MECÁNICA RESPIRATORIA

MECÁNICA RESPIRATORIA

GENERALIDADES  Fisiológicamente, el pulmón y la caja torácica se interrelacionan gracias a la interfase pleural, espacio virtual que debe transmitir al pulmón, la acción inspiratoria de los músculos respiratorios, diafragma y accesorios, forzándolo a hincharse. El pulmón es un órgano elástico, cuya tendencia natural es a estar deshinchado, para alcanzar el volumen residual (VR), mientras que la caja torácica es  un conjunto osteomuscular, cuya tendencia natural es hacia su expansión máxima, buscando la posición de capacidad total pulmonar (TLC). Es necesario un consenso, acuerdo, o posición de equilibrio entre ambos, que deben ser buenos vecinos interactivos, y este equilibrio se consigue precisamente en posición intermedia, al final de una espiración natural no forzada, la posición de capacidad residual funcional (CRF). En esta posición, las fuerzas de hinchado torácico, y de deshinchado pulmonar se equilibran. La presión alveolar en todo momento será la suma de la presión pleural más la presión del propio retroceso elástico pulmonar, lo que nos conduce a la definición 67 de la Presión de Retroceso Elástico (Pel, Pst) , como la diferencia entre la presión en el alvéolo y la presión en el espacio pleural, siendo el Coeficiente de retracción elástica (Pel/TLC) un término parecido, referido al valor de capacidad pulmonar total, con valor normal, 2,5-8 cm de agua/L (<2,5 en pacientes enfisematosos, y >8 en pacientes restrictivos). Dada la lógica dificultad en medir directamente la Presión Alveolar, tenemos que recurrir a su estimación indirecta. Entendemos por Presión transmural, la diferencia entre la presión dentro, menos la presión fuera del compartimento que se considere. Así, la Presión transpulmonar, será igual a la presión en boca menos la presión pleural,  y también la Presión transpulmonar  será la suma de la Pel y de la Presión debida a la resistencia de la vía aérea, de forma que cuando no hay flujo, ni resistencia por tanto, la P transpulmonar será igual a Pel. Esta es la base de la estimación clásica de la presión alveolar, asumiendo que será igual a la presión en boca o vía aérea, cuando interrumpimos el flujo mediante un obstructor o shutter, sistema muy habitual en estudios de fisiopatología respiratoria, o con un período de meseta en el ventilador mecánico (Gráfico 20 con los distintos puntos de presión en vía aérea(dinámica, cero, estática, PEEP intrínseca y externa), arriba,  y abajo la P. alveolar). La Presión Pleural puede medirse directamente de forma invasiva, aprovechando la presencia de tubos pleurales en los pacientes postoperados cardiotorácicos, con las dificultades de manipulación y asepsia lógicas, o también puede estimarse a partir de las variaciones de la presión venosa central 68. Al transmitirse la Presión  pleural, tanto al esófago, como a la pared traqueal, y desde ella, al manguito de neumotaponamiento intratorácico, puede estimarse la presión pleural, asumiendo que es similar a la transmitida por un catéter balón situado en el tercio inferior esofágico. La Presión Esofágica (P esof) será un buen reflejo de la presión pleural en posición erecta, no siempre en decúbito lateral derecho, en supino, y menos aún en decúbito lateral izquierdo, debido al peso mediastínico. El catéter-balón esofágico puede construirse artesanalmente, fijando un baloncito de látex de unos 10 cm de largo, sobre un catéter con orificios múltiples que promedian la presión transmitida por el globo. Este balón debe hincharse hasta un cierto volumen, que dependerá de sus características elásticas, y después deshincharse, dejándole unos 0,8 ml de aire, el menor volumen que de una presión a través de la pared del balón, de cero, debiendo tener una cierta longitud, para que este aire residual se desplace a la zona de mayor presión negativa 69. Actualmente existen sistemas de catéter-balón montados en una sonda nasogástrica de usos múltiples, adaptados a sistemas informatizados que automáticamente realizan el hinchado, deshinchado, purga, y controles periódicos del volumen de este balón, para evitar un hinchado esofágico excesivo. Este catéter suele introducirse por la nariz, visualizando la onda de presión en el monitor respiratorio, onda que será positiva en inspiración cuando el balón alcance el estómago, y negativa inspiratoria cuando se retira hasta el tercio inferior esofágico, a unos 40-45 cm de la nariz, la posición óptima. La confirmación de la posición óptima del balón esofágico se realiza con el test de oclusión de Baydur 70: medida simultánea de presión en el esófago y en la vía aérea, obstruyendo esta última con cualquier sistema, incluso manualmente.La oscilación de ambas presiones ante los esfuerzos respiratorios del paciente, debe ser similar, con una razón o cociente:  Pesof / Pvias=1, aunque en posición supino puede ser menor de 1, y en EPOC, mayor de 1, en parte por la descompresión del gas alveolar.En posición esofágica correcta, suelen apreciarse unas pulsaciones en la onda de Pesof, que pueden alcanzar 1,3 cm en posición erecta, 2 cm en DLD, 1,8 en DLI, y 3,5 +/-1,8 en supino,  sincrónicas con el latido cardiaco, lo que también confirma una posición óptima (ver Gráfico 26).La P esof permite dividir o partir los cálculos de mecánica del sistema respiratorio, en los debidos al pulmón, y los de la caja torácica. 7. 2. COMPLIANCE Se define la compliance (C), distensibilidad, adaptabilidad o  complacencia, como la relación entre el volumen y la presión, ya sea en el pulmón aislado, en la pared torácica, o en ambos: el sistema respiratorio (Crs en la terminología inglesa). Como la conductancia (G) que es el inverso de la resistencia al flujo aéreo, las compliances de pulmón y tórax se relacionan en paralelo (!