-gas to the circuit to maintain an end-expiratory pressure in the breathing bag of 1 mbar. The DIVA module injects the necessary volume of halogenated agent (saturated vapor) into the FGF over a short time to achieve the target end-tidal concentration (set by the anesthetist) by comparing the Et concentration setting to the continuous measurement of the actual Et concentration. For example, it is possible to increase or decrease FGF without affecting the Et concentration of the halogenated agent and vice versa, and it is possible to increase or decrease the Et concentration of the halogenated agent independently of the FGF. With this system, any modi#cation takes place in less than 2 min (TC of less than 1 min). Working in its automatic working mode (auto-control) that auto- matically adjusts the minimum FGF, the TC is maintained at approximately 1 min.8

28 Julio Lloréns,Abril 12 Compensación de la Compliancia Interna (y2) Figure 1. Aestiva breathing system. A traditional circle Medida del VTi y del VTe ( Duoflow ) Precisión: 10% (VT < 200 ml) 15% (VT < 60 ml) " "- When the generator is a bellows compressed by a driving external gas (Aestiva, Aespire, Advance, and Aisys, GE), the bellows do not completely empty during inspiration. The residual volume in the bellows is variable; therefore, the compressed volume is variable. Because of this, in the 7900 " " series of ventilators and in the Advance, compliance is compensated for in a particular way (in the series 7100, this compensation is optional). This consists of measuring the inspired volume with a flow sensor placed in the inspiratory limb and comparing this value with the VT setting for delivering " " the difference during the same inspiration. Simultaneously, a flow sensor is added to the expiratory limb to verify that the actual volume that the patient exhales equals the VT settings. This double system of measurement of flow to compensate for the compliance has been named Duo-flow. The "" precision of the VT delivered is around `10% or better for VT settings below 200 ml, and 15% for VT settings below 60 ml.5 " Lʼautre mode de correction du volume perdu par compression des gaz du circuit est fondée sur lʼanalyse de la différence entre volume insufflé et expiré. Cette méthode moins fiable suppose que lʼintégralité de cette différence résulte de la compression des gaz et non dʼune fuite dans un point du circuit. Inyectores electromagnético con control digital de flujo proporcional y concertina ascendente (interface) Frecuencia de control de 250/s en el circuito de retroalimentacion de sensores de flujo que aseguran VT exacto y preciso a pesar del FGF y ante cambios de la compliance del paciente o fugas internas. Plataforma ABS (Aespire, Avance, Aisys): The GE Healthcare Avance Anesthesia Carestation does not use a piston, nor do any of the other anesthesia systems from GE Healthcare. We use a microprocessor-driven flow control valve system like all major intensive care unit ventilators (including our own Engstrom critical care ventilator) The SmartVent system uses a variable orifice flow sensor on both the inspiratory and the expiratory side of the breathing system. These flow sensors incorporate pressure sensors on either side of a bidirectional Mylar flap. As gas flows through the sensors and encounters the flap, a pressure difference is created between the two sides of the flap. If there is a lot of gas flowing, the pressure difference between the two sides of the flap is more pronounced. If the gas flow is less, the pressure differential is less pronounced. The Mylar flap flexes more or less (hence the variable orifice attribute) depending on the flow, which makes the sensor accurate across the complete flow range. This also allows the SmartVent to cover the complete patient range from tiny neonates to obese adults. The SmartVent uses these pressure differen- tial measurements on the inspiratory side to determine the total flow rate (fresh gas and flow from the bellows). This allows for tidal volume compensation, so that the correct tidal volume is delivered, regardless of fresh gas flow, oxygen flush, or compliance losses in the breathing system. The volume of the breathing circuit is only 2.7 l, so the Avance has less than half the volume (and time constant) of fresh gas decoupling systems, especially when those decoupled systems use a 3-l rebreathing bag.

29 Medida del VT (en cualquier modo ventilatorio) breathing system. VT real = VTpautado V comprimido VTe (medido) Figure 2. Datex-Ohmeda ADU breathing system. Fresh gas VTe (medido): VTe(real) + V comprimido Julio Lloréns,Abril 12

30 TET 5; FGF 1 L/min; VT 220 ml; FR 20 rpm; PEEP 5 cmh2o TET 5; FGF 1; VT 220 ml; FR 20 rpm; PEEP 5! 240! 233! 230! 229! VT medido VT real 230! 220! 224! 220! 208! 200! 196! 197! 185! 180! 170! 168! 175! 173! 160! Aysis GE Felix Taema Zeus Drager Supra Temel Julian Drager Primus Drager Flow i Maquet Julio Lloréns,Abril 12 LAs variaciones en el FGF (entre 1 y 4 L/m) no causan variaciones en los resultados (En el caso del Supra con 4 l/min la medida del VTe oscila mucho (entre 175 y 210 ml con el FGF de 4, siendo mucho más estable con 1 L/ min) La medida de la C en el autochequeo del Julian dio un valor de 6,17 ml/min (fue el único al que se realizó autochequeo antes de la experiencia)

31 Problemas Causa(s) 1.- Control del VT 2.- Disincronías (VSP) 3.- Fugas Ventilador (V i) Circuito (Volumen) FGF (inspiratorio) Sistema Tri$er Limitación del FGF

32 Efecto del FGF sobre el VT VTreal : VT Pautado + (FGF insp * Ti) FGF Julio Lloréns,Feb 11 Cuando la entrada del FGF se produce durante la fase inspiratoria, el Vol ingresado se suma al VT, aumentando la presión de meseta.

