Medición de presión fisiológica

TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2
TEMA 13
MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA
13-1 OBJETIVOS.
13-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
13-3 PRESIONES FISIOLÓGICAS.
13-4 ¿QUÉ ES PRESIÓN?
13-5 MEDICIONES DE PRESIÓN.
13-6 MEDICIONES DE PRESIÓN SANGUÍNEA.
13-7 MEDICIONES NO INVASIVAS DE PRESIÓN.
Medición oscilométrica de presión sanguínea.
Medición ultrasónica de presión.
13-8 MÉTODOS DIRECTOS.
Manometría electrónica.
Sistema de infusión de flujo constante.
13-9 TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.
13-10 AMPLIFICADORES DE PRESIÓN.
13-11 MÉTODOS TÍPICOS DE CALIBRACIÓN.
13-12 AMPLIFICADORES EN TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.
Amplificadores de presión de CD.
Amplificador de CD aislado.
Amplificador de excitación pulsada.
Amplificadores con modulación por portadora de CA.
13-13 CIRCUITOS DETECTORES DE PRESIÓN SISTÓLICA, DIASTÓLICA Y
MEDIA.
13-14 CIRCUITOS DE DERIVACIÓN DE PRESIÓN (dP/dT).
13-15 CIRCUITOS DE CERO AUTOMÁTICO.
13-16 PROBLEMAS PRÁCTICOS EN MONITOREO DE PRESIÓN.
Presión hidrostática.
Distorsión en el sistema de mangueras de extensión.
13-17 FUNCIÓN ESCALÓN – PRUEBA DE RESPUESTA A LA FRECUENCIA.
13-18 CUIDADOS DEL TRANSDUCTOR.
Calibración del transductor y procedimiento de balance.
13-19 CUESTIONARIO.
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TEMA 13
MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA
13-1 OBJETIVOS.
1. Entender el concepto de presión, sus diferentes formas de medición y sus
unidades más utilizadas.
2. Conocer la forma indirecta de medición de presión arterial basada en los
sonidos de Korotkoff.
3. Reconocer los 4 tipos de amplificadores de presión en aplicaciones clínicas.
4. Entender la forma en que operan los circuitos detectores de presión
sistólica, diastólica y media.
5.- Detectar los problemas más comunes en monitoreo de presión fisiológica.
6. Conocer los cuidados que se deben prestar al transductor y sus métodos
de limpieza o esterilización.
13-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo.
Busque las respuestas a medida que lea el texto.
1. ¿Cuándo una presión es hidrostática y cuando es hidrodinámica?
2. ¿La medición de presión arterial es absoluta o manométrica?
3. ¿Cuál es el ancho de banda recomendado en un sistema de medición o
monitoreo de presión arterial?
4. Describa el método indirecto de medición de presión arterial utilizando un
esfigmomanómetro.
5.- Mencione los componentes de un transductor de presión arterial.
6. Que efecto en la señal produce una burbuja de aire en el domo de un
transductor de presión y ¿por qué?
7. Después de utilizado el transductor de presión, ¿Qué método de
esterilización o limpieza se debe usar?
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13-3 PRESIONES FISIOLÓGICAS.
La medición de presión en fluidos fisiológicos es tanto del interés de médicos
investigadores como de médicos clínicos. Una definición rigurosa de fluido incluiría
tanto líquidos como gases, pero en este tema el término fluido se centrará en el caso
de líquidos. La diferencia entre líquidos y gases es que los líquidos no son
comprimibles en tanto que los gases si lo son, esto afecta la técnica de medición.
La medición de presión en gases se presentará en un tema posterior relacionado con
instrumentación pulmonar.
La medición más común es la presión sanguínea arterial, la cual es
monitoreada prácticamente siempre por instrumentación electrónica en unidades de
cuidados intensivos (ICUs), unidades de cuidados coronarios (CCUs) y áreas de
medicina crítica. Frecuentemente también es de interés la presión central venosa
(CVP), la presión sanguínea intracardiaca y casos especiales como la presión en la
arteria pulmonar, las presiones de los fluidos espinales y las presiones
intraventriculares del cerebro.
13-4 ¿QUÉ ES PRESIÓN?
Si se pregunta la definición de presión, a menudo se dan algunas definiciones
vagas, ambiguas, lo que indica que realmente no se tiene una clara comprensión de
este concepto. Algunos indicarán que la presión es una fuerza, lo cual es cercano
pero no es correcto. La definición correcta de presión es fuerza por unidad de
área. Así:
P=
F
A
(13-1)
Donde:
P es la presión en Newtons por metro cuadrado (N/m2), o Pascales (Pa),
1 N/m2=1Pa.
F es la fuerza en Newtons (N).
A es la área en metros cuadrados (m2).
Note que la presión puede ser aumentada ya sea incrementando la fuerza
aplicada o disminuyendo el área sobre la cual opera la fuerza. Otras unidades de
presión son dinas por centímetro cuadrados (dinas/cm2) en el sistema métrico cgs
(centímetro-gramo-segundo) y libras por pulgada cuadrada (psi) en el sistema ingles.
Cuando la fuerza, en un sistema bajo presión, es constante o estática
(invariable) se dice que la presión es hidrostática. Si, por otra parte, la fuerza
esta variando, se dice que la presión es hidrodinámica. La mayoría de las
presiones fisiológicas humanas son hidrodinámicas, entre las cuales la más común y
conocida es la del flujo pulsátil de la sangre en las arterias.
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La presión en un sistema cerrado obedece una ley física conocida como
principio de Pascal (en reconocimiento a Blaise Pascal, científico francés, 16231662), la cual establece que la presión aplicada a un fluido encerrado se
transmite sin disminución a cada porción del fluido y a las paredes del
contenedor que lo contiene.
Si se aplica presión al émbolo de una jeringa que tiene su salida cerrada,
como en la figura 13-1, la misma presión se reflejará en todo su interior. Un cambio
en la presión en el émbolo se reflejará como un cambio idéntico en cada punto en el
interior de la jeringa.
Figura 13-1 Vista seccional de una jeringa.
Una presión aplicada al émbolo se transmitirá a
través del fluido a todo el interior de la jeringa.
El principio de Pascal es verdadero en
sistemas hidrostáticos y también en sistemas
casi estáticos, donde ante un pequeño cambio de
presión la turbulencia se amortigua antes de la
siguiente medición.
El principio de Pascal es bastante aproximado
en sistemas hidrodinámicos en los cuales el flujo no
es turbulento y el diámetro del vaso es pequeño (a
excepción de las cercanías de las paredes del baso).
El estudio de la presión en vasos grandes o flujo
turbulento requiere la aplicación de física y mecánica
avanzada, fuera del alcance de este tema.
En este tema asumiremos que el principio de
Pascal en las mediciones estáticas o casi estáticas es
válido, pero que mostrará resultados aproximados
cuando se aplica a áreas turbulentas del sistema
circulatorio humano.
En el sistema circulatorio humano la presión es producida por la fuerza
de contracción del corazón, la cual se transmite a través del fluido (sangre) a las
paredes de los vasos sanguíneos. El sistema circulatorio regula la presión
sanguínea mediante la dilatación o contracción de los vasos, lo cual produce
un cambio en el área seccional del vaso; como resultado, la presión nunca es
constante y su medición siempre arroja un valor promedio.
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13-5 MEDICIONES DE PRESIÓN.
El aire, que forma la atmósfera, ejerce una presión en la superficie de la tierra.
Esta presión se expresa generalmente, a nivel del mar, como 1 atmósfera (atm), 760
mm de Hg, aproximadamente 14.7 psi, 1.013 x 106 dinas/ cm2, o 1.013 x 105 Pa ó
1.01325 bar (1 bar = 105 Pa).
Si una presión se mide con respecto al vacío (0 atm), entonces es
llamada presión absoluta, y si es medida con respecto a 1 atm es llamada
presión manométrica (gauge pressure). Dos presiones manométricas pueden
expresarse en una solo cifra llamada presión relativa o presión diferencial, la cual
sería la diferencia entre las dos presiones. Las mediciones de presión en el
sistema circulatorio humano se miden en relación a la presión atmosférica, por
lo que son mediciones de presión manométrica. En el sistema respiratorio,
algunas presiones serán manométricas en tanto que otras serán diferenciales.
La figura 13-2a muestra un manómetro de Torricelli (en honor al científico
italiano Evangelista Torricelli, 1608-1647) utilizado para medir la presión atmosférica.
En él, un tubo de vidrio de diámetro pequeño al cual se le ha extraído el aire y
llenado con mercurio, es puesto vertical sobre un recipiente que también contiene
mercurio (Hg). La presión de la atmósfera sobre el mercurio en el recipiente hace
que se forme una columna de mercurio en el tubo. La columna de mercurio tendrá
una altura en donde su peso (debido a la fuerza gravitacional) entra en balance
con la fuerza de la presión atmosférica.
Figura 13-2a Manómetro de Torricelli
utilizado en la medición de la presión
atmosférica.
Torricelli encontró que la altura de la
columna de mercurio, soportada por la presión
atmosférica, es aproximadamente 0.76 m o
760 mm. Debido a esto frecuentemente la
presión atmosférica se da en milímetros de
mercurio, donde 1 atm es igual a 760 mm de
Hg.
La unidad correcta de presión,
establecida por científicos y adoptada como
estándar (NBS-National Bureau of Standards)
es el torr (en honor a Torricelli), en donde 1
torr es igual a 1 mm de Hg, aún cuando en la
práctica médica se siguen utilizando los mm de
Hg.
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Las presiones manométricas se presentan generalmente en milímetros de
mercurio arriba o debajo de la presión atmosférica. Un manómetro, como su nombre
lo indica, es un instrumento que mide presión manométrica (gauge), aún cuando muy
frecuentemente las presiones manométricas menores a 1 atmósfera se indican como
presión de vacío (ó simplemente vacío) y las mayores a 1 atmósfera como presión
manométrica (ó simplemente presión), aún cuando ambos casos son medidos con
manómetros. Algunos manómetros, incluyendo la mayoría de los instrumentos
electrónicos que se presentarán en este tema, miden tanto presiones positivas
(mayores a 1 atmósfera) como presiones negativas (vacío).
La referencia cero en medición de presión manométrica es por lo tanto 1
atmósfera. Sin embargo, la presión atmosférica varía de lugar a lugar y en el mismo
lugar en lapsos de horas, por lo que el cero de la escala de medición puede ser
establecido simplemente exponiendo el manómetro a la atmósfera. La figura 13-2b
muestra un manómetro de mercurio similar a los utilizados para las mediciones de
presión sanguínea. En este caso el recipiente con mercurio es cerrado y conectado,
por una parte a un tubo con salida a la atmósfera a través de una válvula manual y
por otro a un bomba formada por un esfera de hule que al presionar repetidamente
puede utilizarse para incrementar la presión. La válvula manual permite exponer o
cerrar al recipiente de la atmósfera
Si la válvula esta abierta a la atmósfera,
entonces la presión en el recipiente de
mercurio es igual a la presión de la columna
(1 atm), por lo que la columna de mercurio
tendrá la misma altura que el mercurio en el
recipiente; a este punto se le designa como 0
mm de Hg. Si la válvula manual se cierra y se
incrementa la presión en el recipiente de
mercurio presionando la esfera de hule, la
columna de mercurio subirá una cantidad
proporcional al incremento de presión.
Figura 13-2b Medición de
presión manométrica.
Se utiliza la presión manométrica
porque es más fácil referenciar a cero y
puede recalibrarse en cada medición y
porque la medición de presión absoluta no
trae una ventaja especial en contenido de
información.
Así, utilizar la presión
manométrica trae ventajas en las mediciones
de presiones fisiológicas ante las variaciones
naturales
de
la
presión
atmosférica
(localización y estado del tiempo).
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13-6 MEDICIONES DE PRESIÓN SANGUÍNEA.
El primer intento registrado para medir la presión sanguínea arterial fue
realizado en 1773 por el científico ingles Stephen Hales que insertó un tubo abierto
directamente en la arteria de un caballo no anestesiado (presumiblemente bien
amarrado). El tubo era suficientemente largo para que el peso de la columna de
sangre alcanzara una altura que balaceara la presión arterial del caballo.
