tema 14 otras mediciones y dispositivos

TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
TEMA 14
OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES.
14-1 OBJETIVOS.
14-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
14-3 MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO.
Medición del flujo de sangre.
Técnicas de dilución.
14-4 METODOS DE DILUCIÓN.
Método de Fick.
Dilución de colorante.
Termodilución.
Computadoras CO.
14-5 PRESIONES DEL LADO DERECHO DEL CORAZÓN.
14-6 PLETISMOGRAFÍA.
14-7 MEDICIÓN DEL FLUJO SANGUÍNEO.
14-8 FONOCARDIOGRAFÍA.
14-9 VECTORCARDIOGRAFÍA.
14-10 SALAS DE CATETERISMO.
14-11 BREVE REVISIÓN DEL CORAZÓN.
14-12 DESFIBRILADORES.
Electrodos de paleta.
Circuitos de desfibriladores.
Cardioversión.
Probadores de desfibriladores.
14-13 MARCAPASOS.
Clasificación de los marcapasos.
14-14 MÁQUINA CORAZÓN – PULMÓN.
14-15 RESUMEN.
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OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES.
14-1 OBJETIVOS.
1. Entender las técnicas más utilizadas para la medición de gasto cardiaco (CO).
2. Conocer las técnicas más utilizadas en la medición de flujo sanguíneo.
3. Reconocer las técnicas de diagnóstico médico mediante fonocardiografía y
vectorcardiografía.
4. Entender la forma en que opera un desfibrilador y su modalidad como
cardioversor.
5.- Identificar la aplicación y tipos de marcapasos más utilizados.
6. Conocer los aplicación y componentes de una máquina corazón – pulmón.
14-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo.
Busque las respuestas a medida que lea el texto.
1.- ¿En que consiste el método por termodilución para medir el gasto
cardiaco?
2.- ¿Cómo opera un medidor de flujo sanguíneo electromagnético?
3.- ¿En que rango de frecuencia se presentan los sonidos básicos del
corazón?
4.- ¿En que consiste un procedimiento de cateterismo?
5.- De las 2 condiciones posibles de fibrilación, ¿cual es la más seria?
6.- ¿Qué es un desfibrilador?
7.- ¿Cuándo se utiliza el desfibrilador en la modalidad de cardioversión?
8.- ¿Qué es y cuando se utiliza un marcapaso?
9.- ¿Para que sirve una máquina corazón – pulmón?
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14-3 MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO.
El gasto cardiaco (CO) esta definido como la razón en el tiempo del
volumen de sangre que bombea el corazón. El CO se mide en litros por minuto
(L/min) y en adultos presenta un valor en el rango de 3 a 5 L/min.
Una definición cuantitativa del gasto cardiaco es el producto del volumen por
contracción o latido multiplicado por la frecuencia cardiaca. El volumen por
contracción es el volumen de sangre que sale del ventrículo durante una contracción
del corazón. Así, el gasto cardiaco es:
CO = V X R
(14-1)
Donde:
CO
es el gasto cardiaco en litros por minuto (L/min)
V
es el volumen por contracción en litros por latido (L/latido)
R
es la frecuencia cardiaca en latidos por minuto (Latidos/min)
Es difícil, y usualmente imposible en la práctica, calcular la CO utilizando la
técnica basada en la ecuación 14-1, lo cual es debido a la dificultad de obtener el
volumen por contracción.
Medición del flujo de sangre.
Mediante la medición del flujo sanguíneo podemos determinar el CO. Estos
instrumentos miden el flujo de sangre y el CO se determina integrando la señal de
flujo de sangre en un período definido de tiempo.
El problema con este método, sin embargo, es que la mayoría de los
transductores de flujo sanguíneo capaces de entregar información cuantitativa
suficientemente exacta deben aplicarse directamente al vaso sanguíneo. Como no
es posible obtener el CO a partir de mediciones de flujo sanguíneo en arterias
lejanas al corazón, no es válido utilizar algunas de las arterias periféricas más
accesibles (como en los brazos o piernas). Las mediciones tienen que realizarse
en la arteria pulmonar o en la arteria aorta, inmediatamente después de su
salida del corazón. Este requisito limita el cálculo del CO a través de la medición
del flujo sanguíneo a procedimientos quirúrgicos en el tórax o cuando estos vasos
están expuestos.
Técnicas de dilución.
La mayoría de los sistemas de medición modernos de gasto cardiaco utilizan
las técnicas de dilución donde se inyecta, justo en la entrada del corazón, una
concentración conocida de un material trazador o marcador y se mide la
concentración al salir del corazón, procesado esta información obtendremos el
gasto cardiaco.
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Existen diferentes tipos de marcadores, el más común es el indiocyanine
verde, los cuales son utilizados en forma rutinaria en ciertos pacientes en salas
especiales del hospital y aún al lado de la cama en unidades de cuidados intensivos
(ICU) o de cuidados coronarios (CCU).
Todas las técnicas de dilución, utilizadas para la determinación de CO,
utilizan un inyector que introducen la solución al atrio (aurícula) durante
contracción; y la dilución de la concentración se mide en el lado de salida del
corazón. El CO se calcula como:
CO =
Velocidad de inyección (mg/min)
(L/min)
Concentración (mg/L)
(14-2)
14-4 METODOS DE DILUCIÓN.
Método de Fick
Una de las primeras técnicas, todavía utilizada y llamada el método de Fick,
utiliza como indicador el volumen de oxígeno inhalado por el paciente durante
respiración normal. El oxígeno se introduce en el sistema durante respiración por
los pulmones.
La razón de infusión se determina midiendo los gases respiratorios. Es
necesario restar la concentración de oxígeno del aire exhalado por el paciente de la
concentración de oxígeno en el aire, el cual normalmente se toma en un 21 %.
La concentración se determina midiendo la sangre arterial cuando sale de los
pulmones, sin embargo, la sangre venosa de retorno contiene cierta concentración
de oxígeno. Así, la ganancia en la concentración de oxígeno se determina
restando la concentración de oxígeno de la sangre venosa de la concentración
de oxígeno de la sangre arterial. Estas mediciones se repiten durante varios
minutos y se promedian para obtener el resultado final.
El método de Fick ha sido automatizado y todavía es usado, pero la en
general ha sido sustituido por otros métodos.
Dilución de colorante.
La dilución colorante utiliza ya sea un colorante óptico, tal como el
indiocyanine verde, o un colorante trazador radioactivo. En el caso óptico la
curva de dilución es medida mediante un densitómetro de luz y en el segundo caso
por un contador de centelleos o una cámara gamma.
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La figura 14-1 muestra la concentración en el punto de medición a la salida
del corazón (lado opuesto al de la aplicación de la inyección). Un poco después de
la inyección, la concentración en el punto de medición sube abruptamente a su valor
máximo y posteriormente decrece exponencialmente a medida que el volumen
inyectado pasa ese punto. El decrecimiento exponencial se debe a que el volumen
inyectado no permanece junto, sino que se diluye en el camino donde fluye la
sangre.
El CO se mide mediante la integración de la curva de concentración.
Esta información es aplicada a una ecuación cuya forma general es:
Flujo sanguíneo =
k XM
∫ C dt
(mL/min)
(14-3)
Donde:
k es una constante, generalmente entre 20 y 150 dependiendo de la solución.
M es el volumen inyectado, en mL.
C es la concentración, en mg/mL.
Sin embargo, surge el problema del artefacto de recirculación (en el tiempo t2
en la figura 14-1); este artefacto cambia la forma de onda ideal esperada, entre los
tiempos t2 y t3, de una exponencial decreciente.
