clase 2- mecánica ventilatoria. monitorización clínica

8/19/2019 Clase 2- Mecánica Ventilatoria. Monitorización Clínica

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Mecánica ventilatoria. Monitorización clínica. Cruso I.FEEA’06 Raquel Ferrandis Página 1 de 36

MONITORIZACION DE LA MECANICA VENTILATORIA APLICADA A LA

VENTILACION ARTIFICIAL.

Raquel Ferrandis, Julio Lloréns.

INTRODUCCION.

La mecánica del sistema respiratorio es el conjunto de propiedades de los pulmones y la pared

torácica, que determina la capacidad de expansión y retracción del tórax1. Para abordar su

estudio es necesario considerar dos premisas básicas:

* Primera : Los desplazamientos de gas durante la ventilación se producen siempre en respuesta agradientes de presión, sean éstos generados como consecuencia de la contracción de los

músculos respiratorios, o como consecuencia de la acción del respirador. El más importante de

ellos es el gradiente de presión transrespiratorio – diferencia de presión entre las vías aéreas

superiores (Pao, open airways pessure) y los alveolos ( Palv )–, puesto que es la fuerza que genera

los flujos de gas tanto en sentido inspiratorio (Pao > Palv) como espiratorio (Palv > Pao). No

obstante, la estructura anatómica del sistema respiratorio determina la existencia de otros dos

tipos de gradiente de presión (Fig. 1):- El gradiente de presión transpulmonar , o diferencia entre la Palv y la presión en el

espacio pleural (Ppl), que refleja el grado de distensión o colapso de los pulmones, considerados

aisladamente, y

- El gradiente de presión transtorácico , o diferencia entre la Ppl y la presión atmosférica

(Patm), que es expresión del grado de expansión de la pared torácica (parrilla costal y

diafragma).

Figura 1

Ppl

Palv

Gradiente Transpulmonar: Palv- Ppl

Gradiente Transtorácico: Ppl - Patm

Pao (PEEP)

Patm


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* Segunda : Los gradientes de presión descritos son consecuencia de la interacción entre las

fuerzas que generan los desplazamientos de los gases (acción de los músculos respiratorios o delrespirador), por un lado, y las resistencias que opone el sistema respiratorio a dichos

desplazamientos. El conjunto de estas resistencias recibe el nombre de impedancia del sistema

respiratorio y tiene tres componentes principales:

1.- La resistencia elástica es el conjunto de fuerzas de retracción elástica del sistema

respiratorio que se oponen a todo aumento en su volumen. Está representada por la Elastancia

que se define como la cantidad de presión necesaria para cambiar el volumen del sistema

respiratorio en una cantidad dada (Esr=dP/dV). Habitualmente, sin embargo, se utiliza surecíproca la Distensibilidad o Compliancia (Csr=dV/dP). Estos parámetros reflejan las relaciones

P/V en ausencia de movimiento de gas (flujo = 0) y, por tanto, su medida se refiere siempre a

condiciones estáticas .

2.- La resistencia al flujo , por el contrario, es un concepto dinámico puesto que se refiere

a la resistencia friccional que oponen las vías aéreas al flujo de gas circulante. Se expresa como

el cociente entre el gradiente de presiones entre ambos extremos de las vías aéreas (Pao – Palv)

y el flujo de gas que lo genera: Rsr = ∆P/V'.

3.- La inertancia (Isr) se relaciona con la masa de tejido del sistema respiratorio y la

aceleración lineal del flujo de gas. La presión necesaria para superar las fuerzas de inercia

opuestas por los tejidos pulmonar y de la pared torácica se incrementa progresivamente con el

aumento de la frecuencia respiratoria (FR). Por ello, esta caída de presión puede ser importante

con la ventilación a frecuencias elevadas, pero es prácticamente despreciable en la respiración

normal y en la mayoría de las situaciones clínicas. Por esta razón, suele ser excluida en los

estudios sobre mecánica ventilatoria y en la monitorización clínica de la misma, por lo que, para

simplificar, será ignorada en este texto.

LA ECUACIÓN DEL MOVIMIENTO DEL SISTEMA RESPIRATORIO

El estudio de la mecánica respiratoria es esencialmente la búsqueda de modelos que representen,

con la mayor sencillez posible, el comportamiento mecánico del sistema respiratorio. En concreto,el modelo debe describir cuál es la presión (P) necesaria para generar un flujo (V') de gas a


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través de las vías aéreas y producir un incremento de volumen ( ∆V) en los pulmones. La figura 2

ilustra la representación gráfica de un modelo simple universalmente aceptado en este sentido.

Figura 2

Volumen

(V)

Flujo (V’)

Presión (P)

Resistencia∆Presión/Flujo

Compliancia

∆Volumen/ ∆ Presión

∆P = ∆V/Csr + V’. Rsr

En él se consideran las dos formas básicas de resistencia del sistema respiratorio (Csr y Rsr), y

su relación con los cambios de presión, volumen y flujo producidos durante el ciclo respiratorio.

Dicha relación se describe a través de la expresión matemática de este modelo, la cuál es

conocida como ecuación del movimiento del sistema respiratori 2 :

Pmus + PD = Paw= ∆V/Csr + Rsr. V'+ PEEP [1]

donde Pmus representa la presión generada por los músculos respiratorios para expandir la caja

torácica y los pulmones, en el caso de actividad muscular inspiratoria; PD es la presión generada

por el respirador; Paw es la presión medida a la entrada de las vías aéreas; ∆V es la variación devolumen del sistema respiratorio por encima de su volumen telespiratorio; V' representa el flujo;

y PEEP se refiere a la presión positiva telespiratoria ajustada en el respirador.

La importancia de esta ecuación radica en que expresa (1) el volumen y flujo que, en cualquier

instante del ciclo respiratorio, son generados por la acción combinada de los músculos

respiratorios y del respirador en un sistema respiratorio dado (caracterizado por su Csr y Rsr

propias), (2) la presión que deben ejercer los músculos respiratorios y/o el respirador para

causar un determinado aumento del volumen pulmonar en un tiempo inspiratorio dado (es decir,


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con un determinado flujo inspiratorio), superando la carga (Csr y Rsr) propia de un sistema

respiratorio concreto. Obviamente, en el sujeto totalmente pasivo Pmus es igual a cero, y el

respirador debe generar toda la presión necesaria para generar el flujo inspiratorio e insuflar elvolumen corriente. El extremo opuesto se halla en la ventilación totalmente espontánea (donde

PD = 0). Entre ambos extremos, se puede concebir una variedad teóricamente infinita de

combinaciones de Pmus (esfuerzo inspiratorio) y PD (asistencia o soporte mecánico) que son

observables en los modos ventilatorios denominados soportes parciales .

