El problema de la respiración espontánea del simulador pulmonar

Introducción

Durante décadas, los simuladores pulmonares han modelado la respiración espontánea con curvas de presión muscular sinusoidales o medio sinusoidales. El tono muscular respiratorio real no tiene esa forma. Esta publicación explica qué significa esa diferencia para la formación clínica, la investigación de asincronías y el desarrollo de ventiladores — y qué debería ofrecer un modelo más realista.

De dónde viene la onda senoidal

Los simuladores pulmonares programables modernos se usan para calificar ventiladores según las normas IEC e ISO. Esos bancos necesitan un esfuerzo inspiratorio reproducible. Un medio seno o seno fue la elección natural: suave, completamente descrito por una amplitud, un período y fracciones de tiempo.

Cuando los simuladores llegaron a centros de entrenamiento y laboratorios de investigación en ventilación, el seno vino con ellos. Los operadores aprendieron a ajustar la Subida, Mantención y Liberación inspiratoria o espiratoria como porcentajes de un ciclo respiratorio, y a configurar la presión muscular inspiratoria (PMus) como la amplitud máxima. La forma funcionaba para el problema original: probar si un ventilador se activa, si entrega un volumen tidal objetivo y si maneja una carga definida. Desde entonces se ha mantenido.

Los problemas comienzan cuando el simulador debe hacer algo para lo que el banco de pruebas o los simuladores nunca fueron diseñados: entrenar a un clínico en la interacción paciente-ventilador, desarrollar un algoritmo que debe detectar el esfuerzo espontáneo en tiempo real, o reproducir un fenotipo específico de asincronía visto en un paciente real de UCI. En ese punto, las simplificaciones que hicieron conveniente el medio seno o seno empiezan a ser un problema.

Figura 1 — Esquema: PMus sinusoidal convencional (arriba) vs PMus exponencial asimétrico con variabilidad respiración a respiración (abajo).

La diferencia entre una respiración espontánea real y una onda senoidal

Cuatro propiedades documentadas de la activación real del músculo inspiratorio son visibles en la literatura. Un generador sinusoidal de PMus no puede reproducirlas de forma genérica.

1. La curvatura de una respiración no es sinusoidal

Vale la pena ser preciso con esto, porque una onda senoidal a menudo se describe como "simétrica" — y eso no es exactamente lo que está mal con ella.

Un generador basado en seno con duraciones separadas de Subida, Mantención y Liberación no es necesariamente simétrico. La Subida y la Liberación pueden configurarse en diferentes fracciones del ciclo respiratorio, y la forma de onda general puede sincronizarse de manera asimétrica. Lo que el seno no puede ser es asimétrico en curvatura. Cualquiera que sea la fracción del ciclo que ocupe la subida, la forma dentro de esa fracción sigue la curva senoidal: inicio lento, medio rápido, aproximación lenta al pico. Lo mismo ocurre en la bajada.

La actividad real del músculo respiratorio no se comporta así. La contracción activa del diafragma sigue aproximadamente la cinética de un circuito RC de primer orden — un inicio rápido que desacelera al acercarse al pico. La relajación también es exponencial, más lenta, con una constante de tiempo de relajación aproximadamente el doble de la constante de tiempo de contracción en músculo sano (Easton et al., 1999). El modelo de Fresnel, Muir y Letellier, publicado en 2014, fue introducido específicamente para capturar este comportamiento. Una senoidal puede variar sus duraciones de subida y bajada, pero no su curvatura subyacente.

Superponga la grabación real de Pes de un paciente con una curvatura senoidal del mismo período y amplitud, y los picos siempre se alinearán. Las formas entre ellos no.

2. Hay una breve retención post-inspiratoria

Entre la subida y la bajada, el esfuerzo inspiratorio real tiene una breve meseta — actividad inspiratoria post-inspiratoria (PIIA). El diafragma continúa contrayéndose por un corto período después del pico, ralentizando la fase inicial de la deflación pulmonar. Los clínicos a veces llaman a esto "frenado espiratorio", y es parte de cómo el cuerpo defiende el volumen pulmonar al final de la espiración (Easton et al., 1999).

