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Artículo de revisión
-2016 NRITLD,Instituto Nacional de Investigación de Tuberculosis y Enfermedades Pulmonares, Irán
ISSN: 1735-0344Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
TANAFOS
Una revisión sobre el modelado respiratorio humano
Pardis Ghafarian1, 2,Hamidreza Jamaati3,
La impedancia de entrada del sistema respiratorio se mide mediante la técnica
Seyed Mohammadreza Hashemian1
de oscilación forzada (FOT). Múltiples estudios previos han intentado hacer
coincidir los modelos electromecánicos del sistema respiratorio con los datos de
Centro de Investigación de Enfermedades Respiratorias Crónicas,
1
Instituto Nacional de Investigación de Tuberculosis y
Enfermedades Pulmonares (NRITLD), Universidad de Ciencias
Médicas Shahid Beheshti, Teherán, Irán,2PET/CT and Cyclotron
Center, NRITLD, Universidad de Ciencias Médicas Shahid Beheshti,
Teherán, Irán,3Centro de Investigación para la Prevención y el
Control del Tabaco, NRITLD, Universidad de Ciencias Médicas
Shahid Beheshti, Teherán, Irán
impedancia. Dado que el comportamiento mecánico de las vías respiratorias y el
sistema respiratorio en su conjunto son similares a un circuito eléctrico en una
combinación de formatos en serie y en paralelo, se introdujeron algunas teorías
de acuerdo con este tema. Cabe señalar que, el número de elementos utilizados
en estos modelos puede ser menor que los necesarios debido a la complejidad
de la anatomía de la pared del tórax pulmonar. Se han propuesto varios
modelos respiratorios basados en esta idea para demostrar y evaluar las
diferentes partes del sistema respiratorio relacionadas con datos de niños y
adultos. En cuanto a nuestro conocimiento,
Correspondencia a: Jamaati HR
Dirección: Centro de Investigación de Enfermedades
Respiratorias Crónicas, Instituto Nacional de Investigación de
Tuberculosis y enfermedades pulmonares (NRITLD),
Universidad de Ciencias Médicas ShahidBeheshti,
Palabras clave:Impedancia respiratoria, Resistencia respiratoria, Reactancia
respiratoria, Cumplimiento, Modelado respiratorio, Técnica de oscilación forzada
Teherán, Irán
Dirección de correo electrónico: hamidjamaati@sbmu.ac.ir
INTRODUCCIÓN
La evaluación del sistema respiratorio con respecto al análogo
calcular la impedancia del sistema respiratorio. Utilizaron la
oscilación de presión sinusoidal forzada para evaluar el flujo
eléctrico (1) puede resolver muchos problemas en el
inducido en la boca de los pacientes adultos. La magnitud y el
comportamiento de los pulmones y el tórax (2) que presenta Otis et
ángulo de fase de la impedancia del sistema respiratorio se
al. (3) y otros (4-14). Muchos autores evaluaron las características
evaluaron a varias frecuencias (3-10 Hz) en relación con las de
resistivas, inerciales y elásticas del sistema respiratorio
la presión inducida y la oscilación del flujo (5). Se demostró que
comparables al modelo eléctrico RLC (formato en serie de
el sistema respiratorio se comporta de manera similar a un
resistencia-inductancia-capacitancia) o a un sistema mecánico de
sistema de segundo orden, de manera que a bajas frecuencias
resistencia-masa-resorte (4-7). Cabe señalar que existen muchos
el ángulo de fase es negativo debido a la elasticidad y
diseños para investigar las características de los sistemas físicos
compliancia del sistema respiratorio, y a frecuencias más altas
(15). Estudios previos han demostrado que la evaluación de la
el ángulo de fase llega a ser positivo. valores debido a las
función respiratoria mediante la técnica de oscilación forzada (FOT)
características inerciales del sistema respiratorio (5).
necesita una colaboración mínima del paciente (5, 16). Dubois et al.