De acuerdo con las observaciones de Hales la sangre alcanzó una altura de 4
pies en la primer pulsación y después de 40 o 50 pulsaciones alcanzó una altura final
de alrededor de 8 pies. Después de que la sangre se estabilizó en el manómetro de
tubo, subía y bajaba de 2 a 3 pulgadas en cada pulsación debido a las presiones
sistólica y diastólica.
La técnica de Hales es un ejemplo de medición directa de presión sanguínea.
Las mediciones clínicas rutinarias de presión sanguínea en seres humanos requirió
el desarrollo de técnicas indirectas que evitaran el doloroso y potencialmente
peligroso procedimiento quirúrgico del procedimiento de Hales.
Figura 13-3 Esfigmomanómetro de columna de mercurio.
En la actualidad se utilizan tanto métodos directos como indirectos en la
medición de presión sanguínea en humanos. El método indirecto más popular,
reconocido fácilmente por todos aquellos cuya presión arterial ha sido medida por
alguna enfermera o médico, involucra el uso del esfigmomanómetro. Los métodos
de medición directa generalmente involucra el uso de amplificadores electrónicos
que procesan la señal de un transductor de presión que ha sido insertado en la
arteria del paciente a través de un catéter lleno de solución salina.
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El método de Hales, de hace 200 años, todavía se utiliza en hospitales
modernos para medir la presión del fluido espinal y la presión de la presión central
venosa (CVP). Casi cualquier hospital tiene un kit espinal o CVP que contiene un
manómetro de agua no muy diferente al de Hales del siglo XVIII.
El método indirecto de rutina utilizado por los médicos requiere de un
dispositivo llamado esfigmomanómetro (figura 13-3), el cual consiste de una
banda o abrazadera inflable de hule llamada de corte o estrangulamiento, una esfera
o bulbo comprimible de hule que se comporta como una bomba, una válvula y un
manómetro. Los esfigmomanómetros de calidad profesional están basados en una
estructura similar a un tipo Bourdon, en tanto los de calidad comercial, para uso del
público, utiliza medidores de presión de resorte (los cuales dan buenas lecturas pero
presentan errores significativos con el uso debido a deformación del resorte.
El procedimiento de medición de presión arterial con el esfigmomanómetro es
el siguiente:
1.- Se envuelve la banda o brazalete inflable alrededor de la parte superior del
brazo, en un punto intermedio entre el codo y el hombro. Se coloca el estetoscopio
sobre una arteria en la sección inferior del brazalete. Se prefiere esta localización
(figura 13-4) debido a que la arteria braquial pasa cercana a la superficie en el
espacio antecubital (parte interna del codo), por lo que sus sonidos son muy claros.
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Figura 13-4 Localización de la banda
para la medición de presión sanguínea arterial.
2.- Se infla la banda de tal forma que su presión sea mayor a una estimación
de la presión sistólica. Esta presión comprime la arteria causando su oclusión,
estrangulándola y evitando el flujo de sangre a través del baso.
3.- A continuación se empieza a liberar presión de la banda, como se muestra
en la figura 13-5a (se recomienda con una razón de –3 mm de Hg/seg) mientras se
observa la columna de mercurio (o medidor de presión). Cuando la presión sistólica
excede la presión de la banda se empezarán a oír algunos sonidos causados por el
paso restringido de la sangre a través de la oclusión. Estos sonidos son llamados
sonidos de Korotkoff (figura 13-5b) los cuales se siguen escuchando a medida que
la presión en la banda se reduce, pero disminuyen en su intensidad a medida que el
flujo de sangre a través de la oclusión se vuelve más uniforme. Los sonidos de
Korotkoff desaparecen cuando la presión en la banda es menor que la presión
diastólica del paciente.
4.- Finalmente se anotan los valores de presión en donde los sonidos de
Korotkoff empiezan (presión sistólica) y cuando desaparecen (presión diastólica); lo
cual generalmente se registra como una razón de presión sistólica a presión
diastólica como 120/80 mm de Hg.
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Figura 13-5 Medición de presión sanguínea arterial
mediante los sonidos de Korotkoff
El primer uso del esfigmomanómetro para la medición de presión sanguínea
fue reportado por Korotkoff en 1905, pero esta técnica no fue verificada, mediante
correlación de mediciones directas e indirectas en animales, hasta 1912. No fue
hasta 1931 que se estableció una correlación similar para seres humanos, esto es,
que se tienen variaciones menores a 10 mm de Hg entre los métodos directos y
los indirectos.
Recientemente se ha demostrado que la medición indirecta de presión
diastólica presentará un error menor si se toma su lectura cuando los sonidos de
Korotkoff desaparecen. La mayoría de los médicos prefieren utilizar el punto donde
los sonidos se atenúan (desvanecen) porque su reconocimiento es más consistente.
La Asociación Americana del Corazón (American Herat Association)
recomendó en 1967 que el desvanecimiento o atenuación de los sonidos sea
utilizado como criterio de medición de presión diastólica, pero que se registren
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ambas presiones (atenuación y cese de los sonidos de Korotkoff) si se presenta una
diferencia significativa entre ellos. Esta medición se registra como una presión
diastólica doble (por ejemplo 120/80/77 mm de Hg).
El uso de los sonidos de Korotkoff como una indicación indirecta de presión
sanguínea es llamada auscultación (uso del oído) y es por mucho el método
indirecto más comúnmente utilizado. Es suficientemente exacto para su uso clínico
ordinario y suficientemente simple para que aún personal no profesional,
rápidamente entrenado, realice mediciones de presión sanguínea.
Algunas
limitaciones de este método de auscultación son la agudeza auditiva del que realiza
la medición, así como de su capacidad de leer un medidor de presión que esta
cambiando cuando esta escuchando los sonidos de Korotkoff. En pacientes
hipotensos (baja presión sanguínea), el evento que define la presión diastólica
pudiera presentarse confuso o aún no existente.
Ciertos equipos electrónicos modernos, orientados a la medición indirecta de
presión sanguínea en pacientes hipotensos, reemplazan el estetoscopio por un
transductor electrónico. Otros utilizan transductores ultrasónicos (los cuales se
cubrirán en un tema posterior); en otros casos aplican dispositivos que usan
infrasonido (frecuencias menores a 50 Hz) que no son mas que micrófonos para
bajas frecuencias, la señal de salida del micrófono es amplificada y filtrada y utilizada
para encender una alarma audible o una lámpara cuando se reconocen las
presiones sistólica y diastólica. Estos instrumentos son utilizados en salas de
emergencia, unidades de cuidados intensivos (ICU) y unidades de cuidados
coronarios (CCU) donde los altos niveles de ruido en el ambiente a menudo dificultan
escuchar los sonidos de Korotkoff en pacientes no hipotensos.
Hay otros 2 métodos indirectos de medición de presión sanguínea:
palpación y el método de infusión o flush. Ambos utilizan el estrangulamiento o
corte del flujo sanguíneo pero difieren en el método para detectar los puntos de
presión. En el método de palpación se utiliza el sentido del tacto para detectar
pulso en el paciente en la arteria radial (muñeca). En este método la presión de la
banda se va incrementando hasta que el pulso de la arteria radial desaparece.
Posteriormente, se libera presión paulatinamente hasta que nuevamente se detecta
pulso. La presión a la que ocurre esto es la presión sistólica. Este método solo
permite detectar presión sistólica, pues no se presenta un cambio detectable durante
presión diastólica. Adicionalmente, los cambios al tacto en presiones menores a 75
ú 80 mm de Hg de presión sistólica tienden a desaparecer, por lo que esta técnica no
es útil en pacientes hipotensos.
La técnica de infusión o flush requiere 2 bandas de corte o
estrangulamiento, las cuales también son colocadas en el brazo e infladas, hasta
que tanto la sección intermedia como inferior del brazo palidecen. Entonces se
libera lentamente la presión en la banda superior, la presión en la cual la sección
intermedia de las bandas se enrojece repentinamente es anotada como presión
arterial promedio (MAP).
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13-7 MEDICIONES NO INVASIVAS DE PRESIÓN: OSCILOMÉTRICAS Y ULTRASÓNICAS.
El método de medición auscultatorio ya mencionado es el procedimiento más
ampliamente utilizado en determinación de presión sanguínea. Padece, sin embargo,
de por lo menos 2 problemas. (1) Toma cierto tiempo y mucha atención, por lo
que la persona que está realizando estas mediciones no tendrá disponibilidad
de hacer algo más. Y (2) los sonidos de Korotkoff están en un rango de
frecuencia en donde generalmente el oído no es muy sensible (menor a 200
Hz).
Si se requiriera un monitoreo a largo plazo (por ejemplo en una unidad de
cuidados intensivos, ICU) o en un ambiente donde el nivel de ruido es alto, entonces
se tendrá que utilizar el método oscilométrico o el ultrasónico en la medición de la
presión sanguínea.
Medición oscilométrica de presión sanguínea.
El método oscilométrico de medición de la presión sanguínea es similar a la
esfigmomanometría, pero en este caso se miden las pequeñas fluctuaciones
(oscilaciones) en la presión de la banda o brazalete inflable (figura 13-6). Cuando la
sangre empieza a pasar a través de la oclusión producida por la banda, lo cual se
presenta cuando la presión en la banda cae por debajo de la presión sistólica, las
paredes de la arteria empiezan a vibrar levemente. Estas vibraciones se deben a
que el flujo de sangre en ese punto es turbulento, en lugar de laminar.
Figura 13-6 Método oscilométrico de medición de presión sanguínea.
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La fluctuación en las paredes del vaso sanguíneo altera ligeramente la presión
sanguínea, produciendo una elevación en la presión de la banda (figura 13-6). El
inicio de las oscilaciones en la presión presenta una buena correlación con la
presión sistólica, en tanto que la amplitud de pico de las oscilaciones
corresponde con el MAP (Mean Arterial Pressure), que es el promedio en el
tiempo de la presión sanguínea. El evento de presión diastólica está menos
definido que en el caso del evento de presión sistólica, pero corresponde al punto
donde la razón de decaimiento en amplitud de las oscilaciones repentinamente
cambia su pendiente.
Los monitores de presión sanguínea oscilométricos se utilizan ampliamente en
monitoreo, pero no es deseable su aplicación en procedimientos invasivos donde se
requiere una medición de presión directa (ver métodos directos, sección 13-8).
Típicamente un monitor de presión sanguínea oscilométrico es un instrumento
controlado por un microprocesador que esta programado para periódicamente inflar
y lentamente desinflar la banda. Un sensor de presión, especialmente sensible a las
variaciones de presión, envía señal al microprocesador donde se detecta las
presiones sistólica, diastólica y media.
Medición ultrasónica de presión.
Las ondas ultrasónicas son ondas acústicas (como las ondas sonoras
comunes: 30 Hz a 20 KHz), pero en un rango superior a la audición humana (más de
20 KHz). Como toda onda acústica, las ondas ultrasónicas presentan, bajo ciertas
condiciones, corrimiento Doppler, esto es, una alteración en la frecuencia (ΔF)
cuando es reflejada por un objeto en movimiento. Si se coloca un sensor
piezoeléctrico de ultrasonido sobre una arteria, por debajo de la banda de
constricción, el sensor puede realizar una detección Doppler del flujo de sangre.
Su principio de operación es semejante al del radar, un cristal transmisor
envía un haz de ondas senoidales al interior de los tejidos, este haz, al
encontrar la pared del vaso, refleja parte de su energía. Esta energía reflejada
es capturada por un cristal receptor localizado cerca del cristal transmisor. El
corrimiento Doppler es ΔF, F + ΔF describirá el contenido en frecuencia de la onda
reflejada. La presencia de la componente ΔF indicará el flujo turbulento (presión
sistólica) correspondiente a los sonidos de Korotkoff y disminuirá su valor cuando se
tenga casi puro flujo laminar (presión diastólica).
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13-8 MÉTODOS DIRECTOS.
