Cien años de ventilación artificial: del Pulmotor a la ventilación moderna

Todo comenzó con el Pulmotor …
Cien años de ventilación artificial
Ernst Bahns
Dräger. Técnica para la vida.

Todo comenzó con el Pulmotor
Cien años de ventilación artificial
Ernst Bahns

6
Índice
Cien años de historia 8
Tres profesionales dedicados a la ventilación 10
La historia de la tecnología en ventilación 12
La “hora cero” en la ventilación artificial: el “Pulmotor original” 12
El principio de control del Pulmotor original 14
Desarrollo subsequente del Pulmotor por Bernhard Draeger 16
Desde el prototipo hasta la línea de producción: un nuevo principio de control 18
El principio del Pulmotor (1) 20
El principio del Pulmotor (2) 22
La disputa por el Pulmotor (1) 24
La disputa por el Pulmotor (2) 26
Desarrollo posterior del Pulmotor: el canister del Pulmotor 28
El Pulmotor en las aplicaciones clínicas 30
Una nueva vía: Alternando la ventilación por presión con el pulmón de acero 32
Creatividad e improvisación en el periodo post - guerra 34
El inicio de la ventilación para cuidados intensivos: el Assistor 36
El camino a la ventilación moderna para cuidados intensivos 38
El progreso constante en la ventilación para cuidados intensivos: desde el Spiromat al EV-A 40
Ventilación moderna para cuidados intensivos: la serie Evita 42
Nuevos mercados y nuevas áreas de aplicación para la ventilación 44
La ventilación en pacientes pequeños: el camino hasta el Babylog 46
Ventilación para cuidados intensivos de neonatos: el Babylog 8000 48
Del Pulmotor al Oxylog 50
La serie Oxylog: el camino a la ventilación de emergencias moderna 52
El papel del personal médico 54

7
La historia de la ventilación 56
El ventilador en las aplicaciones clínicas: resumen 56
Técnica de respiración y ventilación: la diferencia fundamental 58
Los tres problemas de la ventilación artificial 60
Ventilación con presión limitada en el UV-1 62
Nueva tecnología de ventilación con el EV-A 64
Sencillo y abierto para la respiración espontánea: BIPAP controlada por presión 66
Presión óptima y abierta para la respiración espontánea: AutoFlow®
con volumen constante 68
Respiración espontánea con presión de soporte 70
Adaptación del soporte a la respiración espontánea 72
Regulación de la presión de soporte por parte del paciente 74
Problemas con la conexión del ventilador 76
Características específicas de la ventilación de niños y neonatos 78
SmartCare 80
Tendencias en el desarrollo del proceso de ventilación: conclusión 82
Tendencias en el desarrollo del proceso de ventilación: el futuro 84
Desde el instrumento de medición al monitor del ventilador 86
Desde la situación actual al análisis de tendencias 88
El valor de la monitorización con gráficos 90
Monitorización de la ventilación en una nueva era 92
Diagnóstico de ventilación en un sistema nuevo 94
Rendimiento y funcionamiento 96
Alto rendimiento y facilidad de uso: ¿una contradicción? 98
Funcionamiento estandarizado: ¿una visión? 100
Del ventilador al módulo del ventilador 102
Del módulo al sistema de cuidados críticos 104
Los cuidados críticos vistos como un todo: Infinity Acute Care System 106
Bibliografía 108

8
Cien años de historia
Para Dräger, la historia de la ventilación es más que una
simple lista cronológica: la historia de la ventilación está
estrechamente relacionada con la historia de la familia
Dräger.
La historia de la ventilación en la empresa Dräger empieza
con el Pulmotor, por el cual mi tatarabuelo, Heinrich Dräger,
recibió la patente en 1907. En sus memorias describe cómo
durante un viaje al extranjero recogió ideas para resucitar a
personas intoxicadas por gas y las puso en práctica en el
Pulmotor. Fue mi bisabuelo, Bernhard Dräger, quien colaboró
en la producción en serie del invento de su padre y desarrolló
el concepto del Pulmotor controlado mediante presión en las
vías aéreas.
Mis antepasados se tuvieron que dedicar en cuerpo y alma a
la ventilación, no sólo a la gestión de la empresa. Participaron
activamente en el proceso de desarrollo. Yo también he
heredado el entusiasmo de mis antepasados por la ventilación;
soy ingeniero y desde 1999 a 2002 he sido director del sector
mundial de negocios de ventilación en cuidados intensivos.
En la actualidad los ventiladores se controlan electrónicamente
mediante microprocesadores.

Prólogo 9
No obstante, este folleto no sólo tiene como objetivo relatar la
historia de la ventilación, sino que también queremos
contribuir a la discusión acerca del futuro de la ventilación.
Queremos describir la ventilación de tal forma que no sólo se
beneficien los médicos y los técnicos, sino también que
cualquier persona interesada en este tema pueda comprenderlo
en profundidad y participar en el debate sobre las tendencias
futuras de la ventilación.
Dado que nos hemos puesto el objetivo de acercar la
ventilación a aquellas personas que no están en contacto con
esta diariamente, tenemos que explicar algunos conceptos
fundamentales, los cuales ya son conocidos por las personas
con bases en el tema. Con el fin de simplificar el tema, este
folleto sólo trata la ventilación dentro de Dräger.
Stefan Dräger

Tres profesionales dedicados a la ventilación
La historia de la ventilación es básicamente la historia de las
personas de Dräger que participaron en ella. Para mucha
gente, la ventilación sólo era el resultado del trabajo de su
vida. Con el fin de representar a todas aquellas personas que
contribuyeron con su creatividad, su dedicación y entusiasmo
para hacer de la ventilación en Dräger lo que es en la
actualidad, hemos seleccionado a tres compañeros de las
divisiones de Producción, Marketing/ventas y Desarrollo/
construcción. En conjunto, sus años de dedicación suponen
casi un siglo en la empresa familiar Dräger.
10

Hugo Hofmeister, nacido en el año 1939, trabajó durante
más de 26 años como mecánico en Dräger. Él recuerda
los ventiladores Spiromat, UV-1 y UV-2, ambos del montaje
de los componentes y la producción final. Fue uno de los
denominados autoprobadores en el equipo de producción
del ventilador Evita que realizaron las pruebas de calidad
en los dispositivos montados.
11
Hans-Jürgen Klempau, nacido en 1948, trabajó durante
37 años en los departamentos de ventas y marketing para
la ventilación de emergencias. Comenzó su carrera en
Dräger vendiendo el Pulmotor y organizó el primer
lanzamiento de un ventilador Oxylog. Durante los 10 años
que dirigió el departamento de medicina de urgencias,
fue responsable del marketing mundial de los ventiladores
Oxylog.
El Dr. Dieter Weismann, nacido en el año 1942, comenzó
en Dräger como director de proyectos para el desarrollo
de un ventilador para cuidados intensivos, el EV-A, que
supuso el inicio de una carrera de 29 años. Como director
de desarrollo ha influido de forma decisiva en las dos
primeras generaciones del ventilador Evita. Su contribución
a la innovación en el campo de la ventilación queda
demostrada por una docena de patentes, principalmente
en el campo de la ventilación para cuidados intensivos.

La “hora cero” en la ventilación artificial:
el “Pulmotor original”
La ventilación artificial utiliza dispositivos mecánicos y oxígeno para apoyar la
respiración espontánea insuficiente. Un ventilador airea los pulmones con un patrón
de ventilación, un período definido de presión y volumen, mediante el cual se crea
la respiración apoyada por máquinas. Los ventiladores deben estar equipados con
un método de control y generalmente usan oxígeno para la ventilación.
De ahí que fuesen necesarias dos habilidades para desarrollar los ventiladores. Los
ingenieros tenían que conocer los principios de control y estar familiarizados con
los gases de presión. Ambos requisitos se cumplieron a principios del último siglo
en una empresa todavía muy joven, “Heinrich & Bernhard Dräger”, y el desarrollo
de un ventilador tenía una prioridad máxima en el sentido más literal de la palabra.
En la publicación “The Development of the Pulmotor” (7) (El desarrollo del
Pulmotor), el fundador de la empresa Heinrich Dräger documentó sus ideas acerca
del desarrollo de un ventilador. Describió una tecnología nueva para "insuflar aire
fresco u oxígeno en los pulmones”. Su
Pulmotor creaba de forma alternativa
presión positiva y negativa en las vías
aéreas y funcionaba con oxígeno a
presión. En 1907 Heinrich Dräger
obtuvo la patente por el desarrollo de su
“Pulmotor original”.
12
El Pulmotor original (1907). Prototipo del
primer Pulmotor que patentó Heinrich Dräger.

El cartero entrega a Heinrich Dräger la patente en presencia de su familia.

El principio de control del Pulmotor original
Para pasar de la inhalación a la exhalación, Heinrich Dräger utilizó un mecanismo
en el Pulmotor original con el que estaba muy familiarizado por su trabajo como
experto relojero. El patrón de ventilación se controló con un movimiento
modificado con un disco de levas.
Es sorprendente que Heinrich Dräger
eligiera este principio de control del
“Pulmotor original”. Optó por un
principio técnico que sustituía la
naturaleza de la forma más parecida
posible. Al ponerse el objetivo de imitar
a la naturaleza con la respiración
artificial, se adelantó a su tiempo.
Para Heinrich Dräger, la función
fisiológica que debía sustituirse era el
movimiento regular de los pulmones
con un patrón de tiempo constante. Por lo tanto, seleccionó un principio técnico
para el ventilador, con el cual garantizó una duración constante de la inhalación y
de la exhalación durante la ventilación artificial. Dicho en términos actuales, la
ventilación se controlaba mediante tiempo.
El resto del mundo, así como aquellos que continuaron desarrollando el Pulmotor,
siguieron otro principio. Los patrones de ventilación estaban controlados por un
principio técnico que alternaba entre la inhalación y la exhalación cuando se
alcanzaba una presión determinada de ventilación. Estos sistemas están
controlados mediante presión. Los dispositivos de ventilación controlados por
presión se hicieron más sólidos, fiables y precisos, en resumen: mejoraron
técnicamente. Desde el punto de vista actual, se han mejorado técnicamente los
dispositivos de ventilación controlados por presión. Siguieron un camino que en su
tiempo se podía alcanzar más fácilmente desde el punto de vista técnico.
14
Bernhard y Heinrich Dräger

Heinrich Dräger
Heinrich Dräger se adelantó a su tiempo. Los ventiladores modernos no están
controlados por presión, sino que se controlan sobre todo mediante tiempo. No
obstante, no sabemos si Heinrich Dräger conocía entonces que este principio era
más cercano a la fisiología humana que otros. El hecho es que el Pulmotor,
patentado en 1907, marcó el camino con su control de tiempo.