Hay tres cuestiones importantes que deben ser tenidas en cuenta, en relación con esta ecuación:

a) La presión, el flujo y el volumen cambian continuamente con el tiempo y, por tanto,deben ser considerados y designados como variables . Por el contrario, se asume que la

compliancia y la resistencia permanecen constantes (con las salvedades que se describen más

adelante), por los que se designan como parámetros .

b) Dado el carácter variable de presión, volumen y flujo en función del tiempo, esta

ecuación no tiene un carácter algebraico , sino diferencial , en la que el valor instantáneo de cada

variable puede ser calculado en función de las otras variables: el volumen es la integral del flujorespecto del tiempo y el flujo es la derivada del volumen respecto del tiempo.

c) La presión, el volumen y el flujo son medidas relativas a sus valores basales, es decir, a

sus valores telespiratorios. Así, el flujo es medido en relación a su valor al final de la espiración,

que normalmente es cero. El volumen es medido como el cambio en el volumen pulmonar por

encima de la capacidad residual funcional –CRF–, independientemente de que ésta se halle

artificialmente aumentada por efecto de la PEEP externa (en caso de que ésta se aplique).

Finalmente, la presión generadora del flujo inspiratorio es medida como el cambio de presión en

las vías aéreas proximales (Pao) por encima de la PEEP externa. Por otro lado, y puesto que la Pao

es medida (por el respirador) proximalmente al extremo proximal del tubo endotraqueal, su valor

representa realmente el del gradiente de presión transrespiratorio. Por tanto, en los sujetos

totalmente pasivos, la presión medida en el manómetro del respirador y el trazado de la misma

sobre un monitor constituyen una fuente de información de la máxima importancia respecto de

las propiedades mecánicas del sistema respiratorio y su relación con la pauta ventilatoria

aplicada3 .


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RESISTENCIA ELASTICA. RELACIONES PRESION-VOLUMEN

1.- P-V en condiciones estáticas: Elastancia y Compliancia.

Este concepto se refiere a la resistencia que opone el sistema respiratorio, en su calidad de

cuerpo elástico ó distensible, al aumento de volumen por encima de su volumen de reposo. Está

representada por la Elastancia (Esr), que se define como la cantidad de presión necesaria para

cambiar el volumen del sistema respiratorio en una cantidad dada2: Cuanto mayor es la

resistencia elástica del sistema respiratorio, mayor es el aumento de presión producido (∆P) por

un determinado aumento de volumen (∆V): Esr = ∆P/∆V [2]

Habitualmente, sin embargo, se utiliza como expresión de la resistencia elástica del

sistema respiratorio el concepto de Compliancia (Csr), que es la inversa de la elastancia y se

expresa en mL/cmH2O (su valor normal oscila entre 0.05 y 0,1L/ cmH2O, ó 0.5 – 1.0 L/kPa):

Csr= ∆V/∆P [3]

El principal significado de este parámetro, en relación con la ventilación mecánica, es que

representa una carga que debe ser superada por el respirador (o los músculos respiratorios, en su

caso) para realizar la insuflación del volumen corriente. Esta carga se expresa en términos de

presión, es designada como presión de retracción elástica del sistema respiratorio (Pel.sr) y

equivale a la relación: Pel.sr: ∆V/Csr [4]

Esta relación ∆V/Csr constituye el primer término de la ecuación del movimiento del

sistema respiratorio –ecuación [1]–, expresando que, cuanto más reducida es la Csr, mayor es la

presión que debe realizar el respirador para insuflar un determinado volumen

La forma más gráfica, y exacta, de estudiar la Csr en un sujeto es observar la relación

Volumen/Presión (V/P) que se obtiene al inscribir, sobre los ejes de coordenadas, los sucesivos

aumentos de la presión intratorácica –en abscisas– correspondientes a la insuflación de

cantidades crecientes de volumen –en ordenadas- (Fig.3). La pendiente de este trazado, en

cualquiera de sus puntos, representa el valor de la Csr para ese determinado nivel de volumen

pulmonar, de manera que una mayor pendiente expresa una mayor distensibilidad del aparato

respiratorio.


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Figura 3

Csr

100_

80_

60_

40_

20_

0_

-20_

CRF

VR

VRI

VT

VRE

-60 -40 -20 -0 20 40 60

Vpulm

(%CV)

P (cmH2O)

En el sistema respiratorio humano este trazado presenta una morfología aproximadamente

sigmoidea, con un segmento central en el que la pendiente es mayor. Este segmento de mayor

distensibilidad del sistema respiratorio, se corresponde con el rango de volúmenes pulmonares en

los que, normalmente, se produce la ventilación fisiológica (volumen corriente). En él, la relación

V/P es rectilínea –la pendiente de la curva se mantiene constante–, lo que significa que la Csr no

se modifica con las variaciones en el volumen pulmonar. Sin embargo, en los extremos de la curva,

cuando el volumen pulmonar es muy elevado –próximo a la capacidad pulmonar total–, ó se halla

muy reducido –próximo al volumen residual–, la pendiente de la curva se aplana, expresando una

reducción de la Csr. La morfología de la relación V/P del sistema respiratorio observada en la

figura 3, es la resultante de la suma de las curvas V/P de los pulmones y de la pared torácica

cuando se consideran por separado (fig. 4).

Figura 4


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CL

CcwCsr

P(cmH2O)

%CV

Estas dos estructuras configuran el sistema respiratorio alineándose en serie: la presión aplicada

en las vías aéreas, durante la ventilación mecánica, se transmite inicialmente a los alveolos y se

disipa, en parte, en vencer la resistencia elástica del tejido pulmonar; desde el pulmón, una cierta

proporción de la presión aplicada se transmite al espacio interpleural para extinguirse en vencer

la resistencia elástica de la pared torácica. Dicho de otra forma, la elastancia que presentan los

pulmones (EL) y la pared torácica (Ecw), son aditivas, y su suma equivale a la resistencia elástica

total del sistema respiratorio (Esr) (2):

Esr = EL + Ecw [5]

ó, puesto que la compliancia es igual a la inversa de la elastancia :

1/Csr = 1/CL + 1/Ccw [6]

donde CL y Ccw representan las compliancias pulmonar y de la pared torácica, respectivamente.

Las diferentes morfologías de las curvas V/P de los pulmones y de la pared torácica son

reflejo de la tendencia de la pared torácica a la expansión y de los pulmones a la retracción.

Cuando, al final de la espiración, el sistema respiratorio se halla completamente relajado, con el

volumen en su estado de equilibrio (CRF), el volumen de gas intrapulmonar viene dado por el

equilibrio entre la fuerza de retracción elástica ejercida por el tejido pulmonar con tendencia al

colapso y la ejercida por la pared torácica con tendencia a la expansión 4. En tales condiciones la

presión alveolar es igual a cero (igual a la presión barométrica) e igual a la de la superficie de la

pared torácica, mientras la presión pleural es ligeramente “negativa” (5 cmH2O por debajo de la

atmosférica, aproximadamente), como resultado del equilibrio de fuerzas opuestas entre los

pulmones y la pared torácica5 .

La compliancia del sistema respiratorio puede hallarse reducida por una disminución de la


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compliancia pulmonar ó por una reducción de la compliancia de la pared torácica, ó por ambas.

