Performance of ICU ventilators during noninvasive ventilation with large leaks in a total face mask: a bench study.

OBJECTIVE: Discomfort and noncompliance with noninvasive ventilation (NIV) interfaces are obstacles to NIV success. Total face masks (TFMs) are considered to be a very comfortable NIV interface. However, due to their large internal volume and consequent increased CO2 rebreathing, their orifices allow proximal leaks to enhance CO2 elimination. The ventilators used in the ICU might not adequately compensate for such leakage. In this study, we attempted to determine whether ICU ventilators in NIV mode are suitable for use with a leaky TFM.
METHODS: This was a bench study carried out in a university research laboratory. Eight ICU ventilators equipped with NIV mode and one NIV ventilator were connected to a TFM with major leaks. All were tested at two positive end-expiratory pressure (PEEP) levels and three pressure support levels. The variables analyzed were ventilation trigger, cycling off, total leak, and pressurization.
RESULTS: Of the eight ICU ventilators tested, four did not work (autotriggering or inappropriate turning off due to misdetection of disconnection); three worked with some problems (low PEEP or high cycling delay); and one worked properly.
CONCLUSIONS: The majority of the ICU ventilators tested were not suitable for NIV with a leaky TFM.

Introduction

Noninvasive ventilation (NIV) has been used successfully in order to manage respiratory failure of different etiologies.( ) Adherence to treatment is a major concern and has a profound impact on NIV success. In acute respiratory failure, for example, 40-60% of NIV trials fail due to mask discomfort and patient noncompliance.( - )

The total face mask (TFM) is an alternative interface designed to increase patient tolerance. It covers the entire face, delivering effective ventilation via nasal and oral routes. By means of its increased contact surface with the skin, it also minimizes gas leakage whilst avoiding pressure sores to the face.( - ) However, TFM has the disadvantage of having a large internal volume (875 mL).( ) Therefore, in order to minimize CO2 rebreathing, the mask has two built-in exhalation ports that allow air leakage.( , , ) These intentional air leaks are often adequately compensated by NIV ventilators but might not be handled as well by ICU ventilators.( )

The main hypothesis of our study was that ICU ventilators do not perform adequately with TFM with large air leaks. We evaluated the performance of ICU ventilators in delivering NIV via TFM with large air leaks on a bench model and compared the results obtained with a mechanical ventilator dedicated for NIV.

Methods

This was an experimental study conducted in 2008 in the Laboratory for Medical Research 09, specializing in Pulmonology, at the University of São Paulo School of Medicine, in the city of São Paulo, Brazil.

The NIV model (Figure E1, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf) was adapted from previously described models( , ) and consisted of a two-chamber test lung (TTL 2600; Michigan Instruments, Grand Rapids, MI, USA) partially connected by a lift bar. The first chamber (drive chamber) was connected to the drive ventilator and, during the inspiratory phase, was insufflated, moving the second chamber (chest chamber) together and producing a negative pressure in its interior, which was transmitted to a second one-chamber test lung (Takaoka, São Paulo, Brazil). This simulator consists of a bellows device in a rigid box, the bellows representing the "lung", and the space between the bellows and the box representing the pleural space with direct communication with the chest chamber. The "lung" was connected to a mannequin head made of PVC. A TFM (Philips Respironics, Murryville, PA, USA) was attached to the mannequin head and connected to the test ventilator. The mechanical lung model compliance was 50 mL/cmH2O at an inspiratory volume of 500 mL.

Two pressure transducers (Valydine, Northridge, CA, USA) were connected to the model (Figure E1): one for proximal pressure (between the mask and the proximal pneumotachograph) and one for pleural pressure (between the two-chamber test lung and the one-chamber test lung). The flow was measured with two pneumotachographs (Hans-Rudolph, Kansas City, MO, USA): one for proximal flow (between the proximal pressure transducer and the Y connector from the ventilator circuit) and one for distal flow (between the upper airway of the mannequin and the one-chamber test lung). The resistance of the proximal pneumotachograph varied with the flow values. For flows of 0.5 L/s, 1.0 L/s, 2.0 L/s, and 3.0 L/s, resistance was 1.29 cmH2O . L−1 . s−1, 1.44 cmH2O . L−1 . s−1, 1.91 cmH2O . L−1 . s−1, and 2.40 cmH2O . L−1 . s−1, respectively. The analogical signals from the transducers were recorded at 200 Hz and analyzed off-line with a customized Labview software program (National Instruments, Austin, TX, USA).

A Newport e500 ventilator (Newport Medical Instruments, Costa Mesa, CA, USA) was used in order to provide the inspiratory effort for the NIV model. Respiratory rate was 12 breaths/min in pressure control mode. Inspiratory time was 1.0 s, driving pressure was 17 cmH2O, positive end-expiratory pressure (PEEP) was 0 cmH2O, and inspiratory slope was +2, developing a tidal volume in the mechanical lung model of 300 mL and an airway occlusion pressure after 0.1 s (P0.1) of 3.4 cmH2O.

Ventilators tested

One NIV ventilator (BiPAP Vision; Philips Respironics) and eight ICU ventilators, all equipped with noninvasive mode, were tested (Table E1, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf): Puritan Bennett 840 (Covidien, Boulder, CO, USA); Servo-i (Maquet, Solna, Sweden); Vela (Viasys Healthcare, Palm Springs, CA, USA); Savina (Drägerwerk AG & Co., Lübeck, Germany); Esprit (Philips Respironics); GALILEO Gold (Hamilton Medical, Rhäzuns, Switzerland); Horus (Taëma, Anthony, France); and e500 (Newport Medical Instruments).

Whenever available, the pressure trigger was used and set to the most sensitive level that did not result in autotriggering. When the pressure trigger was unavailable or autotriggering was unavoidable, we used the flow trigger. When adjustable, inspiratory rise time was set, initially, at 50% of the maximum value, expiratory threshold was set at 25% of peak inspiratory flow (PIF), and maximum inspiratory time was set at 1.5 s. The evaluations were performed using pressure support model, with PEEPs of 5 cmH2O (PEEP5) and 10 cmH2O (PEEP10), each with three different pressure support levels: 5 cmH2O (PS5); 10 cmH2O (PS10); and 15 cmH2O (PS15). Initially, each ventilator was tested with a sealed facial mask in order to verify the NIV functionality of the ventilator. The TFM was subsequently tested with the two exhalation ports open to allow air to escape, as recommended by the manufacturer.( )

Measured variables

First, we evaluated whether each ventilator worked properly with the TFM. The "no operation" of the ventilator was defined as the presence of constant autotriggering or of the inspiratory flow turning off (misinterpretation of disconnection due to massive leakage) even after trying different settings of triggering and inspiratory rise time. If the ventilator worked, we recorded the additional adjustments necessary to make it work properly.