Manómetros de H2O
El método de Hales todavía se utiliza en la medición de presión de fluido
espinal y CVP (presión central venosa). La mayoría de los hospitales tienen en
almacén kits que contienen tubos de plástico calibrados en centímetros de agua (cm.
H2O). Se utiliza agua por 2 razones:
1.- Como se introduce un tubo delgado directamente al cuerpo del paciente, y
el mercurio es venenoso, debe evitarse su uso como indicador de presión. Como
el agua es fisiológicamente compatible con el cuerpo, su uso es más seguro.
2.- La presión, ya sea de CVP o fluido espinal, es muy baja (solo pocos
milímetros de mercurio). Si se utiliza una sustancia menos densa que el mercurio
(como el agua), entonces la columna del peso que iguala la fuerza de la presión será
mayor. Esto mejora mucho la resolución de la medición.
El agua tiene una gravedad específica
de 1 (por definición) en tanto que el mercurio
tiene
una
gravedad
específica
de
aproximadamente 13.5; así la columna de
agua producida por una cierta presión será
13.5 veces mayor que la columna de mercurio
a la misma presión.
Los manómetros de presión central
venosa y fluido espinal generalmente están
calibrados en centímetros de agua (cm de
H2O), pero se puede encontrar su equivalencia
dividiendo el valor en centímetros de agua
entre 13.5 para obtener la medición de presión
en centímetros de mercurio.
Manómetro de agua.
Manometría electrónica.
Se puede conectar un transductor electrónico de presión al paciente a través
de un tubo delgado llamado catéter. El catéter se introduce a un vaso del paciente a
través de otro delgado tubo hueco llamado cánula; en esta forma se conduce el
diafragma del transductor de presión al flujo de sangre del paciente. El catéter se
llena con una solución salina.
El catéter debe ser colocado en una arteria periférica. Existen dos métodos
para insertar el catéter: percutáneo y mediante corte de aproximación a la
arteria. Los métodos percutaneos involucran perforar la piel sobre una arteria y
entonces, mediante una aguja y un adaptador, se inserta el catéter a la arteria. Ya
que el catéter esta en su lugar, se retira la aguja.
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El método mediante corte de aproximación a la arteria es un
procedimiento quirúrgico en el cual se corta el tejido que cubre la arteria dejándola
expuesta, posteriormente se perfora la arteria y se introduce el catéter hasta dejarlo
en su lugar.
Figura 13-7a Equipo para el monitoreo arterial.
La figura 13-7a muestra el equipo típico utilizado para medir presión
sanguínea con un transductor electrónico. El transductor se monta sobre un soporte
al lado de la cama del paciente. Se tienen dos puertos en el domo de presión del
transductor, uno es una es una terminación con llave de paso o bloqueo (una vía) y
el otro va a una distribuidor de 3 vías, una de las cuales va a una pequeña jeringa
(que se utiliza para administrar medicamentos directamente a través del catéter, o
para tomar muestras de sangre del paciente para su análisis de laboratorio) y la
tercer vía se conecta al catéter introducido al paciente a través de un tubo de
extensión, una válvula de paso y un adaptador.
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Sistema de infusión de flujo constante.
Cuando se hace una medición directa durante un tiempo considerable
(algunas horas, frecuentemente en ICUs) existe el riesgo de que se tape el catéter
debido a sangre coagulada. En esos casos, los médicos pueden optar por el uso de
sistema de infusión de flujo constante (CFIS) como el mostrado en la figura 13-7b.
Figura 13-7b Sistema de infusión de flujo constante.
El CFIS consiste en una válvula especial conectada a una bolsa con solución
intravenosa (IV), generalmente 0.9 % salino con 1 o 2 unidades de heparina acuosa
(que es un medicamento que previene la coagulación de la sangre) por centímetro
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cúbico de fluido IV. Se ajusta para tener un flujo de aproximadamente 3 mL/hr, para
lo cual se aplica una presión a la bolsa de solución IV de 300 mm de Hg (el flujo se
ajusta mediante una válvula de restricción ajustable).
Un pulsador de aplicación rápida permite inyectar momentáneamente solución
salina con heparina al sistema para llenar el domo del transductor y limpiar de
bloqueos producidos por coágulos de sangre (adicionalmente permite aplicar un
estímulo en forma de onda cuadrada al sistema para probar su respuesta a la
frecuencia).
13-9 TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.
En las figuras 13-8 y 13-9 se muestran transductores de presión sanguínea
típicos. Este tipo de transductores son dispositivos eléctricos que convierten la
presión transmitida a través de un catéter lleno de líquido en una señal
eléctrica (Principio de Pascal).
La figura 13-8 muestra los componentes básicos de un transductor de presión
sanguínea. El transductor tiene un diafragma delgado y flexible instalado en uno de
sus extremos, al diagrama se acopla un puente de galgas extensiométricas, las
cuales se deforman una magnitud proporcional a la presión aplicada.
Sobre el diafragma se tiene un domo de plástico transparente cuya función es
contener el fluido y proveer conexión al catéter. El conector eléctrico mostrado es un
poco grande debido a que contiene parte del circuito puente, así como un medio de
ajuste de sensitividad. En este caso se muestra un transductor Hewlett-Packard
modelo 1280 y como es inductivo requiere una excitación de corriente alterna.
Figura 13-8 Componentes de un transductor de presión sanguínea.
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También es común encontrar en sistemas de medición y monitoreo el
transductor de presión sanguínea Statham modelo P23Id mostrado en la figura 13-9.
Este modelo particular de la serie P23
esta aislado para prevenir su daño (y el
posible daño al paciente) ante la descarga
de un desfibrilador. Este modelo posee un
puente de Wheatstone formada por galgas
extensiométricas resistivas no cementadas,
como las vistas en el tema 7.
Figura 13-9 Corte longitudinal de un transductor de presión sanguínea.
13-10 AMPLIFICADORES DE PRESIÓN.
Básicamente hay cuatro tipos de amplificadores de presión: de CD, de CD
aislado, de excitación pulsada y con portadora de CA.
El amplificador de CD opera solo con galgas extensiométricas resistivas, en
tanto que los que utilizan portadora de CA operan tanto con transductores resistivos
como inductivos. Los amplificadores de excitación pulsada pueden trabajar con
algunos transductores inductivos pero generalmente son utilizados con transductores
resistivos.
Independientemente del tipo de diseño, hay ciertas características comunes a
todos los amplificadores de presión. Los que traen instrumentos utilizados en
laboratorios de caterización o institutos de investigación deben ser capaces de
realizar mediciones en un amplio rango de valores de presión, así como ser muy
exactos y estables. Estos amplificadores generalmente son más complejos que los
de uso clínico, por lo que generalmente no se encuentran en unidades de monitoreo
al lado de la cama del paciente.
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Los amplificadores de presión utilizados para monitoreo al lado de la cama del
paciente son menos complejos, menos flexibles y algo menos exactos, pero permiten
su uso por personal con menor entrenamiento y arrojan mediciones más exactas que
la mayoría de los métodos indirectos de medición de presión sanguínea.
En las unidades de cuidados intensivos (ICU), de cuidados coronarios (CCU)
y salas de operación (OR), el operador de estos equipos es generalmente un
médico, una enfermera o un técnico en monitoreo que tienen numerosas actividades
y tienen un tiempo limitado para calibrar el equipo de medición de presión; así, se
sacrifica un poco de exactitud por una operación más simple. Como resultado, los
amplificadores de presión de uso clínico presentan menos controles y
procedimientos de calibración más simples.
En aplicaciones donde se requiere mayor exactitud, se utiliza un manómetro
de mercurio para, cada vez que se utilice, se calibre el equipo de medición de
presión. Los monitores de presión clínicos tienen una señal interna de calibración
que es utilizada en la operación día a día y en una revisión, generalmente mensual,
se revisa contra un manómetro.
13-11 MÉTODOS TÍPICOS DE CALIBRACIÓN.
Un monitor clínico de presión típicamente posee los siguientes controles: Cero
o balance, sensitividad o ganancia y calibración (donde un botón produce una
presión específica en mm de Hg).
El ajuste de cero se utiliza para ajustar la salida del amplificador a cero volts
bajo condiciones de cero presión (1 atm). El control de sensitividad ajusta la
ganancia del amplificador para producir un voltaje de salida correcto que represente
una presión de calibración generada por un manómetro – bomba o por una señal de
presión simulada por un transductor externo sustituto o un control interno de
calibración.
Se obtiene la mejor calibración cuando se utiliza un manómetro con bomba
comprimible de hule. En este caso se puede utilizar un esfigmomanómetro de
mercurio, donde se desconecta la conexión a la banda inflable y mediante un
conector hidráulico apropiado, se adapta al transductor. Es esencial que el
transductor se desconecte del paciente cuando se realiza la calibración con un
manómetro, debido a que se introducirá aire en el sistema y una burbuja de aire en
el sistema circulatorio puede matar al paciente. Básicamente el procedimiento de
calibración es el siguiente:
1.- Cuando el manómetro este conectado correctamente al transductor (figura
13-10), abra la llave de paso de una vía a la atmósfera y ajuste el control de balance
o cero del amplificador para una medición de cero.
2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y aplique, mediante
compresiones sucesivas de la bomba de hule, una presión estándar en el
manómetro, digamos 100 mm de Hg.
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Figura 13-10 Uso de un manómetro para calibrar el transductor.
3.- Ajuste el control de ganancia o sensitividad para una indicación de 100 mm
de Hg en el medidor. Es conveniente revisar la concordancia entre el medidor y el
manómetro en varios puntos arriba y debajo de la presión de prueba. Si el diafragma
del transductor fue llevado más allá de su límite de especificación generalmente se
vuelve no lineal. Revise la concordancia en un 50 % y un 200 % de la presión de
prueba o calibración (asegure que el 200 % no este fuera del rango de especificación
del transductor).
Este mismo procedimiento se sigue cuando se provee una señal interna de
calibración para simular una presión estándar. Sin embargo, son necesarios algunos
ajustes para compensar por diferencias entre diferentes transductores. Aún cuando
dos transductores en buen estado y del mismo modelo presentan diferentes
sensitividades. Por ejemplo, un modelo de transductor de presión común presenta
una sensitividad nominal de 5 μV/V/mm Hg, pero el certificado de calibración provisto
por su fabricante en cada unidad muestra que la sensitividad real varía entre 3.7 y
6.5 μV/V/mm Hg.
En general se utilizan tres procedimientos de ajuste para estandarizar
dependiendo del tipo de transductor: (1) Especificaciones muy estrechas del
fabricante, (2) uso de ajuste de sensitividad interno del transductor y (3) uso de
un factor de calibración único para cada transductor particular utilizado con un
transductor de presión dado.
Algunos fabricantes de equipos de monitoreo de presión resuelven el
problema solicitando al fabricante del transductor proveerlos con unidades que
tengan especificaciones muy estrechas de sensitividad y error de corrimiento para
cero estímulo. Esta estrategia trabaja bien en ciertas situaciones, pero no permite
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ajuste de corrimiento o sensitividad necesarios por uso o envejecimiento del
transductor y fuerza al usuario del equipo a comprar transductores a precio Premium
al fabricante del equipo en lugar de directamente, a mucho menor precio, al
fabricante del transductor.
Otros fabricantes, como Hewlett-Packard, utilizan un potenciómetro dentro del
conector eléctrico del transductor para ajustar diferencias en sensitividad. La
sensitividad del transductor siempre es mayor que la vista por el amplificador, el
efecto del ajuste es que el amplificador siempre reciba la misma sensitividad
independientemente de la que tenga el transductor particular en uso.
Algunas compañías utilizan un factor de calibración para cada transductor,
como el mostrado en la figura 13-11. Así, cada transductor debe tener su propio
factor de calibración (cal), el cual se graba en una etiqueta o directamente en el
cuerpo del transductor. Cuando el transductor se usa otra vez, el operador
introducirá el factor de calibración particular de ese transductor.
Figura 13-11 Circuito de factor de calibración.
