L’ondata di gravi respiratorie epidemie agente infettivo virali (ad esempio una grave sindrome respiratoria acuta, l’influenza aviaria e l’influenza pandemica) ha posto significativo impulso sull’utilizzo di protezione mascherine (PFMS), compresi respiratori a facciale filtrante (FFRS), maschere chirurgiche / medico ( FM) e respiratori elastomerici per la purificazione dell’aria (EAPR) da parte degli operatori sanitari (operatori sanitari) e del pubblico.
Le PFM più comunemente impiegate in queste situazioni sono FFR e FM. Gli FFR sono respiratori per polveri sottili con un filtro come parte integrante del facciale o con l’intero facciale composto dal mezzo filtrante che copre almeno la bocca e il naso e filtra le particelle nocive (NIOSH, 2004).
Gli FM sono maschere monouso larghe che coprono il naso e la bocca e sono indicate da varie nomenclature, come mascherina chirurgica, mascherina medica, mascherina chirurgica, mascherina dentale e maschera laser.
Le FM sono state inizialmente introdotte in chirurgia per impedire non solo al personale chirurgico di contaminare il campo chirurgico con goccioline respiratorie espulse durante la conversazione, la tosse e lo starnuto, ma anche di proteggere chi lo indossa da schizzi o spruzzi (TFAH e AAP, 2009).
A causa del loro allentamento, gli FM non sono in grado di fornire un alto grado di protezione da particelle sospese nell’aria di piccole dimensioni (ad es. Nuclei di goccioline) che possono ospitare agenti patogeni (Oberg e Brosseau, 2008).
Gli EAPR sono respiratori riutilizzabili a purificazione dell’aria (APR) con maschere realizzate con materiali flessibili (ad es. Silicone, gomma e plastica) che impiegano uno o due filtri a cartuccia di particolato e sono disponibili in modelli di maschera intera o semimaschera (Roberge et al., 2010D).
Sebbene ci siano attualmente dibattiti e indagini in corso sui meriti relativi di FFR contro FM nella protezione di chi lo indossa da agenti patogeni (Loeb et al., 2009; Srinivasan e Perl, 2009; Gralton e McLaws, 2010), ci sono meno polemiche riguardo ai loro avere una certa efficacia nel prevenire la trasmissione di agenti patogeni respiratori (Cowling et al., 2009; MacIntyre et al., 2009; Aiello et al., 2010). Tuttavia, l’uso di PFM non sarà efficace se non utilizzato in modo appropriato.
Uno dei motivi più frequentemente citati di intolleranza e associata mancanza di conformità con l’uso appropriato della PFM è il disagio correlato all’accumulo di calore facciale (Jones, 1991; Laird et al., 2002; Radonovich et al., 2009).
In uno studio recente (Baig et al., 2010), il calore del viso aumentato è stato sperimentato “frequentemente per sempre” dal 56% degli operatori sanitari che indossano N95 FFR. I disturbi del calore facciale associati alla PFM possono rappresentare una varietà di effetti, tra cui effetti cutanei locali, aumento della temperatura dell’aria respirabile, temperatura interna elevata o risposte psicofisiologiche.
Questa recensione esaminerà l’eziologia degli aumenti associati alla PFM nella percezione del calore corporeo e del carico e suggerirà potenziali strategie di mitigazione.
DISCUSSIONE
La genesi delle variazioni della temperatura corporea associate alla PFM è un composto di diversi input di importanza variabile che includono meccanismi di scambio di calore respiratorio, impatto della respirazione nasale rispetto a quella orale, costo metabolico e carico termico di PFM, carico di calore della pelle del viso di PFM, ambiente clima e microclima PFM (cioè spazio morto PFM) calore e umidità e componenti psicofisiologici di risposta al calore.
Meccanismi di scambio di calore respiratorio
Il calore in eccesso generato dal metabolismo del corpo e trasferito da fonti di calore ambientali (ad esempio radiazioni) deve essere rilasciato nell’ambiente circostante per mantenere l’omeostasi termica.
Mentre il bilancio termico umano può essere concettualmente spiegato in varie forme, la seguente equazione del bilancio termico, riscritta da Parsons (2003), fornisce un approccio pratico per la sua stima:
dove S = tasso di accumulo di calore (W · m − 2), M = tasso di produzione di energia metabolica, W = tasso di lavoro meccanico del corpo, C = tasso di perdita di calore convettivo dalla pelle, R = tasso di perdita di calore radiativo dalla pelle, Esk = tasso di perdita di calore evaporativo dalla pelle, Cres = tasso di perdita di calore convettivo dalla respirazione ed Eres = tasso di perdita di calore evaporativo dalla respirazione.
Pertanto, il corpo raggiunge l’equilibrio termico quando S è uguale a zero. Come punto di interesse, lo scambio di calore (perdita) attraverso la respirazione è costituito da due componenti: perdita di calore convettiva in funzione dell’inalazione di aria fredda in cui il calore dai polmoni viene trasferito in espirazione (Cres) e perdita di calore per evaporazione in funzione dell’umidità saturazione nell’aria espirata (Eres).
In pratica, la quantità di perdita di calore respiratorio può essere quantificata usando la seguente equazione (Parsons, 2003):
dove Ta = temperatura ambiente (° C) e Pa = pressione ambiente (kPa). In condizioni ambientali termoneutrali, l’aria inspirata viene riscaldata e satura nei polmoni che sono generalmente alla temperatura interna, ma la temperatura dell’aria espirata è più bassa (ad esempio ∼34–35 ° C, Tozer, 1924; Winslow et al., 1943) perché alcuni calore e umidità vengono recuperati durante il trasporto attraverso i passaggi nasali.
La percentuale di perdita di calore attraverso ogni componente del meccanismo di perdita di calore respiratorio non è stata ancora determinata, ma è generalmente concordato che una maggiore quantità di calore viene persa attraverso Eres rispetto a Cres a causa del fatto che il calore latente dell’evaporazione dell’acqua è molto maggiore del calore specifico dell’aria.