We measured the following variables (Figure 1): proximal inspiratory pressure (PIP) at the end of the inspiratory phase, in cmH2O, measured at the proximal sensor; PEEP, in cmH2O; inspiratory leakage, in L/s, determined by the difference between proximal flow and distal flow at PIF; expiratory leakage, in L/s, by measuring proximal flow at the end of the expiratory phase; PIF, in L/s; tidal volume, in L, calculated by the integration of the flow signal from the distal flow transducer; trigger delay, in ms, determined by the time elapsed between the onset of inspiratory effort (in pleural pressure) and the onset of inspiratory flow; cycling-off delay, in ms, measured by the time from the end of the driving inspiratory effort to the end of the ventilator inspiratory flow; and inspiratory pressure-time product at 500 ms and at 1 s (PTP500 and PTPt, respectively), determined by computing the area under the pressure-time curve between the onset of inspiratory effort and these two times.

Figure 1

Representation of the variables measured. Pressure (upper) and flow (lower) tracings of a hypothetical measurement with positive end-expiratory pressure (PEEP) of 5 cmH2O and pressure support (PS) of 10cmH2O. In the middle, tracing of the pressure for the drive ventilator. The upper tracing shows the inspiratory pressure-time product at 500 ms (PTP500; light gray area) and at 1 s (PTPt; dark gray area plus light gray area), both expressed in percentage of ideal area (line-shaded areas)

Statistical analysis

For each experimental condition, the software calculated a representative mean cycle through a point-by-point averaging of five cycles. Data for each variable are shown as one value (from the mean cycle) for each condition. Data for the various conditions are shown as mean ± SD.

The cycles were very stable, and the variances for each variable were negligible; therefore, in our analysis, we did not use formal statistical hypothesis tests but a nominal comparison of the values of each mean cycle, such as in other similar studies.( , ) Because of the low variability of the NIV mechanical model, any clinically relevant difference in the measurements would certainly result in a difference of more than 2.8 times the measurement error (standard deviation of various cycles of one condition).( ) The calculated values (2.8 times the measurement error) were as follows: tidal volume, 0.020 L; PIP, 0.17 cmH2O; PEEP, 0.15 cmH2O; PTP500, 4.3%; PTPt, 2.5%; PIF, 0.05 L/s; expiratory leak, 0.03 L/s; trigger delay, 9.7 ms; and cycling-off delay, 7.5 ms.

Results

The NIV ventilator and only four of the ICU ventilators equipped with NIV mode worked with the TFM: Horus, Vela, e500, and Servo-i (Table 1). Of these, all but the Servo-i had problems to trigger or to cycle off. The main problems in the other ventilators, which were considered to be non-operational, were the misinterpretation of disconnection and autotriggering. With the sealed oronasal mask (i.e., in the absence of significant system leakage), all ventilators worked well.

Table 1

- Performance of the ventilators testeda with the total face mask and the major problems observed.

Ventilator	Proper operation	Cause of no operation	Problems during operation
BiPAP Vision	Yes
Puritan Bennett 840b,c	No	AT
Savinab,d	No	AT
GALILEO Goldb,e	No	FTO
Servo-ib,f	Yes		Premature cycling at PEEP5 and PS5 and at PEEP10 and PS5
e500b,e	No	FTO (nonoperational at PEEP10)	LCF at PEEP5 and the 3 PS settings
Espritb,g	No	AT, FTO
Horus (NIV deactivated)	No	FTO (nonoperational at PEEP5)	CIT and LCF at PEEP10 and the 3 PS settings
Horusb,e	No	AT
Velab,h	No		CIT

: noninvasive ventilation

AT: autotriggering (the ventilator tested maintained a respiratory rate larger than that of the drive ventilator (12 breaths/min) and the inspiratory time was variable)

: inspiratory flow turning off (inappropriate turning-off after some cycles due to misinterpretation of disconnection)

: pressure support of 5 cmH2O

PEEP5: : positive end-expiratory pressure of 5 cmH2O

PEEP10: : positive end-expiratory pressure of 10 cmH2O

: leakage compensation failure (ventilator cannot maintain PEEP level)

: cycling by maximum inspiratory time adjusted in 1.5 s

BiPAP Vision (Philips Respironics, Murryville, PA, USA); Puritan Bennett 840 (Covidien, Boulder, CO, USA); Savina (Drägerwerk AG & Co., Lübeck, Germany); Galileo Gold (Hamilton Medical, Rhäzuns, Switzerland); Servo-i (Maquet, Solna, Sweden); e500 (Newport Medical Instruments, Costa Mesa, CA, USA); Esprit (Philips Respironics); Horus (Taëma, Anthony, France); and Vela (Viasys Healthcare, Palm Springs, CA, USA)

Noninvasive ventilation activated. Updates on ventilator capabilities between 2008 and 2013

Puritan Bennett(tm) has a new optional software with leak compensation up to 65 L/min for adults

No change in leak compensation. The new model (Savina 300) has improved leak compensation

No updates for leak compensation

The new version of the NIV mode compensates for leaks up to 65 L/min for adults

The new software version and new model (V200) have leak compensation up to 60 L/min and autoadaptative triggering and cycling-off (autotracking)

Leak compensation up to 40 L/min in Vela Plus and Vela Comprehensive models

In all ICU ventilators, except for the Horus, we needed to turn the NIV mode on. For the Horus, e500, and Vela to work in some settings, we needed to adjust the expiratory trigger sensitivity, the inspiratory pressure slope, or the inspiratory sensitivity.

The Horus ventilator did not work in NIV mode. Using the default "invasive mode", we had to set it to pressure support mode, with its expiratory cycling threshold and inspiratory pressure-slope adjusted to maximum (30 L/min and 150 cmH2O/s, respectively). Inspiratory trigger sensitivity could not be properly adjusted with the pressure-trigger option and worked only within a narrow range with the flow-trigger option (approximately 1.7 L/min).

The e500 inspiratory pressure slope was set to automatic mode, as was the expiratory cycling threshold at 50% of peak flow. To avoid autotriggering, it was necessary to set the pressure trigger at values close to −3.2 cmH2O.

The Vela NIV mode has an automatic selection of inspiratory triggering sensitivity. Expiratory cycling threshold had to be set at maximum (30% of peak flow). However, when PEEP was set at 10 cmH2O and pressure support was set at 15 cmH2O, there was a high inspiratory cycling-off delay, creating large tidal volumes that exceeded the lung model capacity.

The Servo-i worked properly. Its NIV mode has automatic inspiratory triggering sensitivity. The inspiratory pressure slope was adjusted to 50% of maximum (0.2 s), and the expiratory cycling threshold was set at 25% of peak flow.

The inspiratory flow slope of the NIV ventilator (BiPAP Vision) was adjusted to 50% of maximum (0.2 s). The inspiratory-triggering and expiratory-triggering sensitivity were automatic.

Regarding PEEP and expiratory leakage, the Servo-i, Vela, and BiPAP Vision compensated for the TFM leaks during exhalation, maintaining PEEP values close to the set values (Figure 2). The mean flows delivered by these ventilators in order to compensate for leaks during exhalation were 0.65 ± 0.12 L/s and 0.89 ± 0.16 L/s for PEEP5 and PEEP10, respectively. The e500 and Horus compensated for the leakage poorly and therefore were not able to maintain the target PEEP (Figure 2). The maximum leakage-compensation flows for the e500 and Horus were, respectively, 0.52 ± 0.01 L/s (PEEP5 with leakage compensation option switched on) and 0.41 ± 0.01 L/s (PEEP10).

