Entropía Espectral (SpEn)

En 1984, Johnson y Shore, desarrollan el concepto de Entropía Espectral. El primer paso para poder calcularla consistió en transformar la señal del EEG del dominio temporal, que es en el que trabajaban los anteriores tipos de entropía, al dominio frecuencial mediante la aplicación de la transformada rápida de Fourier (TRF). Lo que hacen es establecer el grado de desorden de un epoch del EEG con un rango de frecuencias concreto. (Johnson & Shore, 1984; Inouye et al., 1991). Tras esto realizaron la normalización del espectro de frecuencias mediante la fórmula:

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Siendo P potencia y f frecuencia. Tras la normalización aplicaron la fórmula de Shannon a cada una de las frecuencias del espectro, y nuevamente las normalizaron con respecto a N, que era el número de frecuencias del espectro. Estos cálculos permiten obtener valores de entropía que son independientes de los valores de amplitud o frecuencia de la señal. (Bein, 2006). Lo importante de la entropía espectral es la digitalización de la señal del EEG, que se consigue con un rango de digitalización bastante amplio de 400 Hz (Vieriö-Oja et al., 2004).

En condiciones normales los electrodos colocados en las zonas frontotemporales registran una señal bipotencial, fruto de dos señales fisiológicas: el electroencefalograma (EEG) y la electromiografía facial (fEMG), cada una de las cuales posee un rango de frecuencias diferentes. (Vakkuri et al., 2004; Hernández Palazón, 2004). La fEMG cuenta con señales que típicamente superan los 30 Hz. La fEMG ha sido empleada como determinante de la profundidad anestésica, dado que su elevación suele indicar de manera precoz superficialización de la anestesia o ausencia de analgesia (Paloheimo, 1990; Vieriö-Oja et al. 2004).

La entropía espectral aplica la entropía aproximativa al espectro de poder. Para ello aplica previamente la TRF a la señal. En condiciones habituales la TRF se realiza en una ventana concreta de frecuencia que se va desplazando a lo largo de todo el espectro de poder (Bain, 2006). La actividad cortical cuenta con una ventana que iría desde los 0,5-50 Hz, lo cual es bastante amplio para una medida a tiempo real (Rampil, 1998). Además, una única ventana tiene el inconveniente de no dar una información de manera rápida y del todo creíble (Vieriö-Oja et al., 2004). Es por esto que el monitor M/Entropy®S/5 de Datex-Ohmeda trabaja con dos ventanas de frecuencias seleccionadas. La establecida entre 32-47 Hz, (pequeña) y la que se encuentra por debajo de 2 Hz. Los valores situados entre las frecuencias de 2-32 Hz se determinan a partir de los extremos de las dos ventanas anteriores. Ello permite que en la ventana pequeña la información pueda obtenerse en 1,92 seg. mientras que en la ventana amplia esa información se obtenga en un periodo de 15-60 seg. (Vakkuri et al., 2004). Por lo tanto es una combinación del dominio frecuencial en diferentes rangos temporales. Es lo que se ha llamado entropía espectral tiempo-frecuencia balanceada, que es en la que se fundamenta el módulo M/Entropy® S/5 Datex-Ohmeda. Este concepto tiene la ventaja de poder estudiar el valor de entropía para una posible frecuencia de manera aislada

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(Vakkuri et al., 2004). En base a esas dos ventanas y según la consideración de la electromiografía, el módulo de entropía aporta dos parámetros principales:

 Entropía de estado (SE): Es aquella en la que se incluyen los valores del dominio frecuencial asociados al EEG (0,8-32 Hz). Es por lo tanto un reflejo directo de la actividad cortical. Aporta los resultados con una ventana de tiempo de 15-60 seg, oscilando entre 0 (isoelectricidad) y 91 (despierto). (Vieriö-Oja et al., 2004; Vakkuri et al., 2005; Bein, 2006).

 Entropía de respuesta (RE): Es aquella que incluye a todo el rango de frecuencias (0,8-47 Hz), es decir, tanto al EEG como a la fEMG. Valora los componentes corticales y subcorticales. Al incluir la detección dentro de la ventana pequeña para los valores de elevada frecuencia (por encima de 32 Hz) tarda tan solo 1,92 seg, en mostrar los resultados, dando valores casi en tiempo real. Oscila entre 0 y 100 (Vieriö-Oja et al., 2004; Vakkuri et al., 2005; Feld et al., 2006)

Dado que RE se iguala a SE cuando la fEMG es igual a cero, la diferencia RE- SE es indicativa de la actividad de fEMG y valora los elementos subcorticales. El monitor cuenta con modificaciones en la ventana de detección de los 32-47 Hz, que aseguran la determinación exacta de los valores de fEMG en todo momento. El SE es empleado para ajustar el plano hipnótico del paciente, considerándose que debe estar entre 40-60 en un plano quirúrgico. El RE será siempre igual o superior a SE. Si un paciente cuenta con un valor SE y RE elevado, indica que el plano hipnótico es insuficiente. Si cuenta con un SE dentro del rango normal, pero RE es 5-10 unidades mayor, implica un plano analgésico insuficiente por una elevación de EMG (Vakkuri et al., 2005; Bein 2006).