Las siguientes calibraciones no requerirán la prueba del manómetro, pues el
factor de calibración para cada transductor sigue siendo válido por varios meses, a
menos que se haga mal uso de él. Por supuesto, cualesquier sospecha en la
operación de un transductor deberá hacer que se revise más frecuentemente, e
inmediatamente después de que se ha reportado un mal uso, tal como una
operación transitoria fuera de su rango de especificación.
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Entre revisiones periódicas se puede utilizar el siguiente procedimiento:
1.- Abra la llave de paso de una vía a la atmósfera, coloque el interruptor S1
en la posición de 0 mm de Hg. Ajuste el balance para una indicación de salida de 0
V. (0 mm de Hg en el medidor).
2.- Ajuste el selector a la posición más conveniente para el rango a ser
calibrado. En general, lo mejor es ajuste que ponga el medidor a la mitad o arriba de
la mitad de plena escala.
3.- Ajuste el factor de calibración al valor registrado previamente (utilice un
manómetro si la fecha de la última calibración tiene más de 6 meses).
4.- Ajuste el control de ganancia hasta que el indicador mida la presión
estándar dada en la calibración original.
En general es preferible establecer una sola presión estándar para todas las
calibraciones. Esto evita el problema que pudiera ocurrir si una persona utiliza un
estándar al realizar la calibración inicial y subsecuentes personas seleccionan otro
estándar para realizar el mismo trabajo. Para monitores de presión arterial, un buen
rango sería 100 o 200 mm de Hg.
13-12 AMPLIFICADORES EN TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.
Los cuatro tipos básicos de amplificadores de presión (de CD, de CD aislado,
de excitación pulsada y con portadora de CA) son implementados con transistores,
amplificadores operacionales o con circuitos integrados lineales especiales (LICs) y
su diferencia básica es el tipo de excitación aplicada al transductor.
Amplificadores de presión de CD.
La figura 13-11 muestra el circuito simplificado de un amplificador de presión
de CD que usa el método de factor de calibración. El amplificador de presión (A1) es
un amplificador de CD, por lo que el transductor de presión es un puente de
Wheatstone de galgas extensiométricas resistivas. El diodo D1 provee una
excitación de 7.5 VCD al transductor, así como a los controles de balance y factor de
calibración. Como el factor de calibración de un transductor a veces cambia, es
necesario proveer un procedimiento para determinar el nuevo factor.
El amplificador de presión debe ser calibrado utilizando un manómetro de
mercurio de buena exactitud, siguiendo el siguiente procedimiento:
1.- Coloque el selector S1 a la posición de operación, abra la llave de paso de
una vía del transductor a la atmósfera y ajuste R3 para obtener una salida de 0 volts
(lectura de 0 torr).
2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y con la bomba manual
eleve la presión a una presión estándar (100 torr o alguna presión mayor de la mitad
de la escala). Ajuste el control de ganancia R6 hasta tener la lectura correcta de
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presión. Revise concordancia entre el manómetro y la indicación de presión en
algunos valores intermedios del rango (por ejemplo 50, 100, 150 200, 250 y 300 torr).
Esto es necesario para asegurar que el transductor es razonablemente lineal,
recuerde que su linealidad puede perderse si se aplica una presión o vacío al
diafragma fuera de su rango de especificación.
Figura 13-11 Circuito de factor de calibración.
3.- Mueva el selector S1 a la posición correspondiente a la presión estándar
aplicada y ajuste el control de factor de calibración R4 hasta que el medidor indique
esa presión estándar. El control del factor de calibración esta acoplado a un
indicador numérico de vueltas, el número que queda después de esta calibración
indica la posición de R4 que produce la misma presión estándar para este
transductor en particular. Registre ese valor como referencia futura.
Por algún tiempo (generalmente 6 meses) el factor de calibración no requiere
ser determinado nuevamente a menos que se presente algún mal uso del
transductor. Este factor de calibración se introducirá cada vez que se utilice ese
transductor particular siguiendo el siguiente procedimiento:
1.- Abra la llave de paso de una vía del transductor a la atmósfera, coloque el
selector S1 en 0 torr (0 mm de Hg) y ajuste R3 para obtener una salida de 0 volts
(indicación de 0 torr).
2.- Coloque el selector S1 en la posición más conveniente de acuerdo al rango
de presión que será medida. En general, seleccione una escala que produzca una
lectura mayor a la mitad del rango.
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3.- Ajuste el factor de calibración al encontrado previamente para este
transductor particular. Ajuste el control de ganancia R6 hasta que el indicador
muestre la presión estándar utilizada en la calibración original.
El circuito de la figura 13-11 es un ejemplo de un amplificador de presión de
CD y la figura 13-12 muestra una versión mas detallada del amplificador real. Note
que hay dos amplificadores operacionales; el amplificador A1 es el amplificador de
entrada y debe ser un modelo Premium de bajo corrimiento. Como se provee tanto
ajuste de cero como de ganancia este amplificador podrá operar con una amplia
variedad de transductores.
Figura 13-12 Versión detallada del amplificador de CD.
El voltaje de excitación al transductor es definido, como una especificación
máxima, por el fabricante del transductor, con un valor común de 10 volts. En
general es mejor operar al transductor en un rango de voltaje menor para prevenir
corrimiento debido a autocalentamiento. Los fabricantes de amplificadores de
presión generalmente definen un voltaje de excitación entre 5 y 7.5 volts para un
transductor con una especificación máxima de 10 volts.
Este circuito opera en la siguiente forma: El puente es alimentado por un
voltaje fijado por el diodo zener que recibe alimentación, a través de 2 resistencias
de 348 Ω de las fuentes de + / - 15 VCD. La salida del puente es enviada al
amplificador A1, el cual es un amplificador Premium de muy bajo corrimiento.
En el amplificador A1 se tiene un selector de ganancia que se seleccionan en
base al rango de presiones que se pudieran esperar (300, 120 y 30 mm de Hg). A
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menor rango de presión seleccionado se tendrá una mayor ganancia. La salida del
amplificador A1 es enviada al amplificador A2 donde se tiene un ajuste de cero
mediante un potenciómetro de 20 KΩ conectado a las fuentes de + / - 15 VCD y un
ajuste de ganancia o sensitividad en la red de retroalimentación mediante un
potenciómetro de 100 kΩ.
La ganancia requerida en el amplificador puede calcularse a partir del voltaje
de salida requerido para representar una cierta presión. Como frecuentemente se
utilizan voltímetros digitales para indicar la salida, la práctica común es usar una
escala de voltaje de salida que sea numéricamente igual que la presión de plena
escala, por ejemplo, 1 a 10 mV/mm de Hg. Considere un rango máximo de presión
de 400 mm de Hg, común en monitoreo de presión arterial, si se utiliza un factor de
escalamiento de 1 mV/mm de Hg, 400 mm de Hg se representará por 400 mV, por lo
que no se requerirá un escalamiento posterior en el indicador de salida.
Amplificador de CD aislado.
Consideraciones de seguridad para pacientes establecidas en los últimos
años han hecho que muchos fabricantes rediseñen sus monitores de presión para
mejorar el aislamiento eléctrico entre la alimentación de CA al equipo y el
paciente. Estos amplificadores han sido diseñados utilizando amplificadores de
aislamiento de acuerdo a sus fundamentos y características ya mencionados en el
tema 10.
Amplificador de excitación pulsada.
La figura 13-13 muestra un diagrama de bloques de un amplificador de
excitación pulsada. Este amplificador recibe señal de un transductor de galgas
extensiométricas en configuración de puente de Weathstone. La señal de excitación
es un pulso de corta duración, con una duración promedio de 1 mseg y un período
de 4 mseg. El amplificador A1 es un amplificador de presión de CD y el amplificador
A2 es una etapa de suma con ganancia unitaria. El indicador de salida es un
voltímetro digital que actualiza su display cuando la señal de strobe esta en alto.
Los interruptores S1 a S5 son interruptores electrónicos CMOS que cierran
cuando la línea de control C es alta. Toda la operación del circuito es controlada por
un reloj de 4 fases. Las fases Φ1 y Φ2 excitan al transductor y operan el circuito de
cancelación de corrimiento por temperatura (drift cancellation circuit). La fase Φ3
actualiza el display del medidor y la fase Φ4 restablece el circuito para la siguiente
medición.
Todos los amplificadores de CD tienden a producir un corrimiento debido a
calentamiento, por lo que en el circuito los interruptores S2, S3 y el capacitor C1 se
utilizan para cancelar ese corrimiento.
El transductor es excitado solo cuando Φ1 es “1” y Φ2 es “0”, lo que es un
cuarto del tiempo total del ciclo, reduciendo los efectos de autocalentamiento del
transductor a un mínimo. El amplificador A1 producirá un corrimiento debido a
calentamiento (y otras causas de corrimiento) y a su alta ganancia.
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Figura 13-13 Sistema de excitación pulsada (a) Diagrama del circuito
(b) Diagrama de tiempos.
Funciona en la siguiente forma: Cuando Φ1 esta en “1” y Φ2 esta en “0” se
aplica excitación al transductor. S1 y S2 están abiertos, por lo que A1 amplifica la
señal del transductor y la envía a A2. S3 esta cerrado, aplicando el voltaje del
capacitor C1 (corrimiento de voltaje) a A2 donde se resta de la señal que envía A1. S4
esta cerrado haciendo que se capacitor C2 se cargue al nivel de la salida de A2 (que
es la señal del transductor amplificada, ya sin corrimiento).
Cuando Φ1 es “0” y Φ2 es “1” abriendo S3 y S4 y cerrando S1 y S2 con las
siguientes consecuencias: La salida de A2 se desconecta del capacitor C2, el
capacitor C2 mantiene su carga. Al cerrar S1 se cortocircuitan ambas entradas de A1
haciendo que la salida de A1 solo presente su corrimiento de voltaje, Al cerrar S2 el
capacitor C1 se carga al nivel del corrimiento de voltaje de A1.
Posteriormente Φ3 cambia a “1” generando la señal de strobe del medidor
digital que captura el voltaje presente en C2. Finalmente Φ4 cambia a “1” cerrando
S5 y descargando el capacitor C2, dejándolo preparado para el siguiente ciclo de
medición.
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Amplificadores con modulación por portadora de CA.
Los amplificadores de presión con portadora de CA requieren que la
excitación al transductor sea de CA, por lo que operan tanto con galgas
extensiométricas resistivas como inductivas. La frecuencia de la portadora está
típicamente entre 400 y 5000 Hz, con una amplitud en el rango de 5 a 12 Vrms. Los
equipos Hewlett-Packard, por ejemplo, se han estandarizado en una frecuencia de
2400 Hz con una amplitud de 5 Vrms.
Los monitores de presión contienen su propia fuente de señal portadora, en
tanto que muchos sistemas centrales de monitoreo, así como instrumentación
modular para salas de cateterismo utilizan una fuente de señal portadora común con
potencia suficiente para alimentar varios amplificadores que operan bajo el principio
de modulación con portadora.
La figura 13-14 muestra el diagrama de bloques de un amplificador con
modulación por portadora típico. La señal portadora a aplicar al transductor es
suministrada por un transformador en configuración push-pull, donde se tiene una
diferencia de fase de 180°, permitiendo la operación del transductor referenciado a
tierra.
El amplificador A1 es un amplificador de CA que es estabilizado mediante
retroalimentación negativa. Esta estabilidad en el amplificador de CA lo que le
confiere tanta flexibilidad y calidad al amplificador con modulación por portadora de
CA.
Figura 13-14 Amplificador por modulación de portadora.
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Se provee una señal de calibración mediante el interruptor S1 y el divisor de
voltaje formado por R1 y R2. Este circuito introduce una pequeña señal, que es
equivalente a la salida del transductor a una presión estandarizada, al amplificador
de CA. La calibración se realiza con el transductor abierto a la atmósfera y haciendo
su salida igual a cero.
El control de balance es un potenciómetro conectado a otro par de líneas de la
señal portadora, que están también 180° fuera de fase. La salida del potenciómetro
se conecta a la entrada del amplificador, donde se suma con la señal del transductor.