Figure 2

Measured positive end-expiratory pressure (PEEP; left panel) and expiratory flow delivered by the ventilator (right panel) to compensate for air leakage at PEEP of 5 cmH2O (PEEP5) and 10 cmH2O (PEEP10), expressed as mean ± SD. As shown, the Horus and the e500 ventilators did not compensate adequately for leaks, delivering less than 0.6 L/s of compensatory flow, and were not capable of keeping the set PEEP level. *Not measured due to autotriggering.

The Horus ventilator had the lowest PIP at the mask (Figure E2, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf). All of the other ventilators reached similar PIPs. The BiPAP Vision presented with the highest PTP500 and PTPt values (Figure 3). The e500 and Horus had the lowest values for PTP500.

Figure 3

Pressurization characteristics of five of the ventilators tested, demonstrated by inspiratory pressure-time product at 500 ms (PTP500; open circles) and at 1 s (PTPt; filled circles), expressed in percentage of ideal area. The horizontal dashes indicate the means of all measures (positive end-expiratory pressures of 5 and 10 cmH2O vs. pressure support of 5, 10 and 15 cmH2O) available for the ventilators.

The PIF values increased in parallel with increases in inspiratory pressures (Figure 4), and the volume of leaks increased in parallel with increases in PEEP and pressure support. The mean values of PIF for all ventilators were 1.69 ± 0.31 L/s, 2.07 ± 0.26 L/s, and 2.36 ± 0.31 L/s, respectively, at PS5, PS10, and PS15. The highest PIFs were reached by the BiPAP Vision and e500 (2.39 ± 0.32 L/s and 2.14 ± 0.32 L/s, respectively). The Servo-i and the Vela ventilators had intermediate values (2.00 ± 0.32 L/s and 1.82 ± 0.33 L/s, respectively), and the smallest PIFs were attained by the Horus (1.60 ± 0.29 L/s).

Figure 4

Peak inspiratory flow of five of the ventilators tested. Measurements with positive end-expiratory pressure of 5 cmH2O (PEEP5) and 10 cmH2O (PEEP10) are on the left and right sides, respectively. The measurements were taken at pressure support levels of 5, 10, and 15 cmH2O (PS5, PS10, and PS15, respectively). *The Horus ventilator at PEEP5 and the e500 ventilator at PEEP10 were not measured due to autotriggering. #Because of the limitation of the lung model, the Vela ventilator was not tested for PEEP10 with PS15.

Regarding tidal volumes, they became higher with the increase in pressure support levels (Figure E3, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf). The mean tidal volumes for all ventilators using PEEP5 at PS5, PS10, and PS15 were 472 ± 25 mL, 609 ± 32 mL, and 726 ± 124 mL, respectively, whereas the mean tidal volumes for the ventilators using PEEP10 at the same three pressure support modes were 489 ± 25 mL, 641 ± 28 mL, and 768 ± 90 mL, respectively.

The mechanical lung model (without the test ventilators) had an intrinsic baseline delay of 30.5 ms and 24.9 ms, respectively, for trigger delay and cycling-off delay. Only the e500 and Horus presented with trigger delay values higher than 100 ms (276 ± 105 ms and 152 ± 36 ms, respectively). The Servo-i, Vela, and BiPAP Vision, respectively, had trigger delay values of 50 ± 12 ms, 53 ± 6 ms, and 69 ± 27 ms (Figure E4, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf). Neither PEEP nor pressure support altered the triggering delay. Although the Servo-i ventilator had the lowest cycling-off delay (8.5 ± 67 ms), it presented with premature cycling in some settings (−94 ms for PEEP5 at PS5, as well as −43 ms for PEEP10 at PS5). The BiPAP Vision ventilator had a mean cycling-off delay of 136 ± 92 ms. The Horus and Vela had mean values of 273 ± 231 ms and 228 ± 214 ms, respectively. In both, cycling sometimes occurred by reaching the adjusted maximum inspiratory time of 1.5 s. The e500 ventilator showed the highest cycling-off delay (590 ± 622 ms; Figure E5, available online at http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemment.pdf).

Discussion

The most important finding in the present study was that only one of the tested ICU ventilators was suitable for NIV using a TFM. Of the eight ICU ventilators, four were considered totally non-operational due to inappropriate turning-off (misinterpretation of disconnection) or autotriggering, whereas three of the remaining four had problems to compensate for the large leaks through the exhalation ports, resulting in inability to keep PEEP and inspiratory pressure, delayed inspiratory triggering, or delayed inspiration-to-expiration cycling. Only the Servo-i and the control NIV ventilator (BiPAP Vision) worked properly under all experimental conditions. It is important to emphasize that, in the absence of significant system leakage (sealed oronasal mask), all ventilators worked well (data not shown).

It is expected that TFMs cause large air leaks through their built-in orifices, which can sometimes be of a magnitude comparable to that of a patient disconnection. To increase safety, various manufacturers have limited the leak compensation for ICU ventilators to values equal to or lower than 30 L/min (or 0.5 L/s),( ) values above which the disconnection alarm of the ventilator goes off. In our study, the mean expiratory leak for the three ventilators that were able to maintain PEEP levels (Servo-i, Vela, and BiPAP Vision) was 45.6 ± 10.8 L/min with the smallest PEEP value (PEEP5), which is greater than when an oronasal mask is used.( ) These large air leaks most likely explain why four of the eight ventilators were considered non-operational.

Similar findings have been described previously. Miyoshi et al.( ) tested two ICU ventilators and reported that both worked properly with leaks up to 11.3 L/min; however, autotriggering and shutdown of the inspiratory flow occurred with leaks larger than 18 L/min. Another bench study, using an oronasal face mask and three customized leaks, compared nine ICU ventilators equipped with NIV mode and one NIV ventilator (BiPAP Vision).( ) When the air leak was increased to 37 L/min, only one ICU ventilator (Servo-i) and the NIV ventilator worked properly without adjustments, whereas four ICU ventilators either went to backup ventilation or were unable to synchronize.( )

In our study, the e500 and the Horus ventilators were not able to maintain PEEP values with air leaks close to 30 L/min (or 0.5 L/s). Other authors have recognized the importance of the leak magnitude for PEEP maintenance.( , )

Usually, the inspiratory pressurization is evaluated by the PTP within the first 300 ms or 500 ms (PTP300 and PTP500, respectively), because PIF is reached within the first 250-300 ms and the level of pressure support is reached, in most ventilators, within the first 500 ms.( ) Due to the magnitude of the air leak found in our study, pressurization was delayed and PTP300 values were very low, rendering this measurement inappropriate for the evaluation of the quality of pressurization. We therefore chose PTP500 and PTPt as the indices of pressurization. Using these variables, we found that the pressurization capacity in the presence of air leaks varied widely among the ventilators, even after reaching the optimal setting of inspiratory pressure slope. This finding is in agreement with those in previous studies.( , )

Given the importance of the inspiratory pressure slope on the pressurization capacity, it has been suggested that slope adjustment should be automated for better performance.( ) Unexpectedly, the two ventilators with automatic adjustment of slope (e500 and Vela) were outperformed by Servo-i and BiPAP Vision in their ability to maintain pressurization. Nevertheless, it is true that the e500 showed the highest PIF and PIP, and it was the pressure loss during the expiratory phase that hindered its capacity to achieve optimal pressurization.