Mentre un certo numero di precedenti ricerche hanno dimostrato che la perdita di calore respiratorio dipende da diverse variabili come la temperatura e i gradienti di vapore dell’aria inspirata (McCutchan e Taylor, 1951; Cole, 1953), il volume dei minuti respiratori (Cole, 1953), i cambiamenti nel corpo temperatura (Hanson, 1974), stato di salute (ad es. asma) (Burch, 1945; Deal et al., 1979) e stato di esercizio / lavoro (Cain et al., 1990; Livingstone et al., 1994), l’importo totale della perdita di calore respiratorio in funzione di Cres ed Eres in condizioni normali è di 10-15 Watt (W), che rappresenta il 10% della perdita totale di calore dal corpo (Burch, 1945; Ingelstedt, 1956; Hanson, 1974).
Vie respiratorie nasali e orali di termostasi
La maggior parte degli adulti sani sono respiratori nasali durante la respirazione a riposo o durante uno sforzo leggero (Niinimaa et al., 1980; Hallani et al., 2008), ma i cambiamenti nella ripartizione del ciclo respiratorio tra i componenti nasali, oronasali e orali possono influire la porzione respiratoria dello scambio di calore, nonché il contenuto di calore e umidità del microclima (ovvero spazio morto del respiratore).
L’uso di PFM comporta un passaggio dalla respirazione nasale a quella orale nella maggior parte degli adulti (Harber et al., 1997) e lo scambio di calore respiratorio è influenzato in modo variabile dalla via di respirazione.
La respirazione nasale è associata a una minore perdita di calore nell’ambiente rispetto alla respirazione orale e orale, poiché parte del calore e dell’umidità scaduti vengono recuperati dalla ricca vascolarizzazione e dalle superfici mucose dei passaggi nasali e dei seni paranasali (Harber et al., 1997; Holden et al. , 1999).
La mucosa nasale normalmente recupera un terzo dell’acqua erogata al flusso d’aria inspiratorio dal flusso espiratorio (Martins De Araujo et al., 2000). Quando il tasso metabolico è significativo (ad esempio durante un’intensa attività fisica), si verifica uno spostamento alla respirazione oronasale associato a un volume minuto respiratorio maggiore (Niinimaa et al., 1980) e la percentuale di respirazione orale aumenta all’aumentare del tasso metabolico ( Harber et al., 1997).
Gli aumenti della temperatura interna di ∼1 ° C sono associati all’induzione dell’iperventilazione (aumento della ventilazione polmonare del ∼35%) rispetto al fabbisogno metabolico (White, 2006).
I risultati di una precedente indagine (Varene et al., 1986) hanno mostrato che la temperatura e la quantità di acqua erogata sull’aria espirata sono significativamente maggiori con la respirazione orale rispetto alla respirazione nasale.
Pertanto, ci sarebbe probabilmente un aumento della perdita netta di calore respiratorio nell’ambiente con la respirazione oronasale rispetto a quella osservata solo con la respirazione nasale, specialmente durante un intenso lavoro fisico e iperventilazione.
La perdita netta di calore respiratorio attraverso la respirazione oronasale ad alto carico di lavoro (150 W), a temperatura ambiente temperata (25 ° C), è stata riportata come 103 ± 12 W, che rappresenta il ∼46% della perdita totale di calore cefalico (Rasch et al., 1991).
Il contributo del percorso respiratorio alla regolazione della temperatura del sistema nervoso centrale è stato per qualche tempo un’area di interesse. Hirata et al. (1978) osservarono che le temperature timpaniche (considerate una misura indiretta della temperatura interna) erano costantemente più alte con la respirazione della bocca, il che implica che l’apporto vascolare alla testa era stato più raffreddato dalla normale respirazione nasale.
Ci sono stati studi che propongono un meccanismo di raffreddamento selettivo del cervello (SBC) in cui il sangue venoso viene raffreddato nell’area facciale e consegnato attraverso un percorso venoso diretto al cranio per raffreddare direttamente il cervello e fungere da meccanismo protettivo, specialmente negli stati ipertermici (Cabanac e Caputa, 1979; Cabanac, 1993).
Questo meccanismo può essere potenziato dalla respirazione nasale e dall’evaporazione del sudore sulla testa (Nagasaka et al., 1998). A sostegno di questo concetto di SBC è la scoperta di un effetto di raffreddamento (0,4-0,8 ° C) sugli aspetti frontobasali del cervello umano (un sito in prossimità dell’ipotalamo, la principale area termoregolatoria del cervello) in post-operatorio, completamente pazienti neurochirurgici coscienti con lieve ipertermia respirazione nasale spontanea per 3 minuti (18-20 respiri min-1) a temperatura ambiente di 22 ° C (Mariak et al., 1999).
Ciò può forse essere parzialmente spiegato dal fatto che la distanza tra il tetto del naso e il pavimento della fossa cranica anteriore è inferiore a un millimetro (Mariak et al., 1999). Pertanto, il raffreddamento per evaporazione della mucosa nasale attraverso la respirazione nasale intensiva influisce direttamente sulla temperatura sugli aspetti frontali del cervello.
Tuttavia, vale la pena notare che la questione se un effetto dell’SBC sia limitato solo a una regione cerebrale locale o all’intero cervello (che costituisce una riduzione significativa dei gradienti termici della temperatura interna del corpo) rimane ancora irrisolta.
Da notare che alcuni studi hanno dimostrato che la respirazione della bocca provoca un abbassamento delle letture della temperatura orale a causa degli effetti di raffreddamento dell’aria ventilatoria sulla mucosa orale (Maron, 1983), con letture della temperatura significativamente più basse nei siti sublinguali e dorsali anteriori dei siti della lingua che nei siti posteriori sublinguali e buccali (Cooper e Abrams, 1984).