Desarrollo subsecuente del Pulmotor
por Bernhard Dräger
El “Proto-Pulmotor” era realmente un concepto pionero, pero no dejó de ser un
modelo de pruebas inadecuado para la aplicación práctica. Tenía dos defectos que
Heinrich Dräger detectó y documentó durante su desarrollo (7). En primer lugar, la
estructura causaba una reinhalación considerable del aire exhalado. En segundo
lugar, el patrón respiratorio no se podía adaptar al paciente debido al control rígido
del movimiento. Heinrich Dräger dejó que su hijo Bernhard y el ingeniero Hans
Schröder encontrasen una solución a estos defectos (8).
Bernhard Dräger resolvió el problema
de la reinhalación del aire exhalado al
cambiar el diseño del aparato de conexión
respiratorio. En el “Pulmotor original” se
conectaba el paciente al ventilador sólo
mediante un tubo. Este tubo funcionaba
hasta cierto punto como una extensión
de la tráquea, dado que el aire de la
inhalación y la exhalación sólo se
separaba en el interior del ventilador.
Bernhard Dräger sustituyó el aparato de conexión
del “Pulmotor original” con un sistema de tubos
que estaba compuesto por un tubo de inhalación y
un tubo de exhalación. Al alterar el control de la
válvula, se podía separar el aire inhalado y
exhalado por el paciente, con lo cual se reducía
enormemente la contaminación por el dióxido de
carbono exhalado del aire inspirado.
16
Bernhard Dräger (1904)
Heinrich y Bernhard Dräger

Bernhard Dräger en el taller de pruebas

Desde el prototipo hasta la línea de producción:
un nuevo principio de control
Otro gran reto en el desarrollo del Pulmotor original era el rígido sistema de
control, el cual no se podía adaptar a la función pulmonar del paciente. Podían
surgir presiones de ventilación peligrosas, que eran causadas por el deterioro de los
pulmones del paciente. Para ello el ingeniero Hans Schröder diseñó una estructura
con un principio de control que se usaría en varias generaciones de ventiladores. El
mecanismo de control recién diseñado podía alternar automáticamente entre la
inhalación y la exhalación en función de la presión en las vías aéreas. En las dos
páginas siguientes puede encontrar una descripción detallada de este principio de
funcionamiento.
La respuesta a la pregunta de cuál
ventilador fue realmente el primero
depende de su punto de vista. Si se
define un ventilador como una
máquina que proporciona respiración
con soporte artificial, con un patrón de
tiempo definido y que ofrece la
posibilidad de ventilación con oxígeno,
entonces el Pulmotor patentado por
Heinrich Dräger en 1907 fue
probablemente el primero.
No obstante, si añade criterios como la facilidad de
su producción y el éxito demostrado en el uso
clínico, entonces se debería considerar como el
“primer ventilador” al Pulmotor desarrollado por
Bernhart Dräger y Hans Schröder. Desde este
punto de vista, el Pulmotor controlado por presión
fue realmente el primer ventilador del mundo en
la historia de la medicina.
18
El Pulmotor en el vagón médico de un
hospital sobre rieles (1913)
El Pulmotor utilizado en un
accidente de natación

Fabricación en serie del Pulmotor

El principio del Pulmotor (1)
En las páginas anteriores se ha descrito brevemente el Pulmotor. A continuación se
ofrece una descripción más detallada de su estructura y su funcionamiento. Las
innovaciones técnicas del Pulmotor son la “boquilla de presión y succión” para
crear la presión de ventilación y el mecanismo de control para alternar entre las
fases de inhalación y exhalación.
La energía necesaria para la
ventilación con apoyo
artificial provenía de la
botella de gas comprimido
del Pulmotor, donde el
oxígeno no se utilizaría sólo
como medicamento para el
paciente, sino que también
como fuente de energía del
ventilador. El oxígeno se
mezclaba con aire y se
suministraba mediante una
“boquilla de succión” en un sistema de tubos. Se puede ver la estructura de la
boquilla en el diagrama de Heinrich Dräger (7). Cuando se suministraba el gas
comprimido, se creaba un flujo de gas en el sistema de tubos y se formaba una
presión positiva delante de la boquilla y una presión negativa después de la boquilla.
A este tipo de estructura se denomina inyector.
Un sistema de válvulas conectaba al paciente durante la fase de inhalación a la
parte de la presión positiva y en la fase de exhalación a la parte de la presión
negativa. Las presiones aproximadas en las vías aéreas del Pulmotor original se
encontraban entre +20 mbares en la fase de inhalación y -20 mbares en la fase de
exhalación (7). El sistema de válvulas del Pulmotor original era una llave de cuatro
vías que se activaba mediante el movimiento descrito anteriormente.
20
Los dibujos de Heinrich Dräger del principio
operacional del Pulmotor original (7).
Izquierda: inspiración. Derecha: exhalación.

Diagrama esquemático del Pulmotor controlado por presión

El principio del Pulmotor (2)
En su posterior desarrollo, Hans Schröder conservó el principio del inyector del
Pulmotor original. Sin embargo, un nuevo mecanismo de control sustituyó la llave
de cuatro vías y el movimiento. (Veánse en el diagrama de la siguiente página los
detalles de la estructura.)
El mecanismo de control está compuesto por una
bolsa de cuero inflable que está conectada al
sistema de tubos. Esta bolsa se expande con la
presión positiva y activa un mecanismo de control.
A su vez, el mecanismo de control activa un
sistema de válvulas que causa un cambio en el flujo
de gas en el sistema respiratorio. En la posición
“ON” el paciente está conectado al sistema de
presión positiva y se separa del sistema de presión
negativa. En la posición “OFF” el paciente está
separado del sistema de presión positiva y se
conecta al sistema de presión negativa.
El sistema de válvulas está construido de tal forma que el sistema de tubos está
abierto al aire ambiental durante la fase de exhalación, con lo cual el gas puede
salir libremente. Un denominado fuelle de freno aporta la amortiguación mecánica
cuando se alterna entre las fases respiratorias.
22
Pulmotor con soporte de pared

Pulmotor sobre un trípode con un dispositivo adicional para añadir dióxido de
carbono al aire respiratorio para su uso en un quirófano

La disputa por el Pulmotor (1)
Sólo cinco años después del inicio de la fabricación en 1908, se utilizaban 3.000
unidades del Pulmotor, un número enorme para la época (22). Diez años después,
el número de unidades se había duplicado hasta casi 6.000 (12) y después de
38 años el número estimado era de más de 12.000 (16). Drägerwerk documentó
con una precisión minuciosa las resucitaciones realizadas con el Pulmotor y se
publicaron en las revistas de Dräger (15).
Había un interés obvio en la actividad publicitaria
de Dräger. Querían demostrar a la opinión pública
que la resucitación mediante respiración artificial
era mejor que el método manual. Se defendían
frente a las críticas del principio de la respiración
de presión alta usado en el Pulmotor, una crítica
que impuso el personal médico en la década de
1920 y alcanzó su punto culminante en la
denominada “disputa del Pulmotor” (13,14,16).
Un Pulmotor de la época funcionaba con una presión de ventilación de 20 cm H2O
en la fase de inhalación y una presión negativa de -25 cm H2O en la fase de
exhalación. Para estimular el centro respiratorio se añadía CO2. Esto implicaba que,
con la excepción de la presión de ventilación en la fase de inhalación, la ventilación
en aquella época se diferenciaba considerablemente de los métodos actuales y la
crítica de los profesionales sanitarios es, al menos, comprensible desde el punto de
vista actual. Pero lo interesante es que la disputa
se concentró principalmente en los supuestos
efectos peligrosos de la presión de ventilación en el
corazón y los pulmones; las presiones negativas o
la adición de CO2, mucho más cuestionables como
se sabe en la actualidad, atrajeron poco interés.
24
Extracto de la portada de la
primera edición del boletín de
noticias de Pulmotor de 1929
Extracto de la portada de un
folleto de Dräger de 1917

Uso del Pulmotor en un accidente de natación (dibujo de la época de 1913)

La disputa por el Pulmotor (2)
En 1922, el Ministerio de sanidad, en su calidad de agencia reguladora en esa
época, decidió, basándose en el conocimiento disponible, que no había objeciones
por motivos de salud para la aplicación de la ventilación con presión positiva. No
obstante, encargó investigaciones científicas sobre las objeciones. Como ya
sabemos, estas investigaciones sobre el tema “Daños en el organismo causados por
los ventiladores” no han llegado a una conclusión hoy en día, de forma que la
“disputa del Pulmotor” sigue siendo relevante y el jurado todavía está deliberando.
Pero la disputa del Pulmotor
es interesante no sólo desde
el punto de vista histórico.
Hay otro factor importante
y es el comportamiento
táctico y estratégico de
Dräger en la disputa del
Pulmotor.
En las publicaciones de Dräger de la época (12,13,14), se puede leer acerca de los
esfuerzos de Dräger para disipar las dudas sobre la eficacia del Pulmotor y rebatir
las conjeturas acerca de posibles riesgos. Estos esfuerzos iban mucho más allá de
los meros intereses comerciales: la empresa deseaba demostrar que estaban
haciendo lo correcto.
26
El Pulmotor es utilizado para salvar vidas

De forma que no se trataba sólo de un problema de la imagen de un producto, sino
más bien de una cuestión de reputación de la empresa. Se defendió ante todos los
frentes: clientes, asociaciones, agencias regulatorias y, en caso necesario, las críticas
constructivas se usaron como impulso para el desarrollo técnico.
Esta estrategia era más que “comercialización” como se llamaba en la época, en la
actualidad se llamaría marketing.
La federación samaritana de trabajadores de Schlitigheim (Alsacia) después de un
curso de protección con gas de Dräger (1930)

Desarrollo posterior del Pulmotor:
el canister del Pulmotor
El principio del Pulmotor con el mecanismo alternativo que utilizaba una bolsa
cambió fundamentalmente en 1955 (11). En lugar de controlar el patrón respiratorio
mediante el mecanismo de doble bolsa inflable, se introdujo un mecanismo más
manejable y pequeño, el denominado “canister del Pulmotor” por su carcasa.
El mecanismo de alternancia del canister del
Pulmotor era tan pequeño que se podía sacar de la
unidad básica y fijarlo cerca del cuerpo del paciente.
Los dos tubos ondulados, que no se manejaban
fácilmente y se hacían permeables con el tiempo,
se hicieron innecesarios. Se fijaba el paciente al
nuevo Pulmotor mediante un tubo de presión de
1,5 metros que mejoraba considerablemente la
movilidad cuando se usaba la máquina nueva.
La separación espacial del recipiente del Pulmotor
y el dispositivo básico implicaba que se podía usar
el Pulmotor en muchas más aplicaciones y permitía
un uso flexible de los accesorios. Por ejemplo, se
podía fijar otro recipiente del Pulmotor al dispositivo básico en lugar de la unidad de
insuflación de oxígeno y, en caso necesario, se podía ventilar a dos pacientes con el
mismo aparato básico.
Las presiones de ventilación del nuevo Pulmotor
eran de +15 mbares para la inhalación y -10 mbares
para la exhalación en comparación con los valores
de los modelos anteriores. El enriquecimiento del
gas inspiratorio, que está disponible como opción
en los modelos anteriores como una simulación de
la respiración del paciente, ya no se suministraba
con el Pulmotor nuevo. Se sustituyó por un
dispositivo de succión accionado por un sistema
neumático.
28
Pulmotor PT 1 tipo mochila
Pulmotor PK2 tipo caja

Diagrama esquemático del mecanismo de alternancia del recipiente del Pulmotor:
fase de inspiración y fase de espiración
Aparte de la versión estándar de caja, que se introdujo como el modelo PK2, se
presentó también la versión de cartera PT1. Esta última versión pesaba sólo 13 kg,
un poco más de la mitad de la versión anterior de caja del Pulmotor. Los modelos
PK 60 y PT60 o PT61 eran modelos mejorados en los que la caja modificada del
Pulmotor proporcionaba ventilación de oxígeno puro sin tomar aire ambiental y,
por primera vez, hizo posible la ventilación en una atmósfera tóxica.