El control de balance cancela cualesquier corrimiento introduciendo una señal de
igual magnitud, pero de fase opuesta, al amplificador; al sumarse algebraicamente
con el corrimiento producirá una salida cero.
La misma señal portadora que es aplicada al control de balance es enviada
también al demodulador sincrónico, el cual convierte la señal de salida del
amplificador de CA en una señal de CD. Después del demodulador hay un filtro, el
cual quita cualesquier residuo de la portadora en la señal. Finalmente, un
amplificador de CD amplifica la señal y provee una última etapa de escalamiento.
En muchos amplificadores de presión, los diseñadores encuentran
conveniente escalar el voltaje de salida de tal forma que represente numéricamente
al valor de la presión. Hewlett-Packard, por ejemplo, utiliza una escala de 0 a 3.0
volts para representar 0 a 30 mm de Hg o 0 a 300 mm de Hg; en este caso el factor
de escalamiento es 10 mV/mm de Hg. Esto permite el uso de un voltímetro digital en
el rango de 0 a 3 VCD como indicador de presión (etiquetado en mm de Hg) y
controlando únicamente la posición del punto decimal.
13-13 CIRCUITOS DETECTORES DE PRESIÓN SISTÓLICA, DIASTÓLICA Y
MEDIA.
El amplificador de presión produce una señal analógica cuya amplitud de pico
representa la presión sistólica, y su mínimo o valle, representa la presión diastólica.
Se requiere añadir circuitos para reconocer estos puntos y producir un voltaje de
corriente directa estable proporcional que pueda ser enviado a un indicador digital.
La figura 13-15a muestra un diagrama esquemático parcial del detector de
presión y en la figura 13-15b se muestra su diagrama de tiempos.
Los
amplificadores A1 a A3 son amplificadores operacionales, los interruptores S1 a S4
son interruptores electrónicos CMOS.
El circuito opera con los pulsos producidos por el flip flop FF1, en donde la
salida Q y Q negada son complementarias. Los interruptores S1 y S4 se cierran
cuando Q es “1” y los interruptores S2 y S3 se cierran cuando Q negada es “1”.
La señal de salida del amplificador de presión se aplica simultáneamente a las
entradas de A1 y A2, por lo que la señal aparece simultáneamente en las salidas de
A1 y A2.
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Durante el período T1, cuando la salida Q del FF1 es “1”, los interruptores S1 y
S4 están cerrados; con S4 cerrado, el capacitor C2 se descarga, de tal forma que no
tiene efecto en la salida. Al estar cerrado S1 la señal de salida de A1 carga el
capacitor C1 al voltaje de pico, lo cual representa la presión sistólica.
Figura 13-15 (a) Circuito detector de presión sistólica (b) Diagrama de tiempos
(c) Circuito de retardo en tiempo.
El voltaje en el capacitor C1 polariza directamente al diodo D3, el cual entra en
conducción y aplica el voltaje a la entrada del amplificador A3. La salida del
amplificador A3 va al indicador digital de presión sistólica.
La situación se invierte durante el tiempo T2, donde la salida Q negada de FF1
está en “1” y Q está en “0”. Esto activa los interruptores S2 y S3 y desactiva los
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interruptores S1 y S4. Al cerrar S2 el capacitor C2 se carga rápidamente al nivel de la
señal de entrada, lo que ocurre en menos de 1 segundo. Al cerrar el interruptor S3 el
capacitor C1 se descarga lentamente a través de la resistencia R3. El capacitor C2 se
cargará al valor de pico antes de que se presente una descarga apreciable en C1.
En algunos modelos los interruptores de carga son controlados directamente por
FF1, en tanto que los interruptores de descarga son operados por la misma señal
solo que después de pasar por una red de retardo RC. Esta red asegura que el
capacitor este completamente cargado antes que el otro inicie su descarga.
El voltaje de salida del circuito representa la forma de onda de los picos, que
corresponden con la presión sistólica. El mismo circuito puede utilizarse para
detectar la presión diastólica simplemente invirtiendo la señal de entrada (A4), de
esta forma, la presión diastólica, que son los valles, ahora serán los picos.
La presión arterial media (MAP) se determina mediante el promedio en el
tiempo (integración) de la forma de onda de presión, como se muestra en la figura
13-16. La mayoría de los monitores de presión utilizan un simple integrador RC con
amplificadores de alta impedancia y amplificación en corriente (buffering) en lugar de
amplificadores operacionales como integrador.
Figura 13-16 (a) Detector de presión arterial media (MAP)
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La lectura de la presión arterial media pudiera confundir al personal médico y
de enfermería que conocieron la definición funcional del MAP como:
-
P = Pd +
Ps - Pd
3
(13-2)
Donde
-
P = presión funcional media o promedio en mm Hg
Pd = presión diastólica en mm Hg
Ps = presión arterial sistólica en mm Hg
La ecuación 13-2 es sólo una aproximación de la integral que es utilizada
para determinar la presión funcional media, la cual es correcta solo cuando la onda
de la presión arterial del paciente tiene la forma correcta y presenta un error
significativo si no es así. Algunos problemas (presentados en un apartado posterior
en este tema) distorsionan la forma de onda de la presión, y en estos casos la
lectura desplegada en el medidor será incorrecta. En otros casos la forma de onda
de la presión en el paciente es atípica, dando como resultado una discrepancia entre
el medidor y los valores funcionales; en este caso la lectura del medidor será la
correcta.
Figura 13-16 (b) Significado matemático y gráfico del MAP.
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13-14 CIRCUITOS DE DERIVACIÓN DE PRESIÓN (dP/dT).
La mayoría de los amplificadores de presión diseñados para aplicaciones de
investigación, así como los de instrumentación clínica, están equipados con una
salida especial que produce una señal que representa la derivada (razón de cambio
en el tiempo) de la forma de onda de presión, lo cual en notación de cálculo (y en el
panel de conexión del equipo) se representa por dP/dT.
La figura 13-17a muestra un amplificador operacional típico utilizado como
derivador donde los componentes R1 y C1 realizan la acción de derivación y C2 y R2
se utilizan para mejorar la estabilidad del circuito. La constante de tiempo del
derivador debe ser muy pequeña con respecto al período de la señal de entrada. En
el caso de formas de onda como la de la presión arterial, debe ser muy pequeña
comparada con el tiempo de elevación de lapso de crecimiento de la onda. La
constante de tiempo R-C del circuito de la figura 13-17a es 10 mseg, lo cual es
apropiado para circuitos que determinan el dP/dT. Este mismo principio se utiliza en
otros instrumentos fisiológicos con constantes de tiempo tan bajas como 25 mseg.
La figura 13-17b muestra el método estándar para calibrar un derivador. Se
aplica a su entrada una señal diente de sierra o una rampa; la derivada de una señal
representa su razón de cambio o pendiente, así que la derivada de una rampa (que
tiene una razón de cambio constante) es un voltaje constante.
La derivada de una rampa puede encontrarse mediante el cálculo de su
pendiente, lo cual se determina como su cambio en amplitud entre el tiempo
transcurrido en el cambio. Las unidades para una salida dP/dT son mm de Hg/seg.
Figura 13-17 (a) Circuito derivador (b) Calibración con una rampa lineal.
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13-15 CIRCUITOS DE CERO AUTOMÁTICO.
Muchos modelos recientes de monitores de presión sanguínea incorporan un
circuito que automáticamente ajusta el balance del amplificador para hacer su salida
cero. El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera (la cual es la
referencia de presión cero) y entonces presiona el botón “cero”. Cualesquier voltaje
que exista a la salida del amplificador, cuando es botón es presionado, se asume
que es un corrimiento o error de voltaje, así que es cancelado.
La figura 13-18 muestra el diagrama de bloques de un circuito de cero
automático, donde sus tres partes principales son: Un amplificador sumador, un
generador de rampa y una sección de lógica de control.
1
500
Figura 13-18a Circuito de cero automático, diagrama del circuito.
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El amplificador sumador recibe la salida del amplificador de presión, así
como la salida de un generador de rampa; su salida será la suma algebraica de
estas dos señales.
El generador de rampa produce un voltaje que inicia en cero y crece a un
voltaje máximo en forma lineal. El circuito mostrado en la figura 13-18 utiliza un
convertidor digital a analógico (DAC) para generar la rampa. Algunos instrumentos
obsoletos, quizás algunos aún en operación, utilizan un capacitor con dieléctrico de
vidrio (debido a su baja corriente de fuga) que es cargado por una fuente de
corriente constante para realizar básicamente la misma tarea.
El DAC produce una salida de voltaje que es proporcional al valor de la
palabra binaria aplicada a su entrada. La palabra binaria es generada por un
contador binario que se incrementa mediante un reloj de 2.5 kHz. En este caso el
contador inicia en 0000 00002 y se incrementa en uno cada vez que recibe un pulso
de reloj hasta que llega a 1111 11112 (25510), o el contador es detenido por una
compuerta externa.
La sección de lógica de control consiste de dos multivibradores
monoestables (one-shots) una compuerta NAND de 3 entradas y un comparador de
voltaje referenciado a tierra. En una compuerta NAND, en tanto se tenga un “0” en
cualquiera de sus entradas, la salida será “1”. Si tanto las entradas 1 y 3 son “1”, los
pulsos de reloj aplicados a su entrada 2 pasarán por la compuerta hacia la entrada
del contador binario.
La salida del comparador de voltaje se mantendrá en “1” mientras el voltaje de
salida E0 del amplificador sumador sea mayor que cero. La operación del circuito se
describe a continuación:
1.- El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera y
presiona el botón “cero”. Esta acción dispara el primer one shot
(OS1), el cual produce un pulso de 1 mseg.
2.- El pulso de OS1 manda a cero (reset) la salida del contador
binario y dispara el segundo one shot (OS2).
3.- La salida de OS2 va a “1”, haciendo que la entrada 3 del NAND
también se vaya a “1”, esto por un período de 500 mseg.
4.- Si el voltaje E0 es mayor que cero, entonces la salida del
comparador de voltaje que manda la entrada 1 de la compuerta
NAND también estará en “1”, permitiendo que los pulsos de reloj
pasen hacia el contador binario.
5.- El contador empieza a incrementarse inmediatamente y produce
una elevación del voltaje de salida del DAC. Este voltaje se aplica a
una de las entradas del amplificador sumador.
6.- La salida E0 ahora será la suma del corrimiento de voltaje y el
voltaje de la rampa. Como el voltaje de la rampa tiene una polaridad
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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2
opuesta al corrimiento de voltaje, empieza a cancelar la componente
de corrimiento de voltaje de E0.
7.- Cuando E0 pasa por cero, la salida del comparador de voltaje
cambia a “0”, inhibiendo el paso de pulsos de reloj a través de la
compuerta NAND. El contador se detendrá y su salida digital será
aquella que existió en el instante en que E0 pasó por cero.
8.- Como ya se realizó el cero automático, ahora debe cerrarse la
llave de paso del transductor a la atmósfera. Con esto, el voltaje que
aparezca a la salida del amplificador sumador representará
solamente la señal de presión.
Figura 13-18b Circuito de cero automático, diagramas de eventos.
Los circuitos que utilizan capacitor operan sustancialmente de la misma forma,
solo que presentan la desventaja de tener un corrimiento del cero debido a la caída
del voltaje de carga del capacitor (descarga del capacitor debido a corrientes de fuga
o a su conexión con las impedancias del circuito). El método que utiliza el DAC es
preferido por la mayoría de los fabricantes debido a que puede retener el cero
durante más tiempo y porque el costo de los DACs es actualmente menor que los
grandes capacitores de vidrio que se utilizaron en circuitos de cero automático.
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13-16 PROBLEMAS PRÁCTICOS EN MONITOREO DE PRESIÓN.
En situaciones prácticas de monitoreo se pueden presentar algunos
problemas que deberán ser resueltos ya sea por el personal que opera el equipo de
monitoreo o por el ingeniero biomédico o clínico que los apoya en calibración y
mantenimiento.
Presión hidrostática.
