9
Misure nel sistema respiratorio
Frank P. Primiano, Jr.
Questo capitolo si occupa dei processi che si verificano nel sistema respiratorio
dove ha luogo lo scambio di gas fra il sangue e l’atmosfera. La misura di variabili
associate con questi processi permette al medico di raggiungere due importanti
obiettivi clinici: valutare lo stato funzionale del sistema stesso (polmoni, vie aeree
e gabbia toracica) ed intervenire sul suo funzionamento.
La valutazione oggettiva della funzione respiratoria è effettuata in clinica in
due scale temporali. Una è relativamente lunga e coinvolge osservazioni discrete,
usualmente test di funzionalità polmonare (TFP), ad intervalli di tempo che possono andare da giorni ad anni. Nella valutazione della funzionalità polmonare i valori dei parametri determinati su un soggetto sono confrontati con quelli attesi da
popolazioni specifiche - popolazioni di soggetti normali oppure con documentate
patologie (Primiano, 1981). I parametri di funzionalità respiratoria sono valutati
utilizzando procedure standard che permettono la misura di determinate variabili in
condizioni sperimentali ben definite. I test di funzionalità polmonare sono impiegati (1) a scopo di screening, per identificare patologie in una fase precoce; (2) nel
contesto di esami medici periodici, in particolar modo nel caso di individui con patologie polmonari croniche; (3) per valutare cambiamenti acuti durante episodi patologici; (4) a scopo di follow-up per seguire l’evoluzione di una patologia e valutare la risposta al trattamento.
La seconda scala temporale per la valutazione della funzione respiratoria è
molto breve: le osservazioni vengono effettuate in continuo o ad intervalli di tempo
che vanno da minuti ad ore. Questa attività, nota come monitoraggio del paziente,
viene eseguita in ospedale, di solito in un’unità di terapia intensiva (UTI), in situazioni critiche quali, ad esempio, grossi traumi, overdose di farmaci o di altre sostanze, pesanti interventi chirurgici e patologie gravi (vedi Sezione 13.6).
Modificazioni terapeutiche della funzionalità respiratoria possono essere ottenute mediante chirurgia, utilizzazione di farmaci o uso di dispositivi di assistenza
respiratoria. Ad eccezione di situazioni estreme ed acute, come quelle che si verificano in cardiochirurgia in cui i polmoni sono completamente bypassati ed il sangue
è ossigenato mediante ossigenatori extracorporei (Sezione 13.3), questi approcci
sono tesi ad ottimizzare il contenuto dei gas nel sangue arterioso, cercando di governare opportunamente la composizione e la distribuzione dei gas polmonari e la
distribuzione dei flussi di sangue polmonare. Le stesse variabili usate per valutare
la funzionalità polmonare possono essere monitorate per fornire informazioni oggettive essenziali per questo tipo di controllo esterno del sistema.
377
378
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
Esistono molti strumenti che possono essere impiegati per misurare le variabili
caratteristiche del sistema respiratorio. In questo capitolo verranno presi in esame
quei dispositivi utilizzabili in ambito clinico in grado di fornire misure quantitative
accurate ed appropriate per il calcolo di parametri comunemente determinati nei test
di funzionalità polmonare e per valutare lo stato polmonare durante ventilazione meccanica. Non verranno perciò descritti dispositivi che sono principalmente impiegati
nel monitoraggio di pazienti o come strumenti per la diagnosi fisica. Possibili esempi
sono i dispositivi usati in tecniche di immagine (radiografia, tomografia computerizzata, risonanza magnetica, tomografia a emissione di positroni) ed un vasto gruppo di
strumenti usati per stimare o rilevare cambiamenti del volume polmonare (si veda
Sackner, 1980), come fluoroscopi, magnetometri, vari dispositivi elettrici, meccanici
e pneumatici collocati attorno al torso o su di esso, sensori di temperatura nasale e
piastre dinamometriche per rilevare movimenti del corpo associati al respiro.
Nella fisiologia dell’apparato respiratorio la letteratura risente della mancanza
di un valido sistema di notazione (Primiano e Chatburn, 2006). Per certi versi il sistema si è evoluto nell’intento di venire incontro alle esigenze della comunità clinica. I simboli usati nel presente capitolo sono un compromesso fra quelli trovati
nella letteratura respiratoria (Macklem, 1986; Miller et al., 1987) e quelli trovati
nella letteratura delle scienze fisiche. Per esempio, nella letteratura respiratoria, V
rappresenta il “volume di gas” (Miller
et al., 1987) presente all’interno di un conte.
nitore come i polmoni, mentre V rappresenta il “flusso di gas” (Macklem, 1986).
Tuttavia, poiché il gas nei polmoni si può espandere e comprimere, la variazione
del volume polmonare per unità di tempo non è necessariamente uguale al flusso
volumetrico di gas che entra o esce dai polmoni attraverso il naso e la bocca, anche
se tale approssimazione può essere ritenuta valida in molte circostanze.
Tuttavia,
.
per enfatizzare la distinzione fra queste due entità fisiche, il simbolo V verrà impiegato per indicare la variazione di volume per unità di tempo di un contenitore con
volume V, mentre si indicherà con Q il flusso di fluido (gas o liquido) entrante o
uscente da esso, come viene comunemente fatto in fisica ed in fluidodinamica. Il
simbolo F non sarà usato per indicare il flusso, come fatto in altre parti di questo libro, poiché F è tipicamente usato in fisiologia respiratoria per indicare la frazione
molare (concentrazione frazionale) di una specie gassosa in una miscela. Altri simboli saranno definiti quando verranno impiegati.
9.1 MODELLI DEL SISTEMA RESPIRATORIO
Cosa misurare nel sistema respiratorio dipende da cosa si intende analizzare del respiro e dal concetto di funzionamento del sistema stesso. Il funzionamento del sistema respiratorio è di solito formalizzato impiegando modelli astratti (verbali o
matematici). I modelli del sistema respiratorio non specificano soltanto le variabili
da misurare, ma permettono di definire anche parametri caratteristici di funzionalità
respiratoria e costituiscono la base di partenza per progettare esperimenti per valutare questi parametri. Inoltre essi permettono di studiare strategie di controllo e dispositivi da usare per mettere in atto una valida assistenza respiratoria. Le definizioni e le discussioni della fisiologia polmonare si basano essenzialmente su mo-
9.1
MODELLI DEL SISTEMA RESPIRATORIO
379
delli polmonari (Primiano e Chatburn, 1988). Perciò, prima di parlare di misure, è
opportuno conoscere le caratteristiche essenziali del sistema respiratorio ed i principali approcci per modellare aspetti fondamentali utili a comprendere non solo il
sistema respiratorio stesso, ma anche i dispositivi di misura.
Tenendo conto del fatto che si vuole valutare la funzione respiratoria di soggetti viventi, le misure devono essere minimamente invasive, non causare gravi fastidi ed essere adeguate ad un ambiente clinico. Ciò limita enormemente il numero
ed i tipi di misure che possono essere fatte e porta all’impiego di modelli a parametri concentrati. Per chiarezza è conveniente dividere la funzione respiratoria in due
parti: (1) trasporto dei gas nei polmoni (includendovi anche le vie aeree extrapolmonari ed i capillari polmonari) e (2) meccanica dei polmoni e della gabbia toracica. I modelli che descrivono il trasporto dei gas si occupano principalmente dei
cambiamenti di concentrazione di specie gassose e di flussi volumetrici di gas,
mentre quelli che descrivono la meccanica mirano a mettere in relazione pressione,
volume polmonare e variazioni del volume polmonare per unità di tempo. Ovviamente queste due parti della funzione respiratoria sono altamente correlate ed i relativi modelli e misure sono fra loro complementari (Ligas, 2006).