El Pulmotor en las aplicaciones clínicas
Durante varias décadas el Pulmotor era una serie de productos independiente. Su
área principal de aplicación era la resucitación de urgencia. Además, el principio
del Pulmotor se usó en varios dispositivos de ventilación, la mayor parte de las veces
con otro nombre.
Ya en 1910 el principio del Pulmotor se usaba en el
“ventilador de Dräger tipo MOA” ajustado con un mecanismo
alternativo que usaba una bolsa de control y un sencillo
humidificador de gas de las vías aéreas. En 1913 le siguió el
dispositivo de gimnasia pulmonar de tipo MSA, que contaba
con un pedal para alternar entre las fases de inspiración. Ya
en la década de 1920 había una versión portátil del Pulmotor.
La extraordinaria versión clínica del Pulmotor era el
Poliomat, que estaba equipado con el recién desarrollado
recipiente del Pulmotor, en el año 1953. En contraste con el
Pulmotor, que se desarrolló para el uso a corto plazo, la
presión inspiratoria del Poliomat no se ajustaba en la fábrica,
sino que el usuario la podía modificar. Además, se podía
ajustar la frecuencia inspiratoria y el volumen mediante las
válvulas de control. Se podía leer en el instrumento tanto la
presión inspiratoria como el volumen ventilado. El Poliometer contaba con un
medidor de la presión inspiratoria y un volúmetro.
Para acondicionar el gas de las vías aéreas, Dräger
usó una técnica que ya se usaba satisfactoriamente
en los rescates en minas. Se utilizaban paquetes
para el filtrado de níquel, para humidificar el gas
inspiratorio. La humedad en el aire de exhalación
se condensaba en los filtros y este condensado se
usaba para humidificar el gas inspiratorio en la
fase de inhalación.
30
Dispositivo de
gimnasia pulmonar
de tipo MSA para su
uso en el quirófano
(1913)
Funcionamiento de un
humidificador de aire con
tamiz de níquel

Pulmotor portátil sobre un trípode con dispositivo para añadir dióxido de carbono (1928)
Con las opciones de ajuste para los parámetros inspiratorios, los dispositivos de
medición y el acondicionamiento del gas inspiratorio, el Poliomat estaba equipado
con las características más importantes de los ventiladores posteriores para
cuidados intensivos. Sin embargo, el Poliomat con el principio del Pulmotor hacía
frente a la competencia de otros tipos de dispositivos en el mercado para cubrir la
enorme demanda de ventiladores después de la Segunda guerra mundial.

Una nueva vía: Alternando la ventilación por presión
con el pulmón de acero
La gran demanda de ventiladores para las aplicaciones clínicas estaba causada
básicamente por el enorme aumento de pacientes que necesitaban ventilación
después de las epidemias de polio. En especial durante el periodo posterior a la
Segunda Guerra Mundial, se produjo un aumento de la demanda de ventiladores
que pudiesen ventilar pacientes durante periodos más prolongados de tiempo y que,
en algunos casos, eran necesarios durante toda la vida. Se desarrollaron varios
dispositivos para ese uso, que variaban técnica y funcionalmente del Pulmotor, en
mayor o menor medida.
Uno de estos dispositivos era un
contenedor grande y rígido en el que se
introducía al paciente. Este aparato se
llamaba de forma errónea “pulmón de
acero”. Sin embargo, el término “tórax
de acero” hubiese sido más preciso,
porque el contenedor rígido funcionaba
como un segundo tórax. Un diafragma
flexible garantizaba la presión alternativa
continua y ventilaba los pulmones como
un diafragma artificial.
Con el pulmón de acero, la tasa de
supervivencia aumentó notablemente
en los casos de parálisis respiratoria
como consecuencia de la polio.
Una desventaja era la cantidad de
espacio necesario y las mayores
dificultades para asistir al paciente.
32
Respirador torácico (1956)
Pulmón de acero instalado en una
ambulancia (1954)

Modelo de pulmón de acero E 52 con motor eléctrico (1952)
Después del pulmón de acero vino el ventilador torácico, donde se aplicaba presión
alterativa sólo en el tórax. La disnea en los recién nacidos se trata también en una
cámara de presión negativa que funciona con el mismo principio que el pulmón de
acero.

Creatividad e improvisación en el periodo
posterior a la guerra
Las condiciones en las que se diseñaron y fabricaron los primeros pulmones de
acero en Dräger después de la Segunda guerra mundial fueron muy complicadas
al principio. Al usar recursos excepcionalmente sencillos y gran cantidad de
improvisación, se retomó el desarrollo al final de la guerra (6). Se adaptó un tubo
de torpedo para que funcionase como un contenedor a presión, como el prototipo
del primer pulmón de acero. Se usó el fuelle de una forja para el mecanismo de
ventilación y el motor provenía de un barco de pesca.
Los pioneros del periodo posterior a la
guerra que montaron los primeros
pulmones de acero se encontraron con
un socio en Dräger. Con décadas de
experiencia en el desarrollo de
dispositivos de rescate para las minas y
las aplicaciones de buceo, estos
ingenieros aplicaron los conceptos de la
ventilación con presión alternativa a la
línea de fabricación.
Los primeros pulmones de acero
producidos a gran escala por Dräger
tenían un diafragma flexible que podían
crear presiones respiratorias de entre
+25 mbares y -25 mbares. Estos modelos
se accionaban con agua, y el modelo
E52 fue el primero en contar con un
motor eléctrico.
34
Pulmón de acero accionado por agua (1950)
El primer prototipo de un pulmón de acero

Producción en serie del pulmón de acero en la fábrica de Dräger
Los pulmones de acero se usaron sólo durante un periodo breve de tiempo porque
un nuevo impulso ocasionó el “renacimiento” de la ventilación por presión positiva
en detrimento de los ventiladores de presión alternativa. Pero en esta ocasión el
impulso no procedía del campo técnico, sino de las aplicaciones clínicas.

El inicio de la ventilación para cuidados intensivos:
el Assistor
En la década de 1950, una nueva percepción en la investigación clínica provocó un
cambio de actitud hacia el tratamiento con ventilación. Con frecuencia el tratamiento
era erróneo y se producían complicaciones, dado que el personal médico tenía que
confiar más en impresiones clínicas subjetivas para evaluar la ventilación, que en
parámetros de medición exactos (5). Sin conocer con exactitud los volúmenes
respiratorios administrados, los volúmenes ajustados podían dañar a los pacientes.
Los cuales podían sufrir insuficiencia de gases inspiratorios o bien estar expuestos a
un estrés elevado por una ventilación innecesaria para cuidados intensivos.
Nuevos hallazgos, en especial en
Escandinavia, provocaron que la
ventilación por presión positiva con un
mejor control de la ventilación volviera
a adquirir importancia. Se siguieron
dos líneas de pensamiento: en primer
lugar, el volumen de gas inspiratorio se
monitorizó en la ventilación regulada
por presión. En segundo lugar, se aplicó
un volumen respiratorio constante
predeterminado.
Para estas nuevas áreas de aplicación, Dräger desarrolló dispositivos de ventilación
tanto para presión regulada, como para volumen constante regulado, que
coexistieron durante un tiempo. En el campo de la ventilación regulada por
presión, la serie Assistor desarrolló aún más el exitoso principio del Pulmotor (10).
Una característica común de la serie Assistor, aparte de la regulación por presión,
era la posibilidad de apoyar la respiración espontánea, es decir, los pacientes podían
iniciar respiraciones mecánicas con su propio esfuerzo de forma espontánea.
Además, en toda la serie Assistor el volumen se podía monitorizar y los aerosoles
administrar mediante la conexión de un atomizador integrado.
El dispositivo básico Assistor 640 permitía la respiración espontánea, que se
intensificó con el soporte artificial. Los modelos posteriores ofrecían respiración
controlada en la que se podían ajustar las respiraciones apoyadas artificialmente.
36
Assistor modelo 642 (1966)

1960 1965 1970
Assistor
744
Assistor
644
Assistor
642
Assistor
641
Assistor
640
Gama de dispositivos Assistor para la ventilación controlada por presión
El temporizador del Assistor 641 estaba accionado mediante un sistema neumático;
el del Assistor 642 estaba accionado eléctricamente. Con el Assistor 644, la duración
de uso se extendió con un sistema nuevo de humidificación de gas inspiratorio y el
círculo de pacientes se amplió a las aplicaciones pediátricas. El Assistor 744 mejoró
la calidad de la ventilación, en especial en las aplicaciones pediátricas, con un
mecanismo de activación más sensible que implicaba una activación más sencilla
de la respiración apoyada artificialmente. Además, el aspecto de los primeros
Assistor, al que había que acostumbrarse, cambió enormemente. En el desarrollo de
los equipos médicos el diseño sencillo y estético fue ganando importancia de forma
gradual.

El camino a la ventilación moderna para
cuidados intensivos
El Assistor amplió enormemente el área de aplicación de la ventilación. Además de
la ventilación para los pacientes de polio, se hicieron cada vez más habituales la
ventilación postoperatoria y el tratamiento de inhalación para las enfermedades
pulmonares crónicas. A pesar de la ampliación de la gama de aplicaciones, la
ventilación asistida con máquinas siguió siendo una medida relativamente sencilla.
Sin embargo, la ventilación moderna
va un paso más allá. No funciona
meramente como un puente durante
un período de insuficiencia respiratoria,
sino que más bien adapta el tipo de
ventilación a la causa del trastorno y si
es posible trata la disfunción de forma
dirigida. La ventilación moderna es
más bien una terapia respiratoria.
Los requisitos para un tratamiento intensivo
dirigido implicaban nuevas demandas a los
ventiladores. En especial, los usuarios buscaban
controlar el volumen de ventilación. Asimismo, la
duración de la ventilación debería poderse variar
mediante unos parámetros ajustables y no sólo
depender de la mecánica del pulmón del paciente.
Era necesaria una ventilación controlada
mediante el tiempo y un volumen constante.
Los primeros dispositivos de ventilación de Dräger
que cumplían estos requisitos fueron los de la
serie Spiromat, que se lanzó en 1955. Marcaron el
punto de inicio del desarrollo de los equipos
modernos de ventilación intensiva en Dräger.
Spiromat 661 con cabezal de
ventilación E para la ventilación
a largo plazo de adultos
38
Spiromat en uso clínico

Ventilación de un paciente después de una traqueotomía con el Spiromat 661

El progreso constante en ventilación para los
cuidados intensivos: desde el Spiromat al EV-A
La siguiente generación de ventiladores fueron los UV-1 “Universal Ventilator”,
lanzado en 1977, y el UV-2. Adoptaron la ventilación con bolsa convencional del
Spiromat, en la cual el gas inspiratorio se aspira de una bolsa y se insufla en los
pulmones. El control y la monitorización de estos dispositivos ya se realizaban
mediante un sistema electrónico.
En 1982 el EV-A “Electronic Ventilator” introdujo una tecnología de válvulas
completamente nueva en los ventiladores Dräger. Las válvulas accionadas
electromagnéticamente permitieron el control preciso y rápido del flujo de gas y la
presión inspiratorios incluso durante una respiración. Los microordenadores
permitieron crear patrones respiratorios que eran inconcebibles con la generación
anterior de ventiladores.
Además, la serie EV-A fue la primera en
ofrecer la monitorización gráfica de la
respiración. Se podían mostrar en una
pantalla integrada en el dispositivo de
ventilación las curvas de respiración,
los datos numéricos y mensajes de texto.
Desde entonces, la monitorización
gráfica en una pantalla integrada ha
sido una característica estándar de los
dispositivos de ventilación para
cuidados intensivos de Dräger. Otros
fabricantes introdujeron 15 años más
tarde esta monitorización gráfica
integrada y desde ese momento se
convirtió en parte de la configuración
básica de los equipos de ventilación
para cuidados intensivos.
40
Ventilación intensiva con UV-1.
El usuario observa el movimiento de los
fuelles de ventilación para detectar las
fases respiratorias

