v curso de ventilación mecánica en anestesia pediátrica

V CURSO DE VENTILACIÓN
MECÁNICA EN ANESTESIA
PEDIÁTRICA
INTERPRETACIÓN DE CURVAS
EN VENTILACIÓN MECÁNICA
Bioing. Pablo Zapararte

V Curso de Ventilación Mecánica en Anestesia Pediátrica – P. Zapararte
CONTENIDOS
I. Introducción.
a. Por qué monitorizar las curvas.
b. Importancia del lugar de medición.
c. Tipos de curvas.
II.
III.
IV.
Ventilación controlada por volumen.
a. Curvas típicas.
b. Presión – Tiempo: Mecánica respiratoria.
c. Volumen – Tiempo: Fugas.
d. Flujo – Tiempo: Fase espiratoria.
Ventilación controlada por presión.
a. Curvas típicas.
b. Presión – Tiempo: Desempeño del ventilador.
c. Volumen – Tiempo: Fugas, ventilación.
d. Flujo – Tiempo: Tiempo inspiratorio, fase espiratoria, fugas.
Bucles Presión – Volumen.
a. Introducción y curvas típicas.
b. Aplicaciones en ventilación controlada por volumen.
c. Aplicaciones en ventilación controlada por presión.
V. Bucles Flujo – Volumen.
a. Introducción y curvas típicas.
b. Aplicaciones.
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I. Introducción
a. ¿Por qué monitorizar las curvas durante la ventilación
mecánica?
El soporte ventilatorio mecánico involucra la liberación de flujo y presión a la vía
aérea del paciente para efectuar cambios en el volumen pulmonar. El soporte
ventilatorio óptimo se obtiene mediante una apropiada interacción entre estas
tres variables y el sistema respiratorio del paciente, para cumplir los siguientes
objetivos:
• Ventilación alveolar
• Oxigenación arterial
• Minimizar los efectos adversos de la presión positiva
• Confort del paciente
• Descanso muscular
La forma de alcanzar éstas metas es a través de una adecuada monitorización
del flujo, presión y volumen. Ahora, la monitorización gráficoa y la consecuente
capacidad de realizar un análisis de las formas de onda, le brinda al médico la
posibilidad de "amoldar" la forma de ventilación mecánica al paciente.
Resumiendo, las curvas facilitan la solución de los problemas relacionados con
la ventilación y permiten el cálculo de una variedad de parámetros fisiológicos
relacionados con la función pulmonar. Además, las curvas permiten conocer el
estado de la mecánica respiratoria y el patrón ventilatorio del paciente.
La información presentada por las curvas durante la ventilación mecánica no es
reemplazable por otras mediciones efectuadas en el paciente. Esto no quiere
decir que las curvas son exclusivamente importantes, sino que, como veremos,
una adecuada interpretación de las curvas permitirá optimizar el manejo
ventilatorio del paciente, haciendo uso de herramientas y mediciones que no son
dadas por otro tipo de monitorización.
La información compendiada en este documento no pretende ser exhaustiva,
sino mas bien, introductoria al tema de monitorización de curvas en ventilación
mecánica.
b. Importancia del lugar de medición
Desde el punto de vista de diseño, los ventiladores mecánicos, y en particular,
los de anestesia, utilizan algún dispositivo de medición de presión y flujo (o
volumen) en el circuito. Sin embargo, el lugar de medición es un factor muy
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importante que debe ser considerado en el momento de interpretar la
información que presenta un ventilador mecánico (ya sea gráfica o numérica).
En general, este detalle técnico no es tenido en cuenta, y por lo tanto, pueden
cometerse algunos errores de interpretación, ya que no es indiferente a la
interpretación de la información.
En términos generales, los lugares de monitorización de las variables básicas de
ventilación del paciente pueden ser:
• Proximal: la monitorización se efectúa lo más cerca del paciente. En términos
prácticos, el sensado de flujo y/o presión es en la pieza en “Y” del circuito
paciente, justo antes de conectar el tubo endotraqueal (o entre el filtro
humidificador y la pieza en “Y”).
• Distal: monitorización en el circuito absorbedor, o bien en el ventilador mismo,
dependiendo de sus características técnicas de diseño.
Es importante mencionar que para la monitorización de curvas y la respuesta del
paciente al tratamiento ventilatorio es necesario contar con información obtenida
en forma proximal, o en caso contrario, los sensores distales deben “estimar”
mediante cálculos matemáticos los valores proximales. Esta estimación es
estrictamente necesaria para la obtención de las “curvas del paciente”, y en el
Anexo 1 se presenta una descripción de cómo se efectúan estas
compensaciones en los ventiladores actuales. Sin embargo, estos cálculos en
las máquinas de anestesia disponibles actualmente no son del todo precisos, y a
los efectos de la monitorización del paciente y su mecánica ventilatoria, el
monitoreo proximal es el método de elección.
En la tabla siguiente se resumen las ventajas y desventajas de una u otra
aproximación técnica.
Tipo de
sensado
Proximal
Distal
Ventajas
• Monitorización de valores
reales del paciente
• Eliminación de artefactos
introducidos por el
circuito.