TRASPORTO DEI GAS
I modelli per il trasporto dei gas, sia nella fase gassosa sia attraverso la membrana alveolo-capillare nel sangue, tengono conto del bilancio di massa in una rappresentazione a compartimenti del sistema polmonare. La Figura 9.1(a) mostra l’unità di
base del trasporto di gas nel polmone. Tale unità consiste in un compartimento alveolare a volume variabile, il cui contenuto è ben miscelato mediante diffusione, un
compartimento ematico anch’esso ben miscelato che scambia gas con il compartimento alveolare per diffusione ed uno spazio morto a volume costante. Il gas si
muove per convezione attraverso lo spazio morto, che funziona puramente come un
condotto che mette in comunicazione l’esterno con il corrispondente volume alveolare, dando luogo ad un ritardo temporale. Durante il respiro tranquillo una coppia di
polmoni normali può essere rappresentata in maniera soddisfacente utilizzando il sistema mostrato nella Figura 9.1(a). Al contrario, polmoni soggetti a notevoli cambiamenti di volume oppure a frequenze respiratorie molto elevate (Ⰷ 1 Hz) o anche affetti da patologie che provocano anomalie nel trasporto dei gas possono richiedere
modelli più complessi che necessitano di combinare in serie e/o in parallelo tali unità.
Un bilancio di massa dinamico può essere scritto per ogni specie chimica X o
insieme di specie nella miscela di gas respirata. Se in un sistema la produzione di X
mediante reazione chimica è trascurabile, il bilancio di massa della specie può essere scritto come
Accumulo di
massa di X per
unità di tempo
nel sistema
n
=
i =1
Flusso di massa
di X per convezione attraverso
la porta i
Diffusione netta
di X per unità di
tempo fuori dal
sistema
(9.1)
Ciò può essere scritto anche come bilancio molare, poiché il numero di moli N è il
rapporto fra la massa di X ed il suo peso molecolare (in unità di massa). Definiti
con rAWOX la densità molare della specie X (moli per unità di volume) e con QAWO
380
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
(a)
(b)
(a) Unità di base del trasporto dei gas nel sistema
polmonare. Il prodotto rx ⭈ Q è il flusso molare di X all’ingresso delle
. vie aeree
(AWO, airway opening) e nel sangue capillare polmonare (b, blood). Ubx è l’assorbimento molare netto di X nel sangue per unità di tempo (per diffusione). VD e VA
sono rispettivamente il volume dello spazio morto (D, dead space) e di quello alveolare. (b) Unità di base della meccanica polmonare. PA è la pressione nel compartimento alveolare. PPL e PAWO sono rispettivamente le pressioni nello spazio
pleurico ed all’ingresso delle vie aeree. VL è il volume di gas dentro i polmoni (L,
lungs), comprese le vie aeree, e QAWO è il flusso volumetrico di gas nei polmoni
misurato all’ingresso delle vie aeree.
Figura 9.1 Modelli dei polmoni
il suo flusso volumetrico (volume per unità di tempo), entrambi misurati all’ingresso delle vie aeree (AWO, airway opening), il bilancio molare di X nella fase gassosa del modello polmonare in Figura 9.1(a) sarà scritto come
.
d(NLx)
–––––––
= (rAWOx ⭈ QAWO) – Ubx
dt
(9.2)
.
dove Ubx è l’assorbimento molare netto di X nel sangue per unità di tempo. Il numero di moli di X nel polmone (NLx) è la somma delle moli presenti nello spazio
morto (NDx) e nel compartimento alveolare (NAx).
MECCANICA
Il comportamento meccanico del sistema respiratorio può essere convenientemente
modellato usando una combinazione di elementi pneumatici e meccanici (Chatburn
e Primiano, 1988). La Figura 9.1(b) mostra un modello elementare di un’unità
meccanica del polmone. Esso consiste di un elemento deformabile con comportamento viscoelastico e plastico, connesso ad una via aerea non rigida caratterizzata
da una resistenza variabile al flusso convettivo. Il sistema contiene una miscela di
9.1
MODELLI DEL SISTEMA RESPIRATORIO
(a)
381
(b)
Figura 9.2 Modelli della meccanica ventilatoria per individui normali in respiro tranquillo (a) Unità meccanica polmonare circondata dalla gabbia toracica. (b) Ana-
logo elettrico del modello in Figura 9.2(a).
gas ideali e vapor d’acqua saturo che mostra proprietà inerziali e subisce un processo isotermico durante variazioni di stato.
Sebbene ciascuno dei milioni di alveoli e vie aeree terminali possa funzionare
come un’unità meccanica elementare distinta, si è visto che la meccanica di una
coppia di polmoni normali durante respiro tranquillo può essere descritta utilizzando il modello ad una singola unità di Figura 9.1(b). Tuttavia, ad alte frequenze
respiratorie, il modello del sistema polmonare in soggetti sani e patologici può richiedere la combinazione di più unità elementari. Si noti che solo in alcuni casi
particolari i compartimenti delle unità del trasporto di gas [Figura 9.1(a)] corrispondono in maniera biunivoca alle unità meccaniche [Figura 9.1(b)] nello stesso
polmone.
In Figura 9.2(a) è stato aggiunto un ulteriore elemento deformabile che rappresenta la gabbia toracica che circonda i polmoni. La gabbia toracica include tutte le
strutture extrapolmonari, quali le costole, i muscoli respiratori ed il contenuto addominale, che può essere soggetto a movimento durante il respiro. Lo spazio compreso fra l’unità polmonare e la gabbia toracica rappresenta lo spazio intrapleurico,
che è riempito da un sottile strato di liquido.
La meccanica del sistema respiratorio è descritta da relazioni che legano pressioni, cambiamenti di volume e flussi di gas nei vari sottosistemi. I sottosistemi
sono delimitati da quei punti del sistema nei quali è possibile calcolare o misurare
le relative pressioni. Di conseguenza la caduta di pressione lungo l’intero sistema
può essere espressa come la somma algebrica delle cadute di pressione nei vari sottosistemi. Bilanci di massa possono essere usati per determinare l’andamento del
382
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
flusso nei vari sottosistemi, mentre vincoli geometrici determinano la distribuzione
dei cambiamenti di volume.
MODELLO DELLA MECCANICA DEL RESPIRO IN SOGGETTI NORMALI
DURANTE RESPIRO TRANQUILLO
Quando i flussi, i cambiamenti di volume o le loro derivate temporali sono grandi,
le equazioni che descrivono il comportamento meccanico del sistema respiratorio
sono fortemente non lineari. Tuttavia, per piccoli flussi e cambiamenti di volume,
quali quelli che si osservano durante il respiro tranquillo, approssimazioni lineari
possono descrivere in maniera adeguata il comportamento del sistema. Queste approssimazioni lineari definiscono proprietà del sistema comunemente impiegate e
che sono valutate nei test di funzionalità polmonare (ad esempio, la compliance, la
resistenza e l’inertanza).
