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.