ES2088852T3 - Aparato para suministrar gas respiratorio. - Google Patents
Aparato para suministrar gas respiratorio.Info
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Abstract
SE PRESENTA UN SISTEMA Y UNA METODOLOGIA MEJORADA PARA EL SUMINISTRO DE UN GAS DE RESPIRACION TAL COMO PARA EL TRATAMIENTO DE LA ASFIXIA OBSTRUCTIVA DEL SUEÑO A TRAVES DE LA APLICACION DE UNA PRESION DE VIAS AEREAS POSITIVA ALTERNATIVAMENTE DE ALTO Y DE BAJO NIVEL DENTRO DE LAS VIAS AEREAS DEL PACIENTE CON LA ALTA Y BAJA PRESION DE LAS VIAS AEREAS COORDINADA CON LA RESPIRACION ESPONTANEA DEL PACIENTE, TAMBIEN SE PRESENTAN METODOS MEJORADOS Y UN APARATO PARA EL DISPARO Y EL MANEJO DE LOS ESCAPES EN TAL SISTEMA.
Description
Aparato para suministrar gas respiratorio.
El síndrome de la apnea del sueño, y en
particular la apnea obstructiva del sueño, aqueja según las
estimaciones a un porcentaje de un 4% a un 9% de la toda la
población, y es debido a una obstrucción episódica de las vías
aéreas superiores durante el sueño. Los aquejados por la apnea
obstructiva del sueño experimentan una fragmentación del sueño y una
cesación intermitente completa o casi completa de la ventilación
durante el sueño con grados potencialmente severos de insaturación
de la oxihemoglobina. Estos parámetros característicos pueden
traducirse clínicamente en somnolencia diurna debilitante,
disritmias cardíacas, hipertensión pulmónicoarterial, falla cardiaca
congestiva y disfunción cognitiva. Otras secuelas de la apnea del
sueño incluyen la disfunción ventricular derecha con cor pulmonale,
la retención de dióxido de carbono durante la vigilia así como
durante el sueño, y la tensión de oxígeno arterial reducida de
continuo. Los pacientes de apnea del sueño hipersomnolientos pueden
estar en situación de riesgo de excesiva mortalidad por causa de
estos factores así como por causa de un elevado riesgo de
accidentes tales como los que pueden sobrevenir durante la
conducción de un vehículo o durante el manejo de otros equipos
potencialmente peligrosos.
A pesar de que no han sido plenamente definidos
los detalles de la patogénesis de la obstrucción de las vías aéreas
superiores en los pacientes de apnea del sueño, se acepta en general
que el mecanismo incluye anormalidades anatómicas o funcionales de
la vía aérea superior que redundan en una incrementada resistencia
al flujo de aire. Tales anormalidades pueden incluir el
estrechamiento de la vía aérea superior debido a las fuerzas de
aspiración que son desarrolladas durante la inspiración, el efecto
de la gravedad en virtud del cual la lengua es desplazada hacia
atrás para quedar así en contacto con la pared faríngea, y/o el
insuficiente tono muscular en los músculos dilatadores de las vías
aéreas superiores. Ha sido también formulada la hipótesis de que un
mecanismo responsable de la conocida asociación entre la obesidad y
la apnea del sueño es el de que el excesivo tejido blando que está
presente en el cuello anterior y lateral aplica a las estructuras
internas una presión que es suficiente para estrechar la vía
aérea.
El tratamiento de la apnea del sueño ha venido
incluyendo intervenciones quirúrgicas tales como la
uvulopalatofaringoplastia, la cirugía gástrica para la obesidad y la
reconstrucción maxilofacial. Otra modalidad de intervención
quirúrgica que se usa en el tratamiento de la apnea del sueño es la
traqueostomía. Estos tratamientos constituyen importantes
intervenciones que encierran un considerable riesgo de morbosidad o
incluso mortalidad posoperatoria. La terapia farmacológica ha
venido resultando en general decepcionante, especialmente en los
pacientes que presentan una más que leve apnea del sueño. Además son
frecuentes los efectos secundarios de los agentes farmacológicos que
han venido siendo usados. Así, los facultativos continúan buscando
formas no invasivas de tratamiento para la apnea del sueño con altos
porcentajes de éxito y altos niveles de aceptación por parte de los
pacientes, incluyendo dichas formas no invasivas de tratamiento por
ejemplo en los casos relacionados con la obesidad la pérdida de peso
mediante un régimen de ejercicio y dieta controlada.
Entre los trabajos que han sido realizados
recientemente en el tratamiento de la apnea del sueño ha estado
incluido el uso de presión de vías aéreas positiva continua (CPAP)
para mantener continuamente abierta durante el sueño la vía aérea
del paciente. Por ejemplo, la patente U.S. 4.655.213 y la patente
australiana AU-B-83901/82 describen
ambas tratamientos de la apnea del sueño que se basan en la
aplicación de presión de vías aéreas positiva continua dentro de la
vía aérea del paciente.
Es también de interés la patente U.S. 4.773.411,
que describe un método y un aparato de tratamiento ventilatorio que
está caracterizado como ventilación con descarga de la presión de
las vías aéreas y produce una considerablemente constante y elevada
presión de vías aéreas con periódicas reducciones de corta duración
de la elevada presión de vías aéreas hasta una magnitud de presión
no inferior a la presión atmosférica ambiente.
Las publicaciones que están relacionadas con la
aplicación de CPAP en el tratamiento de la apnea del sueño incluyen
las siguientes:
1. Lindsay, DA, Issa FG y
Sullivan C.E. "Mechanisms of Sleep Desaturation in Chronic
Airflow Limitation Studied with Nasal Continuous Positive Airway
Pressure (CPAP)", Am Rev Respir Dis, 1982; 125: p.
112.
2. Sanders MH, Moore SE,
Eveslage J. "CPAP via nasal mask: A treatment for occlusive
sleep apnea", Chest, 1983; 83: pp.
144-145.
3. Sullivan CE,
Berthon-Jones M, Issa FG. "Remission
of severe obesity-hypoventilation syndrome after
short-term treatment during sleep with continuous
positive airway pressure", Am Rev Respir Dis, 1983;
128: pp. 177-181.
4. Sullivan CE, Issa FG,
Berthon-Jones M, Eveslage. "Reversal
of obstructive sleep apnea by continuous positive airway pressure
applied through the nares", Lancet, 1981; 1: pp.
862-865.
5. Sullivan CE,
Berthon-Jones M. Issa FG. "Treatment
of obstructive apnea with continuous positive airway pressure
applied through the nose", Am Rev Respir Dis, 1982;
125: p. 107. Annual Meeting Abstracts.
6. Rapoport DM, Sorkin B,
Garay SM, Goldring RM. "Reversal of the 'Pickwickian
Syndrome' by long-term use of nocturnal
nasal-airway pressure", N Engl J. Med,
1982; 307: pp. 931-933.
7. Sanders MH, Holzer BC,
Pennock BE. "The effect of nasal CPAP on various sleep
apnea patterns", Chest, 1983; 84: p. 336.
Estas publicaciones fueron presentadas en la
Asamblea General Anual del Colegio Americano de los Especialistas en
Medicina Pectoral, en Chicago, IL, en octubre de 1983.
A pesar de que la CPAP ha resultado ser muy
eficaz y goza de buena aceptación, adolece de algunas de las mismas
limitaciones de las opciones quirúrgicas, si bien en menor grado;
siendo así que específicamente los de una significativa proporción
de los pacientes de apnea del sueño no toleran bien la CPAP. Por
consiguiente, ha seguido constituyendo un objetivo de la técnica el
desarrollo de otras terapias no invasivas viables.
Como se ha señalado, algunos pacientes de apnea
del sueño no toleran la terapia estándar con CPAP. Específicamente,
los de aproximadamente un 25% de los pacientes no pueden tolerar la
CPAP debido a la incomodidad que la acompaña. La CPAP supone
presiones iguales tanto durante la inhalación como durante la
exhalación. La elevada presión durante ambas fases de la respiración
puede hacer que se tenga dificultad para exhalar y que se
experimente la sensación de pecho inflado. Sin embargo, se ha
determinado que a pesar de que las resistencias al flujo de aire
tanto inspiratorio como espiratorio en la vía aérea son elevadas
durante el sueño antes del inicio de la apnea, la resistencia al
flujo en la vía aérea puede ser durante la espiración menor que
durante la inspiración. Ha sido por consiguiente propuesta en
nuestra EP-B-425092 una versión a
dos niveles de la terapia con asistencia de presión.
En un aparato de asistencia con presión a dos
niveles convencional, un generador de flujo y un controlador de
presión ajustable suministran un flujo de aire a una presión
ajustable predeterminada a la vía aérea de un paciente a través de
un transductor de caudal. El transductor de caudal genera una señal
de salida que es entonces acondicionada para constituir una señal
proporcional al caudal instantáneo de aire que es administrado al
paciente. La señal del caudal instantáneo es aportada a un filtro de
paso bajo que permite tan sólo el paso de una señal indicativa del
caudal medio a lo largo del tiempo. Típicamente sería de esperar que
la señal del caudal medio fuese un valor que representase un caudal
positivo puesto que el sistema probablemente tendrá al menos una
fuga mínima del circuito del paciente (como p. ej. las pequeñas
fugas que se producen en el perímetro de la máscara respiratoria que
lleva puesta el paciente). La señal del caudal medio es indicativa
de la fuga porque la sumación de todos los otros componentes del
caudal a lo largo del tiempo debe ser esencialmente cero puesto que
el flujo inspiratorio debe ser igual al volumen del flujo
espiratorio a lo largo del tiempo, es decir que con el paso del
tiempo el volumen de aire inspirado es igual al volumen de los gases
espirados.
Tanto la señal del caudal instantáneo como la
señal del caudal medio son aportadas a un módulo de decisión sobre
la inspiración/espiración que en su forma más sencilla es un
comparador que compara continuamente las señales de entrada y aporta
una correspondiente señal de control al controlador de presión. En
general, cuando el caudal instantáneo sobrepasa al caudal medio, el
paciente está inhalando y la señal de control que es aportada al
controlador de presión hace que el controlador de presión suministre
aire a una presión preseleccionada a la vía aérea del paciente.
Análogamente, cuando el caudal instantáneo es menor que el caudal
medio, el paciente está exhalando, y la circuitería de decisión
aporta por consiguiente una señal de control para hacer que el
controlador de presión aporte una relativamente menor magnitud de
presión a la vía aérea del paciente. Por consiguiente se mantiene
abierta la vía aérea del paciente mediante magnitudes de presión
alternativamente más altas y más bajas que son aplicadas durante la
inhalación y la exhalación espontánea, respectivamente.
El documento
FR-A-2695320 describe un método para
provocar actuaciones que dan lugar a variaciones de presión en un
aparato de asistencia con presión en respuesta al ciclo respiratorio
natural del paciente. Es supervisado el esfuerzo respiratorio
natural del paciente. La actuación al final de la
espiración/comienzo de la inspiración es establecida por una serie
de cálculos del caudal de gas respiratorio medido, pero la actuación
al final de la inspiración/comienzo de la espiración es establecida
por una comparación entre el caudal de gas respiratorio medido y un
valor umbral calculado V_{fn}.
Es un objetivo de la presente invención el de
mejorar el método de actuación en un aparato de dos niveles de este
tipo, particularmente con respecto a la transición entre la
inspiración y la espiración, para así lograr una actuación más
sensible y precisa.