Ventilación intensiva con el EV-A. Representación de las curvas de ventilación
en la pantalla integrada

Ventilación moderna para cuidados intensivos:
la serie Evita
La introducción en 1985 de la serie Evita sirvió para el posterior desarrollo de la
tecnología informática aplicada a la ventilación y permitió adaptar aún más la
ventilación asistida por máquinas a la respiración espontánea. Las nuevas
características de rendimiento de la serie Evita fueron posibles gracias al rápido
desarrollo de la tecnología de los monitores. La superior resolución de los gráficos y
las pantallas en color garantizaron una mejor transferencia de la información
mediante imágenes y texto. El progreso en la tecnología de los monitores no sólo se
limitó a la visualización. El Evita 4 incorporó por primera vez una pantalla táctil
cuando se lanzó en 1995. Esta tecnología de pantalla táctil revolucionó en la
práctica el concepto de funcionalidad en cuanto a la ventilación.
Con la serie Evita se introdujo un gran
número de nuevas características de
rendimiento en el tratamiento, la
monitorización y la funcionalidad,
gracias a lo cual el mercado se sofisticó.
No todos los clientes querían lo mejor,
algunos querían concentrarse en
algunas funciones, mientras que otros
deseaban cada vez más. Además, Dräger
ya no producía simplemente para
“el mercado” que, por tradición, había
sido el mercado nacional. Ahora Dräger concentraba sus esfuerzos en cada vez
mayor medida en los mercados de exportación con sus requisitos cambiantes. Se
introdujeron líneas de producción paralelas y Evita se convirtió en la gama de
productos Evita.
Primero se lanzó en 1997 el Evita 2dura con rendimiento limitado en comparación
con el Evita 4. En 2003 se introdujo el Evita XL con un alcance notablemente
mayor que el Evita 4. No obstante, los tres productos de la gama de productos Evita
se diferencian no sólo en el ámbito de rendimiento, sino también en el ciclo de
innovaciones, donde el Evita XL va abriendo camino.
42
Evita 2. Funcionamiento convencional con
botones, representaciones gráficas y
mensajes de texto en la pantalla

Evita XL. Monitorización integrada totalmente configurable y funcionamiento
en una pantalla a color con tecnología Touch-Screen

Nuevos mercados y nuevas áreas de aplicación
para la ventilación
En paralelo con la serie Evita, al final del siglo pasado se desarrolló una gama de
dispositivos de ventilación, en la que se sustituyeron las costosas válvulas de
inhalación con una tecnología sólida alternativa para atender las necesidades de los
países en desarrollo y emergentes. En lugar de la costosa tecnología de las válvulas
electromagnéticas que precisan de gas a presión de buena calidad para el
funcionamiento, se usó una turbina que sólo necesita el aire ambiental para
funcionar. En 2000 se introdujo el Savina como el primer ventilador de Dräger en
usar esta tecnología de turbina.
En los países industrializados, el siglo XXI se caracteriza por el aumento de la
especialización en el mercado de los ventiladores, con nuevas áreas de aplicación
además de las áreas tradicionales de ventilación para cuidados de emergencia e
intensivos. La terapia en cuidados intensivos es el nuevo campo clínico de los
cuidados subcríticos, con requisitos menos rigurosos que en la ventilación para
cuidados críticos, parecida a la ventilación domiciliaria.
Dräger ha desarrollado la gama de productos
Carina™ para ambos segmentos para los cuidados
subcríticos y domiciliarios con dos perfiles de
rendimiento personalizados para los requisitos
específicos de estos dos campos: los modelos se
denominan Carina™ y Carina™home (ambos
modelos están propulsados por turbinas).
44
Carina™ (izquierda) y
Carina™home (derecha).
Ventilador para los cuidados
subcríticos y domiciliarios

Savina. Ventilación independiente del suministro estacionario de gas
con la nueva tecnología de turbina

La ventilación en pacientes pequeños:
el camino hasta el Babylog
La ventilación de niños y neonatos requiere características especiales en tecnología
de ventilación, las cuales no se pueden satisfacer con un equipo diseñado para
adultos. Los retos específicos de la ventilación neonatal son volúmenes de inspiración
más pequeños, cambios más rápidos en el flujo de gas y, particularmente, protección
frente a presiones demasiado elevadas en las vías aéreas y volúmenes de respiración
obligatoria demasiado grandes. En principio, los ventiladores neonatales eran
ventiladores para adultos modificados.
El primer ventilador para niños de Dräger fue el Baby Pulmotor, una modificación
de un Pulmotor original (23). Las fases respiratorias se alternaban mediante una
válvula de cuatro vías que no se activaba por el movimiento, sino manualmente. Las
generaciones siguientes de las versiones pediátricas del Pulmotor se desarrollaron
principalmente para los primeros auxilios en las salas de partos.
Hasta la década de 1970 Dräger
desarrolló versiones para los cuidados
neonatales en paralelo con los
ventiladores para adultos, como la
versión neonatal del Spiromat en 1958
y el Assistor 644 de 1965.
Spiromat modificado para la ventilación de
niños pequeños
46

Babylog 1 para su uso en maternidades. Se conectan unos módulos adicionales
al dispositivo de ventilación para ajustar la concentración de oxígeno y la
monitorización de la presión respiratoria
En 1975 comenzó la especialización de los ventiladores para neonatos con el
Babylog 1, que continuó con el Babylog 2 en 1979 como variación para la ventilación
durante el transporte. Se desarrolló una versión muy simplificada de este último
para la respiración de alta frecuencia. Aunque estos ventiladores se desarrollaron
con muchos componentes de los ventiladores para adultos, se adaptaron en gran
medida a las necesidades de los recién nacidos. Hasta el final de la década de 1980
no se desarrolló un ventilador específico para los cuidados a neonatos.

Ventilación para cuidados intensivos de neonatos:
el Babylog 8000
El primer ventilador diseñado exclusivamente para la asistencia de niños y neonatos
fue el Babylog 8000, que se lanzó en 1980. Casi todo este producto era nuevo en
comparación con los dispositivos anteriores. En lugar de una válvula para dosificar
un tipo de gas, el gas se suministraba mediante varias válvulas activadas
digitalmente. Esto permitía lograr cambios muy rápidos en el flujo de gas y que el
rango altamente dinámico, típico de la ventilación neonatal, pudiera ser alcanzado.
El Babylog 8000 fue el primero en
incorporar la medición del flujo en la
ventilación de niños, y la unidad de
medición estaba cerca del cuerpo del
paciente. La precisión de la medición
era tan elevada que no sólo se podía
utilizar para la monitorización, sino
también para la regulación del volumen
respiratorio. La medición del flujo
relacionada con el paciente proporcionó
una activación sensible combinada
con la mejor protección posible frente
a la activación errónea. Asimismo,
el Babylog estaba equipado con una pantalla de gráficos (otra innovación de la
ventilación de neonatos).
Es poco frecuente que un aparato de ventilación conllevase tantos cambios en la
práctica clínica como lo hizo el Babylog 8000. Con su introducción, se podía ventilar
por primera vez a los bebés prematuros en función del volumen, porque este se
podía medir exactamente. El método de activación sensible y la compensación
automática de fugas, que normalmente son inevitables en la ventilación de
neonatos, permitieron un grado de ventilación moderada desconocida hasta
entonces.
48
Ventilación de un recién nacido con el
Babylog 8000. Medición de flujo cercana
al paciente

Babylog 8000. Monitorización con gráficos integrados, con una curva de flujo
en tiempo real en el procedimiento SIMV. Sobre el dispositivo: curva de flujo en
tiempo real en la ventilación de alta frecuencia
Las curvas y las tendencias de tiempo real formaban parte del concepto de
monitorización integrada del Babylog 8000. Otra innovación era el diseño amplio
que permitía la actualización posterior de los ventiladores con nuevas opciones.
Esto significaba que las nuevas características de rendimiento se pudiesen
introducir años después del lanzamiento del Babylog 8000 como la ventilación de
alta frecuencia (1993) y la ventilación con presión de soporte (1997).

Del Pulmotor al Oxylog®
En la década de 1950 se reconocieron los límites de la ventilación con presión de
soporte en la ventilación para cuidados intensivos y llevaron al desarrollo de los
ventiladores con volumen constante y controlados por tiempo. Este desarrollo no
llegó al campo de la ventilación de emergencias hasta dos décadas después. En
Dräger causó el desarrollo de un dispositivo de ventilación de emergencias
completamente nuevo lanzado en 1976 con el nombre de Oxylog®
.
El sistema de funcionamiento era
completamente nuevo en comparación
con el Pulmotor. En lugar del mecanismo
alternativo con presión de soporte, se
utilizó un control lógico neumático. Los
nuevos sistemas neumáticos no sólo
proporcionaban flujo constante que se
podía dirigir al paciente o al ambiente;
también suministraban el gas inspiratorio
sólo durante la fase de inhalación e
interrumpían el flujo durante la fase de
exhalación, gracias a lo cual se creaba
un flujo intermitente. Este principio se
denominaba “regulador de flujo”.
Con este nuevo principio de funcionamiento, la ventilación con volumen constante,
controlado por tiempo, se hace posible en la medicina de emergencias. El volumen
por minuto se podía ajustar directamente en el dispositivo y permanecía constante
durante la ventilación, lo cual garantizaba la ventilación necesaria para los
usuarios. También la frecuencia de ventilación se podía ajustar totalmente en el
dispositivo y, por lo tanto, ajustar la ventilación a la resucitación cardíaca. La
frecuencia también permanecía constante durante el uso y no tenía que ajustarse
cuando cambiaba la concentración de oxígeno, en contraste con el Pulmotor. Se
podían reconocer las estenosis directamente en un indicador de presión de
ventilación, mientras que los usuarios del Pulmotor tenían que confiar en que una
persona interpretase correctamente el cambio súbito y la “vibración”. Además, la
unidad de control utilizaba menos de un litro de gas presurizado, un ahorro
considerable, en comparación con el Pulmotor.
50
La primera versión del dispositivo de
ventilación Oxylog. Ventilación con volumen
constante en la medicina de emergencias

Ventilación de emergencia con el Oxylog. El dispositivo de ventilación, la botella de oxígeno,
el reductor de presión y los accesorios se guardan en la mochila, parecida a la del Pulmotor
Dadas todas estas ventajas, el Oxylog debería haber sustituido rápidamente al
Pulmotor en el mercado, pero las cosas marcharon de forma muy diferente. El kit
de conversión ofrecía a los clientes con un PT60/61 o un PK 60, la posibilidad de
sustituir el recipiente del Pulmotor por un Oxylog. Esto significaba que los clientes
que comprasen un Oxylog nuevo podían seguir usando los accesorios del Pulmotor,
como la cartera y la botella de oxígeno. Esto provocó un largo periodo de transición
de varios años durante el cual se utilizó el Oxylog junto con la logística del Pulmotor.

