ES2212078T3 - Dispositivo para la eliminacion de vapores anestesicos de pacientes despues de intervenciones quirurgicas. - Google Patents
Dispositivo para la eliminacion de vapores anestesicos de pacientes despues de intervenciones quirurgicas.Info
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Abstract
La invención se refiere a un procedimiento terapéutico que permite que un animal se reponga de los efectos de una administración de vapores anestésicos. Este procedimiento consiste en proporcionar al paciente gases sin CO{sub,2}, según un ritmo específico, así como gases que contienen CO{sub,2} para mantener el mismo PCO{sub,2} en el animal independiente del ritmo de ventilación, al ritmo de ventilación del animal que sobrepasa el ritmo de administración de los gases que no contienen CO{sub,2}
Description
Dispositivo para la eliminación de vapores
anestésicos de pacientes después de intervenciones quirúrgicas.
El propósito de esta invención consiste en
proporcionar un circuito de respiración sencillo que pueda, por
ejemplo, ser añadido a un circuito anestésico de ciclo cerrado
convencional conocido por parte de las personas expertas en la
técnica, con el fin de acelerar la recuperación de los pacientes a
los que se han administrado vapores anestésicos antes de una
operación. Un circuito de respiración de acuerdo con el preámbulo
de la reivindicación 1 se conoce del documento
US-A-5.320.093.
La sangre venosa vuelve al corazón desde los
músculos y los órganos agotada en oxígeno (\underline{O_{2}}) y
llena de dióxido de carbono (\underline{CO_{2}}). La sangre
procedente de diversas partes del cuerpo se mezcla en el corazón
(sangre venosa mezclada) y es bombeada hacia los pulmones. En
los pulmones, los vasos sanguíneos se dividen en una red de
pequeños vasos que rodean unos diminutos sacos pulmonares (los
alvéolos). La red de vasos que rodea a los alvéolos proporciona
una gran área superficial para el intercambio de gases por difusión
en la dirección de sus gradientes de concentración. Existe un
gradiente de concentración entre la presión parcial de CO_{2}
(PCO_{2}) en la sangre venosa mezclada (\underline{PvCO_{2}}) y
la presión parcial de CO_{2} en los alvéolos, PCO_{2}. El
CO_{2} se difunde y pasa a los alvéolos desde la sangre venosa
mezclada, desde el comienzo de la inspiración hasta que se alcanza
un equilibrio entre la PvCO_{2} y la PCO_{2} alveolar, en algún
instante durante la respiración. Cuando el sujeto exhala, se
considera que la parte final de su exhalación procede de los
alvéolos y refleja la concentración de equilibrio entre los
capilares y los alvéolos; la PCO_{2} de este gas recibe el nombre
de \underline{PCO_{2}} de marea final
(\underline{PETCO_{2}} -"end-tidal
PCO_{2}").
Cuando la sangre pasa a través de los alvéolos y
es bombeada por el corazón hacia las arterias, aquélla se conoce
como la \underline{PCO_{2}} arterial
(\underline{PaCO_{2}}). La sangre arterial tiene una PCO_{2}
igual a la PCO_{2} en el equilibrio entre los capilares y los
alvéolos. Con cada respiración, se elimina una cierta cantidad de
CO_{2} y se inhala aire fresco que contiene una pequeña cantidad
de CO_{2} (que se supone que es 0) y que diluye la PCO_{2}
alveolar residual, estableciendo un nuevo gradiente de CO_{2} para
que éste se difunda abandonando la sangre venosa mezclada e
introduciéndose en los alvéolos. El ritmo o caudal de la
respiración, o ventilación (V), que se expresa por lo común
en l/min, es exactamente el requerido para eliminar el CO_{2}
transportado hasta los pulmones y mantener una PCO_{2} de
equilibrio (y una PaCO_{2}) de aproximadamente 40 mm de columna de
Hg (en humanos normales). Cuando una persona produce más CO_{2}
(por ejemplo, como resultado de la fiebre o del ejercicio), se
genera y transporta hasta los pulmones más cantidad de CO_{2}. Uno
tiene entonces que respirar más intensamente (hiperventilar)
para eliminar el CO_{2} adicional de los alvéolos y mantener de
esta forma la misma PaCO_{2} de equilibrio. Pero, si la producción
de CO_{2} permanece normal y la persona hiperventila, entonces la
PaCO_{2} cae.
Es importante tener en cuenta que no toda la V
contribuye a evacuar o purgar el CO_{2}. Una cierta V va a los
pasos de aire (la tráquea y los bronquios) y a alvéolos regados con
poca cantidad de sangre, y, por tanto, no contribuye a la evacuación
de CO_{2}. La porción de la V que va a alvéolos con buena
perfusión y participa en el intercambio de gases recibe el nombre
de ventilación alveolar (VA).
Existe un cierto número de circunstancias en la
medicina terapéutica y en la investigación en las que es deseable
que el sujeto respire con más intensidad pero que no cambie su
PaCO_{2} (véase la Tabla 1).
| Tipo de investigación | referencia | Método de ajuste | Fuente de CO_{2} |
| Fatiga muscular respiratoria | 5 | M | R |
| 12 | M | E | |
| 7 | M | R | |
| Entrenamiento muscular respiratorio | 2 | M | R |
| 3 | M | R | |
| V incrementada durante anestesia | 6 | M | R |
| Función quimio-receptora carótida | 8 | M | E |
| 1 | M | E |
| Tipo de investigación | referencia | Método de ajuste | Fuente de CO_{2} |
| Efecto de la hipoxia en la respuesta simpática | 10 | M | E |
| 4 | M | E | |
| Control de la respiración | 9 | A | E |
| Tono traqueo-bronquial | 11 | M | E |
Tabla
1
Título: Sumario de estudios previos que
tratan de mantener constante la PETCO_{2} durante la
hiperpnea.
Leyenda: Método de ajuste de la PCO_{2}
inspirada: M = manual; A = automatizado. Fuente de CO_{2}: R =
respiración repetida; E = externa.
1. Angell-James, J.E.,
Clarke, J.A., de Burgh Daly, M. y Taton, A.,
Carotid chemoreceptor function and structure in the
atherosclerotic rabitt: respiratory and cardiovascular responses to
hyperoxia and hypercapnia. (Función y estructura del
quimio-receptor carótido en el conejo
arteriosclerótico: respuestas respiratoria y cardiovascular a la
hiperoxia y a la hipercapnia.) Cardiovascular Research
23(6): 541-53, 1989.
2. Bellman, M.J. and C. Mittman.
Ventilatory muscle training improves exercise capacity in
chronic obstructive pulmonary disease patients. (El
entrenamiento de los músculos respiratorios mejora la capacidad de
ejercicio en los pacientes con enfermedades pulmonares obstructivas
crónicas.) Am. Rev. Respir. Dis. 121:
273-280, 1980.
3. Bradley, M.E. y Leith, D.E.
Ventilatory muscle training and the oxygen cost of sustained
hyperpnea. (Entrenamiento de los músculos respiratorios y coste
o gasto en oxígeno de la hiperpnea sostenida.) J. Appl.
Physiol. 45(6): 885-892, 1978.
4. Busija, D.W., Orr, J.A.,
Rankin, J.G.H., Liang, H.K. y Wagerle, L.C.,
Cerebral blood flow during normocapnic hyperoxia in the
unanaesthetized pony. (Flujo sanguíneo cerebral durante la
hiperoxia normocápnica en el pony no anestesiado.) J. Apple.
Physiol. 48(1): 10-15, 1980.
5. Jonsson, L.O. Predictable PaCO_{2}
with two different flow settings using the Mapleson D. system.
(PaCO_{2} predecible con dos ajustes de flujo diferentes
utilizando el sistema de Mapleson D.) Acta Anaesthesiol
Scand. 34:237-240, 1990.
6. McKerrow, C.B. y Otis, A.B.
Oxigen cost of Hyperventilation. (Coste o gasto de oxígeno
de la hiperventilación.) J. Apple. Physiol.
9:375-79, 1956.