/Csr= 1/Cpulmón + 1/Ccaja tórax),  hecho que explica el que a veces se use el inverso de la compliance, o sea la elastancia (E), en este caso relacionada en serie:  Esr=Epulmón + Ecaja, al igual que las Resistencias (R).No hay que confundir el término Compliance con Impedancia (Z), que representa una relación Presión/Flujo. En la literatura se encuentran términos como Compliance estática, dinámica, efectiva, características dinámicas 71-72, distensibilidad estática, efectiva, y total, por lo que intentaremos deslindar conceptos y unificar la sinonimia. En el laboratorio de fisiopatología respiratoria suele medirse la compliance, el volumen de gas intratorácico (VGIT, ITGV) y las resistencias, realizando una serie de obstrucciones al flujo, midiendo las relaciones volumen/presión, y presión/flujo con los llamados ángulos alfa y ángulo beta. Se entiende por Compliance estática la relación entre el volumen y la presión, en puntos sin flujo gaseoso, mientras que hablaremos de Compliance dinámica cuando las medidas de V y P se hacen en puntos en que el flujo no está interrumpido, pero se invierte (flow reversal), al final de la Inspiración,  y al final de la Espiración, en los extremos 73 del VT, siendo la C estática y dinámica casi iguales en sujetos normales salvo a frecuencias altas.En pacientes críticos en ventilación mecánica se mide la compliance estática, usando un período de meseta o parada inspiratoria (plateau, inflation hold), ya sea automático o disparado con dispositivo o botón manual, variante del shutter del gabinete de fisiopatología. Este período de parada, debe durar al menos 0,5 seg, para conseguir el equilibrio entre las unidades alveolares de llenado lento y rápido. En equipos que no dispongan de mandos para realizar una parada o meseta inspiratoria (ventiladores de transporte y algunos antiguos), siempre se puede hacer esta meseta, impidiendo al final de la inspiración, la apertura de la válvula espiratoria (clampado de la línea que hincha las válvulas en seta, oclusión manual tras la válvula espiratoria), observando las presiones que marca el manómetro del ventilador. En este período de meseta, que los ventiladores confirman con el encendido de un piloto o LED (ligh emiting diode), no hay flujo de gas, y el manómetro de presión en vía aérea se detiene (Gráfico 20) en un valor de presión(PS) siempre inferior al denominado punto de presión dinámica o pico (PD). Mientras que la literatura nacional distingue muy bien la P pico (P1), la  P meseta (P2), y la PEEP intrínseca (PEEPi, P3), la literatura anglosajona usa los términos presión pico o  presión dinámica (PD, Pt ), y Presión meseta final o Presión Estática (PS, P2), lo que a veces induce a confusiones, ya que denominan P1 y PZ, a la parte inicial de la meseta, que no siempre es horizontal (Gráfico 20), sino que muestra un perfil descendente cuando no hay uniformidad de unidades broncoalveolares (Gráfico 21). La compliance estática sería el cociente entre el volumen tidal suministrado por el ventilador, y la diferencia entre la presión meseta (PS=P2) y la presión al final de la espiración o basal. Esta presión basal no siempre es cero (zero=ZEEP), por lo que en caso de usar presión positiva espiratoria final externa (PEEP), tendremos que restar esta PEEP, así como también debemos buscar y documentar la presencia de PEEP intrínseca (PEEPi). Además del método de la meseta o parada inspiratoria, algunos autores preconizan la medida de la compliance estática con el sistema de la superjeringa, en que se va hinchando el sistema respiratorio manualmente con una gran jeringa muy bien calibrada en volumen, dotada de un manómetro también muy bien calibrado, registrando presión en abscisas, y volumen en el eje de ordenadas. Se introduce cada volumen, y se hace una pequeña pausa a cada nivel, observando los bucles, tanto durante la inspiración, como durante la espiración o deflación, lo que parece más admitido. El método de la superjeringa requiere que el paciente esté paralizado, sin respiración espontánea, sin ningún esfuerzo ins o espiratorio, y siempre se artefactará por los intercambios gaseosos y desviación de sangre del tórax en las paradas. La línea o curva que mejor se adapta a los valores obtenidos, es la compliance. En esta línea, a veces se observan un punto o zona de cambio de inflexión, en que hay un aumento brusco en la pendiente de la recta de compliance, por apertura de unidades alveolares, colapsadas hasta que se alcanza su presión crítica de apertura, y esto tiene importancia para titular y dosificar la mejor PEEP en el caso de que se precise. Cualquier método de medir la compliance, ya sea en sujetos normales, enfisematosos, o fibróticos, demuestra que este parámetro no es linear, mejor dicho, es alinear (Gráfico 22), siguiendo una función curva, con compliances bajas a bajos volúmenes, que aumenta a volúmenes medianos para disminuir ante volúmenes tidal excesivos por sobredistensión (punto de inflexión superior). Este comportamiento limita las comparaciones de compliance obtenidas con cualquier volumen del ventilador, y justifica el que algunos equipos usen un ciclo especial siempre al mismo volumen para seguir las tendencias de compliance. Dependiendo del equipo medidor del volumen tidal del ventilador, y de su posición, cercana al enfermo, o situado detrás de la válvula espiratoria, habría que hacer correcciones para el volumen de gas que no pasa al enfermo, y que distiende únicamente los circuitos plásticos externos del ventilador (volumen compresible).Dependiendo del material de estos circuitos, este volumen compresible oscila entre 3-4 ml por cada cm de agua de presión.Cuando se realizan estas correcciones, se habla de Compliance efectiva, expresada por la relación:                    VT-[P2 - PEEP) x Volumen compresible]     Cef= --------------------------------------------------------                         P2 - PEEP  A falta de un período de meseta o parada inspiratoria para obtener P2=PS, algunos autores 73  propusieron el uso del término, características dinámicas, en que se relaciona el volumen pulmonar, no con la presión meseta (P2), sino con la presión pico o máxima (PD, P1, Pt), pero aquí interviene la resistencia al flujo aéreo, no detenido en este caso (diferencia entre P1 y P2), como veremos luego al hablar de resistencias inspiratorias. Hay otro término: Compliance específica (CL/VL, o sCL), usado en fisiopatología respiratoria, en que el denominador es el volumen pulmonar a que se mide, por el antedicho comportamiento no linear. Tiene importancia el seguir la tendencia de la compliance, cuya reducción nos alertará ante la presentación de un edema pulmonar, atelectasias, broncointubación, neumotórax. La mejora de esta compliance también nos informa de la resolución de estos problemas, habiendo relacionado Suter 75 el valor de la máxima compliance estática con la optimización y dosificación de la mejor PEEP, aunque hoy se admite que la mejor PEEP se relaciona mejor con el punto de menor cortocircuito o shunt y mayor aporte o delivery de oxígeno. La compliance