Altri hanno anche riferito di elevate temperature timpaniche associate alla respirazione orale (Neff et al., 1989; Dezell, 1994). Pertanto, sebbene sia evidente che diversi percorsi anatomici per la respirazione (ad es. Naso, bocca) influenzino la termoregolazione in modo diverso, l’uso di molteplici tipi di metodologie di monitoraggio della temperatura (ad es. Misurazioni della temperatura orale, timpanica, cerebrale e cutanea) riportate nella ricerca la letteratura rende difficile determinare con precisione il pieno impatto della respirazione nasale e orale sulla temperatura interna.
In generale, sulla base dei dati disponibili, a tassi di lavoro da bassi a moderati, gli aumenti della temperatura interna correlati alla PFM saranno probabilmente minori, indipendentemente dalla via di respirazione.
Costo metabolico e carico termico delle maschere protettive
Il contributo diretto delle PFM al costo metabolico è considerato minore: le PFM con prestazioni del filtro basse / moderate (che generalmente comportano livelli più bassi di resistenza al flusso d’aria) [vale a dire filtri europei di classificazione P1 e P2 (rispettivamente 80% e 94% di filtrazione a condizioni di prova di 95 l min − 1 portata d’aria costante)] aggiungere un costo metabolico di 20 W m − 2 e per PFM con filtri ad alte prestazioni [ovvero filtri P3 di classificazione europea (filtrazione del 99,95% a condizioni di prova di 95 l min −1 portata d’aria costante)], il costo metabolico è di 40 W m − 2 (basato su una superficie corporea di 1,8 m2) (Hanson, 1999).
Questo lieve effetto delle PFM sul dispendio energetico a tassi di lavoro da bassi a moderati è supportato da un recente studio di operatori sanitari che indossano PFM a bassa resistenza [es. Maschere chirurgiche e FFR P2 equivalente (es. N95 FFR)] durante le normali attività lavorative per 30 minuti che ha mostrato aumenti della temperatura timpanica di soli 0,07 e 0,03 ° C, rispettivamente (Yip et al., 2005).
Allo stesso modo, non è stato dimostrato alcun carico metabolico / termico aggiunto per respiratori a purificazione d’aria alimentati a tenuta (PAPR) o un APR a pieno facciale a pressione negativa utilizzato in ambienti caldi (33,9-35 ° C temperature a bulbo secco) a basse velocità di lavoro del tapis roulant per 20 minuti (Caretti, 2002; Caretti e Gardner, 2003).
In condizioni di calore elevato / lavoro elevato (43,3 ° C / 116 W h − 1) per 1 ora, la temperatura orale è aumentata di soli 0,33 ° C quando si indossava un APR a pieno facciale e non sono stati rilevati effetti significativi in caso di calore elevato / lavoro basso (58 W h − 1), scenari a basso lavoro / alto calore e basso lavoro / basso calore (25 ° C), mentre le condizioni sono rimaste sostanzialmente invariate con un mezzo APR (James et al., 1984).
A una velocità di lavoro di 200–300 Kcal h − 1, non sono state osservate differenze significative nella temperatura del nucleo (rettale) nell’arco di 2 ore per soggetti che indossavano un APR facciale completo rispetto a non indossare un respiratore (Martin e Callaway, 1974).
Allo stesso modo, Guo et al. (2008) hanno anche riferito che la temperatura timpanica è aumentata solo di 0,2 ° C per FFR con una valvola di espirazione (N95FFR-EV) e 0,6 ° C per FFR durante l’esercizio sfalsato del tapis roulant a 3,2 km h − 1 × 20 min, 4,6 km h − 1 × 10 min e 6,4 km h − 1 × 10 min, con periodi di riposo intervallati di 10 minuti.
In un altro studio (Hayashi e Tokura, 2004), le temperature timpaniche in quattro soggetti femminili, al termine dell’esecuzione di 3 serie di esercizi di stepping di 15 minuti intervallate da periodi di riposo di 5 minuti a condizioni ambientali di temperatura di 28 ° C e 60% relativo umidità (RH), ha mostrato aumenti che vanno da ∼0,25 a 0,5 ° C per N95 FFR-EV e 0,25–1,4 ° C per N95 FFR; gli aumenti della temperatura rettale per lo stesso periodo di esercizio erano rispettivamente di ∼0,7 e 0,9 ° C.
Tuttavia, non sono stati identificati i tempi del ciclo mestruale che potrebbero avere influito sulle misurazioni della temperatura e i soggetti indossavano indumenti protettivi (Gore-Tex) che hanno una permeabilità al vapore piuttosto limitata che potrebbe anche causare ritenzione di calore, quindi è difficile suddividere il componente FFR dell’aumento delle temperature.
Pertanto, dai dati disponibili limitati sembrerebbe che la PFM utilizzi per periodi ≤1 h, con carichi di lavoro variabili (basso, moderato e alto), ha, di per sé, un limitato impatto metabolico ed è generalmente associata a un minimo – lievi aumenti della temperatura corporea misurati per via orale o timpanica.
Mentre è una pratica comune fare riferimento a un livello di temperatura timpanica come temperatura corporea nel determinare l’impatto termico delle PFM, è necessario considerare il fatto che gli studi hanno dimostrato che esiste una variabilità significativa tra misurazioni simultanee a entrambe le orecchie e tra temperature timpaniche e temperatura dell’arteria polmonare (il “gold standard” per la temperatura interna) (Fulbrook, 1997; Sanderson et al., 2010).
Logicamente, è probabile che l’impatto sulla temperatura corporea venga aumentato con periodi più lunghi e ininterrotti di utilizzo della PFM a temperature ambiente e umidità elevate e con velocità di lavoro più elevate.
Variazioni della temperatura della pelle del viso con maschere protettive
La testa è un’area di altissima attività metabolica ed è una struttura critica per il raffreddamento, specialmente quando il resto del corpo è impedito nella normale dispersione del calore (James et al., 1984).
Il flusso di calore per unità di superficie della pelle del viso nudo è di 104 W m − 2, circa il doppio del flusso di 50 W m − 2 del resto del corpo (DuBois et al., 1990).
In condizioni ambientali moderate, le temperature medie dei tessuti periferici sono inferiori di 2-4 ° C rispetto alla temperatura interna (Lenhardt e Sessler, 2006).