7. Robbins, P.A., Swanson, G.D. y
Howson, M.G. A prediction-correction
scheme for forcing alveolar gases along certain time courses.
(Un esquema de predicción-corrección para forzar
los gases alveolares a lo largo de ciertos intervalos de tiempo.)
J. Apple. Physiol. 52(5):1353-1357,
1982.
8. Smith, D.M., Mercer, R.R. y
Eldridge, F.L. Servo control of end-tidal
CO_{2} in paralyzed animals. J. Apple. Physiol.
45(1):133-136, 1978.
9. Somers, V.K., Mark, A.L.,
Zavala, D.C. y Abboud, F.M. Influence of
ventilation of hypocapnia on sympathetic nerve responses to hypoxia
in normal humans. (Influencia de la ventilación de la
hipocapnia en las respuestas del nervio simpático a la hipoxia en
humanos normales.) J. Apple. Physiol.
67(5):2095-2100, 1989.
10. Sorkness, R. y Vidruk, E.
Reflex effects of isocapnic changes in ventilation of tracheal
tone in awake dogs. (Efectos reflejos de los cambios isocápnicos
en la ventilación del tono traqueal en perros despiertos.)
Respir. Physiol. 69:161-172, 1987.
11. Tenney, S.M. y Reese, R.E.
The ability to sustain great breathing efforts. (La
capacidad para mantener grandes esfuerzos respiratorios.) Respir.
Physiol. 5:187-201, 1968.
12. Wahba, R.W.M. y Tessler, M.J.
Misleading end-tidal CO_{2} tensions.
(Tensiones de CO_{2} de marea final que conducen a resultados no
deseados.) Can. J. Anaesth. 43(8):
862-6, 1996.
Ello requiere la compensación del exceso de
ventilación inhalando CO_{2}, ya sea del gas exhalado o de alguna
otra fuente externa. La cantidad de CO_{2} que se necesita
inhalar ha de ser ajustada manualmente o por medio de un mecanismo
servo-controlado y automatizado, dependiendo de cuán
fino sea el control de la PaCO_{2} que se requiere. La señal de
entrada es la PETCO_{2}. La estabilidad de la PaCO_{2} depende
de la variabilidad de la producción y de la ventilación del
CO_{2}, por una parte, y, por otra parte, de la capacidad del
sistema para compensar esta variabilidad.
La desaparición de los efectos anestésicos de las
drogas administradas de forma intravenosa depende del metabolismo y
de la redistribución.
El tiempo de recuperación de la anestesia viene,
por tanto, determinado por la farmacología de las drogas o
medicamentos, y no puede ser acelerado.
Esto no es así para los vapores anestésicos
inhalados. La asimilación y eliminación de los vapores anestésicos
se hace predominantemente a través de los pulmones. La presión
parcial de un vapor anestésico en la sangre que se dirige al
cerebro depende del equilibrio de vapor entre la sangre y los
pulmones. La concentración de vapor en los pulmones, a su vez,
depende de la concentración de vapor en el gas inhalado, de la tasa
o caudal de respiración, y del caudal de transferencia de gas entre
los pulmones y la sangre. Los agentes anestésicos más recientes, el
desflurano y el sevoflurano, tienen una solubilidad en la sangre
muy baja. En consecuencia, la cantidad de droga que se transfiere
entre los pulmones y la sangre es pequeña y puede, con propósitos
explicativos, ser ignorada. De esta forma, para un paciente que se
despierta del efecto de un vapor anestésico, cuanto mayor es el
caudal de respiración, mayor cantidad de vapor se elimina por los
pulmones. Sin embargo, en pacientes anestesiados que respiran de
forma espontánea, la ventilación disminuye con frecuencia como
resultado de los efectos combinados de las drogas anestésicas
residuales que se han administrado de forma intravenosa, de las
drogas supresoras del dolor (por ejemplo, los narcóticos), de los
efectos de la cirugía, así como del efecto depresor de la
respiración que tiene el propio vapor anestésico residual.
En la práctica, ha existido un ámbito limitado en
cuanto a la intervención encaminada a acelerar el proceso de
eliminación del vapor de los pulmones y, de esta forma, acelerar la
velocidad de desaparición de los efectos provocados por la
anestesia con el vapor.
Hiperventilar manual o mecánicamente los
pacientes a la conclusión de la cirugía no es efectivo, en general,
para acortar el tiempo de recuperación de la anestesia.
a) Una elevada ventilación utilizando el circuito
anestésico de ciclo cerrado da lugar a una nueva respiración, o
respiración repetida, de los gases exhalados. Estos gases contienen
vapor anestésico así como CO_{2}. El CO_{2} es eliminado por el
dispositivo absorbedor de CO_{2} del circuito, pero el vapor
anestésico exhalado se hace retornar al paciente.
b) Los intentos de hiperventilación dan lugar a
una disminución de la PCO_{2} arterial. La PCO_{2} arterial baja
suprime el estímulo que provoca la respiración, lo que, a su vez,
retrasa la eliminación de vapor (y puede también evitar la adecuada
oxigenación de la sangre).
Ésta es una práctica muy poco habitual.
Los elevados flujos de gas fresco en el circuito
resultan ineficaces para eliminar por evacuación o desplazamiento el
vapor de los circuitos. Los circuitos anestésicos de ciclo cerrado
tienen volúmenes de aproximadamente 8 l (sin contar el volumen
pulmonar del paciente, que es de aproximadamente 2,5 l). Para flujos
máximos de gas fresco, con un caudal medido en el medidor de flujo
de oxígeno de 10 l/min, llevaría aproximadamente 4 minutos eliminar
por evacuación el vapor anestésico únicamente del circuito.
En el pasado, algunos anestesistas trataban de
estimular la respiración del paciente añadiendo CO_{2} al circuito
de respiración. Los fundamentos del proceso consistían en
incrementar la concentración de CO_{2} en el circuito, estimular
al paciente para que respirase más intensamente hasta que
consiguiera eliminar por evacuación o desplazamiento el CO_{2} y
también una cierta cantidad del vapor. Esta técnica ha sido
prácticamente abandonada y se ha considerado como una práctica
derrochadora y peligrosa.
a) Es derrochadora por las razones que se
enumeran en los epígrafes 1a y 1b (véase más arriba). Además, la
práctica es derrochadora o antieconómica por cuanto que se consume
una cantidad excesiva de cristales absorbedores de CO_{2}.
b) La técnica puede poner en peligro a un
paciente si el paciente no puede responder a la cantidad sobrante de
CO_{2} incrementando su ventilación. Los pacientes la absorberán
y acumularán una elevada concentración de CO_{2} en la sangre, lo
cual puede resultar perjudicial. La elevada cantidad de CO_{2} en
los pacientes les provoca también una intensa sensación de malestar
al despertarse, puesto que les hace sentir como si no estuvieran
inhalando el aire suficiente al respirar.
Incrementar la ventilación sin que disminuya la
PCO_{2} requiere añadir CO_{2} al circuito. Éste puede
suministrarse desde una fuente externa o a partir del gas exhalado
por el sujeto. Todos los sistemas que se han descrito hasta el
presente dependen de un sistema servo-controlado, o
bien de un lazo de realimentación, para regular la cantidad de
CO_{2} suministrada al paciente. Estos dispositivos son complejos,
voluminosos y caros. No se ha tenido noticia de dispositivo
semejante alguno que se utilice para acelerar la eliminación del
vapor anestésico durante la recuperación de una anestesia.
Haciendo referencia al epígrafe 4 anterior,
existen limitaciones considerables para los métodos
servo-controlados, tanto manuales como automáticos.