de la pared torácica aislada suele calcularse con el paciente totalmente relajado en patrón de ventilación mecánica controlada, definiéndose por la recta que une los puntos de inversión de flujo inspiratorio y espiratorio 76, siendo normalmente alrededor de un  4% de la capacidad vital teórica. La posibilidad de disponer de la presión esofágica, permite calcular la presión transpulmonar (presión dentro del pulmón en vía aérea menos presión por fuera de él o esofágica). En sujetos en ventilación mecánica controlada, esta P transpulmonar se usa para el cálculo de la compliance dinámica,  definida como:                          Volumen Tidal  Cdin = -------------------------------------------------------------                     P transpulmonar final de I - P transpulmonar inicio de E. Esta C dinámica intenta definir sólo las características elásticas del pulmón, mientras que la C estática hablaría de todas las fuerzas que se oponen al aumento de volumen: pulmón y pared torácica. Los valores normales serían 100-200 ml/cm de agua para la C dinámica, y 50-100 ml/cm de agua para la C estática. Muchos ventiladores actuales incluyen en su software el cálculo de los valores de C y de R. 7. 3.  RESISTENCIAS (R) La medida de la Resistencia al flujo de gas, suele hacerse en el laboratorio de fisiopatología respiratoria, mediante el pletismógrafo corporal,  a partir del llamado ángulo beta, que forman presiones y flujos, estimándose como valores normales los de  3,4+/-1,4 cm de agua/L/s. La resistencia de la vía aérea alta, que está en serie con la broncopulmonar, es de 0,5-1 cm/L/s a un flujo de 0,5 L/s. En maniobras espiratorias máximas y submáximas de capacidad vital de sujetos normales, pueden medirse unas resistencias de 33-110 cm/L/s. Normalmente, la Resistencia espiratoria (RE) es volumen dependiente, mientras que la Resistencia inspiratoria (RI) no lo es, pero en pacientes con  EPOC,  ambas son volumen dependientes. A un flujo de 1 L/s, un tubo endotraqueal calibre 8-10, de los usados en adultos suele tener una R de 1,92 cm agua/L/s, y una cánula traqueal, puede tener una R de 0,75 cm/L/s, siendo mayor la RI que la RE, salvo en neonatos  en que es mayor la RE. Además del método del bodypletismógrafo antedicho, se han diseñado gran cantidad de métodos para medir las Resistencias respiratorias: método de sustracción elástica (Neergaard 1927), técnica del interruptor 77 a isovolumen (Mead 1954), el método de las oscilaciones forzadas,  o la propuesta de medir las R, añadiendo una resistencia externa de valor conocido. 7. 3. 1. Resistencias inspiratorias En un buen registro de presión en vía aérea (Gráfico 23), de un paciente en ventilación mecánica, en que se haya programado un flujo constante o cuadrado, y una fase inspiratoria con meseta o parada inspiratoria, que hace que el flujo sea cero, se detectan en la curva de presión en vía aérea(punteado grueso), los conocidos puntos: presión pico (P1=PD), presión al final de la fase de meseta (P2=PS) que es la P de retroceso elástico del sistema respiratorio, y a veces otro punto, al inicio de la fase de meseta, PZ (punto inicial en que el flujo se hace zero, que otros autores denominan P1. Se denomina Resistencia inspiratoria efectiva del sistema respiratorio o Resistencia máxima, a la relación: RI = P pico -P meseta/Flujo inspiratorio Si en lugar de sustraer la P meseta, de la P pico, se sustrae el valor PZ (P1 de algunos autores), hablamos de resistencia mínima, R inicial, R del interruptor 78,  R standard de la vía aérea,  R intrínseca, R óhmica, ó R de alta frecuencia, y esta R es flujo dependiente. Cuanto más anormal y heterogéneo es el pulmón, más tiempo se requiere para conseguir el equilibrio interunidades, equilibrio dependiente también de la frecuencia respiratoria, habiendo una gran diferencia entre la posición PZ y la PD=P2 (Gráfico 21). Resistencia adicional (delta R) o adicional efectiva, Rt o resistencia al flujo de tejidos torácicos, sería la diferencia entre la R máxima y la R mínima 79 : PZ-PS/flujo,  justificándose por la antedicha heterogeneidad interunidades, y esta R es flujo independiente, pero frecuencia dependiente. Se encuentran valores de esta R adicional, en EPOC, de 7,2 cm/L/s, de 5,6 en distrés y  de 2,8 en otros casos. En condiciones de isovolumen, al aumentar el flujo, disminuye deltaR, mientras que en condiciones de isoflujo, al aumentar el volumen, disminuye 80  esta delta R  En ventilación mecánica, suele programarse un tipo de flujo inspiratorio constante, el cual suele producir una onda de presión en vía aérea de contorno triangular, que permite la estimación del flujo inspiratorio aun sin disponer de un neumotacógrafo 81. Entendiendo que el área del trazo de presión es proporcional al VT, que la altura sería el flujo inspiratorio, y que en programación del ventilador I/E=1/2, la base del triángulo es igual a  60/3fR,  puede deducirse la altura del triángulo: VT=base x altura/2. A continuación se   despeja la altura : 2VT/base= 2VT / {60/3fR} y multiplicando y dividiendo por fR, tendremos finalmente que: altura = 2VT x fR / {60x fR/3fR} = 2VE/20=VE/10. Con un sencillo calculo puede estimarse la altura, o lo que es lo mismo, el flujo inspiratorio dividiendo por 10 el VE, y deducir sólo con la onda de presión pico y meseta, las resistencias inspiratorias. Algunos equipos, normalizan el valor de la R a un flujo de 0,5 L/s para poder efectuar comparaciones:  R normalizada= R medida x 0,5 / flujo medido 7. 3. 