La presente invención aporta un aparato de
presión de vías aéreas positiva a dos niveles para suministrar aire
a una primera o segunda presión controlada a la vía aérea de un
paciente, teniendo dicho aparato las características de la
reivindicación 1 de la presente. El aparato de la invención sirve
para producir una muy sensible respuesta a los ritmos respiratorios
naturales de un paciente y puede ser usado en un método de
tratamiento de los pacientes que padecen de apnea del sueño. En esta
descripción, por consiguiente, las diversas alusiones que se hacen
al "método de la invención", a la "terapia de la
invención" y al "tratamiento de la apnea del sueño según la
invención" están destinadas a identificar el uso del aparato que
constituye el objeto de las reivindicaciones de esta solicitud de
patente en tal método de tratamiento de la apnea del sueño.
La terapia de dos niveles usando el aparato de
la invención puede ser suficiente para mantener la patencia faríngea
durante la espiración incluso a pesar de que la presión que es
aplicada durante la espiración no es tal alta como la que es
necesaria para mantener la patencia faríngea durante la inspiración.
Además, algunos pacientes pueden tener una incrementada resistencia
de las vías aéreas superiores primariamente durante la inspiración
con las consiguientes consecuencias fisiológicas adversas. Por
consiguiente, nuestra invención también contempla la aplicación de
una presión elevada solamente durante la inhalación, eliminando así
la necesidad de incrementos globales (en la inhalación y en la
exhalación) de la presión de las vías aéreas. La relativamente más
baja presión que es aplicada durante la espiración puede en algunos
casos aproximarse a la presión ambiente o ser igual a la misma. La
presión más baja que es aplicada en la vía aérea durante la
espiración acrecienta la tolerancia del paciente al aliviar algunas
de las sensaciones de incomodidad que van normalmente asociadas a la
CPAP.
En la anterior terapia con CPAP han venido
siendo necesarias presiones tan altas como las del orden de 20 cm
H_{2}O, y algunos pacientes sometidos a CPAP nasal se han visto
por lo tanto innecesariamente expuestos a presiones espiratorias
innecesariamente altas, con la consiguiente incomodidad y elevada
presión media en las vías aéreas, y con el consiguiente riesgo
teórico de barotraumatismo. Nuestra invención permite una aplicación
independiente de una más alta presión de vías aéreas inspiratoria en
conjunción con una más baja presión de vías aéreas espiratoria a fin
de contar con una terapia que es mejor tolerada por el 25% de la
población de pacientes que no tolera la terapia con CPAP, y que
puede resultar más segura en el otro 75% de la población de
pacientes.
Como se ha señalado anteriormente, el cambio
entre las magnitudes de presión más alta y más baja puede ser
controlado por la respiración espontánea del paciente, y el paciente
es así capaz de gobernar independientemente la velocidad y el
volumen respiratorios. Como también se ha señalado, la invención
contempla la compensación automática de la fuga del sistema, con lo
cual el encaje de la máscara nasal y la integridad del sistema de
flujo de aire revisten menos importancia que en el caso del estado
de la técnica. Además de la ventaja de la compensación automática de
las fugas, otras importantes ventajas de la invención incluyen las
más bajas presiones medias de las vías respiratorias para el
paciente y el incremento de la seguridad, del confort y de la
tolerancia.
La Fig. 1 es un diagrama funcional de bloques de
un aparato como el descrito en la
EP-A-0425092;
la Fig. 2 es un diagrama funcional de bloques
como el descrito en la
EP-A-0425092;
la Fig. 3 es un diagrama funcional de bloques
del Computador de la Fuga Estimada de la Fig. 2;
la Fig. 4 es una vista en alzado frontal de un
panel de control para el aparato de la Fig. 1;
la Fig. 5 es una traza del caudal del paciente
referido al tiempo que pertenece a la realización de la
invención;
la Fig. 6 es un diagrama de flujo relativo a la
realización de la Fig. 5;
la Fig. 7 es una traza del caudal del paciente
referido al tiempo que ilustra otra realización de la invención;
la Fig. 8 es una ilustración esquemática de un
circuito según una realización de la invención;
la Fig. 9 es una traza del caudal referido al
tiempo que ilustra las señales de caudal procesada y no
procesada;
las Figs. 10a y 10b son ilustraciones del
funcionamiento de algoritmos de control según otras realizaciones de
la invención;
las Figs. 11a y 11b son ilustraciones del
funcionamiento de otros algoritmos de control adicionales según
otras realizaciones de la invención; y
la Fig. 12 ilustra el funcionamiento de otro
adicional algoritmo de control según la invención.
Las Figs. 1 a 4 de los dibujos están sacadas de
nuestra propia EP-A-425092, que
describe un aparato para conducir gas hacia y desde la vía aérea de
un paciente bajo el control de un controlador que controla la
presión del gas tanto durante la inspiración (inhalación) como
durante la espiración (exhalación). Esa Solicitud publicada
proporciona un punto de partida para una total comprensión de la
presente invención. No se cree que sea necesaria una repetición de
la descripción específica de las Figs. 1 a 4 para ayudar al lector a
lograr una total comprensión de la presente
invención.
invención.
Una realización alternativa de la invención
contempla la técnica de detectar el comienzo de la inspiración y de
la espiración haciendo referencia a la forma de la onda de caudal de
un paciente tal como se ilustra en la Fig. 5. Como se ha expuesto
anteriormente, la comparación del caudal instantáneo con el caudal
medio proporciona un método satisfactorio para determinar si un
paciente está inhalando o exhalando; si bien pueden también usarse
otros medios para evaluar el caudal instantáneo, y éstos pueden ser
usados en solitario o en combinación con el caudal medio.
Por ejemplo, la Fig. 5 muestra una típica forma
de la onda de caudal de un paciente, estando el caudal de
inspiración o inhalación ilustrado como caudal positivo por encima
de la línea base B y estando el caudal de exhalación ilustrado como
caudal negativo por debajo de la línea base B. La forma de la onda
de caudal puede ser por consiguiente muestreada a intervalos de
tiempo discretos. La muestra actual es comparada con la tomada en un
anterior punto en el tiempo. Este enfoque parece ofrecer la ventaja
de una mayor sensibilidad al esfuerzo respiratorio del paciente por
cuanto que presenta menos sensibilidad a los errores en la fuga
estimada del sistema, como se ha expuesto anteriormente.
Normalmente, las formas de las ondas de caudal
inspiratorio y espiratorio estimadas variarán lentamente durante el
periodo que comienza tras unos pocos centenares de milisegundos al
entrar en las respectivas fases inspiratoria y espiratoria, hasta
que la respectiva fase está a punto de finalizar. Son tomadas
periódicamente muestras de la forma de las ondas de caudal, y la
muestra actual es repetidamente comparada con una muestra anterior.
Durante la inspiración, si la magnitud de la muestra actual es menor
que una determinada fracción apropiada de la muestra comparativa, se
considera entonces que ha concluido la fase de inspiración. Este
estado puede ser por consiguiente usado para provocar una actuación
que inicie una variación para pasar a la deseada presión de la fase
de exhalación. El mismo proceso puede ser usado durante la
exhalación para dar lugar a un estado de actuación para el paso a la
presión de inhalación.
La Fig. 6 ilustra un diagrama de flujo para un
adecuado algoritmo en el que se ilustra el repetido muestreo de la
forma de la onda de caudal del paciente a intervalos de tiempo
\Deltat, como se ilustra en 110, y la repetida comparación del
caudal en el actual punto t en el tiempo con un muestreo anterior,
como por ejemplo el caudal en el punto t-4 en el
tiempo, como se indica en 112. Naturalmente, el incremento de tiempo
entre los muestreos sucesivos es lo suficientemente pequeño como
para que la comparación con el valor observado en el cuarto evento
de muestreo anterior cubra una parte adecuadamente pequeña de la
forma de la onda de caudal. Por ejemplo, como se ilustra en la Fig.
5, las designaciones para el caudal muestreado en el punto t en el
tiempo, el valor de la muestra tomada cuatro eventos de muestreo
antes en el punto t-4 en el tiempo y el intervalo de
tiempo \Deltat ilustran una adecuada y proporcionada relación
entre \Deltat y la duración temporal de un ciclo respiratorio del
paciente. Esto es, sin embargo, tan sólo una ilustración. De hecho,
la tecnología electrónica tal como la descrita anteriormente sería
capaz de ejecutar este algoritmo usando intervalos \Deltat mucho
menores, siempre que se ajusten en consecuencia otros parámetros del
algoritmo tales como la identidad de la muestra comparativa y/o la
proporción o relación entre las muestras comparadas.
Siguiendo por el diagrama de flujo de la Fig. 6,
si el estado de respiración del paciente es el de la inspiración
(114), el valor de la muestra de caudal actual es comparado con el
valor de la muestra observada t-4 eventos de
muestreo antes. Si el valor de la muestra de caudal actual es por
ejemplo de menos de un 75% del valor del caudal comparativo (116),
el sistema actúa dando lugar a un cambio de estado para pasar a la
fase de exhalación (118). Si el valor de la muestra de caudal actual
no es inferior a un 75% del valor comparativo (120), no se produce
actuación alguna para dar lugar a un cambio del estado
respiratorio.
Si el estado de la respiración no es el de la
inspiración, y si el valor de la muestra de caudal actual es
inferior a un 75% del valor comparativo seleccionado (122), entonces
es concluida una fase de espiración, en lugar de una fase de
inspiración, y es provocada una actuación del sistema para cambiar
el estado de respiración para pasar a inspiración (122). Si no se da
el estado de caudal especificado, de nuevo no es provocada una
actuación para dar lugar a un cambio de la fase respiratoria.
La rutina que está caracterizada por la Fig. 6
se repite continuamente como se indica en 128, comparando cada vez
una muestra de caudal actual con la cuarta (u otra adecuada) muestra
anterior para determinar si debería producirse una actuación del
sistema para pasar de una fase respiratoria a la otra.
Naturalmente, se entenderá que la realización
que ha sido expuesta anteriormente haciendo referencia a las Figs. 5
y 6 no provoca actuaciones que den lugar a cambios en la respiración
per se dentro del contexto de la invención como se ha
expuesto en el resto de la anterior descripción. En lugar de ello,
en ese contexto la realización de las Figs. 5 y 6 meramente detecta
las variaciones que se producen entre la inspiración y la espiración
en la respiración espontánea del paciente, y hace que el sistema
actúe para pasar a suministrar la presión de vías aéreas más alta o
más baja especificada como se ha expuesto anteriormente.
Los problemas que comúnmente se derivan de una
insuficiente sensibilidad de actuación del ventilador incluyen el
caso en el que el ventilador no logra actuar para pasar a IPAP (IPAP
= presión de vías aéreas positiva inspiratoria) al haber sido
ejercido el esfuerzo inspiratorio por el paciente, y el caso en el
que el ventilador, estando en IPAP, no logra actuar para desactivar
el modo o pasar a EPAP (EPAP = presión de vías aéreas positiva
espiratoria) al final del esfuerzo inspiratorio del paciente. El
esfuerzo respiratorio del paciente está primariamente relacionado
con la parte inspiratoria del ciclo de la respiración porque en
general solamente la parte inspiratoria del ciclo supone un esfuerzo
activo. La parte espiratoria del ciclo de la respiración es
generalmente pasiva. Una característica adicional del ciclo
respiratorio es la de que el caudal espiratorio generalmente puede
llegar a ser cero y seguir siendo cero momentáneamente antes de que
comience la siguiente fase inspiratoria. Por consiguiente, el estado
estable normal para un ventilador cuya actuación es provocada por el
paciente debería ser el estado espiratorio, al cual se alude aquí
como EPAP.
A pesar de que el aparato como el anteriormente
descrito aporta una sensible actuación para dar lugar a la
conmutación entre los modos IPAP y EPAP, la actuación puede ser aún
más mejorada. Los objetivos primarios de los mejoramientos de la
sensibilidad de actuación son en general el de reducir la tendencia
de un sistema a actuar automáticamente para pasar de EPAP a IPAP en
ausencia de esfuerzo inspiratorio del paciente, y el de incrementar
la sensibilidad del sistema al final del esfuerzo inspiratorio del
paciente. Éstos no son objetivos contradictorios. El disminuir la
sensibilidad de actuación automática no necesariamente disminuye
también la sensibilidad de actuación en respuesta al esfuerzo del
paciente.