Estas pueden exponerse como sigue:
Mientras que el parámetro que se desea mantener
constante por el presente inventor es la PCO_{2} arterial, los
sistemas realimentados utilizan la concentración de CO_{2} en el
gas expirado, la denominada PCO_{2} de marea final
(PETCO_{2}-"end-tidal PCO_{2}"), como la
señal de entrada y el punto final. La PETCO_{2} puede ser muy
diferente de la PCO_{2} arterial en muchas circunstancias. Además,
los cambios en la PETCO_{2} pueden no estar correlacionados con
los cambios en la PCO_{2} arterial. Esto dará lugar a que la
PETCO_{2} resulte una entrada inapropiada para el control de la
PCO_{2} arterial. Por ejemplo, una respiración más pequeña o
menos intensa que lo normal hace decrecer la PETCO_{2}
(tendiendo a aumentar la PCO_{2} arterial), lo que hace que
un servo-controlador responda con un
incremento inapropiado de la cantidad de CO_{2}
inspirada.
Si, en un intento de obtener un control fino o
preciso, la ganancia de un sistema de servo-control
se establece en un valor demasiado alto, la respuesta se hace
inestable y puede dar lugar a una oscilación de la variable de
control. A la inversa, si la ganancia se establece en un valor
demasiado bajo, la compensación se retrasa. Una amortiguación
excesiva de la señal da lugar a que la respuesta no alcance nunca
el objetivo. Con el fin de acometer estos problemas, los
servo-controladores requieren complejos algoritmos
y un equipo caro.
Los sistemas de servo-control
trabajan basándose en el principio de detectar los cambios en la
PETCO_{2}, y, a continuación, intentar corregirlos. Incluso en
condiciones ideales, ninguno de tales sistemas puede predecir la
magnitud de un VT inminente en un sujeto que respira de forma
espontánea, y aportar, en consecuencia, la carga de CO_{2}
apropiada.
Como resulta evidente, la gente ha tratado de
acelerar la recuperación de los pacientes que han sido anestesiados
y se han hecho esfuerzos substanciales a este respecto. Sin
embargo, éstos han sido en su mayor parte, como se ha visto en lo
anterior, insatisfactorios. La razón de estas tentativas la
constituyen los beneficios que se obtienen de una vuelta más rápida
a la conciencia, que son una menor necesidad de cuidados de
recuperación y un menor riesgo de náuseas y de complicaciones
respiratorias del postoperatorio. De esta forma, el sistema
sanitario ahorrará un dinero substancial. A este respecto, el coste
para el sistema sanitario del tiempo de quirófano y de la zona de
recuperación es, respectivamente, aproximadamente 5,00 \textdollar
(dólares canadienses) y 2,00 \textdollar (dólares canadienses)
por minuto. El número total de anestesias realizadas en
Norteamérica asciende a aproximadamente 35.000.000/año (3,5 millones
y aproximadamente 30 millones en los Estados Unidos), una
estimación conservadora con un valor tan elevado como
aproximadamente 50.000.000/año. La estimación norteamericana no
incluye a México u otros países de América Central. Una pequeña
reducción en promedio del tiempo de recuperación dentro del tiempo
de intervención, así como en la sala de recuperación, de 5 minutos
cada una de ellas, puede dar lugar, potencialmente, a un ahorro de
miles de millones de dólares por año en todo el mundo. Únicamente
en Norteamérica, la expectativa de ahorrar 5 minutos de tiempo
tanto en la sala de operaciones como en la zona de recuperación
puede dar lugar a un ahorro que asciende a 1.000 millones de
dólares.
En consecuencia, es un objeto de esta invención
proporcionar un circuito, o unos componentes de circuito, de
respiración mejorado que pueda ser añadido a un circuito de
anestesia de ciclo cerrado convencional que está destinado a
utilizarse para acelerar la recuperación de pacientes a los que se
ha administrado una anestesia con vapor.
Otros objetos adicionales de la invención se
constatarán por parte de los expertos de la técnica a partir de la
lectura de los siguientes sumario de la invención y descripción
detallada de realizaciones de la misma.
La invención proporciona un circuito para la
ventilación de un paciente con el fin de que se recupere de la
exposición a vapores, comprendiendo el circuito un circuito
anestésico de ciclo cerrado convencional, el cual comprende un
miembro o rama de inspiración de una sola vía, destinada a
suministrar gas que ha sido respirado repetidamente, y una rama de
expiración de una sola vía, destinada a admitir gas expirado, un
circuito respiratorio suplementario o auxiliar, destinado a
suministrar únicamente gas que no ha sido respirado de forma
repetida, y que comprende una fuente de gas fresco o nuevo que
carece substancialmente de cualquier cantidad significativa de
CO_{2}, un depósito de gas fresco para almacenar el gas fresco,
una fuente de gas de reserva no respirado, destinada a aportar,
según se requiera, el gas fresco, conteniendo el gas de reserva una
cantidad predeterminada de CO_{2} cuya PCO_{2} es
substancialmente igual a la de la sangre venosa mezclada, así como
un conducto de suministro de gas, una válvula contra la respiración
repetida, o anti-retorno, dispuesta de modo que se
comunique con el paciente, y una válvula respiratoria de tres vías,
dispuesta en comunicación con la válvula contra la respiración
repetida y en comunicación tanto con la rama de inspiración como con
el conducto de suministro de gas, a fin de permitir selectivamente
el paso, bien del gas respirado de forma repetida y procedente de
la rama de inspiración, o bien del gas que no ha sido respirado de
forma repetida y procedente del conducto de suministro de gas, a la
válvula contra la respiración repetida.
De acuerdo con la invención, dichos circuitos y
componentes de los mismos hacen que la administración de gas de
dióxido de carbono al paciente mantenga la misma PCO_{2} en el
paciente independientemente del caudal de ventilación (siempre y
cuando dicho caudal de ventilación sea mayor que un cierto caudal de
ventilación de control), pero permiten que el caudal de eliminación
del vapor anestésico de los pulmones del paciente varíe
directamente como la ventilación total efectuada por el paciente, ya
esté el paciente respirando normalmente, ya esté hiperventilando.
De esta forma, la anestesia por vapor se elimina de los pulmones.
Sin embargo, el dióxido de carbono no se elimina de los pulmones a
una velocidad o caudal superior al caudal que tiene el paciente en
reposo o al caudal de control predeterminado. (El caudal de control
predeterminado de eliminación del CO_{2} puede ajustarse
basándose en el caudal de administración del gas fresco al interior
del circuito, tal y como se explica más adelante).
Preferiblemente, el circuito comprende
adicionalmente medios para automatizar el circuito de forma que este
efectúe el seguimiento del mezclado y del suministro de gas fresco
y de gas de reserva.
De forma preferida, una válvula de liberación de
la presión se encuentra en comunicación con el depósito de gas
fresco para que, en el caso de que el depósito de gas fresco se
llene demasiado con gas, el depósito de gas fresco no se rompa,
quiebre o quede dañado de ninguna otra forma.
La fuente de gas de reserva comprende
preferiblemente un regulador de válvula de demanda, de tal forma
que, cuando se requiere gas adicional, el regulador de válvula de
demanda abre la comunicación de la fuente de gas de reserva hasta el
paciente, y, cuando no se requiere, el regulador de válvula de
demanda se cierra y únicamente fluye gas fresco desde la fuente de
gas fresco y desde el depósito de gas fresco a la válvula
anti-retorno o contra la respiración repetida.
El concepto básico que subyace en la solución
dada por el presente solicitante es que, cuando se incrementa la
respiración, el caudal de flujo del gas fresco (PCO_{2} inspirada
= 0) procedente del flujo de gas fresco que contribuye a la
eliminación del CO_{2} se mantiene constante. El resto del gas
inhalado por el sujeto (procedente del suministro de gas de
reserva) tiene una PCO_{2} igual a la de la sangre venosa
mezclada, y no contribuye a establecer un gradiente de concentración
de CO_{2} entre la sangre venosa mezclada y el gas de los
alvéolos, de forma que no contribuye, por tanto, a la eliminación
del CO_{2}. Si existe un acceso a la sangre venosa mezclada (por
ejemplo, si existe un catéter dispuesto en la arteria pulmonar), la
PCO_{2} venosa mezclada puede ser medida directamente. Si no
existe posibilidad de medición, puede hacerse entonces una
estimación a partir de la PETCO_{2}. La PTECO_{2} se determina
midiendo la PCO_{2} de la expiración, utilizando para ello un
capnógrafo, que se encuentra habitualmente presente, o puede
conseguirse fácilmente, en una instalación de operaciones por parte
de las personas expertas en la técnica.