Per facilitare la scrittura delle equazioni linearizzate, nel presente capitolo si
farà uso delle seguenti convenzioni. Una variabile indicata con una lettera minuscola indicherà una piccola variazione di quella stessa variabile nell’intorno di un
punto di lavoro o di riferimento:
y = Y – Ŷ
dove Ŷ indica il valore di riferimento stabilito per la variabile Y. Tutte le equazioni
linearizzate saranno perciò scritte utilizzando lettere minuscole. Il simbolo ¢ verrà
impiegato per indicare differenze fra due punti spaziali:
¢Y = Yi – Yj
dove i e j indicano due differenti posizioni, quali, ad esempio, l’ingresso delle vie
aeree e lo spazio pleurico. In tal modo le variazioni nell’intorno del punto di riferimento osservate per la caduta di pressione lungo tutto il polmone (comunemente
detta differenza di pressione transpolmonare) saranno
ˆL = ¢pL
(PAWO – PPL) – (P̂AWO – P̂PL) = ¢PPL – ¢P
Nell’ipotesi in cui gli alveoli e la gabbia toracica mostrino un comportamento
prevalentemente elastico, un semplice modello della meccanica del respiro [Figura
9.2(a)] per un soggetto normale in respiro tranquillo in atmosfera può essere descritto mediante il seguente sistema di equazioni lineari
pAWO – pA = RAWqAWO
(9.3a)
1
pA – pPL = –––– vL
CstL
(9.3b)
1
¢pMUS + (pPL – pBS) = –––– vL
Cstw
(9.3c)
9.1
MODELLI DEL SISTEMA RESPIRATORIO
383
in cui le lettere minuscole sono usate per indicare cambiamenti rispetto al punto di
lavoro delle seguenti variabili:
PAWO = pressione idrostatica all’ingresso delle vie aeree
PA = pressione nello spazio alveolare (pressione alveolare)
PPL = forza media per unità di superficie che agisce sulle superfici pleuriche (pressione intrapleurica)
¢PMUS = forza media per unità di superficie sulla gabbia toracica, che causa
gli stessi movimenti prodotti dalla contrazione attiva dei muscoli
respiratori durante il respiro (differenza di pressione muscolare)
PBS = pressione idrostatica che agisce sulla superficie del corpo (BS,
body surface), ad eccezione dell’ingresso delle vie aeree
QAWO = flusso volumetrico di gas all’ingresso delle vie aeree
VL = volume dello spazio gassoso nell’intero sistema (spazio alveolare
e vie aeree)
Le Equazioni (9.3) tengono conto di tre proprietà meccaniche del sistema: la resistenza delle vie aeree RAW, la compliance polmonare statica CstL e la compliance
statica della gabbia toracica CstW (W, wall). Tali parametri possono essere valutati
tenendo conto della definizione generale di resistenza al flusso in un condotto e di
compliance di una struttura deformabile. La resistenza al flusso di gas in un condotto è il rapporto fra la variazione di caduta di pressione lungo il condotto e la variazione di flusso attraverso il condotto stesso, assumendo che la variazione di volume del condotto sia nulla, cioè
∂(¢P)
R = ––––––
(9.4)
∂Q
La compliance “statica” di una struttura è il rapporto fra la variazione di volume
della struttura e la corrispondente variazione di pressione transmurale, assumendo
che i flussi e le derivate del volume siano nulle, cioè
∂V
Cst = ––––––
∂(¢P)
(9.5)
Nelle Equazioni (9.4) e (9.5) ¢P è la differenza di pressione attraverso il sistema
sotto analisi. Perciò per le vie aeree
∂(PAWO – PA)
RAW = ––––––––––––
∂QAWO
(9.6)
Il simbolo di derivata parziale nelle Equazioni (9.4)-(9.6) indica che tutte le altre
variabili devono rimanere costanti quando si valutano questi parametri. In particolare,
la compliance statica Cst può essere valutata sperimentalmente solo quando il sistema
è in equilibrio statico, cioè quando tutti i flussi e le variazioni di volume e pressione
per unità di tempo nel sistema sono zero. In questa situazione PAWO – PA = 0 e
384
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
quindi la pressione transmurale (PA – PPL) può essere misurata come (PAWO – PPL).
Pertanto la compliance polmonare statica può essere valutata come
VL(t2) – VL(t1)
CstL = –––––––––––––––
¢PL(t2) – ¢PL(t1)
dove
¢PL = (PAWO – PPL)
(9.7)
(9.8)
è la differenza di pressione transpolmonare e t1 e t2 sono due istanti di tempo in cui
il sistema è completamente immobile e caratterizzato da due differenti volumi.
È impossibile misurare direttamente la differenza di pressione muscolare
¢PMUS e quindi la compliance statica della gabbia toracica può essere valutata solo
quando ¢PMUS è uguale a zero. Ciò accade, per definizione, quando i muscoli respiratori sono completamente rilassati. Definendo la differenza di pressione attraverso
la gabbia toracica come
(9.9)
¢PW = PPL – PBS
la compliance statica della gabbia toracica è data da
VL(t4) – VL(t3)
CstW = –––––––––––––––
¢PW(t4) – ¢PW(t3)
(9.10)
dove t3 e t4 sono due istanti di tempo in cui il sistema è in equilibrio statico, a due
differenti volumi, ed i muscoli respiratori sono completamente rilassati.
Poiché i polmoni cambiano di volume e perdono o acquisiscono gas attraverso
l’ingresso delle vie aeree, il gas al loro interno è transitoriamente compresso o
espanso. Durante repentini cambiamenti di volume, questo fenomeno può portare
ad una differenza apprezzabile
tra la variazione istantanea di volume polmonare
.
per unità di tempo VL ed il flusso volumetrico di gas misurato alla bocca QAWO.
Tuttavia, in condizioni di respiro normale corrente questo effetto può essere
trascu.
rato e QAWO può essere considerato una buona approssimazione di VL. Di conseguenza le Equazioni (9.3a) e (9.3b) possono essere combinate e riscritte come
1
(9.11)
PAWO – PPL = –––– vL + RAWv· L
Cst L
Le Equazioni (9.3c) e (9.11), che descrivono il modello di Figura 9.2(a), possono anche essere rappresentate mediante l’analogo elettrico di Figura 9.2(b).
ESEMPIO 9.1 Si vuole progettare un ventilatore meccanico (a pressione positiva
intermittente) a controllo di volume
. che produca all’apertura delle vie aeree un
.
flusso inspiratorio costante (v L = VL) di durata pari a TI (onda quadra) fino al raggiungimento di un volume corrente prestabilito V T. Il ventilatore deve permettere
anche di effettuare una pausa post-inspiratoria, mantenendo il volume inspirato V T
per un tempo prestabilito Tp, prima di consentire un’espirazione passiva libera di
durata pari a TE. Assumendo che il paziente sia sedato e curarizzato ed abbia polmoni normali, si scriva un’espressione (a) del picco inspiratorio di pressione (PIP)
che deve essere prodotto dal ventilatore all’apertura delle vie aeree per ottenere il
volume V T e (b) della pressione che il ventilatore deve mantenere per trattenere il
9.2
MISURA DELLA PRESSIONE
385
volume inspirato V T all’interno dei polmoni durante la pausa post-inspiratoria di
durata TP.
SOLUZIONE
a. Per ricavare un semplice modello di un apparato respiratorio normale si combinino le Equazioni (9.3c) (gabbia toracica) e (9.11) (polmoni), ottenendo
così la
.
–
p
+
¢p
+
1/Cst
)v
+
R
v
/Cst
(1/Cst
v
relazione:
p
=
=
AWO
BS
MUS
W
L L
AW L
L
TR +
.
RAWv L dove CstTR è la compliance totale respiratoria data da CstTR = CstL
CstW/(CstL + CstW). Un ventilatore a pressione positiva intermittente determina
l’inspirazione del paziente producendo all’apertura delle vie aeree un incremento di pressione (pVENT) rispetto alla pressione atmosferica (non abbassa cioè
la pressione sulla superficie del corpo a valori inferiori alla pressione atmosferica). Di solito pVENT, detta appunto pressione positiva, viene applicata all’ingresso di un tubo endotracheale inserito all’interno della trachea. Per un paziente curarizzato la pressione muscolare ¢pMUS è zero per definizione. Essendo inoltre il corpo del paziente soggetto alla pressione atmosferica, le variazioni di pressione sulla superficie del corpo stesso possono essere trascurate. Se poi il flusso
. inspiratorio è costante, il cambiamento di volume è una
rampa, cioè vL = VLt, che raggiunge il valore massimo quando, al tempo TI, il
volume
. vL raggiunge il valore prefissato V T. Pertanto pVENT = vL/CstTR +
RAWv L e PIP = (1/CstTR + RAW/VI)V T dove RAW include anche la resistenza del
tubo endotracheale.
b. Durante la pausa post-inspiratoria il flusso è nullo e vL = V T, quindi pVENT =
V T/CstTR.