COMPLIANCIA PULMONAR. - La reducción en la compliancia pulmonar es la causa más frecuentede reducción de la compliancia del sistema respiratorio, y es característica de los cuadros que

cursan con fibrosis pulmonar. Pero, además, cualquier entidad patológica que curse con una

reducción del número de alveolos funcionales (neumonías, atelectasias, intubación bronquial

selectiva, SDRA,...etc.) se manifestará como una reducción de la CL6. La compliancia pulmonar es

definida por la relación entre el cambio en el volumen pulmonar (∆V) y el cambio en el gradiente

de presión transpulmonar ∆[Palv-Ppl]. A semejanza de lo descrito para la Csr, dicha relación es

curvilínea (Fig.4). Cuando el volumen pulmonar se halla en el nivel al que se desarrolla laventilación tidal normal, el cociente ∆V/∆ [Palv-Ppl] es lineal, indicando que la CL no varía dentro

de ese rango de volúmenes. A medida que aumenta el volumen pulmonar, aproximándose a la CVT,

la pendiente del trazado, disminuye, expresando una reducción de la CL. En condiciones clínicas,

esta circunstancia puede ocurrir cuando se utilizan volúmenes corrientes muy altos en relación a

la capacidad pulmonar total3, o en presencia de sobredistensión pulmonar por hiperinflación

dinámica –PEEP intrínseca– o por aplicación de PEEP externa excesivamente elevada7. En el otro

extremo del trazado, la reducción de la CL puede observarse cuando la ventilación se desarrolla avolúmenes pulmonares muy bajos. Si, experimentalmente, se extraen los pulmones del tórax y se

dejan las vías aéreas abiertas a la atmósfera, el aire contenido en los pulmones será expelido

gradualmente. La Palv será, en todo momento, superior a la atmosférica (es decir, la presión que

hay alrededor de los pulmones), siendo el gradiente entre ambas presiones (gradiente

transpulmonar) dependiente del volumen pulmonar restante. A medida que se reduce el volumen

pulmonar: (1) disminuye el gradiente transpulmonar, (2) se reduce el calibre de las vías aéreas, y

(3) los alveolos tienden a colapsarse. A nivel del volumen residual, algunas unidades alveolares

quedan aisladas por oclusión (“cierre ”) de las vías aéreas. La absorción del gas contenido en estas

unidades hacia la sangre capilar pulmonar (por gradiente de presiones parciales) conducirá a su

colapso (atelectasia). Por tanto, la ventilación desarrollada a niveles pulmonares iguales o

inferiores al volumen al que se produce este fenómeno de “cierre de las vías aéreas” (el llamado

“Volumen de Cierre ”) cierre conduce a una reducción del número de unidades alveolares

funcionales3. En individuos sanos, el volumen de cierre depende de la edad (aumenta

paulatinamente hasta aproximarse a la CRF en mayores de 66 años, en bipedestación) y de la

posición: en decúbito supino, en adultos, se halla próximo a la CRF8. Por otro lado, los aumentos


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en la CRF debidos a presión telespiratoria positiva (PEEP), tienden a reducirlo.

- La reducción de la compliancia de la pared torácica puede observarse en casos de

disminución del tamaño de la caja torácica ó de rigidez de la misma: cifoescoliosis, espondilitisanquilosante, toracoplastias... Pero es más frecuente observarla en situaciones de distensión

abdominal, obesidad o ascitis masiva, por el efecto de compresión sobre el diafragma9.

Es importante discernir cuándo la reducción de la Csr es debida a una alteración de la CL ó de la

Ccw porque el riesgo de barotrauma es mayor en el primer caso que en el segundo. La causa

principal de barotrauma –ruptura traumática de los tabiques alveolares– no es tanto la elevación

excesiva de la presión alveolar máxima, como la del gradiente transpulmonar (Palv-Ppl). Todoaumento en la Palv secundario a una reducción de la CL, se traduce en un aumento del gradiente

Palv-Ppl, lo que significa que son las paredes alveolares quienes deben soportar elaumento en la

Palv. A menor CL, mayor aumento del gradiente de presiones transpulmonar y, por tanto, mayo

riesgo de ruptura alveolar: ∆(Palv-Ppl) = ∆V/CL [7]

Figura 5

Ppl

Palv

Pao (PEEP)

Patm

CL = ∆V/(Palv - Ppl)

La compliancia de la pared torácica, sin embargo, determina la relación entre el incremento de

volumen pulmonar y el gradiente de presión transtorácico (Ppl-Patm):

Ccw = ∆V/∆(Ppl-Patm) [10]

Cuando la disminución de la Csr es debida a una reducción de la Ccw, también se observa


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una elevación proporcional de la presión alveolar, pero la mayor parte de este aumento se

extingue en vencer la resistencia elástica de la pared torácica. Así, la Palv se transmite, en su

mayor parte, al espacio pleural. La presión pleural aumenta de forma paralela a la elevación en laPalv, por lo que se no se produce incremento en el gradiente transpulmonar, y el aumento de Palv

es soportado principalmente por la pared torácica. En consecuencia, un mismo incremento en la

presión alveolar genera mayor riesgo de ruptura de las paredes alveolares cuando es debido a una

reducción de la compliancia pulmonar que cuando se debe a una disminución de la compliancia de la

pared torácica.

Figura 6

Ppl

CCW = ∆V/(Ppl - Patm)

Pao (PEEP)

Patm

∆Palv

Finalmente, al interpretar los valores de la Csr, debe considerarse el tamaño del compartimento

alveolar. El valor de la compliancia depende del volumen pulmonar absoluto y, por tanto, de las

medidas antropométricas. Al medir la Csr de un niño como una simple relación V/P se obtendrán

valores bajos en relación a los normales para el adulto, siendo que la distensibilidad intrínseca

del tejido pulmonar es similar en ambos. Esto lleva al concepto de compliancia específica (Cesp) ,

es decir, la compliancia referida a un volumen pulmonar absoluto, como la capacidad vital (CV) o la

CRF10. Este concepto determina la cualidad elástica del tejido pulmonar y permite discernir si un

valor bajo de Csr es debido a una reducción del volumen pulmonar o a otras causas, resultando

especialmente útil cuando se trata de comparar la Csr entre sujetos de tamaños diferentes:

Cesp = ∆V/CRF [11]


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2.- Medida y monitorización de la compliancia.

Compliancia estática y Compliancia dinámica.

Como se ha descrito anteriormente, el concepto de compliancia se refiere, por definición, a una

medida realizada en condiciones estáticas, es decir, en ausencia de flujos de gas circulante. Sin

embargo, se han venido utilizando conceptos como el de compliancia dinámica (Cdyn) o el de

compliancia quasiestática (Cqst) para referirse a distintas posibilidades de medición de la

relación ∆V/∆P sin interrupción de la ventilación mecánica.

El método por excelencia para obtener la relación P-V del sistema respiratorio es el

llamado el método de la superjeringa 11 (Figura 7). Se utiliza una jeringa de gran tamaño (1 a 3

litros), que permite insuflar volúmenes de gas conocidos y progresivamente crecientes hasta

alcanzar un volumen pulmonar próximo a la CPT (es recomendable no superar los 40 cm H2O en la

Paw, para evitar riesgos de barotrauma). Simultáneamente a la insuflación de cada volumen, se

mide el valor de Paw (tras una pausa para permitir la equiparación entre ésta y la Palv), y se traza

la correspondiente curva P-V. La pendiente de dicho trazado es igual, por definición, a la

compliancia del sistema respiratorio para ese nivel concreto de volumen intrapulmonar.