Figura 14-1 Curva de dilución que muestra el artefacto de recirculación.
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En los primeros instrumentos de medición, donde se obtenía un registro
impreso mediante un graficador de tinta, se utilizaron métodos gráficos para
extrapolar la curva y entonces integrar el área bajo la curva en la región exponencial.
La integración podía ser hecha mediante un integrador mecánico de gráficas o
contando (sumando) el número de cuadros bajo la curva idealizada en la gráfica
impresa en papel.
Termodilución.
La termodilución se ha convertido en el método más común para la medición
de gasto cardiaco (CO) y es la base para la mayoría de las modernas computadoras
utilizadas en su determinación. En este caso la solución inyectada es solución
intravenosa ordinaria (IV), tal como la salina o dextrosa (al 5 %) diluida en agua
(D5W).
La mayoría de las computadoras CO que utilizan el método de termodilución
operan con alguna versión de la siguiente ecuación:
CO =
K GB G1 B1 (TB - TI )
UB UI
,
∫ T B dt
(L/min)
(14-4)
Donde:
CO es el gasto cardiaco en litros por minuto (L/min)
K
es una constante entre 20 y 150
GB es la densidad de la sangre humana, en kg/m3
GI
es la densidad de la solución inyectada, en kg/m3
VI
es el volumen inyectado en litros (L)
UB es la energía del contenido de calor en la sangre, en Joules (J)
UI
es la energía del contenido de calor de la solución inyectada (J)
TI
es la temperatura de la solución antes de ser inyectada en grados
Centígrados (°C): la solución a ser inyectada deberá estar a temperatura ambiente o
ligeramente enfriada.
TB
es la temperatura de la sangre antes de la inyección, en grados
Centígrados (°C).
T ’B es la temperatura de la sangre, después de la inyección, en el punto de
medición en grados Centígrados (°C).
La ecuación 14-4 parece muy compleja, pero se simplifica debido a la mayoría
de los términos son constantes. Aún más, en la mayoría de las constantes se
asumen ciertos valores (no tienen que ser medidos en cada paciente).
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Por ejemplo, Edwards Laboratories fabrica una computadora CO en donde se
utiliza la siguiente ecuación simplificada:
CO =
(60) (1.08) (Ct ) (VI ) (TB - TI )
∫T
,
B
dt
(L/min)
(14-5)
Donde:
CO
es el gasto cardiaco en litros por minuto (L/min)
60
es el factor de conversión de segundos a minutos
1.08 es el resultado del producto de otras constantes y es adimensional.
Ct es un factor de corrección adimensional para la elevación de temperatura
(en el catéter) de la solución inyectada (este dato es especificado por el
fabricante del catéter).
VI
es el volumen inyectado en litros (L)
TB
es la temperatura de la sangre antes de la inyección, en grados
Centígrados (°C).
TI
es la temperatura de la solución antes de ser inyectada en grados
Centígrados (°C): la solución a ser inyectada deberá estar a temperatura ambiente o
ligeramente enfriada.
T’B es la temperatura de la sangre, después de la inyección, en el punto de
medición en grados Centígrados (°C).
Por ejemplo, considere que se tiene un equipo especial para prueba de gasto
cardiaco el cual tiene un termistor que indica un cambio de temperatura de 7 °C,
determine la salida esperada del instrumento (gasto cardiaco) si se tienen los
siguientes parámetros:
Un volumen inyectado de 10 mL,
una temperatura corporal de 37 °C y
una temperatura de la solución inyectada de 25 °C.
El factor de corrección de catéter Ct es 52.5 y el tiempo de cálculo es de 10
segundos.
CO =
(60) (1.08) (Ct ) (VI ) (TB - TI )
∫T
,
B
dt
(L/min)
1L
) (37 °C - 25 °C)
1000 mL
= 5.81 L/min
(7 °C) (10 seg)
(60 s/min) (1.08) (52.5) (10 mL X
CO =
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La fuente de excitación del puente de Wheatstone utilizado para realizar la
medición de temperatura es de corriente directa y debe ser muy estable, al menos en
períodos cortos. Las baterías generalmente cumplen este requerimiento porque
mantienen el mismo nivel de voltaje un tiempo considerable, aún cuando a largo
plazo se deterioran. En muchos casos el voltaje de la fuente de poder de la
electrónica se reduce mediante un circuito a un bajo nivel y regulado mediante la
caída a través de un diodo de germanio. Este procedimiento poco usual se justifica
porque limita la excitación al transductor a aproximadamente 200 mV, el cual es un
valor consistente con los requerimientos de seguridad eléctrica de estos equipos.
El artefacto de recirculación es pequeño en termodilución, así que en el
caso de computadoras que utilizan específicamente esta técnica no se tiene una
compensación para este artefacto. La figura 14-2 muestra el diagrama de bloques de
una computadora CO.
Figura 14-2. Diagrama de bloques de una computadora CO.
El puente produce una salida de cero cuando el termistor está a la
temperatura de la sangre (donde se realiza un ajuste de balance). Después de la
inyección de solución salina o D5W el puente produce un voltaje de salida de 1.8
mV/°C. Esta señal es amplificada por la etapa de preamplificación a un nivel de 1
V/°C.
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La señal de salida es hecha pasar a través de una etapa de aislamiento a los
demás circuitos, esta señal va a un conector de salida (de tal forma que pueda ser
usada por un graficador para su registro en papel) y a una etapa de integración
utilizando un amplificador operacional. La salida del integrador (lo cual provee el
valor del denominador de la ecuación 14-5, dada por un factor de 1 V/°C-s) calcula el
valor de la integral de la temperatura. La salida del integrador es aplicada a la
entrada del denominador de un circuito divisor analógico.
Computadoras CO.
La mayoría de las computadoras CO que aplican la técnica de termodilución
utilizan un catéter que tiene un termistor en la punta, con la finalidad de realizar la
medición de temperatura. Este catéter es introducido del lado derecho del corazón a
través del corte de una vena. Se guía a través de la vena hasta el atrio derecho, el
ventrículo derecho y la arteria pulmonar. Una perforación del catéter permite inyectar
la solución en el flujo sanguíneo justo antes del atrio derecho.
A medida que la solución inyectada pasa a través del termistor colocado en la
punta del catéter, la resistencia del termistor cambia una cantidad proporcional al
cambio de temperatura. Para procesar la señal de temperatura se utiliza un puente
de Wheatstone y un preamplificador aislado.
La figura 14-3 muestra el circuito de entrada de una computadora CO por
termodilución. Las resistencias R1 a R4 en el puente de Wheatstone pueden ser
fijas o variables para permitir al operador compensar por diferencias en los diferentes
tipos de catéter. En el circuito mostrado, R4 es el termistor en la punta de catéter y
R2 es un potenciómetro utilizado como balance para hacer el cero. Este
potenciómetro se ajusta solo hasta que han transcurrido algunos minutos después
de que la punta del catéter está en su lugar, permitiendo que el termistor llegue a un
equilibrio térmico con la sangre. Así, R2 se ajusta para producir una salida del
preamplificador de cero.
Figura 14-3. Circuito de entrada de una computadora CO por termodilución.
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Es absolutamente necesario aislar el paciente de cualesquier riesgo de
descarga eléctrica durante cualesquier procedimiento médico, y en el caso de las
computadoras CO se deben tomar precauciones especiales debido a que el
catéter es introducido directamente al corazón del paciente y cualesquier falla
o defecto en el circuito eléctrico puede potencialmente producir resultados
muy serios. Debido a esto, el procedimiento estándar de alimentación de las
computadoras CO es a través de baterías recargables en lugar de fuentes de poder
que reciben alimentación de CA. También, debido a esto, es que siempre se utilizan
preamplificadores de entrada aislados.