VARIABILI MISURABILI NEL SISTEMA RESPIRATORIO
I semplici modelli del trasporto di gas e della meccanica respiratoria mostrati nelle
Figure 9.1 e 9.2 contengono una quantità di variabili, di cui solo un insieme molto
limitato può essere misurato direttamente. In particolare, le variabili che possono
essere misurate sono il flusso volumetrico di gas attraverso la bocca e il naso (ed
equivalentemente, il suo integrale, ovvero il volume di gas respirato), la pressione
alla bocca, sul naso e sulla superficie corporea, le pressioni parziali o le concentrazioni di vari gas nella miscela gassosa che passa attraverso la bocca ed il naso e in
campioni discreti di sangue in vitro e la temperatura, compresa la temperatura centrale del corpo. I valori di tutte le altre variabili presenti nelle precedenti equazioni
non possono essere misurati direttamente, ma devono essere ricavati da misure di
altre variabili. Un esempio emblematico è rappresentato dalla variazione del volume polmonare, abitualmente ottenuta dal flusso o dalle variazioni di volume di
gas misurati alla bocca e al naso, cioè all’ingresso delle vie aeree.
9.2 MISURA DELLA PRESSIONE
Due aspetti importanti nelle misure di pressione respiratoria sono il modo in cui la
pressione viene misurata ed il fatto che la maggior parte delle misure riguarda differenze di pressione. Tutte le pressioni rappresentate nei modelli respiratori de-
386
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
scritti nella Sezione 9.1 sono definite nella letteratura respiratoria come “pressione
laterale”, cioè pressione misurata sulla parete del condotto con il piano della porta
di misura parallelo alla direzione del flusso. Ciò coincide con la definizione di pressione statica o idrostatica in fluidodinamica. I suddetti modelli non impiegano mai
misure di pressione totale e pressione dinamica, anche se queste grandezze possono
essere usate in strumenti per misurare il flusso (Hänninen, 1991). Può tuttavia sorgere un po’ di confusione per il modo in cui sono usati nella letteratura respiratoria
i termini statico e dinamico con riferimento alla pressione. È infatti di uso comune
esprimere la differenza di pressione idrostatica fra due punti come la somma di due
componenti tempo-varianti, la componente statica e la componente dinamica. Per
esempio la differenza di pressione transpolmonare può essere scritta come
¢PL = (¢PL)st + (¢PL)din
(9.12)
La componente statica è definita come funzione solo dei cambiamenti di volume
nel sistema. [Per esempio, nell’Equazione (9.11), il primo addendo nel lato destro
dell’equazione fa riferimento alla componente statica della differenza di pressione
transpolmonare]. La componente dinamica, che è la differenza di pressione idrostatica meno la sua componente statica, è associata solamente a flussi, variazioni di
volume nell’unità di tempo e loro derivate. La componente statica di una differenza
di pressione può essere perciò misurata come la differenza di pressione idrostatica
quando tutti i flussi, le variazioni di volume nell’unità di tempo e le loro derivate
sono zero, cioè quando il sistema è in equilibrio statico.
SENSORI DI PRESSIONE
Misure dinamiche di pressione respiratoria possono essere adeguatamente effettuate usando un sensore di pressione elettronico ad estensimetri (strain-gage) avente un tubicino di collegamento o un catetere come sonda. Nella Sezione 7.3 sono
state descritte le caratteristiche di tali dispositivi per il sistema circolatorio, dove il
catetere ed il sensore sono riempiti di liquido. Lo stesso tipo di analisi può essere
usato per i sistemi riempiti con gas, ma la compliance acustica del gas può essere
dello stesso ordine di grandezza (o anche più alta) della compliance del diaframma
del sensore. Di conseguenza, è necessario includere nel circuito equivalente del dispositivo [Figura 7.8(a)] un opportuno condensatore in parallelo.
Un ulteriore aspetto deve essere inoltre considerato quando si misura una differenza di pressione. Tali misure sono di solito effettuate con sensori di pressione differenziale che hanno due camere separate da un diaframma connesso agli estensimetri. Mediante un catetere si introduce il gas dentro ciascuna camera. Perciò il circuito di Figura 7.8(a) rappresenta la funzione di trasferimento meccanica o pneumatica di un solo lato di un sensore di pressione differenziale. Si noti che le pressioni tempo-varianti presenti nelle camere su ciascuna faccia del diaframma sono
influenzate dalle caratteristiche di trasferimento dei circuiti meccanico-pneumatici
tra la sorgente di pressione ed il diaframma stesso. Di conseguenza è molto importante che la risposta in frequenza delle linee di trasmissione su entrambi i lati del
sensore sia uguale nel campo di frequenze di interesse. Ciò diventa critico quando
9.2
MISURA DELLA PRESSIONE
387
si debbano misurare cambiamenti di pressione ad alta frequenza con sensori aventi
camere di volume diverso su ciascun lato del diaframma.
PRESSIONE INTRAESOFAGEA
Il calcolo delle proprietà meccaniche polmonari, quali, ad esempio, la compliance
polmonare statica, dalle Equazioni (9.7) e (9.8) richiede una misura della pressione
media spaziale che agisce sulle superfici pleuriche. Misure dirette della pressione
sulla superficie della pleura viscerale, fatte pungendo la parete toracica ed introducendo un catetere nello spazio intrapleurico, non sono di fatto applicabili nella pratica clinica. Tuttavia, tali misure hanno dimostrato che esiste un gradiente di pressione, connesso alla gravità, nel sottile film liquido all’interno dello spazio intrapleurico che circonda i polmoni. La non uniformità di questa pressione, che è più
bassa nella parte più alta del torace, crea incertezze sul punto in cui misurare un valore rappresentativo della pressione media. Fortunatamente la determinazione delle
proprietà meccaniche mediante equazioni linearizzate, quali le (9.3), richiede solo
la conoscenza delle variazioni di pressione nell’intorno del punto di lavoro e non la
misura di valori assoluti di pressione.
Un significativo passo in avanti nella valutazione clinica della funzionalità polmonare è stato fatto sviluppando un metodo di stima delle variazioni delle pressione intrapleurica che utilizza misure di variazione di pressione in un bolo di
fluido introdotto all’interno dell’esofago. La tecnica più comunemente impiegata
richiede di passare un catetere pieno di aria con un palloncino di lattice alla sua
estremità attraverso il naso fino all’interno dell’esofago (Macklem, 1974).
L’esofago, che è normalmente un tubo flaccido collassato, è soggetto alla pressione presente nello spazio intrapleurico (che agisce attraverso la pleura parietale) e
al peso di altre strutture toraciche, principalmente il cuore. La pressione nell’aria
racchiusa nel palloncino situato all’interno dell’esofago toracico dipende dalla
compressione o dall’espansione causata da queste sorgenti. Sebbene la pressione
media intraesofagea non sia esattamente uguale alla pressione intrapleurica media
misurata direttamente con un catetere nello spazio intrapleurico, in certe condizioni
le variazioni di pressione nel palloncino esofageo riflettono le variazioni di pressione intrapleurica. Se la quantità di aria presente nel palloncino è sufficientemente
piccola, in modo tale che il palloncino non sia soggetto a stress meccanico e la parete esofagea non subisca movimenti tali da influenzare la trasmissione di pressione
all’interno del palloncino stesso, le proprietà meccaniche del palloncino e dell’esofago hanno effetti trascurabili sulle variazioni di pressione nel palloncino.