Recientes estudios han evaluado el potencial del módulo de entropía para medir la analgesia intraoperatoria. Takamatsu et al., (2006) observaron una elevación de la diferencia RE-SE tras la incisión en piel en pacientes anestesiados con sevoflurano, aunque dudaban de si esas variaciones fueron debidas solo a la ausencia de analgesia o si influyeron otros factores. Para Dierckens et al., (2007) sin embargo, la entropía no es de utilidad en este sentido, pues no observaron diferencias significativas entre RE y SE

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en pacientes sometidos a laparoscopias y anestesiados con isoflurano y óxido nitroso. Estas conclusiones están en consonancia con las de otro estudio (Valjus et al., 2006).

Hay que diferenciar entre zonas con burst supression, que son las salvas en el EEG que aparecen en planos profundos de anestesia, de zonas de supresión isoeléctrica, que se dan en planos aún más profundos. Un operador energético no lineal (NLEO) es aplicado para estimar el poder de la señal, y poder diferenciar entre los valores asociados a Burst supression (BSR) y los que proceden de artefactos. Los valores de baja frecuencia permiten detectar situaciones de BSR, mientras que los de elevada frecuencia se emplean para comprobar la presencia de artefactos. Se considera que existe supresión eléctrica cuando NLEO es inferior al umbral fijado, que se sitúa por encima de 0,5 seg., y no hay artefactos presentes. La BSR es definida como el porcentaje de salvas de 0,05 segundos suprimidos que han aparecido en los últimos 60 segundos (Särkelä et al., 2002).

Aunque según el concepto de entropía la presencia de complejidad máxima sería 1 y la perfecta regularidad sería 0, para facilitar la interpretación del monitor los valores son expresados en forma de porcentaje. Sin embargo, para esa transformación se emplea una función monotono spline [F(S)] que convierte a esta modificación en una transformación no lineal. Para el análisis de los artefactos, el EEG es divido en un total de 256 valores con salvas de 0,64 segundos. De este modo los filtros del monitor pueden distinguir los artefactos producidos por marcapasos o electrobisturí, eliminando su influencia en la determinación del valor de entropía. Para la eliminación de artefactos como pueden ser el movimiento de los ojos o párpados u otro tipo de movimiento, el análisis es algo más complejo (Vieriö-Oja et al., 2004).

El único monitor de entropía comercializado trabaja con la entropía espectral. Ésta ha demostrado una gran correlación con otros parámetros de medición electroencefalográficos como el índice biespectral o los potenciales evocados auditivos, aunque en ciertas ocasiones la capacidad predictiva del BIS fue superior. (Vanluchene et al., 2004; Ellerkmann et al., 2006; Paolo Martorano et al., 2006). También ha sido validado el empleo de la entropía espectral en el caso del sevoflurano (Aimé et al., 2006), considerándose en este sentido que SE tiene una mayor correlación con la fracción espirada de sevoflurano que el BIS, especialmente a altas concentraciones (Rinaldi et al., 2007). En el caso de la intubación endotraqueal existe una completa

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correlación entre SE y el BIS, se emplee o no fentanilo en la inducción (Paolo Martorano et al., 2006).

La entropía espectral también ha sido valorada con la ketamina, concluyéndose que no es un monitor válido para determinar el grado de profundidad anestésica conseguido con éste agente disociativo, debido a que la ketamina induce la presencia de epoch de alta frecuencia por encima de 20 Hz (Maksimow et al., 2006). Una respuesta paroxística ha sido observada en un estudio realizado con oxido nitroso (Anderson & Jakobsson, 2004), aunque un estudio posterior consideró que la entropía era más sensible que el BIS para evaluar la interacción óxido nitroso-sevoflurano-profundidad anestésica (Soto et al., 2006). Recientemente ha sido demostrada la utilidad de la entropía espectral para predecir el grado de profundidad anestésica en bebés y niños (Klockars et al., 2006).

El monitor de entropía ha sido empleado para evaluar el grado de profundidad anestésica en ovejas a las que se evaluó el efecto de la indometacina sobre la presión intracraneal y el flujo sanguíneo cerebral (Rasmussen et al., 2006). En otro estudio realizado con ovejas se valoró mediante la entropía espectral la modificación cortical producida por el propofol (Sleigh et al., 2004). No existe en la literatura científica ningún estudio que haya evaluado la utilidad de este monitor en perros.