Una computadora CO típica opera como sigue:
1.- La entrada del numerador del circuito divisor se obtiene de una etapa que
multiplica las constantes y una señal introducida por el operador, o en modelos más
sofisticados, tomado de otro circuito electrónico de medición de temperatura que
determina la diferencia de temperatura entre la sangre y la solución inyectada. La
salida de este circuito se escala a 10 mV/°C. La salida analógica del divisor se filtra
y escala antes de ser enviada a un display digital que indica el gasto cardiaco.
2.- Se requiere un circuito de lógica de control para secuenciar la operación
del ciclo de medición CO. Cuando el operador ya ha ajustado los controles externos
de balance y de diferencia de temperatura, es necesario presionar el botón de inicio
(Start). Esta acción restablece al integrador y hace su salida igual a cero. La
mayoría de las computadoras CO emiten un sonido cuando ya se ha restablecido el
integrador e indica que debe iniciar la inyección de la solución. Un poco de tiempo
después aparecerá el gasto cardiaco (CO) en el indicador digital.
Si la salida del integrador llega a saturación, entonces se encenderá un
indicador luminoso en el panel de la computadora, indicándole al operador que esa
medición no es válida. Este problema generalmente se produce por seleccionar un
tiempo muy corto para la medición, lo cual puede ser resuelto fácilmente mediante
un ajuste de ese tiempo en el panel de operación. Este problema puede ser resuelto
ya sea realizando otra medición o calculando el CO a partir de la curva de
temperatura (si se registra en un graficador).
Las computadoras para determinación de CO que sean usadas con trazador
colorante o radiactivo deben tener un circuito que compensen por el artefacto de
recirculación; estos circuitos están basados en la constante de tiempo de la porción
exponencial decreciente de la curva de temperatura. La constante de tiempo de una
curva exponencial decreciente es el tiempo requerido para que caiga de su valor
máximo a un 36.7 % de su valor máximo.
4.- Generalmente se utilizan una de 2 técnicas para predecir la trayectoria de
la curva exponencial decreciente ante la presencia del artefacto de recirculación:
a).- Utilizar el período de tiempo antes de que aparezca el artefacto y en esta
forma predecir la trayectoria de la curva ideal, la cual es tomada como base para el
cálculo del integral.
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b).- La técnica de integración geométrica (figura 14-4) que aproxima la curva
ideal.
Figura 14-4. Integración geométrica para la determinación del área bajo la
porción de decaimiento exponencial de la curva de dilución.
La figura 14-4 muestra la curva de dilución. En este caso se toma la porción
de decaimiento exponencial de la curva, cuando la señal de dilución ha pasado por
el pico y caído a un valor de un 85 % del valor de pico. Se utiliza un comparador de
voltaje para determinar cuando la señal de concentración cae a un 85 % del valor de
pico (el valor de pico se retiene en un circuito detector – mantenedor del valor
máximo). Por otra parte, la señal del termistor o del transductor del trazador estará
conectada a la entrada de la etapa de integración electrónica desde el tiempo t1,
cuando el cálculo inicia, hasta que la curva entra a la porción exponencial en t2.
En el instante t2 se conmuta la entrada del integrador a otra fuente y recibe
una señal igual al 85 % del valor de pico durante el período t2 a t3. Se puede obtener
una muy buena aproximación del área bajo la curva de dilución en la porción
exponencial decreciente realizando un rectángulo con una altura igual al máximo
valor de la curve exponencial, en este caso un 85 % de la curva de dilución, y con
una base igual a la constante de tiempo, en este caso el tiempo requerido para caer,
de su valor máximo a 0.367 del valor máximo. Así, al conocer el área de este
rectángulo, se tendrá el área de la porción exponencial de la curva.
En el caso de una computadora CO electrónica, el área del rectángulo se
determina conectando el integrador a una fuente igual al 85 % del valor de pico
durante el período entre t2 y t3. La expresión matemática para el área bajo la curva,
en notación de cálculo es:
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t4
∫ C dt
t1
t2
≈
∫C
1
t1
t3
dt + ∫ C2 dt
(14-6)
t2
La figura 14-5 muestra la computadora CO modelo 9520A fabricada por
Edwards Laboratorios. Este modelo utiliza un display de cristal líquido para reducir
el consumo de las baterías al mínimo. En modelos previos se requería que el
operador introdujera manualmente la temperatura de la solución a inyectar y la
temperatura de la sangre, pero este modelo mide estos parámetros
automáticamente.
Adicionalmente, esta computadora CO está provista con
autodiagnósticos que permiten al operador revisar el estado del equipo. Un
thumbwheel, en un lado de la unidad, permite al operador introducir la constante del
cálculo, la cual depende del catéter particular utilizado.
Figura 14-5. Computadora CO.
Casi cualesquier computadora CO puede ser revisada construyendo un
termistor de prueba. Algunos técnicos de equipos biomédicos construyen el
probador haciendo circuitos con resistencias que simulan al termistor, como lo
describe el siguiente procedimiento.
1.- Seleccione una resistencia con un valor igual al del termistor del catéter a
37 °C. Conecte una resistencia entre 100 y 500 Ω en serie con la primera
resistencia. El valor exacto depende de la computadora CO específica a ser
probada, pero en la mayoría de las computadoras se aplican resistencias de 12 k Ω y
200 Ω.
2.- Se conecta un interruptor normalmente cerrado en paralelo con la
resistencia de menor valor, cortocircuitándola. Este arreglo se conecta a la
computadora como si fuera el termistor.
3.- Una vez que la computadora se ha calibrado de acuerdo a las normas del
fabricante, el técnico presiona el botón de inicio (Start) y abre el interruptor del
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circuito de simulación. Después de 5 a 8 segundos, se cierra el interruptor del
simulador; pocos segundos después la medición de CO aparecerá en el display.
Este valor variará de un simulador a otro debido a diferencias en la percepción de 5
a 8 segundos, pero indicará que el circuito esta trabajando. El resultado estará entre
4 y 5 L/min utilizando un cronómetro. Si se integrara en el circuito de simulación un
cronómetro electrónico, se obtendrán resultados reproducibles en forma más
consistente.
14-5 PRESIONES DEL LADO DERECHO DEL CORAZÓN.
La medición de presiones cardiovasculares (CVP) y otras presiones del lado
derecho del corazón se realizan utilizando un catéter, tal como Swan-Ganz mostrado
en la figura 14-6. Este catéter es un modelo multivía o multiconducto que cuenta con
un termistor en la punta, por lo que también puede ser usado para mediciones de
gasto cardiaco (CO) por termodilución.
Figura 14-6 Catéter para aplicar técnica de termodilución en arteria pulmonar
de 4 conductos French No. 7.
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Para medir las CVP (presiones cardiovasculares) el catéter debe ser
introducido en el atrio derecho del corazón (figura 14-7), por lo que frecuentemente a
estas mediciones se les denomina presión atrial derecha (RAP). El catéter se
introduce en el cuerpo del paciente a través de una de las venas periféricas
principales como la yugular, la braquial o la subclavia.
Figura 14-7 Colocación del catéter para medición de CVP.
El instrumento para la medición de presión puede ser un equipo electrónico o
un manómetro de agua, no muy diferente al método de Hales del siglo XVIII; sin
embargo, los nuevos manómetros CVP están hechos de plástico y son desechables.