Il palloncino deve essere correttamente collocato in modo da minimizzare variazioni di pressione derivanti da possibili movimenti di altri organi che occupano
la cavità toracica. La sorgente di rumore più importante è dovuta al battito cardiaco, che tipicamente ha una frequenza fondamentale dell’ordine di 1 Hz e quindi
molto maggiore della frequenza respiratoria a riposo. Bassa interferenza cardiaca e
variazioni di pressione che ben corrispondono in ampiezza e fase alle variazioni di
pressione misurate direttamente nello spazio pleurico possono essere ottenute in
una regione sotto il terzo superiore dell’esofago toracico. Tale corrispondenza diminuisce quando il volume polmonare è vicino al suo minimo (volume residuo). La
388
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
risposta in frequenza di un sistema di misurazione di pressione con palloncino esofageo dipende dalle proprietà meccaniche e dalle dimensioni del sensore di pressione, dal catetere, dal palloncino e dal gas contenuto nel sistema. Usare elio invece
di aria può ampliare il campo di frequenza utile di questi sistemi.
9.3 MISURA DEI FLUSSI DI GAS
Quando il polmone cambia volume durante il respiro, una massa di gas viene trasportata per convezione attraverso l’apertura delle vie aeree. La misura di variabili
associate con il movimento di questo gas è di enorme importanza per studiare il sistema respiratorio. Il flusso volumetrico ed il suo integrale nel tempo sono usati per
stimare rispettivamente la velocità di cambiamento del volume polmonare e le variazioni del volume stesso. Sebbene i dispositivi di seguito descritti siano calibrati
ed impiegati per misurare un flusso volumetrico o per stimare il suo integrale, il
processo fisico primario coinvolto è il flusso di massa. Il flusso volumetrico è
uguale al flusso di massa diviso la densità del gas nel punto di misura e gli strumenti usati per misurarlo sono detti flussimetri volumetrici. Il volume occupato da
una data massa (numero di moli) di gas in condizioni note di temperatura e pressione è usualmente determinato usando uno spirometro (Sezione 9.4).
Sebbene i movimenti respiratori siano naturalmente ciclici e coinvolgano flussi di
gas alternati (bidirezionali), alcuni test di funzionalità polmonare, quali, ad esempio, il
test del washout (lavaggio) dell’azoto a respiro singolo, la manovra espiratoria di capacità vitale forzata e la ventilazione massima volontaria, richiedono la misura del
flusso in una sola direzione. Inoltre, la precisione e l’accuratezza richieste per la misura del flusso possono variare sensibilmente, poiché dipendono dal tipo di ambiente
in cui si effettuano le misure, che va dai laboratori fisiologici e clinici ai centri di
screening e alle unità di terapia intensiva. Di conseguenza esiste una varietà di strumenti di misura che possono risultare di volta in volta utili per particolari applicazioni.
REQUISITI PER LE MISURE DI FLUSSI DI GAS RESPIRATORI
La misura del flusso di materiale che passa attraverso un sistema richiede che il
sensore sia posizionato in una zona in cui scorre una frazione nota del materiale. Di
solito negli esperimenti di meccanica respiratoria, in modo particolare in quelli che
coinvolgono misure di gas respirato, l’intero flusso di materiale passa nello strumento. Ciò genera una serie di potenziali problemi. Prima di tutto il sensore deve
essere in grado di resistere senza danneggiamenti, distorsioni e perdite qualunque
sia la pressione applicata alle vie aeree, cioè, ad esempio, anche in caso di ventilazione meccanica. Inoltre il dispositivo non deve ostruire il respiro o produrre durante il flusso una contropressione in grado di influenzare le performance respiratorie. Ad esempio, la American Thoracic Society raccomanda che i dispositivi usati
per la misura di flussi volumetrici durante uno sforzo espiratorio massimale abbiano una resistenza al flusso minore di 1,5 cm H2O · s/l (Anonimo, 1995a). Come
per ogni strumento, il sensore per la misura di flussi di gas deve avere una sensibilità ed una baseline (uscita di riferimento) stabile in modo che le misure risultino
9.3
MISURA DEI FLUSSI DI GAS
389
accurate. Tuttavia, cambiamenti nella composizione e temperatura del gas possono
influenzare i fattori di calibrazione dei vari flussimetri. Tali cambiamenti si verificano fra gas inspirato ed espirato ed anche durante l’espirazione stessa. Inoltre, particelle inspirate di polvere, sporco e medicazioni e particelle organiche vaporizzate
espirate possono depositarsi su parti sensibili del sensore e contaminarlo. Ciò non
solo influisce sulla calibrazione, ma può portare anche alla trasmissione di malattie.
Il sensore deve essere quindi sterilizzabile o monouso.
Uno dei principali fattori di contaminazione nel gas espirato è l’acqua. A meno
che il sensore non sia riscaldato a una temperatura prossima o superiore alla temperatura corporea, esso può fare condensare il vapore acqueo nella miscela espirata
satura. Questo liquido può danneggiare sensori delicati e cambiare la superficie
della sezione trasversale attraverso cui il gas deve passare.
La procedura di misura non deve alterare l’aria inspirata scaldandola eccessivamente o introducendo sostanze tossiche. Tecniche quali ad esempio l’anemometria laser, che richiede particelle riflettenti nella corrente fluida, o l’impiego di particolari anemometri che producono ozono non sono adatte per misure all’ingresso
delle vie aeree. Inoltre, se il sensore deve permettere un monitoraggio continuo
del respiro per un certo numero di cicli respiratori, allora il suo spazio morto può
divenire importante. Se le tubazioni presenti nel sistema hanno dimensioni tali da
poter determinare un’eccessiva respirazione di gas già espirato da parte del paziente (rebreathing), è necessario rimuovere l’anidride carbonica e rifornire l’ossigeno.
Le specifiche richieste per i flussimetri respiratori dipendono dal tipo di misura
che si vuole effettuare. Esse possono cambiare enormemente, dal momento che si
possono effettuare misure di flusso in situazioni estremamente diverse, che vanno
da un bambino in respiro tranquillo ad un atleta adulto durante una manovra forzata
di espirazione massimale. Sullivan et al. (1984) hanno indicato il campo di misura,
l’accuratezza e la risposta in frequenza necessari in molte applicazioni cliniche.
I flussimetri volumetrici comunemente usati in applicazioni respiratorie sono di
quattro tipi: flussimetri a turbina o a ventola, flussimetri ad ultrasuoni, flussimetri a
sensori termici e flussimetri a pressione differenziale.
FLUSSIMETRI A TURBINA
Questo tipo di sensori ha una piccola elica posta nella corrente gassosa. La rotazione della turbina può essere collegata al flusso volumetrico del gas. Per visualizzare su un display particolari parametri del flusso (quali ad esempio il picco e
l’integrale durante la fase espiratoria) è necessario realizzare connessioni meccaniche specifiche. È possibile anche rilevare l’interruzione di un raggio luminoso
da parte della turbina e convertire ciò in una tensione proporzionale al flusso e/o
al suo integrale, da registrare o visualizzare in forma continua. In tali dispositivi,
la massa delle parti mobili ed il loro attrito rendono impossibili movimenti ad alta
frequenza della turbina, impedendo di fatto il loro impiego per la misura di un
flusso alternato bidirezionale e limitandone l’utilizzo principalmente a screening
clinici.