En general, para un paciente cuyo impulso
ventilatorio funciona normalmente, la ideal sensibilidad de
actuación del ventilador está representada por una estrecha
sincronización entre los cambios de estado en la respiración del
paciente (entre inspiración y espiración) y los correspondientes
cambios de estado provocados por el ventilador. Muchos ventiladores
convencionales de asistencia por presión que actúan sobre la base de
umbrales de caudal o de presión especificados pueden aproximarse a
tal estrecha sincronización tan sólo en condiciones limitadas.
En el sistema que ha sido descrito
anteriormente, en el que la actuación está basada en especificados
niveles de caudal estimado del paciente, puede lograrse fácilmente
una estrecha sincronización entre los cambios del estado del sistema
y los cambios del estado de la respiración del paciente. Esto se
cumple en especial en el caso de los pacientes que no tienen una
severa limitación del caudal espiratorio puesto que las inversiones
del caudal para tales pacientes típicamente pueden estar en muy
estrecha correspondencia con los cambios del esfuerzo respiratorio
del paciente; si bien las inversiones del caudal pueden no
necesariamente estar con precisión en correspondencia con los
cambios del esfuerzo respiratorio del paciente para todos los
pacientes. Por ejemplo, aquellos pacientes que padezcan de aflicción
respiratoria o los que estén siendo ventilados con ventilación con
presión de apoyo pueden no presentar la deseada estrecha
correspondencia entre el esfuerzo del paciente y las inversiones del
caudal de suministro de gas respiratorio.
Al abordar los mejoramientos de la actuación
sincronizada basada en el caudal, se consideran al menos tres
distintos ciclos respiratorios. El primero es el ciclo respiratorio
del paciente según lo indica el esfuerzo del paciente. Si el
paciente hace cualquier esfuerzo, el mismo debe incluir el esfuerzo
inspiratorio. La espiración del paciente puede ser activa o
pasiva.
El segundo ciclo es el ciclo respiratorio del
ventilador, es decir, el ciclo que es desarrollado por el
ventilador. Este ciclo también tiene una fase inspiratoria y una
fase espiratoria, pero el ventilador puede estar o puede no estar
sincronizado con las correspondientes fases del ciclo respiratorio
del paciente.
El tercer ciclo es el ciclo respiratorio según
el flujo, según indica la dirección del flujo hacia o desde la vía
aérea del paciente. El flujo pasa del ventilador al interior del
paciente en la inspiración, y al exterior del paciente en la
espiración. Si se contempla solamente este ciclo, los cambios entre
inspiración y espiración podrían ser identificados por los pasos por
el caudal cero entre el flujo positivo y el flujo negativo.
Idealmente, si el impulso respiratorio del
paciente es competente, el ciclo respiratorio según el flujo debería
estar sincronizado con el ciclo respiratoria del paciente, con la
asistencia del ventilador. Un objetivo importante de la actuación
que aquí se describe es el de sincronizar el ciclo del ventilador
con el ciclo del paciente para que el ciclo del flujo esté
coordinado con el esfuerzo inspiratorio del paciente. Con actuación
según el caudal, la presión que es suministrada por el ventilador
afecta al caudal, además del efecto del caudal en los propios
esfuerzos del paciente. Ésta es otra razón por la cual los pasos por
el caudal cero pueden no necesariamente ser buenos indicadores de
los cambios del esfuerzo del paciente.
Como se ha descrito, la actuación según el
caudal aporta ciertas ventajas con las que no se cuenta en algunos
otros modos de provocar la actuación del ventilador. Por ejemplo, en
los ventiladores que usan la variación de la presión para la
actuación, cuando el paciente hace un esfuerzo inspiratorio comienza
a aumentar el volumen pulmonar. Esta variación del volumen ocasiona
una caída de presión que en algunos ventiladores convencionales de
circuito cerrado es detectada por el sistema que provoca la
actuación del ventilador para iniciar el suministro de gas
respiratorio. Con la actuación según el caudal no hay necesidad de
que se produzca en el circuito de respiración una caída de presión.
El algoritmo de actuación puede seguir requiriendo que aumente el
volumen pulmonar del paciente, pero puesto que no tiene que caer la
presión en el circuito del ventilador, el paciente gasta menos
energía en el esfuerzo inspiratorio para lograr una determinada
variación de volumen.
Adicionalmente, en un circuito abierto, o sea en
un circuito en el cual los gases exhalados son evacuados del sistema
a través de una salida fija, sería difícil generar la caída de
presión requerida para la actuación basada en la presión al ser
ejercido por parte del paciente un pequeño esfuerzo inspiratorio.
Esto quiere decir que con un circuito abierto la magnitud del
esfuerzo del paciente que se requeriría para generar incluso una muy
pequeña caída de presión sería considerable. Así, sería en
consecuencia muy difícil alcanzar en un sistema de actuación basada
en la presión la sensibilidad suficiente para lograr una fiable
actuación si dicho sistema se usa en conjunción con un circuito
abierto. En general, el circuito abierto es más sencillo que un
circuito que tenga una tubería de evacuación y una válvula de
evacuación aparte, y por consiguiente es más sencillo de usar y
menos costoso, y por estas y otras razones puede ser a menudo
preferido en lugar de un circuito cerrado.
En una estrategia de actuación actualmente
preferida para el sistema de actuación según el caudal que ha sido
descrito anteriormente, la señal de caudal debe sobrepasar un valor
umbral equivalente a 40 cm^{3} por segundo continuamente por
espacio de 35 milisegundos a fin de hacer que el sistema actúe para
pasar a IPAP. Si la señal de caudal desciende hasta llegar a ser
inferior al valor umbral especificado durante el intervalo de tiempo
especificado, el temporizador del umbral es puesto de nuevo a cero.
Estos valores umbrales permiten que la actuación tenga lugar con una
mínima variación del volumen del paciente de tan sólo 1,4 cm^{3},
lo cual representa un gran mejoramiento de la sensibilidad en
comparación con algunos de los ventiladores anteriormente existentes
en los que la actuación es provocada según la presión.
En realidad, sin embargo, tal mínima variación
del volumen del paciente representa una actuación excesivamente
sensible que no resultaría práctica en las condiciones reales. El
ruido en la señal de caudal reinicializaría de continuo al
temporizador del umbral durante los intervalos en los que el caudal
del paciente es muy cercano a los 40 cm^{3} por segundo. Por
consiguiente, se cree que una mínima variación del volumen para una
coherente actuación del sistema descrito sería la de aproximadamente
3 cm^{3}, si bien también se considera que éste es un nivel de
actuación muy sensible. Se señala, sin embargo, que el ruido en la
señal de presión puede también producirse en los anteriores
ventiladores en los que la actuación está basada en la presión,
dando por consiguiente lugar a problemas de sensibilidad de
actuación. Debido a este y a otros detalles de su funcionamiento, la
sensibilidad máxima teórica de tales ventiladores anteriores es
mejor que la sensibilidad que puede lograrse en realidad en
funcionamiento.
Como ejemplo de un detalle del funcionamiento
que puede afectar negativamente a la sensibilidad en los
ventiladores anteriores, si el tiempo de respuesta del ventilador es
largo, el resultante retardo en el tiempo entre el punto en el
tiempo en el que se satisface una exigencia del tiempo de actuación
y el punto en el tiempo en el que realmente comienza a aumentar la
presión de suministro de gas afectará negativamente a la
sensibilidad. Durante el retardo en el tiempo, el paciente continua
haciendo el esfuerzo inspiratorio y por consiguiente estará haciendo
mucho más trabajo real que el que es necesario para hacer que actúe
el ventilador, y mucho más trabajo que el que sería hecho si el
ventilador respondiese más rápidamente. Otro ejemplo es el que se
da durante la respiración rápida, cuando el paciente empieza a hacer
un esfuerzo inspiratorio antes de que el caudal de exhalación
descienda hasta cero. En este caso se produce un retardo adicional
hasta que se invierte el flujo y la válvula de exhalación tiene
tiempo de cerrarse.
La actuación para pasar a EPAP al producirse la
exhalación también puede plantear problemas. Un típico anterior
ventilador de asistencia con presión actuará para desactivar el modo
al final de la inspiración sobre la base de la disminución del
caudal del paciente hasta más allá de un umbral de caudal, o sobre
la base de la temporización de un temporizador, por ejemplo. El
umbral de caudal para la actuación para el paso a la exhalación
puede ser un valor fijo o bien una fracción del caudal máximo, como
por ejemplo un 25% del caudal máximo. Como ejemplo de la clase de
problema que puede afectar a la actuación para el paso a la
exhalación en los ventiladores anteriores, un paciente que padezca
de COPD (COPD = enfermedad pulmonar obstructiva crónica)
moderadamente severa presentará una comparativamente alta
resistencia del sistema respiratorio y quizá una baja elastancia del
sistema respiratorio. Esto redundará en una comparativamente gran
constante de tiempo para el paciente, siendo la constante de tiempo
el tiempo requerido para que el caudal de exhalación descienda hasta
1/4 del caudal máximo o hasta otra adecuada proporción seleccionada
del caudal máximo. La gran constante de tiempo para el paciente de
COPD significa que el caudal descenderá lentamente durante la
inspiración.
La única manera para que este paciente sea capaz
de hacer que el ventilador actúe para pasar a exhalación será la de
incrementar el esfuerzo exhalatorio. Esto quiere decir que el
paciente debe reducir activamente el caudal mediante un esfuerzo de
los músculos respiratorios para dar lugar a la actuación para pasar
a exhalación. Además, debido a la gran constante de tiempo del
paciente, puede haber un considerable caudal de exhalación cuando
comience el ciclo inspiratorio del paciente, y la actuación para
pasar a IPAP será por consiguiente retardada, en perjuicio de la
sensibilidad del ventilador.
Para alcanzar una mayor sensibilidad al esfuerzo
del paciente en una realización mejorada de la invención, el sistema
que se describe puede estar provisto de aparatos para supervisar
continuamente una pluralidad de condiciones en lugar de supervisar
tan sólo una única condición como ilustra la descripción de la
EP-A-425092 con respecto al elemento
82. En la realización mejorada, el tiempo inspiratorio está limitado
a no más de aproximadamente 3 segundos bajo condiciones normales, y
se requiere que el caudal de exhalación normal sea de casi cero por
espacio de aproximadamente 5 segundos tras el comienzo de la
exhalación.
Para emplear la primera de estas condiciones, el
sistema supervisa el caudal estimado del paciente y requiere que su
valor pase por cero al menos una vez aproximadamente cada 5
segundos. Para supervisar esta condición, se requiere una entrada
procedente de la salida de un comparador que compara el caudal del
paciente con un valor cero. El comparador es un dispositivo
biestable que produce una salida (es decir, verdadera) cuando el
caudal del paciente es mayor que cero, y una salida alternativa (es
decir, falsa) cuando el caudal del paciente es menor que cero. Si la
salida del comparador es verdadera o falsa continuamente por espacio
de más de aproximadamente 5 segundos, es generada una señal que hace
que el sistema actúe para pasar EPAP.
La segunda condición es la supervisión del
estado de IPAP/EPAP para ver si el estado de EPAP se mantiene por
espacio de más de aproximadamente de 5 segundos. Si lo hace, el
volumen será mantenido en cero hasta que haya otra actuación válida
para pasar a IPAP. Esta función impide que la señal de volumen se
desvíe de cero cuando hay una apnea. Después de 5 segundos en EPAP,
el volumen debería ser normalmente cero.