El liquido que tiene el sistema de mangueras de extensión del transductor
tiene una masa, así su peso puede aplicar una fuerza en el diafragma del transductor
que pudiera interpretarse como presión arterial del paciente. Esta fuerza
generalmente produce un corrimiento de voltaje a la salida del transductor.
La figura 13-19a muestra un transductor con una presión hidrostática positiva
causada por el fluido contenido por la manguera de extensión localizada en un nivel
superior al transductor. En forma similar, la figura 13-19b muestra como resulta una
presión negativa si la manguera de extensión esta por abajo, o predominantemente
por debajo del nivel del transductor. La solución para resolver este problema de
corrimiento se muestra en la figura 13-19c, donde la manguera de extensión tiene
aproximadamente la misma longitud por arriba y por abajo del nivel del transductor.
El diafragma del transductor sirve como un punto de referencia para una de
las terminales del sistema de mangueras de extensión, en tanto que la punta del
catéter opera como la otra referencia.
Generalmente el transductor esta físicamente montado en un soporte especial
al lado de la cama del paciente. El dispositivo de sujeción del transductor tiene la
capacidad de ser movido hacia arriba o hacia abajo para ajustar diferentes
situaciones de presión hidrostáticas. El diafragma deberá estar a un nivel o altura
igual a la altura del piso a la punta del catéter, no del punto donde se insertó el
catéter en el paciente. En todos los casos, la punta del catéter deberá estar algunos
centímetros arriba del punto de inserción.
La figura 13-20 muestra el punto correcto para fijar el transductor cuando se
utiliza catéter intracardiaco , la cual es la mitad de la altura del pecho cuando se ve
de lado. La mayoría de los especialistas concuerdan que una buena aproximación
es 10 centímetros arriba del nivel de la cama cuando el paciente esta recostado
hacia arriba (posición supine). La referencia del punto medio del pecho visto de lado
es menos utilizada debido a que frecuentemente arroja lecturas erróneas.
La presión hidrostática produce muchos errores aparentes en sistemas de
medición de presión, pero pueden ser minimizados posicionando correctamente al
transductor y sus sistemas se mangueras de extensión de interconexión.
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Figura 13-19 Presión hidrostática (a) Presión positiva (b) Presión negativa
(c) Balanceando presiones positiva y negativa.
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Figura 13-20 Localización adecuada del transductor.
Distorsión en el sistema de mangueras de extensión.
Es posible que problemas mecánicos del sistema de mangueras de extensión
del transductor afecten adversamente la forma de onda y las lecturas de la indicación
de presión.
Las características del sistema pueden crear resonancias y
amortiguamiento que distorsionan la forma de onda de la presión arterial. La forma
de onda de la presión arterial no es senoidal, sino que contiene una frecuencia
fundamental más una serie de armónicas. Si el sistema de mangueras de extensión
fuera perfecto (lo cual nunca es así), la frecuencia fundamental y todas sus
armónicas se transmitirían por el sistema sin presentar atenuación en amplitud ni
cambio en fase.
Figura 13-21a Reproducción adecuada.
Forma de onda 1A – Señal simulada de la presión arterial.
Forma de onda 1B - Buena reproducción.
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La figura 13-21a muestra un buen registro de la forma de onda de la presión
arterial a la salida del transductor. Esta situación se presenta cuando el sistema de
mangueras de extensión y el transductor tienen una respuesta a la frecuencia
suficientemente alta que no se presenta atenuación significativa en las armónicas de
la forma de onda de la presión arterial. Así, los valores de presión sistólica y
diastólica, determinados por el circuito ya visto en el apartado 13-14, serán
correctos.
La figura 13-21b muestra una forma de onda de la presión arterial ligeramente
amortiguada. Esencialmente es una buena representación de la original, aún
cuando se han perdido algunas componentes de alta frecuencia.
Esta forma de
onda es la que encontraremos frecuentemente en situaciones de monitoreo clínico
de presión. La consideración más importante, sin embargo, es que los valores de
presión sistólica y diastólica todavía son bastante exactos y esencialmente los
mismos que se obtendrían de la forma de onda de la figura 13-21a.
Figura 13-21b Forma de onda ligeramente amortiguada.
Forma de onda 2A – Señal simulada de la presión arterial.
Forma de onda 2B – Ligero amortiguamiento, posiblemente no se presente
error significativo en mediciones de presión.
La figura 13-21c muestra un ejemplo de oscilaciones causadas por
resonancias en el sistema. Este problema invariablemente arrojará presiones
sistólicas y diastólicas muy altas.
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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2
Figura 13-21c Oscilaciones debidas a resonancia en el sistema.
Forma de onda 3A – Señal simulada de la presión arterial.
Forma de onda 3B – Artefactos producidos por resonancia; valores de presión
muy altos.
La figura 13-21d muestra el problema opuesto, una forma de onda con
amortiguamiento excesivo.
Se presenta una fuerte atenuación de las
componentes de alta frecuencia y la amplitud total de la forma de onda se ve
reducida significativamente.
Figura 13-21d Forma de onda muy amortiguada.
Forma de onda 3A – Señal simulada de la presión arterial.
Forma de onda 3B – Muy amortiguada, valores de presión sistólica muy bajos.
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Los detectores de pico detectarán una presión diastólica que muy
posiblemente dentro de un rango razonable, pero la medición de presión sistólica
seguramente será muy baja. En pacientes hipotensos se obtendrá una forma de
onda similar sin que exista falla en el sistema (En estos casos, sin embargo, la
medición de la presión del paciente por auscultación, revelará las bajas presiones).
El ejemplo presentado en la figura 13-21b muestra un ligero amortiguamiento
en la forma de onda debida a una pequeña burbuja de aire en el domo del
transductor. Los fluidos no son comprimibles, pero el aire (que es un gas) es muy
comprimible. Como resultado, una burbuja de aire reducirá la respuesta del
sistema a altas frecuencias, atenuando las componentes de alta frecuencia de
la presión arterial. Por lo tanto, el sistema de mangueras de extensión debe ser
ensamblado en tal forma que se reduzca la posibilidad de formación de burbujas de
aire.
Los sistemas simples, con pocos conectores, son menos propensos a la
formación de burbujas de aire. También es cierto que conectores hidráulicos
metálicos son más propensos a estos problemas; los conectores metálicos tienden a
fugar debido al uso y al efecto de gas óxido etileno, utilizado durante esterilización,
en los sellos y lubricantes de los adaptadores y conectores. Los sellos deben ser
reemplazados periódicamente y las paredes internas de los adaptadores deben ser
lubricados utilizando productos como grasa para alto vacío Dow-Corning.
La forma de onda mostrada en la figura 13-21c es el resultado de extender la
manguera de extensión del catéter, lo cual modifica la resonancia del sistema a
un punto cercano a los componentes de frecuencia de la forma de onda de la
presión arterial. En esta situación las armónicas de más alta frecuencia se
transmiten al domo más rápidamente que las de baja frecuencia, lo cual remarca los
contornos de alta frecuencia de la forma de onda.
La última forma de onda, mostrada en la figura 13-21d, resulta de la
formación de una burbuja de aire grande en el sistema, la solución es purgar de
burbujas apropiadamente. Esta forma de onda también puede resultar de la
formación de productos de coagulación de la sangre en la línea del catéter.
Es importante ser cuidadoso de las propiedades y dimensiones de las
mangueras de extensión utilizadas en el sistema de medición de presión. El catéter
deberá tener suficiente diámetro, no menor al French No. 7 o al calibre 18, algo
rígido y que fácilmente se adapte. Se prefieren mangueras de extensión de Teflón.
Las mangueras de extensión deben tener al menos 100 cm. de longitud y el sistema
debe quedar lo más simple posible (menor número de adaptadores).
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13-17 FUNCIÓN ESCALÓN – PRUEBA DE RESPUESTA A LA FRECUENCIA.
La capacidad de un sistema de medición para responder a cambios de
presión depende de sus características dinámicas, lo que se nombra como su
respuesta a la frecuencia. Todas las formas de onda, diferentes a la senoidal pura,
están compuestas de una serie de Fourier de armónicas de la frecuencia
fundamental. Así, las armónicas presentes, así como su amplitud y fase, determinan
el perfil real de la onda. La forma de onda se distorsionará si se atenúan las
componentes armónicas mediante algún tipo de filtrado, lo cual incluye el
amortiguamiento del sistema que contiene el fluido.
Para evitar distorsión en la forma de onda de la presión sanguínea, tanto el
amplificador de presión como las mangueras de extensión del sistema de medición y
las características del transductor se seleccionan para operar en un ancho de
banda de cerca de CD a aproximadamente 20 Hz.
La figura 13-22a muestra el equipo de prueba utilizado para realizar una
prueba escalón al sistema. El catéter lleno de agua termina en el cuerpo de una
jeringa, donde, en su parte superior, se adapta una llave de paso de 3 vías. En la
parte superior del cuerpo de la jeringa se acopla un pequeño globo, el cual se fija
con una banda de hule. A la llave de paso de 3 vías se adapta una bomba de hule
manual (como la del esfigmomanómetro), la cual se utiliza para aplicar presión al
sistema, inflando el globo.
Figura 13-22a Equipo utilizado en la prueba de respuesta transitoria en el
sistema catéter – transductor.
Una vez que se registre la presión positiva en el medidor electrónico de
presión, se utiliza una flama para romper repentinamente el globo, lo cual resulta en
una caída abrupta de presión que simula en forma cercana una señal escalón en
transición negativa.
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Figura 13-22b Respuesta transitoria obtenida del sistema catéter – transductor
ante la aplicación de un cambio escalón negativo de presión.
El resultado es una señal oscilatoria de la presión en el sistema con una
frecuencia ω0 que decae en forma exponencial a una razón definida por el
coeficiente de amortiguamiento (β). La frecuencia de oscilación esta dada por:
ω0 =
1
T 1 - β2
(13-3)
En tanto que el factor de amortiguamiento esta dado por:
β=
⎛X ⎞
ln 2 ⎜ n+1 ⎟
⎝ Xn ⎠
⎛X ⎞
π 2 + ln 2 ⎜ n+1 ⎟
⎝ Xn ⎠
(13-4)
Lo deseable es que β este en el orden de 0.7 para una respuesta a la
frecuencia de 20 Hz. Este valor provee un sistema críticamente amortiguado. Si
β es mucho menor el sistema será subamortiguado y presentará oscilaciones
produciendo mediciones erróneas de alta presión sistólica resultante de una
serie de picos presentes en la onda debido a un exceso de componentes de
alta frecuencia.
En forma similar, cuando β es mayor a 0.7, se tendrá un sistema
sobreamortiguado que producirá mediciones erróneas de baja presión
sistólica. La salida del sistema será cercana a la presión real cuando β sea
aproximadamente 0.7.
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13-18 CUIDADOS DEL TRANSDUCTOR.
Los transductores de presión sanguínea son instrumentos delicados, si se
abusa físicamente de ellos se dañarán. El diafragma es especialmente sensible y
nunca debe ser tocado. Su limpieza debe ser cuidadosa, con solvente y un
algodón, sin aplicar ninguna presión sobre el diafragma; si una partícula no quiere
quitarse con el algodón, déjela ahí.
Los transductores a menudo son esterilizados después de su uso en cada
paciente para prevenir la propagación de alguna enfermedad; en estos casos nunca
se debe utilizar esterilización al vapor en una autoclave debido a que destruirá al
transductor. Se debe utilizar una esterilización con gas a menos que se utilice un
domo desechable (ver figura 13-23).
Figura 13-23 Domo desechable para
transductor de presión.
El domo desechable debe ser tirado después de su uso y el transductor puede
ser desinfectado utilizando algún líquido desinfectante, tal como el Cydex.
El domo desechable utiliza una membrana delgada como acoplamiento
para la presión entre la membrana y el diafragma. La mayoría de estos diseños
requiere que se aplique una sola gota de líquido en el diafragma antes de
instalar el domo al transductor, la gota de agua o fluido asegura un buen
acoplamiento.
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Calibración del transductor y procedimiento de balance.