• Variedad de tecnologías
disponibles (sensores de
flujo de orificio variable,
fijo, de hilo caliente, etc)
• Protección del sensor en
el equipo/circuito
• Disponibilidad de
diferentes tecnologías
• No incrementa el espacio
muerto
Desventajas
• Incremento del espacio
muerto
• Sensibilidad a la
humedad y secreciones
• Necesidad de limpieza y
esterilización
• Exposición a daños más
frecuentes
• Interferencia de los
circuitos y dispositivos
intercalados entre el
paciente y el sensor
• Valores “estimados o
calculados”.
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A partir de este momento, cuando mencionemos “curvas”, asumiremos que nos
referimos a las curvas del paciente obtenidas en forma proximal, o bien
calculadas a partir de información distal.
c. Tipos de curvas
Las representaciones gráficas de las variables involucradas en la entrega de
ventilación al paciente, pueden agruparse en:
Curvas temporales: es la representación de algunas de las variables físicas
ventilatorias, en función del tiempo. Así, puede analizarse como varían la
presión, el flujo o el volumen a medida que transcurre el ciclo respiratorio.
Incluso, pueden representarse la presión esofágica o la presión traqueal en
función del tiempo.
Curvas independientes del tiempo: es la representación de dos variables físicas
de la ventilación, una en función de la otra. Por ejemplo, en la representación
volumen-presión, puede observarse la forma en que se incrementa el volumen
pulmonar cuando se incrementa la presión en el circuito. Sin embargo, en este
tipo de curvas no podría evaluarse si el incremento de presión se hace
rápidamente o lentamente, es decir, el tiempo no se encuentra representado.
En este escrito, se mostrarán ejemplos y aplicaciones tanto de curvas
temporales como de las independientes del tiempo.
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II. Ventilación controlada por volumen
La ventilación controlada por volumen implica la entrega consistente y constante
del mismo volumen corriente en cada respiración. Para lograr esto, la mayoría
de los ventiladores actuales controla el flujo inspiratorio, entregando un flujo
constante durante todo el período inspiratorio del ciclo respiratorio,
interrumpiéndolo en la fase espiratoria. De esta manera, la presión resultante en
el circuito será la variable mas atractiva para evaluar la interacción del paciente
con el ventilador, como lo veremos más adelante.
a. Curvas típicas
En las representaciones siguientes se observan los trazados típicos de la
ventilación controlada por volumen.
Curva Presión – Tiempo
La figura siguiente es una curva
típica de respiración mecánica por
presión positiva. El 1 representa
la presión inspiratoria pico y está
determinada por la mecánica
respiratoria del paciente y del
circuito, así como también por el
volumen corriente entregado y el
flujo inspiratorio. El 2 representa
el tiempo inspiratorio y el 3 indica
la duración de la presión positiva.
Curva Volumen – Tiempo
El volumen es medido
generalmente a partir de
la señal de flujo. La figura
representa una gráfica
típica de volumen.
La indicación 1, muestra
el tiempo inspiratorio
(incremento de volumen
pulmonar) y el segmento
2 muestra la fase
espiratoria (disminución
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del volumen pulmonar). Todas las curvas de volumen muestran unidades
absolutas (ml o L), pero no deben considerarse como el volumen pulmonar
absoluto, sino como el volumen por encima de la capacidad residual funcional
(CRF). Lamentablemente, los cambios en la CRF no serán observados en la
curva de volumen, solo se podrán observar cambios en el volumen corriente.
Curva Flujo – Tiempo
La curva de flujo tiene dos partes distintivas, que pueden ser analizadas por
separado. Estas son las curvas de flujo inspiratorio y espiratorio. La gráfica de
flujo inspiratorio representa la magnitud, duración y patrón del flujo liberado en el
caso de una respiración proporcionada por el respirador.
La figura
muestra una
gráfica teórica
de flujo
inspiratorio para
una respiración
mecánica con
flujo constante
("onda
cuadrada"). La
línea punteada
representa al
flujo en la fase
espiratoria. El 1 representa el inicio del flujo desde el respirador, sin indicar quien
dispara la respiración. El 2 representa el mayor flujo liberado, comúnmente
llamado flujo inspiratorio pico. El 3 representa el final de la inspiración y el cese
de la entrega de flujo. El 4 indica el tiempo inspiratorio y el 5 representa el
tiempo total del ciclo. (TCT=60/Frec. Resp.).
Resulta evidente, pero muy importante de destacar, que la curva de flujo
inspiratorio es controlada por el ventilador. Esto significa que, bajo ciertos
límites, no habrá cambios en la mecánica respiratoria del paciente que puedan
introducir cambios en la curva de flujo inspiratoria. Por esta razón, prácticamente
carece de uso en ventilación volumétrica.