La técnica de oscilación forzada podría ser un método útil
(5) desarrollaron la técnica de oscilación forzada (FOT) en 1956
para la evaluación de la función pulmonar en lactantes (17) y
como un procedimiento no invasivo, usando señales sinusoidales al
podría usarse también en pacientes intubados (18, 19). Cabe
sistema respiratorio, para
recalcar que las mediciones en recién nacidos no pueden ser
62Modelado respiratorio humano
se realizan con equipos de adultos y son difíciles de realizar debido
y observó pequeñas diferencias en la impedancia entre
a problemas técnicos como la aplicación de la señal de prueba, el
sujetos sanos y fumadores. Sin embargo, estos dos grupos
espacio muerto del aparato y la evaluación de bajas frecuencias
mostraron un comportamiento similar al de un sistema de
debido a las altas frecuencias respiratorias (17). Por lo tanto, se
segundo orden para un ángulo de fase de 0 grados en el
recomienda una simulación por computadora de la impedancia de
rango de 5-9 Hz, 40 grados a 20 Hz y 60 grados a 40 Hz. Es
entrada para interpretar mejor las mediciones de impedancia
interesante notar que el ángulo de fase en el grupo EPOC
respiratoria en recién nacidos utilizando varios modelos de pulmón
fue más negativo en comparación con los sujetos sanos y
(17). Está claro que las bombas o los altavoces pueden generar
fumadores para todas las frecuencias (2). Se han realizado
oscilaciones (5, 20, 21). La impedancia respiratoria podría calcularse
investigaciones de la resistencia respiratoria total y la
midiendo la relación entre la presión del aire transformada por
reactancia mediante la técnica de oscilación forzada en
Fourier y la señal de tasa de flujo de aire en la entrada del sistema
pacientes con enfermedad pulmonar intersticial difusa. La
respiratorio (17). Cabe señalar que también se utilizan patrones de
señal distintos de las oscilaciones sinusoidales para medir la
impedancia respiratoria. Muller y Vogel (22) expresaron la
evaluación de la mecánica pulmonar utilizando el modo de pulso
en adultos y Sullivan et al. (23) utilizaron pulsos sinusoidales cortos
para calcular la impedancia respiratoria en lactantes intubados.
Dado que el comportamiento mecánico del sistema
respiratorio es análogo a un circuito eléctrico, la impedancia
respiratoria (incluyendo la parte real e imaginaria) se puede
interpretar con modelos eléctricos que son comparables a las
resistencias, adaptaciones e inercias inherentes al sistema
respiratorio (5, 24, 25). Se aplicó un procesamiento
computacional adecuado para estimar el componente del
modelo respiratorio para una mejor detección, diagnóstico y
tratamiento de diversas enfermedades/patologías (26). Se han
realizado algunos estudios en línea con este problema (24, 27,
28), pero se necesitan más investigaciones para las mediciones
de oscilación forzada. Diong et al. (26) evaluaron cinco modelos
respiratorios humanos, incluidos los modelos de resistenciainductancia-capacitancia (RIC), viscoelástico, DuBois, Mead y
RIC extendido. La evaluación se realizó mediante la estimación
de sus parámetros y técnicas de estimación del error. Muchos
autores han utilizado el método DuBois o alguna variación del
mismo para evaluar la mecánica respiratoria tanto en humanos
como en animales (4, 6, 7, 9, 10, 12, 29-36). Michaelson et al. (2)
impedancia respiratoria total en 15 pacientes con
enfermedad pulmonar restrictiva se evaluó a una
frecuencia de 6 Hz y mostró valores aumentados en el 60 %
de los pacientes (30). Cabe destacar que solo se observó
una correlación débil entre la impedancia y la resistencia de
las vías respiratorias (30). Es interesante que tres de nueve
pacientes con enfermedad pulmonar difusa mostraron una
mayor resistencia respiratoria (6). Muller y Vogel evaluaron
la resistencia respiratoria total y la reactancia en un rango
de frecuencia de 5-30 Hz en 12 pacientes con defectos
restrictivos y observaron variaciones en la resistencia
respiratoria total y la reactancia, similares a las de los
pacientes con EPOC (37). Van Noord et al. evaluaron 54
pacientes con enfermedad pulmonar intersticial por FOT en
el rango de frecuencia de 4-26Hz (25). Los pacientes no
tenían signos de obstrucción de la vía aérea. En pacientes
con capacidad pulmonar total (TLC) inferior al 80 % de lo
esperado, la reactancia respiratoria total disminuyó,
especialmente a bajas frecuencias. Sin embargo, la
variación en la resistencia respiratoria total fue pequeña.