La mayoría de los transductores y amplificadores de presión sanguínea
arterial tienen básicamente dos controles: Cero y calibración. El procedimiento
para ajustarlos es el siguiente:
1.- Abra la llave de paso del transductor a la atmósfera.
2.- Ajuste la altura del transductor al nivel de la punta del catéter en el
paciente.
3.- Ajuste el control de “cero” en el amplificador para una lectura cero
en el indicador o una posición de línea base de cero en el monitor.
4.- Presione el botón de “calibración” (esto aplica una señal simulada
de presión de 100, 150 ó 200 mm de Hg. Este botón generalmente
esta etiquetado con el nivel de presión simulada).
5.- Ajuste el control de “calibración” (también llamado control de
“span” o de “sensitividad” en algunos modelos) de tal forma que el
indicador o el monitor indique el nivel de presión correcto.
6.- Cierre la llave de paso del transductor a la atmósfera. El equipo
esta ahora listo para ser utilizado.
Si hay cualesquier duda de la exactitud del sistema, si el transductor ya tiene
mucho tiempo de uso o se ha utilizado fuera de rango, será necesario revisar su
calibración. También, en algunos casos el amplificador no trae una señal de
calibración. En estos casos, cambie el procedimiento antes mencionado y utilice un
manómetro de mercurio para revisar la calibración. Primero ajuste el cero abriendo
la llave de paso del transductor a la atmósfera; posteriormente cierre la llave de paso
y aplique una presión estándar con la bomba manual del manómetro, ajuste la
calibración, finalmente revise la linealidad del sistema aplicando diferentes presiones
y registrando las arrojadas por el sistema contra las indicadas por el manómetro.
Hay dos formas de presurizar el transductor: Una es llenar el sistema con el
contenido de una bolsa de sangre para transfusión y bombear manualmente hasta
obtener el nivel de presión requerido. El otro es utilizar aire. El primer caso es
preferido en calibraciones clínicas, en tanto que el segundo en pruebas de embarque
del sistema.
Una última recomendación: Siempre desconecte el catéter del paciente,
no está permitido bombear aire al interior del paciente.
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13-19 CUESTIONARIO.
1.- ¿Qué diferencia relevante hay en la medición de presión de líquidos y
gases?
La diferencia entre líquidos y gases es que los líquidos no son comprimibles
en tanto que los gases si lo son, esto afecta la técnica de medición.
2.- ¿Cuál es la definición de presión?
Es fuerza por unidad de área.
3.- ¿Qué diferencia hay entre presión hidrostática e hidrodinámica?
Cuando la fuerza, en un sistema bajo presión, es constante o estática
(invariable) se dice que la presión es hidrostática. Si, por otra parte, la fuerza esta
variando, se dice que la presión es hidrodinámica.
4.- ¿Qué establece el principio de Pascal?
Establece que la presión aplicada a un fluido encerrado se transmite sin
disminución a cada porción del fluido y a las paredes del contenedor que lo contiene.
5.- En el sistema circulatorio humano, ¿Qué produce la presión sanguínea y
como se controla?
En el sistema circulatorio humano la presión es producida por la fuerza de
contracción del corazón. El sistema circulatorio regula la presión sanguínea mediante
la dilatación o contracción de los vasos, lo cual produce un cambio en el área
seccional del vaso.
6.- ¿Qué diferencia hay entre las mediciones de presión absoluta y las
manométricas?
Si una presión se mide con respecto al vacío (0 atm), entonces es llamada
presión absoluta, y si es medida con respecto a 1 atm es llamada presión
manométrica.
7.- ¿De qué tipo son las mediciones de presión en el sistema circulatorio
humano?
Las mediciones de presión en el sistema circulatorio humano se miden en relación
a la presión atmosférica, por lo que son mediciones de presión manométrica.
8.- Describa un manómetro de Torricelli y explique en que forma opera.
Consta de un tubo de vidrio de diámetro pequeño al cual se le ha extraído el
aire y llenado con mercurio, el cual es puesto vertical sobre un recipiente que
también contiene mercurio (Hg). La presión de la atmósfera sobre el mercurio en el
recipiente hace que se forme una columna de mercurio en el tubo. La columna de
mercurio tendrá una altura en donde su peso (debido a la fuerza gravitacional) entra
en balance con la fuerza de la presión atmosférica.
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9.- ¿Cuál es la unidad correcta de presión y a qué equivale en mm de Hg?
La unidad correcta es el torr en donde 1 torr es igual a 1 mm de Hg.
10.- ¿Cuál es la referencia cero en medición de presión manométrica?
La referencia cero en medición de presión manométrica es 1 atmósfera.
11.- ¿Qué es el esfigmomanómetro y en que consiste?
El esfigmomanómetro es un equipo utilizado para la medición indirecta de
presión arterial y consiste de una banda o abrazadera inflable de hule llamada de
corte o estrangulamiento, una esfera o bulbo comprimible de hule que se comporta
como una bomba, una válvula y un manómetro.
12.- Describa el procedimiento de medición de presión arterial con el
esfigmomanómetro.
1.- Se envuelve la banda o brazalete inflable alrededor de la parte superior del brazo,
en un punto intermedio entre el codo y el hombro. Se coloca el estetoscopio sobre
una arteria en la sección inferior del brazalete.
2.- Se infla la banda de tal forma que su presión sea mayor a una estimación de la
presión sistólica.
Esta presión comprime la arteria causando su oclusión,
estrangulándola y evitando el flujo de sangre a través del baso.
3.- A continuación se empieza a liberar presión de la banda (se recomienda con una
razón de –3 mm de Hg/seg) mientras se observa la columna de mercurio (o medidor
de presión). Cuando la presión sistólica excede la presión de la banda se empezarán
a oír algunos sonidos causados por el paso restringido de la sangre a través de la
oclusión. Estos sonidos son llamados sonidos de Korotkoff (figura 13-5b) los cuales
se siguen escuchando a medida que la presión en la banda se reduce, pero
disminuyen en su intensidad a medida que el flujo de sangre a través de la oclusión
se vuelve más uniforme. Los sonidos de Korotkoff desaparecen cuando la presión
en la banda es menor que la presión diastólica del paciente.
4.- Finalmente se anotan los valores de presión en donde los sonidos de Korotkoff
empiezan (presión sistólica) y cuando desaparecen (presión disatólica); lo cual
generalmente se registra como una razón de presión sistólica a presión diastólica
como 120/80 mm de Hg.
13.- ¿Qué variaciones en presión sanguínea podemos esperar entre los
métodos de medición directos e indirectos?
Se tienen variaciones menores a 10 mm de Hg entre los métodos directos y
los indirectos.
14.- ¿En qué consiste la medición oscilométrica de la presión sanguínea y en
qué forma se determina la presión sistólica, diastólica y media?
El método oscilométrico de medición de la presión sanguínea es similar a la
esfigmomanometría, pero en este caso se miden las pequeñas fluctuaciones
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(oscilaciones) en la presión de la banda o brazalete inflable. Cuando la sangre
empieza a pasar a través de la oclusión producida por la banda, lo cual se presenta
cuando la presión en la banda cae por debajo de la presión sistólica, las paredes de
la arteria empiezan a vibrar levemente. Estas vibraciones se deben a que el flujo de
sangre en ese punto es turbulento, en lugar de laminar.
La fluctuación en las paredes del vaso sanguíneo altera ligeramente la presión
sanguínea, produciendo una elevación en la presión de la banda (figura 13-6). El
inicio de las oscilaciones en la presión presenta una buena correlación con la presión
sistólica, en tanto que la amplitud de pico de las oscilaciones corresponde con el
MAP (Mean Arterial Pressure), que es el promedio en el tiempo de la presión
sanguínea. El evento de presión diastólica está menos definido que en el caso del
evento de presión sistólica, pero corresponde al punto donde la razón de
decaimiento en amplitud de las oscilaciones repentinamente cambia su pendiente.
15.- ¿Cuáles son las 2 ventajas de la utilización de manómetros de agua?
1.- Como se introduce un tubo delgado directamente al cuerpo del paciente, y
el mercurio es venenoso, debe evitarse su uso como indicador de presión. Como el
agua es fisiológicamente compatible con el cuerpo, su uso es más seguro.
2.- La presión, ya sea de CVP o fluido espinal, es muy baja (solo pocos
milímetros de mercurio). Si se utiliza una sustancia menos densa que el mercurio
(como el agua), entonces la columna del peso que iguala la fuerza de la presión será
mayor. Esto mejora mucho la resolución de la medición.
16.- Diga los 2 métodos para insertar un catéter en el paciente y descríbalos
brevemente.
Existen dos métodos para insertar el catéter: percutáneo y mediante corte de
aproximación a la arteria. Los métodos percutaneos involucran perforar la piel sobre
una arteria y entonces, mediante una aguja y un adaptador, se inserta el catéter a la
arteria. Ya que el catéter esta en su lugar, se retira la aguja. El método mediante
corte de aproximación a la arteria es un procedimiento quirúrgico en el cual se corta
el tejido que cubre la arteria dejándola expuesta, posteriormente se perfora la arteria
y se introduce el catéter hasta dejarlo en su lugar.
17.- ¿Cuándo se utiliza el sistema de infusión de flujo constante (CFIS) y en
qué consiste?
Cuando se hace una medición directa durante un tiempo considerable
(algunas horas, frecuentemente en ICUs) existe el riesgo de que se tape el (catéter)
debido a sangre coagulada. En esos casos, los médicos pueden optar por el uso de
sistema de infusión de flujo constante (CFIS). El CFIS consiste en una válvula
especial conectada a una bolsa con solución intravenosa (IV). Se ajusta para tener
un flujo de aproximadamente 3 mL/hr. Un pulsador de aplicación rápida permite
inyectar momentáneamente solución intravenosa para llenar el domo del transductor
y limpiar de bloqueos producidos por coágulos de sangre.
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18.- ¿Qué son los transductores de presión sanguínea?
Son dispositivos eléctricos que convierten la presión transmitida a través de
un catéter lleno de líquido en una señal eléctrica.
19.- ¿Cuáles son los componentes básicos de un transductor de presión
sanguínea?
El transductor tiene un diafragma delgado y flexible instalado en uno de sus
extremos, al diagrama se acopla un puente de galgas extensiométricas, las cuales
se deforman una magnitud proporcional a la presión aplicada.
Sobre el diafragma se tiene un domo de plástico transparente cuya función es
contener el fluido y proveer conexión al catéter. Finalmente, cuenta con un cable y
un conector que permiten hacer su conexión al amplificador de presión en el equipo
de monitoreo y registro de presión.
20.- Mencione los 4 tipos de amplificadores de presión.
De CD, de CD aislado, de excitación pulsada y con portadora de CA.
21.- Mencione los 3 controles típicos en monitores clínicos de presión y su
aplicación.
Un monitor clínico de presión típicamente posee 3 controles: Cero o balance,
sensitividad o ganancia y calibración. El ajuste de cero se utiliza para ajustar la
salida del amplificador a cero volts bajo condiciones de cero presión (1 atm). El
control de sensitividad ajusta la ganancia del amplificador para producir un voltaje de
salida correcto que represente una presión de calibración. El control de calibración
permite aplicar una señal simulada de presión al amplificador de presión y en esta
forma verificar su calibración.
22.- Describa el procedimiento básico de calibración de un transductor de
presión.
1.- Cuando el manómetro este conectado correctamente al transductor abra la
llave de paso de una vía a la atmósfera y ajuste el control de balance o cero del
amplificador para una medición de cero.
2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y aplique, mediante
compresiones sucesivas de la bomba de hule, una presión estándar en el
manómetro, digamos 100 mm de Hg.
3.- Ajuste el control de ganancia o sensitividad para una indicación de 100 mm
de Hg en el medidor. Es conveniente revisar la concordancia entre el medidor y el
manómetro en varios puntos arriba y debajo de la presión de prueba. Si el diafragma
del transductor fue llevado más allá de su límite de especificación generalmente se
vuelve no lineal. Revise la concordancia en un 50 % y un 200 % de la presión de
prueba o calibración (asegure que el 200 % no este fuera del rango de especificación
del transductor).