En efecto, el dispositivo hace coincidir, de una
forma pasiva, precisa y continua, la cantidad de CO_{2} inhalada
por el paciente con la cantidad de la respiración total, con lo que
se evita cualquier perturbación en la PCO_{2} arterial. Esto es lo
opuesto a lo que ocurre en los servo-controladores,
los cuales están continuamente tratando de compensar los cambios.
Las personas expertas en la técnica, sin embargo, pueden convertir
el circuito en automático con el uso de un
servo-controlador o computadora para efectuar el
seguimiento del suministro del gas de reserva y aportar las
cantidades requeridas del mismo.
Este circuito puede utilizarse también en
cualquier circunstancia en la que se desee disociar la velocidad de
ventilación por minuto de la eliminación de dióxido de carbono, tal
como en el entrenamiento de los músculos respiratorios, en la
investigación del papel de los receptores pulmonares expansibles,
del tono traqueo-bronquial, en la expansión del
pulmón para prevenir la atelectasis, y en el control de la
respiración, así como en otros usos, tal como se comprenderá por
parte de los expertos de la técnica.
El circuito puede ser utilizado también por los
buceadores de grandes profundidades y por los astronautas para
eliminar el nitrógeno del cuerpo. Puede utilizarse asimismo para
tratar la intoxicación por monóxido de carbono en condiciones
báricas, o de presión normal, o hiperbáricas. El gas fresco
contendrá el 100% de oxígeno, y el gas de reserva contendrá
aproximadamente el 6% de CO_{2} y aproximadamente el 94% de
oxígeno. Ni el suministro de gas fresco ni el suministro de gas de
reserva contendrán, en este caso, nitrógeno.
La Figura 1 ilustra esquemáticamente la
naturaleza del sencillo circuito de respiración y de los componentes
del mismo, que permiten al paciente recuperarse más rápidamente de
la administración de anestesia por vapor. Dicho dispositivo
mostrado permite a la PCO_{2} permanecer constante a pesar del
incremento en la velocidad de ventilación por minuto, lo cual
permite, de este modo, una eliminación más rápida de la anestesia
por vapor.
La Figura 2 ilustra esquemáticamente ciertas
porciones de un circuito anestésico de ciclo cerrado convencional
que es generalmente conocido por parte de las personas expertas en
la técnica.
La Figura 3 ilustra esquemáticamente el sencillo
circuito de respiración en una realización, la cual se añade a las
porciones del circuito anestésico de ciclo cerrado que se muestra
esquemáticamente en la Figura 2, y que ilustra modificaciones del
circuito mostrado esquemáticamente en la Figura 1 para uso con el
circuito generalmente conocido que se muestra en la Figura 2. (Será
evidente para las personas expertas en la técnica que, dependiendo
del circuito que se utilice como el circuito anestésico de ciclo
cerrado, podrán hacerse distintas modificaciones en el circuito
básico que se muestra en la Figura 1).
La Figura 4A ilustra la estructura que se muestra
en la Figura 3, y que ahora aparece combinada con la estructura
general ilustrada en la Figura 2. (La Figura 3 muestra las
modificaciones hechas específicamente en la estructura de la Figura
1 con el propósito de combinar ésta con la estructura de la Figura
2, que se muestra ahora en la Figura 4A).
Las Figuras 4B y 4C ilustran esquemáticamente
porciones vistas desde más cerca o aumentadas de una parte de la
estructura que se muestra en la Figura 4A en diferentes
posiciones.
La Figura 5 muestra un gráfico del VT (volumen
brásmico o de marea-"Tidal Volume") y de la PETCO_{2}.
La Figura 6 muestra un gráfico de las trazas de
la PCO_{2} y del VT en las vías respiratorias.
Las Figuras 7A, 7B, y 8A y 8B describen
gráficamente los cambios en la PaCO_{2} y en la PETCO_{2}.
El circuito (Figura 1) consiste en una válvula
contra respiración repetida, o anti-retorno, (A),
conectada de forma distal, o en posición más alejada, a dos pasos o
lumbreras (C y D). La primera lumbrera está conectada en paralelo
con una fuente de gas nuevo o fresco (E) (que no contiene CO_{2})
y a un depósito (F) de gas de reserva. Una válvula de liberación de
la presión de una sola vía, (G), evita un llenado excesivo del
depósito (F) al ventear el gas fresco en exceso. La segunda lumbrera
(D) está conectada, a través de una válvula de una sola vía, (H), a
una fuente de gas (que contiene CO_{2}), cuya PCO_{2} es
aproximadamente igual a la PCO_{2} de la sangre venosa mezclada.
Éste recibe aquí el nombre de "gas de reserva" (I). Conectada
a la lumbrera de salida J (por la cual respira el paciente), existe
una válvula A contra respiración repetida, o
anti-retorno.
Cuando la velocidad de ventilación por minuto
"V" es menor o igual que el flujo de gas fresco
"FGF" ("Fresh Gas Flow") procedente de (E), el sujeto
inhala únicamente gas fresco (gas que no contiene CO_{2}). Cuando
la V supera al FGF, el depósito (F) que contiene gas fresco
sin contenido de CO_{2} se vacía en primer lugar, y el equilibrio
de gas inhalado se extrae del gas de reserva (I) que contiene
CO_{2}. No se considera que el gas de reserva participe en el
intercambio de CO_{2} que garantiza que garantiza que la
limitación real proporcionada queda limitada por el FGF. Si la
velocidad del FGF es de 5 l/minuto y el paciente respira a un ritmo
de 5 l/minuto o menos, entonces el paciente inhalará únicamente gas
sin contenido de CO_{2} que llega de las fuentes de flujo de gas
fresco (E y F). Si la velocidad de ventilación por minuto supera al
FGF, la diferencia entre la velocidad de ventilación por minuto y
el flujo de gas fresco viene proporcionada por el gas de reserva
(I), el cual contiene CO_{2} en una concentración que no
proporciona un gradiente para la eliminación del CO_{2} en el
paciente.
Cuando el paciente exhala, la válvula de
inspiración (1) se cierra, la válvula de expiración (2) se abre y el
gas fluye a través del conducto o tubo corrugado que constituye el
miembro o rama de expiración del circuito (3) que conduce al
interior de la bolsa de respiración repetida (4). Una vez que la
bolsa de respiración repetida está llena, la válvula (5) para la
limitación de la presión en las vías respiratorias (APL-"Airway
Pressure-Limiting") se abre y el equilibrio de
gas expirado sale a través de la válvula de APL y hacia el interior
de un dispositivo de barrido de gas (no mostrado). Cuando el
paciente inhala, la presión negativa en el circuito cierra la
válvula de expiración (2), abre la válvula de inspiración (1) y
dirige el gas de modo que éste fluya a través del tubo corrugado
que constituye la rama o miembro de inspiración del circuito (6). La
inspiración arrastra todo el gas de la manga de gas fresco (7), de
tal modo que se establece el equilibrio del volumen de la
respiración por medio de la extracción de gas de la bolsa de
respiración repetida (4). El gas procedente de la bolsa de
respiración repetida contiene gas expirado que tiene un cierto
contenido de CO_{2}. Este CO_{2} es extraído a medida que el
gas pasa a través del dispositivo absorbedor de CO_{2} (8), y, de
esta forma, es suministrado al paciente (P) sin CO_{2} (pero aún
con contenido de vapor anestésico exhalado, si fuera el caso).