A continuación, revisamos brevemente el estudio de Otis et al.
(3) enfoque para la evaluación del comportamiento pulmonar
mecánico, y luego el famoso modelo respiratorio relacionado con
datos de adultos y niños con respecto a enfermedades obstructivas
y restrictivas, así como al síndrome de dificultad respiratoria aguda
(SDRA).
midió la magnitud y el ángulo de fase de la impedancia
respiratoria total en sujetos normales, fumadores y aquellos
con enfermedad pulmonar obstructiva crónica (EPOC) en un
rango de frecuencia de 3-45 Hz
ENFOQUE OTIS PARA LA FUNCIÓN PULMONAR
Rohrer demostró que las propiedades de volumen elástico y resistencia
al flujo de los pulmones pueden evaluarse dividiendo el pulmón
Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
Ghafarian P, et al.63
presiones a componentes estáticos y dinámicos (38). Una
RC es la constante de tiempo del sistema (3). Otis et al.
expresión similar fue utilizada por Otis et al. entre presión,
explicó que el aumento del cumplimiento, la frecuencia y la
volumen y caudal según la ecuación 1 (39).
la resistencia disminuye el ángulo de fase entre la conducción
presión y caudal (3). Por lo tanto, para un sistema sin
(1)
el ángulo de fase de la resistencia (puramente elástica) sería de 90 grados
y para un sistema sin elastancia (cumplimiento infinito)
∆P indica la diferencia de presión a través del pulmón,
Kel es la relación entre la variación de presión y la variación
de volumen (V) cuando no existe flujo, y las otras variables
explican las propiedades de presión-flujo de las vías
respiratorias y la resistencia del tejido en el intervalo. del
volumen pulmonar, V, y es la tasa de flujo (39). Otis et al.
el ángulo de fase sería de 0 grados. Cabe señalar que en
frecuencias muy altas y bajas el ángulo de fase podría alcanzar
0 y 90 grados respectivamente (3). En un sistema con dos o
caminos más separados que están dispuestos en paralelo
(figura 1b), si las impedancias separadas operan en la
misma fase entre sí, la impedancia total del sistema es
afirmó que los pulmones pueden considerarse como un
sistema con un solo volumen elástico y una sola unidad de
expresado de acuerdo con la ecuación 7.
resistencia al flujo (3). Sin embargo, en algunas situaciones
no es conveniente utilizar este modelo simple, pero puede
percibirse para cualquier vía pulmonar única en la región
de los pulmones (3). Otis et al. modeló el comportamiento
de una sola vía y lo ilustró mediante una parte elástica de
volumen que tiene cumplimiento y una resistencia en
Donde Z1y Z2son las impedancias de cada vía en
configuración en paralelo. Esto prueba que si el tiempo
constantes de las vías individuales son las mismas, la
configuración en serie (Figura 1a). Por lo tanto,
la variación de la impedancia con la frecuencia es la misma en
∆P
(2)
caminos diferentes. Sin embargo, si las vías individuales
tienen diferentes constantes de tiempo, los flujos estarán desfasados
entre sí debido a los diferentes ángulos de fase entre el flujo
En esta teoría, la presión impulsora se restringe a una onda
y presión (3).
sinusoidal y se considera como la ecuación 3 para resolver la
Cabe destacar que el modelo simple
ecuación 2 (3).
representada en la figura 1a puede ilustrar la mecánica
(3)
∆P=∆Pmetropecado(2πft)
comportamiento de los pulmones cuando las constantes de tiempo de cada
camino son iguales porque la resistencia efectiva y
el cumplimiento del sistema será el mismo para todos
Entonces, el flujo se puede calcular mediante la ecuación 4:
frecuencias (3).