Los simuladores existentes ofrecen un porcentaje de retención inspiratoria además de la forma de onda inspiratoria. En pacientes reales, no es un número arbitrario. Varía desde prácticamente ninguno en distrés severo, corto en la respiración tranquila del adulto, largo en el sueño y en la sedación profunda. Mapear ese rango a escenarios clínicos nombrados — en lugar de a un control deslizante sin etiqueta — permite a un instructor elegir un patrón respiratorio según el perfil del paciente.

3. La espiración suele ser activa

En EPOC con limitación del flujo espiratorio, en asma severa, durante el ejercicio y en distrés respiratorio, se reclutan los músculos abdominales y accesorios espiratorios (Vaporidi et al., 2020). Por lo tanto, hay un PMus real y medible en el lado espiratorio en tales casos.

Esto es bien conocido. Muchos simuladores pulmonares han ofrecido un parámetro de PMus espiratorio durante años. La pregunta más profunda es el paradigma del modelo. Si el motor de respiración espontánea trata la espiración como un posible complemento a una forma de onda inspiratoria — misma forma, solo negativa — el modelo es estructuralmente centrado en la inspiración. Si trata el esfuerzo inspiratorio y espiratorio como componentes emparejados, cada uno con su propia curvatura y sincronización, el modelo refleja cómo funciona la actividad real del músculo respiratorio.

Figura 2 — Esquema: PMus inspiratorio solamente (arriba) vs PMus inspiratorio + espiratorio activo (abajo).

4. La respiración real es variable

Los pacientes no respiran a una tasa fija, con un esfuerzo fijo, respiración tras respiración. La variabilidad abarca la frecuencia respiratoria, el volumen corriente y la amplitud del impulso, y es evidente en todos los conjuntos de datos públicos de respiración espontánea examinados. Muchas bases de datos de formas de onda o cohortes de estudios de PEEP — todas muestran amplias distribuciones de métricas de variabilidad entre sujetos, nunca un único punto en cero.

Un generador sinusoidal a tasa fija tiene, por construcción, un coeficiente de variación cero. La solución convencional es añadir parámetros de variación que inyectan ruido respiración a respiración sobre el seno estacionario. El motor subyacente sigue siendo un generador estacionario con ruido añadido — no un modelo cuyo primitivo sea la variabilidad. Esa distinción importa cuando el objetivo del escenario es reproducir el impulso irregular visto en pacientes angustiados o inestables, donde la irregularidad es parte del cuadro clínico y no una adición cosmética.

Figura 3 — Esquema: ocho respiraciones de seno estacionario (arriba, CV = 0) vs ocho respiraciones de PMus asimétrico con variabilidad realista (abajo).

5. La quinta brecha: Lenguaje

Este problema a menudo reside en el lenguaje que usa el operador, no en las matemáticas del modelo.

El tiempo inspiratorio neural del paciente — la duración durante la cual el tronco encefálico envía un impulso activo a los músculos inspiratorios — no es el número que el ventilador muestra como tiempo inspiratorio. El ventilador detecta el inicio de la inspiración mediante un disparador de flujo o presión y termina la inspiración cuando expira un temporizador o el flujo inspiratorio cae por debajo de un umbral. El paciente está impulsando con actividad neural que el ventilador usualmente no puede detectar (Parthasarathy et al., 2000).

La discrepancia entre TiNeural y el TInsp del ventilador es la causa raíz documentada de la asincronía de ciclo. Un simulador que no expone Ti neural como un parámetro nombrado y configurable por separado hace que la brecha sea más difícil de enseñar.

Por qué esto importa clínicamente

La asincronía paciente-ventilador, definida como un Índice de Asincronía (IA) superior al 10%, se reportó en el 24% de los pacientes ventilados mecánicamente en el estudio original de prevalencia de Thille et al. 2006. El mismo cuerpo de trabajo vincula una alta carga de asincronía con estancias más largas en UCI y peores resultados (Blanch et al., 2015). Los fenotipos que impulsan estos — respiraciones activadas a la inversa (Akoumianaki et al., 2013), doble activación, activación ineficaz, pendelluft oculto y lesión pulmonar autoinducida por esfuerzo espontáneo del paciente (Yoshida et al., 2013) — dependen todos de la forma y el tiempo del esfuerzo inspiratorio.