2. Resistencias espiratorias (RE) Más dificultad tiene la medida de las Resistencias espiratorias (RE), porque el flujo cambia al hacerlo el volumen, y tiene interés la medida de la RE, porque en pacientes obstructivos, la RE es mayor que las RI.La medida de la RE, usaría también el punto de presión meseta PS=P2, tras el que se abre la válvula del ventilador (Gráfico 23) y comienza la espiración, pero el otro nivel de presión a sustraer de P2 es discutible, porque sería un punto posterior a la salida del máximo flujo espiratorio o pico espiratorio.Algunos equipos (Servo) usaron hace años, un sistema de cálculo y corrección para las áreas en el flujo espiratorio 82 en que desprecian la primera parte del mismo. Otros autores la calculan  a partir de la constante de tiempo (tau), que es igual a (C x R),  calculándose RE=tau / C est, usándose los términos RE tau, RE50 (50% del VT), RE 0,12. Considerando que el vaciado espiratorio pulmonar fuera monoexponencial para simplificar, vaciado definido por la fórmula de esta ecuación (Gráfico 24), pudiendo calcularse que en  un tiempo “t”,  igual a 1 tau, se espira 1/2,718, es decir, un 37% del VT.La secuencia sería, medir el tiempo en que sale el 95% del VT (3 tau), se divide por  3,  y se obtiene  la constante de tiempo. Los valores de tau oscilan entre 0,49 s en normales, y 7,12 s en EPOC, con valores medios de 0,73 +/- 0,29. Hay equipos comercializados (CP100-Bicore), que calculan la resistencia espiratoria en un punto a 60 milisegundos del pico de flujo máximo espiratorio, y la llamada resistencia media (R med) por el método de isovolumen. Se definen dos puntos que cortan horizontalmente la onda de volumen, a la subida y a la bajada, puntos que corresponden al flujo inspiratorio y espiratorio.La resistencia media, calculada por este método sería: (Ptransp a mitad de VTI- P transp a mitad de VTE)/Flujo, debiendo ser normalmente menor de 15 cm agua/L/s. Otros autores 83 utilizan las curvas presión-flujo  y flujo-volumen. Dividen el volumen en cuatro partes y cogen el flujo cuando ha salido el 75% del VT (V25). Se transporta el valor del flujo correspondiente a ese V25 a la curva de presión-flujo, y se saca la P25, correspondiente al Flujo al 25%, con lo que se obtiene la resistencia espiratoria final. Cualquier medida de resistencia incluye todo el sistema respiratorio (pulmón + pared) además de los circuitos externos del ventilador y el tubo endotraqueal (TET). Si se mide la presión al final de dicho TET podría determinarse la resistencia impuesta por estos circuitos, que a su vez aumenta el trabajo impuesto, al obligar a respirar al paciente a través de ellos. 7. 4. MEDIDA DE LA PEEP OCULTA, INTRÍNSECA O INAPARENTE Hay una serie de situaciones en que el tiempo disponible para el vaciado pulmonar no es suficiente 78 para permitir la espiración completa del VT. Esto puede ocurrir porque haya una frecuencia respiratoria alta, espontánea o impuesta por el patrón del ventilador, cuando hay autociclado del mismo, cuando el volumen minuto (VE) es muy alto, cuando los músculos espiratorios están activados, o lo más frecuente, cuando hay aumento de la RE, lo que aumenta la constante de tiempo tau.En todos estos casos, existe un flujo por la válvula espiratoria de los ventiladores, evidente en el registro del neumotacógrafo si el patrón de duración I/E permite un tiempo espiratorio largo, pero no detectado por el manómetro de presión del ventilador al estar abierta su válvula espiratoria. La descripción de este fenómeno, documentable en la mayoría de enfermos críticos si se busca, fue hecha en 1975 por Jonson 82,  y en nuestro pais por Gómez Rubi 83 , aunque es más conocida tras la publicación de Pepe y Marini 84. Si durante la espiración mecánica(válvula espiratoria abierta), se ocluye, manualmente o con los mandos de pulsación manual de algunos ventiladores, la salida espiratoria, el manómetro de presión que marcaba cero, sube hasta un valor que termina haciendo una meseta, de algunos cm de agua (Gráfico  25).Gómez  Rubi denominó a esta presión, P3, siguiendo el orden sucesivo de P1 y P2, mientras  que Pepe  la bautizó como PEEP oculta, inaparente o intrínseca (PEEPi). Este segundo término ha hecho más fortuna, por el prestigio de sus autores, así como por señalar su carácter oculto o inaparente, siendo la presión que se opone o detiene el flujo espiratorio. Tras la descripción de este fenómeno, numerosos autores han publicado distintas series de pacientes, insuficientes respiratorios crónicos sobre todo, pero no en exclusiva, en que se documentaba la presencia de esta PEEP inaparente. El siguiente paso fue investigar si la adición de una PEEP externa o programada en el ventilador, podía facilitar este vaciado espiratorio incompleto, a similitud de la maniobra de labios fruncidos 11, que naturalmente aprenden y usan todos estos pacientes obstructivos: ver si la PEEPi se cura o mejora con la adición de PEEP externa. Tras la aplicación entusiasta y a veces un poco fanática de esta PEEP externa a pacientes con PEEPi, se ha visto que esto beneficiaba a algunos pacientes, los que tenían limitación del flujo espiratorio por colapso de la vía aérea en el punto de igual presión, y en este grupo, se compensaba la PEEPi con la PEEP externa, no creciendo los valores de P1 ni de P2 cuando se añadía la PEEP externa. En otros pacientes (los que tenían un alto VE, tiempos espiratorios cortos, o uso de músculos espiratorios) sin embargo la interacción de ambas presiones era sumatoria, elevando presiones con el riesgo de barotrauma, y dificultando aún más la salida espiratoria 85. El consenso actual es aplicar PEEP externa de forma dosificada, creciente, a los pacientes con PEEPi, siguiendo la evolución de los valores P1, P2 y P3, no debiendo superar en ningún caso el 85% del valor de PEEPi. El método antedicho de oclusión espiratoria mediría la PEEPi estática, debiendo esperar con el paciente relajado, hasta conseguir un valor de P meseta espiratorio.En pacientes en respiración espontánea o con ciclos disparados por ellos (asistida) suele estimarse la llamada PEEPi dinámica 86 como la P pleural o esofágica que se opone a la P de retroceso elástico al final de la espiración (Gráfico 26).También puede medirse la oscilación I-E en ciclos asistidos durante la oclusión Espiratoria, o la P que tiene que aplicar el ventilador para iniciar el flujo I siguiente en patrón de ventilación mecánica controlada. 7. 5. PRESIÓN DE OCLUSIÓN (P0,1) Desde los clásicos trabajos de Milic Emili y Whitelaw, se considera que en la primera décima de segundo de una oclusión inadvertida de la vía aérea, la presión desarrollada en la misma (P0,1), es independiente de la conciencia del enfermo y de su mecánica respiratoria, constituyendo un índice del impulso o drive de los centros respiratorios, que normalmente debe ser <2 cm de agua. Este impulso no es bueno que sea bajo, pero tampoco que sea alto, pues en ambos casos impide la independencia de la ventilación mecánica como demostró Herrera 87 . Puede obtenerse esta presión de oclusión con una maniobra manual de oclusión de la vía aérea en respiración espontánea, o bien en ventilación mecánica considerando que la válvula de demanda del ventilador tarda en responder al  esfuerzo inspiratorio en ciclos asistidos, considerándose como cerrada, o bien a partir del trazo de P esofágica (Gráfico 23)