390
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
FLUSSIMETRI AD ULTRASUONI
Nella Sezione 8.4 è stato già descritto il funzionamento e l’applicazione di sensori
ad ultrasuoni per misure di flusso ematico. Nelle misure respiratorie viene valutato
l’effetto del movimento del gas sul tempo di transito del segnale ultrasonico. La
coppia di cristalli emettitore-ricevitore viene montata esternamente ed obliquamente rispetto all’asse del tubo attraverso il quale passa il flusso di gas oppure internamente ed in posizione coassiale con il flusso. Il tempo di transito del segnale
ultrasonico fra emettitore e ricevitore non dipende soltanto dalla velocità del gas fra
i due cristalli, ma anche dalla composizione e dalla temperatura del gas.
Un diverso approccio consiste nel porre ostacoli lungo il percorso del flusso in
modo da produrre una serie di vortici. Un emettitore ed un ricevitore ad ultrasuoni
sono montati nella parete del tubo in posizione diametralmente opposta l’uno rispetto all’altro. L’intensità dei segnali ultrasonici che passano perpendicolarmente
al flusso è modulata dai vortici. Viene quindi individuata la frequenza di modulazione e calibrata in unità di flusso volumetrico. I flussimetri ad ultrasuoni misurano
flussi unidirezionali e sono adatti per usi clinici di monitoraggio.
FLUSSIMETRI A SENSORI TERMICI
I flussimetri a sensori termici usano elementi sensibili quali fili metallici, film metallici e termistori, la cui resistenza elettrica varia con la temperatura. Tali elementi
sono alimentati da una corrente elettrica che permette di mantenerli ad una temperatura superiore a quella del fluido che li circonda. Investiti dalla corrente di gas,
tali elementi perdono calore ad una velocità che dipende dal flusso di massa locale,
dalla temperatura, dal calore specifico, dalla viscosità cinematica e dalla conducibilità termica del fluido. Se si usa un circuito di retroazione per far funzionare l’elemento sensibile primario a temperatura costante, si può includere nel circuito un
secondo elemento non riscaldato per compensare la perdita di calore dovuta a cambiamenti locali di temperatura ambiente (il tempo di risposta termica dell’elemento
non riscaldato può essere influenzato dalla condensazione di vapor d’acqua nella
miscela di gas umida). I dettagli ed il funzionamento di tali dispositivi e circuiti
sono descritti nella Sezione 8.5.
Nelle situazioni in cui le proprietà del gas rimangono sufficientemente costanti,
la tensione di uscita di questi circuiti è una funzione non lineare del solo flusso di
massa. Per ottenere una relazione lineare tra tensione e flusso di massa, sono stati
sviluppati sistemi analogici o digitali particolari che realizzano approssimazioni lineari a tratti o polinomiali di tale funzione.
Flussimetri che impiegano un singolo filamento riscaldato e termicamente compensato (anemometro a filo caldo) con circuito di linearizzazione forniscono misure
di flusso monodirezionale che sono accettabili nei test di valutazione della funzionalità polmonare. Quando viene usato un singolo filamento caldo per misurare in
continuo flussi volumetrici, è necessario soddisfare una serie di condizioni. Per un
gas di densità costante, il flusso volumetrico attraverso una sezione trasversale è
proporzionale al flusso di massa medio (mediato sulla sezione trasversale). Per soddisfare i requisiti di risposta in frequenza e trasferimento di calore, il filamento sensibile al flusso di massa è molto piccolo (dell’ordine di 5 mm di diametro e 1-2 mm
di lunghezza). Di conseguenza, il flusso di massa è misurato solo localmente in una
9.3
MISURA DEI FLUSSI DI GAS
391
piccola regione della corrente fluida. Il condotto dove inserire il sensore deve essere progettato in modo tale che la posizione in cui si effettua la misurazione consenta di ottenere un valore rappresentativo del flusso di massa medio attraverso
l’intera sezione trasversale del condotto in ogni istante di tempo. Ai bassi valori di
numeri di Mach che caratterizzano i flussi respiratori, ciò richiede che il profilo di
velocità sia ben definito per tutti i flussi di interesse. In questa condizione è possibile ottimizzare le variazioni della superficie della sezione trasversale a monte e a
valle del sensore.
Sebbene un singolo sensore a filo caldo fornisca un’uscita di uguale polarità indipendentemente dalla direzione del flusso, limitandone l’uso a flussi monodirezionali, sensori multipli posizionati in punti separati lungo la corrente del flusso ed un
opportuno sistema circuitale possono essere in grado di dare una sensibilità direzionale, come descritto nella Sezione 8.5. Tuttavia, le misure respiratorie coinvolgono
cambiamenti nella miscela gassosa della corrente di flusso, che possono influenzare
il trasferimento di calore dal filo riscaldato. Le variazioni significative di composizione della miscela gassosa, che si verificano passando dall’inspirazione all’espirazione, possono invalidare l’uso di un singolo fattore di calibrazione. Durante il test
di washout dell’azoto in respiro multiplo (Sezione 9.4) il rapporto fra N2 e O2 nei
polmoni varia notevolmente, passando da circa 4 a 1 nel primo respiro e a circa 0
alla fine del test. Per fortuna le differenze nelle proprietà termiche e densità di N2 e
O2 si compensano sufficientemente bene da potere usare un anemometro a filo
caldo linearizzato e termicamente compensato, con un fattore di calibrazione costante, per misurare il flusso durante la sequenza di espirazioni propria della tecnica
del washout dell’azoto in respiro multiplo. In generale, però, il sensore dovrebbe
essere calibrato per la particolare miscela di gas di interesse.
L’anemometro a filo caldo presenta una serie di caratteristiche vantaggiose nelle applicazioni respiratorie. Ha un’appropriata risposta in frequenza (kHz come ordine di grandezza). Inoltre, poiché l’elemento sensibile nella corrente fluida è estremamente piccolo, la sola contropressione prodotta è quella causata dal flusso attraverso il condotto. In applicazioni monodirezionali non si ha rebreathing (respirare
nuovamente aria già respirata) e lo spazio morto è trascurabile. Se l’uscita è adeguatamente linearizzata, misure accurate possono essere fatte sia a bassi che ad alti
flussi. Esistono circuiti speciali per surriscaldare il sensore permettendo di eliminare, quando necessario, possibili elementi di contaminazione. Il maggiore handicap di questo tipo di sensore è la sua limitazione a misure monodirezionali di flusso. Il costo relativamente elevato necessario per superare questo inconveniente, utilizzando sensori multipli a filo caldo, può non essere giustificato.
FLUSSIMETRI A PRESSIONE DIFFERENZIALE
Il flusso convettivo è il risultato di una differenza di pressione fra due punti. Pertanto misure di differenze di pressione permettono di stimare flussi, quando sia
nota la relazione fra la differenza di pressione e il flusso volumetrico nel sistema.
Sistemi per la misurazione del flusso basati su questo principio impiegano vari dispositivi (tubi di Venturi, orifizi ed elementi flusso-resistivi di vario tipo) che consentono di stabilire la relazione fra caduta di pressione e flusso. È stato anche sviluppato un flussimetro basato su un tubo di Pitot modificato.
392
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
Tubi di Venturi ed orifizi Tubi di Venturi ed orifizi di dimensione fissa sono caratterizzati da relazioni flusso-pressione intrinsecamente non lineari e, per essere usati
come sensori di flusso, richiedono l’impiego di tabelle di calibrazione, sistemi circuitali speciali o algoritmi di calcolo. Nel passato è stato prodotto un flussimetro
passivo ad orifizio meccanicamente linearizzato, in cui la dimensione dell’orifizio
viene variata (aumentata o diminuita) mediante un flap (paletta basculante) elastico,
spinto dalla pressione della corrente fluida che lo urta (Sullivan et al., 1984). Tuttavia, l’avvento dei microcomputer ha permesso lo sviluppo di sensori con orifizi controllati per mezzo del computer che permettono di misurare e/o controllare il flusso.