The trigger delay was smallest in the Servo-i, Vela, and BiPAP Vision. The ventilators that had the greatest difficulty in compensating for air leakage during the expiratory phase (e500 and Horus) were the ones with the highest trigger delays. Leaks in a suboptimally compensated ventilatory system can interfere with the synchrony between the patient and the ventilator because the ventilator relies on monitored pressure and flow in order to trigger each breath, and air leaks can change these signals. Delays of a magnitude similar to our findings were reported in an evaluation of portable ventilators with two pressure levels in a model with small inspiratory leaks (maximum of 0.16 L/s).( )

In pressure support mode, the ventilator cycles from inspiration to expiration when the inspiratory flow decreases to a given value or, in most cases, to a proportion of PIF. When the ventilator cannot end the inspiration by this criterion, cycling-off occurs by secondary criteria, usually an upper limit threshold for the inspiratory time.( ) In our study, this backup criterion served as the primary mechanism under conditions of high pressures and large air leaks in the Horus, Vela, and e500. Limitations of the cycling-off criteria in ICU ventilators in the presence of air leakage were previously reported,(24) but this problem has been amended in new software versions of some ventilators and new ventilator models( ) (see footnotes in Table 1).

Of all tested ICU ventilators, only Servo-i had an acceptable performance with TFM, although it is noteworthy to mention that, in some settings, premature cycling occurred, a finding previously reported regarding this ventilator.(26) The use of TFM with the other ICU ventilators led to considerable asynchrony that would likely cause excessive patient discomfort and noncompliance with NIV. In addition, some ventilators did not offer sufficient assistance to satisfy the demands of the model, and this fact might potentially increase the respiratory muscle load and worsen respiratory failure in a clinical setting.

These findings suggest that, in order to adequately handle the air leaks that occur with the TFM, manufacturers will have to improve the algorithms in ICU ventilators,( ) allowing the reset of the upper limit of flow compensation, which is already true for some ventilators (see footnotes in Table 1). Because this type of software change might have safety implications (disconnection alarm), one possible solution would be to implement an adjustable upper limit of flow based on whether the patient is connected to a TFM or not. Another important consequence of air leaks, which can get higher than 1.7 L/s (100 L/min) in some instances, is the extra cost of wasted medical gases, especially with the use of high fractions of inspired oxygen. To overcome this problem, the true need of such large proximal leaks when using TFMs should be investigated as a mathematical model, and bench studies have shown that the dead space of a TFM is smaller than is its internal volume.( , )

Recently, new NIV interfaces (PerforMax and Fitlife; Philips Respironics)( ) have been marketed with similar characteristics but smaller internal volumes and without the two bores in the mask that act as exhalation valves. These interfaces use two types of elbow: a standard elbow for use with ICU ventilators without air leakage and an entrainment elbow for NIV ventilators. However, it remains unknown whether the use of these masks without leaks (standard elbows) would result in adequate alveolar ventilation even if they were attached to invasive mechanical ventilators (which have separate inspiratory and expiratory limbs). For example, in one report, patients required a high minute ventilation to avoid CO2 retention when using a TFM without significant leaks.( ) In conditions in which high tidal volumes are considered inappropriate, one possible solution would be to combine the use of the entrainment elbow (with leaks) with invasive mechanical ventilators, thus optimizing CO2 washout.

Some limitations of this study should be outlined. First, this is a bench study, and the results should be extrapolated for clinical practice with caution. Second, due to the large air leakage in the system, the ventilators had to generate high inspiratory flows, causing a significant pressure drop, as measured with the pneumotachograph (placed between the ventilator and the proximal pressure transducer), which led to a slight underestimation of the proximal pressures. However, although it was not possible to precisely estimate the absolute values of PEEP, PIP, and PTP produced in the ventilator circuit, it was possible to compare the ventilators. In addition, because the values of PEEP were inferior to the value generated by the ventilator, the expiratory leakage was likely to be a little higher than that measured. Finally, some ventilators or their NIV modes have been updated (see footnotes in Table 1) after the present study was conducted, and these changes might have affected their performances.

In conclusion, due to the large air leaks associated with the use of TFMs, the majority of the ICU ventilators tested were not suitable for NIV with TFMs.

Introdução

A ventilação não invasiva (VNI) tem sido usada com sucesso no tratamento de insuficiência respiratória de diferentes etiologias.( ) A adesão ao tratamento é uma grande preocupação e tem profundo impacto sobre o sucesso da VNI. Na insuficiência respiratória aguda, por exemplo, 40-60% das tentativas de VNI falham em virtude do desconforto da máscara e da não adesão dos pacientes.( - )

A máscara facial total (MFT) é uma interface alternativa criada para aumentar a tolerância dos pacientes. A MFT cobre todo o rosto, proporcionando ventilação eficaz por via nasal e oral. Além disso, por meio de uma maior superfície de contacto com a pele, a MFT minimiza o vazamento de gás e ao mesmo tempo evita úlceras por pressão no rosto.( - ) No entanto, a MFT tem a desvantagem de ter um volume interno grande (875 mL).( ) Portanto, a fim de minimizar a reinalação de CO2, a máscara tem dois orifícios de expiração que permitem o escape de ar.( , , ) Embora os ventiladores específicos para VNI sejam frequentemente capazes de compensar esses vazamentos de ar intencionais de forma adequada, é possível que os ventiladores de UTI não o sejam.( )

A hipótese principal de nosso estudo foi a de que o desempenho dos ventiladores de UTI não é adequado quando são usadas MFT com grandes vazamentos de ar. Avaliamos o desempenho de ventiladores de UTI na VNI por meio de MFT com grandes vazamentos de ar em um modelo laboratorial e comparamos os resultados obtidos com um ventilador mecânico específico para VNI.

Métodos

Trata-se de um estudo experimental realizado em 2008 no Laboratório de Investigação Médica 09 (Laboratório de Pneumologia) da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo, em São Paulo (SP).

O modelo de VNI (Figura E1, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf) baseou-se em modelos previamente descritos( , ) e consistiu em um pulmão de teste de duas câmaras (TTL 2600; Michigan Instruments, Grand Rapids, MI, EUA) parcialmente conectadas por uma barra de elevação. A primeira câmara (a câmara drive) era ligada ao ventilador drive e, durante a fase inspiratória, era insuflada, movendo-se juntamente com a segunda câmara (a câmara torácica) e produzindo pressão negativa em seu interior, a qual era transmitida a um segundo pulmão de teste, de uma câmara (Takaoka, São Paulo, Brasil). Esse simulador consiste em um dispositivo de fole em uma caixa rígida; o fole representa o "pulmão", e o espaço entre o fole e a caixa representa o espaço pleural, com comunicação direta com a câmara torácica. O "pulmão" era ligado a uma cabeça de manequim feita de PVC. A MFT (Philips Respironics, Murryville, PA, EUA) era afixada à cabeça do manequim e ligada ao ventilador a ser testado. A complacência do modelo pulmonar mecânico era de 50 mL/cmH2O a um volume inspiratório de 500 mL.