Los adicionales mejoramientos de la sensibilidad
de actuación requieren tomar en consideración más que los niveles de
caudal para la determinación de los adecuados umbrales de actuación.
En particular, las variaciones de la forma o de la pendiente de la
forma de la onda de caudal del paciente pueden ser utilizadas para
mejor sincronizar a un sistema de ventilación con el esfuerzo
respiratorio espontáneo ejercido por el paciente. Algunas de tales
consideraciones han sido expuestas anteriormente haciendo referencia
a las Figs. 5 y 6.
Se muestra en la Fig. 7 un típico registro
gráfico del caudal para un paciente normal que experimenta una
respiración relajada. La solución más sencilla para sincronizar la
actuación del ventilador con la respiración espontánea del paciente
ha venido siendo a menudo la consistente en usar los puntos de
caudal cero 129 como referencia para la actuación para conmutar
entre EPAP e IPAP; si bien está solución no aborda los problemas
potenciales. En primer lugar, como se ha señalado anteriormente, las
inversiones del caudal pueden no necesariamente corresponder a
variaciones del esfuerzo de respiración espontánea del paciente para
todos los pacientes. En segundo lugar, la señal de caudal no es
necesariamente uniforme. En relación con este problema en
particular, pequeñas variaciones del caudal correspondientes a ruido
en las señales electrónicas se producirán debido a variaciones
aleatorias de la presión del sistema y de la vía aérea ocasionadas
por turbulencia del flujo o variaciones aleatorias en el sistema de
control de la presión. Adicional ruido de caudal se debe a pequeñas
oscilaciones del caudal del gas respiratorio debido a variaciones
del volumen de sangre dentro de la cavidad torácica del paciente con
cada latido del corazón. En tercer lugar, puesto que la asistencia
con presión es comúnmente un modo de ventilación en el que se
aplica el principio de todo o nada, y puesto que los sistemas
respiratorios de todos los pacientes presentarán una componente de
elastancia, una inapropiada actuación para pasar a IPAP redundará
siempre en un suministro de un determinado volumen de gas
respiratorio a no ser que la vía aérea del paciente esté
completamente obstruida. Por consiguiente, el basarse en el caudal
cero o en las inversiones del flujo para producir la actuación
redundará en muchos casos en una pérdida de sincronización entre el
esfuerzo respiratorio del paciente y el suministro de gas
respiratorio por parte del ventilador.
Haciendo referencia a la Fig. 7, está ilustrada
en la misma una traza del caudal referido al tiempo para el flujo
respiratorio de una típica persona que respira espontáneamente. El
tiempo avanza de la izquierda a la derecha sobre el eje horizontal,
y el caudal varía en torno a una línea base de valor cero sobre el
eje vertical. Naturalmente, en la descripción que se da a
continuación haciendo referencia a la Fig. 7 debe entenderse que la
traza del caudal referido al tiempo que se ilustra es una análoga
para la respiración espontánea de un paciente y para cualesquiera
detectores o sensores basados en aparatos ya sea mecánicos o bien
electrónicos o de otra naturaleza, para detectar el caudal del
paciente en función del tiempo.
Se observará al mirar la Fig. 7 que se producen
relativamente marcadas interrupciones o variaciones de la pendiente
en la traza del caudal cuando comienza y finaliza el esfuerzo de
inhalación desarrollado por el paciente. Así, a pesar de que la
pendiente de la traza del caudal puede variar ampliamente de
paciente a paciente en dependencia de la resistencia y elastancia
del paciente, para cualquier paciente determinado la misma tenderá a
ser relativamente constante durante la inhalación y la exhalación.
El relativamente repentino incremento de la pendiente de la traza
del caudal cuando comienza un esfuerzo inspiratorio, y la
correspondiente disminución repentina de la pendiente cuando
finaliza el esfuerzo inspiratorio pueden ser usados para identificar
los puntos de actuación para pasar a IPAP y a EPAP. Puesto que las
abruptas variaciones de la pendiente de la traza del caudal al
comienzo y al final de la inhalación están en correspondencia con el
comienzo y el final del esfuerzo inspiratorio, la pendiente o la
forma de la traza del caudal puede ser usada para hacer que el
sistema actúe para conmutar entre los estados de IPAP y de EPAP
sobre la base de las variaciones del esfuerzo del paciente en lugar
de sobre la base de umbrales de caudal relativamente
fijos.
fijos.
El algoritmo básico para el funcionamiento de
este sistema de actuación adicionalmente mejorado es como se explica
a continuación. La entrada que es aportada al sistema es el caudal
actual en cualquier punto de la traza del caudal, como por ejemplo
el punto 130 en la Fig. 7. El valor del caudal es diferenciado para
obtener la correspondiente pendiente actual 132 de la función del
caudal en el punto T en el tiempo. Naturalmente, la pendiente
corresponde a la tasa relativa instantánea de variación del
caudal.
La pendiente 132 es escalada con un factor de
tiempo \Deltat, y es entonces añadida al valor de caudal actual.
Esto proporciona una predicción del caudal 134 en un futuro punto t
+ \Deltat en el tiempo, sobre la base de la pendiente actual 132
de la taza del caudal. Como se ha señalado, la magnitud del
intervalo de tiempo \Deltat viene determinada por el factor de
escalado seleccionado con el cual se escala la pendiente 132. La
resultante predicción del caudal 134 supone efectivamente una
uniforme tasa de variación del caudal a lo largo del periodo
\Deltat. Se entenderá que en la Fig. 7 la magnitud de los
intervalos de tiempo \Deltat está exagerada y es distinta para
las variaciones al final de la inspiración y al comienzo de la
inspiración, en aras de la mayor claridad de la ilustración. En la
práctica, el intervalo \Deltat puede ser de aproximadamente 300
milisegundos, por ejemplo.
La exactitud del futuro valor predicho del
caudal 134 dependerá de la pendiente variable real de la traza del
caudal durante el intervalo de tiempo \Deltat en comparación con
la pendiente uniforme supuesta 132. En la medida en que la traza del
caudal durante el intervalo \Deltat se desvíe de la pendiente 132,
el valor de caudal real 136 al final del intervalo de tiempo
\Deltat variará con respecto al valor de caudal predicho 134. En
consecuencia, puede verse que la eficacia de este algoritmo depende
de que sea pequeña la desviación real de la traza del caudal con
respecto a la pendiente 132 durante cualquier intervalo de tiempo
\Deltat determinado excepto cuando el paciente efectúe una
significante variación del esfuerzo respiratorio.
Para modificar adicionalmente el caudal predicho
134, puede ser añadido al mismo un factor de desviación para
producir un valor predicho desviado 138. La desviación es negativa
durante la inspiración, con lo que el caudal predicho en el punto t
+ \Deltat en el tiempo será mantenido por debajo del caudal real
en el punto t + \Deltat en el tiempo excepto cuando la traza del
caudal varíe en la dirección del caudal decreciente, tal como
sucedería al final de la inspiración cuando el esfuerzo del paciente
cesa o incluso se invierte.
La anterior descripción se refiere a una
actuación al final de la inspiración para a EPAP. De manera
totalmente similar, como se indica en general en 140 en la Fig. 7,
una actuación para pasar a IPAP puede ser gobernada por la
predicción de un futuro caudal basada en la diferenciación de un
caudal instantáneo 139 más un factor de desviación para obtener un
valor de caudal predicho 142. Se señala que en este caso el factor
de desviación será una desviación positiva puesto que lo que se
desea detectar es un brusco incremento del caudal. En este caso,
cuando el caudal real aumenta suficientemente durante el intervalo
\Deltat para sobrepasar al valor predicho 142, por ejemplo como se
indica en 144, el sistema actuará para pasar a IPAP. Así, en
cualquier punto en el ciclo del caudal cuando el caudal real tras un
intervalo de tiempo predeterminado \Deltat difiere suficientemente
del valor del caudal desviado predicho basado en la pendiente de la
traza del caudal en el punto T en el tiempo, se hace que el sistema
actúe para pasar a IPAP o a EPAP en dependencia de la dirección, ya
sea positiva o bien negativa, en la que el caudal real varíe con
respecto al caudal predicho.
La predicción del caudal basada en la pendiente
actual de la traza del caudal y la comparación del caudal predicho
con el caudal real como se ha descrito son repetidas a alta
velocidad para generar una corriente continua o casi continua de
comparaciones entre el caudal real y el caudal predicho. Por
ejemplo, en un sistema analógico el proceso es continuo, mientras
que en un sistema digital el proceso se repite cada 10 milisegundos
o más rápidamente. En el resultante lugar geométrico de los puntos
de valor de caudal predicho, la mayoría de las comparaciones entre
el caudal real y el caudal predicho no redundan en una actuación
porque el caudal real no se desvía suficientemente del caudal
predicho. Esto sucede tan sólo al tener lugar los cambios entre
inspiración y espiración. El resultado es un método de actuación
que, debido a estar basado en las predicciones del caudal, no
requiere variaciones del esfuerzo inspiratorio del paciente para
lograr una actuación en sincronismo con la respiración espontánea
del paciente. Naturalmente, la técnica de predicción del caudal por
diferenciación que ha sido descrita no es más que un ejemplo de un
adecuado algoritmo de actuación basada en la forma de la onda de
caudal.
Se muestra en la Fig. 8 un diagrama esquemático
de un circuito analógico que incorpora elementos del sistema de
actuación mejorado anteriormente descrito. La señal de entrada 146
es el caudal estimado del paciente, si bien puede ser como
alternativa el caudal total. El uso del caudal estimado, de acuerdo
con otros aspectos de la invención como se ha descrito
anteriormente, permite lograr una actuación adicionalmente mejorada
si el sistema incluye un componente de fuga desconocido. La señal de
entrada 146 es diferenciada por el diferenciador de inversión 148.
Se incluyen por consideraciones prácticas los diodos y los
conmutadores y el grupo amplificador operativo que están indicados
en general con el número de referencia 150. Los mismos forman un
diodo ideal de polaridad conmutable que es usado para recortar la
gran derivada positiva de la traza del caudal al comienzo de la
inspiración y la gran derivada negativa al comienzo de la
espiración. Estas derivadas son habitualmente grandes, especialmente
cuando se producen variaciones de la presión del ventilador. Si las
grandes derivadas no son recortadas, las mismas pueden interferir en
el funcionamiento del circuito de actuación en la parte inicial de
cada fase respiratoria.
La señal de entrada diferenciada es escalada por
el resistor de realimentación 152 y el condensador de entrada 154.
Éstos tienen una constante de tiempo que es igual a 300
milisegundos, el cual es un tiempo de retardo preferido para la
parte de retardo del circuito. El resistor de entrada en serie 156
limita el ruido de alta frecuencia que está fuera de la gama de
frecuencias de respiración de interés. La señal de entrada
diferenciada es restada de la señal de caudal en un amplificador de
diferencia 172 puesto que la salida del circuito derivativo es
invertida y es necesaria una suma.
El retardo requerido es producido usando dos
filtros de paso bajo de Bessel de condensador conmutado de quinto
orden 158. El filtro de Bessel tiene un desplazamiento de fase
lineal con frecuencia que tiene el efecto de producir un retardo en
el tiempo. Puesto que el retardo en el tiempo depende del orden del
filtro así como de la respuesta de frecuencia, son necesarias dos
etapas de filtro para procurar una frecuencia de corte lo
suficientemente alta con el retardo en el tiempo de 300
milisegundos. El retardo de 300 milisegundos fue determinado
experimentalmente. Este valor parece apropiado por cuanto que las
constantes de tiempo para la actividad de los músculos respiratorios
son del orden de 50 a 100 milisegundos. Así, sería necesario un
retardo de más de 50 a 100 milisegundos para interceptar las
variaciones de caudal ocasionadas por variaciones de la actividad de
los músculos respiratorios.