Figura 7

Estas condiciones son

consideradas como plenamente

estáticas (cada medición se

practica en ausencia absoluta

de movimientos de gas) y, por

tanto, el valor de compliancia

obtenido se denomina

compliancia estática del

sistema respiratorio (Cst.sr).

La medición puede completarse

repitiendo el proceso en sentido inverso, es decir, aspirando volúmenes de gas escalonadamente

a partir de la insuflación máxima y hasta llegar a la CRF. Se obtienen así las curvas P-V durante

la insuflación y durante la deflación. Esta última se caracteriza por presentar, para cada nivel de

P cmH2O

V

V

P Csr = V/PP


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Los principales inconvenientes de este método de medida de la Csr son: a) que requiere

sedación y relajación muscular, b) que interrumpe la ventilación mecánica durante un lapso de

tiempo relativamente prolongado, y c) que durante el proceso hay consumo de oxígeno y, por

consiguiente, se produce una pérdida de volumen que tiende a infravalorar la medida de la

compliancia12.

Para evitar estos inconvenientes se han desarrollado métodos alternativos a l de la superjeringa,entre los que destacan:

a) Técnica de las interrupciones múltiples 18 . Consiste en aplicar el método descrito más

adelante para el cálculo de la Cef, utilizando una secuencia de VT iniciada con valores de éste

muy bajos e incrementándolos progresivamente: para cada valor de VT se anota el valor de PEI

obtenido, y se inscribe en el eje de coordenadas, obteniéndose una curva P-V similar a la que se

obtendría con el método de la superjeringa.

b) Insuflación con flujo inspiratorio lento 19

. Consiste en ajustar los parámetros en elrespirador que permitan una insuflación a capacidad vital (o hasta 40 cmH2O, como máximo) con


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un flujo inspiratorio muy lento (inferior a 8 L/min). En estas condiciones, al ser el flujo

inspiratorio tan bajo, la presión necesaria para vencer la Raw es prácticamente despreciable. Por

tanto el aumento de presión observado en el trazado de Paw del monitor del propio respirador sedebe casi exclusivamente a la resistencia elástica (Esr). El trazado P-V obtenido de esta forma

ha probado ser prácticamente superponible al de la superjeringa y, de hecho, los respiradores de

críticos de las últimas generaciones incorporan un procedimiento para su realización automática.

La medida de la Csr sin interrupción de la ventilación mecánica lleva al concepto de compliancia

efectiva (Cef)20 o quasiestática (Cqest). Esta se obtiene dividiendo el volumen corriente (VT)

por la presión de meseta teleinspiratoria observable en el trazado de presión en vías aéreas

(PEI), cuando se utilizan modos ventilatorios controlados por flujo o volumen (Figura 9):

Cef = VT/ PEI [12]

Para la realización de esta medida es recomendable que el VT sea elevado (12 a 15 mL/kg) y de

la misma magnitud en las sucesivas medidas, para evitar las diferencias debidas a la dependencia

del valor de la Csr respecto del cambio relativo en el volumen intrapulmonar 17. Así mismo, la

pausa teleinspiratoria debe prolongarse durante 1 a 1,5 segundos para permitir el equilibrio de

presiones entre las regiones pulmonares con distinta constante de tiempo, lo que puede requerir

la práctica de una maniobra de oclusión de la vía aérea inmediatamente después del cese del flujo

inspiratorio. Algunos autores utilizan la designación “compliancia dinámica ” (Cdyn) para aquellas

determinaciones en las que no se utiliza un tiempo de meseta prolongado21.

Para calcular la Csr por este método, es necesario sustraer el valor de la PEEP –tanto

externa como intrínseca– al de la PEI, puesto que de no hacerlo, se obtendrían valores de Csr

inferiores a los reales22,23. Además, es necesario conocer el valor de la compliancia interna del

respirador y la del circuito externo del mismo, puesto que, durante la medida, se suman a la del

sistema respiratorio. En consecuencia, el cálculo correcto de la Cef viene dado por la siguiente

ecuación:

Cef = [VT/PEI - PEEP)] - Ccirc [13]

Figura 9


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Cef : VT / (PEI - PEEP- PEEPi)Paw

PEI

PEEP

Insp. Esp.

0

PEEP i

Palv

-----------------------------------------------------------------------------------------------------------

---

[NOTA: La presión pico del trazado de Paw (Ppk), a diferencia de la PEI, refleja las fuerzas

requeridas para superar tanto la retracción elástica del sistema respiratorio, como la resistencia

friccional de las vías aéreas al flujo. Algunos autores designan como compliancia dinámica (Cdyn)

al valor obtenido al dividir el VT por dicha Ppk. Esta terminología puede resultar confusa porque

la relación P-V así obtenida representa una medida de impedancia que incluye componentes

elásticos (compliancia) y no elásticos (de resistencia al flujo) 24 . Por ello, se ha propuesto el

término característica dinámica del sistema respiratorio para designar esta relación P-V como

un índice de la dificultad global de expandir el sistema respiratorio 25 .]

La Cef guarda una buena correlación con la Cst, aunque sus valores absolutos suelen ser

inferiores a los de esta última. La explicación de esta diferencia puede hallarse en que la Cst,

medida con la superjeringa, se calcula en la zona de mayor pendiente de la curva P-V y con

insuflación máxima de los pulmones, mientras que la Cef puede considerar zonas de dicha curva

con niveles intrapulmonares más bajos pudiendo estar influida por la ventilación monótona de

determinadas áreas de distribución preferente del VT.

Este método es el más sencillo a los efectos de la monitorización de la mecánica

ventilatoria durante la ventilación artificial y con el objetivo de adecuar la pauta ventilatoria a

las características del sistema respiratorio en cada caso puesto que informa sobre la relación P-

V que se está produciendo con la pauta ventilatoria seleccionada. Pero, es importante destacar

que esta medida sólo puede realizarse de forma fiable en el paciente totalmente pasivo, y que el


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valor de Csr obtenido se refiere exclusivamente al volumen intrapulmonar al final del ciclo

respiratorio (VT + PEEPe + PEEPi). No proporciona, por tanto, los datos correspondientes a un

trazado P-V completo como el obtenido con el método de la superjeringa.

Compliancia pulmonar y compliancia de la pared torácica.

El cálculo de la compliancia pulmonar y de la pared torácica por separado, exige, por definición,

la medida de la presión pleural. En condiciones clínicas, y dada la dificultad en medir esta última

directamente, suele estimarse su valor a partir de la presión esofágica (Pes):

CL = ∆V/[(Palv - Pes) - PEEP] [14]

Ccw = ∆V/ (Pes - Patm) [15]

La medida de la Pes se realiza a través de un catéter esofágico cuyo extremo se sitúa en el

tercio medio del esófago. Dicho extremo se halla rodeado por un balón y presenta múltiples

orificios que permiten la transmisión de los cambios de presión26. La comprobación de la correcta

ubicación del catéter se obtiene mediante una maniobra de oclusión, consistente en observar

cambios similares en la Paw y la Pes durante la oclusión de la vía aérea.