Dois transdutores de pressão (Valydine, Northridge, CA, EUA) eram ligados ao modelo (Figura E1): um para a pressão proximal (entre a máscara e o pneumotacógrafo proximal) e outro para a pressão pleural (entre o pulmão de teste de duas câmaras e o de uma câmara). O fluxo era medido por meio de dois pneumotacógrafos (Hans Rudolph, Kansas City, MO, EUA): um para o fluxo proximal (entre o transdutor de pressão proximal e o conector em forma de Y do circuito do ventilador) e outro para o fluxo distal (entre a via aérea superior do manequim e o pulmão de teste de uma câmara). A resistência do pneumotacógrafo proximal variava com os valores do fluxo. Para fluxos de 0,5 L/s, 1,0 L/s, 2,0 L/s e 3,0 L/s, a resistência era de 1,29 cmH2O . L−1 . s−1, 1,44 cmH2O . L−1 . s−1, 1,91 cmH2O . L−1 . s−1 e 2,40 cmH2O . L−1 . s−1, respectivamente. Os sinais analógicos provenientes dos transdutores eram registrados a 200 Hz e analisados off-line por meio de uma versão personalizada do software Labview (National Instruments, Austin, TX, EUA).

Um ventilador Newport e500 (Newport Medical Instruments, Costa Mesa, CA, EUA) foi usado para fornecer ao modelo de VNI o esforço inspiratório. A frequência respiratória foi de 12 min−1, no modo de controle de pressão. O tempo inspiratório foi de 1,0 s, a pressão motriz foi de 17 cmH2O, a positive end-expiratory pressure (PEEP, pressão expiratória final positiva) foi de 0 cmH2O e a curva inspiratória foi de +2, gerando um volume corrente de 300 mL no modelo pulmonar mecânico e uma pressão de oclusão de vias aéreas após 0,1 s (P0,1) de 3,4 cmH2O.

Ventiladores testados

Foram testados um ventilador específico para VNI (BiPAP Vision; Philips Respironics) e oito ventiladores de UTI, todos eles equipados para realizar VNI (Tabela E1, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf): Puritan Bennett 840 (Covidien, Boulder, CO, EUA); Servo-i (Maquet, Solna, Suécia); Vela (Viasys Healthcare, Palm Springs, CA, EUA); Savina (Drägerwerk AG & Co., Lübeck, Alemanha); Esprit (Philips Respironics); GALILEO Gold (Hamilton Medical, Rhäzuns, Suíça); Horus (Taëma, Anthony, França); e e500 (Newport Medical Instruments).

Quando havia disparo por pressão, este era usado e ajustado para o nível mais sensível que não resultasse em autodisparo. Quando não havia disparo por pressão ou quando o autodisparo era inevitável, usava-se o disparo por fluxo. Sempre que possível, fixava-se o tempo de aumento inspiratório em 50% do valor máximo, o limiar expiratório em 25% do pico de fluxo inspiratório (PFI) e o tempo inspiratório máximo em 1,5 s. As avaliações foram realizadas no modo de pressão de suporte, com PEEP de 5 cmH2O (PEEP5) e 10 cmH2O (PEEP10), cada qual com três níveis diferentes de pressão de suporte: 5 cmH2O (PS5), 10 cmH2O (PS10) e 15 cmH2O (PS15). Inicialmente, cada ventilador foi testado com uma máscara facial vedada, a fim de verificar o funcionamento da VNI. A MFT foi posteriormente testada com os dois orifícios de expiração abertos para permitir que o ar escapasse, conforme as recomendações do fabricante.( )

Variáveis medidas

Primeiramente, avaliamos se cada ventilador funcionava corretamente com a MFT. O "não funcionamento" do ventilador foi caracterizado por autodisparo constante ou desligamento do fluxo inspiratório (interpretação incorreta de desconexão em virtude de vazamento profuso), mesmo após terem sido experimentadas diferentes configurações de disparo e tempo de aumento inspiratório. Quando o ventilador funcionava, registrávamos os ajustes adicionais necessários para que funcionasse corretamente.

Medimos as seguintes variáveis (Figura 1): pressão inspiratória proximal (PIP) no fim da fase inspiratória, em cmH2O, medida no sensor proximal; PEEP, em cmH2O; vazamento inspiratório, em L/s, determinado pela diferença entre o fluxo proximal e o fluxo distal no PFI; vazamento expiratório, em L/s, por meio da medição do fluxo proximal no fim da fase expiratória; PFI, em L/s; volume corrente, em L, calculado por meio da integração do sinal de fluxo proveniente do transdutor de fluxo distal; atraso no disparo, em ms, determinado pelo tempo decorrido entre o início do esforço inspiratório (em pressão pleural) e o início do fluxo inspiratório; atraso na ciclagem, em ms, medido pelo tempo transcorrido desde o fim do esforço inspiratório motor até o fim do fluxo inspiratório do ventilador; produto da pressão e tempo inspiratórios a 500 ms e a 1 s (PPT500 e PPTt, respectivamente), determinado pelo cálculo da área sob a curva de pressão-tempo entre o início do esforço inspiratório para os dois tempos.

Figura 1

Representação das variáveis medidas. Traçados de pressão (superior) e fluxo (inferior) de uma medida hipotética com positive end-expiratory pressure (PEEP, pressão expiratória final positiva) de 5 cmH2O e pressão de suporte (PS) de 10cmH2O. No meio, traçado da pressão para o ventilador drive. O traçado superior mostra o produto da pressão e tempo inspiratórios a 500 ms (PPT500; área cinza claro) e a 1 s (PPTt; área cinza escuro mais área cinza claro), ambos expressos em porcentagem de área ideal (áreas hachuradas).

Análise estatística

Para cada condição experimental, o software calculou um ciclo médio representativo por meio da média ponto a ponto de cinco ciclos. Os dados relativos a cada variável são apresentados como um único valor (proveniente do ciclo médio) para cada condição. Os dados relativos às diversas condições são apresentados como média ± dp.

Os ciclos foram muito estáveis, e as variâncias de cada variável foram insignificantes; portanto, em nossa análise, não usamos testes formais de hipótese estatística, mas sim uma comparação nominal dos valores de cada ciclo médio, como em outros estudos semelhantes.( , ) Em virtude da baixa variabilidade do modelo mecânico de VNI, qualquer diferença clinicamente relevante nas medidas certamente resultaria em uma diferença de mais de 2,8 vezes o erro técnico de medida (desvio-padrão de vários ciclos de uma condição).(15) Os valores calculados (2,8 vezes o erro técnico de medida) foram os seguintes: volume corrente = 0,020 L; PIP = 0,17 cmH2O; PEEP = 0,15 cmH2O; PPT500 = 4,3%; PPTt = 2,5%; PFI = 0,05 L/s; vazamento expiratório = 0,03 L/s; atraso no disparo = 9,7 ms e atraso na ciclagem = 7,5 ms.