La temperatura della pelle del viso in un adulto può variare considerevolmente in base alla regione anatomica, con le aree nasolabiale e periorale (quelle aree più frequentemente coperte da PFM) che hanno avuto le temperature facciali al basale più alte nei giovani adulti (34,6 ± 1,7, 34,1 ° C ± 1.7) e anziani (35,3 ± 1,4, 35,2 ° C ± 1,3) (Marrakchi e Maibach, 2007).
Le temperature corporee sono regolate, in larga misura, dallo scambio di calore attraverso la pelle del corpo in cui si verificano radiazioni, convezione e processi evaporativi, come descritto in precedenza.
Ovviamente, nella regione facciale, questi processi possono verificarsi nella loro misura ottimale solo con un’adeguata esposizione della pelle del viso all’ambiente, una situazione che è ostacolata dall’effetto barriera delle MGF (Hanson, 1999).
I materiali e il design del facciale in PFM influiscono in modo significativo sul comfort generale (Caretti e Coyne, 2008) ed EAPR, con le loro aree di tenuta più grandi e non traspiranti, avranno probabilmente un impatto maggiore sulla temperatura della pelle del viso rispetto ai più permeabili FFR e FM.
Oltre all’effetto barriera, il flusso venoso dalla testa e dalla faccia alla cavità cranica che svolge un ruolo nel raffreddamento del cervello (Cabanac e Caputa, 1979) potrebbe teoricamente essere compromesso dalla pressione delle cinghie e dell’imbracatura della testa di PF aderenti (vale a dire EAPR).
È stato ipotizzato che il disagio dell’usura del respiratore sia correlato all’aumento della temperatura della pelle del viso (DuBois et al., 1990). Numerosi studi hanno riportato sull’impatto delle PFM sulla temperatura della pelle del viso, ma la maggior parte non riporta temperature del nucleo concomitanti che aiuterebbero a chiarire l’impatto centrale e periferico dell’uso della PFM sulla temperatura corporea.
Il contributo della temperatura della pelle del viso ai parametri di comfort EAPR a 25 ° C di temperatura ambiente si trova in una formula derivata dall’analisi di regressione lineare di dati provenienti da studi multipli (Caretti e Coyne, 2008):
dove TSface = sensazione termica del viso, il facciale è una valutazione soggettiva del comfort del facciale (unità in meno), il nasello è la valutazione soggettiva del comfort del nasello (unità in meno), l’imbracatura è la valutazione del comfort dell’imbracatura per la testa (unità in meno) e la respirazione è punteggio di comfort respiratorio (unità in meno).
A> 25 ° C, la formula è: Comfort> 25 = 0,40 + (0,12 × TSface) + (0,17 × facciale) + (0,32 × nasello) + (0,17 × imbracatura) + (0,36 × respirazione).
A temperature ambiente di 18,9–25,5 ° C e 49-63% di umidità relativa, le temperature cutanee sulla punta del naso e sul mento sono aumentate rispettivamente di 3,7–7,3 e 2,6–3,6 ° C, rispettivamente, durante l’attività sedentaria indossando maschere chirurgiche sopra un 15 minuti (Enerson et al., 1967).
Laird et al. (2002) hanno riferito che indossare un respiratore a filtro durante gli ultimi 15 minuti di uno studio di laboratorio di 30 minuti a una bassa velocità di lavoro (50 W) ha provocato un aumento di 1,9 ° C della temperatura delle labbra superiore, ma non ha avuto alcun effetto sulla guancia temperature non coperte dal respiratore.
La seconda parte di quello studio, un ambiente di lavoro simulato a temperature ambiente di 17-24 ° C e 60-80% di umidità relativa, ha portato ad un aumento della temperatura delle labbra superiore di 0,5–2,4 ° C, ma di nuovo non ha avuto alcun effetto sulle temperature delle guance misurate fuori dal respiratore. Johnson et al. (1997) notarono che, a condizioni ambientali di 35 ° C e 90% di umidità relativa e attività sedentaria per 90 minuti, la temperatura della pelle sotto un APR facciale pieno aumentava di 2 ° C.
Per un periodo di 30 minuti a temperature ambiente di 21-26 ° C, le temperature cutanee rilevate con EAPR in gomma e maschere in fibra di nebbia di polvere (un tipo di FFR di uso comune prima del 1995) sono aumentate di 1,5 e 1,1 ° C, rispettivamente, sopra la linea di base valori (DuBois et al., 1990).
Da una percezione soggettiva, le temperature del labbro superiore correlate alla PFM> 34 ° C hanno suscitato sensazioni di calore (e relativo disagio), mentre quelle al di sotto di questo livello sono state percepite come fredde-neutre (Gwosdow et al., 1989; DuBois et al. , 1990), nonostante il fatto che queste temperature rientrino nel regno delle normali temperature facciali.
Tuttavia, è necessario considerare i livelli di umidità relativa del 90–100% raggiunti in PFM che danno luogo a un indice di calore microambiente PFM (combinazione di effetti di temperatura e umidità) che può essere piuttosto elevato.
Ad esempio, a una temperatura dell’aria di 34 ° C e 95% di umidità relativa (ad esempio equivalente all’aria espirata in condizioni normali), l’indice di calore microambiente PFM potrebbe essere di 62 ° C all’espirazione, anche se successivamente sarebbe diminuito in modo variabile dalla miscela di inalazione aria ambiente.
Gli studi che documentano l’effetto delle PFM sulla pelle del viso e sulle temperature del nucleo contemporaneamente sono rari. Dopo 3 serie di esercizi di stepping di 15 minuti intervallati da periodi di riposo di 5 minuti a temperatura ambiente di 28 ° C e 60% di umidità relativa, le temperature delle guance inferiori a N95 FFR e N95 FFR-EV sono aumentate di ∼2,0 e 1,5 ° C, rispettivamente, concomitante aumenti della temperatura rettale che vanno da .60,6 a 1,1 ° C e aumenti della temperatura timpanica da 0,3 a 1,3 ° C, ma i soggetti indossavano indumenti protettivi (Gore-Tex) che avrebbero potuto aumentare il carico di calore (Hayashi e Tokura, 2004 ).