RESISTENCIAS NO ELASTICAS.

La resistencia friccional que oponen las vías aéreas al desplazamiento del gas a través suyo (Rsr)

es el componente mas importante de las resistencias no elásticas del sistema respiratorio. Su

naturaleza se corresponde con la descrita en la ley de Hagen-Poiseuille, según la cuál el

gradiente de presiones entre los extremos de un tubo por el que circular un fluido (gas), es

directamente proporcional a la magnitud de su flujo (volumen circulante por unidad de tiempo),

siendo el factor de proporcionalidad una constante que depende de la longitud y radio del tubo,por un lado, y de las características del fluido, por otro27:

∆P = K.V' [15]

(Donde Κ = (8.L.γ )/(πr 4), representa la resistencia friccional “R” opuesta por el tubo al paso

del fluido).

Por tanto, según esta ecuación, obtenida para flujos laminares y utilizando tubos rectos y sin

ramificaciones, la relación entre el gradiente de presión entre los extremos del tubo y la


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magnitud del flujo es constante, directamente proporcional a la longitud del tubo y a la

viscosidad del gas (L , e inversamente proporcional a la cuarta potencia del radio del tubo.

En el caso del sistema respiratorio durante la ventilación, el ∆P de la ecuación [15] es

equivalente a la diferencia de presión entre la entrada de las vías aéreas (o del tubo

endotraqueal, Pao) y el extremo distal de las mismas (bronquios terminales y alveolos, Palv), ya

sea durante la inspiración (Pao>Palv) o durante la espiración (Palv>Pao). Por tanto, este parámetro

representa la carga que debe ser superada por el respirador (o los músculos inspiratorios), para

generar un determinado flujo inspiratorio, o por la retracción elástica del sistema respiratorio

para generar el correspondiente flujo espiratorio, a través de las vías aéreas. Esta carga se

expresa en términos de presión y equivale a la relación:

Paw = V' x Rsr [16]

Esta relación V' x Rsr constituye el segundo término de la ecuación del movimiento del

sistema respiratorio –ecuación [1]–, expresando que, cuanto mayor es la Rsr, mayor es la presión

que debe realizar el respirador para generar un determinado flujo. Durante la ventilación

mecánica, la resistencia del tubo endotraqueal (TET) es frecuentemente mayor que la del propio

sistema respiratorio. Puesto que la resistencia es proporcional a la presión que debe ser aplicada,

primero sobre el TET y, a continuación, sobre el paciente, la resistencia del TET (RTET) y la del

sistema respiratorio se hallan en serie y son aditivas:

RTOTAL = RTET + Rsr [17]

La representación gráfica de la relación ∆P/V’ es, en las condiciones descritas en la ecuación de

Hagen-Poiseuille, una recta cuya pendiente viene dada por el valor de la constante de

proporcionalidad (K1), la cuál representa, por definición el valor de la resistencia. Esto significa

que, en estas condiciones, la resistencia no varía con las variaciones del flujo. No obstante, estalinearidad se rompe cuando la velocidad del flujo es muy alta y cuando circula a través de tubos

irregulares o bifurcados. El flujo turbulento que aparece en estas condiciones establece dos

diferencias respecto al laminar: En primer lugar el ∆P producido por un determinado flujo es

proporcional al cuadrado de éste (∆P = K2V'2) y, en consecuencia, la resistencia no es constante

sino que varía con las variaciones del flujo. En segundo lugar dicho gradiente de presión es

proporcional a la densidad del gas y no a su viscosidad. Las condiciones que determinan la

transición del flujo laminar al turbulento, vienen dadas por el número de Reynolds (Re), el cuál es


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directamente proporcional a la velocidad lineal media del gas, a su densidad y al radio del tubo, e

inversamente proporcional a la viscosidad. Se considera que, cuando las paredes del tubo son

lisas, el flujo es laminar si Re4000. Cuando la geometríadel tubo cambia, sin embargo, el Re crítico puede cambiar notablemente.

En el caso del sistema respiratorio sometido a intubación traqueal y ventilación mecánica,

la dinámica de fluidos que rige el comportamiento de las resistencias friccionales al flujo, es

enormemente compleja. La caída de presión entre la tráquea y los bronquiolos debida a dichas

resistencias, depende de variables tales como las distintas longitudes y calibres de las sucesivas

generaciones bronquiales, las bifurcaciones irregulares del árbol bronquial y la motilidad de las

paredes bronquiales, así como del volumen pulmonar al que se realiza la medida, la velocidad delflujo y la energía cinética del mismo, las propiedades de los gases ...etc. Por ello, el estudio de

esta materia es difícil y exige la utilización de modelizaciones más o menos imperfectas. A

modo de aproximación empírica al fenómeno global, se ha venido aceptando que el flujo de

gas en las vías aéreas presentaría caracteres mixtos. Por un lado, la resistencia ofrecida

por las vías aéreas, con exclusión de las vías altas, tendría un comportamiento lineal respecto del

flujo 28,29. Por otro, los tubos endotraqueales se comportarían como resistores no lineales30. Así

pues, y teniendo en cuenta que las resistencias en vías aéreas y del tubo endotraqueales sonaditivas (se hallan dispuestas en serie)27, se obtendría una ecuación que expresa el ∆P producido

por un flujo dado, como la suma de dos términos correspondientes a cada uno de los dos

diferentes patrones de flujo:

∆P =K1(V’) + K2(V’)2 [17]

En esta ecuación K1 y K2 son constantes que dependen de la geometría de las vías aéreas

y de las propiedades del gas. Según este modelo, K1 representaría la parte laminar de la caída de

presión debida a la resistencia friccional y sería proporcional a la viscosidad, mientras que K2

representaría la parte turbulenta y sería proporcional a la densidad. Este concepto fue

expresado ya por Röhrer en 191531, a partir de su clásico estudio sobre cadáveres, en el que

obtuvo la siguiente relación: ∆P = 0,79(V’) + 0,81(V’)2. Aunque esta misma relación fue obtenida

por otros autores con diversos valores de las constantes, no es plenamente consistente con

experiencias realizadas posteriormente32, habiéndose formulado otras expresiones equivalentes

y de mayor rigor interpretativo, aunque más complejas. En cualquier caso, la evidencia de que la

relación P-V’ no es lineal, conlleva que el sistema respiratorio, en presencia de intubación


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traqueal, no pueda ser caracterizado por un solo valor de Raw ni, por tanto, por una sola

constante de tiempo27, a no ser que se asuma un valor promedio de Raw o se mida para un único

valor de flujo y de volumen pulmonar.

Medida y monitorización de la resistencia al flujo.

Medida de la Resistencia al flujo inspiratorio.

En los pacientes sometidos a ventilación mecánica, la técnica de mayor aplicabilidad clínica para

medir la Raw durante la inspiración, se basa en el registro de la presión en vías aéreas

proximales (Paw) aplicando una pausa teleinspiratoria prolongada (aprox. 2 s) por oclusión de la

vía aérea, y con un flujo inspiratorio constante33. Como en el caso de la medida de la Cef, este

método sólo es aplicable cuando se utilizan modos ventilatorios controlados por flujo o volumen).