Resultados

O ventilador para VNI e apenas quatro dos ventiladores de UTI equipados para realizar VNI funcionaram com a MFT: Horus, Vela, e500 e Servo-i (Tabela 1). Destes, todos menos o Servo-i tiveram problemas de disparo ou ciclagem. Os principais problemas nos outros ventiladores, que foram considerados não operacionais, foram autodisparo e desligamento indevido em virtude de interpretação incorreta de desconexão. Com a máscara oronasal vedada (isto é, na ausência de vazamento significativo no sistema), todos os ventiladores funcionaram bem.

Tabela 1

Desempenho dos ventiladores testadosa com a máscara facial total e os principais problemas observados.

Ventilador	Funcionamento correto	Causa do funcionamento incorreto	Problemas durante o funcionamento
BiPAP Vision	Sim
Puritan Bennett 840b,c	Não	AD
Savinab,d	Não	AD
GALILEO Goldb,e	Não	DFI
Servo-ib,f	Sim		Ciclagem prematura em PEEP5 e PS5 e em PEEP10 e PS5
e500b,e	Não	DFI (funcionamento incorreto em PEEP10)	FCV em PEEP5 nos 3 níveis de PS
Espritb,g	Não	AD, DFI
Horus (VNI desativada)	Não	DFI (funcionamento incorreto em PEEP5)	CTI e FCV em PEEP10 nos 3 níveis de PS
Horusb,e	Não	AD
Velab,h	Não		CTI

: ventilação não invasiva

: autodisparo (o ventilador testado manteve uma frequência respiratória maior que a do ventilador drive (12 ciclos/min) e o tempo inspiratório foi variável)

: desligamento do fluxo inspiratório (desligamento inadequado após alguns ciclos devido à detecção incorreta de desconexão)

: pressão de suporte de 5 cmH2O

PEEP5: : positive end-expiratory pressure (pressão expiratória final positiva) de 5 cmH2O

PEEP10: : positive end-expiratory pressure (pressão expiratória final positiva) de 10 cmH2O

: falha de compensação de vazamento (o ventilador não é capaz de manter o nível de PEEP)

: ciclagem por tempo inspiratório máximo, de 1,5 s

BiPAP Vision (Philips Respironics, Murryville, PA, EUA); Puritan Bennett 840 (Covidien, Boulder, CO, EUA); Savina (Drägerwerk AG & Co., Lübeck, Alemanha); GALILEO Gold (Hamilton Medical, Rhäzuns, Suíça); Servo-i (Maquet, Solna, Suécia); e500 (Newport Medical Instruments, Costa Mesa, CA, EUA); Esprit (Philips Respironics); Horus (Taëma, Anthony, França); e Vela (Viasys Healthcare, Palm Springs, CA, EUA)

Ventilação não invasiva ativada. Atualizações dos ventiladores entre 2008 e 2013

Puritan Bennett(tm) tem um novo software opcional com compensação de vazamentos de até 65 L/min para adultos

Sem mudanças na compensação de vazamentos. O novo modelo (Savina 300) tem melhor compensação de vazamentos

Sem atualizações para compensação de vazamentos

A nova versão do modo de VNI compensa vazamentos de até 65 L/min para adultos

A nova versão do software e o novo modelo (V200) têm compensação de vazamentos de até 60 L/min e disparo e ciclagem autoadaptativos (autotracking)

Compensação de vazamentos de até 40 L/min nos modelos Vela Plus e Vela Comprehensive.

Em todos os ventiladores de UTI, com exceção do Horus, foi necessário acionar o modo de VNI. Para que o Horus, o e500, e o Vela funcionassem em certos contextos, foi necessário ajustar a sensibilidade do disparo expiratório, a curva da pressão inspiratória ou a sensibilidade inspiratória.

O ventilador Horus não funcionou no modo de VNI. Usando o "modo invasivo" default, tivemos de colocá-lo no modo de pressão de suporte, com seu limiar de ciclagem expiratória e curva de pressão inspiratória no máximo (30 L/min e 150 cmH2O/s, respectivamente). Não foi possível ajustar corretamente a sensibilidade do disparo inspiratório com a opção de disparo por pressão; só funcionou dentro de uma faixa estreita com a opção de disparo por fluxo (aproximadamente 1,7 L/min).

A curva de pressão inspiratória do ventilador e500 foi colocada em modo automático, assim como o foi o limiar de ciclagem expiratória (fixado em 50% do pico de fluxo). Para evitar o autodisparo, foi necessário ajustar o disparo por pressão para valores próximos de −3,2 cmH2O.

O modo de VNI do ventilador Vela tem uma seleção automática de sensibilidade de disparo inspiratório. O limiar de ciclagem expiratória teve de ser colocado no máximo (30% do pico de fluxo). No entanto, quando a PEEP foi fixada em 10 cmH2O e a pressão de suporte foi fixada em 15 cmH2O, houve grande atraso na ciclagem inspiratória, criando grandes volumes correntes que excederam a capacidade do modelo pulmonar.

O ventilador Servo-i funcionou corretamente. Seu modo de VNI tem sensibilidade automática de disparo inspiratório. A curva de pressão inspiratória foi ajustada para 50% do valor máximo (0,2 s), e o limiar de ciclagem expiratória foi fixado em 25% do pico de fluxo.

A curva do fluxo inspiratório do ventilador para VNI (BiPAP Vision) foi ajustada para 50% do valor máximo (0,2 s). A sensibilidade de disparo inspiratório e expiratório era automática.

No tocante à PEEP e ao vazamento expiratório, o Servo-i, o Vela e o BiPAP Vision compensaram os vazamentos da MFT durante a expiração, mantendo os valores de PEEP próximos dos valores estabelecidos (Figura 2). A média dos fluxos emitidos por esses ventiladores a fim de compensar os vazamentos durante a expiração foi de 0,65 ± 0,12 L/s para PEEP5 e de 0,89 ± 0,16 L/s para PEEP10. O e500 e o Horus compensaram mal o vazamento e, portanto, não foram capazes de manter a PEEP desejada (Figura 2). Os fluxos máximos de compensação de vazamento para o e500 e o Horus foram, respectivamente, 0,52 ± 0,01 L/s (PEEP5 com a opção de compensação de vazamento ligada) e 0,41 ± 0,01 L/s (PEEP10).

Figura 2

Valores medidos de positive end-expiratory pressure (PEEP, pressão expiratória final positiva; painel à esquerda) e fluxo expiratório fornecido pelo ventilador (painel à direita) para compensar o vazamento de ar em PEEP de 5 cmH2O (PEEP5) e 10 cmH2O (PEEP10), na forma de média ± dp. Como se pode observar, os ventiladores Horus e e500 não compensaram adequadamente os vazamentos, fornecendo menos de 0,6 L/s de fluxo compensatório, e não foram capazes de manter o nível estabelecido de PEEP. *Medida não realizada em virtude de autodisparo.