Los simuladores que entrenan a los clínicos para reconocer estos fenómenos, y los montajes de banco detrás de los algoritmos diseñados para detectarlos, deben reproducirlos con precisión. Un generador de curvatura sinusoidal, centrado en la inspiración, a tasa fija con variabilidad opcional y un añadido espiratorio opcional puede hacerse parecer correcto tras suficiente esfuerzo del operador. Eso sigue siendo diferente de ser correcto.

Lo que un modelo más honesto requeriría

Todos los requisitos son visibles en las publicaciones:

1. Curvatura exponencial, no sinusoidal. Cinéticas distintas de contracción y relajación derivadas de la fisiología en lugar de fracciones establecidas por el operador. La formulación Fresnel 2014 RC es una opción publicada.
2. Una estructura formal de fases. Contracción, retención, relajación, pausa — tanto para inspiración como para espiración.
3. Preajustes anclados clínicamente. Las duraciones de retención, amplitudes de esfuerzo y rangos de frecuencia están mapeados a perfiles específicos de pacientes, de modo que un instructor elige un escenario por nombre en lugar de por control deslizante.
4. Variabilidad como primitiva. La variación de respiración a respiración está incorporada en el modelo en lugar de ser añadida sobre una señal estacionaria.
5. Tiempo inspiratorio neural expuesto. TiNeural es una cantidad nombrada y configurable, dejando claro que no es el TInsp del ventilador.

La onda sinusoidal no desaparece de esta lista. Hay casos de uso donde una entrada estacionaria y sinusoidal es exactamente lo que el banco requiere. El punto es que se convierte en una opción entre varias, en lugar de ser la opción predeterminada mantenida por inercia.

Christian Remus
Director de Gestión de Producto
IMT Analytics AG

Referencias

• Fresnel E, Muir J-F, Letellier C (2014). Presión muscular humana realista para accionar un pulmón mecánico. EPJ Nonlinear Biomedical Physics 2:7. doi:10.1140/epjnbp/s40366-014-0007-8
• Easton PA, Katagiri M, Kieser TM, Platt RS (1999). Actividad postinspiratoria del diafragma costal y crural. Journal of Applied Physiology 87(2):582–589. doi:10.1152/jappl.1999.87.2.582
• Vaporidi K, Akoumianaki E, Telias I, Goligher EC, Brochard L, Georgopoulos D (2020). Impulso respiratorio en pacientes críticamente enfermos: fisiopatología e implicaciones clínicas. AJRCCM 201(1):20–32. doi:10.1164/rccm.201903-0596SO
• Parthasarathy S, Jubran A, Tobin MJ (2000). Evaluación del tiempo inspiratorio neural en pacientes con soporte ventilatorio. AJRCCM 162(2 Pt 1):546–552. doi:10.1164/ajrccm.162.2.9901024
• Holanda MA, Vasconcelos RS, Ferreira JC, Pinheiro BV (2018). Asincronía paciente-ventilador. Jornal Brasileiro de Pneumologia 44(4):321–333. doi:10.1590/S1806-37562017000000185
• Thille AW, Rodriguez P, Cabello B, Lellouche F, Brochard L (2006). Asincronía paciente-ventilador durante la ventilación mecánica asistida. Intensive Care Medicine 32(10):1515–1522. PMID 16896854.
• Blanch L, Villagra A, Sales B et al. (2015). Las asincronías durante la ventilación mecánica se asocian con mortalidad. Intensive Care Medicine 41:633–641. doi:10.1007/s00134-015-3692-6
• Pham T, Telias I, Piraino T, Yoshida T, Brochard LJ (2018). Consecuencias y manejo de la asincronía. Critical Care Clinics 34(3):325–341. doi:10.1016/j.ccc.2018.03.008
• Akoumianaki E, Lyazidi A, Rey N et al. (2013). Respiraciones desencadenadas inversamente durante la VCP.
• Yoshida T, Torsani V, Gomes S et al. (2013). El esfuerzo espontáneo causa pendelluft oculto durante la VM.
• Liu X, Wang P, Hao C, Miao M-Y, An X, Xu S-S, Wang Y, Li H-L, Tian Z, Zhou J-X (2025). Conjuntos de datos clínicos y de formas de onda del ventilador de pacientes críticamente enfermos en China. Science Data Bank. doi:10.57760/sciencedb.26222. CSTR 31253.11.sciencedb.26222. Licenciado CC BY 4.0.