La mayor parte de los pacientes que reciben VMNI domiciliaria en nuestro entorno están ventilados con modalidades de presión5. Por tanto, la onda de flujo-tiempo, como variable dependiente en los modos de presión, será la que proporcionará información acerca de las interacciones paciente-ventilador.

En el entorno del paciente crítico o en el ámbito de la anestesiología, la presentación de la onda flujo-tiempo no presenta inconvenientes sustanciales. La práctica totalidad de pacientes portadores de tubo endotraqueal están conectados al ventilador mediante circuitos de doble rama (una rama para el aire inspirado proveniente del ventilador y una rama para el circuito espiratorio). Así, mediante la monitorización del aire inspirado y exhalado con neumotacógrafos situados al final de cada uno de los circuitos puede obtenerse sin mayores inconvenientes una onda correcta de flujo-tiempo. De la misma manera, en los ventiladores no invasivos provistos de circuito de doble rama tampoco debería existir mayor problema para la presentación de la mencionada onda en pantalla.

La principal dificultad de la presentación de la onda de flujo aparece cuando se emplean ventiladores de rama única con sistemas espiratorios incorporados en la propia tubuladura o en la interfase. En este contexto, se dispone únicamente de un neumotacógrafo, situado en el propio ventilador. En el trayecto del aire desde el neumotacógrafo al paciente y a la inversa, sin embargo, se producen una serie de hechos fisiológicos que distorsionan la onda de flujo en su morfología nativa y obligan a emplear algoritmos para recrear lo que sucede en la vía aérea del paciente.

En sistemas de válvula neumática (oclusión de una válvula durante la inspiración y abertura durante la espiración), en ausencia de reinhalación, todo el aire exhalado por el paciente sale a través de la válvula, con lo que la información de la fase espiratoria es inexistente. Por ello, todas las asincronías susceptibles de detectarse durante la espiración (esfuerzo ineficaz, ciclo corto, etc.) no son visibles para el clínico. La figura 3 muestra una onda de flujo-tiempo con un sistema de válvula neumática y neumotacógrafo situado entre el ventilador y la válvula. Evidentemente, si precisamos monitorizar la gráfica completa, será necesario colocar un neumotacógrafo adicional entre la válvula y el paciente, que nos proporcione toda la información sobre ambas fases del ciclo. El problema de la rama única afecta especialmente a los ventiladores de modo volumétrico utilizados en VMNI, en los que la insuficiente compensación de las fugas determina que el sistema sea funcional sin la existencia de un control de fugas suficiente.

Figura 3.

Monitorización mediante neumotacógrafo externo de la onda de flujo-tiempo. En la figura A el neumotacógrafo está colocado entre el ventilador y la válvula espiratoria, que es de tipo neumático, con lo que la información de la fase espiratoria es inexistente. En la figura B el neumotacógrafo está colocado entre la válvula y el paciente, con lo que la información de la fase espiratoria es completa. El registro muestra un trazado con presión de soporte, si bien la onda de presión está ligeramente distorsionada porque se utilizó para su obtención un tiempo de presurización largo (300mseg) y la monitorización se efectuó al final de una tubuladura estándar de 2metros.

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En sistemas de válvula de tubuladura única y fuga controlada, el principal inconveniente de la onda de flujo-tiempo consiste en que el flujo (y por tanto el volumen) que circula a través del neumotacógrafo durante la inspiración es la suma del flujo correspondiente al paciente y el flujo que escapa por la válvula. Durante la fase espiratoria sucede lo contrario: el flujo que llega al neumotacógrafo es el exhalado por el paciente menos el que escapa por la válvula. La conclusión es clara: en la onda nativa, sin corregir, el flujo (y por tanto el volumen) inspiratorio están sobreestimados, mientras que el flujo y el volumen en espiración están infraestimados. Es preciso incorporar un algoritmo matemático a la onda de flujo que estime el flujo que escapa por la válvula en la inspiración (en un sistema ideal con ausencia de fugas no intencionales). En la figura 4 puede observarse la onda nativa de flujo-tiempo en un sistema con válvula de fuga. Tras la corrección mediante un algoritmo matemático que tiene en cuenta la correlación entre el valor de presión y el flujo que escapa por la válvula (disponible para cada interfase en la información proporcionada por el fabricante y transformable en una ecuación de primer grado mediante una recta de regresión para valores de presión entre 4 y 20cmH2O) puede observarse que el punto cero de flujo corresponde exactamente con el inicio de la inspiración.