Este tipo de trazado (Figura 10) permite distinguir tres valores distintos de presión: presión

pico (Ppk), presión al inicio de la pausa inspiratoria con flujo cero (P1) y la presión de meseta

teleinspiratoria (PEI). A partir de la medida de estas presiones y con el flujo inspiratorio

constante (onda de flujo de tipo cuadrado), se pueden obtener los valores de resistencia al flujo

producidos por los distintos componentes del sistema respiratorio33,34:

1) La resistencia intrínseca o puramente debida al flujo (Rinit -inicial-) se obtiene por el cociente

entre la diferencia Ppk-P1 y el flujo inspiratorio (V'i):

Rinit = (Ppk - P1)/ V'i [18]

Este concepto se refiere a la resistencia friccional al flujo opuesta por las vías aéreas,

incluyendo el tubo endotraqueal (Raw), más un componente de resistencia inercial, relacionada

con la masa del parénquima pulmonar y de la pared torácica, que resulta despreciable respecto al

anterior.

2) La resistencia debida al aire pendular (pendelluft) y las propiedades viscoelásticas del

parénquima pulmonar (resistencias tisulares) ó resistencia efectiva adicional ( ∆R) viene dada

por:

∆R = (P1 - PEI)/ V'i [19]

3) Finalmente, la suma de las dos anteriores constituye la resistencia total del sistema

respiratorio al flujo (Rsr), que puede calcularse directamente (ver figura 6) como:

Rsr = (Ppk - PEI)/ V'i [20]


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producción de hiperinflación dinámica y auto-PEEP que la Raw inspiratoria. Por ello, y aunque dada

su complejidad no son habitualmente utilizados en clínica, se describen a continuación algunos de

los métodos de mayor aplicabilidad para la medida de este parámetro.

El primero de dichos métodos se basa en el registro simultáneo de volumen, flujo y Paw durante

un ciclo respiratorio. A partir de este registro, surgen dos posibilidades:

1) Análisis por técnica isovolumen 39. Consiste en seleccionar, sobre la curva de volumen,

dos puntos de igual valor, a ambos lados del valor máximo, y medir la variación en Paw y V’ que se

produce entre ellos (Figura 11). Puesto que el volumen intrapulmonar será igual en ambos puntos,

la Pel.sr será la misma y, por tanto, la diferencia en la Paw será debida exclusivamente a la Rsr,

que podrá calcularse como el cociente entre el cambio de Paw producido entre ambos puntosisovolumétricos y la diferencia de flujo presente entre dichos puntos: Raw = ∆Paw/∆V’.

Naturalmente, el valor de Rsr obtenido mediante esta técnica sólo será válido para el volumen

intrapulmonar seleccionado.

2) Técnica de Neergard-Wirtz 40. En un trazado como el anterior, se identifica el punto

en que V’ = 0,5 L/s, y se miden los valores de Paw y volumen correspondientes a este flujo. Para

determinar el valor de Pel.sr propia de dicho nivel de flujo, se divide el volumen intrapulmonar

hallado, por la Cef previamente calculada (VT/PEI). Al restar el valor de la Pel.sr al de la Pawmedido para V’ = 0,5 L/s, se obtendrá la presión requerida para generar este flujo, y la división

entre ambos dará el valor de la Rsr (valor que sólo será aplicable para V’=0,5 L/s): Rsr = (Pel.sr

- Paw)/V’

Otra vía para medir la Rsr espiratoria se basa en el registro del espirograma pasivo. Consiste en

insuflar un volumen conocido de gas, mientras la rama espiratoria permanece ocluida. Tras la

insuflación, la oclusión se mantiene durante 2-3 segundos y se mide la presión en vías aéreas (que

será equivalente a la Palv), permitiendo a continuación la exhalación completa del gas y

registrando el trazado espirográfico. El promedio de la Rsr espiratoria, puede entonces

calcularse como el cociente entre laconstante de tiempo del sistema respiratorio (τ) y la Csr

(puesto que la τ, que equivale al producto Csr x Rsr, podrá determinarse en el espirograma como

el tiempo transcurrido desde que se inicia la espiración hasta que se produce el vaciamiento del

63,2% del volumen insuflado –ver más adelante–, y la Csr será medida como el cociente entre el

volumen insuflado y la Paw tras la pausa).

Figura 11


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Paw

V’

V

∆V’

Tiempo

Curvas de presión en vías

aéreas, flujo y volumen

utilizadas para el cálculo de

la resistencia espiratoria

según el método de

isovolumen, indicado por las

líneas isovolumétricas (a) y

(b).

(a) (b)

∆Paw

Una variante de la anterior es la técnica de Comroe-Nisell-Nims 41, que consiste en

registrar el flujo, al tiempo que el espirograma. Se calcula la Csr como en el apartado anterior, y

se identifica el momento en que el flujo espiratorio es igual a 0,5 L/s, midiéndose en el

espirograma el volumen intrapulmonar correspondiente a ese punto. La división de dicho volumen

por la Csr, proporciona el valor de Pel.sr para ese flujo concreto, y el cociente entre ambos da el

valor de Rsr: Pel. sr = Vt/Csr; y Rsr = Pel.sr / 0,5 (L/s)

Finalmente, un método aplicable en clínica, es el de la respiración única –single breath – 42.

Consiste en reproducir el proceso anterior, pero inscribiendo un bucle V/V’ mediante un

registrador X-Y, en lugar de obtener el espirograma. La pendiente de la segunda fase de la

espiración en dicho bucle, determina el valor de la τ, que dividido por la Csr obtenida según el

método anterior, dará el valor de la Rsr espiratoria.

MECANICA DE LA ESPIRACION. HIPERINFLACION DINAMICA Y AUTO-PEEP.


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Al igual que en la ventilación espontánea, en la ventilación mecánica la espiración se produce,

normalmente, de forma pasiva. Por tanto, la fuerza generadora del flujo espiratorio inicial no es

otra que la propia Palv, o, más exactamente, la diferencia entre la Palv y la Paw (gradientetransrespiratorio) al final de la inspiración. Cuanto mayor es esta diferencia, mayor es el flujo

espiratorio inicial, es decir, más rápidamente se produce el vaciamiento pulmonar. Ahora bien,

como se ha expuesto anteriormente, la Palv teleinspiratoria depende del VT y de la Csr (Palv =

VT/Csr), de manera que cuanto mayor es el VT ó menor la Csr, mayor es la Palv y más rápido es el

flujo espiratorio inicial; y viceversa, cuando la Csr se halla aumentada por una reducción de las

fuerzas de retracción elástica pulmonares (característicamente en los casos de enfisema), más

lentamente se produce la espiración. Por otro lado, el flujo espiratorio se ve frenado por laresistencia friccional que oponen, principalmente, las vías aéreas y el tubo endotraqueal. Cuanto

mayor es esta resistencia, más lentamente se produce el vaciamiento pulmonar para una

diferencia Palv-Paw dada. Por tanto, las propiedades mecánicas del sistema respiratorio que

determinan la velocidad a la que se produce la espiración son la Csr y la Rsr. Como todos los

sistemas mecánicos constituidos por un elemento elástico y otro resistivo, el sistema respiratorio

se caracteriza por presentar un vaciamiento de carácter exponencial decreciente (Figura 12),

cuya representación matemática es la siguiente:Vt = V0 x (e-t/τ ) [21]

donde Vt es el volumen pulmonar remanente después de transcurrido un tiempo "t" desde el inicio

de la espiración; V0 es el volumen pulmonar al final de la inspiración, por encima del volumen

telespiratorio (lo que equivale al VT); "e" es la base de los logaritmos naturales