La presión cuña de la arteria pulmonar (PAWP) puede servir como un
indicador de la función ventricular izquierda, esto es, la eficiencia de bombeo del
corazón. Un catéter con punta de balón (figura 14-6) es pasado a través de la vena
cava, la aurícula derecha, el ventrículo derecho y la válvula pulmonar a la arteria
pulmonar.
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Si uno de los conductos del catéter con punta de balón esta abierto en la
punta y el balón es inflado (figura 14-8) el catéter solo verá la presión más allá
(distal) de la punta del catéter. Esta presión es llamada presión cuña de la arteria
pulmonar y esta fuertemente correlacionada con la presión del atrio izquierdo, la
cual es considerada un buen indicador de la función ventricular izquierda.
Figura 14-8 Colocación del catéter para medición de la presión de cuña
(a) Localización en corazón
(b) Formas de onda de presión durante la inserción del catéter.
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Insertar el catéter es un procedimiento quirúrgico realizado bajo condiciones
estériles en una sala de angiografía, o en la unidad de cuidados intensivos (ICU) o
de cuidados coronarios (CCU). Se utiliza un fluoroscopio de rayos X para seguir
el paso del catéter en el cuerpo y un equipo de monitoreo de la presión
sanguínea indicará el progreso del catéter a través del corazón. El catéter
cuenta adicionalmente con marcas codificadas a lo largo de su cuerpo. A este
procedimiento se le refiere generalmente como “insertar el Swan-Ganz” o
simplemente “insertar el swan”.
14-6 PLETISMOGRAFÍA.
La pletismografía (plethysmography) es la determinación del flujo de
sangre en un vaso mediante la medición de los cambios de volumen en el vaso
sanguíneo. La pletismografía produce una forma de onda similar a la forma de onda
de la presión arterial. A la fecha no ha sido posible calibrar esta forma de onda en
unidades de presión, sin embargo, esta forma de onda es útil en la medición de la
velocidad del pulso y para detectar obstrucciones arteriales.
La fotopletismografía (PPG), también llamada pseudopletismografia, se
obtiene de un equipo construido a partir de una fotocelda y una fuente de luz. La
figura 14-9a muestra el circuito de un PPG y su disposición de aplicación se muestra
en la figura 14-9b.
Figura 14-9 Fotopletismografía (a) Circuito (b) Vista de aplicación.
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En este caso la fuente de luz es un diodo emisor de luz (LED), en modelos
previos se utilizó como fuente de luz una lámpara incandescente. El detector es un
fotoresistor (PC1) excitado por una fuente de corriente constante. Los cambios en
intensidad de la luz producen cambios proporcionales en la resistencia PC1. Como la
corriente a través del fotoresistor es constante, los cambios de resistencia producen
cambios de voltaje (E0) en su salida.
El pulso arterial en el dedo pulgar causa en un cambio en su volumen de
sangre, cambiando la densidad óptica de la sangre. Así, los pulsos arteriales
modulan la intensidad de la luz que pasa a través de la sangre. La luz del LED es
reflejada a PC1 por difusión y reflexión directa de las estructuras o tejidos cercanos.
El PPG no permite obtener cambios en volumen, su utilidad esta limitada
a determinar la velocidad de los pulsos, frecuencia cardiaca y como indicación
de la existencia de pulso en el dedo.
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Un pletismógrafo es más difícil de construir y operar si se desea obtener
información cuantitativa. La figura 14-10a muestra un ejemplo, en este caso se
utiliza una cámara cerrada que encierra el vaso a ser medido. La cámara se diseña
para mantener un volumen constante (es rígida), de tal forma que cualesquier
cambio de volumen en el vaso será registrado como una variación en la presión
interna de la cámara. La presión interna de la cámara es detectada por un
transductor y amplificada para su registro o desplegado.
Figura 14-10a Equipo para medición pletismográfica real.
Se conecta una pequeña jeringa a la cámara como base de calibración de
volumen. Una vez que se ha establecido la línea base (cero en el amplificador de
presión), se cambia la posición del émbolo de la jeringa (un volumen conocido), esto
con la finalidad de variar el volumen del sistema en una pequeña cantidad conocida.
Posteriormente se ajusta la ganancia (span) o sensitividad para obtener una
magnitud en la salida que represente el cambio por unidad de volumen. La mayoría
de las jeringas ya vienen marcadas en centímetros cúbicos (cc o cm3), lo cual es
equivalente a unidades de volumen en mililitros (mL).
La banda inflable a la entrada de la cámara es inflada a una presión
ligeramente mayor a la presión venosa; esta condición permite el flujo de sangre
arterial al vaso y evita la salida de sangre venosa de él. Estos cambios (figura 1410b) se registran en un graficador. Observe que el punto de saturación se alcanza
cuando cae la pendiente de la curva y se aplana a un nivel específico. Esto es
producido por la sangre venosa atrapada, esto es, el sistema se llenó.
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Figura 14-10b Señal de salida del equipo para medición pletismográfica real.
Ocasionalmente se utilizan pletismógrafos de capacitancia, de galgas
extensiométricas de mercurio o de impedancia, la mayoría de las veces en
aplicaciones de investigación. De hecho, por mucho, el pletismógrafo clínico más
utilizado es el PPG, a pesar de sus limitaciones.
14-7 MEDICIÓN DEL FLUJO SANGUÍNEO.
La medición del flujo sanguíneo es casi tan importante como la medición de la
presión sanguínea. Si bien hay diversas técnicas, los métodos electromagnético y
ultrasónico son los que han tenido una aceptación más amplia. En este tema se
describirá el tipo electromagnético, reservando el ultrasónico para un tema posterior.
La aceptación del medidor de flujo se debe a los siguientes factores:
1.- Mide flujo volumétrico, independientemente de su velocidad.
2.- Presenta exactitudes de hasta el ± 5%.
3.- Esta técnica puede aplicarse a vasos sanguíneos con diámetro desde 1
mm hasta aproximadamente 20 mm.
Teoría
Sabemos, por electricidad básica, que cuando un conductor móvil corta el flujo
de un campo magnético se produce un voltaje. Si ese conductor es un vaso que lleva
un flujo sanguíneo con diámetro EE´ (ver figura 14-11a), el voltaje generado será:
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
E=
QB
50 π a
(μV )
(14-7)
donde
E es el potencial (voltaje) en microvolts (µV)
Q es el flujo volumétrico en centímetros cúbicos por segundo (cm 3 /seg)
(Q= π v a2, donde v es la velocidad promedio del flujo entre el centro y la pared del
vaso)
B es la densidad de flujo magnético en gauss (G)
a es el radio del vaso en centímetros (cm)
Figura 14-11 Medidor electromagnético de flujo.
(a) Corte seccional
(b) Diagrama esquemático.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Por ejemplo, determinar el potencial (voltaje) generado si la sangre que fluye
en un vaso con radio de 0.9 cm corta un campo magnético de 250 G. Asuma un flujo
volumétrico de 175 cm 3 /s.
175cm3 /s ) ( 250G )
(
QB
E=
=
= 309 G-cm2 /s = 309 μV
50 π a
( 50 ) ( 3.14 ) ( 0.9cm)
Actualmente hay 2 tipos de transductores electromagnéticos: El tipo de flujo
a través de un tubo de plástico rígido (flow-through type) y el transductor
perivascular.
En el primer tipo hay que abrir la arteria o vena y hacer pasar la sangre por
un tubo de plástico rígido, por lo que se requiere la aplicación de anticoagulantes.
Como el área del tubo es conocida, el cálculo del flujo es más exacto.