Figura 4.

Presentación de ondas presión y flujo-tiempo nativas en un sistema de tubuladura única, con válvula de fuga controlada y modalidad presión de soporte. Nótese que en la figura A el flujo inspiratorio es mucho mayor que el espiratorio, con referencia al punto 0. En la figura B se ha corregido la onda nativa, restándole el flujo calculado de fugas para cada instante.

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Algunos de los software de monitorización no efectúan la corrección mencionada anteriormente o la realizan de una forma incompleta. El resultado es un desplazamiento inferior del punto cero de flujo. En la figura 5 A puede observarse el trazado que ofrece un software comercial con este problema. La figura 5 B muestra un tratamiento alternativo del trazado, simplemente con la supresión de la fase espiratoria, aun utilizando una válvula de fuga, con los mismos inconvenientes reseñados más arriba (pérdida de información de fase espiratoria).

Figura 5.

La Figura 5A muestra una onda de flujo en un software comercial que no corrige el flujo total por el de fuga (la flecha indica el punto de flujo 0). La figura B muestra otro ejemplo en el que, simplemente, se ha suprimido la información de la rama espiratoria.

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La onda de presión-tiempo ofrece menos problemas técnicos que la de flujo-tiempo. El principal problema que puede presentar, tanto en los sistemas de tubuladura única como doble, es atribuible a la pérdida lineal de presión causada por la resistencia y compliance de la tubuladura empleada. Para aumentar la fiabilidad de la onda de presión-tiempo algunos fabricantes han colocado un sensor proximal suplementario para capturar la onda de presión a dicho nivel. Otra opción técnica consiste en el requerimiento de una prueba previa al uso en el paciente, calculando a partir de ella la pérdida de presión en función de la resistencia y compliance de la tubuladura empleada. Esta opción es incorporada en algunos de los ventiladores de última generación.

Sin duda, una de las variables de mayor importancia a monitorizar en el paciente con VMNI domiciliaria es el volumen corriente. Todos los software ofrecen lectura del volumen corriente obtenida a partir de la onda de flujo-tiempo. Así, los inconvenientes a los que hacíamos referencia en la sección de análisis de la onda de flujo-tiempo serían aplicables también a la medida del volumen corriente. Analizando los distintos software, sin embargo, puede comprobarse que existen importantes diferencias en la forma de obtención y la presentación de las mediciones de éste:

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  Con presentación de la onda volumen-tiempo. Habitualmente se acompaña de la monitorización del volumen inspiratorio mediante la integración de la parte positiva de la onda de flujo-tiempo. El valor del volumen corriente en cada ciclo se corresponde con el valor máximo de la onda de volumen. Este modelo de presentación tiene ventajas e inconvenientes. Entre las ventajas cabe destacar que permite discriminar, al menos desde un punto de vista cualitativo, los ciclos en los que hay fugas en inspiración de los que no las presentan. Como puede verse en la figura 6, tomada de un paciente real, el área bajo la curva (volumen) de la parte positiva de la onda de flujo es mucho mayor que la de la parte negativa, también presentada en la pantalla, lo cual sugiere que hay presencia de fugas en dicha parte del ciclo. Así, como consecuencia de la integración de la onda de flujo asimétrica, la parte espiratoria de la onda de volumen es mucho menor que la inspiratoria. El descenso abrupto que se produce previamente a la siguiente inspiración es atribuible al reinicio de la integración de la onda de flujo. Habitualmente, el reinicio suele producirse en el punto en el que la onda de flujo atraviesa el punto cero, pasando de negativa a positiva. Sin dicho reinicio, en sistemas con fugas inspiratorias, si la onda de volumen no retorna al punto cero en cada inspiración se producirá una deriva de dicho punto, con imposibilidad de cálculo del volumen corriente. Este planteamiento de monitorización del volumen inspiratorio con presentación de la curva volumen-tiempo muestra también inconvenientes adicionales: en primer lugar, el algoritmo de modificación de la curva nativa de flujo (monitorizada por el neumotacógrafo dentro del ventilador) ha de ser exquisito para asegurar la fiabilidad del volumen corriente y, en segundo lugar, en ciclos con fuga inspiratoria, el cálculo del volumen corriente real presenta dificultades.