Forse non sorprende che un aumento della temperatura della pelle durante le PFM non avrebbe un impatto drammatico sulla temperatura interna, dato che le PFM coprono una parte del viso che rappresenta solo l’1–2% della superficie corporea, quindi la quantità di calore il trasferimento al nucleo da questa pelle del viso riscaldata dovrebbe approssimare solo percentuali simili (McCaffrey et al., 1975).
È importante sottolineare che le misurazioni della temperatura timpanica non possono essere considerate come indicatori accurati della temperatura del sangue centrale perché sono suscettibili di modifiche da parte dell’ambiente locale, ad esempio quando sono presenti sul viso regioni localizzate di riscaldamento (ad esempio quando si indossano PFM) (McCaffrey et al., 1975) o quando il viso si raffredda (Shiraki et al., 1988).
Pertanto, tutte le forme di PFM a pressione negativa elevano la temperatura cutanea sottostante a gradi variabili in base al tipo di PFM, adattamento (lacune nella tenuta potrebbero consentire un maggiore raffreddamento), materiali compositi (ad esempio silicone, fibre di polipropilene, ecc.), Velocità di lavoro , condizioni ambientali e durata dell’uso.
Tuttavia, questo effetto è noto solo per la pelle coperta dalla PFM e non sembra avere un impatto sulla pelle del viso che non è coperta; la temperatura media della pelle del viso scoperta è una funzione lineare della temperatura ambiente (Nielsen et al., 1987a).
Al contrario, è stato dimostrato che PAPR riduce effettivamente la temperatura interna a causa degli effetti di raffreddamento della loro aria fornita dal ventilatore (Caretti e Gardner, 2003).
I limitati dati attualmente disponibili non consentono la determinazione di alcuna correlazione distinta tra l’elevata temperatura della pelle del viso al di sotto delle PFM e la temperatura interna simultanea, ma la piccola area del viso coperta dalle PFM suggerisce che il suo contributo alla temperatura interna non sarebbe eccessivo, ma potrebbe avere un impatto significativo sulla percezione del comfort termico.
PFM calore e umidità nello spazio morto
Le temperature della pelle del viso sono influenzate dalla temperatura e dall’umidità dell’aria circostante in condizioni normali (Nielsen et al., 1987b). Quando le temperature ambientali sono inferiori alla temperatura della pelle del viso, la radiazione è la principale fonte di perdita di calore.
In condizioni di caldo, specialmente combinato con una significativa attività fisica, quando le temperature si avvicinano o superano la temperatura corporea, il raffreddamento per evaporazione (evaporazione del sudore) diventa un meccanismo di scambio di calore dominante (Hanson, 1999). Indossare le PFM crea un microambiente (cioè lo spazio morto della PFM) che diventa quindi l’ambiente respiratorio di chi lo indossa.
Questo microambiente ha un impatto significativo sui processi di scambio termico della pelle del viso. La temperatura del microambiente PFM è stata considerata un parametro chiave che indica lo stress termico (Li et al., 2005).
In condizioni ambientali di alte temperature, la dissipazione del calore dallo spazio morto PFM può essere influenzata negativamente a causa di un gradiente di temperatura ridotto tra l’ambiente ambientale e il microambiente PFM (Li et al., 2005).
La “temperatura effettiva” dello spazio morto PFM (un singolo indice quantitativo di disagio ambientale che incorpora la temperatura e l’umidità dell’aria) può essere piuttosto elevata. Il calore e l’umidità relativamente elevati dell’aria espirata possono causare la condensa dell’umidità sulla superficie esterna dell’FFR a causa della differenza di temperatura tra l’FFR e l’ambiente (Li et al., 2006).
Questo fenomeno può influire negativamente sulla permeabilità al vapore e all’aria dell’FFR, che di conseguenza compromette la perdita di calore respiratorio e impone un aumento del carico di calore. Si deve anche considerare la quantità di sudore che si forma nello spazio morto delle MGF.
Le percentuali di sudore per la testa, il viso e il collo sono state in media 0,20 g-− 1 min − 1 sedentario mentre si indossava un APR facciale completo in un ambiente caldo umido (35 ° C, 90% RH) per 90 minuti, ma la maggior parte del sudore proveniva da il collo. È stato stimato che 7,5 gm h-1 di sudore potrebbero accumularsi nel respiratore (Johnson et al., 1997).
A una temperatura del globo a bulbo umido di 19,3 ° C e moderato esercizio con il tapis roulant al 75% della frequenza cardiaca massima mentre si indossa un EAPR a pieno facciale, il sudore del viso era 1,05 g min-1 (Caretti e Gardner, 1999).
L’aumentata ritenzione di vapore acqueo e sudore all’interno delle PFM ha altre importanti conseguenze oltre agli effetti sul comfort perché può influire sulla tenuta facciale delle PFM (Caretti e Gardner, 1999), potenzialmente aumentare la resistenza respiratoria (Roberge et al., 2010a) e teoricamente aumentano il rischio di trasmissione di agenti infettivi a chi lo indossa attraverso un meccanismo di assorbimento (Yi et al., 2005).
Tuttavia, studi recenti hanno dimostrato che, nel corso di 1 ora di esercizio a bassa frequenza di lavoro, l’FFR con e senza una valvola di espirazione e l’EAPR con una valvola di espirazione hanno trattenuto pochissima umidità, che è stata attribuita all’uso di fibre idrofobiche (cioè polipropilene ) e valvole di espirazione, nonché l’uso di bassi tassi di lavoro in alcuni studi (Roberge et al., 2010b, c, d).
Pertanto, a velocità di lavoro da basse a moderate, il microambiente delle PFM sviluppa aumenti di temperatura da lievi a moderati con livelli di umidità elevati concomitanti che aumentano la temperatura effettiva a livelli scomodi, influiscono sul comfort e sulla tolleranza e potenzialmente riducono lo scambio di calore respiratorio.