33 Disociación (Decoupling) del FGF Anesthesiology 2007; 106: Copyright 2007, the American Society of Anesthesiologists, Inc. Lippincott Williams & Wilkins, Inc. Accelerating the Washout of Inhalational Anesthetics from the Dräger Primus Anesthetic Workstation Effect of Exchangeable Internal Components Mark W. Crawford, M.B.B.S., F.R.C.P.C.,* Heike Prinzhausen, F.R.C.A., Guy C. Petroz, M.D. Julio Lloréns,Abril 12 To prevent dependency of tidal volume on fresh gas flow, the Primus uses a principle referred to as fresh gas decoupling,5 ( Disociación ) in which the ventilator and the inspiratory part of the internal circuitry are decoupled from the fresh gas flow during the inspiratory phase of positive pressure ventilation (fig. 3). Thus, fresh gas passes to the reservoir bag via the carbon dioxide absorber in inspira- tion and is subsequently fed directly into the breathing system together with the stored volume via a nonreturn valve (fresh gas decoupling valve) in expiration (fig. 3). Accordingly, the internal breathing system circuitry is flushed only intermittently during the respiratory cycle, suggesting that it might act as a reservoir for inhalational anesthetics.the current data confirm this prediction by showing that replacing the integrated breathing system when contaminated greatly speeds anesthetic washout. That thorough flushing of the integrated breathing system with forced air was relatively ineffective in acceler- ating isoflurane washout suggests that compartmentaliza- tion and fresh gas decoupling are of lesser importance than the solubility of isoflurane in the plastics (polyphenylensul- fide and polyphenylensulfone) of the breathing system. Un problema característico de la ventilación en estos sistemas con circuito circular es el llamado desacoplamiento del flujo de gas fresco. El volumen de gas que alcanza las vías aéreas del paciente puede ser mayor que el volumen corriente pautado, al sumarse a éste el volumen de gas fresco (VGFi) administrado durante el tiempo inspiratorio (Ti). Así, el volumen corriente que efectivamente llega hasta el paciente (VTreal) puede ser mayor que el pautado, siendo la diferencia entre ambos tanto mayor cuanto mayor sea el flujo de gas fresco (FGF) y/o más prolongado sea el tiempo inspiratorio: VTreal = VTpautado + VGFi [VGFi = FGF Ti] Este efecto depende, en gran parte, de la arquitectura interna del circuito, especialmente del punto de entrada del gas fresco en relación con la bolsa reservorio, la concertina y la válvula de escape del gas excedente4. Las máquinas de anestesia modernas incorporan sistemas para compensar este efecto, aunque con resultados diferentes según los modelos5 (tabla I). " e

34 VT: Corrección ciclo a ciclo Julio Lloréns,Abril 12

35 Supresión del Tiempo de Meseta si FGF < 2L/min Félix, Taema Julio Lloréns,Abril 12

36 Estrategia Open Lung en Anestesia Aplicar CPAP durante la Preoxigenación/Inducción Revertir las atelectasias con una MRA postintubación, y combinar con PEEP Repetir las MRA en respuesta a las alteraciones de la Oxigenación y/o los descensos de la Compliancia. Julio Lloréns,Abril 12

37 Prevención de atelectasias: Preoxigenación con CPAP Julio Lloréns,Abril obesos mórbidos (BMI>35/m2)(< de160 Kg por problemas con TAC) PEEP 10 cmh2o, las atelectasias tras la intubación, pasan de un 10 5% en el grupo control a un 1 7%, y la PaO2 (FiO2 1,0), de 457 a 355 (p<0,035) Los obesos son un grupo de riesgo especial (en los que este tipo de problema/solución es más importante) porque: (1) Presentan mayor riesgo per y postoperatorio de alteración del intercambio de gases y de la mecánica (Pelosi et al.jap 97;82:811; Pelosi et al, Chest 96;109:144), (2) desarrollan más atelectasias y d eforma más duradera (Eichenberger et al. A&A, 02;95:1788), (3) Tienen menos tolerancia a la apnea (Berthoud et al.bja 91;67:464) y presentan un mayor riesgo de intubación difícil (Hood & Dewan. ANESTH 93;79:1210). Tusman, COA, The development of dependent lung atelectasis is disproportionally larger in obese patients [29,33 36]. As a result, increased pulmonary shunting and hypoxemia is more severe in obese patients. The deterioration of gas exchange [18,37,38] and lung mechanics [18,39] may persist many days after surgery [36]. El siguiente paso es la incorporación al mundo de la anestesia quirúrgica de un concepto desarrollado al calor del SDRA: Open Lung.

38 En resumen Los generadores son suficientemente potentes (Flujo pico y aceleración del flujo inspiratorio) La sensibilidad y velocidad de respuesta del trigger inspiratorio es comparable a la de los respiradores de críticos (no estudios clínicos) Son seguros los sistemas de medida del VTe? (Efecto de la adición del VT comp. al VTreal) El nivel de FGF no influye en el rendimiento del ventilador. Julio Lloréns,Abril 12

39 GRACIAS! (... otra vez) Julio Lloréns,Abril 12 Julio Lloréns,Abril 11