MONITOREO GRAFICO

MONITOREO GRAFICO PULMONAR EN TIEMPO REAL

Michael A. Becker, RRT(a), Steven M. Donn, MD(b)

(a) Department of Critical Care Services, Pediatric Respiratory Therapy, C.S. Mott Children’s Hospital, University of Michigan Health System, 1500 E. Medical Center Drive, Ann Arbor, MI 48109-0254, USA

Traducción libre:

Dr. Carlos Brousse E. Unidad de Neonatología-Hospital Base Osorno

Hasta hace poco tiempo no existía monitoreo gráfico neonatal en tiempo real al lado del paciente o éste era un procedimiento muy engorroso. Durante 25 años la ventilación mecánica neonatal fue de flujo continuo, ciclada por tiempo y limitada por presión, sin sincronización con la actividad respiratoria del paciente. Los principales parámetros a ajustar en esa modalidad  eran la frecuencia respiratoria mandatoria, el peak de presión inspiratoria (PIP), la presión positiva al final de la expiración (PEEP), el tiempo inspiratorio y el flujo en el circuito. La valoración de lo apropiado  de estos ajustes era determinada, subjetivamente observando el color del paciente, las excursiones del tórax y escuchando los ruidos respiratorios; y objetivamente con determinaciones seriadas de gases en sangre e imágenes radiológicas. El advenimiento del monitoreo transcutáneo de PO2 y PCO2 y de la oximetría de pulso arrojó evidencias de que el manejo de la insuficiencia respiratoria neonatal es un proceso dinámico que requiere de una vigilancia continua intensiva y no de determinaciones intermitentes.

A finales de los años ochenta se pudo recién disponer de tecnología mecánica pulmonar en las unidades de cuidados intensivos neonatales (UCIN). Este equipamiento portátil fue llevado al lado del paciente y utilizado por individuos especialmente entrenados. El objetivo era ser capaces de valorar enfermedades, evaluar tratamientos medicamentosos tales como broncodilatadores, y ajustar los parámetros ventilatorios para obtener una ventilación y oxigenación óptimas. El principal recurso utilizado para obtener información de la mecánica pulmonar al lado del paciente fue un neumotacógrafo. Sin embargo éste debía ser desarmado, limpiado y rearmado entre cada paciente. Este proceso era largo y tedioso y de no hacerse correctamente podía afectar la precisión de las mediciones. El procedimiento también requería desconectar y reconectar al paciente del ventilador, lo que habitualmente descontrolaba al recién nacido y hacía variar su patrón respiratorio. El neumotacógrafo era pesado y voluminoso y si no era fijado correctamente podía cambiar la posición del tubo endotraqueal en los niños más pequeños. Aumentaba significativamente el espacio muerto incrementando el trabajo respiratorio. Los datos obtenidos eran básicos; generalmente volumen tidal, compliance y resistencia. Aunque razonablemente exactos los valores obtenidos constituían una información limitada, que era una instantánea del status pulmonar del paciente y su interacción con el ventilador. La información obtenida no permitía determinar eventos ocurridos antes o después del estudio.

Hoy día los gráficos pulmonares de tiempo real al lado del paciente han pasado a ser una constante en la mayoría de las UCIN. La mayoría de los ventiladores mecánicos de nueva generación incorporan sensores en la vía aérea proximal conectados a transductores ubicados entre el circuito del respirador y el tubo endotraqueal. Estos son extremadamente livianos y aumentan muy escasamente el espacio muerto. Esta tecnología basada en un microprocesador está integrada a la función del respirador. La tecnología de los sensores más comunes caen en una de dos categorías: térmica o diferencia de presión. El sensor detecta flujo o presión y convierte la señal a un valor análogo útil para el clínico. Por ejemplo, la señal de flujo puede ser integrada para obtener medición de volumen. El sensor es usado también para detectar el esfuerzo del paciente y facilitar o gatillar el sincronismo entre el esfuerzo propio del paciente y las respiraciones entregadas por el ventilador. La información es presentada en tiempo real en un continuo display que muestra cada respiración individual y las tendencias de las mediciones realizadas por períodos prolongados de control del paciente.

El monitoreo gráfico al lado del paciente ayuda al clínico en diversas situaciones. Puede ser útil en el ajuste fino de los parámetros del ventilador. Se puede medir y determinar la evolución de una patología como el síndrome de distress respiratorio con la medición continua de la compliance. El monitoreo gráfico puede ayudar a determinar la respuesta del paciente a los agentes farmacológicos tales como surfactante, diuréticos o broncodilatadores. El clínico también tiene la posibilidad de monitorear eventos por tiempos prolongados.  

La comprensión del monitoreo gráfico puede a veces considerarse compleja. Hay varias situaciones clínicas que pueden identificarse al lado del paciente. Cada paciente es diferente y entrega diferentes experiencias de aprendizaje. Si el clínico llega a ser capaz de identificar un buen número de las situaciones más comunes habrá aumentado considerablemente su experiencia clínica.

Todos los ejemplos proporcionados fueron obtenidos utilizando el ventilador AVEA (VIASYS  Healthcare, Yorba Linda, California). La visualización gráfica fue obtenida usando un software comercialmente disponible (VGA2USB, Epiphan Systems,Inc., Ottawa, Ontario, Canadá). El monitor AVEA usa un display de cuatro colores, haciendo fácil distinguir entre inspiración y espiración, y respiraciones espontáneas y mecánicas. Para crear imágenes en blanco y negro, se hizo un negativo de la imagen a color y se pasó a blanco y negro usando tecnología con escala de gris.