Un chip temporizador del tipo 555 160 está
preparado como oscilador de 1 kHz. Junto con la combinación RC 174
junto a la entrada del filtro, el elemento 160 controla la
frecuencia de corte de los filtros de condensador conmutado 158.
Finalmente, un comparador 162 con histéresis, proporcionada por el
resistor de entrada 176 y por los resistores de realimentación 166 y
164, cambia su estado sobre la base de la diferencia entre la señal
de caudal de entrada y la señal de caudal procesada. Durante la fase
inspiratoria hay una histéresis fija ocasionada por el resistor 166.
La histéresis que es característica del circuito descrito
proporciona la desviación negativa durante la inspiración y la
desviación positiva durante la espiración como se ha mencionado
anteriormente.
Durante la fase espiratoria, la histéresis es
inicialmente mayor que la que se da durante la inspiración y está
basada en la magnitud de la señal de caudal según es establecida por
la corriente que circula a través del resistor 164 y del diodo 178.
El amplificador de inversión 180 tiene una ganancia de 10, con lo
que el mismo se satura cuando la señal de caudal es de más de 0,5
voltios, lo cual corresponde a un caudal de 30 litros por minuto. La
histéresis es por consiguiente casi duplicada durante la parte
inicial de la fase de exhalación en virtud del resistor de 100 k 164
que está en paralelo con el resistor de 82 k 166, en contraste con
el resistor de 82 k 166, que actúa en solitario durante la
inspiración. Esto quiere decir que durante la exhalación la salida
del inversor 180 es positiva. Por consiguiente, el diodo 178 es
sometido a polarización directa y suministra corriente a través del
resistor 164 además de la suministrada por el resistor 176.
Una vez que la señal de caudal desciende hasta
llegar a ser inferior al nivel de 0,5 voltios, la histéresis
disminuye linealmente con el caudal para ser igual a la que se da
durante la inspiración. Esta característica impide una actuación
prematura para pasar a inspiración mientras se incrementa
gradualmente la sensibilidad del sistema hacia el final de la
exhalación. La histéresis es algo dependiente de la señal de caudal
puesto que la misma es suministrada a través de un resistor 164. Con
los componentes descritos (resistor de realimentación de 82 k 166,
resistor de entrada de 1,5 k 156) y la fuente de alimentación del
sistema a +5 voltios (no ilustrada), la histéresis es de
aproximadamente 90 milivoltios para el caudal cero. Esto está en
correspondencia con una desviación de la actuación de 90 cm^{3}
por segundo por encima de la señal de caudal instantáneo.
La Fig. 9 ilustra el funcionamiento del circuito
de actuación según la forma de la traza de caudal, indicando la
línea gruesa 168 la señal de caudal en la entrada -, e indicando la
línea más fina 170 la señal de caudal procesada en la entrada + al
comparador 162 del sistema. La línea 170 muestra cómo la histéresis
disminuye al aproximarse el caudal a cero durante la exhalación.
El algoritmo de actuación que acaba de ser
descrito anteriormente recibe el nombre de actuación según la forma
(es decir, una actuación basada en las variaciones de la forma o la
pendiente de la traza del caudal) para distinguirlo del algoritmo de
actuación según el caudal que ha sido descrito anteriormente. Las
Figs. 10A y 10B ilustran el comportamiento de dos algoritmos de
actuación del ventilador cuando se les usa en una simulación de un
paciente que respira espontáneamente con una gran constante de
tiempo respiratorio. En cada una de las Figs. 10A y 10B, la traza
más superior representa al caudal estimado del paciente, la traza
central representa al esfuerzo respiratorio del paciente, y la traza
inferior representa la presión del ventilador generada en la máscara
que constituye el acoplamiento mutuo con la vía respiratoria del
paciente. La letra I indica el esfuerzo inspiratorio del paciente en
cada ciclo respi-
ratorio.
ratorio.
Como puede verse, la Fig. 10A ilustra las clases
de problemas de actuación que han sido descritas anteriormente y que
se sabe que se dan en los pacientes reales. El esfuerzo inspiratorio
del paciente no hace coherentemente que actúe el ventilador, como
queda puesto de manifiesto por el asincronismo entre el esfuerzo del
paciente, el caudal estimado del paciente y la presión generada en
la máscara. En contraste con ello, la Fig. 10B ilustra la respuesta
del ventilador al mismo paciente simulado usando el algoritmo de
actuación según la forma que ha sido descrito anteriormente, pero
manteniendo invariables todos los otros aspectos. Una comparación de
la Fig. 10A con la Fig. 10B revela la mejorada sincronización de la
presión suministrada con el esfuerzo espontáneo del paciente.
Se observa que el paciente simulado en el cual
están basadas las Figs. 10A y 10B presenta un significante caudal
exhalatorio al comienzo de un esfuerzo inspiratorio. Puede verse
claramente por la Fig. 10B que el algoritmo de actuación según la
forma da apropiadamente lugar a la actuación al comienzo y al final
de todos y cada uno de los esfuerzos inspiratorios incluso aunque el
esfuerzo inspiratorio comience mientras hay aún caudal exhalatorio.
Así, el algoritmo de actuación según la forma alcanza el objetivo de
sincronizar la actuación del ventilador con las variaciones del
esfuerzo del paciente.
Las Figs. 11A y 11B son respectivamente
similares a las Figs. 10A y 10B, pero el paciente simulado tiene una
menor constante de tiempo del sistema respiratorio. La Fig. 11A
ilustra de arriba a abajo el caudal estimado del paciente, el
esfuerzo respiratorio del paciente y la presión en la máscara para
un determinado algoritmo de actuación; y la Fig. 11B ilustra los
mismos parámetros para el algoritmo de actuación según la forma de
la traza del caudal que ha sido descrito anteriormente. En la Fig.
11A se aprecia claramente que incluso con una considerable caída de
caudal cuando cesa el esfuerzo del paciente, el sistema no actúa
para pasar a EPAP hasta que el caudal desciende llegando a ser
inferior a aproximadamente un 25% del caudal máximo. Así, el final
de la fase inspiratoria no está sincronizado con el final del
esfuerzo inspiratorio del paciente. En contraste con ello, el
algoritmo de actuación según la forma de la Fig. 11B produce para el
mismo paciente una actuación coherentemente sincronizada al final
del esfuerzo inspiratorio del paciente.
Como puede apreciarse a la luz de la anterior
descripción, puede hacerse que un ventilador actúe sobre la base de
las variaciones de la forma de la señal de caudal que corresponden a
variaciones del esfuerzo respiratorio del paciente. Este algoritmo
de actuación resuelve varios problemas fastidiosos que han venido
limitando la utilidad de algunos algoritmos de actuación anteriores
tales como el de la actuación estándar en la respiración con presión
de apoyo. Hay también que señalar que el algoritmo de actuación
según la forma de la señal de caudal que ha sido descrito no se basa
en cálculo alguno de la fuga del sistema, si bien el algoritmo de
actuación según la forma puede funcionar con más fiabilidad con una
estimación de la fuga del sistema que sin ella.
A pesar de que el algoritmo de actuación según
la forma que ha sido descrito funciona dando lugar a una actuación
para pasar tanto a IPAP como a EPAP, dicho algoritmo tiende a
desarrollar su mejor funcionamiento al dar lugar a la actuación para
pasar a EPAP porque al final de la inspiración se produce una
variación del esfuerzo respiratorio del paciente que es normalmente
mucho mayor y más abrupta que al comienzo.
Se observará además que el algoritmo de
actuación según la forma que ha sido descrito puede ser usado en
paralelo con el algoritmo de actuación según el caudal que ha sido
descrito anteriormente para así contar con un sistema de actuación
dual en el cual funcionará un algoritmo de actuación secundario en
caso de funcionar mal el algoritmo primario. Esta clase de sistema
de actuación dual puede funcionar sin solución de continuidad de
ciclo respiratorio a ciclo respiratorio de forma tal que en
cualquier punto de actuación deseado el algoritmo de actuación
secundario hará que actúe el ventilador si no lo hace el algoritmo
de actuación primario.
Son también contemplados por esta invención
adicionales mejoramientos de las técnicas de compensación de las
fugas. Como se ha señalado en la anterior descripción relativa a la
compensación de la fuga, el algoritmo ahí descrito se basa en los
dos requisitos siguientes: (1) los volúmenes inhalados y exhalados
por el paciente a lo largo del tiempo son los mismos (y ciertamente
si el volumen de reposo del paciente justo antes del comienzo de la
inspiración es el mismo de ciclo respiratorio a ciclo respiratorio,
los volúmenes inhalados y exhalados para cada ciclo respiratorio
individual serán también los mismos); (2) cuando el paciente está
inhalando, el caudal total es mayor que el caudal de fuga, y cuando
el paciente está exhalando el caudal total es menor que el caudal de
fuga.
En la anterior descripción relativa a la fuga,
solamente se mide en realidad el caudal del circuito total del
paciente a pesar de que este caudal está constituido por dos
componentes, que son el caudal del paciente y el caudal de fuga.
Además, en la anterior descripción relativa a la fuga la fuga no es
estimada como función de la presión. En lugar de ello, se calcula
una fuga media integrando el caudal total. Puesto que el volumen de
inhalación y el volumen de exhalación del paciente son esencialmente
iguales, el caudal medio de un ciclo respiratorio completo es en
general igual a la fuga media por ciclo.
Hay que señalar adicionalmente que el propio
componente de la fuga puede tener dos componentes, que son
concretamente la fuga conocida o prevista de una abertura de
exhalación y un componente de fuga desconocido resultante de una o
varias fugas fortuitas tales como una fuga por una junta de
estanqueidad de la máscara o por una conexión de tubería. El
componente de fuga desconocido o fortuito sería muy difícil de
determinar exactamente puesto que puede ser función tanto de la
presión como del tiempo. Por consiguiente, en la medida en que es
necesario determinar este componente de fuga, se estima su valor; si
bien pueden también desarrollarse significativos mejoramientos de la
gestión de la fuga sin separar la fuga en sus componentes previsto y
fortuito.
Independientemente de si la fuga global puede o
no puede ser caracterizada como función del tiempo o de la presión,
el objetivo sigue siendo el de ajustar la estimación de la fuga para
que su valor medio sea igual al valor medio de la fuga verdadera a
lo largo de los ciclos respiratorios integrales. Naturalmente, el
promedio de la fuga verdadera puede ser obtenido como el promedio
del caudal total puesto que el componente del caudal del paciente
del caudal total medio es cero.
Si se supone que la fuga es función de la
presión, tal como sucede en el caso de la fuga de un conectador
WHISPER SWIVEL (marca de fábrica), podemos entonces suponer que
probablemente la fuga será menor en EPAP que en IPAP,
correspondiendo un valor medio a una presión situada entre la EPAP y
la IPAP. Esto quiere decir que para una fuga que es función de la
presión, la tasa relativa de fuga a una presión más baja es menor
que la tasa relativa de fuga a una presión más alta. Esta
característica del caudal de fuga puede ser utilizada en algoritmos
distintos del que ha sido descrito anteriormente para compensar las
fugas del sistema.