El circuito modificado consiste en
1. un circuito que actúa funcionalmente de la
misma forma que una bolsa de auto-inflado
convencional (tal como la fabricada por Laerdal), y que consiste
en
a) una válvula contra la respiración repetida, o
anti-retorno, tal como la válvula #560200, fabricada
por Laerdal, que funciona en el curso de la respiración espontánea,
así como en la respiración asistida manualmente (9);
b) un colector de gas expirado, tal como el
"Expiratory Deviator #850500" (dispositivo desviador de la
expiración nº 850500), destinado a recoger el gas expirado (10) y
dirigirlo a un sistema de barrido de gas (no mostrado) o a la rama
de expiración del circuito de anestesia (Figura 4);
c) una bolsa de auto-inflado (11)
cuya entrada está protegida por una válvula de una sola vía que
dirige el gas al interior de la bolsa de
auto-inflado (12).
2. Una fuente de gas nuevo o fresco (es decir,
que no contiene vapores), por ejemplo, oxígeno u oxígeno y óxido
nitroso (13), que está provista de un medidor de flujo (22).
3. Un colector (14), provisto de cuatro pasos o
lumbreras:
a) una lumbrera (15) para la entrada de gas
fresco (13);
b) una lumbrera (16) para una bolsa (17) de
depósito de gas fresco;
c) una lumbrera a la que está fijada una válvula
de flujo de entrada y de una sola vía que se abre cuando la presión
dentro del colector tiene valor 5 cm de columna de agua inferior a
la presión atmosférica, tal como la parte de catálogo nº 9005 de
los Servicios Sanitarios Livingstone ("Livingstone Health Care
Services catalog part #9005"), (18) (la cual garantiza que se
utiliza la totalidad del gas fresco antes de la apertura);
d) una bolsa de gas (19) cuya PCO_{2} es
aproximadamente igual a la de la sangre venosa mezclada, PCO_{2},
y que está conectada a la válvula de flujo de entrada (18).
(Alternativamente, la válvula y la bolsa de depósito de gas pueden
ser reemplazadas por un regulador de demanda, tal como el
Lifetronix MX91120012, similar al que se utiliza en el buceo con
escafandra autónoma ("SCUBA diving"), y un cilindro o botella
de gas comprimido);
e) una lumbrera a la que se fija una válvula de
flujo de salida y una sola vía, (20), tal como la parte de catálogo
nº 9005 de los Servicios Sanitarios Livingstone ("Livingstone
Health Care Services catalog part #9005"), la cual permite la
liberación de gas desde el colector a la atmósfera cuando la presión
en el colector es mayor que 5 cm de columna agua.
El extremo distal, o más alejado, de la válvula
contra respiración repetida (del tipo Laerdal) (9) se fija al
paciente.
El extremo proximal, o más cercano, de la válvula
contra respiración repetida se fija a una válvula respiratoria de
tres vías (21) que puede dirigir el gas de inspiración, ya sea
desde el circuito anestésico de ciclo cerrado (Figura 4B), ya sea
desde el circuito nuevo (Figura 4C). El colector de expiración (10)
de la válvula contra la respiración repetida de la bolsa de
auto-inflado, está fijado a la rama de expiración
del circuito anestésico (3). Con independencia de la fuente del gas
que se inspira, la exhalación es conducida al interior de la rama
de expiración del circuito anestésico.
Con el fin de maximizar la eliminación de los
vapores anestésicos de los pulmones del paciente, la válvula de
retención respiratoria de tres vías se cambia de posición, de tal
forma que la inspiración del paciente se realiza desde el circuito
nuevo (Figura 4C). De esta forma, el gas inspirado, ya desde la
misma primera respiración después del cambio de posición de la
válvula de tres vías y en adelante, no contiene vapores, por lo que
proporciona el máximo gradiente para la eliminación de los vapores
anestésicos.
Una velocidad de respiración incrementada
mejorará adicionalmente la eliminación de los vapores de los
pulmones. Si la respiración se produce espontáneamente, el paciente
puede ser estimulado para incrementar su velocidad de ventilación
por minuto disminuyendo el FGF (22), con lo que se hace posible el
aumento de la PCO_{2}. Utilizando esta solución, la PCO_{2}
aumentará y se hará independiente, trazando una meseta si se
representa en un diagrama, de la velocidad de respiración, lo que da
lugar a un estímulo de respiración constante. Toda esta ventilación
resulta eficaz para la eliminación de los vapores.
Si el paciente está sometido a ventilación
controlada, puede ser también hiperventilado por medio de la bolsa
de auto-inflado (11). En cualquier caso, la
PCO_{2} del paciente vendrá determinada por el FGF (22). En tanto
en cuanto el FGF permanezca constante, la PCO_{2} permanecerá
constante con independencia de la velocidad de ventilación por
minuto.
Con el fin de ilustrar la eficacia del circuito,
se llevaron a cabo por parte del inventor un cierto número de
ensayos en los que se utilizaron humanos y perros. Los humanos
respiraban de forma espontánea, mientras que los perros se
ventilaron mecánicamente.
Una vez obtenida la aprobación de la junta
institucional para asuntos éticos y comunicado su consentimiento, se
hizo que cuatro sujetos sanos, con edades comprendidas entre 19 y 25
años, respiraran a través del circuito por medio de una boquilla,
llevando simultáneamente una pinza en la nariz. Durante la
respiración normal, el FGF se reguló de forma que fuese igual a V,
ajustando para ello el FGF de tal manera que la bolsa que contenía
gas fresco se vaciase justamente al final de cada inhalación. Se
instó entonces a los sujetos a que respirasen con la máxima amplitud
("respire tan intensamente como pueda") durante 3 minutos. Se
registraron los flujos por medio de un tubo Pitot (Voltek
Enterprises, Willowdale, Canadá), y se integró la señal para obtener
el volumen. Se tomaron muestras del CO_{2} de forma continua en
la boquilla (Medical Gas Analyzer
LB-2-Analizador de gas médico
LB-2-, Sensormedics Corp., Anaheim, California). Las
señales analógicas se digitalizaron a 60 tomas de muestra por
segundo, y se grabaron utilizando programación (software) de
adquisición de datos (WINDAQ/200, DATAQ instruments, Inc., Akron,
Ohio).
Siguiendo a la aprobación de la junta
institucional para asuntos éticos, se anestesiaron 6 perros cruzados
de ambos sexos y con pesos de entre 20 y 25 kg, con metohexital
(entre 5 y 7 mg/kg para inducción, seguidos por entre 150 y 300
mg\cdotkg^{-1}\cdotmin^{-1}), y se entubaron. La adecuada
profundidad de la anestesia se dedujo del movimiento reflejo de las
pestañas, de la ausencia de movimientos espontáneos y de la
estabilidad del ritmo cardiaco y de la presión de la sangre. Se
colocó un catéter en la arteria femoral con el fin de efectuar el
seguimiento de la presión de la sangre y una toma de muestras
periódica de la sangre para el análisis de los gases contenidos. Los
perros se ventilaron con un dispositivo de ventilación de pistón
mecánico convencional (Harvard Apparatus model 618-Aparato
modelo Harvard 618-, South Natick, MA). Se utilizaron, para cada
perro, un volumen de inflado (VT) de 400 ml y una frecuencia (f) de
10 min^{-1} (ciclo de trabajo, 0,5). Todos los perros fueron
ventilados hasta justo por debajo de sus límites de apnea
(incrementando el VT aproximadamente en 50 ml), de tal forma que no
hicieron ningún esfuerzo respiratorio. Se tomaron muestran de forma
continua del CO_{2} brásmico o de marea (Ametek, Thermox
Instruments Division, Pittsburg, PA) en el extremo proximal, o más
cercano, del tubo endo-traqueal. El flujo se midió
por medio de un pneumo-tacógrafo (tacómetro que
registra sus mediciones) (Vertek, de la serie 47303A,
Hewlett-Packard), y la señal se integró para obtener
el volumen. Las señales analógicas se digitalizaron a 17 tomas de
muestra por cada segundo, y se grabaron utilizando la misma
programación de adquisición de datos que la empleada en los estudios
sobre sujetos humanos.