A pesar de que las limitaciones de espacio impiden a los autores publicar un atlas más extenso de las gráficas pulmonares neonatales, existen varios textos y revistas a los que el lector puede referirse [1-4]. Los autores en cambio refuerzan los principios y algunas de las más importantes aplicaciones clínicas.

Formas de curvas pulmonares

Las tres principales curvas son presión, volumen y flujo. Estas curvas están desplegadas versus tiempo. Es importante que el eje vertical tenga una escala apropiada para que lo más alto y lo más bajo de las curvas queden incluidas en el display. La figura 1 muestra una típica representación de estas curvas.

Fig. 1. Pulmonary wave forms. These include the pressure (upper panel), flow (middle panel), and volume (lower panel) wave forms displayed versus time.

Curva de presión

La curva de presión tiene una porción ascendente (inspiración) y una porción descendente (espiración). Si se usa PEEP la curva comienza y termina en ese valor y no llega a cero. El punto más alto de la curva representa la PIP y el área bajo la curva es la presión media de la vía aérea. El tiempo inspiratorio se mide desde el punto de la desviación ascendente hasta que se alcanza la PIP; el tiempo espiratorio comienza en la PIP y termina al inicio de la próxima desviación ascendente. El ciclo total es el intervalo desde el inicio de una desviación ascendente hasta el inicio de la siguiente.

La oxigenación es función de la presión media de la vía aérea. Por lo tanto el aumento del área bajo la curva mejora la oxigenación. Esto se puede conseguir aumentando la PIP, la PEEP, el tiempo inspiratorio y en menor medida la frecuencia. (Figs. 2-5).

Fig. 2. Note the change in the area under the pressure wave form compared with Fig. 1, brought about by increasing the peak inspiratory pressure.

Fig. 3. Note the change in the area under the pressure wave form compared with Fig. 2, brought about by increasing the positive end expiratory pressure.

Fig. 4. Note the change in the area under the pressure wave form compared with Fig. 3, brought about by increasing the inspiratory time.

Fig. 5. Note the change in the area under the pressure wave form compared with Fig. 4, brought about by increasing the ventilator rate.

La ventilación es función del volumen tidal y de la frecuencia. El principal determinante del volumen tidal es la amplitud, la diferencia entre la PIP y la PEEP, habitualmente referida como delta P.  Por lo tanto, para mejorar la ventilación hay que considerar cambios en la amplitud (mayor PIP, menor PEEP, o ambos) y aumentos en la frecuencia ventilatoria y/o tiempo espiratorio (Figs. 6 y 7).

Fig. 6. Note the change in the amplitude of the pressure wave form, compared with Fig. 1, brought about by increasing the peak inspiratory pressure.

Fig. 7. Note the change in the amplitude of the pressure wave form, compared with Fig. 1, brought about by decreasing the positive end expiratory pressure.

Curva de flujo

La curva de flujo es la más difícil de entender e interpretar, probablemente por tener dos componentes separados. Todo el componente por sobre la línea de base cero representa flujo positivo, o en otras palabras, flujo de gas al interior del paciente y por lo tanto inspiración. El flujo inspiratorio tiene dos componentes: flujo acelerado (en el comienzo de la inspiración), y flujo desacelerado (disminuye la velocidad en la medida que se acerca a la capacidad pulmonar). El punto más alto de la curva positiva es el peak de flujo inspiratorio. Todo el componente por debajo de la línea de base cero representa flujo negativo, o flujo de gas que abandona al paciente y por lo tanto espiración. El flujo espiratorio tiene también dos componentes: flujo acelerado (al inicio de la espiración), y flujo desacelerado (disminuye la velocidad en la medida que se vacía el pulmón para alcanzar la capacidad residual funcional). El punto más bajo de la curva negativa  es el peak de flujo espiratorio.

Fig. 8. muestra una situación potencialmente peligrosa. Se trata de un atrapamiento aéreo por un incompleto vaciamiento pulmonar.

El flujo inspiratorio acelerado de la siguiente respiración comienza antes que la curva de flujo espiratorio desacelerado alcance la línea de base (estado de flujo cero). De este modo hay más gas entrando al pulmón que saliendo de éste. En definitiva, esto provoca sobredistensión, PEEP inadvertido, y ruptura alveolar llevando a la producción de neumotórax o enfisema intersticial pulmonar. Las consideraciones clínicas conducentes a aliviar esta condición pueden ser: (1) bajar la frecuencia respiratoria del set; (2) bajar el tiempo inspiratorio para aumentar el tiempo espiratorio; y (3) si el paciente está gatillando la frecuencia respiratoria, considerar que el volumen tidal no es apropiado (muy bajo) y que el paciente puede estar hipoventilando, o que  puede estar hipoxémico e intenta aumentar la presión media de la vía aérea creando un mayor PEEP. En este caso puede ser beneficioso un aumento de la PEEP.

Las formas de las curvas de flujo pueden ayudar a distinguir los tipos de respiración. La ventilación por presión produce una curva en espiga o sinusoidal (Fig.9), mientras que la ventilación por volumen produce una característica onda cuadrada con un flujo en meseta (Fig.10). Algunos ventiladores más modernos pueden también producir una curva de volumen desacelerada (Fig. 11).

Fig. 9. The sinusoidal pressure wave form is characteristic of pressure-targeted ventilation.

Fig. 10. Volume-targeted ventilation produces a square wave, with a flow plateau.

Fig. 11. Some newer ventilators provide the option of selecting a decelerating volume wave form.

Curva de volumen

La forma de la curva de volumen es similar en apariencia a la forma de la curva de presión, excepto porque debe comenzar y terminar en la línea de base. La forma de la curva de presión demuestra cuanto volumen es entregado al neonato. Durante la ventilación por presión, el peak de volumen entregado ocurre tempranamente en la inspiración, luego disminuye. Por el contrario en la ventilación por volumen, que genera una curva de presión como “aleta de tiburón” el peak de volumen entregado ocurre al final de la inspiración.