En el segundo tipo, el perivascular, no se requiere abrir la arteria o vena por
lo que no se requiere aplicar anticoagulantes, pero se presenta cierta distorsión por
flujo del potencial producido a través de la superficie de la arteria o vena.
La figura 14-11b muestra el diagrama esquemático del transductor para
medición electromagnética de flujo, en tanto que la figura 14-12 muestra los modelos
comerciales a través y perivascular.
Figura 14-12 Transductores de flujo a través de y perivascular.
La mayoría de los amplificadores de transductores electromagnéticos
de flujo sanguíneo utilizan un voltaje de CA para excitar la bobina en el transductor.
En sistemas excitados con un voltaje de CD se produce un potencial de electrodo
que introduce un corrimiento que es difícil de discriminar del la señal real de voltaje.
En transductores excitados con CA generalmente la portadora de CA tiene una
frecuencia entre 200 y 2000 Hz.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
La figura 14-13a muestra un diagrama de bloques de un medidor de flujo
electromagnético y las formas de onda asociadas se muestran el la figura 14-13b.
Este circuito utiliza un demodulador sincrónico de onda completa sensitivo a fase
para extraer de la señal de electrodo amplificada la información de flujo. Se utiliza
esta técnica debido a que la excitación de CA produce un artefacto por,
acoplamiento transformador, en los electrodos. Esta señal tiene una amplitud que
es, varios órdenes de magnitud, mayor que la señal deseada de flujo, produciendo
un tremendo nivel de interferencia.
Figura 14-13 Circuito del medidor de flujo electromagnético
(a) Diagrama de bloques (b) Formas de onda.
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El sistema de detección mostrado en la figura 14-13 es capaz de eliminar
artefactos debido a 2 razones: Es un sistema muestreador, y el voltaje
contraelectromotriz producido por efecto transformador está en cuadratura (90° fuera
de fase en relación a la señal de excitación). La diferencia de fase significa que el
artefacto de voltaje por efecto transformador es cero cuando la señal de excitación
es máxima. Si se realiza un muestreo corto de la señal cuando la señal por efecto
transformador es cercana a cero, entonces la magnitud del artefacto se reduce
considerablemente. Como muchos instrumentos que utilizan la técnica de muestreo,
se utiliza un integrador para obtener una señal analógica a partir de la señal
muestreada.
14-8 FONOCARDIOGRAFÍA.
La fonocardiografía es el registro o grabación de los sonidos del
corazón. El corazón, como cualquier bomba mecánica, produce sonidos
característicos cuando late. Estos son los sonidos que el médico escucha con el
estetoscopio. Los sonidos básicos del corazón ocurren principalmente en el
rango de frecuencia de 20 a 200 Hz. Ciertos murmullos del corazón producen
sonidos en el rango de los 1000 Hz, y algunas otras componentes de frecuencia se
presentan debajo de 4 o 5 Hz.
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El primer sonido del corazón (figura 14-14) se genera al final de la
contracción atrial, justo al inicio de la contracción ventricular. Este sonido se le
atribuye generalmente al movimiento de la sangre al entrar a los ventrículos, al cierre
de las válvulas atrioventriculares (AV) y al cese abrupto del flujo de sangre en los
atrios.
El segundo sonido del corazón corresponde al cierre de las válvulas aórtica
y pulmonar; el tercer sonido corresponde al cese del llenado ventricular, y el cuarto
sonido se correlaciona con la contracción atrial. Este último tiene una amplitud muy
baja y una componente de frecuencia baja (figura 14-14).
Figura 14-14 Sonidos básicos del corazón.
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El transductor fonocardiográfico es un micrófono acústico, en contacto directo
o con acoplamiento por aire, colocado en el pecho del paciente. Se pueden utilizar
diferentes tipos de micrófonos, pero la mayoría son piezoeléctricos del tipo cristal o
tipo dinámico.
El micrófono de cristal generalmente cuesta menos y es más robusto que el
tipo dinámico. Además, el micrófono de cristal produce una señal de salida mayor
por el mismo nivel de estímulo.
El micrófono dinámico utiliza una bobina móvil acoplada a un diafragma
acústico. La bobina encierra un altavoz de imán permanente. El micrófono dinámico
se usa cuando se desea tener una señal con una respuesta a la frecuencia similar al
del estetoscopio médico.
Un micrófono con acoplamiento con aire, con un tiempo constante de 2
segundos, se usa a menudo en grabaciones de cardiografía. Estos micrófonos son
generalmente de tipo cristal y son acoplados al pecho del paciente a través de una
columna de aire.
Aún cuando se utilizan osciloscopios para visualizar los sonidos del corazón,
también se utilizan graficadores de tinta para su registro en papel; un graficador en
papel de señales de ECG operan en un ancho de banda de entre 100 y 200 Hz, en
el caso de registro fonocardográfico se requiere una respuesta a la frecuencia
de por lo menos 1000 Hz, por lo que estos registradores en papel son del tipo
óptico o de inyección de tinta de alta velocidad.
Algunos fonocardiógrafos utilizan la técnica de registro de envolvente, en
donde los componentes en frecuencia por debajo de 80 Hz se graban directamente,
pero las componentes en frecuencia mayores de 80 Hz se integran o promedian
antes de su registro; esta técnica permite el uso de un graficador o registrador de
papel estándar (de estilete térmico o de inyección de tinta de velocidad estándar).
Una técnica utilizada por Hewlett Packard es muestrear y mantener (simple
and hold) las envolventes positivas y negativas de la señal compleja del micrófono a
una frecuencia de 85 Hz. Este sistema es capaz de detectar forma, intervalo de
tiempo, duración e intensidad de los sonidos del corazón y registrarlos en una gráfica
de tiempo a 50 o 100 mm/seg. Esta envolvente producto del muestreo puede ser
grabada e impresa en un registrador de baja velocidad.
14-9 VECTORCARDIOGRAFÍA.
La vectorcardiografía (VCG) examina los potenciales ECG generados a lo
largo de los ejes tridimensionales del cuerpo; esto es, los planos x, y, y z. El
vector x se toma como el potencial entre dos puntos entre los brazos (figura 14-15a)
el vector y está entre la cabeza y la pierna derecha, y el vector z esta del pecho
(frente) hacia la espalda (atrás del cuerpo).
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Estos vectores no son exactamente ortogonales (90° entre ejes) y las
amplitudes de las señales de los tres planos son muy diferentes. El sistema de
electrodo Frank, en la figura 14-15b, se usa para normalizar las señales antes de
aplicarlas a un osciloscopio.
El osciloscopio debe ser del tipo x-y en vez del más común y-tiempo. Un
conmutador electrónico a la salida del circuito Frank hace un barrido y selecciona las
combinaciones de señales para hacer una grabación vectorcardiográfica frontal,
transversal y sagital.
La figura 14-15c muestra el trazo VCG en un osciloscopio. Hay tres lazos
individuales correspondientes a la onda P, complejo QRS, y onda T del ECG. Estos
se unen en un único punto isoeléctrico donde los tres componentes vectoriales son
cero. El efecto de línea punteada es de la modulación de la intensidad (eje z), esto
es del haz CRT del osciloscopio.
Figura 14-15 Vectorcardiografía (a) planos xyz (b) red de terminales Frank y (c)
vectorcardiograma.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
14-10 SALAS DE CATETERISMO.
En ciertos casos evaluar la condición del corazón del paciente requiere
obtener información a partir del registro de eventos producidos en el interior del
corazón.
Esta información es obtenida mediante un procedimiento llamado
cateterismo, el cual es utilizado para definir criterios de terapia o la necesidad de
cirugía.