La espiración, sin embargo,
es generalmente una
maniobra pasiva. La
magnitud, duración y patrón
de la curva de flujo
espiratorio
están
determinados por la
compliancia (CL) y las
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resistencias de la vía aérea (RAW) y del circuito del paciente (longitud y tamaño
del tubo endotraqueal). La figura representa la gráfica de flujo espiratorio en la
que 1 indica el comienzo de la espiración, el 2 indica el flujo espiratorio pico, el 3
es el final de la espiración, el 4 representa la duración del flujo espiratorio y el 5
es el tiempo total disponible para la espiración.
b. Presión – Tiempo: Mecánica respiratoria
Las mediciones de la compliancia y la resistencia son muy utilizadas por los
médicos en pacientes con asistencia respiratoria mecánica. La mecánica
ventilatoria ha sido utilizada ampliamente para llevar a cabo los ajustes de los
parámetros del ventilador. Debe tenerse en cuenta que existen otras mediciones
de interés como lo son la presión pulmonar de fin de espiración (PEEP + Auto-
PEEP), la presión media en la vía aérea y el volumen espirado mediante las
cuales se puede complementar la información proporcionada por las mediciones
de la mecánica respiratoria.
La mecánica respiratoria estática se refiere a la técnica comúnmente usada en la
cual la compliancia y la resistencia de la vía aérea son medidas entregando una
respiración mandatoria, ciclada por volumen, con una onda de flujo constante y
con una pausa (válvulas inspiratoria y espiratoria cerradas) mayor a 0.2
segundos, al final de la inspiración. La diferencia entre la presión pico y la
presión de meseta o estática brinda información acerca de la resistencia total del
sistema, mientras que la diferencia entre la presión estática y la de fin de
espiración es indicativa de la compliancia pulmonar total.
Usualmente, se utiliza un parámetro menos específico llamado compliancia
dinámica, que incorpora información tanto de la resistencia de la vía aérea como
de la distensibilidad pulmonar.
La compliancia y resistencia
estática se miden
entregando una respiración
mandatoria con una onda de
flujo constante y creando
una pausa al final de la
inspiración, para permitir que
la presión de los alvéolos se
estabilice con la presión en
la vía aérea (ver figura). La
compliancia toracopulmonar
puede ser calculada
directamente midiendo el
volumen liberado cuando la
presión disminuye desde la
alcanzada en la pausa
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inspiratoria hasta la presión de fin de espiración. El volumen espirado por el
paciente debe ser corregido teniendo en cuenta el volumen contenido en la
tubuladura, ya que introduce un artefacto en la medición. La corrección en
algunos respiradores, se realiza sustrayendo la compliancia de las tubuladuras a
la compliancia total. La ecuación completa sería:
Volumen Corriente
Compliancia Estatica =
− Cc
Presion estatica - Presion de fin de espiracion
donde Cc es la compliancia del circuito. Por lo tanto, la ecuación corregida
obtiene una mejor estimación de la compliancia del sistema respiratorio del
paciente.
Como la presión pico representa la presión requerida para superar la
compliancia y la resistencia, bien se puede calcular la resistencia de la vía aérea
obteniendo la diferencia entre la presión pico (fin de inspiración) y la presión de
meseta o estática (fin de pausa inspiratoria). La diferencia de estas presiones es
dividida por el valor del flujo pico inspiratorio constante, obteniéndose la
resistencia en unidades de cmH2O/L/seg. Como en el cálculo de la compliancia
las tubuladuras introducen un artefacto en la medición. Al final de la inspiración,
la presión en el circuito paciente excede a la presión alveolar. Durante la pausa
inspiratoria una parte del volumen contenido en el circuito es incorporado a los
pulmones. Aunque en la mayoría de las situaciones este artefacto introduce solo
un error pequeño (generalmente del 2 al 5%), el error puede ser sustancial (más
del 20%) en pacientes con pulmones rígidos. La ecuación para la resistencia en
la vía aérea queda expresada como:
Resistencia en la via aerea =
⎛ Presion pico - Presion estatica ⎞
⎜
⎟ * F
⎝ Flujo inspiratorio pico ⎠
donde el flujo inspiratorio pico es el flujo al final de la inspiración y F es el factor
de corrección.
En esta figura, se
representa una
respiración con una
pausa inspiratoria.
Aquí, 1 refleja la
presión inspiratoria
pico (presión aplicada
para que ingrese un
determinado volumen
a una determinada
velocidad) y 2
representa la presión
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de meseta (presión requerida para distender los alvéolos en condiciones de flujo
nulo).
Para un volumen corriente dado, las gráficas de presión pueden cambiar
dependiendo del flujo inspiratorio, del patrón del flujo, de la resistencia en la vía
aérea y de la compliancia pulmonar. La figura siguiente muestra los cambios en
los valores de presión pico y de meseta (o estática) cuando la resistencia de la
vía aérea está incrementada, cuando se incrementa el flujo, o cuando disminuye
la compliancia pulmonar.
De esta manera, queda en evidencia que con la simple interpretación de la curva
de presión (idealmente contando con una pausa inspiratoria), se pueden
detectar cambios cualitativos en la mecánica respiratoria. Más aún, con el uso
de la pausa inspiratoria en la curva de presión, podría separarse el componente
resistivo del componente elástico y de esta manera, tomar acciones más
específicas de acuerdo a caso (por ejemplo, un incremento del componente
resistivo podría indicar la necesidad de aspirar las secreciones del paciente).
c. Volumen – Tiempo: Fugas
La curva de volumen permite una detección y cuantificación rápida de las fugas
en el paciente (asumiendo que la medición es proximal, caso contrario también
podrían ser fugas en el circuito).