  
  

  Figura 6.

  Presentación de onda de volumen-tiempo en un paciente con fugas inspiratorias y modalidad presión de soporte. Obsérvese que el área bajo la curva de la parte inspiratoria de la onda de volumen es muy superior a la de la parte espiratoria en determinados ciclos, marcados con un asterisco. En dichos ciclos, además, el tiempo inspiratorio es más prolongado porque la onda de flujo o bien no alcanza o alcanza con retraso el criterio de ciclado a espiración (en este caso, un 30% de flujo máximo) y dicho ciclado se produce por un criterio secundario de seguridad (tiempo). También en dichos ciclos, se produce un descenso abrupto en el momento en el que la onda de flujo cruza el punto cero, que reinicia el ciclo para evitar la deriva en la integración de la onda de flujo.

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  Sin presentación de la onda volumen-tiempo. En este planteamiento únicamente se ofrece una lectura puntual de la estimación del volumen corriente y se utiliza un software que integra la parte espiratoria de la onda de flujo, es decir, monitoriza volumen corriente espirado. Al igual que el planteamiento anterior, también aparecen aquí ventajas e inconvenientes. Entre las ventajas, merece la consideración de que el volumen corriente espirado es mucho menos variable en presencia de fugas, dado que la mayoría de los sistemas de monitorización basan la monitorización de las fugas tomando como referencia precisamente las del ciclo espiratorio. Por tanto, a priori, la exactitud de la integración de la rama espiratoria debería ser mayor. Los inconvenientes de esta forma de estimación no son despreciables, sin embargo, y el principal de ellos aparece en pacientes con interfase nasal y que tienen tendencia a exhalar el aire por la boca. La figura 7 muestra un modelo artificial en el que se ha simulado una fuga espiratoria a través de una válvula unidireccional. Como puede comprobarse, el volumen exhalado monitorizado cae significativamente, aun cuando el paciente estaría, presuntamente, ventilado con volúmenes corrientes correctos.

  
  

  Figura 7.

  Modelo de simulación mediante válvula unidireccional que muestra cómo se comportaría un sistema que monitoriza el volumen corriente espirado en un paciente con ventilación con interfase nasal y espiración por boca. A pesar que el volumen inspiratorio proporcionado por el ventilador es el mismo, el monitorizado cae significativamente.

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En cuanto a la fiabilidad de la medida del volumen corriente, Contal et al.7 exploran la correlación entre el volumen ofrecido por el software de siete ventiladores, comparándolo con un sistema externo de adquisición de señales. Cabe destacar que todos los software de los ventiladores estudiados infraestiman el volumen corriente, y únicamente en uno de ellos se encuentra una correlación con el nivel de fugas del experimento. Como limitaciones del trabajo de estos autores hay que mencionar que el análisis que se efectúa en él no es respiración a respiración, y que los valores obtenidos en el modelo experimental no se convierten a condiciones de humedad y temperatura del cuerpo humano (condiciones BTPS), aunque algunos de los ventiladores que incluyen en el estudio ya ofrecen la lectura en estas condiciones.

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  Bases para el cálculo matemático. Se trata de una de las variables principales que deberían monitorizarse con exactitud en el paciente con VMNI. Sin embargo, la dificultad técnica que entraña su medición en función de las interfases utilizadas no es despreciable. Con sistemas de doble tubuladura la dificultad es mucho menor, dado que la diferencia entre el volumen inspirado y el espirado es directamente atribuible a las fugas. La situación cambia si empleamos sistemas de tubuladura única. En ese caso se plantea el problema de cómo discriminar cuál es la proporción de flujo que circula por el neumotacógrafo destinado al volumen corriente y cuál corresponde a las fugas, tanto por la válvula como por existencia de fuga accidental.