En este procedimiento un catéter es introducido al corazón a través del
sistema vascular periférico; en él se pueden registrar presiones intracardiacas, así
como obtener muestras de sangre de las cámaras del corazón para medir niveles de
oxígeno y bióxido de carbono.
En cateterismo al lado derecho del corazón el catéter es introducido a través
de una vena periférica a la vena cava y de ahí al lado derecho del corazón.
En caterización retrograda el catéter se introduce a través de una arteria,
generalmente la arteria braquial o la arteria femoral, y se guía a través del sistema
arterial e introducido al ventrículo izquierdo a través de la aorta.
En caterización transeptal un catéter de diámetro grande se introduce a
través de la vena femoral hasta el atrio derecho en donde mediante una aguja
especial en la punta del catéter se perfora la pared septum que divide el lado
derecho e izquierdo del corazón. Posteriormente se introduce un pequeño catéter a
través del grande y la perforación para llegar al ventrículo izquierdo a través del atrio
izquierdo. Esta técnica se utiliza principalmente cuando debido a estenosis en la
aorta (estrechamiento) no se puede utilizar la técnica retrograda.
Figura 14-16 Equipos utilizados en una sala de cateterismo.
El equipo electrónico utilizado en salas de cateterismo incluye monitores ECG
y amplificadores de presión de varios canales. Generalmente se tiene un registrador
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
para hacer una impresión en papel de las formas de onda ECG y de presión. Las
siguientes figuras muestran equipos utilizados en salas de cateterismo.
Además de los equipos de medición es necesario tener un desfibrilador y
equipo de resucitación. En algunos casos cuando la punta del catéter pega contra la
pared del ventrículo se generar arritmias, por que la señal ECG es monitoreada en
forma continua.
Todos los equipos en una sala de cateterismo deben diseñarse para una
operación con muy baja corriente de fuga de la alimentación de CA, esto debido a la
alta sensitividad del corazón a corriente eléctrica de 60 Hz. lo cual obliga al uso de
aislamiento electrónico en estos equipos.
14-11 BREVE REVISIÓN DEL CORAZÓN.
En el tema 2 se presentó la operación de bombeo del corazón. El corazón es
capaz de bombear sangre a través del sistema circulatorio debido a las fibras que
hacen que el músculo cardiaco se contraiga en forma sincronizada. Un grupo de
células, llamadas nodo sinoatrial (SA), localizadas en la pared posterior del atrio
derecho, opera como marcapaso natural para el corazón mediante la generación de
un pulso eléctrico que estimula la contracción de las fibras musculares del corazón.
El pulso del marcapaso primeramente activa la contracción de las fibras
musculares de los atrios, forzando a la sangre a pasar a los ventrículos. Esta misma
señal pasa por el sistema de electroconducción del corazón a los ventrículos. Para
tener un bombeo efectivo, la contracción ventricular debe iniciar una fracción de
segundo después de la atrial, permitiendo que la sangre llene los espacios
ventriculares. El sistema de electroconducción del corazón realiza este retraso a
través de la velocidad de propagación del pulso a través de él. Este retraso biológico
se realiza en el nodo atrioventricular (AV), el cual es equivalente a un multivibrador
monoestable en ciertos circuitos electrónicos (retraso de un pulso).
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Mientras las fibras musculares se contraen sincrónicamente el corazón opera
su labor de bombeo en forma eficiente, pero ciertos problemas pueden perturbar
esta sincronía. Uno de estos problemas, llamadas arritmias, es el estado de
fibrilación, en donde las fibras musculares del corazón se contraen en forma
aleatoria y errática en lugar de hacerlo sincronizadas. Si la porción atrial del
corazón esta fibrilando se dice que se tiene una fibrilación atrial y si sucede en los
ventrículos se tiene una fibrilación ventricular.
Cuando se tiene una fibrilación atrial, el corazón todavía bombea sangre
debido a que la contracción ventricular mantiene la presión del sistema. Pero
cuando se tiene una fibrilación ventricular el corazón no puede bombear
sangre y producirá la muerte del paciente en unos minutos si no se corrige
esta situación.
La figura 14-17 muestra diferentes formas de onda ECG, las cuales incluyen
dos arritmias y una forma de onda normal para comparación. La figura 14-17a
muestra una forma de onda normal, en este contexto normal no se refiere
necesariamente a la ausencia total de algún padecimiento, sino que las
características principales del ECG están presentes. La figura 14-17b presenta el
registro ECG de una fibrilación ventricular, observe la baja amplitud y movimiento
errático de la señal, producido por la vibración de las fibras nerviosas del corazón.
La figura 14-17c muestra una señal parecida a una senoidal con amplitud grande,
característica de una taquicardia ventricular.
Figura 14-17 (a) Forma de onda ECG normal
(b) Fibrilación ventricular (c) Taquicardia ventricular.
A menudo las formas de onda anormales pueden corregirse aplicando una
descarga eléctrica al corazón. La descarga eléctrica produce una contracción
simultánea de las fibras musculares del corazón, forzando que todas entren juntas a
su período de relajación, después de lo cual debe regresar el ritmo normal en forma
sincronizada.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
14-12 DESFIBRILADORES.
Un desfibrilador es un dispositivo que bajo un estado de arritmia fatal aplica
una descarga eléctrica al músculo del corazón. Antes de 1960 los desfibriladores
utilizaban voltajes de CA, descargando entre 5 y 6 amperes CA a través del pecho
del paciente durante un período de 250 a 1000 milisegundos. La taza de éxito de
estos desfibriladores era baja e inútil para corregir una condición de fibrilación atrial.
De hecho, utilizar CA para corregir un problema de fibrilación atrial a menudo
produce una fibrilación ventricular, la cual es una arritmia más seria.
Desde 1960 se han diseñado diversos tipos de desfibriladores de CD bajo el
principio de almacenamiento de una carga y su descarga en el paciente. La principal
diferencia entre los desfibriladores de CD son la forma de onda de la descarga
aplicada al paciente, de entre las cuales las más comunes son la Lown, monopulso,
limitada y trapezoidal.
En 1992, el Dr. Bernard Lown de la Universidad de Harvard, introdujo la forma
de onda que lleva su nombre y que se muestra en la figura 14-18 en un gráfico de
magnitud de voltaje y corriente contra tiempo.
Figura 14-18 Forma de onda de Lown.
En esta figura se muestra un rápido crecimiento de corriente hasta
aproximadamente 20 amperes al aplicar un voltaje ligeramente menor a 3 kV, luego
la forma de onda cae a cero en 5 milisegundos y posteriormente produce un pulso
negativo menor, también durante aproximadamente 5 milisegundos.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
La figura 14-19 muestra un diagrama simplificado de un desfibrilador de Lawn
donde una fuente de alto voltaje carga a un capacitor. La carga almacenada en el
capacitor posteriormente se descarga en el paciente. El operador del desfibrilador
puede ajustar el nivel de carga mediante una perilla de ajuste de energía localizada
en el panel frontal del desfibrilador. Esta perilla controla el voltaje de CD producido
en la fuente de poder de alto voltaje y por lo tanto regula la máxima carga en el
capacitor.
Figura 14-19 Circuito típico para un desfibrilador con forma de onda de Lown.
La energía almacenada en un capacitor está dada por:
U=
1
C V2
2
Donde
U es la energía en Joules (J)
C es la capacitancia de C en faradios (F)
V es el voltaje en terminales de C (V)
Por ejemplo, calcule la energía almacenada en un capacitor de 16µF que es
cargado a un potencial de 5000 V CD.