Risposte di calore psicofisiologiche
Il viso è relativamente uniforme nella sua sensibilità al riscaldamento rispetto alla bocca (Green e Gelhard, 1987), ma l’area del viso coperta da PFM è molto termosensibile (Laird et al., 1999).
Ciò può essere probabilmente dovuto a una maggiore densità del termorecettore facciale, come è stato dimostrato negli animali (Cheung, 2010). La temperatura dell’aria del microambiente aumenta la temperatura della pelle del viso coperta da PFM che, a sua volta, influenza significativamente le sensazioni termiche di tutto il corpo, un fenomeno che può avere una componente neurologica che è stata spiegata come dovuta alla possibilità che gli impulsi afferenti dal la faccia del sistema nervoso centrale può essere pesata più di quella di altre aree (Nielsen et al., 1987b).
Inoltre, la compromissione dello scambio di calore nelle regioni del viso e della testa può avere un impatto più profondo dato che queste aree sono così critiche per la regolazione termica (James et al., 1984).
La natura altamente termosensibile del viso è esemplificata dal fatto che il raffreddamento del viso è da due a cinque volte più efficace nel sopprimere la sudorazione e il disagio termico rispetto al raffreddamento di un’area cutanea equivalente altrove sul corpo (Cotter e Taylor, 2005).
I fenomeni puramente psicologici possono influire indirettamente sul carico termico associato all’uso della PFM. Gli individui con disturbi d’ansia sottostanti (ad esempio attacchi di panico) sono a rischio di provocare lo stesso quando indossano MGF.
Il sottotipo respiratorio del disturbo di panico mostra una sintomatologia respiratoria prominente durante gli attacchi di panico che è probabilmente collegata a un falso allarme di soffocamento nel sistema nervoso centrale (Freire et al., 2010).
Gli individui con disturbo di panico sono considerati molto sensibili agli aumenti dei livelli di CO2 nel corpo e l’uso della PFM è associato alla ritenzione di CO2 in alcuni individui (Roberge et al., 2010c, d) che potrebbero potenzialmente fungere da innesco di un panico attacco (Morgan, 1983). In effetti, l’inalazione di CO2 al 35% a singolo respiro è un test di provocazione standard per il disturbo di panico (Valenca et al., 2002).
Indossare la PFM (ad es. Maschere antigas) può causare sensazioni claustrofobiche ed è stato usato come manovra provocatoria in casi da lievi a moderati di claustrofobia (Rachman, 1993; Radomsky et al., 2001).
La solita risposta all’insorgenza di un attacco di panico o di una reazione claustrofobica, indipendentemente dall’evento scatenante, è simpatica causata dal rilascio di neurotrasmettitori (ad esempio catecolamine come l’adrenalina e la noradrenalina).
Il rilascio di questi neurotrasmettitori provoca un aumento dell’attività metabolica manifestata fisicamente come frequenza cardiaca e frequenza respiratoria elevate, palpitazioni, pressione sanguigna elevata, ecc., Il cosiddetto fenomeno “lotta o fuga”.
Una sensazione di calore associata in questi eventi può essere dovuta a reali aumenti della temperatura corporea causati dall’aumento dell’attività metabolica, da fenomeni neurosensoriali (arrossamento della pelle), aumento dello sforzo respiratorio associato al superamento degli aumenti percepiti della resistenza respiratoria correlata alla PFM o dall’aumento della sudorazione nel microambiente PFM causato da stress psicologico che potrebbe aumentare la temperatura effettiva di quella zona del viso.
Può darsi che, in ambienti temperati, una parte (forse significativa) della sensazione di calore e calore in eccesso associati all’uso di PFM abbia una base psicologica, dato che i contributi del calore metabolico e del viso PFM stessi non sono eccessivi.
Gran parte della ricerca disponibile supporta l’idea che l’effetto termico primario di indossare un respiratore è il disagio soggettivo (Caretti e Coyne, 2008). Al contrario, l’aumento della temperatura corporea associata allo stress termico può portare a un decremento delle prestazioni psicomotorie in quelli senza psicopatologia riconosciuta (Morgan, 1983).
La psicologia dell’uso della PFM ha ricevuto alcune indagini limitate in passato e trarrebbe beneficio da studi significativamente più.
Potenziali strategie di mitigazione per la ritenzione del calore associata alla maschera protettiva La
mitigazione del calore associato alla PFM è desiderabile per il comfort che si traduce in una maggiore tolleranza alla PFM e, infine, si traduce in una maggiore protezione per chi lo indossa. Alcune strategie volte a ridurre il carico termico attribuito alle PFM potrebbero essere esplorate, tra cui (ma non limitato a):
(i) “Promozione della respirazione nasale quando si indossano le PFM”: poiché la respirazione nasale probabilmente provoca meno calore e umidità trattenuti nel microclima delle PFM e può avere effetti favorevoli sul raffreddamento di alcune strutture cerebrali, potrebbe essere desiderabile dal punto di vista termico promuovere la respirazione nasale attraverso l’educazione dei portatori di MGF.
Ciò sarebbe possibile solo per tassi di lavoro da bassi a moderati, poiché le maggiori spese energetiche causano un passaggio alla respirazione oronasale (Harber et al., 1997).
(ii) “Studio degli effetti della refrigerazione pre-uso di PFM sulla temperatura del viso e del corpo: è stato menzionato aneddoticamente che il raffreddamento dell’EAPR potrebbe essere un metodo semplice per ridurre l’impatto del calore sull’usura (Laird et al ., 2002).
Sebbene il silicio e la gomma utilizzati per costruire il corpo dell’EAPR possano essere raffreddati in questo modo, la ricerca non esiste né sulla durata della durata degli effetti di raffreddamento né sull’impatto del raffreddamento sull’adattamento dei PFM.
La ricerca futura potrebbe essere indirizzata all’identificazione di materiali compatibili con PFM con caratteristiche di ritenzione del raffreddamento, soprattutto alla luce del fatto che il raffreddamento del viso è da due a cinque volte più efficace nel ridurre il disagio termico rispetto alle aree equivalenti della pelle in altre regioni del corpo (Cotter e Taylor, 2005).