Un sistema ad orifizi calibrati a due stadi è stato usato per misurare il flusso durante una manovra espiratoria di capacità vitale forzata (Jones, 1990). Ad alti flussi
la corrente gassosa passa attraverso un grande orifizio. Quando la caduta di pressione avvertita indica che il flusso è sceso sotto 2 l/s, viene attivato un solenoide
che produce una diminuzione a gradino dell’apertura, aumentando così la sensibilità del sensore a bassi flussi. I parametri della forma d’onda misurata sono mostrati
in un display digitale.
Pneumotacografi I sensori di flusso, che storicamente sono stati e continuano ad
essere essenziali nei laboratori di fisiopatologia respiratoria, impiegano elementi
flusso-resistivi caratterizzati da relazioni flusso-pressione approssimativamente lineari. Questi dispositivi sono comunemente detti pneumotacografi (Macia, 2006)
(in generale il termine pneumotacografo è sinonimo di flussimetro volumetrico di
gas). I pneumotacografi ad elementi flusso-resistivi sono facili da usare e sono in
grado di rilevare la direzione di flussi bidirezionali. Presentano inoltre sufficiente
accuratezza, sensibilità, linearità e risposta in frequenza per la maggior parte delle
applicazioni cliniche. Oltre a ciò, usano gli stessi sensori di pressione differenziale
e gli stessi amplificatori richiesti in altre misure respiratorie. La discussione che segue si concentrerà principalmente su questi strumenti.
Anche se altri tipi di elementi flusso-resistivi sono stati utilizzati nella realizzazione di pneumotacografi, quelli più comunemente usati sono costituiti da uno (Silverman e Whittenberger, 1950) o più (Sullivan et al., 1984) schermi a maglia sottile
posti perpendicolarmente al flusso [Figura 9.3(a)], oppure da un fitto insieme di canali o tubi capillari con il loro asse parallelo al flusso [Figura 9.3(b)] (Fleish, 1925).
Questi dispositivi mostrano una relazione fra caduta di pressione e flusso quasi li-
Fitto insieme
di tubi
capillari
Schermo
a maglia
sottile
(a)
(b)
Figura 9.3 Elementi flusso-resistivi in un pneumotacografo
nali o tubi capillari.
(a) Schermo. (b) Ca-
9.3
MISURA DEI FLUSSI DI GAS
393
neare per un ampio campo di valori di flusso, con la caduta di pressione approssimativamente in fase con il flusso.
In pratica l’elemento è montato su un condotto con sezione trasversale circolare.
La caduta di pressione sull’elemento resistivo è misurata alla parete del condotto
(entro lo strato limite del flusso). Le due prese di pressione, poste rispettivamente a
monte e a valle dell’elemento resistivo, sono costituite da aperture singole attraverso
la parete del condotto oppure sono innestate su camere anulari comunicanti con l’interno del condotto attraverso aperture multiple.
Poiché la caduta di pressione è misurata ad una singola distanza radiale dal
centro del condotto, si assume che tale caduta di pressione sia rappresentativa della
caduta di pressione che governa il flusso totale attraverso l’intera sezione trasversale del condotto. Questi dispositivi si basano perciò sull’elemento flusso-resistivo
per stabilire un profilo di velocità costante (anche se non uniforme) su entrambi i
lati dell’elemento nell’intorno della misura di pressione. Ciò non può essere comunque ottenuto non tenendo conto del condotto in cui è situato il pneumotacografo (Kreit e Sciurba, 1996). Perciò il posizionamento delle prese di pressione e la
configurazione delle tubazioni, che portano dal soggetto al pneumotacografo e dal
pneumotacografo al resto del sistema, rappresentano un punto critico nella determinazione della relazione caduta di pressione-flusso. Ciò è particolarmente importante quando si ha a che fare con tipi di flusso ad alta frequenza e/o bidirezionali.
Nel progetto e nell’uso di questi sensori è necessario fare attenzione ad una serie di problemi che richiedono di accettare alcuni compromessi. In condizioni di
flusso stazionario, la relazione che lega caduta di pressione e flusso può essere
maggiormente lineare quando vi è una grande separazione, in direzione assiale, fra
le due prese di pressione rispetto al caso in cui la loro distanza è minore. Ma, in
caso di flusso non stazionario con contenuto ad alta frequenza, la caduta di pressione può essere maggiormente influenzata da forze inerziali in presenza di maggiore distanza fra le prese stesse. Inoltre, volendo impedire un’eccessiva formazione di vortici a flussi elevati, l’area della sezione trasversale del condotto dove è
presente l’elemento flusso-resistivo deve essere sufficientemente grande per ridurre
la velocità sull’elemento stesso. Tale area deve essere molto maggiore di quella
alla bocca del soggetto che genera il flusso e ciò richiede l’impiego di un adattatore
o diffusore tra l’imboccatura dello strumento e l’elemento resistivo. Volendo anche
Sensore di pressione differenziale
Adattatore
Pompa
a vuoto
(a)
(b)
(a) Adattatore di diametro funzionante come diffusore. (b) Applicazione in cui si genera un flusso costante per
cancellare lo spazio morto.
Figura 9.4 Pneumotacografo per misure alla bocca
394
9
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
evitare separazione e turbolenza del flusso al variare dell’area della sezione trasversale, l’adattatore dovrà avere un angolo interno u [Figura 9.4(a)] non superiore a
15°. Tuttavia, minore è tale angolo, maggiore è la distanza fra la bocca e l’elemento flusso-resistivo. Bisogna anche tenere conto del fatto che cadute di pressione
simmetriche per uno stesso flusso in entrambe le direzioni richiedono la piena corrispondenza della geometria del condotto su entrambi i lati dell’elemento resistivo.
Infine, il volume di gas contenuto nell’adattatore e nel condotto rappresenta uno
spazio morto durante i cicli respiratori. Nel progetto del sensore è pertanto necessario trovare un giusto accordo fra gli effetti legati alla scelta di un piccolo angolo interno del diffusore e uno spazio morto di volume accettabile.
Per cancellare questo spazio morto si può usare un flusso continuo (bias flow).
L’aria è tolta dal pneumotacografo attraverso un’apertura laterale mediante un tubo
connesso ad una pompa a vuoto [Figura 9.4(b)]. Se il flusso così generato è costante durante il respiro del paziente, si viene a produrre una caduta di pressione
costante sul pneumotacografo. Questo approccio può funzionare bene quando si è
interessati a pattern respiratori ad alta frequenza, ma, per basse frequenze come
quelle tipiche di un respiro corrente, può essere necessario un dispositivo di regolazione per prevenire cambiamenti del bias flow durante il respiro del paziente.
Il campo utile di frequenze per pneumotacografi a tubi capillari è tipicamente
minore di quello di pneumotacografi a schermi a maglia sottile. In base al suo progetto, un pneumotacografo a schermo a maglia sottile può presentare un guadagno
costante ed uno sfasamento nullo fino ad oltre 70 Hz (Peslin et al., 1972).
In aria, il guadagno di un pneumotacografo a tubi capillari (detto Fleisch) è
pressoché costante fino a circa 10 Hz e cresce del 5% a 20 Hz. L’angolo di fase fra
¢P e Q cresce linearmente con la frequenza fino a raggiungere circa 8,5° a 10 Hz,
che corrisponde ad un tempo di ritardo fra flusso e caduta di pressione pari a circa
2 ms. Questi valori cambiano con la viscosità cinematica del gas (Finucane et al.,
1972). Peslin et al. (1972) hanno modellato il pneumotacografo di tipo Fleisch per
frequenze fino a 70 Hz mediante un’equazione del tipo
.