La curva típica de volumen – tiempo, cuando hay una fuga en el paciente, se
observa en la figura siguiente.
Aquí observamos que el
ascenso inspiratorio de la curva
(la altura representa el volumen
inspirado) es mayor que el
descenso espiratorio (volumen
espirado), y al final de la
exhalación, el volumen no
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vuelve a cero. Esto indica que parte del gas que fue insuflado, en la espiración
no vuelve al circuito respiratorio.
Un caso típico son las fugas peritubo generadas por la utilización de tubos
endotraqueales sin balón en los pacientes pediátricos. Observando la curva de
volumen puede evaluarse la necesidad de cambiar el tubo por uno de mayor
diámetro, para así disminuir el nivel de fugas.
d. Flujo – Tiempo: Fase espiratoria
Los cambios en la curva de
flujo espiratorio pueden ser
atribuibles a cambios en la
compliancia y resistencia del
paciente o a cambios en la
actividad del mismo. En la
figura se observa un aumento
de la resistencia
(broncoespasmo
o
acumulación de secreciones)
que resulta en una
disminución del flujo pico
espiratorio y un aumento en el
tiempo espiratorio.
En la figura se muestra una
espiración activa, observándose
un flujo espiratorio pico más
elevado y una disminución en la
duración del flujo espiratorio.
PEEP intrínseca o Auto-PEEP
La presión alveolar de fin de espiración no puede medirse con la curvas de
presión en la vía aérea. Las elevaciones en la presión alveolar al final de la
espiración pueden prevenir el colapso de alvéolos anormales. Estas elevaciones
pueden ser producidas por una disminución del tiempo espiratorio, al punto en el
que el alvéolo no puede vaciarse totalmente (atrapamiento aéreo). Esto se
demuestra en la figura. Note que debido a que la presión espiratoria es medida
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en la vía aérea, la presión positiva alveolar espiratoria causada por el vaciado
incompleto (PEEP intrínseco o auto-PEEP), no puede ser detectado por esta
medición.
Es importante notar que los patrones de la ventilación volumétrica que
involucran largos tiempos inspiratorios y altas frecuencias, concluyen en un
acortamiento del tiempo espiratorio y la consiguiente espiración incompleta. Se
puede desarrollar atrapamiento aéreo y aumento en la presión alveolar durante
la espiración (PEEP intrínseca), con el consiguiente incremento del volumen
pulmonar de base (capacidad residual funcional, CRF). Los cambios
característicos observados en las curvas durante el atrapamiento aéreo se
observan en la siguiente figura.
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Como se puede observar, el atrapamiento aéreo o auto-PEEP genera un
incremento de la presión alveolar, que no puede ser detectado en la curva de
presión, sino que es detectado en la curva de flujo espiratorio. El vaciado
incompleto del pulmón se manifiesta como un flujo espiratorio que nunca llega a
cero, al final de la espiración.
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III. Ventilación controlada por presión
La ventilación controlada por presión, como su nombre lo establece, genera en
la vía aérea una presión constante durante la fase inspiratoria, y a su vez
reproducible entre diferentes respiraciones. Dependiendo de las capacidades del
ventilador mecánico, esta presión debe alcanzarse y mantenerse durante el
tiempo especificado, independientemente del paciente conectado al ventilador.
Los parámetros programados en esta modalidad incluyen la presión inspiratoria
(Pset), la frecuencia respiratoria (FR), la relación I:E o el tiempo inspiratorio (Ti),
y la presión positiva durante la espiración (PEEP). Con estos parámetros el
ventilador es capaz de proporcionar una presión inspiratoria constante, a
expensas de entregar un flujo variable (desacelerado) durante el tiempo
inspiratorio. El flujo desacelerado implica que en la primera fase de
presurización, el gas fluye a alta velocidad para tratar de elevar la presión en el
circuito rápidamente, pero a medida que la presión programada se ha
alcanzado, el gas debe ser entregado a menor velocidad para no provocar una
sobrepresión o “overshoot”. Es por esto por lo que el flujo varía durante toda la
fase inspiratoria, respondiendo a los cambios de presión en el circuito. Si la
presión tiende a subir sobre la Pset, el flujo disminuye (pudiendo llegar a 0), si la
presión disminuye respecto de Pset, el flujo aumenta para compensar la caída
de presión. En la siguiente figura se observa una curva típica de presión, flujo y
volumen durante ventilación controlada por presión
.
a. Curvas típicas
Curva Presión – Tiempo
La curva presión – tiempo en esta modalidad ventilatoria, presenta una rápida
subida durante el inicio de la respiración, hasta alcanzar el valor programado de
presión inspiratoria; continúa el resto de la fase inspiratoria en un valor constante
de presión (idealmente sin variaciones) para disminuir finalmente a la presión de
PEEP programada.
Así como la curva de flujo inspiratorio, en ventilación volumétrica, no entrega
información alguna sobre los cambios en el paciente, cuando la modalidad
ventilatoria es control de presión, esta curva tampoco provee información. Tal es
así que el tubo endotraqueal puede estar acodad completamente, y debiéramos
observar la misma curva de presión que si estuviese normal.