(4)
Otis et al. mostró que la distensibilidad pulmonar en
adultos jóvenes normales no cambia en una amplia gama de
Donde
V-
metro
frecuencias respiratorias, por lo tanto, las constantes de tiempo para diferentes
-PAGmetro
2
-1 R 2- ----FRC
2 -1
--broncearse
1
2-fRC
(5)
las vías eran perceptibles iguales en los pulmones normales y
la distribución de la ventilación era independiente de la
frecuencia respiratoria (3). Sin embargo, la distensibilidad pulmonar
disminuyó con el aumento de la frecuencia respiratoria en sujetos normales
(6)
con broncoespasmo inducido y en pacientes con asma
y enfisema (3).
Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
64Modelado respiratorio humano
llamado modelo de Mead cuando Cyoy Cwtiende a infinito y Ce
tiende a cero (26). En el modelo RIC extendido, la impedancia
(Z) se calcula mediante la ecuación 10 (27):
(un)
(b)
4- Modelo hidromiel
Figura 1.Comparación entre (a) una sola vía pulmonar (la resistencia y el
condensador están en formato serie) y (b) dos vías pulmonares (dos series de
resistencia y condensador están en formato paralelo), con circuitos eléctricos (3).
Este modelo incluye siete parámetros: Inercia (yo), resistencias
centrales y periféricas (RCyRp), pulmón, pared torácica, tubo
bronquial y adaptaciones extratorácicas (cl, Cw,Cb,Ce), que se
utilizan para modelar la pared torácica y los pulmones (17) como se
MODELADO DE IMPEDANCIA RESPIRATORIA
A continuación se revisan modelos respiratorios famosos relacionados
muestra en la Figura 2d. Este modelo explica varios
comportamientos mecánicos de los pulmones y la pared torácica
(17). La impedancia total (Z) se calcula mediante la ecuación 11 (17):
con enfermedades obstructivas y restrictivas, así como con SDRA:
1-modelo RC
En este modelo simple, la resistencia de las vías respiratorias (R
en cmH2O/L/s) y la distensibilidad alveolar (C en L/cmH2O) se
asignan como un circuito RC simple (Figura 2a) con impedancia (Z)
calculada mediante la ecuación 8 (17):
Donde ω es la frecuencia angular en radianes/segundo. El
modelo RC se recomienda para mediciones de respiración
corriente, pero no es adecuado para respirar a frecuencias
respiratorias más altas (17).
5- Modelo Dubois
Este modelo fue introducido por Dubois et al (5). Las propiedades
de las vías respiratorias, los tejidos y los alveolos se separan en varios
segmentos (Figura 2e). El modelo DeBois incluye resistencia de las vías
respiratorias y de los tejidos (Roh, Rt), vía aérea e inercia tisular (yooh, yot),
2- Modelo RIC
En el modelo RIC de inertancia pulmonar (yoen cmH2O/L/
s2) se suma al modelo RC (Figura 2b) con impedancia (Z)
y distensibilidad tisular y alveolar (Ct,Cgramo). La impedancia (Z) se
expresa mediante la ecuación 12 (27):
calculada por la ecuación 9 (27):
3- Modelo RIC extendido
Este modelo se introdujo como una versión mejorada del
modelo RIC y es recomendado por Woo et al. (40). La resistencia
6- Modelo Viscoelástico
En el modelo viscoelástico, el sistema respiratorio humano se
periférica agregada está en paralelo con el cumplimiento (Figura
modela en función de la resistencia general de las vías respiratorias
2c), lo que puede conducir a la dependencia de la frecuencia de la
(Roh), cumplimiento estático (Cs), y la resistencia y el cumplimiento
impedancia real. También puede indicar la resistencia que
del tejido viscoelástico (Rve,Cve) (Figura 2f) (28). La impedancia se
producen las pequeñas vías respiratorias (26). El modelo RIC
calcula según la ecuación 13 (27):
extendido se llama modelo DuBois cuandot
y Cttiende a cero e infinito, respectivamente, y es
Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
Ghafarian P, et al.sesenta y cinco
parte imaginaria de la impedancia en el modelo RC (como el unomodelo de compartimiento) no está suficientemente establecido para mayor
frecuencias respiratorias y dado que no hay frecuencia resonante,
el modelo RC no es adecuado para modelar las vías respiratorias
impedancia. El modelo RIC (modelo monocompartimental)
introduce una expresión conveniente de la respiración
impedancia y este modelo está bien descrito para simular
mejora y crecimiento del pulmón. El modelo de dos
compartimentos suele ser apropiado para explicar
falta de homogeneidad pulmonar (17). Tres niños asmáticos
(de 6,5 a 9 años) y un niño normal (de 7 años) fueron
evaluados por Diong et al. para comparar los cinco
modelos de impedancia respiratoria (RIC, viscoelástico,
Figura 2.Ilustración de seis modelos respiratorios. (a) modelo RC, (b) modelo RIC, (c)
modelo RIC extendido, (d) modelo Mead, (e) modelo DuBois, (f) modelo viscoelástico (27).