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23.- Describa, en el siguiente circuito, el procedimiento de calibración.
S1
1.- Abra la llave de paso de una vía a la atmósfera, coloque el interruptor S1
en la posición de 0 mm de Hg. Ajuste el balance para una indicación de salida de 0
V. (0 mm de Hg en el medidor).
2.- Ajuste el selector a la posición más conveniente para el rango a ser
calibrado. En general, lo mejor es ajuste que ponga el medidor a la mitad o arriba de
la mitad de plena escala.
3.- Ajuste el factor de calibración al valor registrado previamente (utilice un
manómetro si la fecha de la última calibración tiene más de 6 meses).
4.- Ajuste el control de ganancia hasta que el indicador mida la presión
estándar dada en la calibración original.
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24.- Explique para que sirven los diferentes controles en el siguiente
amplificador de CD.
El puente es alimentado por un voltaje fijado por el diodo zener que recibe
alimentación, a través de 2 resistencias de 348 Ω de las fuentes de + / - 15 VCD. La
salida del puente es enviada al amplificador A1, el cual es un amplificador Premium
de muy bajo corrimiento.
En el amplificador A1 se tiene un selector de ganancia que se seleccionan en
base al rango de presiones que se pudieran esperar (300, 120 y 30 mm de Hg). A
menor rango de presión seleccionado se tendrá una mayor ganancia. La salida del
amplificador A1 es enviada al amplificador A2 donde se tiene un ajuste de cero
mediante un potenciómetro de 20 KΩ conectado a las fuentes de + / - 15 VCD y un
ajuste de ganancia o sensitividad en la red de retroalimentación mediante un
potenciómetro de 100 kΩ.
25.- ¿Qué ventaja tiene el uso de un amplificador de CD aislado como
amplificador de presión sanguínea?
Mejorar el aislamiento eléctrico entre la alimentación de CA al equipo y el paciente.
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26.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador de excitación
pulsada.
Cuando Φ1 esta en “1” y Φ2 esta en “0” se aplica excitación al transductor. S1
y S2 están abiertos, por lo que A1 amplifica la señal del transductor y la envía a A2.
S3 esta cerrado, aplicando el voltaje del capacitor C1 (corrimiento de voltaje) a A2
donde se resta de la señal que envía A1. S4 esta cerrado haciendo que se capacitor
C2 se cargue al nivel de la salida de A2 (que es la señal del transductor amplificada,
ya sin corrimiento).
Cuando Φ1 es “0” y Φ2 es “1” abriendo S3 y S4 y cerrando S1 y S2 con las
siguientes consecuencias: La salida de A2 se desconecta del capacitor C2, el
capacitor C2 mantiene su carga. Al cerrar S1 se cortocircuitan ambas entradas de A1
haciendo que la salida de A1 solo presente su corrimiento de voltaje, Al cerrar S2 el
capacitor C1 se carga al nivel del corrimiento de voltaje de A1.
Posteriormente Φ3 cambia a “1” generando la señal de strobe del medidor
digital que captura el voltaje presente en C2. Finalmente Φ4 cambia a “1” cerrando
S5 y descargando el capacitor C2, dejándolo preparado para el siguiente ciclo de
medición.
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27.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador con modulación
por portadora de CA.
El amplificador A1 es un amplificador de CA que es estabilizado mediante
retroalimentación negativa. Se provee una señal de calibración mediante el
interruptor S1 y el divisor de voltaje formado por R1 y R2. Este circuito introduce una
pequeña señal, que es equivalente a la salida del transductor a una presión
estandarizada, al amplificador de CA. La calibración se realiza con el transductor
abierto a la atmósfera y haciendo su salida igual a cero.
El control de balance es un potenciómetro conectado a otro par de líneas de la
señal portadora, que están también 180° fuera de fase. La salida del potenciómetro
se conecta a la entrada del amplificador, donde se suma con la señal del transductor.
El control de balance cancela cualesquier corrimiento introduciendo una señal de
igual magnitud, pero de fase opuesta, al amplificador; al sumarse algebraicamente
con el corrimiento producirá una salida cero.
La misma señal portadora que es aplicada al control de balance es enviada
también al demodulador sincrónico, el cual convierte la señal de salida del
amplificador de CA en una señal de CD. Después del demodulador hay un filtro, el
cual quita cualesquier residuo de la portadora en la señal. Finalmente, un
amplificador de CD amplifica la señal y provee una última etapa de escalamiento.
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28.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador detector de
presión sistólica.
La señal de salida del amplificador de presión se aplica simultáneamente a las
entradas de A1 y A2, por lo que la señal aparece simultáneamente en las salidas de
A1 y A2.
Durante el período T1, cuando la salida Q del FF1 es “1”, los interruptores S1 y
S4 están cerrados; con S4 cerrado, el capacitor C2 se descarga, de tal forma que no
tiene efecto en la salida. Al estar cerrado S1 la señal de salida de A1 carga el
capacitor C1 al voltaje de pico, lo cual representa la presión sistólica.
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El voltaje en el capacitor C1 polariza directamente al diodo D3, el cual entra en
conducción y aplica el voltaje a la entrada del amplificador A3. La salida del
amplificador A3 va al indicador digital de presión sistólica.
La situación se invierte durante el tiempo T2, donde la salida Q negada de FF1
está en “1” y Q está en “0”. Esto activa los interruptores S2 y S3 y desactiva los
interruptores S1 y S4. Al cerrar S2 el capacitor C2 se carga rápidamente al nivel de la
señal de entrada, lo que ocurre en menos de 1 segundo. Al cerrar el interruptor S3 el
capacitor C1 se descarga lentamente a través de la resistencia R3. El capacitor C2 se
cargará al valor de pico antes de que se presente una descarga apreciable en C1. El
voltaje de salida del circuito representa la forma de onda de los picos, que
corresponden con la presión sistólica.
29.- Diga en que forma se determina la presión funcional media y en que casos
da resultados cercanos a la real.
-
P = Pd +
Ps - Pd
3
Donde
-
P = presión funcional media o promedio en mm Hg
Pd = presión diastólica en mm Hg
Ps = presión arterial sistólica en mm Hg
Es correcta solo cuando la onda de la presión arterial del paciente tiene la
forma correcta. Como en los casos en que la forma de onda de la presión en el
paciente es atípica.
30.- ¿En que forma se calibra un circuito que determina la derivada de la
presión (dP/dT)?
Se aplica a su entrada una señal diente de sierra o una rampa; la derivada de
una señal representa su razón de cambio o pendiente, así que la derivada de una
rampa (que tiene una razón de cambio constante) es un voltaje constante.
La derivada de una rampa puede encontrarse mediante el cálculo de su
pendiente, lo cual se determina como su cambio en amplitud entre el tiempo
transcurrido en el cambio. Las unidades para una salida dP/dT son mm de Hg/seg.
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31.- Explique la forma en que opera el siguiente circuito de cero automático.
1
500
Sus tres partes principales son: Un amplificador sumador, un generador de
rampa y una sección de lógica de control. Opera en la siguiente forma:
1.- El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera y presiona el
botón “cero”. Esta acción dispara el primer one shot (OS1), el cual produce un pulso
de 1 mseg.
2.- El pulso de OS1 manda a cero (reset) la salida del contador binario y dispara el
segundo one shot (OS2).
3.- La salida de OS2 va a “1”, haciendo que la entrada 3 del NAND también se vaya
a “1”, esto por un período de 500 mseg.
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4.- Si el voltaje E0 es mayor que cero, entonces la salida del comparador de voltaje
que manda la entrada 1 de la compuerta NAND también estará en “1”, permitiendo
que los pulsos de reloj pasen hacia el contador binario.
5.- El contador empieza a incrementarse inmediatamente y produce una elevación
del voltaje de salida del DAC. Este voltaje se aplica a una de las entradas del
amplificador sumador.
6.- La salida E0 ahora será la suma del corrimiento de voltaje y el voltaje de la rampa.
Como el voltaje de la rampa tiene una polaridad opuesta al corrimiento de voltaje,
empieza a cancelar la componente de corrimiento de voltaje de E0.
7.- Cuando E0 pasa por cero, la salida del comparador de voltaje cambia a “0”,
inhibiendo el paso de pulsos de reloj a través de la compuerta NAND. El contador se
detendrá y su salida digital será aquella que existió en el instante en que E0 pasó
por cero.
8.- Como ya se realizó el cero automático, ahora debe cerrarse la llave de paso del
transductor a la atmósfera. Con esto, el voltaje que aparezca a la salida del
amplificador sumador representará solamente la señal de presión.
32.- ¿Qué problemas produce la presión hidrostática y en que forma se
corrigen?
Produce un corrimiento en la salida del transductor de presión producido por
tener en diferente nivel la punta del catéter y el diafragma del transductor o por una
mala colocación de la manguera de extensión. Se corrige nivelando el diafragma del
transductor a la altura de la punta del catéter e igualando las secciones hacia arriba
y hacia abajo en las mangueras de extensión.
33.- ¿Qué efecto produce una pequeña burbuja de aire en el domo del
transductor de presión sanguínea?
Como los fluidos no son comprimibles, pero el aire (que es un gas) es muy
comprimible, el resultado es que una burbuja de aire reducirá la respuesta del
sistema a altas frecuencias, atenuando las componentes de alta frecuencia de la
presión arterial.
34.- ¿Qué efecto pudiera producir extender la manguera de extensión del
catéter en un sistema de medición de presión sanguínea?
Modifica la resonancia del sistema, produciendo amplificación de las
componentes armónicas de alta frecuencia y oscilaciones que distorsionan la forma
de onda de la presión y sus mediciones.
35.- ¿Qué efecto produce una burbuja grande en el domo de transductor o la
formación de productos de coagulación en la línea del catéter?
Produce un alto amortiguamiento, atenuando mucho las componentes de alta
frecuencia, esto se refleja como un alto filtrado en la señal.
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36.- ¿De que depende la capacidad de un sistema de medición para responder
a cambios de presión?
La capacidad de un sistema de medición para responder a cambios de presión
depende de sus características dinámicas, lo que se nombra como su respuesta a la
frecuencia.
37.- ¿Para evitar distorsión, que ancho de banda se recomienda en los
sistemas de monitoreo y medición de presión sanguínea?
Para evitar distorsión en la forma de onda de la presión sanguínea, tanto el
amplificador de presión como las mangueras de extensión del sistema de medición y
las características del transductor se seleccionan para operar en un ancho de banda
de cerca de CD a aproximadamente 20 Hz.
38.- ¿Qué amortiguamiento (β) se recomienda en un sistema de medición de
presión sanguínea y que pasa si es mayor o menor?
Lo deseable es que β este en el orden de 0.7 para una respuesta a la
frecuencia de 20 Hz. Este valor provee un sistema críticamente amortiguado. Si β es
mucho menor el sistema será subamortiguado y presentará oscilaciones
produciendo mediciones erróneas de alta presión sistólica resultante de una serie de
picos presentes en la onda debido a un exceso de componentes de alta frecuencia.
En forma similar, cuando β es mayor a 0.7, se tendrá un sistema
sobreamortiguado que atenuará componentes armónicas de alta frecuencia y
producirá mediciones erróneas de baja presión sistólica.
39.- ¿Qué tipo de esterilización del transductor de presión se recomienda?
Nunca se debe utilizar esterilización al vapor en una autoclave debido a que
destruirá al transductor. Se debe utilizar una esterilización con gas.
40.- ¿En que forma opera el domo desechable para transductor de presión?
El domo desechable utiliza una membrana delgada como acoplamiento para
la presión entre la membrana y el diafragma. La mayoría de estos diseños requiere
que se aplique una sola gota de líquido en el diafragma antes de instalar el domo al
transductor, la gota de agua o fluido asegura un buen acoplamiento.
41.- ¿Por qué se debe desconectar el catéter al paciente durante un
procedimiento de calibración con aire del transductor de presión sanguínea?
Porque no está permitido bombear aire al interior del paciente, una burbuja de
aire puede matar al paciente.
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