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Curva Volumen – Tiempo
La curva de volumen muestra la típica fase ascendente durante la inspiración
(ingreso del volumen al paciente), y la descendente durante la exhalación.
La curva de volumen (y la de flujo) manifestarán los cambios en la mecánica
respiratoria del paciente en la ventilación controlada por presión. Es por ello que
la evaluación de estas curvas cobrará mayor relevancia en esta modalidad.
Curva Flujo – tiempo
Como se mencionó previamente, el flujo inspiratorio es completamente variable,
y la magnitud del mismo dependerá del valor de presión programado, y de las
características mecánicas del sistema respiratorios del paciente y del circuito
respiratorio.
Típicamente, el flujo inicial es muy alto, y a medida que el sistema respiratorio
del paciente se va llenando de gas, el flujo disminuye. Volveremos más adelante
a profundizar en la utilidad clínica de la curva de flujo inspiratorio, porque en ella
encontraremos información relevante para la optimización del patrón respiratorio
a aplicar con el ventilador.
El flujo espiratorio es generado por la retracción elástica del sistema respiratorio
del paciente (espiración pasiva). Esto significa, que la interpretación de la curva
de flujo espiratorio no dependerá de la modalidad ventilatoria, sino que será
similar para todas ellas.
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b. Presión – Tiempo: Desempeño del ventilador
Previamente mencioné que la curva de presión brinda una pobre información
sobre la interacción del ventilador con el paciente, Sin embargo, la curva de
presión podemos utilizarla para evaluar el funcionamiento del ventilador en
ventilación controlada por presión (PCV).
De acuerdo a la definición de PCV, en ventilador debiera presurizar rápidamente
el conjunto conformado por el circuito y el sistema respiratorio del paciente, y
luego mantener esa presión durante toda la fase inspiratoria que hayamos
programado.
Esta definición que, en teoría puede resultar simple, a la hora de la verdad,
puede generar algunos problemas. Si suponemos que tenemos un circuito o un
paciente con gran compliancia (por ejemplo, un circuito circular de anestesia
muy grande o un paciente con una gran capacidad vital, respectivamente), es
probable que el ventilador no pueda elevar rápidamente la presión en el circuito,
aún cuando esté entregando el flujo máximo para el que está construido ese
generador.
Volumen
Flujo
Presión
Mal desempeño
Ppk
PEEP
Flujo máximo
Buen desempeño
Insp.
Esp.
Tiempo
Como se puede observar en la figura anterior, la curva de presión es diferente
cuando el ventilador puede cumplir con las exigencias del conjunto
paciente/circuito (derecha), y cuando no puede cumplir con ellas (izquierda). La
resultante será una menor entrega de volumen, a pesar de tener programados
ambos ventiladores la misma presión inspiratoria y el mismo tiempo inspiratorio.
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El caso opuesto se presenta
cuando el circuito o
paciente poseen una alta
resistencia de la vía aérea o
baja distensibilidad
(pacientes pediátricos y
neonatales). En estos
casos, es probable que el
ventilador no pueda
controlar eficientemente la
presión en la vía aérea, y
entregue presiones iniciales
mayores a las programadas. Este efecto se denomina sobrepico u “overshoot”, y
la curva de presión permite detectar este efecto, y si el ventilador lo permite,
corregirlo a través del control del tiempo de subida, rampa o % de retardo
inspiratorio (o “rise time”).
NOTA: en algunos ventiladores este parámetro es controlado internamente por
el mismo ventilador, mientras que en otros puede presentarse como un
parámetro adicional a configurar durante la ventilación controlada por presión.
c. Volumen – Tiempo: Fugas, ventilación
Detección de fugas
Ver el mismo apartado en ventilación controlada por volumen
Evaluación de la ventilación
Durante la ventilación controlada por presión, la ventilación del paciente es
completamente variable. Los cambios en la mecánica respiratoria afectan
directamente la ventilación del paciente.
La curva de volumen brindará una clara evolución de la eficiencia de la
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ventilación controlada por presión, para proporcionar una adecuada ventilación
al paciente.
En la figura anterior se observa como, para una misma presión inspiratoria, el
volumen corriente varía de acuerdo a cambios en el esfuerzo del paciente, y a
cambios en la mecánica respiratoria del paciente.
d. Flujo – Tiempo: Tiempo inspiratorio, fase espiratoria, fugas.
Tiempo inspiratorio
La curva siguiente muestra el comportamiento típico de la curva de flujo en
ventilación controlada por presión. En este tipo de ventilación, el tiempo
inspiratorio es una variable clave, por diferentes razones. El tiempo inspiratorio
permite controlar directamente la presión media en la vía aérea, y además,
controlando el tiempo inspiratorio, es posible permitir el llenado de las unidades
alveolares que se llenan más lentamente (mayor constante de tiempo alveorlar).
Así, se puede utilizar la curva de flujo para optimizar el tiempo inspiratorio.
En la curva siguiente muestra como incrementando el tiempo inspiratorio,
aumenta el volumen corriente (y por consiguiente el volumen minuto), para una
misma presión inspiratoria.