Solución
U=
1
1
1
C V2 =
(1.6x10-5 F) (5x103 V)2 =
(400) = 200 J
2
2
2
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
La energía almacenada se indica mediante un voltímetro conectado a las
terminales del capacitor, la escala del voltímetro esta calibrada en unidades de
energía y la práctica común es utilizar como unidad de energía el Watt-segundo en
lugar de Joules, pero no hay problema porque por definición 1 Joule (J) es igual a 1
Watt-segundo (W-s). Antiguos desfibriladores presentaban medidores de energía
calibrados en base a la energía almacenada, pero las regulaciones actuales
requieren que se indique la energía entregada, pues cierta energía se pierde en
los contactos del relevador de conmutación y en la resistencia del inductor L1.
La carga del capacitor se controla mediante el relevador K1. En los primeros
modelos se utilizaron contactos un polo-doble tiro, pero en todos los desfibriladores
modernos se utilizan contactos doble polo-doble tiro para mantener el aislamiento del
paciente a tierra. Aún cuando algunos desfibriladores portátiles utilizan relevadores
de alto voltaje con contactos al aire, la mayoría utiliza relevadores especiales
sellados al vacío tal como el TMR-10 fabricado por Torr Laboratories. El relevador al
vacío se justifica debido al alto voltaje con que se carga el capacitor. Si se
almacenaran 400 Joules en un capacitor de 16 µF (valor común), el potencial en el
capacitor sería mayor a 7,000 VCD.
El circuito al paciente del desfibrilador de Lown consiste de una inductancia de
100 mH (L1), la resistencia de la inductancia (R1) y la resistencia del paciente (R2).
La energía almacenada en forma de campo magnético en la inductancia L1 es la que
produce el voltaje negativo durante los últimos 5 milisegundos de la descarga.
Cuando el capacitor se ha descargado, el campo magnético de la inductancia se
colapsa, regresando energía al circuito. Esta secuencia de eventos se pudiera
describir en la siguiente forma:
1.- El operador del desfibrilador ajusta el nivel de energía en el control
correspondiente y presiona el botón de carga.
2.- Inicia la carga del capacitor C1 y continúa su carga hasta que el voltaje en el
capacitor es igual al voltaje de alimentación.
3.- El operador coloca los electrodos de paleta en el pecho del paciente y presiona el
botón de descarga (S1).
4.- El relevador K1 desconecta el capacitor de su circuito de carga y lo conecta al
circuito de salida.
5.- La energía almacenada en C1 se descarga al paciente a través de L1, R1 y los
electrodos de paleta. Esta acción ocurre en los primeros 4 a 6 milisegundos y
presenta el comportamiento de excursión positiva del alto voltaje mostrada en la
figura 14-18.
6.- El campo magnético producido por el flujo de corriente a través de L1 se colapsa
en los últimos 5 milisegundos de la forma de onda, produciendo la excursión
negativa mostrada en la figura 14-18.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
La forma de onda monopulso mostrada en la figura 14-20 es una versión
modificada de la Lown y frecuentemente se tiene en desfibriladores portátiles. Esta
forma de onda se produce con un circuito semejante al ya mostrado en la figura 1419 pero sin inductancia que produzca el pulso de voltaje negativo; así, la forma de
onda decae a cero en la forma exponencial esperada en una red RC.
Figura 14-20 Forma de onda monopulso.
Otra forma de onda de salida de un desfibrilador es la limitada, la cual se
muestra en la figura 14-21.
Figura 14-21 Forma de onda limitada.
La forma de onda limitada difiere de las 2 anteriores en que utiliza una menor
amplitud y presenta mayor duración para lograr el nivel de energía deseado. La
energía transferida es proporcional al área bajo la curva, así, al opera con
menor voltaje y prolongar la duración se logra la misma magnitud de energía
de los 2 casos anteriores. La forma de onda con doble ondulación característica de
la salida limitada se logra teniendo 2 secciones L-C en cascada en lugar de una sola
etapa L1-C1 que se muestra en la figura 14-19
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
La forma de onda trapezoidal, mostrada en la figura 14-22, es otra salida de
bajo voltaje y alta duración. En este caso el potencial inicial de salida es de 800
volts, el cual cae en forma continua y lineal durante 20 milisegundos donde llega a
un valor final de 500 volts.
Figura 14-21 Forma de onda trapezoidal.
Electrodos de paleta.
La energía de salida del desfibrilador se aplica al paciente a través de un par
de electrodos de alto voltaje de paleta. Las figura 14-22 muestra algunos modelos
comunes de este tipo de electrodos.
Figura 14-22 Electrodos para desfibrilación:
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
(a) Estándar Anterior (b) Posterior (c) Anillo D Anterior (d) Interno.
El tipo mostrado en la figura 14-22a se llama Paleta Anterior y en este diseño
el mango de sujeción aislado es perpendicular a la superficie metálica del electrodo
en tanto que los cables de alto voltaje entran por un lado. El interruptor que controla
la descarga esta colocado en la parte superior del mango, el juego de los 2
electrodos de este tipo se denomina conjunto anterior-anterior.
La figura 14-22b muestra una paleta posterior, este tipo de electrodo tiene
esta forma plana para que la espalda del paciente recostado pueda estar sobre él.
El electrodo de paleta posterior siempre viene con un electrodo de paleta anterior lo
que forma un par o conjunto anterior-posterior.
Otro tipo de electrodo de paleta más moderno es el anillo D mostrado en la
figura 14-22c, el cual es utilizado ampliamente tanto en modelos fijos como
portátiles.
Un último tipo de electrodo de paleta es el interno mostrado en la figura 1422d, el juego consiste de 2 electrodos internos en donde solo uno trae el interruptor
que controla la descarga. Este último tipo de electrodo de paleta se utiliza en
procedimientos de cirugía de corazón abierto para aplicar la descarga eléctrica
directamente al miocardio.
En la figura 14-19, el interruptor de descarga S1 se utiliza para activar la
descarga del desfibrilador al energizar el relevador de transferencia de carga. En
algunos modelos S1 puede estar montado en el panel frontal del desfibrilador, pero
en la mayoría de los casos esta en los electrodos de paleta. Algunos fabricantes
utilizan 2 interruptores en serie por seguridad, uno en cada paleta y la descarga se
activa cuando ambos interruptores se cierran. En algunos de los primeros
desfibriladores utilizaron interruptores activados por el pie, lo cual se ha dejado de
usar debido a que se ha demostrado ser muy peligroso particularmente en el tenso
ambiente de una sala de emergencias cardiacas.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Al desfibrilar, un electrodo es colocado en el pecho, directamente arriba
del corazón; en tanto que el segundo electrodo es colocado en el lado
izquierdo del pecho del paciente. Generalmente se aplica una pasta conductiva
en la superficie metálica de los electrodos para asegurar una transferencia eficiente
de la carga y evitar quemaduras en la piel del paciente.
Es absolutamente esencial que, mediante un registro ECG o un monitor
ECG, se confirme el estado de fibrilación ventricular antes de utilizar un
desfibrilador. La enfermera, médico o personal de rescate deben primeramente
determinar se esta presente un estado de fibrilación. Algunos fabricantes de
desfibriladores añaden preamplificadores y monitores a sus productos, pero en otros
el usuario debe proveer un sistema de monitoreo o registro ECG externo. En
algunos hospitales el técnico de monitoreo ECG es responsable de traer el equipo
ECG al lugar donde se esta intentando la resucitación.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Circuitos de desfibriladores.