En todos los sistemas que aquí se describen, la
finalidad de determinar la fuga es la de determinar con ello el
caudal del paciente en un sistema abierto. Naturalmente, un sistema
cerrado idealmente no tiene fugas, pero en la práctica puede tener
fugas fortuitas; si bien en un sistema abierto el caudal de gas que
sale del sistema, ya sea en virtud de una fuga regulada en un punto
de evacuación o bien por fugas fortuitas por conexiones de tuberías
y por las superficies de contacto de las juntas de estanqueidad,
constituirá una parte importante del caudal total del sistema. En
consecuencia, la fuga en el circuito del paciente de un sistema
abierto puede ser calculada usando el caudal total según la
detección efectuada por un neumotacógrafo. Este parámetro, al que
llamamos caudal bruto, incluye todo el caudal que sale de o entra en
la fuente de flujo de gas (como p. ej. un soplante) a través del
circuito del paciente. Por consiguiente, el caudal bruto incluye
tanto el caudal del paciente como la fuga del sistema. La finalidad
del algoritmo de gestión de la fuga que se describe es la de separar
el caudal bruto en los componentes del caudal del paciente y de
fuga.
No es necesario medir directamente el caudal del
paciente o el componente de fuga del caudal bruto, pero en
consecuencia los resultados de los cálculos de la fuga deben ser
considerados como valores estimados. Un modo de gestión de la fuga
ha sido expuesto anteriormente haciendo referencia a las Figs. 1 a
5. La siguiente descripción del algoritmo se refiere a soluciones
alternativas para la gestión de la fuga.
Para una fuga no dependiente de la presión, se
determina en primer lugar cuándo comienza la inhalación del
paciente. Llamamos a este punto del ciclo respiratorio del paciente
iniciación del ciclo respiratorio, y lo usamos como punto de
referencia para comparar los volúmenes inspiratorio y espiratorio
del paciente. Usando el comienzo de la inspiración como punto de
iniciación del ciclo respiratorio, el cálculo de la fuga se hace con
el volumen pulmonar inicial del paciente a aproximadamente al mismo
nivel para cada cálculo.
El punto de referencia de la iniciación del
ciclo respiratorio está identificado como el punto en el que se
satisfacen las dos condiciones siguientes: (1) caudal bruto mayor
que la tasa relativa de fuga de promedio; y (2) el paciente está
listo para inhalar. Con respecto a la primera de estas condiciones,
la comparación del caudal bruto con la tasa relativa de fuga de
promedio revela si el paciente está inhalando o exhalando porque,
como se ha señalado anteriormente, la naturaleza del componente del
caudal bruto es tal que el caudal bruto sobrepasa a la fuga del
sistema durante la inspiración del paciente y es menor que la fuga
del sistema durante la espiración del paciente.
La segunda condición, o sea la de determinar si
el paciente está listo para inhalar, es valorada haciendo referencia
a cualquiera de las dos condiciones adicionales siguientes: (1) el
paciente ha exhalado una fracción predeterminada del volumen
inhalado, como por ejemplo 1/4 del volumen de inhalación; o (2) el
paciente ha exhalado por espacio de un periodo de tiempo mayor que
un periodo de tiempo predeterminado, de por ejemplo 300
milisegundos. Una enunciación alternativa de la primera de estas
condiciones es la de que el volumen exhalado por el paciente sea al
menos una significativa fracción del volumen inspiratorio. Con
respecto a la segunda condición, un tiempo de exhalación de más de
300 milisegundos puede ser detectado mediante la comparación del
caudal bruto con la tasa relativa de fuga de promedio estimada
puesto que, como se ha señalado anteriormente, el caudal bruto es
menor que la tasa relativa de fuga de promedio estimada durante la
exhalación. Si el caudal bruto es por consiguiente menor que la tasa
relativa de fuga de promedio por espacio de un periodo de tiempo de
más de 300 milisegundos, la condición se cumple. Si se cumple
cualquiera de las condiciones 1 o 2 que acaban de ser expuestas
anteriormente, el paciente está listo para inhalar. Por
consiguiente, si se cumple cualquiera de las condiciones y si
además el caudal bruto es mayor que la tasa relativa de fuga de
promedio, se satisfacen las condiciones para una iniciación del
ciclo respiratorio, y las condiciones descritas pueden ser así
usadas para hacer que el ventilador actúe para ejecutar un ciclo
inspiratorio.
La aparente contradicción de requerir que el
caudal bruto sea mayor que la tasa relativa de fuga de promedio para
satisfacer una condición para la iniciación de un ciclo
respiratorio, y un caudal bruto menor que la tasa relativa de fuga
de promedio como un parámetro que pueda satisfacer la segunda
condición para la iniciación del ciclo respiratorio se explica de la
manera siguiente: La condición de que el caudal bruto sea mayor que
la tasa relativa de fuga de promedio meramente indica que el
paciente ha iniciado un ciclo de inhalación, o sea que el paciente
ha ejercido el esfuerzo inspiratorio inicial que se revela como el
caudal bruto que sobrepasa a la fuga de promedio del sistema. Sin
embargo, como se ha expuesto anteriormente, puesto que la señal del
caudal bruto puede cruzar y de hecho cruza la señal de la tasa
relativa de fuga de promedio debido a la presencia de ruido espurio
en la señal del caudal bruto, no todos los casos en los que el
caudal bruto es mayor que la fuga de promedio denotarán el comienzo
del esfuerzo espiratorio del paciente. De hecho, la presencia de
ruido en la señal del caudal bruto puede típicamente redundar en una
pluralidad de cruces entre la señal del caudal bruto y la señal de
fuga de promedio. Es especialmente molesto a este respecto el hecho
de que el ruido ocasione una momentánea transición de - a + mientras
que la principal condición de hecho es la de que el caudal pase por
cero debido a una auténtica transición de la fase inspiratoria a la
fase espiratoria.
A fin de evitar una pluralidad de actuaciones en
estos puntos de cruce de la señal que no denotan un esfuerzo
inspiratorio inicial del paciente, se impone la adicional condición
de que el paciente esté listo para inhalar. Según esta condición, la
condición de que el caudal bruto sea mayor que la fuga de promedio
es validada tan sólo si se satisface una de las dos condiciones que
indican que la respiración del paciente estaba justo anteriormente
en un estado exhalatorio. En el caso de la segunda de estas
condiciones, la duración de 300 milisegundos de un estado en el que
el caudal bruto es menor que la fuga de promedio corresponde a la
exhalación del paciente. Por consiguiente, el elemento del tiempo
desempeña un papel en el algoritmo de actuación para la iniciación
del ciclo respiratorio que se describe, y debe ser entendido. El
hecho de que el caudal bruto sea menor que la fuga de promedio
indica exhalación, lo cual produce entonces una salida que es
indicativa de que el paciente está listo para inhalar. Una
subsiguiente inversión del caudal bruto pasando a un valor mayor que
la fuga de promedio indica la detección del esfuerzo inspiratorio
del paciente. La actuación para la iniciación del ciclo respiratorio
inicia por consiguiente coherentemente un ciclo inspiratorio en
sincronismo con la respiración espontánea del paciente.
Cuando se produce la actuación para la
iniciación del ciclo respiratorio, el parámetro que es indicativo de
que el paciente está listo para inhalar es reinicializado para
esperar a que se satisfaga una de las dos condiciones anteriormente
especificadas, que conlleva una validación del estado en el que el
paciente está listo para inhalar. El proceso de actuación para la
iniciación del ciclo respiratorio es entonces repetido al producirse
el siguiente esfuerzo respiratorio del paciente cuando el caudal
bruto sobrepasa de nuevo a la fuga de promedio del sistema.
Puede captarse el intervalo de tiempo entre
iniciaciones del ciclo respiratorio de un ciclo respiratorio al
siguiente y puede integrarse la señal del caudal bruto dentro de ese
intervalo de tiempo para hallar el volumen bruto o volumen total
para cada ciclo respiratorio. El volumen bruto puede ser entonces
dividido por el tiempo entre iniciaciones del ciclo respiratorio,
como por ejemplo el intervalo de tiempo que transcurre entre las de
un par de sucesivas iniciaciones del ciclo respiratorio, para
determinar una reciente tasa relativa de fuga.
Se señala que la respiración del paciente de una
iniciación del ciclo respiratorio al siguiente, representada por la
integración de la señal del caudal bruto, aumenta desde el volumen
cero hasta un valor máximo que consta del volumen inspiratorio y del
volumen de fuga durante la inspiración. Al continuar el ciclo
respiratorio pasando por la espiración, la continuada integración
del caudal negativo reduce el parámetro del volumen bruto
progresivamente al ser restado el volumen exhalado. Así, en la
siguiente iniciación del ciclo respiratorio el parámetro del volumen
bruto del anterior ciclo respiratorio es igual a solamente el
volumen de fuga y cualquier variación del volumen de reposo del
paciente; si bien en general se supone que este último valor es
cero.
Así, al ser el parámetro del volumen bruto
realmente tan sólo volumen de fuga, el dividir ese valor por la
duración del ciclo respiratorio en el tiempo proporciona una
estimación de la tasa relativa de fuga para el ciclo respiratorio
más reciente. Promediando la tasa relativa de fuga reciente a lo
largo del tiempo puede determinarse una tasa relativa de fuga de
promedio para así contar con una señal más estable. Entre otras
ventajas, esto reduce cualesquiera efectos de la variación del
volumen de ciclo respiratorio a ciclo respiratorio debida a
variaciones del volumen de reposo del paciente de ciclo respiratorio
a ciclo respiratorio. El número de ciclos respiratorios dentro de
los cuales puede promediarse la fuga reciente para determinar la
tasa relativa de fuga de promedio puede ser cualquiera desde uno
hasta el infinito, en dependencia del deseado equilibrio entre la
estabilidad de la señal y la rápida corrección de errores. La
promediación dentro de un mayor espacio de tiempo redunda en una
mayor estabilidad pero una más lenta corrección de errores. La
promediación dentro de un más corto periodo de tiempo proporciona
menos estabilidad pero una más rápida corrección de errores.
Hay que señalar finalmente que la tasa relativa
de fuga de promedio cuyo cálculo se describe aquí fue usada
inicialmente en este algoritmo en una de las condiciones para
iniciar una actuación para producir un ciclo respiratorio. Los
parámetros que son usados en las condiciones para iniciar una
actuación para producir un ciclo respiratorio pueden ser por
consiguiente actualizados continuamente, pueden ser usados para
satisfacer las condiciones de actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio, y entonces las sucesivas actuaciones para iniciar el
ciclo respiratorio son usadas a su vez para de nuevo actualizar
estos parámetros.
Una solución afín para el análisis de la fuga
supone el uso de un componente de fuga que es o se supone que es
función de la presión del circuito del paciente. Esta clase de
análisis de fuga puede ser útil en regímenes de ventilación tales
como, por ejemplo, el de la ventilación con asistencia proporcional
tal como la descrita en la patente U.S. 5.107.830. Es importante en
ventilación con asistencia proporcional conocer tanto la tasa
relativa de fuga de promedio como la fuga instantánea para el
sistema. Sin embargo, la ventilación con asistencia proporcional
supone una variación de la presión según el nivel de asistencia a la
ventilación requerido por el paciente de momento a momento. Puesto
que al menos algunos componentes de la fuga del sistema pueden ser
función de la presión, esos componentes también variarán más o menos
en sincronismo con las variables necesidades de ventilación del
paciente.
Por consiguiente, un algoritmo alternativo para
el análisis de la fuga que puede ser usado en un sistema de
ventilación con asistencia proporcional y en otros sistemas que se
consideren adecuados estaría basado en el requisito de que el caudal
del paciente sea igual al caudal bruto, como se ha definido
anteriormente, menos todo componente de fuga conocido y todo
componente de fuga dependiente de la presión. La fuga conocida puede
ser cualquier fuga, ya sea intencional o bien de otra clase, que
tenga conocidas características de caudal, como por ejemplo la fuga
que se produce a través de un conectador WHISPER SWIVEL (marca de
fábrica) o a través de una válvula de exhalación de plató. Esto
quiere decir que la fuga conocida no es necesariamente una fuga
fija, sino que puede ser también función de la presión. A pesar de
que tales fugas de características conocidas podrían ser echadas en
el mismo saco junto con las fugas que tienen características
desconocidas pero de las que se supone que son funciones de la
presión, el siguiente análisis puede ser efectuado con fugas de
características conocidas incluidas en el cálculo de la fuga que se
describe o excluidas del mismo.