Presión
Pset + PEEP
PEEP
Normal
Ti Incrementado
Flujo
Volumen
Vt
Ti
Te
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Fase espiratoria
Ver el mismo apartado en ventilación controlada por volumen.
Fugas
Una de las ventajas de la ventilación controlada por presión (y en particular
todas las estrategias ventilatorias con estrategias de presión), es que permite
compensar automáticamente las fugas en el circuito, tubo traqueal o en el
paciente mismo, siempre que se programe el suficiente flujo de gas fresco para
evitar el vaciado del circuito circular.
Si una fuga está presente durante la ventilación, dependerá de la ubicación
relativa donde se encuentre el sensado de volumen del ventilador con respecto a
la fuga. Si la fuga se produce “antes” del sensor de volumen (o flujo), entonces el
ventilador tendrá información para alertar de este evento, sin embargo, si se
produce “después” (hacia el paciente) del sensor de volumen, entonces el
ventilador no podrá discriminar si el volumen va hacia el paciente o escapa por
la fuga.
Por lo tanto, en este último caso (que es el más frecuente), la ventilación
controlada por volumen no podrá compensar el volumen que se escapa por la
fuga. El ventilador sensará un volumen exhalado menor que el inspirado (ver II.c
Curva volumen – tiempo, Fugas). Sin embargo, si la ventilación empleada utiliza
una estrategia de control de presión, el ventilador entregará mas flujo al circuito
para compensar la fuga, como se muestra en la figura siguiente. En ella
observamos que en presencia de una fuga, el flujo máximo inspiratorio es
mayor, y en general la curva de flujo se encuentra desplazada hacia arriba,
mientras que el volumen entregado al paciente permanece constante. Este sería
el caso de la ventilación de pacientes pediátricos (con tubos endotraqueales sin
balón), en los que se produce una fuga peritubo que resta volumen entregado al
paciente. En particular, este tipo de pacientes poseen baja compliancia y alta
resistencia, de manera que la presurización del circuito aumenta aún más el
nivel de la fuga. La ventilación controlada por presión, en estas situaciones,
compensará la fuga peritubo y mantendrá la ventilación alveolar, siempre y
cuando el ventilador no deba superar su máxima capacidad de entrega de flujo,
por el nivel de fuga.
Presión
Pset + PEEP
PEEP
Normal
Fuga
Flujo
Volumen
Vt
Ti
Te
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IV. Bucles Presión – Volumen
Además de graficar el flujo, la presión y el volumen en función del tiempo, cada
uno de estos parámetros pueden ser graficados uno en función de los otros.
Curva presión-volumen
Supongamos que tomamos un pulmón aislado de cerdo, intubamos la tráquea y
lo colocamos dentro de un frasco (ver figura). Cuando la presión dentro del
frasco disminuye por debajo de la presión atmosférica, el pulmón se dilata y su
cambio de volumen se puede medir con el espirómetro. La presión se mantiene
constante en cada nivel (como indican los puntos de la figura) durante contados
segundos, para que el pulmón entre en reposo. De esta manera se traza la
curva presión-volumen del pulmón.
En esta figura, la presión expansiva en torno del pulmón, a medida que éste
aumenta de volumen, es generada por una bomba, pero en el cerdo (igual que
en el ser humano) se desarrolla por el aumento de volumen de la caja torácica.
El hecho de que el espacio intrapleural comprendido entre el pulmón y la pared
torácica sea mucho menor que el espacio entre el pulmón y el frasco de la
figura, no influye de forma importante. El espacio intrapleural sólo contiene
contados mililitros de líquido.
Se observa también en la figura, que las curvas que sigue el pulmón durante el
inflado y desinflado difieren. Este comportamiento se conoce como histéresis.
Durante el desinflado el volumen pulmonar es mayor que durante la insuflación,
para cualquier presión en particular. Además en ausencia de toda presión que
tienda a dilatarlo, el pulmón siempre contiene cierta cantidad de aire en su
interior. En efecto, aunque la presión en torno del pulmón se eleve por encima
de la atmosférica, poco aire adicional Ilega a salir porque las pequeñas vías
aéreas se cierran y atrapan el gas que se halla en los alvéolos (compárese con
la figura 8 de este capítulo). Este cierre de la vía aérea ocurre a volúmenes cada
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vez mayores a medida que avanza la edad, y también ante determinadas
enfermedades pulmonares.
En la figura anterior, se muestra que la presión dentro de las vías aéreas y los
alvéolos del pulmón es la misma que la presión atmosférica, que aparece como
cero en la coordenada X. Por lo tanto, esta coordenada también mide la
diferencia de presión entre el interior y el exterior del pulmón. Esto se conoce
como presión transpulmonar y posee un valor numérico igual a la presión que
rodea al pulmón cuando la presión alveolar coincide con la atmosférica. También
es posible medir la curva presión-volumen del pulmón de la figura inflándolo a
presión positiva y dejando la superficie pleural expuesta a la atmósfera. En este
caso podríamos denominar "presión de la vía aérea" a la coordenada X y los
valores serían positivos. Las curvas serán idénticas a las que aparecen en la
figura. [West, 1990]
Distensibilidad
La inclinación de la curva presión-volumen, es decir el cambio volumétrico por
unidad de cambio de presión, se conoce como distensibilidad. En la gama de
valores normales (presiones expansivas de alrededor de -2 a -10 cm de agua) el
pulmón es muy distensible. La distensibilidad del pulmón humano adulto es de
unos 50 a 150 ml/cmH 2 O. Sin embargo, a presiones expansivas altas el pulmón
es más rígido y su distensibilidad disminuye, como se observa en la figura.