Mecánica pulmonar y bucles

La mecánica pulmonar puede ser también evaluada a través de gráficos continuos de la relación presión-volumen o flujo-volumen. La figura 12 muestra una típica visualización de los bucles de presión-volumen y flujo-volumen.

Fig. 12. Typical display of pulmonary loops. On the left is the pressure–volume loop, with pressure on the abscissa and volume on the ordinate. On the right is the flow–volume loop, with volume on the abscissa and flow on the ordinate.

Bucle de presión-volumen

El bucle de presión-volumen se inicia en la PEEP. A medida que aumenta la presión entregada al pulmón existe un incremento concomitante del volumen de gas que ingresa a éste. La fase inspiratoria termina en la PIP, y luego comienza la fase espiratoria o deflacionaria, en la cual la presión y el volumen disminuyen a medida que se vacía el pulmón. La forma de este bucle corresponde a una histéresis y describe las propiedades mecánicas del pulmón tanto lleno como vacío. Si se traza una línea imaginaria que conecte el origen del bucle con la PIP, se puede estimar la compliance dinámica del pulmón. La compliance es matemáticamente determinada dividiendo el cambio de volumen por el cambio de presión y es desplegada gráficamente en la pantalla. Visualmente un bucle indicando una buena compliance aparecerá verticalizado (>45º) y un bucle indicando una mala compliance aparecerá aplanado o recostado sobre el eje de la abcisa.

Distorsiones en el bucle  presión-volumen pueden indicar alteraciones en la mecánica pulmonar. Un caso habitual antes de que se dispusiera de la determinación del volumen tidal era la hiperinsuflación pulmonar, que ocurre cuando el ventilador entrega un volumen que excede a la capacidad pulmonar, resultando en un exceso de presión  sin un incremento del volumen. Un bucle que se aplana al final de su ascenso, generalmente referido como “cola de pato” o “pico de pingüino” (Fig. 13), indica hiperinsuflación, en el cual el aumento en la presión entregada resulta en un escaso o casi nulo aumento de volumen entregado. Una histéresis inadecuada, produciendo un bucle estrecho puede indicar un flujo inadecuado (Fig. 14).

Fig. 13. Pressure–volume loop demonstrating hyperinflation. Note the flat portion of the volume curve (arrow), where much less volume is recruited over the last few increments in pressure.

Fig. 14. Pressure–volume loop demonstrating inadequate hysteresis. There is little separation between the inflationary and deflationary limbs. Air hunger creates the ‘‘figure-eight’’ appearance at the end of inspiration.

Bucle de flujo-volumen

El bucle de flujo-volumen describe cambios en esos parámetros durante las fases inspiratoria (positiva) y espiratoria (negativa) del ciclo respiratorio. Un bucle de flujo-volumen normal puede ser de apariencia circular u oval. Los límites superior e inferior, que representan los peak de flujo inspiratorio y espiratorio respectivamente, deben ser prácticamente equivalentes.

El bucle de flujo-volumen nos permite hacer inferencias  relacionadas con la resistencia. Si la resistencia es alta habrá una restricción al flujo, resultando en un menor volumen de gas durante una constante de tiempo.

Las figuras 15 y 16 muestran el efecto en la resistencia con el uso de broncodilatadores. En la figura 15 el bucle tiene una configuración normal, pero los peak de flujo inspiratorio y espiratorio aparecen reducidos. Después del tratamiento, disminuye la resistencia y se aprecia una evidente diferencia en la apariencia del bucle (Fig.16).

Fig. 15. Flow-volume loop in a patient who had elevated resistance. Note peak inspiratory and expiratory flows (arrows).

Fig. 16. Flow–volume loop in a patient who had a good therapeutic response to bronchodilator therapy. Note the improvement in peak flows (arrows), compared with those in Fig. 16.

El bucle de flujo-volumen puede ayudar a diferenciar aumentos en la resistencia inspiratoria y espiratoria. Esto puede ser de beneficio tanto diagnóstico (ej, sospecha de anillo vascular) como terapéutico (necesidad de aumentar la PEEP). En varios procesos patológicos existe un aumento de la resistencia al flujo. Ejemplos de ello son el síndrome aspirativo meconial y la displasia broncopulmonar. Esto puede observarse en las pantallas de bucles y curvas. En la pantalla de bucles hay una lenta velocidad de flujo. En la pantalla de curvas hay una prolongada fase espiratoria desacelerada y un lento retorno a la línea de base (Fig. 17).

Fig. 17. Increased expiratory resistance diminishes the slope of the decelerating expiratory flow wave form, increasing the time to reach the baseline (arrow).

Otras consideraciones clínicas

Escapes aéreos alrededor del tubo endotraqueal:

Otro hallazgo común observado tanto en los bucles flujo-volumen como en los bucles presión-volumen es la presencia de un escape aéreo alrededor del tubo endotraqueal. Esto es frecuente en los neonatos porque no se usan tubos endotraqueales con cuff. La magnitud del escape corresponde a la diferencia entre los volúmenes tidal inspiratorio y espiratorio. El escape impide el “cierre” normal del bucle presión-volumen. En el bucle flujo-volumen, la porción espiratoria de la onda llega antes a la línea de base y no alcanza a volver a su origen (Fig. 18). Los escapes también pueden ser sospechados mirando la forma de la curva de volumen, en la cual la porción espiratoria no alcanza la línea de base.

Fig. 18. Large endotracheal tube leak. Note that the expiratory portion of the flow-volume loop fails to reach the origin (arrow).

Actualmente la respiración gatillada por el paciente y la sincronización son elementos relevantes de la terapia ventilatoria neonatal. La mayoría de los ventiladores tienen un umbral de gatillo ajustable lo que permite al clínico compensar los escapes en el sistema. Si la sensibilidad no está correctamente ajustada, puede ocurrir autociclado (el ventilador malinterpreta el escape, que crea una señal de flujo como un esfuerzo espontáneo del paciente y entrega un ciclo ventilatorio mecánico). La figura 19 es un ejemplo del trazado durante el autociclado. Note respiraciones rítmicas sin pausa y un gran escape (curva de volumen no retorna a la línea de base) en la forma de la curva de volumen.

Fig. 19. Autocycling. Note the rhythmic breaths without a pause as well as the large leak (volume wave form does not return to the baseline; arrow).