Debido a las diferencias en las PaCO_{2}'s
iniciales entre los distintos perros (que reflejaban las
sensibilidades individuales al CO_{2}, las diferencias en los
niveles de anestesia, o las diferencias en la relación entre el VT y
el peso corporal), la concentración de CO_{2} en el gas de
reserva se ajustó arbitrariamente para cada perro de modo que fuera
1,5 \pm 0,5% superior a su FetCO_{2}, a fin de aproximarse a la
PCO_{2} de la sangre venosa mezclada (PvCO_{2}) (véase la Tabla
II). Con el fin de permitir una mayor flexibilidad en el ajuste de
la concentración de CO_{2} en el gas de reserva, el circuito se
modificó reemplazando la válvula de demanda por una válvula de PEEP
(presión de expiración final positiva-"Positive End Expiratory
Pressure") de una sola vía, y el cilindro o botella por una
bolsa que contenía un gas premezclado. Este circuito es
funcionalmente idéntico al utilizado en los estudios con sujetos
humanos. El circuito se conectó a la lumbrera de entrada del
dispositivo de ventilación. Bajo condiciones de control, el FGF se
ajustó de tal forma que el depósito de gas fresco se vaciaba
justamente durante cada ciclo del dispositivo de ventilación; este
aspecto buscado se confirmó por un ligero incremento de la
FICO_{2} por encima de cero. Una vez que se alcanzó el estado
estacionario (diferencia menor que 1,5 mm de columna de mercurio en
dos valores sucesivos de la PaCO_{2} tomados con una diferencia
de tiempos de 5 minutos), se incrementó el VT, a intervalos de 5
minutos, de 400 a 600 y, a continuación, a 900 y hasta 1.200 ml. En
una segunda prueba a un VT fijado (de aproximadamente 400 ml) y a
un FGF fijado, se incrementó f (la frecuencia), a intervalos de 5
minutos, de 10 a 14, después a 18 y, a continuación, hasta 22
min^{-1}. Se extrajo de la arteria femoral una muestra de sangre
para la determinación de los gases contenidos en la sangre, al
comienzo y al final de cada intervalo de 5 minutos.
Todos los datos se expresan como los valores
medidos \pm la desviación típica. Se realizaron ensayos buscando
diferencias significativas mediante el uso de una ANOVA de una o de
dos vías, con un análisis a posteriori cuando era conveniente. Un
valor de p menor que 0,05 se consideró como significativo.
La Figura 5 representa una gráfica del VT y de la
PETCO_{2} del sujeto 1 durante los 3 minutos del esfuerzo de
ventilación máximo. Los resultados para todos los sujetos se
presentan sumariamente en la Tabla III; los datos representan los
valores promedio para 10 respiraciones en el instante 0 (el instante
inicial de la hiperventilación) para 1,5 y para 3 minutos. La
PETCO_{2} no cambió de forma significativa con respecto a los
valores de control en el curso de la hiperventilación (p = 0,08,
ANOVA). Se produjo una considerable variabilidad en la V y en las
configuraciones de la respiración entre los distintos sujetos, si
bien los sujetos individuales tendían a mantener una configuración
particular de respiración durante el proceso.
La Figura 6 presenta las trazas de la PCO_{2} y
del VT en las vías respiratorias para el perro nº 5 en el curso de
los cambios en la f o en el VT. Las Figuras 7 y 8 muestran
los cambios en la PaCO_{2} y en la PETCO_{2} en todos los perros
durante los cambios en la f o en el VT. Los incrementos en
la f no afectaron significativamente a la PaCO_{2} o a la
PETCO_{2} medias (p = 0,28 y p = 0,11, respectivamente; ANOVA).
Los incrementos en el VT provocaron una disminución en la
PaCO_{2} media con respecto al valor de control únicamente para
un VT de 1.200 ml (p = 0,01); en contraste con esto, los cambios en
el VT no afectaron a la PETCO_{2} media (p = 0,25). El cambio
absoluto promedio en la PaCO_{2} entre el valor de control y la
ventilación más alta fue 2,2 \pm 1,8 milímetros de columna de
mercurio (intervalo de 0,4 a 4,8) para la f, y 3,4 \pm 2,3
mm de columna de mercurio (intervalo de 0,4 a 5,6) para el VT.
El sistema minimizó los decrementos en la
PETCO_{2} en un amplio intervalo de valores de ventilación (de 56
a 131 l\cdotmin^{-1}) y configuraciones de respiración, en la
hiperventilación de los sujetos humanos y en perros hiperventilados
mecánicamente (entre 4 y 12 l/min). La variabilidad de la PaCO_{2}
en los perros hiperventilados, si bien es pequeña, puede haberse
debido a: a) la coincidencia imprecisa de la PCO_{2} del gas de
reserva con las PvCO_{2}'s de los perros; b) la duración
prolongada de la intervención en los perros (mayor que 15 minutos,
frente a los 3 minutos para los sujetos humanos); y c) a la
magnitud de la hiperventilación (véase más adelante). Además, los
diferentes niveles de ventilación pueden haber inducido cambios en
el flujo de sangre sistémico (de todo el organismo) y pulmonar
(coincidencia entre ventilación y perfusión, espacio muerto
fisiológico y anatómico), lo que afecta, en consecuencia, a la
PaCO_{2} y a la PvCO_{2}. A pesar de estas fuentes de
variabilidad, el intervalo en el que variaba la PaCO_{2} en los
estudios realizados por el presente inventor en perros, era similar
a los divulgados en estudios que utilizaban un equipo más complejo
(véase la Tabla 1).
Las técnicas servo-controladas
convencionales que se han diseñado para evitar cambios en la
PCO_{2} con la hiperpnea se ven menos afectadas por los cambios
en la producción de CO_{2} que el circuito; sin embargo, tienen
otras limitaciones. La suposición de que los cambios detectados en
la PETCO_{2} se deben a cambios en la PaCO_{2} no está siempre
garantizada (14). Pequeños cambios en la configuración de la
ventilación pueden "desacoplar" la PETCO_{2} de la
PaCO_{2}, dando lugar a una PETCO_{2} que es una entrada
inapropiada para el control de la PaCO_{2}. Por ejemplo, un VT más
pequeño hace decrecer la VA (lo que tiende a incrementar la
PaCO_{2}), pero también hará decrecer la PETCO_{2}, provocando
que un servo-controlador responda con un
incremento inapropiado en el CO_{2} inspirado.
Incluso en condiciones ideales, un sistema de
servo-control que intente corregir los cambios en la
PETCO_{2} no puede predecir la magnitud de un VT inminente en un
sujeto que respira espontáneamente, y suministrar de esta forma la
carga o aporte de CO_{2} apropiado. Si, en un intento de obtener
un control preciso, la ganancia de un sistema de
servo-control se establece en un valor demasiado
alto, la respuesta se hace inestable y puede dar lugar a la
oscilación de la variable de control (11). A la inversa, si la
ganancia se establece en un valor demasiado bajo, la compensación se
retrasa (9). Un amortiguamiento excesivo de la señal tiene como
consecuencia que la respuesta no alcance nunca el objetivo. Para
acometer estos problemas, los servo-controladores
requieren algoritmos complejos (16) y un equipo costoso.
Cuando la producción de CO_{2} es constante, el
circuito tiene la ventaja teórica con respecto a los sistemas
servo-controlados de que proporciona una
compensación pasiva de los cambios en V. Esto minimiza los cambios
en VA, previendo la necesidad de una compensación subsiguiente. El
mantenimiento de una VA prácticamente constante tiene lugar incluso
durante una respiración irregular, lo cual incluye breves periodos
en los que V es menor que el FGF. En estas circunstancias, el FGF en
exceso es almacenado en el depósito de gas fresco y contribuye de
forma subsiguiente a la VA cuando la ventilación supera al FGF.