La fuga dependiente de la presión, tanto si está
constituida por la fuga total como si está constituida por solamente
un componente de la fuga total, es calculada como función de la
presión del sistema a partir del análisis de la señal del caudal
bruto. Una función en virtud de la cual el componente de fuga
dependiente de la presión está relacionado con la presión es la de
que para todo orificio que defina una caída de presión entre un
sistema a presión y un entorno a presión más baja el caudal que pase
por el orificio será proporcional a la raíz cuadrada de la
diferencia de presión de una a otra parte del orificio multiplicada
por una constante K que caracteriza las características mecánicas
del propio orificio, o sea su tamaño, su lisura superficial,
etc.
Para hallar el componente de fuga dependiente de
la presión es tan sólo necesario caracterizar un hipotético orificio
como representativo del origen de toda la fuga dependiente de la
presión. Para hallar el hipotético orificio, la iniciación del ciclo
respiratorio que ha sido definida anteriormente es utilizada para
marcar el comienzo y el final de los ciclos respiratorios del
paciente, y se mide para cada ciclo respiratorio la presión media
del circuito del paciente. La tasa relativa de fuga de promedio,
calculada como se ha expuesto anteriormente, es multiplicada por la
duración del ciclo respiratorio anterior en el tiempo para
determinar el volumen de fuga dependiente de la presión por cada
ciclo respiratorio. Si el componente de fuga dependiente de la
presión es separado del componente de fuga conocido, el componente
de fuga conocido es entonces también separado de la tasa relativa de
fuga de promedio antes de que la tasa relativa de fuga de promedio
sea usada para determinar el volumen de fuga dependiente de la
presión.
El volumen de fuga dependiente de la presión es
entonces dividido por el promedio de la raíz cuadrada de la presión
para el ciclo respiratorio anterior para así obtener la
correspondiente característica de orificio K. Dentro del siguiente
ciclo respiratorio, la fuga dependiente de la presión es hallada
multiplicando la característica de orificio calculada K por la raíz
cuadrada de la presión instantánea. Esto da la tasa relativa de fuga
dependiente de la presión en función de la presión a lo largo de
todo el ciclo respiratorio. Éste es un parámetro importante en
regímenes de ventilación tales como el de ventilación con asistencia
proporcional anteriormente caracterizado. Más en general, sin
embargo, es importante que el terapeuta cuente con información
fiable sobre la fuga del sistema. La tasa relativa de fuga
dependiente de la presión puede ser por consiguiente útil para
caracterizar la fuga en una variedad de sistemas de ventilación.
Para cualquiera de los cálculos de la fuga que
han sido descritos en último lugar, son deseables rutinas de
recuperación para hacer frente a aquellos casos en los que una
actuación para la iniciación del ciclo respiratorio no se produce
cuando debiera debido al hecho de que la señal del caudal bruto no
logre cruzarse con la señal de la tasa relativa de fuga de promedio
al respirar el paciente. Cuando varía la fuga del sistema, la señal
de caudal bruto aumentará si aumenta la fuga o disminuirá si
disminuye la fuga. Es posible que este incremento o esta disminución
sea lo suficientemente grande como para que la señal de caudal bruto
nunca se cruce con la tasa relativa de fuga de promedio, y cuando
esto sucede no habrá actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio, y por consiguiente no habrá nuevos o actualizados
cálculos de la fuga. Para que el sistema se recupere de un incidente
de este tipo, es necesario un algoritmo para comenzar de nuevo los
cálculos de la fuga y para con ello poner de nuevo a la tasa
relativa de fuga de promedio calculada en línea con el
funcionamiento real del sistema. Se determina que es necesaria una
iniciación del algoritmo de recuperación si se produce como se
indica a continuación cualquiera de cuatro eventos fisiológicos
conocidos: (1) la exhalación continua por espacio de más de 5
segundos; (2) la inhalación continua por espacio de más de 5
segundos; (3) el volumen de ventilación pulmonar inspiratoria es de
más de 5 litros; o (4) el volumen de ventilación pulmonar
espiratoria es de menos de -1 litro.
El sistema del ventilador deberá incluir
elementos para supervisar el funcionamiento para detectar que se
haya producido cualquiera de estos eventos. Cuando es detectado un
evento de este tipo, el redescubrimiento de la fuga es iniciado
convirtiendo la tasa relativa de fuga de promedio en la señal de
caudal bruto añadiendo gradualmente a la tasa relativa de fuga de
promedio un porcentaje de la diferencia entre el caudal bruto y la
fuga de promedio. Preferiblemente, el porcentaje de la diferencia
añadido deberá ser seleccionado para tener una constante de tiempo
de aproximadamente un segundo.
Al hacer el incremento gradual de la tasa
relativa de fuga de promedio según el algoritmo de recuperación que
el valor de la tasa relativa de fuga de promedio se aproxime al
valor del caudal bruto, la creciente tasa relativa de fuga de
promedio ocasionará finalmente una actuación para la iniciación del
ciclo respiratorio según uno de los algoritmos de actuación que han
sido descritos anteriormente, y los repetitivos cálculos de la fuga
serán entonces reanudados con cada ciclo respiratorio.
Puede verse por el susodicho algoritmo de
gestión de la fuga que el algoritmo puede también basarse en una
comparación del caudal estimado del paciente con un valor cero, y
puede calcular solamente una fuga desconocida en función de la
presión. De manera similar al algoritmo de gestión de la fuga que ha
sido caracterizado anteriormente, se emplea un indicador o iniciador
del ciclo respiratorio como marcador del comienzo de la inspiración
del paciente. La iniciación del ciclo respiratorio se produce cuando
se cumplen dos condiciones, que son concretamente las siguientes:
(1) el caudal estimado del paciente es mayor que 0; y (2) el
paciente está listo para inhalar. La condición de que el paciente
esté listo para inhalar es satisfecha cuando: (1) el paciente ha
exhalado una parte especificada (de p. ej. un 25%) del volumen
inspiratorio; (2) el caudal estimado del paciente es de menos de 0;
y (3) el volumen inspiratorio es mayor que una constante
representada por 0 o por un pequeño valor positivo.
Al igual como en el caso de los algoritmos que
han sido descritos anteriormente, las condiciones que requieren que
el volumen inspiratorio sea tanto menor que un porcentaje del
volumen espiratorio como mayor que un pequeño valor positivo no son
contradictorias puesto que estas mediciones son tomadas en distintos
puntos en el tiempo. Primeramente, la condición de que el paciente
esté listo para inhalar debe ser satisfecha por los parámetros
especificados, incluyendo la detección de un caudal estimado del
paciente de menos de cero desde la última inhalación. Entonces,
puede tener lugar una actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio cuando el caudal estimado del paciente pasa a ser
positivo puesto que un caudal estimado del paciente de más de cero
indica un esfuerzo inhalatorio inicial del paciente.
De una actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio a la siguiente, es integrado el caudal bruto y es
también integrada la raíz cuadrada de la presión. Entonces, en la
siguiente actuación para la iniciación del ciclo respiratorio es
calculado el orificio desconocido dividiendo el valor obtenido de la
integración del caudal bruto por el valor obtenido de la integración
de la raíz cuadrada de la presión para obtener la característica K
para el orificio desconocido. Como se ha señalado anteriormente, el
orificio desconocido es una hipotética fuente de fuga que está
destinada a describir la característica de fuga de todas las fuentes
de fuga dependiente de la presión.
Una vez que ha sido calculada la característica
del orificio desconocido, la misma es multiplicada por la raíz
cuadrada de la presión del circuito del paciente en cualquier punto
en el tiempo durante el siguiente ciclo respiratorio para así
obtener una medida de la fuga desconocida instantánea. El flujo
estimado del paciente es entonces hallado restando la fuga
desconocida instantánea del caudal bruto.
En ambos algoritmos que tratan a la fuga del
sistema como al gas que fluye a través de un hipotético orificio de
característica K, la constante K es calculada esencialmente de la
misma manera. A pesar de que la ecuación para el cálculo es obtenida
de manera distinta para los dos enfoques, el resultado es el mismo,
como se indica a continuación.
(Ecuación 1)K
= \frac{\int\limits^{T}_{0}(caudal \
total)dt}{\int\limits^{T}_{0}\sqrt{(Presión)}dt}
En los casos en los que el sistema también
incluye un componente de fuga conocido tal como una fuga debida al
uso de una válvula de plató o de un conectador WHISPER SWIVEL (marca
de fábrica) como se ha descrito anteriormente, los cálculos pueden
ser modificados para lograr una mayor precisión a base de restar el
componente de fuga conocido del caudal bruto antes de la integración
del caudal bruto para determinar el orificio desconocido, y también
antes de utilizar el caudal bruto para determinar el caudal estimado
del paciente. En este caso, la integral del caudal bruto menos la
fuga conocida, dividida por la integral de la raíz cuadrada de la
presión del circuito del paciente, proporcionará el parámetro K que
caracteriza al orificio desconocido que es atribuible a tan sólo la
fuga desconocida. Esa característica de orificio K puede ser
entonces multiplicada por la raíz cuadrada de la presión del
circuito del paciente durante el ciclo respiratorio subsiguiente
para así obtener una medida del componente de fuga desconocido. El
caudal estimado del paciente en cualquier punto en el tiempo sería
entonces hallado restando tanto la fuga conocida como la fuga
desconocida calculada de la señal del caudal bruto.
El algoritmo modificado preferiblemente también
incluye una rutina de recuperación en esencia por las mismas razones
que han sido indicadas anteriormente. Una actuación para la
iniciación del ciclo respiratorio para este algoritmo modificado
depende de que el caudal estimado del paciente pase por el valor
cero al respirar el paciente. Cuando varía el valor de la fuga,
tanto el caudal bruto como el caudal estimado del paciente
aumentarán si la fuga está aumentando, o disminuirán si la fuga está
disminuyendo. Es posible que tal incremento o tal disminución sea lo
suficientemente grande como para que el caudal estimado del paciente
nunca pase por el valor cero. Cuando esto sucede, no tiene lugar
actuación alguna para la iniciación del ciclo respiratorio y no
habrá nuevos o actualizados cálculos de la fuga a no ser que sea
ejecutada una rutina de recuperación.
Para corregir esta situación, puede utilizarse
un algoritmo de recuperación para detectar cuándo el cálculo de la
fuga esté fuera de control según dos parámetros limitadores que son
los siguientes: (1) el volumen de ventilación pulmonar inspiratoria
es mayor que un valor fisiológico tal como el de 4,5 litros; o (2)
el volumen de ventilación pulmonar inspiratoria es menor que un
valor no fisiológico tal como el de -1 litro. Cuando se produce
cualquiera de estos eventos no fisiológicos, el cálculo de la fuga
está fuera de control y la fuga del sistema debe ser redescubierta
induciendo artificialmente una actuación para la iniciación del
ciclo respiratorio. Así, el sistema requeriría un aparato detector
del caudal para detectar los especificados valores limitativos del
volumen de ventilación pulmonar inspiratoria y proporcionar un punto
de referencia para la actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio. Esto reinicia el funcionamiento del sistema
esencialmente de la misma manera como se ha descrito anteriormente
al hacer referencia a otros algoritmos, y por consiguiente inicia un
nuevo cálculo de la fuga. Los datos usados para estos cálculos
continuados pueden incluir datos de después de la variación de la
magnitud de la fuga para que se vea mejorada la estimación de la
fuga desconocida. Incluso si el nuevo valor de la fuga desconocida
es incorrecto, la continuación de los cálculos repetidos estará
también basada en datos de después de la variación de la magnitud de
la fuga. Por consiguiente, la estimación calculada de la fuga
desconocida continuará aproximándose rápidamente a valores
fiables.
fiables.