La distensibilidad disminuye un poco si la presión venosa pulmonar aumenta y el
pulmón se ingurgita de sangre. El edema alveolar hace que la distensibilidad
disminuya porque obstaculiza la insuflación de algunos alvéolos. La
distensibilidad también disminuye en forma aparente si el pulmón permanece
hipoventilado durante un período prolongado de tiempo, en particular si su
volumen es bajo.
Esto puede deberse en parte a las atelectasias de algunas unidades
pulmonares, pero también se producen incrementos de la tensión superficial.
Las enfermedades que causan fibrosis pulmonar reducen la distensibilidad. La
distensibilidad del pulmón aumenta con la edad y también por el enfisema. En
ambos casos la causa sería una alteración del tejido elástico del pulmón.
La presión que rodea al pulmón es menor que la atmosférica en la figura (y en el
tórax del individuo vivo) a causa de la tracción elástica del pulmón. Cabe
preguntarse a qué se debe el comportamiento elástico del pulmón, es decir, su
tendencia a recuperar su volumen de reposo después de haber sido distendido.
Uno de los factores es el tejido elástico, que se ve en los cortes histológicos. Las
fibras elásticas y colágenas se hallan distribuidas en las paredes alveolares y
alrededor de los vasos y bronquios. Es probable que el comportamiento elástico
del pulmón se relacione menos con la elongación simple de estas fibras que con
su disposición geométrica. [West, 1990]
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Propiedades elásticas de la pared torácica
Así como el pulmón es elástico, la caja torácica también lo es. Esto se ilustra
observando los resultados de la introducción de aire en el espacio pleural
(neumotórax). La presión normal fuera del pulmón es subatmosférica, lo mismo
que en el frasco de la figura previa. Al introducir aire en el espacio pleural, de
modo que su presión ascienda hasta igualarse con la atmosférica, el pulmón se
colapsa y la pared torácica se ensancha. Esto revela que en condiciones de
equilibrio la pared torácica se halla traccionada hacia adentro, mientras que el
pulmón se halla traccionado hacia afuera, de modo que ambas fuerzas se
equilibran mutuamente.
Estas interacciones se aprecian con mayor claridad trazando sendas curvas de
presión-volumen para el pulmón y para la pared torácica (figura anterior). Para
esto el sujeto inspira o espira en el espirómetro y después relaja su tórax
mientras se mide la presión en la vía aérea ("presión de relajación"). En la figura
vemos que, a capacidad residual funcional (CRF), la suma de las presiones de
relajación del pulmón y de la pared torácica es igual a la presión atmosférica. En
efecto, la CRF es el volumen que queda en los pulmones cuando el retroceso
elástico del pulmón es equilibrado por la tendencia normal de la pared torácica a
ensancharse. Para volúmenes superiores la presión es positiva y para
volúmenes inferiores la presión es subatmosférica. También consignamos la
curva del pulmón solo, que es similar a la que aparece en la figura anterior,
excepto que, por razones de claridad, no indicamos la histéresis, y
consideramos presiones positivas en lugar de negativas. Nótese que, a presión
cero, el pulmón tiene un volumen mínimo que está por debajo del volumen
residual (VR).
La tercera curva corresponde a la pared torácica solamente. Imaginemos que
medimos esto en un hombre con pared torácica normal y sin pulmón! Véase que
a CRF la presión de relajación es negativa. En otras palabras, a este volumen la
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caja torácica tiende a ensancharse. Recién cuando el volumen aumenta hasta el
75% de la capacidad vital, la presión de relajación torácica concuerda con la
atmosférica, o sea que la pared torácica encuentra su posición de equilibrio.
Para cualquier volumen, la presión de relajación del pulmón y de la pared
torácica es la suma de las presiones para el pulmón y para la pared torácica
medidas por separado. Como, a un volumen constante, la presión es
inversamente proporcional a la distensibilidad, esto significa que la
distensibilidad total del pulmón y de la pared torácica es la suma de las inversas
de las distensibilidades del pulmón (Cl) y de la pared torácica (Ccw) medidas por
separado, es decir, 1/CT = 1/Cl + I/Ccw. [West, 1990]
a. Curvas típicas.
En la figura siguiente, observamos una representación del bucle presión –
volumen en diferentes tipos de ventilación.
La primera, representa la curva en ventilación
controlada, donde la curva se dibuja
completamente sobre el cuadrante de
presiones positivas. El bucle se grafica en el
sentido contrario de las agujas del reloj. Esta
característica se mantiene tanto para las
estrategias de ventilación por volumen o de
presión. La fase inspiratoria es la rama inferior
del bucle, y la fase espiratoria es la rama
superior. Es evidente la presencia del efecto
de histéresis en el mismo, tal como lo mencionamos previamente.