DuBois, Mead y el modelo RIC extendido) (26). Él
El modelo de Mead ilustró el mejor ajuste pero la sobreestimación
de distensibilidad pulmonar Cl y distensibilidad de la pared
Schmidt et al. evaluó los modelos RC, RIC (figura 3a, 3b) y Mead
torácica Cw (medias de 5129 L/cmH2O y 1064 L/cmH2O,
en lactantes y explicó que la falta de homogeneidad pulmonar en la
respectivamente) se observaron en este modelo (26). También
mecánica pulmonar no puede evaluarse mediante un modelo de
afirmaron que el comportamiento del modelo RIC extendido fue
un compartimento (17). .La obstrucción periférica de las vías
respiratorias o la restricción de la elasticidad pulmonar pueden
generar una distribución alveolar desigual que se explica bien con
el modelo de dos compartimentos ilustrado en la figura 3c. La
impedancia respiratoria
expresado
por este modelo se describe de acuerdo con la ecuación 14 con
las partes real e imaginaria (17).
ligeramente inferior a la del modelo DuBois y notablemente
mejor que la del modelo RIC (26).
Diong et al. usó los datos de IOS para cinco adultos con leve
enfermedad pulmonar obstructiva (bronquiectasias) y cinco adultos normales
(conjunto de datos de la cohorte 1 de adultos) para analizar el verdadero
impedancia ZR, y la impedancia imaginaria ZX en
frecuencias discretas de 5, 10, 15, 20, 25 y 35 Hz (26).
También evaluaron a otro grupo para estimar
modelos de parámetros, incluidos 105 adultos (expresados como
cohorte 2) con trastorno respiratorio tanto obstructivo como
enfermedad restrictiva; consisten en asma, obstructiva crónica
enfermedad pulmonar (EPOC) y sarcoidosis. mientras aguamiel
modelo puede llegar a errores mínimos, sobreestimación de pulmón
se observó cumplimiento Cl para pacientes con flujo de aire leve
obstrucción. Este comportamiento se muestra para la pared torácica
DondeTp1 =Rp1·Cp1 yTp2 =Rp2·Cp2.
conformidad Cw también. Es interesante que la R (es
En el modelo de Mead (Figura 3d) distensibilidad
similar a la resistencia de la vía aérea central) y los valores de Rp en
extratorácica (Ce) por la boca y la máscara facial, el tórax
el modelo RIC extendido se corresponde mejor con el modelo
características de la pared, se pueden evaluar las fugas de aire alrededor de
valores esperados para pacientes con obstrucción leve del flujo de aire.
las máscaras faciales o los tubos endotraqueales (17). Schmidt et al. (17)
Además, el valor de C calculado por el RIC extendido
explicó que en los recién nacidos a término sanos, como
modelo está casi en línea con la capacitancia de la pequeña
Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
66Modelado respiratorio humano
vías respiratorias en pacientes con obstrucción leve del flujo de aire (26).