(iii) “Uso di valvole di espirazione”: le PFM con valvole di espirazione sono propagandate come aumentando il comfort di chi lo indossa attraverso la dispersione facilitata del calore e dell’umidità dello spazio morto PFM nell’ambiente. Tuttavia, ai bassi e moderati tassi di lavoro riscontrati dalla maggior parte dei lavoratori attuali (Meyer et al., 1997; Harber et al., 2009), i vantaggi delle valvole di espirazione (in FFR) potrebbero non essere realizzati perché lo sviluppo del requisito è stato semplificato non possono verificarsi correnti d’aria per l’attivazione della valvola (Roberge et al., 2010c, d) come accade con l’EAPR. I miglioramenti nel design e nella funzione potrebbero potenzialmente portare a valvole di espirazione che funzionano con gradienti di flusso d’aria inferiori che potrebbero consentire maggiori perdite di calore e umidità a minori spese energetiche.
(iv) “Indagare sulla traspirabilità dei materiali di filtrazione di PFM”: sebbene vi sia probabilmente un compromesso tra traspirabilità (vapore e permeabilità all’aria) e efficienza di filtrazione di PFM (che è fondamentale per ridurre il rischio di esposizione a particelle nocive e agenti infettivi), sarebbe importante studiare a fondo le proprietà dei materiali delle PFM per garantire una traspirazione ottimale che potrebbe portare a un successivo abbassamento dei livelli di umidità dello spazio morto PFM che influiscono sul comfort e sulla tolleranza. Ad esempio, le nanofibre offrono efficienza di filtrazione con una riduzione concomitante della resistenza respiratoria rispetto a quella osservata con altri materiali filtranti soffiati a fusione e spunbonded (Qion e Wang, 2006; Lee e Obendorf, 2007).
(v) “Sviluppo di PFM con ventole miniaturizzate alimentate a batteria”: le correnti d’aria derivate dal ventilatore, come esemplificate da PAPR e cappe chirurgiche, raffreddano la testa e le regioni facciali e l’aria inalata determinando un aumento minimo o una diminuzione della temperatura corporea ( Caretti e Gardner, 2003). Esistono attualmente ventole miniaturizzate (8 × 8 × 3 mm) alimentate a batteria per il raffreddamento di vari piccoli apparecchi elettronici (ad es. Smartphone, moduli GP, ecc.) E potrebbero essere potenzialmente adattate alle PFM (http://www.sunonamerica.com/pdf /mm_fan_catalog.pdf). Uno di questi modelli attualmente sul mercato, il BL-50 di Koken, Ltd. (Tokyo, Giappone), è una semimaschera che contiene un soffiatore integrato alimentato a batteria attivato dall’inalazione e utilizzato per mantenere una pressione costante all’interno del facciale (Richardson e Hofacre, 2008). Oltre a raffreddare il viso,
(vi) “Parametri dello spazio morto della PFM”: la respirazione di aria espirata calda trattenuta nello spazio morto della PFM aumenta il disagio del calore facciale. Alcuni stili di PFM (ad esempio a forma di coppa e becco d’anatra FFR e FM) hanno spazi morti più grandi e possono quindi comportare maggiori volumi di aria calda trattenuta rispetto ad altri stili (ad esempio piega piatta e FFR e FM pieghettati). Un recente studio di una coorte di operatori sanitari che utilizzava la PFM ha riferito che l’81% degli operatori sanitari intervistati utilizzava un FFR N95 a forma di tazza o di becco d’anatra e che il 56% di tutti gli intervistati indicava di aver sperimentato un aumento del calore del viso “quasi sempre” ( Baig et al., 2010). Pertanto, sarebbe importante studiare l’impatto di vari stili di PFM sul calore del viso al fine di determinare quegli stili con minori aumenti associati del calore del viso.
(vii) Percezioni legate all’ansia del calore associato alla PFM: la ritenzione di CO2 con l’uso di PFM è una possibilità (Roberge et al., 2010d) e il disturbo di panico può essere innescato da livelli elevati di CO2. Alcuni dei sintomi del disturbo di panico includono vampate di calore e sudorazione. La risposta al test di provocazione per inalazione di CO2 in apnea al 35% è abbastanza specifica per il disturbo di panico ed è regolarmente utilizzata per questa diagnosi. Gli individui che dimostrano intolleranza alle MGF potrebbero sottoporsi a monitoraggio transcutaneo non invasivo della CO2 e un test di provocazione della CO2 per aiutare a determinare se la ritenzione di CO2 è la fonte dei loro sintomi.
L’elevato numero di utenti PFM (industria privata, operatori sanitari, pubblico) e il maggiore utilizzo di PFM in determinati scenari (ad esempio focolai di agenti infettivi, interventi di risanamento di calamità ambientali, ecc.) Dovrebbero rendere gli effetti correlati alla PFM sulla termoregolazione un obiettivo principale per ricercatori e dovrebbero servire come un impulso significativo per ulteriori indagini. L’intolleranza agli effetti termici delle PFM porta a una riduzione dell’uso e alla conseguente riduzione della protezione per l’utente.
E……
Un altro studio mirava a studiare gli effetti dell’uso di N95 e di maschere chirurgiche con e senza trattamenti nano-funzionali sulle risposte termofisiologiche e sulla percezione soggettiva del disagio.
Metodo : Cinque uomini sani e cinque partecipanti sani hanno eseguito un esercizio intermittente su un tapis roulant mentre indossavano le maschere protettive in una camera climatica controllata a una temperatura dell’aria di 25 ° C e un’umidità relativa del 70%. Nello studio sono stati utilizzati quattro tipi di maschere facciali, tra cui N95 (3M 8210) e maschere chirurgiche, che sono state trattate con materiali nano-funzionali.
Risultati :
(1) I soggetti presentavano una frequenza cardiaca media significativamente più bassa quando indossavano maschere chirurgiche nano trattate e non trattate rispetto a quando indossavano maschere N95 non trattate e non trattate.