Optima presión positiva al final de la espiración:

 Los gráficos pueden ayudar en la determinación de la PEEP más adecuada. La figura 20 muestra una anomalía en el bucle presión-volumen, el que requiere una mayor presión de comienzo. El bucle  ha perdido su forma elíptica. Note como mejora cuando se aumenta la PEEP (y concomitantemente la PIP) (Fig. 21). También es posible conseguir esto eligiendo la PEEP y la PIP que produzcan la mejor compliance.

Fig. 20. Determining the optimum PEEP. This pressure–volume loop demonstrates poor compliance (note the ‘‘side-lying’’ appearance) and the need for a higher opening pressure. No volume recruitment occurs until a considerable portion of the inflationary limb has occurred (arrow).

Fig. 21. Determining the optimum PEEP. Increasing the PEEP (and concomitantly the PIP) normalize the configuration of the pressure–volume loop and improve the compliance.

Turbulencia:

Puede producirse turbulencia si se indica un flujo demasiado alto o por la presencia de secreciones en la vía aérea, en el sensor o en el circuito, que interfiere con el flujo laminar, creando una señal ruidosa. Esto puede apreciarse en la forma de las curvas (Fig. 22) y en la forma de los bucles (Fig. 23). Esto indica generalmente una necesidad de controlar cuidadosamente la producción de secreciones y la presencia de condensación en las tubuladuras, de indicar aspiración del tubo endotraqueal y de reducir el flujo excesivo en la vía aérea.

Fig. 22. Turbulence. Note the ‘‘noisy,’’ irregular appearance to the wave forms.

Fig. 23. Turbulence. Note the ‘‘noisy,’’ irregular appearance to the loops.

Presión de soporte

La presión de soporte se usa generalmente en combinación con la ventilación mandatoria intermitente sincronizada, apoyando las respiraciones espontáneas. Los gráficos son útiles para distinguir los dos tipos de respiración y permiten efectuar ajustes independientes basados en la respuesta del paciente y su propia frecuencia respiratoria (Fig. 24)

Fig. 24. Pressure support ventilation. Wave forms help to distinguish mandatory breaths (providing full support; arrows), from pressure-supported spontaneous breaths, set to deliver partial support.

Ciclado por flujo

El ciclado es el mecanismo mediante el cual la inspiración es iniciada y terminada. La ventilación tradicional limitada por presión era ciclada por tiempo, por lo cual la inspiración terminaba al cumplirse el tiempo preseteado elegido por el clínico. La tecnología basada en transductores y microprocesadores permite actualmente al clínico la opción de ciclar por flujo. En esta modalidad la inspiración no termina de acuerdo al tiempo sino de acuerdo a un cambio de flujo en la vía aérea. Durante la inspiración, el ventilador registra el peak de flujo inspiratorio y subsecuentemente termina la inspiración cuando el flujo inspiratorio desacelerado cae a un pequeño porcentaje del peak flow, generalmente de 5% a 10%. Esto no sólo permite sincronía inspiratoria, por la cual el niño gatilla la respiración, sino también sincronía espiratoria ya que la respiración mecánica es terminada justo antes de que el paciente llegue al final de su propio esfuerzo respiratorio. El ciclado por flujo es importante durante la ventilación asistida/controlada. Esto evita la inversión de la relación inspiración/ espiración, que ocurre cuando se fija el tiempo inspiratorio sin considerar el tiempo espiratorio. Las figuras 25 y 26 demuestran la diferencia entre ciclado por tiempo y ciclado por flujo. Note como en el ciclado por flujo, la curva de flujo transita directamente hacia la espiración sin pausa en la línea de base cero.

Fig. 25. Time-cycled ventilation. Note how the decelerating portion of the inspiratory flow wave form comes down all the way to the baseline (arrow).

Fig. 26. Flow-cycled ventilation. Note how the decelerating inspiratory flow wave form transitions directly into expiration (arrow). This is because inspiratory flow is terminated at a certain percentage of peak flow, rather than by time.

Tendencia

Es de gran valor la determinación continua de los eventos clínicos. Los parámetros respiratorios relevantes pueden ser presentados en dos formas: numéricamente o en gráficos (Fig. 27). Esto puede ser extremadamente útil para determinar alteraciones del soporte ventilatorio, cambios en el curso de la enfermedad y respuesta a tratamientos como el surfactante. Toda la información es almacenada durante las 24 horas del día pudiendo ser revisada por el clínico. También puede ser transferida y guardada en el computador.

Fig. 27. Example of a trend screen, showing various selected parameters over time.

Resumen

A pesar de que  no existe realmente un sustituto para la evaluación clínica directa del neonato sometido a ventilación mecánica, los gráficos pulmonares en tiempo real entregan información muy útil acerca del funcionamiento del respirador y su interacción con el paciente. Algunas complicaciones de la ventilación mecánica, tales como el atrapamiento aéreo y la hiperinsuflación pueden ser detectadas a través de los gráficos antes de que se hagan clínicamente aparentes.  El ajuste fino de los parámetros del ventilador debe basarse  en la fisiopatología y la respuesta del paciente, evitando la “ventilación por rutina”. El monitoreo continuo permite también disminuir la frecuencia de los análisis de gases en sangre y radiografías, reduciendo los costos de la atención médica y mejorando el confort del paciente.

Las personas que usan estos equipos deben tener un conocimiento muy acabado respecto de su funcionamiento, conocer sus limitaciones y saber cuando dudar acerca de la información que entregan. No hay elementos basados en la evidencia aún, para determinar la relación costo-beneficio y la eficacia clínica, pero es el momento oportuno para iniciar dichas investigaciones. ¿Puede un niño ser manejado con un sofisticado ventilador mecánico multimodal sin gráficos pulmonares? Probablemente, pero sería muy parecido a usar un computador sin su pantalla.

Referencias

[1]                    Bhutani VK, Sivieri EM. Pulmonary function and graphics. In : Goldsmith JP, Karotkin EH, editors. Assisted ventilation of the neonate. 4^th edition. Philadelphia: Saunders/Elsevier; 2003. p. 293-309.

[2]                    Donn SM, editor. Neonatal and pediatric pulmonary graphics: principles and clinical applications. Armonk (NY): Futura Publishing Co; 1998.