Diong et al. explicó que los diferentes rangos de R, Rp,
Debido a que la reactancia (ZX) es más sensible a las vías respiratorias pequeñas
Los parámetros I y C se observan tanto para pacientes como para
obstrucción en pacientes con obstrucción crónica del flujo de aire
grupos sanos. Por lo tanto, los valores de los parámetros
es obvio que este parámetro es el parámetro esencial
individuales determinados por los datos del IOS no pueden
y no debe ser ignorado al evaluar varios
discriminar entre los pacientes con enfermedades pulmonares
modelos respiratorios (26). Diong et al. concluyó que en
obstructivas y el grupo normal (26). En consecuencia, la
comparación de modelos respiratorios, mientras que el modelo de DuBois
combinación de dos o más parámetros puede ser un método útil
puede generar el segundo error total medio más bajo, el error
para discriminar entre pacientes y adultos sanos (26).
de reactancia observado en el modelo RIC extendido fue
mucho menor, lo que puede ser beneficioso para este modelo (26).
Cabe señalar que los modelos matemáticos que se utilizan
para la mecánica respiratoria podrían ser útiles para diferentes
Para cinco adultos sanos y datos de pacientes de la cohorte 2,
configuraciones de ventiladores y ARDS compatibles (41, 42).
Diong et al. (26) demostraron que el modelo de Mead obtuvo la menor
Los modelos propuestos podrían ser útiles para la obtención
valor medio de error total y el modelo de DuBois tuvo la
de información limitada, como la tasa de flujo y la presión de
segundo nivel más bajo, mientras que el modelo viscoelástico arrojó
las vías respiratorias en tiempo real al lado de la cama(43). En
el peor ajuste y sobreestimaciones notables de pulmón
Se observaron distensibilidad Cl y distensibilidad de la pared
pacientes con SDRA, el reclutamiento alveolar (44) y los efectos
de distensión alveolar son importantes. La obtención de estos
datos requiere procedimientos invasivos e imágenes que
torácica Cw cuando se evaluó el modelo de Mead (26).
pueden no ser prácticos para monitorear la terapia, por lo que
la simulación podría presentarse como una alternativa no
invasiva (43). El modelo de Hickling se utilizó en pacientes con
ARDS para evaluar las propiedades de presión-volumen (45).
Algunos investigadores utilizaron este modelo para diversos
fines, como encontrar la presión de vía aérea predictiva
pulmonar adecuada (46) y la presión de apertura para medir el
valor conveniente de la presión espiratoria final positiva (PEEP)
(47). El modelo de reclutamiento dependiente de la presión
(PRM) planteado por Schranz et al. (43) fue una consideración
del modelo de Hickling (45) y los efectos de la distensión
alveolar (48) que se basa en la presencia de resistencia (mbar.s/
ml) y distensibilidad (ml/mbar) en el formato de serie. Cabe
señalar que en el modelo de Hickling(45) se consideró que el
pulmón tenía 30 capas horizontales para obtener varios niveles
de presión y la distensión alveolar explicaba la rigidez del
pulmón de modo que al aumentar la presión, la distensibilidad
se reducía de manera exponencial ( 48). Schranz et al. (43)
utilizaron la identificación de parámetros jerárquicos (49) para
precisar los parámetros iniciales para el modelo PRM específico
Figura 3.Modelos lineales de pulmón utilizados para la simulación de la impedancia de entrada: (a) modelo
RC, (b) modelo RIC, (c) modelo de dos compartimentos y (d) modelo de pulmón relacionado con el modelo
Mead (17).
del paciente. Schranz et al. ilustró que el modelo PRM recibió la
dinámica observada de los pacientes con SDRA y que los datos
medidos eran compatibles con el modelo PRM (43).
Tanaffos 2016; 15(2): 61-69
Ghafarian P, et al.67
Afirmaron que los parámetros utilizados en este modelo pueden
8. Grimby G, Takishima T, Graham W, Macklem P, Mead J.
introducir información valiosa para el seguimiento de la terapia en
Dependencia de la frecuencia de la resistencia al flujo en pacientes con
pacientes con enfermedades respiratorias (43).
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