Cuando se incrementa la producción de CO_{2}
durante la hiperventilación, como sería el caso con un trabajo
incrementado de respiración o con el ejercicio, el método del
presente inventor requiere modificaciones. Como compensación, puede
aportarse una VA adicional, ya sea incrementando el FGF, ya sea
disminuyendo la PCO_{2} del gas de reserva hasta que sea inferior
a la PvCO_{2}, tal y como se expresa en la siguiente
ecuación:
VA = FGF +
(V-FGF) (PvCO_{2} - PCO_{2} \ del \ gas \ de \
reserva)/PvCO_{2}
Debido a que los sujetos que respiran
espontáneamente tienen dicha V variable durante la hiperventilación,
la compensación de la generación de CO_{2} modificando el FGF
habría requerido un ajuste constante. En consecuencia, el presente
inventor ha escogido disminuir la PCO_{2} del gas de reserva con
el fin de establecer un gradiente de concentración entre la
PCO_{2} del gas de reserva y la PvCO_{2}; cuando este gradiente
es constante, la VA es función de la V. El presente inventor ha
encontrado que, dentro del amplio intervalo del valor de la V
exhibido por los sujetos, una concentración del 5,5% del CO_{2}
en el gas de reserva (en lugar del 6,5% que corresponde a una
PvCO_{2} de 46 mm de columna de mercurio) proporcionaba el
gradiente óptimo para compensar los incrementos en la producción de
CO_{2} que resultaban de un esfuerzo de respiración
incrementado.
Por lo tanto, el presente inventor ha descrito un
circuito sencillo que disocia la VA de la V. Minimiza también
pasivamente los incrementos en la VA que acompañarían normalmente a
la hiperventilación cuando la producción de CO_{2} es constante.
Puede ser modificado con el fin de compensar los incrementos en la
producción de CO_{2}. El circuito puede constituir la base para
una alternativa sencilla y barata a los sistemas
servo-controlados destinados a la investigación, y
puede tener aplicaciones terapéuticas.
| Perro nº | Peso (kg) | FETCO_{2} inicial (%) | FCO_{2} en bolsa (%) |
| 1 | 22 | 5,3 | 7,0 |
| 2 | 20 | 4,6 | 6,6 |
| 3 | 20 | 7,1 | 9,0 |
| 4 | 24 | 7,3 | 9,0 |
| 5 | 25 | 5,5 | 6,9 |
| 6 | 20 | 6,0 | 7,2 |
| Sujeto nº\Tiempo | Control | 0 | 1,5 | 3 |
| 1 | 40,3 | 33,6 | 34,9 | 35,6 |
| 2 | 36,6 | 30,9 | 28,1 | 28,0 |
| 3 | 42,0 | 42,5 | 43,2 | 42,7 |
| 4 | 41,0 | 34,5 | 38,8 | 38,8 |
Frecuencia
(min^{-1})
| Sujeto nº\Tiempo | 0 | 1,5 | 3 |
| 1 | 57 | 50 | 47 |
| 2 | 89 | 87 | 88 |
| 3 | 31 | 30 | 30 |
| 4 | 149 | 130 | 127 |
Volumen brásmico o de marea
(l)
| Sujeto nº\Tiempo | 0 | 1,5 | 3 |
| 1 | 2,30 | 2,49 | 2,58 |
| 2 | 0,85 | 0,72 | 0,63 |
| 3 | 2,60 | 2,64 | 2,26 |
| 4 | 0,78 | 0,62 | 0,60 |
Velocidad de ventilación por minuto
(l\cdotmin^{-1})
| Sujeto nº\Tiempo | 0 | 1,5 | 3 |
| 1 | 131 | 124 | 118 |
| 2 | 75 | 63 | 56 |
| 3 | 80 | 78 | 68 |
| 4 | 117 | 80 | 76 |
Si bien lo anterior proporciona una descripción
detallada de una realización preferida de la invención, ha de
comprenderse que esta descripción es únicamente ilustrativa de los
principios de la invención, y no limitativa. Además, puesto que es
posible realizar un gran número de cambios en la invención sin
apartarse del ámbito de la invención, se pretende que toda la
información contenida aquí se interprete como ilustrativa de la
invención, y no en un sentido limitativo.
Claims (4)
1. Un circuito para la ventilación de un paciente
con el fin de recuperarlo de la exposición a vapores, comprendiendo
el circuito:
un circuito anestésico de ciclo cerrado
convencional, que comprende un miembro o rama de inspiración (6) de
una sola vía, destinada a suministrar gas que ha sido ya respirado
repetidamente, y un miembro o rama de expiración (3) de una sola
vía, destinado a aceptar el gas expirado;
un circuito respiratorio suplementario o
auxiliar, destinado únicamente a suministrar gas que no ha sido
respirado, y que comprende una fuente (13) de gas nuevo o fresco
que carece substancialmente de cualquier cantidad significativa de
CO_{2}, y un conducto de suministro de un gas;
caracterizado por que dicho circuito respiratorio
suplementario comprende adicionalmente un depósito de gas fresco
(17), destinado a almacenar gas fresco, una fuente (19) de un gas
de reserva que no ha sido respirado repetidamente, destinado a
complementar, cuando se requiera, al gas fresco, conteniendo el gas
de reserva una cantidad predeterminada de CO_{2} cuya PCO_{2} es
substancialmente igual a la de la sangre venosa mezclada, y
comprendiendo adicionalmente dicho circuito para la ventilación de
un paciente:
una válvula (9) contra la respiración repetida, o
anti-retorno, dispuesta de modo que se comunique con
el paciente; y
una válvula respiratoria de tres vías (21),
dispuesta en comunicación con la válvula (9) contra la respiración
repetida, y tanto con la rama de inspiración (6) como con el
conducto de suministro de gas, con el fin de permitir selectivamente
el paso, ya sea de gas respirado repetidamente y procedente de la
rama de inspiración (6), ya sea de gas que no ha sido respirado
repetidamente y procedente del conducto de suministro de gas, a la
válvula (9) contra la respiración repetida.
2. El circuito de acuerdo con la reivindicación
1, que comprende adicionalmente medios para automatizar el circuito
respiratorio suplementario con el fin de efectuar el seguimiento o
control del gas fresco y del gas de reserva, mezclarlos y
suministrarlos.
3. El circuito de acuerdo con la reivindicación 1
ó la reivindicación 2, que comprende adicionalmente una válvula
(20) de liberación de la presión, dispuesta en comunicación con el
depósito (17) de gas fresco para que, en el caso de que el depósito
de gas fresco se llene excesivamente de gas, el depósito de gas
fresco no se rompa, quiebre o sufra daños de ningún otro modo.
4. El circuito de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, en el cual la fuente (19) de gas de reserva
comprende un regulador (18) de válvula de demanda, de tal forma
que, cuando se requiere gas adicional, el regulador de válvula de
demanda abre la comunicación de la fuente (19) de gas de reserva, y,
cuando no se requiere, el regulador de válvula de demanda se cierra
y únicamente fluye gas fresco desde la fuente (13) de gas fresco y
desde el depósito (17) de gas fresco, hacia la válvula (9) contra la
respiración repetida.