Por tanto, el planteamiento matemático sería el de la ecuación 1:

El primer paso sería que el software corrigiera el flujo por las fugas de la válvula, como se muestra en la figura 4. Este requisito puede cumplirse de dos formas. En alguno de los ventiladores utilizados en los entornos de críticos existe la posibilidad de efectuar una «prueba de fugas» mediante la oclusión manual de la interfase conectada al ventilador, que realiza un incremento gradual de la presión, calculando para cada punto de presión la fuga por la interfase. La segunda forma sería introducir manualmente en el software el tipo de interfase que se va a utilizar, y por tanto los datos de fuga correspondientes a la misma. Si tenemos en cuenta que el nivel de fuga de una mascarilla facial9 es aproximadamente un 20% superior al de una nasal, puede comprenderse fácilmente la trascendencia de que el software tenga conocimiento de dichos datos. Un ejemplo de ello es el trazado de la figura 8, en el que se emplea una fuga equivalente a la de una máscara facial (50l/min a presión de 20cm H2O) en un modelo de simulación sin ningún otro punto de fuga adicional. Como puede verse, el sistema informa de una fuga accidental de 11l/min que corresponde a la diferencia de flujo entre la mascarilla nasal estándar que el ventilador asume que se ha utilizado y la facial.

Figura 8.

Monitorización de fugas errónea en un sistema cerrado con un nivel de fuga controlada equivalente al de una máscara facial. El sistema interpreta el exceso de fugas por la mascarilla como fugas accidentales por defecto a partir del software que incorpora (11l/min en este caso).

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El segundo paso consistiría en la discriminación de la fuga accidental, con lo que, si conocemos la propia de la válvula, la ecuación pasa a ser la siguiente:

En otras palabras, es un sistema de una ecuación con dos incógnitas. Los únicos puntos en los cuales podemos conocer el valor son aquellos en los que conocemos una de las variables. La mayoría de software utilizan para su estimación la transición entre la espiración y la inspiración, donde el flujo del paciente es cero y, por consiguiente, todo el flujo que circula por el neumotacógrafo corresponde a fugas. A partir de este valor, se extrapola la fuga inspiratoria. La figura 9 ilustra este concepto.

Figura 9.

Método de cálculo de fugas. El sistema detecta la transición entre las pendientes de flujo espiratoria e inspiratoria. El flujo que en ese momento circula por el neumotacógrafo (flecha doble) es considerado por el sistema como flujo de fugas.

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El problema con este modelo puede aparecer cuando las fugas son proporcionalmente más importantes en una de las dos fases. Por ejemplo, una interfase mal ajustada tendrá una fuga adicional proporcionalmente mayor durante la inspiración, cuando la presión en la vía aérea es mayor e, inversamente, en un paciente con buen ajuste de una interfase nasal pero espiración por la boca, la fuga será proporcionalmente muy superior durante dicha fase del ciclo. Este punto no ha sido hasta la fecha motivo de estudio. Visualmente, sin embargo, y como ya se mencionaba anteriormente, una fuga desproporcionada en inspiración puede intuirse cuando la parte inspiratoria del flujo es muy superior a la espiratoria o bien cuando en la transición de la onda de presión de inspiración a espiración el flujo persiste positivo, ya que, en esta última circunstancia, sin presencia de fugas, la onda de flujo debería cruzar el punto cero coincidiendo con el paso a presión espiratoria.

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  Presentación en pantalla. La forma en que los software presentan la información sobre las fugas es también variable, en función de su diseño. Así, mientras algunos fabricantes optan por ofrecer en pantalla la lectura de la fuga total (accidental+válvula espiratoria), otros optan por dar únicamente lectura de la fuga accidental. Incluso hay algunos fabricantes que ofrecen únicamente lectura de la fuga en espiración. Por tanto, es fundamental discriminar el tipo de lectura que ofrece cada utillaje a la hora de interpretar un trazado.

Además de las variaciones en la forma de lectura, también es variable la presentación visual de las fugas. La mayoría de fabricantes optan por ofrecer lecturas puntuales a frecuencias variables (desde respiración a respiración, hasta el valor medio de varias respiraciones). Por el contrario, otros fabricantes ofrecen lectura de la onda de fugas, cuya morfología suele ser superponible a la de la presión.

Finalmente, en lo que respecta a la fiabilidad, el estudio de Contal et al.7 explora también la fiabilidad de la lectura de las fugas ofrecida por siete ventiladores, encontrando una variabilidad importante entre ellos. Mientras tres de los ventiladores ofrecían una lectura de fuga bastante ajustada a la medida externamente, los otros cuatro infraestimaban significativamente el valor de fugas. Un inconveniente importante en la interpretación de los resultados es precisamente la diferente forma de presentación en pantalla de las fugas en función del fabricante, como se explicaba anteriormente.