¢P = RQ + LQ
(9.13)
dove L e R sono rispettivamente l’inertanza del gas (legata alla massa) e la resistenza al flusso in ciascun tubo
. capillare, definite dalle Equazioni (7.4) e (7.2),
mentre Q è il relativo flusso e Q la sua derivata temporale. L’Equazione (9.13) può
essere impiegata in un algoritmo di calcolo per compensare un pneumotacografo di
tipo Fleisch in presenza di precise misure per una miscela di gas con composizione
costante e a temperatura costante.
ESEMPIO 9.2 Un pneumotacografo di tipo Fleisch ha 100 tubi capillari, ciascuno
con diametro di 1 mm e lunghezza di 5 cm. Qual è la caduta di pressione per un
flusso di 1 l/s?
SOLUZIONE
Un flusso di 1 l/s attraverso 100 tubi corrisponde ad un flusso di
0,00001 m3/s in ciascun tubo. Usando le unità del SI e le relazioni (7.1) e (7.2), si ha
8hLF
8(0,000018)(0,05)(0,00001)
¢P = RF = –––––
= ––––––––––––––––––––––––
= 367 Pa = 3,74 cm H2O
p(0,0005)4
pr 4
9.3
MISURA DEI FLUSSI DI GAS
395
Un pneumotacografo a schermi a maglia sottile ben progettato può non richiedere la compensazione riportata nell’Equazione (9.13). Nelle applicazioni cliniche
esso può essere invece soggetto a rumore ad alta frequenza, generato dall’attrezzatura. È poi opportuno prendere in esame un ulteriore aspetto. La risposta in frequenza di un pneumotacografo non è migliore di quella del sistema di misura di
pressione differenziale ad esso associato. È essenziale bilanciare tra loro nei due
lati del sensore di pressione differenziale le impedenze pneumatiche (acustiche),
incluse quelle dei tubi e dei connettori fra il sensore di pressione ed il pneumotacografo. Ciò può essere più facilmente ottenuto stando attenti che le geometrie e le
dimensioni dei condotti che vanno dal pneumotacografo a ciascuna delle facce del
diaframma del sensore di pressione siano identiche.
L’Equazione (7.2) indica che la resistenza del pneumotacografo di tipo Fleisch
è proporzionale alla viscosità della miscela di gas. La resistenza di un pneumotacografo a schermi a maglia sottile, anche se non calcolabile dall’Equazione (7.2), è
anch’essa proporzionale alla viscosità della miscela di gas. La viscosità di una miscela di gas dipende dalla sua composizione e dalla temperatura (Turney e Blumenfeld, 1973). Quando gli effetti dell’inertanza sono trascurabili vale la relazione
¢P
Q = –––––––––
(9.14)
R(T, [Fx])
dove Q è il flusso misurato dal pneumotacografo per una miscela di gas aventi frazioni molari [Fx] = [N1 /N, N2 /N, . . . ,Nx/N] alla temperatura assoluta T. I pneumotacografi sono di solito calibrati in condizioni di flusso stazionario con un singolo
fattore di calibrazione usato durante gli esperimenti, ma i valori istantanei di T e di
[Fx] non rimangono costanti durante un’espirazione ed i loro valori medi cambiano
da espirazione ad inspirazione. In particolare, variazioni della viscosità pari al 1015% si verificano dall’inizio alla fine di un esperimento in cui l’azoto viene rimosso dai polmoni mediante ossigeno puro. Volendo ottenere risultati accurati andrebbe quindi effettuata una correzione continua della calibrazione.
Prevenire la condensazione del vapore acqueo in un pneumotacografo è particolarmente importante. I tubi capillari e i pori nello schermo possono esser facilmente
otturati dall’acqua e ciò fa diminuire la superficie effettiva della sezione trasversale
dell’elemento flusso-resistivo, provocando un cambiamento di resistenza. Inoltre,
quando il vapore acqueo si condensa, si ha anche un cambiamento della miscela gassosa. Per prevenire questi problemi, soprattutto quando si debba studiare una serie di
respiri consecutivi, si usa di solito riscaldare l’elemento flusso-resistivo del pneumotacografo. Il pneumotacografo di tipo Fleisch è comunemente provvisto di una resistenza elettrica di riscaldamento, mentre lo schermo di un pneumotacografo a
schermo può essere riscaldato facendovi scorrere una corrente elettrica. Inoltre, un sistema di riscaldamento può anche essere presente all’interno (fili caldi) o attorno (nastri radianti o altre sorgenti elettriche di calore) ai condotti dove passa il gas espirato.
Tubi di Pitot In una corrente gassosa la pressione dinamica, che dipende dalla
densità e dal quadrato della velocità del gas, è data dalla differenza fra la pressione totale (misurata frontalmente, in direzione parallela al flusso) e la pressione
statica (misurata lateralmente, in direzione perpendicolare al flusso). I tubi di Pitot sono dispositivi per la misura del flusso che si basano su questa relazione. È
396
MISURE NEL SISTEMA RESPIRATORIO
9
stato proposto uno strumento di Pitot modificato con due prese di pressione, una
rivolta controcorrente e l’altra nel verso della corrente (Hänninen, 1991). Quando
il flusso va in una direzione, una presa misura la pressione totale e l’altra la pressione statica, mentre, quando il flusso va in direzione opposta, il ruolo delle porte
si inverte e ciò permette di misurare flussi respiratori bidirezionali. Durante un
atto respiratorio varia anche la composizione della miscela gassosa inspiratoria
ed espiratoria e parallelamente varia la densità. Una misura sincrona della composizione della miscela gassosa, effettuata nello stesso punto dove vengono fatte
le misure di pressione, permette di compensare le variazioni di densità. Per questo tipo di strumento sono stati riportati valori di sensibilità di 0,07 l/s, resistenza
al flusso di 1,0 cm H2O · s/l, spazio morto di 9,5 ml ed accuratezza della misura
del volume (ottenuto integrando il flusso) di ± 6%.
9.4 VOLUMI POLMONARI
Volume di gas dei polmoni
Gli indici dello stato meccanico del sistema ventilatorio più comunemente usati
sono il volume assoluto ed i cambiamenti di volume di gas nei polmoni, che si possono ottenere effettuando particolari manovre respiratorie. Si faccia riferimento alla
Figura 9.5 e si assuma che l’apertura delle vie aeree e la superficie del corpo del
paziente in esame siano soggette alla pressione atmosferica. In queste ipotesi, il
massimo volume dei polmoni che il paziente è in grado di raggiungere inspirando
volontariamente è detto capacità totale polmonare (TLC, total lung capacity). Il
minimo volume polmonare a cui il paziente riesce ad arrivare espirando lentamente
è detto invece volume residuo (RV, residual volume). Il volume dei polmoni al termine di un’espirazione tranquilla, quando i muscoli respiratori sono rilasciati, è la
capacità funzionale residua (FRC, functional residual capacity). La differenza fra
TLC e RV è definita come capacità vitale (VC, vital capacity). In particolare, essa
(Polmone collassato)
Tempo
Volumi polmonari (in assenza di applicazione di carichi esterni).
TLC, FRC e RV sono misurati come volumi polmonari assoluti, mentre VC, IC,
ERV e VT sono variazioni del volume polmonare. Il volume di chiusura (CV, closing volume) e la capacità di chiusura (CC, closing capacity) sono ottenuti mediante la tecnica del washout a respiro singolo.
Figura 9.5