En el caso de la ventilación asistida, el bucle
comienza a dibujarse con una pequeña
deflexión hacia el cuadrante de las presiones
negativas (subatmosféricas), y luego vuelve
hacia el segmento de presiones positivas. Esta
deflexión muestra el esfuerzo del paciente para
efectuar el disparo del ventilador, y cuando lo
logra, el bucle se parece de la ventilación
controlada. Por lo tanto, el bucle se dibuja
también en el sentido contrario a las agujas del
reloj.
Si el paciente efectúa una respiración espontánea, el
bucle se dibujara en el sentido de las agujas del reloj,
como lo muestra la figura de la izquierda. En este caso,
la fase inspiratoria se desarrolla en presiones
levemente negativas (subatmosféricas), hasta
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incorporar un volumen corriente determinado por la altura del bucle, y luego
exhalar con presiones levemente positivas en el circuito.
b. Aplicaciones en VCV:
En ventilación controlada por
Vt
volumen, el bucle presión –
volumen tiene la morfología
que se presenta en la figura
Compliancia Dinámica
Compliancia Estática
siguiente.
Cuando se agrega una
pausa inspiratoria en este
tipo de ventilación, es posible
separar la compliancia
PEEP
dinámica de la estática, y de
Presión
Ppk
esta manera evaluar los cambios en la mecánica respiratoria de una manera
más específica.
Volumen
A continuación se puede observar como se
observan los bucles para los casos en que
la distensibilidad se encuentre disminuida y
la resistencia aumentada. Como se ve
claramente, la presión máxima (y la
distensibilidad dinámica) son similares,
pero la evidencia sobre el componente de
la mecánica respiratoria empeorada la
manifiesta el valor de la presión de meseta,
o la distensibilidad dinámica.
En el caso del gráfico superior, la presión
máxima se encuentra aumentada, pero
también lo está la presión de meseta. Es
por ello que tanto la distensibilidad
dinámica como estática se ven disminuidas.
En el gráfico inferior, se observa
claramente una presión máxima
incrementada, pero una presión de meseta
normal. En este caso, es evidente que el
empeoramiento de la mecánica respiratoria
se debe a un incremento de la resistencia
de la vía aérea. Además, también se
observa que el bucle es un poco más
“ancho”.
Volumen
Volumen
Vt
PEEP
Vt
PEEP
Presión
Presión
Ppk
Ppk
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c. Aplicaciones en PCV:
Volumen
Vt
En ventilación controlada por presión, el bucle
se verá “ancho”, es decir, con una rama
inspiratoria que alcanza rápidamente la
presión programada. El ventilador alcanza la
presión programada, y continúa entregando
volumen hasta que se acaba el tiempo
inspiratorio. Luego, la fase espiratoria se
completa por la retracción elástica del tejido
pulmonar, en forma pasiva.
PEEP
Presión
Pset
Cuando la mecánica respiratoria del paciente
empeora, y se encuentra ventilado en control
de presión, el bucle presión – volumen se
inclina hacia el eje de las presiones (figura
de la derecha). En este caso, no es
específico para detectar cambios en la
resistencia o distensibilidad, pero
evidentemente muestra de una manera muy
clara el cambio de la mecánica respiratoria.
Volumen
Vt
PEEP
Presión
Pset
V. Bucles Flujo – Volumen
a. Curvas típicas e introducción.
Las curvas flujo – volumen han sido
estudiadas ampliamente por los
neumólogos para la evaluación de las
enfermedades
obstructivas.
Típicamente, los análisis de
neumonología sólo se ocupan de la fase
espiratoria del bucle flujo – volumen. Si
se construye una curva con la fase
espiratoria e inspiratoria, el resultado
será un bucle como el que se observa
en la figura siguiente.
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En este caso, la curva superior (flujo positivo) describe la fase espiratoria, y la
curva inferior la fase inspiratoria. En otros gráficos puede observarse en forma
invertida, donde la fase espiratoria se represente en la parte inferior. La
interpretación del bucle es similar, solo cambia si visualización.
b. Aplicaciones
Detección de fugas
Cuando una fuga está presente,
desde el sensor de flujo/volumen
hacia delante, el bucle flujo volumen
es un indicador simple y preciso de la
presencia y magnitud de la fuga.
En el gráfico siguiente se observa
una condición de fuga, en la que el
bucle flujo – volumen no cierra
completamente, sino que el volumen
exhalado es menor al inspirado. De
esta manera, el fin de la rama
espiratoria no se une al inicio de la
rama inspiratoria.
Evaluación de uso de broncodilatadores
Se utiliza la rama espiratoria de la
curva flujo volumen para evaluar la
efectividad de la terapia con
broncodilatadores en pacientes con
crisis obstructivas. Si la terapia con
broncodilatadores es eficaz,
entonces, el flujo máximo espiratorio
se incrementará respecto de un bucle
previo a la aplicación del tratamiento,
tal como se observa en la figura.
Flujo
Pre
Post
Volumen
Vt
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