La serie Oxylog®
:
el camino a la ventilación de emergencias moderna
El Oxylog®
se diseñó para aplicaciones de primeros auxilios y su objetivo principal era
mantener las funciones vitales mediante la ventilación artificial. Su aplicación se
dirigió a las situaciones de primeros auxilios y el transporte posterior de los pacientes
para el tratamiento en el hospital, el denominado transporte primario. Por lo tanto,
las características de rendimiento se limitaron a la ventilación controlada y para la
monitorización se usó un sencillo manómetro para medir la presión en las vías aéreas.
Pero también aumentaron los requisitos para la
ventilación de emergencias y se desarrollaron otros
campos de aplicación del Oxylog, como el transporte
secundario o el transporte durante el tratamiento en
el hospital, por ejemplo cuando se desplaza a un paciente
a otra sala. Con el fin de satisfacer esta necesidad se
introdujo en 1993 el Oxylog 2000. Este permitió la
respiración espontánea del paciente, además de la
ventilación controlada. Contaba con amplias
características de monitorización para la presión en
las vías aéreas y el volumen respiratorio. Mensajes y
texto de alertas se podían leer por primera vez en situaciones de emergencia en una
pantalla y las alarmas avisaban al personal de situaciones potencialmente mortales.
Todos los ajustes del Oxylog 2000 se podían hacer directamente en la unidad básica,
con lo cual ya no era necesario hacer ajustes independientes de las válvulas.
En 1997 se introdujo el Oxylog 1000, el sucesor del
Oxylog, que se lanzó en 1975. Con el Oxylog 1000 se
podía monitorizar el suministro de gas y la presión en
las vías aéreas en el paciente. En 2003 nació otro
miembro de la gama de productos Oxylog: el Oxylog
3000, con sus nuevas opciones de ventilación y la
visualización de gráficos integrada, introdujo una
calidad de tratamiento para la ventilación de emergencias que antes sólo estaba
disponible en la ventilación de cuidados intensivos. Se desarrollaron varias
soluciones de transporte para los tres modelos de la serie Oxylog, como los sistemas
de portadores y el caddy para accesorios.
52
Oxylog 1000
Oxylog 2000

Oxylog 3000. La monitorización gráfica y el procedimiento de ventilación
satisfacen las demandas de la medicina crítica
Después de la historia de la medicina de emergencias, vamos a centrarnos en un
aspecto diferente a los cien años de ventilación artificial. Con las descripciones
detalladas de los diferentes modelos y diseños, hemos demostrado cómo han
evolucionado las diferentes generaciones de equipos de ventilación.
Después de poner el acento en los temas técnicos, ahora queremos plantear la
siguiente pregunta: “¿Qué ha cambiado como resultado de estos desarrollos
tecnológicos?” Empezaremos por los usuarios, preguntándonos cómo ha cambiado
el papel de los médicos y el personal durante los cien años de ventilación.

El papel del personal médico
En resumen, la historia de los ventiladores según se ha descrito anteriormente se
puede dividir aproximadamente en tres fases: primero, la ventilación sencilla
artificial, segundo, la ventilación optimizada por las correcciones manuales del
personal médico y tercero, la ventilación con ajuste automático al paciente.
El Pulmotor, el Assistor y los primeros ventiladores con volumen constante son
máquinas sencillas en relación con los conocimientos actuales. El objetivo principal de
la ventilación era garantizar la ventilación de los pulmones durante el uso. El personal
médico disponía de pocas posibilidades para ajustar la máquina y sólo dispositivos
modestos de seguridad, por ejemplo, frente a la presión excesiva de la ventilación.
Con la introducción del UV-1, el papel del personal médico comenzó a cambiar:
desde entonces no sólo eran responsables de ajustar los parámetros básicos, sino
que podían adaptar la ventilación al paciente de forma dirigida. Igualmente, podían
preparar al paciente para la respiración independiente mediante la reducción
gradual y consciente de la ventilación artificial y, por lo tanto, retirar al paciente de
la máquina. Además, podían optimizar la presión inspiratoria, por ejemplo, y al
mismo tiempo, mantener el volumen en un nivel constante. Sin embargo, estas
nuevas posibilidades precisaban de gran cantidad de trabajo en las aplicaciones
médicas de las que el paciente sólo se podían beneficiar en parte. Una gran parte
del trabajo adicional era la corrección manual de las deficiencias de la tecnología
de ventilación de aquel momento.
Las nuevas posibilidades que ofrecía el ajuste automático del ventilador al estado
fisiológico del paciente, comenzaron a cambiar el papel de los médicos:
abandonaron su condición de “operadores de máquinas.”
Inicialmente la adaptación automática al paciente estaba limitada a los cambios
mecánicos de los pulmones: por ejemplo, el EV-A podía ventilar en el caso de una
fístula, incluso si se producía una fuga en el control correspondiente del suministro
del gas inspiratorio. El modelo Evita ofreció una mejora de la adaptación de la
ventilación a la respiración del paciente al supeditar la ventilación mecánica a la
respiración fisiológica y permitir la respiración espontánea durante la ventilación
mecánica.
54

La ventilación de niños a comienzos y a finales del primer siglo de ventilación.
Se elimina la presion al usuario gracias a la automatización. Izquierda: Baby Pulmotor, el usuario
cambia manualmente las fases respiratorias. Derecha: Evita 4, el dispositivo de ventilación se
adapta automáticamente a la mecánica del pulmón y el personal puede asistir mejor al paciente
El papel del personal médico 55
Era necesario aliviar a los médicos de la carga de operar las máquinas porque la
ventilación moderna permitió el tratamiento de los patrones de enfermedades muy
graves que precisaban de más tiempo para tratar al paciente.
En un siglo ha cambiado el papel de los médicos como consecuencia de la tecnología
del ventilador y como resultado de lo que pueden hacer los ventiladores y los
beneficios correspondientes para los pacientes. El uso de un ventilador se puede
dividir en tratamiento, supervisión y funcionamiento; a continuación abordaremos
más detalladamente estas fases. Se tratará el desarrollo histórico de los procesos de
ventilación, la supervisión de la ventilación y los modos de funcionamiento desde el
punto de vista de los beneficios del usuario y el paciente.
1914 2000

La ventilación en las aplicaciones clínicas:
resumen
En la tecnología de ventilación describimos la constante de tiempo para la presión y
el volumen como patrones de ventilación. Por el contrario, la técnica de ventilación
describe la interacción entre el paciente y el ventilador. Cuando se desarrollaban
procedimientos de ventilación, el énfasis inicial se ponía en el suministro de gas a
las vías aéreas a corto plazo cuando se interrumpía la respiración del paciente. Los
primeros dispositivos de ventilación servían para la ventilación de emergencia, donde
un puente a corto plazo era la preocupación principal cuando se interrumpía la
respiración del paciente. Sin embargo, las mismas técnicas de ventilación que salvaban
vidas causaban tanta presión en los pulmones cuando se usaba durante un periodo
prolongado que a los pacientes les resultaba difícil volver a la respiración normal.
La adaptación de las técnicas de ventilación a la fisiología y una ventilación más
amigable, se consiguieron mediante dispositivos auxiliares que limitaban los efectos
dañinos de la ventilación; los especialistas entrenados los podían utilizar de forma
dirigida. Las técnicas de ventilación que garantizan la adaptación automática de la
ventilación al paciente han sido desarrolladas recientemente.
Los dispositivos de vigilancia de
la ventilación se denominan
‘Monitorización de la ventilación’.
Con los primeros ventiladores esto
estaba limitado a la medición de la
presión en las vías aéreas y las sencillas
comprobaciones del funcionamiento
del equipo. No fue hasta la llegada de
la electrónica y los microordenadores
que se pudo hacer frente a situaciones
más complejas. Posteriormente las
funciones de monitorización fueron convirtiéndose en una parte integral de los
ventiladores. Los avances en la calidad de la visualización de la información, desde
la lectura hasta la visualización en la pantalla, son el desarrollo más asombroso.
Dispositivos de monitorización del Evita 2.
Los valores numéricos junto a la pantalla de
gráficos están ordenados por prioridad
56

Monitorización Interfaz de
usuario
Modo de
ventilación
Ventilador
FuncionamientoMonitorización Tratamiento
Estructura de un dispositivo de ventilación. Funciones (centro) y actividades
relacionadas (abajo) en la ventilación
Todos los elementos necesarios para manejar un ventilador se denominan interfaz
del usuario. Con el aumento de la complejidad de las funciones de ventilación, el
manejo del equipo se ha complicado. El número de elementos de funcionamiento
ha aumentado de forma constante. El progreso cualitativo se ha logrado en estos
últimos años. El uso de una interfaz de pantalla para ajustar las funciones aumenta
el intervalo de rendimiento de la máquina al tiempo que simplifica su
funcionamiento.

Respiración y técnica de ventilación:
la diferencia fundamental
Durante varias décadas el objetivo principal de la ventilación fue la ventilación
adecuada de los pulmones. No fue hasta la década de 1970 que se produjo un
cambio de actitud y se establecieron técnicas de ventilación basadas en evitar
lesiones pulmonares. Hay un buen motivo para el desarrollo tardío de la ventilación
orientada al paciente. Hay una diferencia fundamental entre la ventilación artificial
y la respiración fisiológica. La ventilación no es una simulación de la respiración,
sino un sustitutivo con efectos secundarios inevitables debidos a un principio del que
la gente no era consciente antes. Además de la activación y la adaptación del flujo
de gas inspiratorio en la ventilación, era un reto tecnológico de grandes dimensiones
que estaba fuera del alcance de las posibilidades de los ventiladores más antiguos.
La diferencia fundamental entre la respiración fisiológica y la
ventilación artificial se puede ver en la fase de inhalación. En
la respiración el volumen interno del tórax aumenta al
contraerse los músculos respiratorios. Esto causa una presión
negativa en los pulmones y se inspira el aire. En la ventilación
se produce el efecto contrario. El ventilador crea una presión
positiva y, por lo tanto, insufla el gas inspiratorio en los
pulmones. La presión del ventilador puede afectar a los
pulmones y otros órganos durante este proceso. Uno de los
grandes retos de la ventilación artificial en la actualidad es
mantener en el mínimo los efectos secundarios de la presión de ventilación, que
básicamente no se pueden evitar (2,4). A continuación explicaremos de forma
sencilla las técnicas para evitar efectos secundarios.
Los elementos de funcionamiento más importantes de un ventilador son el
dispositivo para administrar el gas y la válvula de exhalación. Una unidad de control
garantiza que el gas inspiratorio ingrese a los pulmones del paciente durante la fase
de inhalación y que el gas se expulse mediante la válvula de exhalación durante la
fase de exhalación. La unidad de control cambia la función de suministro de gas
durante la fase de inhalación y cierra la válvula de exhalación. La presión creada
actúa como un fuelle para ventilar los pulmones. Durante la fase de exhalación no
se suministra gas inspiratorio en condiciones normales, ya que el gas inspiratorio
sale automáticamente de los pulmones a través de la válvula de exhalación abierta.
58
Volumen
pulmonar
Dispositivo de
ventilación (presión)
Músculos respiratorios
(respiración)
Principio de
ventilación

Control
Válvula de exhalación
Dosificación de gas
Paciente
Elementos de funcionamiento de un dispositivo de ventilación
Este es el principio de funcionamiento fundamental de la mayor parte de los
ventiladores. No obstante, la calidad del suministro de gas inspiratorio en máquinas
más antiguas varía considerablemente de la de los ventiladores modernos. En los
primeros ventiladores era la máquina la que determinaba la constante de tiempo
para el suministro del gas inspiratorio. Si se producía un desequilibrio entre la
respiración del paciente y la ventilación artificial, la única solución era sedar con
medicamentos al paciente.
De ahí que los primeros ventiladores estuviesen a “kilómetros de distancia” de la
fisiología de la respiración. Una característica del progreso en el desarrollo de
técnicas de ventilación es la reducción constante de esa distancia gracias al
desarrollo técnico y médico.