(aproximadamente 2,718); "t" es el tiempo espiratorio transcurrido hasta el momento de realizar

la medición del Vt; y "τ" (tau) es el símbolo con el que se designa la constante de tiempo del

sistema.Figura 11


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0 1 2 3 4 Duración de la espiración en constantes de tiempo -τ-

% VT

- 20

- 40

-100

∆V

CRF

Vt = V0 . e -t/τSi τ = t Vt = V0 . 0,368

τ = Csr x Raw

La constante de tiempo es una expresión de las características mecánicas que determinan lavelocidad a la que se produce el vaciamiento de este tipo de sistemas, y tiene una dimensión de

tiempo (se mide en segundos). En el caso del sistema respiratorio viene dada por el producto

Csr x Rsr, puesto que, como se ha indicado, estas dos son las propiedades del sistema

respiratorio que determinan su velocidad de vaciamiento. Un incremento en la Csr y/ó en la Rsr

supondrá una prolongación de la τ y, por tanto, un enlentecimiento de la espiración, lo que implica

la necesidad de un mayor tiempo espiratorio (te) para obtener el vaciamiento pulmonar completo.

Una propiedad notable de la constante de tiempo es que permite deducir el tiempo que necesitaun determinado paciente para completar la espiración. Así, si medimos el Vt cuando el tiempo

transcurrido desde el inicio de la espiración es igual al valor de la constante de tiempo de un

sistema respiratorio concreto (o sea, cuando t = τ), obtendremos:

Vt = V0 . (e -1) = V0 . 0,368 [22]

es decir, cuando el tiempo espiratorio transcurrido es igual a la τ del sistema, el volumen espirado

es igual al 63,2% (1– 0,368) del VT. En la práctica es necesario un tiempo espiratorio igual a tres

veces la τ (te ≥ 3 τ) para obtener el vaciamiento pulmonar completo.

Hiperinflación dinámica.

Cuando el tiempo espiratorio es inferior a tres veces la constante de tiempo,

independientemente de cuál sea el valor de ésta (te/τ


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no regresa al nivel de la CRF (volumen del sistema respiratorio al cuál la retracción elástica se

iguala con la PEEP externa) previamente al inicio de la siguiente inspiración 43. Cuando esto

ocurre, la Palv permanece más elevada que la presión en vías aéras proximales a lo largo de laespiración , manteniéndose el flujo espiratorio hasta el inicio de la siguiente inspiración. Como

resultado de este vaciamiento incompleto , el volumen pulmonar y la Palv telespiratoria aumentan

con cada ciclo (Figura 13). El aumento progresivo en el volumen pulmonar produce un incremento

en la presión de retracción elástica que, a su vez, aumenta, ciclo a ciclo, el flujo espiratorio

inicial, hasta llegar a un punto en que éste es lo suficientemente rápido como para obtener el

vaciamiento completo del volumen insuflado 43. Se alcanza así un nuevo estado de equilibrio, con

una Palv telespiratoria más elevada, que permite el vaciamiento completo del VT (a lo queprobablemente contribuya el que el aumento del volumen pulmonar incrementa la luz interna de

las vías aéreas, reduciendo la Rsr y, por tanto, la constante de tiempo de la espiración) 44.

No obstante, este nuevo estado de equilibrio implica un fenómeno de auto-PEEP (presión alveolar

telespiratoria positiva), a la vez que un aumento del volumen pulmonar telespiratorio (DH).

Figura 12

Auto-PEEP

Palv

Registro de presión alveolar obtenido sobre un modelo de pulmón

aplicando las condiciones necesarias para producir un cierto nivel de

auto-PEEP: a partir del momento en que se inicia este fenómeno, la Palv

aumenta hasta estabilizarse en un nuevo nivel de equilibrio.

La asociación entre estos dos fenómenos, auto-PEEP y DH, es constante en los sujetos pasivos,

puesto que en ellos, el gradiente Palv-Paw telespiratoria llevará a que el volumen pulmonar no

retorne al nivel de la CRF y, por tanto, auto-PEEP será equivalente a hiperinflación dinámica. Sin


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embargo, en el paciente con actividad muscular espiratoria, la Palv tambien está afectada por la

presión generada por los músculos espiratorios. En consecuencia, el gradiente Palv-Paw

telespiratoria (auto-PEEP) puede producirse aún cuando el volumen pulmonar se halle al nivel dela CRF o incluso por debajo de ella. Es decir, en los pacientes activos la auto-PEEP no expresa,

necesariamente, hiperinflación pulmonar dinámica y, en cualquier caso, su magnitud no es

necesariamente un índice de ésta.

Una característica propia del fenómeno de auto-PEEP, es que pasa desapercibido cuando

se observa ó registra la Paw medida en el manómetro del respirador, puesto que la apertura de la

válvula espíratoria permite que la presión en el circuito externo del respirador se iguale a la P

atmosférica (Paw telespiratoria = Patm ó PEEP externa). Por ello ha recibido los nombres dePEEP oculta, PEEP inadvertida o PEEP intrínseca (PEEPi) 44,45.

Factores condicionantes de la auto-PEEP.

Como se ha expuesto anteriormente, la espiración pasiva tiene el comportamiento propio de los

procesos exponenciales de incidencia negativa cuya velocidad viene dada por la constante de

tiempo del sistema respiratorio. Por tanto, el fenómeno de auto-PEEP podrá darse siempre que el

tiempo espiratorio sea insuficiente para permitir el desarrollo completo del proceso en relación a

dicha τ. Los factores condicionantes son, pues, de dos tipos: los dependientes de la pauta

ventilatoria ajustada: frecuencia respiratoria (FR), relación I/E y volumen minuto (VE)), y los

relacionados con el sistema respiratorio (Csr y Rsr):

1) Los acortamientos en el te , por incremento en la FR o en la relación I:E, aumentan el

riesgo de auto-PEEP, para una τ dada, por reducción del tiempo espiratorio disponible para vaciar

el VT. Junto a ello, cuanto mayor es el VT, para un te y una τ dados, mayor es la cantidad de gas

que, en términos absolutos, queda atrapado en cada ciclo respiratorio. Así, puede decirse que los

dos máximos determinantes de la magnitud de la auto-PEEP, para un paciente concreto, son el

VE (FRxVT) y la relación I:E. Por ello, la reducción del VE es una de las medidas más efectivas en

la reducción de la DH. La otra posibilidad es aumentar el te (sea por reducción de la FR ó de la

relación I:E) , con ó sin reducción del VE.