O ventilador Horus teve a menor PIP na máscara (Figura E2, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf). Todos os outros ventiladores atingiram PIP semelhantes. O BiPAP Vision apresentou os maiores valores de PPT500 e PPTt (Figura 3). O e500 e o Horus apresentaram os menores valores de PPT500.

Figura 3

Características de pressurização de cinco dos ventiladores testados, demonstradas pelo produto da pressão e tempo inspiratórios a 500 ms (PPT500; círculos vazados) e a 1 s (PPTt; círculos preenchidos), em porcentagem de área ideal. Os traços horizontais indicam as médias de todas as medidas (pressão expiratória final positiva de 5 e 10 cmH2O vs. pressão de suporte de 5, 10 e 15 cmH2O) disponíveis para os ventiladores.

Os valores de PFI aumentaram paralelamente ao aumento da pressão inspiratória (Figura 4), e o volume dos vazamentos aumentou paralelamente ao aumento da PEEP e da pressão de suporte. A média de PFI para todos os ventiladores foi de 1,69 ± 0,31 L/s em PS5, 2,07 ± 0,26 L/s em PS10 e 2,36 ± 0,31 L/s em PS15. Os maiores PFI foram alcançados pelo BiPAP Vision e pelo e500 (2,39 ± 0,32 L/s e 2,14 ± 0,32 L/s, respectivamente). Os ventiladores Servo-i e Vela apresentaram valores intermediários (2,00 ± 0,32 L/s e 1,82 ± 0,33 L/s, respectivamente), e os menores PFI foram atingidos pelo Horus (1,60 ± 0,29 L/s).

Figure 4

Pico de fluxo inspiratório de cinco dos ventiladores testados. Medidas com positive end-expiratory pressure (PEEP, pressão expiratória final positiva) de 5 cmH2O (PEEP5) e 10 cmH2O (PEEP10) estão à esquerda e à direita, respectivamente. As medições foram feitas em níveis de pressão de suporte de 5, 10 e 15 cmH2O (PS5, PS10 e PS15, respectivamente). *Em virtude de autodisparo, não foram realizadas medidas com o ventilador Horus em PEEP5 nem com o ventilador e500 em PEEP10. #Em virtude da limitação do modelo pulmonar, o ventilador Vela não foi testado com PEEP10 e PS15.

No tocante a volumes correntes, tornaram-se maiores com o aumento dos níveis de pressão de suporte (Figura E3, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf). Com PEEP5 em PS5, PS10 e PS15, as médias dos volumes correntes para todos os ventiladores foram de 472 ± 25 mL, 609 ± 32 mL e 726 ± 124 mL, respectivamente, ao passo que com PEEP10 em PS5, PS10 e PS15 as médias foram de 489 ± 25 mL, 641 ± 28 mL e 768 ± 90 mL, respectivamente.

O modelo pulmonar mecânico (sem os ventiladores testados) apresentou um atraso basal intrínseco de 30,5 ms para o atraso no disparo e de 24,9 ms para o atraso na ciclagem. Apenas o e500 e o Horus apresentaram atraso no disparo superior a 100 ms (276 ± 105 ms e 152 ± 36 ms, respectivamente). O Servo-i, o Vela, e o BiPAP Vision, respectivamente, apresentaram atraso no disparo de 50 ± 12 ms, 53 ± 6 ms e 69 ± 27 ms (Figura E4, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf). Nem a PEEP nem a pressão de suporte alteraram o atraso no disparo. Embora o ventilador Servo-i tenha apresentado o menor atraso na ciclagem (8,5 ± 67 ms), apresentou ciclagem prematura em certos contextos (−94 ms para PEEP5 em PS5 e −43 ms para PEEP10 em PS5). O ventilador BiPAP Vision teve média de atraso na ciclagem de 136 ± 92 ms. O Horus e o Vela apresentaram médias de 273 ± 231 ms e 228 ± 214 ms, respectivamente. Em ambos, por vezes ocorreu ciclagem expiratória por atingirem um tempo inspiratório máximo ajustado de 1,5 s. O ventilador e500 apresentou o maior atraso na ciclagem (590 ± 622 ms; Figura E5, disponível no site do Jornal Brasileiro de Pneumologia: http://www.jornaldepneumologia.com.br/imagebank/images/jbp_v40n3_suplemento.pdf).

Discussão

O achado mais importante do presente estudo foi o de que apenas um dos ventiladores de UTI testados mostrou-se adequado para VNI com MFT. Dos oito ventiladores de UTI, quatro foram considerados totalmente não operacionais em virtude de desligamento indevido (detecção incorreta de desconexão) ou autodisparo, ao passo que três dos quatro restantes tiveram problemas para compensar os grandes vazamentos através dos orifícios de expiração, resultando em incapacidade de manter a PEEP e a pressão inspiratória, atraso no disparo inspiratório ou atraso na ciclagem de inspiração para expiração. Somente o Servo-i e o ventilador para VNI (BiPAP Vision) funcionaram corretamente em todas as condições experimentais. É importante salientar que, na ausência de vazamento significativo no sistema (máscara oronasal vedada), todos os ventiladores funcionaram bem (dados não mostrados).

Espera-se que MFT causem grandes vazamentos de ar através de seus orifícios, os quais podem às vezes ser de uma magnitude comparável à de uma desconexão do paciente. Para aumentar a segurança, vários fabricantes têm limitado a compensação de vazamento para ventiladores de UTI a valores iguais ou inferiores a 30 L/min (ou 0,5 L/s),(16) acima dos quais o alarme de desconexão do ventilador dispara. Em nosso estudo, a média de vazamento expiratório para os três ventiladores que foram capazes de manter os níveis de PEEP (Servo-i, Vela e BiPAP Vision) foi de 45,6 ± 10,8 L/min com o menor valor de PEEP (PEEP5), que é maior do que quando uma máscara oronasal é usada.( ) Esses grandes vazamentos de ar provavelmente explicam por que quatro dos oito ventiladores foram considerados não operacionais.