Los tres problemas de la ventilación artificial
La adaptación de la ventilación artificial controlada por tiempo, a la respiración
fisiológica no se resolvió a la primera, sino que se produjo en varias fases. Cada fase
marcó la solución de un problema causado por el cambio radical de las condiciones
de presión y las limitaciones técnicas.
Aquí describimos los tres problemas principales que se pueden identificar en el
patrón de ventilación. Se puede mostrar un patrón de ventilación como curvas de
ventilación. Estas curvas se trazan cuando se registran la presión en las vías aéreas
o el flujo de gas inspiratorio para determinar la duración de la inhalación o la
exhalación. El intervalo de tiempo desde el inicio de una inhalación hasta el inicio
de la siguiente se denomina ciclo de ventilación.
El diagrama muestra el ciclo de ventilación de un Spiromat de 1955 como una
presión en las vías aéreas y una curva de flujo. El progreso de la presión en las vías
aéreas muestra claramente las tres fases. La presión aumenta inicialmente en la
Fase 1 hasta alcanzar el máximo. Esta fase se denomina tiempo de flujo. En la Fase 2,
la presión disminuye hasta un valor estable y, por lo tanto, se describe como una
presión meseta. En la Fase 3, el tiempo de exhalación, la presión cae hasta un valor
terminal.
La constante de tiempo del flujo de gas inspiratorio (flujo) muestra de forma aún
más clara las tres fases. Los tres problemas pueden explicarse con las curvas de
ventilación mostradas en la página siguiente.
Inicialmente los valores máximos de presión se pueden crear al inicio de la
inhalación debido al flujo constante de gas inspiratorio. En ciertas circunstancias el
tejido pulmonar puede quedar expuesto a una tensión mecánica elevada. En
segundo lugar, la exhalación no es posible durante la presión meseta porque el
ventilador mantiene firmemente cerrada la válvula de exhalación. La respiración
natural se interrumpe considerablemente durante esta fase.
60

t
t
P
1 2 3
Curvas de ventilación de un Spiromat. Parte superior: curva de presión.
Parte inferior: curva de flujo. Subdivisión de un ciclo de ventilación en la fase de
flujo (1), la fase de presión meseta (2) y la fase de espiración (3)
*PEEP = Presión positiva espiratoria final
En tercer lugar, la presión terminal cae si el gas inspiratorio puede salir a través de
una fuga. Sin embargo, la presión terminal constante es muy importante en
términos clínicos, por lo cual ha recibido un nombre. La presión en las vías aéreas
al final del tiempo de exhalación se denomina PEEP*.
Las soluciones para estos problemas se encontraron en diferentes momentos.
El primer problema por resolver eran las presiones máximas.

Ventilación con presión limitada en el UV-1
Las presiones máximas al inicio de la fase de inhalación se producen durante la
ventilación artificial como consecuencia de un método muy sencillo de suministro
de gas inspiratorio usado con los primeros Spiromat. El gas inspiratorio se
administra con un flujo constante sin tener en cuenta la presión creada en las vías
aéreas. Este tipo de ventilación puede causar presiones máximas en los pulmones
debido a las leyes físicas. Sólo cuando el gas inspiratorio se distribuye por los
pulmones, desciende la presión al valor meseta.
Los anestesistas reconocen este problema. Evitan las presiones máximas de la
ventilación manual con bolsa al controlar correctamente la presión de ventilación.
Manipulan con cuidado la bolsa de ventilación para evitar la extensión excesiva de
los pulmones en cualquier momento, que se produce si la presión en las vías aéreas
es demasiado elevada. Con la ventilación artificial el problema de las presiones
máximas se resolvió con una solución técnica que reproduce hasta cierto punto la
mano de un anestesista experimentado. El principio es el de la ventilación con
bolsa inflable con una presión de trabajo ajustable que se utilizó con el UV-1.
La estructura de la bolsa de ventilación se ilustra en el diagrama.
La bolsa de ventilación se coloca en un contenedor rígido y los
médicos ajustan la presión en este contenedor como presión
de trabajo. Esta estructura permite la ventilación donde la
presión de las vías aéreas está limitada al valor de la presión
de trabajo. Este tipo de ventilación modificada con volumen
constante se denomina ventilación con “presión limitada”.
El diagrama muestra la curva de la ventilación con presión
limitada. La presión máxima se “desconecta” aquí y el flujo
desciende de forma continua desde un valor constante inicial.
Esta disminución en el flujo de la ventilación con presión
limitada se denomina “flujo desacelerado”. Si la presión se
reduce hasta el punto en el que no se alcanza el volumen
respiratorio ajustado, la ventilación está “controlada por
presión”.
62
El principio de la
ventilación artificial
por fuelle. Notas:
véase el texto

t
t
P
1 2 3
Curvas de ventilación de un UV-1. Ventilación controlada por presión derivada de
una ventilación con volumen constante al limitar la presión
El concepto de la ventilación controlada por presión en el UV-1 y los modelos
posteriores varía fundamentalmente en este punto de los otros ventiladores. La
ventilación controlada por presión no se introdujo como un proceso independiente
nuevo, sino que derivó del proceso de ventilación original con volumen constante.
La ventilación controlada por presión no debería considerarse como la sucesora de
la ventilación orientada al volumen. Ambos procesos están disponibles al mismo
tiempo. Durante mucho tiempo, el UV-1 y los modelos posteriores eran los únicos
ventiladores que ofrecían una combinación de las ventajas de ambos tipos de
ventilación.

Nueva tecnología de ventilación con el EV-A
La ventilación convencional controlada por presión no añadió ninguna demanda
más a la tecnología de ventilación. Se podía realizar con una calidad satisfactoria
con la ventilación con bolsa usada previamente.
El principio de ventilación con bolsa quedó superado en la década de 1980 por los
ventiladores controlados con microprocesadores, y Dräger fue uno de los primeros
fabricantes gracias al EV-A. Inicialmente la nueva generación de ventiladores no
aportó ninguna solución importante a los problemas de los procesos convencionales,
sino que más bien copió los tipos de ventilación establecidos y añadió una tecnología
nueva para el suministro del gas inspiratorio y el control de la válvula de exhalación.
Gracias a esta nueva tecnología, el funcionamiento
de la bolsa se sustituyó por válvulas modernas. La
novedad de estas válvulas era el accionamiento
electromagnético que sustituyó al mecanismo
accionado por sistemas neumáticos o eléctricos.
El accionamiento electromagnético se había
establecido varias décadas antes cuando se utilizó
por primera vez en la tecnología de ventilación. Se
utilizó en altavoces, en los que los electroimanes
que vibraban a cierta velocidad creaban sonidos. En
el siguiente diagrama se muestra el funcionamiento
de una válvula electromagnética para dosificar el gas.
Pero las nuevas válvulas no eran precisamente rápidas. Con la nueva tecnología de
microordenadores se podían controlar de forma rápida y precisa. Esta novedosa
tecnología ofrecía nuevas dimensiones en la dosificación dinámica de gas
inspiratorio. Lo mismo se aplicó al funcionamiento de la válvula de exhalación que
se activaba por primera vez en el EV-A indirectamente mediante un electroimán y
se controlaba mediante un microordenador.
64
Esquema de funcionamiento de
una válvula electromagnético.
Para otras notas, véase el texto

t
t
P
1 2 3
Curvas de ventilación de un EV-A. Compensación de fugas: observe el flujo de
compensación en la última parte de la fase de espiración
La nueva tecnología sólo evolucionó ligeramente la ventilación artificial, a pesar de
su enorme potencial. Por primera vez el EV-A podía mantener el funcionamiento a
pesar de una fuga en la PEEP. Las curvas de ventilación muestran claramente la
compensación de fuga en la curva de flujo de la fase de exhalación.
Mediante la dosificación dinámica de gas inspiratorio, el EV-A podía suministrar
tanto gas como se salía por la fuga, por ejemplo, en el tubo. No obstante, la
innovación técnica que supusieron los microprocesadores no sólo significaban la
evolución de la ventilación. También fue la causa de desarrollos incorrectos. Desde
el punto de vista actual, consideramos al aumento de los procesos de ventilación sin
ningún beneficio terapéutico importante como desarrollos incorrectos. El inflado en
el proceso de ventilación complicó la ventilación, pero no necesariamente la mejoró.

Sencillo y abierto a la respiración espontánea:
BIPAP*
controlada por presión
No fue hasta un siglo después que se produciría una simplificación de la ventilación
artificial gracias al proceso de ventilación BIPAP (1,3,17). El nuevo proceso se
caracterizaba por un espectro extraordinariamente amplio de aplicaciones, desde la
ventilación artificial pura hasta la respiración espontánea. Poco después de su
publicación estaba disponible para muchas aplicaciones clínicas desde 1988 en
adelante con la primera generación de la serie Evita.
El avance más importante con el nuevo proceso era la posibilidad de la respiración
espontánea durante la ventilación artificial. Así se pudo resolver el último de los tres
problemas de la ventilación artificial antes descritos. La ventilación artificial
convencional no permitía la respiración espontánea durante las respiraciones
obligatorias. El paciente no podía espirar durante las respiraciones obligatorias, dado
que la válvula de exhalación estaba cerrada. La solución era el principio del “sistema
abierto” que se introdujo con el ventilador Evita.
En la ventilación artificial convencional, el
ventilador mantiene bien cerrada la válvula de
exhalación, como si fuese una mano que aprieta
un tubo.
En el “sistema abierto” la válvula de exhalación
regula suavemente, como una mano delicada que
ajusta suavemente el flujo. El principio del
“sistema abierto” es la base técnica para establecer
el nuevo proceso BIPAP controlado por presión.
Cualquier oportunidad disponible para la respiración espontánea se puede
identificar en la curva de flujo. Por primera vez es posible la exhalación durante la
fase de inhalación de la máquina.
66
* Marca comercial utilizada con licencia. BIPAP = Presión positiva bifásica en las vías aéreas
Válv. de exp.
cerrada
o
Válv. de exp.
regulada
Principio de funcionamiento del
“sistema abierto.” Para otras
notas véase el texto

t
t
P
1 2 3
Curvas de ventilación en el Evita. Ventilación espontánea durante todo el ciclo de
ventilación. Observe el flujo de espiración durante la subida mecánica
La BIPAP hizo avanzar el desarrollo de la ventilación de dos formas importantes. En
primer lugar, la BIPAP redujo el número de procesos necesarios debido a su extenso
ámbito de aplicación (3,17) y así se simplificó la ventilación. En segundo lugar, el
proceso dio al paciente más espacio para respirar con la posibilidad de respirar de
forma espontánea durante una respiración obligatoria. Así se mejoraron las
condiciones para el intercambio de gas (20) y se redujo el impacto negativo de la
ventilación en los pulmones y el sistema cardiovascular.