2) Por otro lado, a mayor τ del sistema respiratorio, mayor riesgo de auto-PEEP para una

pauta ventilatoria dada. Puesto que τ = Csr x Rsr, el aumento de cualquiera de estos parámetros

(característicamente, los casos de enfisema pulmonar), lleva asociado un alto riesgo de presentar

auto-PEEP 46,47. A ello se suma la utilización de circuitos externos con alta compresibilidad (por


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en el propio manómetro del respirador, antes de que se produzca la nueva insuflación. Para ello,

es necesario reducir, al final de la insuflación precedente, la frecuencia respiratoria al mínimo

posible (para prolongar la espiración e impedir que el respirador inicie la próxima insuflación,antes de realizar la medida) y, simultáneamente, pinzar por completo la rama espiratoria del

circuito del respirador. En estas condiciones la Palv llegará a equilibrarse con la presión del resto

del circuito, donde podrá ser medida por el manómetro del respirador (u otro aplicado a tal

efecto). Los respiradores modernos disponen de un sistema que permite la realización de esta

maniobra de forma automática y que, habitualmente, es designado como expiratory hold .

Otro método sencillo es el basado en la medida de la PEI: tras el registro de la misma en

las condiciones de ventilación mecánica aplicadas habitualmente al paciente, se reduce lafrecuencia respiratoria hasta niveles muy bajos (para conseguir tiempos espiratorios próximos a

los 20 seg.) con el objetivo de permitir el vaciamiento completo del sistema respiratorio, y se

mide la PEI obtenida. La diferencia entre ésta y la anterior equivale al nivel de auto-PEEP que se

está produciendo con la pauta habitual51.

TRABAJO DE LA VENTILACION (Work of Breathing , WOB)

No es raro que el clínico se refiera al trabajo respiratorio, o más propiamente, trabajo de la

ventilación, para expresar el esfuerzo realizado en la actividad respiratoria. Sin embargo, el

esfuerzo ventilatorio se define por el coste energético ligado a la actividad de los músculos

respiratorios en la ventilación espontánea.

Son las propiedades mecánicas del sistema respiratorio las que influyen sobre este

coste energético de la ventilación. Un esfuerzo excesivo debido a condiciones mecánicas

adversas, puede multiplicar por diez el gasto energético muscular, lo que aboca a la fatiga de los

músculos respiratorios y puede ser la causa del fallo mecánico en la insuficiencia respiratoria

aguda. Desgraciadamente en la actualidad no existe ningún método clínico preciso capaz de medir

selectivamente el coste energético de la ventilación. Por este motivo se utilizan otras medidas

directa o indirectamente relacionadas con el coste energético de la ventilación y que reflejan,

por tanto, el esfuerzo realizado para la misma. Entre las primeras está el Consumo de oxígeno

respiratorio o la electromiografía de los ms respiratorios, y entre las segundas, el Trabajo de la

ventilación (WOB: Work of breathing) aunque también se utiliza la Presión esofágica y la


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hay que considerar también el llamado WOB impuesto. Este es el WOB realizado para vencer las

resistencias de todo el sistema externo y que se añade al WOB fisiológico en estas

circunstancias, siendo el WOB total la suma ambos componentes 55,56. La magnitud del WOBimpuesto es variable y en algunos casos, puede ser superior al propio WOB fisiológico57.

El valor normal del WOB fisiológico, para una sola inspiración, está sobre 0.25-0.30 joules

(0.025-0.030 kg.m). Para evitar el efecto de la variabilidad de los ciclos respiratorios se expresa

como WOB por minuto (WOBmin = WOB x FR) y su valor normal es de 2,5-3 hasta 10 joules.min.

Cuando el WOBmin. se relaciona con el volumen minuto ventilado (VE) (WOBmin/VE = WOB/L

joules/litro) ofrece la imagen de la eficacia de la ventilación, ya que se pueden generar distintosVE con un mismo (según la carga impuesta al sistema respiratorio). Su valor normal es de 0.3-0.6

joules/L. La dependencia del respirador parece segura si el WOB es superior a 16-18 joules min ó

1.4 joules/L y solo es posible la ventilación espontanea con WOB inferiores a 10-13 joules.min ó

0.70-1.0 joules/L58. El WOB se ha considerado durante mucho tiempo el indicador más fiable

de la actividad mecánica de la musculatura respiratoria. Un incremento del WOB supone un

aumento de la fuerza y duración de la contracción muscular y por tanto, del gasto energético,

que puede abocar a la fatiga muscular y al fallo respiratorio. Por eso el WOB se ha demostradocomo un parámetro sensitivo de dependencia del respirador y se ha utilizado con exito para

predecir el destete 58,59.

PRODUCTO PRESION-TIEMPO (PTP).

El WOB depende del volumen movilizado. En los casos de elevada resistencia mecánica, puede

realizarse un gran esfuerzo inspiratorio movilizando, sin embargo, un volumen escaso. Un ejemploextremo sería durante la oclusión de la vía aérea, donde el esfuerzo inspiratorio es máximo y el

volumen movilizado nulo. En este caso el trabajo respiratorio sería cero y no reflejaría el

esfuerzo muscular realizado. Por este motivo, para reflejar mejor el esfuerzo del paciente, se

han propuesto otras medidas como las de la Presión Transdiafragmática, la Variación de la

Presión esofágica y el Producto Presión Tiempo (PTP).

Cualquier contracción isométrica ejercida por el paciente al inicio de la inspiración -para

vencer la autoPEEP o para abrir una válvula de CPAP de demanda- se realiza sin variación devolumen y por tanto no se refleja en el WOB. Sin embargo, produce una variación de la presión


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pleural (esofágica) durante un cierto tiempo. Se ha denominado Producto Presión-Tiempo a la

variación de la presión pleural (esofágica) durante el tiempo inspiratorio52,60:

PTP = Pes.Ti (cmH2O.seg). [25]

Por tanto el PTP integra toda variación de la Pes, incluyendo la producida por una contracción

isométrica. Probablemente por ello, el PTP tiene una mejor correlación con el consumo de oxígeno

de los ms respiratorios (V’02R) que el WOB, lo que refleja una mejor valoración del esfuerzo

muscular. Su valor normal por minuto (PTP.FR) es de 200-300 cmH2O.seg/min 61.

En clínica, con las técnicas de destete, el esfuerzo muscular, tanto de los ciclos

espontáneos como de los asistidos, se podría valorar mejor con el PTP que con el WOB. Durantela SIMV se ha descrito la presencia de un WOB aparentemente mayor en los ciclos asistidos que

en los espontáneos, mientras que el PTP (y probablemente el esfuerzo inspiratorio) parece ser

similar62. Por eso el PTP se ha utilizado como parámetro guía en el destete de pacientes con

Auto-PEEP, aunque todavía no se han propuesto valores predictivos61.

La valoración del PTP, reviste una complejidad similar a la del WOB. Esto aleja de la rutina

la posibilidad de valorar exactamente el esfuerzo espontáneo de los ciclos asistidos y, por tanto,

de informarnos si hemos ajustado bien un soporte ventilatorio parcial. No obstante, los nuevosmonitores de mecánica calculan el PTP de modo automático.

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clase 2- mecánica ventilatoria. monitorización clínica

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