(2) La temperatura della superficie esterna di entrambe le maschere chirurgiche era significativamente più alta di quella di entrambe le maschere N95. D’altra parte, le temperature del microclima e della pelle all’interno della maschera facciale erano significativamente inferiori rispetto a quelle in entrambe le maschere N95.
(3) Entrambe le maschere chirurgiche presentavano un’umidità assoluta significativamente superiore all’esterno della superficie rispetto a entrambe le maschere N95. L’umidità assoluta all’interno della maschera facciale chirurgica era significativamente inferiore a quella all’interno di entrambe le maschere N95.
(4) Entrambi i facemask chirurgici sono stati valutati significativamente più bassi per percezione dell’umidità, calore, resistenza al respiro e disagio generale rispetto a entrambi i facemask N95. Le valutazioni per altre sensazioni, incluso sentirsi inadatto, stretto, prurito, affaticato, odoroso e salato, che sono state ottenute mentre i soggetti indossavano le maschere chirurgiche erano significativamente inferiori rispetto a quando i soggetti indossavano le maschere N95.
(5) La preferenza soggettiva per le maschere chirurgiche nano-trattate era la più alta. C’erano differenze significative nella preferenza tra le maschere chirurgiche nano-trattate e non trattate e tra le maschere chirurgiche e N95.
discussione e conclusione
I risultati dell’esperimento dimostrano che la frequenza cardiaca, il microclima (temperatura, umidità) e le valutazioni soggettive sono state significativamente influenzate dall’uso di diversi tipi di maschere. Nielsen et al. (1987) hanno osservato che l’erogazione di aria con temperature diverse in una maschera facciale corrispondeva all’applicazione di uno stimolo termico locale sulla superficie della pelle intorno alla bocca, al naso e alla guancia.
Questo stimolo termico locale ha anche influenzato lo scambio di calore dal tratto respiratorio. Nella nostra indagine, la temperatura del microclima, l’umidità e la temperatura della pelle all’interno della maschera facciale sono aumentate con l’inizio dell’esercizio fisico, che ha portato a diverse percezioni di umidità, calore e alta resistenza respiratoria tra i soggetti che indossano le maschere.
L’elevata resistenza respiratoria ha reso difficile la respirazione del soggetto e l’assunzione di ossigeno sufficiente. La carenza di ossigeno stimola il sistema nervoso simpatico e aumenta la frequenza cardiaca (Ganong 1997).
Era probabile che i soggetti si sentissero inadatti, affaticati e con disagio generale per questo motivo. White et al. (1991) hanno scoperto che gli aumenti della frequenza cardiaca, della temperatura della pelle e delle valutazioni soggettive possono comportare un notevole stress aggiuntivo per chi lo indossa e potrebbero ridurre la tolleranza al lavoro.
Questo potrebbe essere il motivo per cui Farquharson ha riferito che lavorare su turni di 12 ore mentre indossava una maschera N95 era stata davvero una sfida per il loro personale ED (Farquharson e Baguley 2003).
Differenze significative sono state osservate tra N95 e maschere chirurgiche. La frequenza cardiaca media, la temperatura del microclima, l’umidità e la temperatura della pelle all’interno della maschera facciale, insieme all’umidità percepita, al calore, alla resistenza respiratoria nella maschera facciale e al prurito, alla fatica e al disagio generale, erano significativamente (P <0,01) superiori per le maschere N95 rispetto a quelle chirurgiche maschere.
In altre parole, la percezione soggettiva della difficoltà respiratoria e del disagio aumentava significativamente con l’aumentare dello stress termico.
Questa scoperta concorda con le osservazioni riportate da White et al. (1991). La temperatura superficiale all’esterno della maschera facciale era più bassa e la temperatura nel microclima della maschera facciale era significativamente più alta, per le maschere N95 che per le maschere chirurgiche (Fig. 3), indicando che la perdita di calore dal tratto respiratorio è più difficile da sopportare in Maschere N95, che inducono un maggiore stress da calore e percezione del disagio. Ciò concorda bene con le osservazioni riportate da Hayashi e Tokura (2004).
Poiché lo scopo di indossare le maschere è proteggere chi lo indossa filtrando virus e batteri, è ovviamente discutibile se le maschere chirurgiche, che inducono meno stress da calore e disagio, possano fornire una protezione sufficiente agli operatori sanitari.
Come riportato in precedenza, sono state studiate contemporaneamente l’efficienza di filtrazione in vivo e le proprietà fisiche delle maschere (Li et al., Dati non pubblicati). Durante le prove di usura della simulazione, l’efficienza di filtrazione in vivo delle maschere N95 è stata del 96%, rispetto al 95% delle maschere chirurgiche.
Inoltre, le maschere chirurgiche con permeabilità all’umidità e permeabilità all’aria significativamente più elevate erano più sottili delle maschere N95, indicando che le maschere chirurgiche dovrebbero essere più traspiranti e meno umide e calde, il che concorda con le misurazioni in vivo di temperatura e umidità all’interno e all’esterno maschere e percezione dei soggetti di resistenza respiratoria e disagio.
È interessante notare che nessuna differenza significativa è stata trovata tra maschere facciali nano-trattate e non trattate per misurazioni fisiologiche e percezioni soggettive, anche se le maschere chirurgiche nano-trattate e le maschere facciali N95 sono state percepite come leggermente meno scomode.
D’altra parte, le preferenze soggettive per le maschere chirurgiche nano-trattate erano significativamente più alte di quelle per le maschere chirurgiche non trattate.
Ciò indica che il trattamento nano-funzionale delle maschere chirurgiche e N95 non ha effetti negativi significativi sulle risposte termofisiologiche e sulle percezioni soggettive del disagio.
Pertanto, si può concludere che N95 e le maschere chirurgiche possono indurre temperature e umidità significativamente diverse nei microclimi delle maschere, che hanno profonde influenze sulla frequenza cardiaca e sullo stress termico e sulla percezione soggettiva del disagio.
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