Achados semelhantes foram descritos anteriormente. Miyoshi et al.( ) testaram dois ventiladores de UTI e relataram que ambos funcionaram corretamente com vazamentos de até 11,3 L/min; no entanto, autodisparo e desligamento do fluxo inspiratório ocorreram com vazamentos maiores que 18 L/min. Outro estudo experimental, envolvendo máscara oronasal e três vazamentos personalizados, comparou nove ventiladores de UTI equipados para realizar VNI a um ventilador específico para VNI (BiPAP Vision). ( ) Quando o vazamento de ar foi aumentado para 37 L/min, apenas um ventilador de UTI (Servo-i) e o ventilador para VNI funcionaram corretamente sem ajustes, ao passo que quatro ventiladores de UTI ou entraram em ventilação de backup ou não foram capazes de se sincronizar.( )

Em nosso estudo, os ventiladores e500 e Horus não foram capazes de manter os valores de PEEP com vazamentos de aproximadamente 30 L/min (ou 0,5 L/s). Outros autores reconheceram a importância da magnitude do vazamento para a manutenção da PEEP.( , )

Geralmente, a pressurização inspiratória é avaliada pelo PPT nos primeiros 300 ms ou 500 ms (PPT300 e PPT500, respectivamente), pois o PFI é atingido nos primeiros 250-300 ms e o nível de pressão de suporte é alcançado, na maioria ventiladores, nos primeiros 500 ms.( ) Em virtude da magnitude do vazamento de ar em nosso estudo, houve atraso na pressurização e os valores de PPT300 foram muito baixos, tornando essa medida inadequada para a avaliação da qualidade da pressurização. Portanto, optamos por usar PPT500 e PPTt como índices de pressurização. Usando essas variáveis, constatamos que a capacidade de pressurização na presença de vazamentos de ar variou muito entre os ventiladores, mesmo depois de se atingir a melhor configuração da curva de pressão inspiratória. Esse achado está de acordo com os de estudos anteriores.( , )

Dada a importância da curva de pressão inspiratória para a capacidade de pressurização, sugeriu-se que o ajuste da curva deveria ser automático para melhorar o desempenho.( ) Inesperadamente, os dois ventiladores com ajuste automático da curva (e500 e Vela) foram superados pelo Servo-i e pelo BiPAP Vision no tocante a sua capacidade de manter a pressurização. Não obstante, é verdade que o e500 apresentou os maiores valores de PFI e PIP, e foi a perda de pressão durante a fase expiratória que prejudicou sua capacidade de atingir a melhor pressurização.

O atraso no disparo foi menor no Servo-i, no Vela e no BiPAP Vision. Os ventiladores que tiveram a maior dificuldade em compensar o vazamento de ar durante a fase expiratória (e500 e Horus) foram os que apresentaram os maiores atrasos no disparo. Vazamentos em um sistema ventilatório mal compensado podem interferir no sincronismo entre o paciente e o ventilador, pois o ventilador depende de pressão e fluxo monitorados para disparar cada ciclo respiratório, e vazamentos de ar podem alterar esses sinais. Atrasos de uma magnitude semelhante à encontrada em nosso estudo foram relatados em uma avaliação de ventiladores portáteis com dois níveis de pressão em um modelo com pequenos vazamentos inspiratórios (máximo de 0,16 L/s).( )

No modo de pressão de suporte, o ventilador faz um ciclo de inspiração a expiração quando o fluxo inspiratório diminui para determinado valor ou, na maioria dos casos, para uma proporção do PFI. Quando o ventilador não consegue terminar a inspiração por esse critério, a ciclagem ocorre por critérios secundários, geralmente um limiar superior para o tempo inspiratório.( ) Em nosso estudo, esse critério secundário serviu como o principal mecanismo em condições de altas pressões e grandes vazamentos de ar no Horus, no Vela e no e500. Limitações dos critérios de ciclagem em ventiladores de UTI na presença de vazamento de ar foram previamente relatadas,( ) mas esse problema foi corrigido em novas versões de software para alguns ventiladores e em novos modelos de ventilador( ) (ver as notas de rodapé da Tabela 1).

De todos os ventiladores de UTI testados, apenas o Servo-i teve um desempenho aceitável com MFT, embora seja importante mencionar que, em alguns contextos, ocorreu ciclagem prematura, um achado já relatado a respeito desse ventilador. ( ) O uso de MFT com os outros ventiladores de UTI levou a assincronismo considerável, que provavelmente causaria excessivo desconforto ao paciente e não adesão à VNI. Além disso, alguns ventiladores não ofereceram assistência suficiente para satisfazer as exigências do modelo, e isso pode aumentar a carga dos músculos respiratórios e agravar a insuficiência respiratória em um contexto clínico.

Esses achados sugerem que, para lidar adequadamente com os vazamentos de ar que ocorrem com o uso de MFT, os fabricantes terão de melhorar os algoritmos em ventiladores de UTI,( ) permitindo a redefinição do limite superior de compensação do fluxo, o que já é verdadeiro a respeito de alguns ventiladores (ver as notas de rodapé da Tabela 1). Como esse tipo de mudança no software pode ter implicações de segurança (alarme de desconexão), uma possível solução seria a implantação de um limite superior ajustável de fluxo baseado no fato de o paciente estar ou não estar conectado a uma MFT. Outra consequência importante dos vazamentos de ar, que podem ser superiores a 1,7 L/s (100 L/min) em alguns casos, é o custo extra do desperdício de gases medicinais, especialmente com o uso de altas frações inspiradas de oxigênio. Para resolver esse problema, deve-se investigar, na forma de modelo matemático, a verdadeira necessidade de tão grandes vazamentos proximais quando se usa MFT, e estudos experimentais mostraram que o espaço morto de uma MFT é menor do que o seu volume interno.( , )

Recentemente, novas interfaces de VNI (PerforMax e Fitlife; Philips Respironics)( ) têm sido comercializadas com características semelhantes, porém com volumes internos menores e sem os dois orifícios na máscara, que atuam como válvulas de exalação. Essas interfaces usam dois tipos de cotovelo: um cotovelo-padrão para ser usado com ventiladores de UTI sem vazamento de ar e um cotovelo de expiração para ventiladores específicos para VNI. No entanto, ainda não se sabe se o uso dessas máscaras sem vazamentos (cotovelos-padrão) resultaria em ventilação alveolar adequada, mesmo se fossem conectadas a ventiladores mecânicos invasivos (que têm circuitos inspiratórios e expiratórios separados). Por exemplo, em um relato, os pacientes necessitaram de elevada ventilação minuto a fim de evitar a retenção de CO2 quando usaram MFT sem vazamentos significativos.( ) Em condições em que altos volumes correntes são considerados inadequados, uma possível solução seria combinar o uso do cotovelo de expiração (com vazamentos) com ventiladores mecânicos invasivos, otimizando assim a eliminação de CO2.

Algumas limitações deste estudo devem ser resumidas aqui. Em primeiro lugar, trata-se de um estudo experimental, e os resultados devem ser extrapolados para a prática clínica com cautela. Em segundo lugar, em virtude do grande vazamento de ar no sistema, os ventiladores precisaram gerar fluxos inspiratórios elevados, provocando significativa queda de pressão, medida por meio do pneumotacógrafo (colocado entre o ventilador e o transdutor de pressão proximal), o que levou a uma ligeira subestimação das pressões proximais. No entanto, embora não tenha sido possível estimar com precisão os valores absolutos de PEEP, PIP e PPT produzidos no circuito dos ventiladores, foi possível comparar os ventiladores. Além disso, como os valores de PEEP foram inferiores ao valor gerado pelo ventilador, é provável que o vazamento expiratório tenha sido um pouco maior do que o medido. Finalmente, alguns ventiladores ou seus modos de VNI foram atualizados (ver as notas de rodapé da Tabela 1) após a realização do presente estudo, e essas mudanças podem ter alterado seu desempenho.

Em suma, em virtude dos grandes vazamentos de ar associados ao uso de MFT, a maioria dos ventiladores de UTI testados mostrou-se inadequada para VNI com MFT.