El proceso de la BIPAP permitió avanzar la ventilación controlada por presión.
Varios años después antes del siguiente avance importante, en 1995 se produjo una
mejora importante en la ventilación con volumen constante gracias al lanzamiento
del Evita 4.
El problema de las presiones máximas en la fase de inhalación con ventilación con
volumen constante seguía sin resolverse. Aunque las presiones máximas se podían
eliminar con la presión limitada del UV-1, tenían que ajustarse con frecuencia
durante el proceso de ventilación. La limitación de la presión ajustada
manualmente sólo es adecuada si las condiciones mecánicas en los pulmones no
varían, lo cual no suele ser habitual cuando se ventilan los pulmones.
Las propiedades mecánicas de los pulmones cambian: pueden ser más rígidos o
más elásticos. Su elasticidad cambia y es lo que en la fisiología respiratoria se
denomina como complianza. Además, la resistencia del flujo en las vías aéreas
puede aumentar o disminuir. El factor subyacente es la resistencia de las vías
aéreas y en la fisiología respiratoria se denomina resistencia.
Por ejemplo, si la complianza de los pulmones aumenta y éstos ganan en elasticidad
durante el tratamiento, es suficiente con una presión más baja de ventilación para
administrar el volumen necesario. De aquí que un mayor comportamiento requiera
menor presión para administrar el volumen necesario. De hecho, los médicos
tenían que medir la complianza con cada respiración y ajustar la menor presión de
ventilación posible.
68
* Marca utilizada con licencia
Presión óptima y abierta para la respiración
espontánea: AutoFlow®*
con volumen constante

IPPV
1
2
3
P
V
t
tTinsp
Curvas de ventilación de un Evita 4. El control de la presión de ventilación con AutoFlow®
:
tres curvas de presión de ventilación tomadas en diferentes momentos durante el
aumento de la complianza
Pero este trabajo lo realiza el ventilador, que mide automáticamente la complianza y
ajusta la presión de ventilación mínima. A este modo automático de funcionamiento
se le llama AutoFlow®
. No es un proceso de ventilación independiente, sino una
función auxiliar disponible en todos los procesos con volumen constante. AutoFlow®
regula el flujo de gas inspiratorio de acuerdo con los mecanismos pulmonares reales
de forma que el volumen respiratorio se administra con la mínima presión posible.
AutoFlow®
permite la respiración espontánea durante una respiración obligatoria
con volumen constante. AutoFlow®
permite una “respirabilidad libre”, que ha
demostrado su utilidad durante años de aplicación en la BIPAP con presión
controlada en una población más grande de usuarios.

Respiración espontánea con presión de soporte
Los procesos con presión de soporte se desarrollaron en paralelo a la ventilación
controlada por tiempo. La diferencia básica entre estos procesos en comparación
con los procesos controlados por tiempo es que no se ajustan intervalos de tiempo.
La duración de una respiración obligatoria se determina mediante los mecanismos
pulmonares y la actividad respiratoria del paciente. Además, el paciente tiene que
activar las respiraciones obligatorias.
El desarrollo de los procesos con presión de soporte comenzó veinte años después
de los procesos controlados por tiempo. El motivo de este inicio tardío se encuentra
en el complicado principio de control de estos procesos. En primer lugar, el
ventilador debe registrar cuando el paciente quiere inhalar para activar una
respiración obligatoria con presión de soporte. Después debe suministrar
rápidamente el gas inspiratorio necesario y posteriormente finalizar el suministro de
gas cuando el paciente así lo requiere. Los requisitos de este tipo de ventilador son
elevados, porque las diferencias en el suministro de gas inspiratorio y los requisitos
del paciente causan un esfuerzo respiratorio adicional y tensión al paciente.
Los procesos con presión de soporte son adecuados para aquellos pacientes con una
actividad respiratoria suficiente como para activar una respiración obligatoria, pero
si la respiración del paciente es insuficiente para ventilar los pulmones por sí solos.
Con el fin de soportar la respiración espontánea insuficiente, el ventilador puede
suministrar de forma espontánea una respiración al paciente con gas inspiratorio
con una presión ligeramente positiva. El ventilador alivia al paciente al reducir
parte del esfuerzo respiratorio.
70

Curvas de ventilación de un UV-2. Parte superior: ventilación espontánea sin soporte mecánico
El inicio y el final de esta presión de soporte los determina la respiración
espontánea y la mecánica pulmonar del paciente. Los médicos determinan sólo el
valor de la presión de soporte. Este proceso se denomina ASB* o PSV** y se usó por
primera vez en Dräger con un kit en el UV-1 y posteriormente en el UV-2.
* Respiración espontánea asistida, ** Ventilación con presión de soporte

Adaptación del soporte a la respiración espontánea
La ventilación artificial con presión de soporte alivia al paciente sin forzar un
patrón de ventilación creado mecánicamente. Aunque la ventilación artificial se
adapta a la respiración espontánea del paciente hasta un cierto grado de
ventilación con presión de soporte, hay algunos problemas básicos en el ajuste
preciso. En ciertas condiciones, la curva de presión soporte no se corresponde con
la respiración espontánea. Además, los cambios radicales en la presión son
incómodos para el paciente. De ahí que fuese necesaria una mejora de la
sincronización de la ventilación con soporte de presión a la respiración del
paciente.
La adaptación del soporte con presión a la respiración espontánea se logró
inicialmente mediante la corrección manual para la presión de soporte
convencional. El ajuste manual de la presión de soporte artificial a la respiración
espontánea y la mecánica pulmonar fue posible por vez primera con el EV-A en
1982 con un parámetro de ajuste adicional, el cual se denomina “pendiente de
presión”. Desde entonces la velocidad del aumento de la presión se puede adaptar a
los mecanismos pulmonares cambiantes mediante este parámetro. Se logró la
mejora de la sincronización de la presión de soporte con la respiración espontánea.
La respuesta de tiempo para el soporte no sólo depende de la actividad respiratoria
del paciente, sino que también está determinada por factores mecánicos como la
resistencia y el comportamiento. Por lo tanto, la duración de la presión de soporte
en algunas ocasiones puede ser menor que el esfuerzo respiratorio del paciente. En
este caso, la duración de la presión de soporte se puede extender mediante un
intervalo más prolongado del aumento de la presión. No obstante, este ajuste
manual sólo es útil en un número limitado de casos.
72

Curvas de ventilación de un EV-A. Respiración espontánea con presión de soporte
con presión extendida por el aumento del tiempo
Otro problema se encuentra en la retirada del paciente de la presión de soporte
convencional. En este caso el objetivo es dejar el trabajo al paciente en un mayor
grado para retirarlo del ventilador. Algunos pacientes “aprenden” que sólo tienen
que activar una respiración obligatoria para recibir el soporte de la ventilación
artificial y así no tener que esforzarse. La presión de soporte convencional, que se
introdujo como una ayuda para retirar de los ventiladores a los pacientes, no es
adecuada en estos casos. Estos pacientes necesitan un procedimiento en el que se
suministre el soporte de ventilación artificial de forma independiente a los
esfuerzos del paciente y, por lo tanto, “entrene” a los pacientes a que se esfuercen
en la respiración espontánea.

Regulación de la presión de soporte por parte
del paciente
Debían abrirse nuevos caminos en la búsqueda de un método que proporcionase
presión de soporte en función de la respiración espontánea. Hasta ahora todos los
métodos precisaban de parámetros ajustables y que determinaban la ventilación de
los pulmones. Estos parámetros eran el volumen o la presión. Aquí nos referiremos
sencillamente a estos parámetros como “parámetros de ventilación”. El resultado fue
que el control durante el tiempo y el volumen en la ventilación artificial lo tiene el
operador y no el paciente, lo cual es especialmente deseable durante el proceso de
retirada del ventilador. Esto también se aplica a la presión de soporte convencional.
No obstante, si se suprime la seguridad absoluta de la ventilación al ajustar los
parámetros de ventilación y se centra la atención en el soporte del paciente de
forma dirigida con los problemas de la respiración espontánea insuficiente, se abre
la posibilidad de enfoques completamente nuevos. En este caso, el paciente asume
la responsabilidad de ventilar sus pulmones y el operador sólo garantiza que el
ventilador suministre un soporte suficiente para la respiración espontánea del
paciente mediante el suministro adecuado de gas inspiratorio.
Los problemas de una respiración espontánea insuficiente pueden ser complejos. Si
se limita a la mecánica pulmonar, hay dos problemas principales. El dispositivo
respiratorio puede ser demasiado rígido y se suministra al paciente muy poco gas
inspiratorio. En este caso hablamos de una disfunción restrictiva causada por un
comportamiento inferior. Por el otro lado, la resistencia de las vías aéreas puede ser
demasiado elevada. En este caso hay una disfunción obstructiva causada por una
resistencia demasiado elevada.
Con el fin de afrontar estas disfunciones, en el caso de una disfunción restrictiva
deberían tomarse medidas específicas para aumentar el volumen con el menor
esfuerzo posible por parte del paciente y en el caso de una disfunción obstructiva el
objetivo sería aumentar de la misma manera el flujo. Este es exactamente el
principio subyacente de un método que se lanzó en 1997 con el nombre de PAV* (24)
y que desde 1997 se conoce como PPS**; estaba disponible en un ventilador
comercializado por primera vez con el Evita 4 y posteriormente con el Evita XL.
En la presión de soporte proporcional, no se pretende un volumen definido ni una
presión de ventilación definida. Más bien el objetivo es ajustar el porcentaje de
trabajo respiratorio que comparten el paciente y la máquina.
74
* PAV = Ventilación asistida proporcional, ** PPS = Presión de soporte proporcional

PacienteVentilador
Ventilación con control por presión
Volumen de medición
bucle cerrado
La presión de ventilación se controla en la presión de soporte proporcional.
El bucle de control se termina en pocos milisegundos. Para otras notas véase el texto
En la presión de soporte proporcional, la presión se regula en función del volumen
y el flujo medidos. El ciclo de control es excepcionalmente rápido. Los valores se
comprueban cada ocho milisegundos y la presión se corrige adecuadamente. Esto
significa que la presión se mide más de cien veces por cada respiración obligatoria y
se adapta a las necesidades del paciente.
Esto permite tratar de forma dirigida los problemas de respiración espontánea. Con
las disfunciones restrictivas la presión aumenta de forma proporcional con el
volumen y el parámetro de ajuste se denomina asistido por volumen. Las disfunciones
obstructivas se tratan de forma parecida con el parámetro asistido por flujo. Evita
apoya a los usuarios cuando ajustan los parámetros y proporciona información
sobre qué resistencia y qué comportamiento se compensan.

