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.

Ventilación controlada por volumen. a. Curvas típicas. b. Presión – Tiempo: Mecánica respiratoria. c. Volumen – Tiempo: Fugas. d. Flujo – Tiempo: Fase espiratoria.

III.

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.

IV.

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

Desventajas

• 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

• 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 Página 6 de 26

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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 + AutoPEEP), 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: Compliancia Estatica =

Volumen Corriente − 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:  Presion pico - Presion estatica   * F Resistencia en la via aerea =  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. Página 14 de 26

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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.

Presión

Ppk

Buen desempeño

Mal desempeño

PEEP

Volumen

Flujo

Flujo máximo

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.

Normal

Ti Incrementado

Pset + PEEP PEEP

Volumen

Flujo

Presión

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.

Vt

Ti

Te

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Fase espiratoria Ver el mismo apartado en ventilación controlada por volumen.

Normal

Fuga

Pset + PEEP PEEP

Volumen

Flujo

Presión

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.

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 Página 20 de 26

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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/cmH2O. 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:

Volumen

En ventilación controlada por Vt volumen, el bucle presión – Compliancia Dinámica volumen tiene la morfología Compliancia Estática que se presenta en la figura siguiente. Cuando se agrega una pausa inspiratoria en este tipo de ventilación, es posible separar la compliancia PEEP Ppk Presión dinámica de la estática, y de esta manera evaluar los cambios en la mecánica respiratoria de una manera más específica.

Volumen

Vt

PEEP

Presión

Ppk

Vt

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”.

PEEP

Presión

Ppk

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c. Aplicaciones en PCV: 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.

Volumen

Vt

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

PEEP

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

Post

Flujo

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.

Pre

Volumen Vt

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