La Fig. 12 ilustra el algoritmo de gestión de la
fuga descrito en acción, con la introducción intencional de una fuga
muy grande. En la Fig. 12, las cuatro trazas representan de arriba a
abajo la presión, el caudal estimado del paciente, el volumen
inspiratorio estimado y la fuga estimada (la combinación de la fuga
conocida y de la fuga desconocida). El eje X es el del tiempo que
transcurre yendo de izquierda a derecha.
Como puede verse por la Fig. 12, para los tres
primeros ciclos respiratorios el algoritmo es capaz de determinar la
fuga en función de la presión. Al comienzo de cada inspiración es
calculada una característica de orificio desconocido K. Los puntos 1
y 2 en la traza de la fuga estimada indican las transiciones entre
una característica de orificio desconocido K y la siguiente, que es
una característica de orificio desconocido actualizada. El punto 2
en la traza de la fuga estimada presenta una transición mucho más
suave entre las características de orificio desconocido antigua y
nueva en comparación con el punto 1, indicando así que el punto 2 es
una transición entre características de orificio desconocido que
tienen esencialmente el mismo valor.
Para verificar la respuesta del algoritmo a la
fuga, fue introducida una fuga muy grande como se indica en el punto
O en la traza del caudal estimado del paciente. Como es previsible,
el caudal estimado del paciente y el volumen inspiratorio estimado
aumentan saliéndose de la escala muy rápidamente. En el punto T en
el tiempo, el volumen inspiratorio estimado ha llegado a ser de 4,5
litros, y por consiguiente es forzada una actuación para la
iniciación del ciclo respiratorio. El cálculo resultante estima que
la fuga es un valor muy alto que en la parte de la fuga estimada de
la Fig. 12 está fuera de la escala. El resultante caudal estimado
del paciente es de aproximadamente 50 litros por minuto, cuando de
hecho debería ser cero. El volumen de ventilación pulmonar continúa
aumentando rápidamente como se indica en el punto 3, y finalmente
forzaría otra actuación para la iniciación del ciclo respiratorio
cuando alcanzase el límite de 4,5 litros. Sin embargo, la gran fuga
del sistema es retirada en el punto T' en el tiempo, con lo cual
cesa el aumento del volumen de ventilación pulmonar.
Con la fuga retirada del sistema, el caudal
estimado del paciente y el volumen inspiratorio estimado descienden
rápidamente saliéndose de la escala. Así, cuando el volumen de
ventilación pulmonar inspiratoria alcanza el límite de recuperación
de -1 litro, es forzada otra actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio que por consiguiente conduce a un nuevo cálculo de la
fuga y a la obtención de una fuga estimada resultante que es menor
que la del anterior cálculo de la fuga. Esto hace que el caudal
estimado del paciente vuelva a estar dentro de la escala. A pesar de
que el nuevo cálculo de la fuga es mejor que el anterior, no es en
modo alguno perfecto. Al estar el caudal estimado del paciente
basado en esta nueva característica de orificio de fuga desconocida,
el volumen de ventilación pulmonar puede descender de nuevo hasta
llegar a ser inferior al límite de -1 litro como se indica en el
punto 4, forzando así otra actuación para la iniciación del ciclo
respiratorio. De nuevo es llevado a cabo un nuevo cálculo del
orificio desconocido, y el mismo es usado para un cálculo de la fuga
desconocida que redunda en un valor muy bueno, haciendo así que el
sistema recupere las normales gamas de valores de funcionamiento. El
sistema tuvo por consiguiente un comportamiento fiable al
recuperarse de incluso muy grandes variaciones de la magnitud de la
fuga. Las mucho menores variaciones de la magnitud de la fuga que se
dan más comúnmente son manejadas fácilmente bajo este algoritmo ya
sea por medio del cálculo normal o bien por medio del cálculo de
recuperación.
Claims (16)
1. Aparato de presión de vías aéreas positiva a
dos niveles para suministrar aire a una primera o segunda presión
controlada a la vía aérea de un paciente, comprendiendo dicho
aparato:
medios para supervisar (110) el ciclo
respiratorio de un paciente;
medios de detección para detectar variaciones
del estado respiratorio de un paciente al pasar de inspiración a
espiración; y
medios para provocar una actuación para pasar de
una presión de vías aéreas positiva más alta a una presión de vías
aéreas positiva más baja en respuesta a las variaciones
detectadas;
comprendiendo los medios de detección:
medios para determinar el caudal del flujo de
gas respiratorio muestreado en un primer punto (t) en el tiempo;
medios para determinar el caudal del flujo de
gas respiratorio muestreado en un segundo punto (t + \Deltat) en
el tiempo tras haber transcurrido un intervalo de tiempo
seleccionado después del primer punto en el tiempo;
medios comparadores (112) para comparar el
caudal o una función del caudal del flujo de gas respiratorio
muestreado en el primer punto en el tiempo con el caudal del flujo
de gas respiratorio muestreado en el segundo punto en el tiempo;
y
medios (114, 116, 118, 122, 124) para
identificar una variación del estado respiratorio del paciente al
pasar de inspiración a espiración sobre la base del paso de la
comparación.
2. Aparato según la reivindicación 1, en el que
los medios para determinar los caudales del flujo de gas
respiratorio en los puntos en el tiempo primero y segundo comprenden
medios para muestrear repetidamente el flujo de gas respiratorio del
paciente, estando los consecutivos muestreos distanciados por un
intervalo de tiempo seleccionado, y estando el caudal del flujo de
gas respiratorio en el segundo punto en el tiempo una serie de
muestras después del caudal del flujo de gas respiratorio muestreado
en el primer punto en el tiempo.
3. Aparato según la reivindicación 1 o la
reivindicación 2, en el que los medios comparadores (112) comprenden
medios de procesamiento para obtener una función del caudal
muestreado en el primer punto en el tiempo antes de comparar a esa
función con el caudal muestreado en el segundo punto en el
tiempo.
4. Aparato según la reivindicación 3, en el que
los medios procesadores comprenden medios para multiplicar el caudal
muestreado en el primer punto en el tiempo por un factor de menos de
uno antes de comparar la función resultan-
te del caudal muestreado en el primer punto en el tiempo con el caudal muestreado en el segundo punto en el tiempo.
te del caudal muestreado en el primer punto en el tiempo con el caudal muestreado en el segundo punto en el tiempo.
5. Aparato según la reivindicación 3, en el que
los medios procesadores comprenden medios para efectuar una
extrapolación a partir de la tasa relativa instantánea de variación
(132) del caudal muestreado en el primer punto en el tiempo para
obtener una predicción (134) del valor que el caudal adoptará en el
segundo punto en el tiempo, y los medios comparadores (112)
comprenden medios para comparar esa predicción del caudal en el
segundo punto en el tiempo con el caudal real muestreado en el
segundo punto en el tiempo para identificar la desviación del
segundo caudal con respecto a la función del primer caudal.
6. Aparato según la reivindicación 5, en el que
los medios procesadores incluyen medios para (a) diferenciar con
respecto al tiempo el caudal muestreado en el primer punto en el
tiempo para determinar una derivada en el tiempo (132) del mismo, y
(b) procesar la derivada en el tiempo (132) para determinar la
predicción del valor que el caudal adoptará en el segundo punto en
el tiempo.
7. Aparato según la reivindicación 6, en el que
el paso (b) de los medios procesadores incluye medios para escalar
la derivada con un factor de escalado para obtener una derivada
escalada (132).
8. Aparato según la reivindicación 7, en el que
el factor de escalado incluye un factor de tiempo.
9. Aparato según la reivindicación 8, en el que
el factor de tiempo viene determinado al menos en parte por el
espacio de tiempo que transcurre entre el primer punto en el tiempo
y el segundo punto en el tiempo.
10. Aparato según cualquiera de las
reivindicaciones 7 a 9, en el que el paso (b) de los medios
procesadores incluye adicionalmente medios para modificar la
derivada escalada con un factor de desviación para determinar una
predicción de la desviación (138) del valor que el caudal de gas
adoptará en el segundo punto en el tiempo, y los medios comparadores
(112) comprenden medios para comparar esa predicción de la
desviación del caudal en el segundo punto en el tiempo con el caudal
real muestreado en el segundo punto en el tiempo para identificar la
desviación del segundo caudal con respecto a la función del primer
caudal.
11. Aparato según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 10, que comprende adicionalmente:
medios para integrar el caudal de gas
respiratorio de un paciente dentro de al menos todo un ciclo
respiratorio del paciente para determinar un volumen de gas
respiratorio total para el ciclo respiratorio del paciente que es al
menos uno; y
medios para dividir el volumen de gas
respiratorio total para el ciclo respiratorio del paciente que como
tal ciclo respiratorio es al menos uno por la duración del ciclo
respiratorio del paciente que como tal ciclo respiratorio es al
menos uno en el tiempo para determinar una tasa relativa de fuga
para el ciclo respiratorio del paciente que como tal ciclo
respiratorio es al menos uno.
12. Aparato según la reivindicación 11, que
incluye medios para promediar las tasas relativas de fuga del ciclo
respiratorio del paciente que como tal ciclo respiratorio es al
menos uno para determinar una tasa relativa de promedio de fuga de
gas respiratorio desde tal sistema de suministro de gas
respiratorio.
13. Aparato según la reivindicación 11, que
incluye medios para determinar un comienzo y un final de al menos un
ciclo respiratorio del paciente a base de supervisar el caudal total
de gas suministrado por tal sistema de suministro de gas
respiratorio, y medios para comparar el caudal total de gas con un
parámetro que corresponde a la tasa relativa de fuga para detectar
una primera condición según la cual el caudal total es mayor que la
tasa relativa de fuga.
14. Aparato según la reivindicación 13, en el
que los medios para determinar el comienzo y el final de al menos un
ciclo respiratorio del paciente incluyen medios para comparar el
caudal total de gas con el parámetro correspondiente a la tasa
relativa de fuga para detectar una segunda condición según la cual
el caudal total es menor que la tasa relativa de fuga, e incluyen
adicionalmente medios para identificar que se produce una fase de
exhalación por medio de una tercera condición según la cual la
segunda condición se ha dado de continuo por espacio de un periodo
de tiempo predeterminado.
15. Aparato según la reivindicación 14, que
incluye medios para repetir los pasos de integración y de división
para obtener valores actualizados de la tasa relativa de fuga, y
utiliza los valores actualizados para llevar a cabo los pasos de
comparación y de identificación.
16. Aparato según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 15, que comprende además:
medios para determinar una tasa relativa de fuga
de promedio para al menos un ciclo respiratorio;
medios para multiplicar la tasa relativa de fuga
de promedio por la duración del ciclo respiratorio que es al menos
uno en el tiempo para determinar un caudal de fuga total para el
ciclo respiratorio que es al menos uno;
medios para determinar el promedio de la raíz
cuadrada de la presión del gas para el ciclo respiratorio que es al
menos uno;
medios para dividir la fuga total del ciclo
respiratorio que es al menos uno por el promedio de la raíz cuadrada
de la presión del gas para el ciclo respiratorio que es al menos uno
para determinar una constante de proporcionalidad que relaciona a la
presión de promedio con la tasa relativa de fuga;
medios para determinar la presión instantánea
que se da durante otro ciclo respiratorio del paciente que tiene
lugar a continuación del ciclo respiratorio que es al menos uno;
y
medios para multiplicar la raíz cuadrada de las
presiones instantáneas por la constante de proporcionalidad para
determinar una tasa relativa de fuga para el otro ciclo respiratorio
en función de la presión durante el otro ciclo respiratorio del
paciente.
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