Problemas con la conexión del ventilador
76
La ventilación artificial causa efectos secundarios, como el esfuerzo respiratorio
adicional causado por la resistencia del tubo de ventilación. La tensión en el
paciente causada por el esfuerzo respiratorio adicional asociado a los tubos se
puede evitar mediante dos medidas. El esfuerzo adicional se compensa mediante el
ventilador o bien la causa del esfuerzo adicional se sustituye por una conexión de
ventilación alternativa.
Con el fin de comprender la compensación del esfuerzo respiratorio asociado a
los tubos, es útil profundizar en las condiciones de presión proximal y distal en el
tubo. Si el paciente respira a través del tubo, disminuye la presión en el tubo.
La disminución de la presión es mayor a medida que el paciente inhala el gas
inspiratorio con mayor fuerza a través del tubo. La disminución de la presión
depende del flujo de gas inspiratorio.
Por supuesto, el ventilador podría suministrar una mayor presión de ventilación con
el objeto de compensar esta disminución de la presión, lo cual es exactamente el
principio de la ATC* (compensación automática del tubo endotraqueal). El
ventilador ejerce la presión suficiente como para que el paciente tenga que
esforzarse para transportar el gas inspiratorio a través del tubo. El paciente percibe
esto como una ayuda. Aunque los pacientes respiran a través del tubo, no sienten la
resistencia y el esfuerzo adicional correspondiente que el ventilador asume a través
de la ATC, un fenómeno que se denomina también como “extubación electrónica”.
La compensación automática del tubo endotraqueal se introdujo en 1997 con el
lanzamiento del Evita 4 y desde entonces se ha convertido en un estándar en la
ventilación para cuidados intensivos.
Una conexión de ventilación alternativa es la mascarilla respiratoria que no exige
ningún esfuerzo adicional considerable en contraste con un tubo. No obstante,
debe adaptarse especialmente un ventilador para la ventilación con mascarilla,
dado que se puede producir una fuga considerable con mascarillas. La adaptación
se denomina NIV** (ventilación no invasiva). Consiste en una compensación
automática de las fugas muy superior y el ajuste a la monitorización de ventilación
con el silenciado selectivo de las alarmas.
* ATC = Compensación automática del tubo endotraqueal, ** NIV = Ventilación no invasiva

Sin ATC Con ATC
Paw
P tráqueal
P tráqueal
P mus
P tubo
Paw
P mus
P tubo
Compensación del esfuerzo respiratorio debido al tubo. (Paw = Presión en las vías aéreas)
Izquierda: sin la compensación del tubo, el tubo causa una disminución adicional en la presión
y el paciente debe compensar este descenso de la presión por la respiración forzada (Pmus =
presión de los músculos respiratorios). Derecha: con compensación del tubo, el dispositivo de
ventilación compensa la disminución en la presión mediante la presión de ventilación adicional
La ventilación no invasiva está disponible de forma opcional en casi todos los
ventiladores de Dräger para la ventilación para cuidados intensivos en adultos, la
ventilación de transporte y la ventilación neonatal. El Carina tiene un lugar
especial en la ventilación no invasiva. Se desarrolló especialmente para este
propósito, es decir, es un ventilador NIV especial que también puede ventilar a los
pacientes intubados.

Características específicas de la ventilación
de niños y neonatos
La ventilación de niños y recién nacidos tiene una categoría especial por dos
motivos. En primer lugar, hay problemas clínicos específicos cuando se tratan los
pulmones inmaduros y, en segundo lugar, hay retos tecnológicos adicionales en la
ventilación de neonatos.
Los problemas clínicos específicos de los pulmones inmaduros incluyen, por
ejemplo, la ausencia de surfactantes, una película líquida vital para los pulmones.
Una complicación típica es la aspiración del líquido amniótico, lo cual suele causar
neumonía. Las disfunciones respiratorias son una de las causas principales de las
muertes en neonatos.
Los retos técnicos de la ventilación neonatal residen en el tipo de conexión del
ventilador. El tubo de ventilación no suele estar fijado en la tráquea, pero se usa un
tubo, el denominado tubo sin manguito, que está abierto para las fugas elevadas
que frecuentemente no se pueden evitar. Además, los ventiladores para los recién
nacidos funcionan con un flujo continuo de gas. En principio es una solución
óptima para los pacientes pequeños, pero crea dificultades adicionales cuando se
monitoriza la ventilación. Se exigen demandas adicionales a los ventiladores
cuando se tratan estos cuadros clínicos descritos anteriormente en los que se
pueden producir cambios drásticos en la mecánica pulmonar. El equipo de
monitorización debe identificar estos cambios y, en el caso ideal, el dispositivo debe
adaptarse automáticamente a estos cambios en la mecánica pulmonar.
En vista de estos retos, no es sorprendente que no se desarrollase hasta el final
de la década de 1980 un ventilador que satisficiera los criterios anteriores. El
Babylog 8000 fue el primer ventilador para neonatos que integró la monitorización
del volumen y permitió diagnosticar la mecánica pulmonar. Ofrecía una medición
del flujo cercana al paciente, que combinaba la compensación automática de fugas
con una activación muy sensible para que el paciente más débil iniciase una
respiración artificial.
78

Babylog 8000
Cuatro años después de su introducción, el Babylog 8000 pudo actualizarse con la
ventilación de alta frecuencia y que fue la alternativa a la ventilación convencional
en casos de insuficiencia respiratoria grave. En 1997 se introdujeron dos métodos
nuevos que ya estaban establecidos en la ventilación adulta y se habían mejorado
para los requisitos especiales de la asistencia a neonatos mediante un ajuste
sensible, la ventilación de presión de soporte (PSV*) y la garantía de volumen (VG).
La presión de soporte da libertad para respirar a los recién nacidos. El paciente
determina tanto el inicio de la inhalación como de la exhalación, de forma que es
ideal para el destete de los pacientes neonatos (21). La garantía de volumen
reacciona automáticamente a los cambios en la mecánica pulmonar y, por lo tanto,
reduce el riesgo de dilatar en exceso los pulmones a causa de un cambio rápido en
los pulmones (por ejemplo, cuando se administra un surfactante).
* PSV = Ventilación con presión de soporte

SmartCare®
Los procesos de ventilación aquí descritos pueden ser muy diferentes, pero todos
tienen algo en común: todos se ajustan manualmente de acuerdo con las decisiones
individuales de los médicos. Estas decisiones no se toman frecuentemente, y en
muchas ocasiones no siguen un plan predeterminado. Por lo tanto, se prepararon
directrices (por ejemplo, el proceso de destete) que proporcionasen instrucciones
exactas para las actuaciones, como el ajuste de los parámetros.
En la mitad de la década de 1990 se convirtió en habitual el establecimiento de
directrices para el destete con la ayuda de un ordenador. El ordenador podía usar
los valores de monitorización de la ventilación para analizar el estado de un
paciente y diseñar un plan de tratamiento mediante las directrices guardadas.
De hecho, fue más allá y se autorizó el uso del ordenador para establecer medidas
en el plan de tratamiento automáticamente y para controlar un ventilador.
Las primeras pruebas clínicas de este nuevo proceso automático para la retirada del
ventilador se realizaron con la ventilación con presión de soporte y se llevaron a
cabo con un Evita 4 modificado y controlado por ordenador. Los resultados del
estudio fueron revolucionarios y significó que el proceso de retirada del ventilador
sólo precisase de la mitad de tiempo (19). El siguiente paso fue la integración de un
ordenador para la retirada automática del ventilador especialmente diseñado para
este fin: el Evita XL y su lanzamiento en 2005 con el nombre de SmartCare®
/PS.
El destete automático del ventilador, con la ayuda de un ordenador, se convirtió por
primera vez en una parte integrada al ventilador comercializado.
SmartCare/PS imita a los médicos durante el proceso de destete. Primero se realiza
un diagnóstico de la respiración espontánea a partir de tres parámetros: la
frecuencia respiratoria, el volumen tidal y el CO2 espiratorio final. En los casos de
respiración espontánea insuficiente, la presión de soporte se modifica
automáticamente para estabilizar al paciente y la respiración espontánea. Una vez
que esto se ha producido, la presión de soporte se reduce de forma satisfactoria a
un nivel en el que se puede esperar que el paciente siga respirando sin presión de
soporte. En este punto el SmartCare/PS realiza una maniobra, la prueba de
respiración espontánea. Si se realiza satisfactoriamente, se informa a los médicos
de la finalización del proceso de retirada del ventilador.
80

El papel de los médicos con una aplicación del SmartCare/PS es parecido al papel
de un piloto que vuela con el piloto automático. De la misma forma que un piloto
puede consultar en cualquier momento el rumbo, la velocidad y la altitud mientras
que se controlan automáticamente, los médicos pueden ver la evolución, el
diagnóstico y las medidas que se están tomando de forma automática. Y al igual
que un piloto, los médicos pueden intervenir de forma más o menos manual.
El personal siente que son más útiles. Se liberan de actividades rutinarias y tienen
información fiable de la evolución del tratamiento. Tanto los médicos como el
personal sanitario se convierten en diseñadores antes que en ejecutores del proceso
de destete del ventilador.
f
VT
etCO2
Ve
ntilación inadecua
da
Ve
ntilación insuficien
te
Ventilación
normal
Ventilación
insuficiente
Hiper-
ventilación
inexplicable
Hiper-
ventilación
Hipo-
ventilación
Taquipnea
grave
Taquipnea
Ventilación
normal
El diagnóstico de la respiración espontánea y las medidas de estabilización con el
SmartCare/PS. Izquierda: se evalúa la frecuencia respiratoria, el volumen tidal y el CO2
espiratorio final. Si uno de estos valores no es aceptable, se reconoce la “respiración
espontánea inadecuada”. Derecha: diferenciación del error, estabilización posible al cambiar la
presión de soporte (flecha blanca = aumento de la presión, flecha negra = disminución de la
presión, círculo = sin cambios). Después de la estabilización satisfactoria, se inicia el destete y
se ejecuta automáticamente al reducir la presión de soporte

Tendencias en el desarrollo del proceso de ventilación:
conclusión
Se pueden identificar dos tendencias principales en el desarrollo de los procesos de
ventilación. En primer lugar, la ventilación se orienta más a los pacientes y, en
segundo lugar, se orienta más a los usuarios.
El desarrollo de la ventilación artificial comenzó
con las “bombas de aire” artificiales que
suministraban gas inspiratorio a los pacientes. En
la siguiente fase de desarrollo, se introdujeron los
dispositivos auxiliares para adaptar la ventilación
artificial a los pacientes. Los médicos los utilizaron
como parámetros ajustables adicionales en el
proceso de ventilación.
En la ventilación controlada por tiempo, la
limitación de la presión se utilizó como parámetro
auxiliar para minimizar la tensión mecánica en los
pulmones. La presión de soporte se introdujo en la
respiración espontánea para aliviar a los pacientes
del esfuerzo respiratorio. En ambos casos, la
limitación de la presión y la presión de soporte,
la tecnología usada era bastante sencilla, pero su
aplicación conllevaba mucho trabajo. Si cambiaba
la mecánica pulmonar, normalmente los médicos tenían que modificar la
ventilación.
En la siguiente fase de desarrollo, la función de los parámetros auxiliares ajustables
manualmente se sustituyó gradualmente por las funciones “inteligentes” del
ventilador. Con AutoFlow®
, la respiración libre y la presión de soporte proporcional,
el ventilador se adaptó automáticamente a los cambios en las condiciones de los
pulmones y la respiración fisiológica. En la ventilación orientada al paciente, el
ventilador obedecía ahora al paciente.
82
El Evita 2 y el desarrollo del
procedimiento. La curva de
presión de la ventilación de
abajo a arriba: volumen
constante, limitación de la
presión, control de la presión
convencional y BIPAP

1970 1980 1990
Evita 4Evita 1EV-AUV1/UV2Spiromat
Orientado
al volumen
Orientado
a la presión
Volumen
constante
Límite de
presión
Presión de
soporte
Control de
la presión
Pendiente
de presión
Presión de
soporte
proporcional
BIPAP
AutoFlow
Número de procedimientos de ventilación. 1970: pocos procedimientos debido a las
limitaciones técnicas. 1980: muchos procedimientos debido a las nuevas opciones técnicas.
Desde 1990: menos procedimientos necesarios debido a procedimientos más orientados a
los pacientes y las aplicaciones
La segunda tendencia es una simplificación de la ventilación que orientó la
ventilación hacia los usuarios. Son necesarios incluso menos procesos. Los
numerosos procesos de dispositivos más antiguos se determinaron mediante las
posibilidades tecnológicas limitadas. Simplemente, no era posible hacer las cosas
mejor y para cada problema técnico y médico se necesitaba un proceso especial.
La introducción del BIPAP en el proceso de retirada del ventilador fue un paso
decisivo para simplificar la ventilación. En esta aplicación, se debería utilizar la
ventilación orientada a la presión o el volumen; las opciones están ahora entre dos
alternativas: BIPAP y AutoFlow®
.

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