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|---|---|---|---|---|
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| CA2304292C (en) * | 2000-03-31 | 2009-01-13 | Joseph Fisher | An improved rebreathing circuit to set and stabalize end tidal and arterial pco2 despite varying levels of minute ventilation |
| CA2346517A1 (en) | 2001-05-04 | 2002-11-04 | Joseph Fisher | Improved method of maintaining constant arterial pco2 during increased minute ventilation and measurement of anatomic and alveolar dead space |
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| US7717109B2 (en) * | 2001-09-24 | 2010-05-18 | F-Concepts Llc | Breathing systems with post-inspiratory valve fresh gas flow input, components for implementing same, and methods of use |
| JP4348182B2 (ja) * | 2001-09-24 | 2009-10-21 | エフ−コンセプツ エルエルシー | 通常とは異なる呼吸導管を有する呼吸回路、及び新鮮ガスを最適に利用するシステム及び装置 |
| FR2829942A1 (fr) * | 2001-09-27 | 2003-03-28 | Taema | Appareil et procede de ventilation artificielle avec systeme de mesure de debit de gaz inspiratoire et expiratoire |
| CA2379353C (en) | 2002-03-28 | 2012-07-31 | Joseph Fisher | A new method for continuous measurement of flux of gases in the lungs during breathing |
| US20040084048A1 (en) * | 2002-09-27 | 2004-05-06 | Alex Stenzler | High FIO2 oxygen mask with a sequential dilution feature and filter |
| US7621272B2 (en) * | 2003-05-01 | 2009-11-24 | Anecare Laboratories, Inc. | Apparatus and techniques for reducing the effects of general anesthetics |
| US7353825B2 (en) * | 2003-05-01 | 2008-04-08 | Axon Medical, Inc. | Apparatus and techniques for reducing the effects of general anesthetics |
| DE102004017403B4 (de) * | 2004-04-08 | 2010-03-25 | Dräger Medical AG & Co. KG | Messvorrichtung zur Messung des Volumenstromes eines Gases, dessen Strömungsrichtung sich umkehren kann |
| CA2605950C (en) * | 2004-04-23 | 2013-06-11 | Stephan Boehm | Method and apparatus for changing the concentration of a target gas at the blood compartment of a patient's lung during artificial ventilation |
| DE102004040740A1 (de) * | 2004-08-21 | 2006-02-23 | Viasys Healthcare Gmbh | Gasreservoirbeutel, Verteilergehäuse, Beatmungsmaske sowie Beatmungsverfahren |
| WO2006089427A1 (en) * | 2005-02-25 | 2006-08-31 | Thornhill Research Inc. | Method and apparatus for inducing and controlling hypoxia |
| AU2012244252B2 (en) * | 2005-05-06 | 2013-09-12 | Anecare Laboratories, Inc. | Apparatus and techniques for reducing the effects of general anesthetics |
| US7900626B2 (en) * | 2006-04-17 | 2011-03-08 | Daly Robert W | Method and system for controlling breathing |
| US8381732B2 (en) * | 2008-03-21 | 2013-02-26 | The Periodic Breathing Foundation, Llc | Nasal interface device |
| FR2906710B1 (fr) * | 2006-10-05 | 2008-12-12 | Equip Veterinaire Minerve Sa | Dispositif d'anesthesie securise pour prelevements medicaux effectues a cadence elevee sur des petits animaux de laboratoire |
| US20080302365A1 (en) * | 2007-06-08 | 2008-12-11 | Cohen Eric D | Respiratory Mask |
| US20100192947A1 (en) * | 2009-02-04 | 2010-08-05 | Jeff Mandel | Anesthetic delivery system and methods of use |
| US11696766B2 (en) | 2009-09-11 | 2023-07-11 | Tbi Innovations, Llc | Methods and devices to reduce damaging effects of concussive or blast forces on a subject |
| US9173660B2 (en) | 2009-09-11 | 2015-11-03 | Tbi Innovations, Llc | Methods and devices to reduce the likelihood of injury from concussive or blast forces |
| US9168045B2 (en) | 2009-09-11 | 2015-10-27 | Tbi Innovations, Llc | Device to reduce SLOSH energy absorption and its damaging effects through the reduction of the flow of one or more outflow vessels of the cranium |
| US8985120B2 (en) * | 2009-09-11 | 2015-03-24 | Tbi Innovations, Llc | Method to reduce SLOSH energy absorption and its damaging effects through the reduction of inelastic collisions in an organism |
| US10004515B2 (en) | 2009-09-11 | 2018-06-26 | Tbi Innovations, Llc | Methods and devices to reduce damaging effects of concussive or blast forces on a subject |
| US10842502B2 (en) | 2009-09-11 | 2020-11-24 | Tbi Innovations, Llc | Devices and systems to mitigate traumatic brain and other injuries caused by concussive or blast forces |
| NL1037372C2 (nl) * | 2009-10-07 | 2011-04-11 | Alcmair Partners B V | Werkwijze en inrichting voor het beademen van patienten. |
| US20140163397A1 (en) * | 2012-12-07 | 2014-06-12 | Shape Medical Systems, LLC | Gas Exchange Testing and Auxiliary Gas Delivery Apparatus |
| US8900169B2 (en) | 2013-03-15 | 2014-12-02 | Tbi Innovations, Llc | Methods and devices to reduce the likelihood of injury from concussive or blast forces |
| CN104214373A (zh) * | 2013-06-05 | 2014-12-17 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 气源模块及具有它的麻醉机 |
| WO2015048766A1 (en) * | 2013-09-30 | 2015-04-02 | The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona | A home-based heliox system with carbon dioxide removal |
| US9649466B2 (en) | 2014-02-18 | 2017-05-16 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Systems and methods for gas mixture delivery to humans inside an MRI scanner |
| HUP1400421A2 (hu) * | 2014-09-10 | 2016-03-29 | Gyarmathy Agnes Dr Pomozine | Berendezés belélegzett levegõ CO2 tartalmának beállítására és/vagy szabályozására |
| CN108601598A (zh) | 2015-11-16 | 2018-09-28 | Q30运动科学公司 | 创伤性脑损伤保护装置 |
| EP3422959A4 (en) | 2016-03-02 | 2019-11-27 | Q30 Sports Science, LLC | METHOD AND DEVICES FOR REDUCING THE HARMFUL EFFECTS OF VIBRATION OR SPRING ON A PERSON |
| WO2023153940A1 (en) * | 2022-02-11 | 2023-08-17 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Positive pressure breathing circuit |
Family Cites Families (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3921628A (en) * | 1971-08-19 | 1975-11-25 | Philips Corp | Medical ventilators |
| US3901230A (en) * | 1972-01-17 | 1975-08-26 | Henkin Melvyn Lane | Anesthesia rebreathing apparatus including improved reservoir means |
| US4188946A (en) * | 1977-10-07 | 1980-02-19 | Rayburn Robert L | Controllable partial rebreathing anesthesia circuit and respiratory assist device |
| US4991576A (en) * | 1988-10-11 | 1991-02-12 | Henkin Melvyn Lane | Anesthesia rebreathing system |
| US5320093A (en) * | 1990-12-21 | 1994-06-14 | Brigham And Women's Hospital | Rapid anesthesia emergence system using closed-loop PCO2 control |
| US5398675A (en) * | 1992-10-14 | 1995-03-21 | Henkin; Melvyn L. | Anesthesia rebreathing system |
| SE501729C2 (sv) * | 1994-03-24 | 1995-05-02 | Siemens Elema Ab | Andningsgassystem med en trycköverförande bäljanordning mellan andningskretsen och drivgasapparaten |
| SE9402537L (sv) * | 1994-07-20 | 1996-01-21 | Siemens Elema Ab | Narkossystem |
| SE506727C2 (sv) * | 1995-05-15 | 1998-02-02 | Jacob & Allard Ab | Shuntventil i ett andningssystem av cirkulationstyp |
| DE19606470C2 (de) * | 1996-02-21 | 2001-03-15 | Mpo Ges Fuer Medizintechnische | Verfahren zur Bestimmung der funktionellen Residualkapazität (FRC) |
| US5662099A (en) * | 1996-03-29 | 1997-09-02 | Ohmeda Inc. | Detection of bellows collapsed condition in medical ventilator |
| CA2283430C (en) | 1997-03-19 | 2006-05-23 | Joseph A. Fisher | Elimination of vapour anaesthetics from patients after surgical procedures |
| US6131571A (en) * | 1997-04-30 | 2000-10-17 | University Of Florida | Ventilation apparatus and anesthesia delivery system |
| US5857458A (en) * | 1997-09-26 | 1999-01-12 | Ohmeda Inc. | Automatic bellows refill |
| US6125848A (en) * | 1997-09-26 | 2000-10-03 | Datex-Ohmeda, Inc. | Distal volume monitoring |
| US6216690B1 (en) * | 1997-10-15 | 2001-04-17 | Datex-Ohmeda, Inc. | Method and apparatus for rapid control of set inspired gas concentration in anesthesia delivery systems |
| US6152131A (en) * | 1998-08-26 | 2000-11-28 | Instrumentarium Corp. | Method and apparatus for detecting an empty breathing gas compartment in a patient ventilator |
| SE9803684D0 (sv) * | 1998-10-27 | 1998-10-27 | Siemens Elema Ab | Narkosapparat |
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