El circuito mostrado en la figura 14-19 no es adecuado para describir los
casos de los desfibriladores modernos, aún cuando es el esquema básico utilizado
en desfibriladores antiguos. Existen dos formas de diseño del control de nivel, una
técnica utiliza un variac (autotransformador variable) en el primario del transformador
de alto voltaje de la fuente de poder de CD; así, el operador realmente ajusta el nivel
de la fuente de CD de alto voltaje cuando fija un cierto nivel de energía. En este
caso, el voltaje de salida de CD está en función del ajuste en el variac. Cuando se
presiona el botón de carga, se aplica el voltaje del variac al transformador de alto
voltaje y el capacitor se carga hasta que iguala el voltaje de la fuente de poder.
Cuando el voltaje en el capacitor y en la fuente son iguales, el operador recibe una
señal que le indica que ya puede realizar la descarga de desfibrilación.
La figura 14-23 muestra otro tipo de diseño de circuito de carga. En este
circuito el voltaje de CD de la fuente de alto voltaje es constante, un comparador de
voltaje enciende y apaga la fuente, dependiendo del voltaje aplicado a sus entradas.
Una entrada del comparador se conecta al divisor de voltaje R1/R2, el cual produce
una muestra de bajo voltaje del alto voltaje aplicado al capacitor C. La otra entrada
del comparador se conecta al potenciómetro de ajuste de nivel de energía. Así,
cuando el operador selecciona un nivel de energía, el voltaje en el cursor del
potenciómetro representará la carga deseada.
El operador inicia el ciclo de carga al presionar el botón de carga en el panel
frontal del desfibrilador. El comparador de voltaje tendrá en una terminal de entrada
y cero volts (capacitor descargado) en la otra terminal de entrada, por lo cual
mandará su salida a un nivel alto. Cuando la salida del comparador esta en un nivel
alto, el relevador o la lógica electrónica de control de carga mandan activar la fuente
de poder de alto voltaje.
A medida que el capacitor se carga, se eleva el nivel de voltaje en la entrada
inversora del comparador y cuando ese nivel llega al punto donde se iguala con el
voltaje del cursor del potenciómetro de ajuste de nivel de energía, la salida del
comparador cambia a un nivel bajo, deteniendo el ciclo de carga y avisando que ya
se puede realizar la desfibrilación del paciente.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Figura 14-23 Circuito de ajuste electrónico de carga.
El circuito de descarga es muy parecido al diseño mostrado en la figura 14-19,
un botón en el mango del electrodo de paleta energiza la bobina de un relevador al
vacío de alto voltaje, produciendo la descarga de la energía almacenada en el
capacitor al cuerpo del paciente.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Cardioversión.
En ciertos tipos de arritmia, como las fibrilaciones atriales, los ventrículos del
paciente mantienen su capacidad de bombear sangre, lo cual se refleja en la
existencia de la onda R en la forma de onda ECG. Estas arritmias también se
corrigen mediante una descarga eléctrica en el corazón, pero es necesario
evitar que la descarga se realice en el período de la onda T de operación de los
ventrículos en cuyo caso la descarga que intenta corregir el problema
producirá una arritmia más seria como la fibrilación ventricular. Generalmente
la descarga se ajusta para que ocurra aproximadamente 30 μseg después del pico
de la onda R.
Como no se puede confiar en que el operador del desfibrilador ajuste el
tiempo de descarga para evitar este problema, se utiliza un circuito electrónico
automático para realizarlo. Un desfibrilador equipado con un circuito de
sincronización es llamado cardioversor.
Un interruptor selector permite al operador utilizar el equipo en modo
desfibrilador o en modo cardioversor, lo cual en algunos equipos están etiquetados
como sincronizado-instantáneo ó sincronizado-desfibrilación.
La figura 14-24 muestra un diagrama esquemático parcial de un circuito
sincronizador, donde el relevador K1 y el interruptor S1 son los mismos ya vistos en
circuitos previos. Cuando el interruptor S2 esta en la posición de desfibrilación, el
circuito opera en la forma ya vista; al presionar S1 se energiza el relevador K1,
produciendo la descarga de la energía almacenada en el capacitor en el paciente.
Figura 14-24 Diagrama de bloques de un cardioversor.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
Cuando el interruptor S2 esta en la posición de cardioversión, el relevador no
se energiza hasta que se cierra S1 y se encienda el SCR1. El SCR se enciende
mediante un circuito activado por la onda R del ECG. Un preamplificador ECG
captura la señal del paciente; este amplificador puede estar dentro del desfibrilador o
puede ser de un monitor externo. Muchos monitores ECG tienen un conector de
salida para este propósito, etiquetado como desfibrilación.
Independientemente de la configuración del amplificador ECG, es necesario
proveer un circuito que discrimine entre cualesquier tipo de señal y la onda R. En
algunos de los primeros modelos de desfibriladores cardioversores se utilizaba un
simple detector de nivel, ya que la onda R es la que generalmente presenta una
mayor amplitud en un ECG; pero en algunos casos la amplitud de la onda T excedía
el nivel del comparador.
Para resolver este problema, se utiliza un circuito diferenciador además del
comparador. Un diferenciador produce una salida mucho mayor en la onda R
que en la onda T, debido a la diferencia en sus respectivas pendientes (contenidos
a altas frecuencias). Así, el diferenciador asegura una mayor diferencia entre la onda
T y cualesquier otra señal. También es necesario incluir un circuito de rechazo a
señal de marcapaso, debido a que el estímulo del marcapaso se parece mucho a la
onda R y pudiera generar un problema en su discriminación.
Figura 14-25 Carros de resucitación con desfibrilador.
Algunos fabricantes aplican la salida del circuito comparador directamente a la
compuerta del SCR, en tanto que otros utilizan la salida del detector para disparar un
multivibrador monoestable, cuyo pulso de salida dispara la compuerta del SCR. En
algunos modelos este pulso también se envía a un conector de salida. La figura 1425 muestra un desfibrilador comercial instalado en un carro de resucitación. Una
batería interna permite hasta 100 descargas de un nivel máximo de 400 W-seg o 7
horas de monitoreo continuo. Este equipo también viene equipado con un monitor
de signos vitales del paciente.
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Probadores de desfibriladores
Los desfibriladores transfieren corrientes y voltajes altos; adicionalmente,
cuando se presenta un problema, este se presenta en un tiempo muy corto. Debido
a esto se recomienda revisar frecuentemente su calibración.
Existen diferentes tipos de probadores de desfibriladores. La mayoría son
básicamente voltímetros digitales que se calibran en watt-segundo. Un ejemplo de
probador de desfibrilador se muestra en la figura 14-26. Una resistencia (carga
falsa) de 50Ω, dentro del probador, se conecta en terminales de dos discos metálicos
en donde se aplica la descarga del capacitor mediante los electrodos de paleta. El
medidor registra la energía entregada en Watt-segundo.
Figura 14-26 Equipos probadores de desfibriladores.
Es recomendable seleccionar un probador que tenga un conector de salida
que pueda ser vista en un osciloscopio.
Los estándares establecen que para la evaluación del comportamiento
del defibrilador se requiere que se revise tanto la energía entregada como su
forma de onda.
Aun cuando algunos probadores utilizan circuitos digitales que permiten el
registro de la forma de onda de salida del defibrilador en una gráfica de barras a 25
mm/s, es preferible registrar la forma de onda en un osciloscopio con memoria que
permita una grabación y almacenamiento de la forma de onda, para así contar con
un archivo histórico del equipo.
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14-13 MARCAPASO.
En el tema 2 se presentó el sistema de electroconducción del corazón en el
cual un impulso, generado por el nodo sinoatrial (SA) localizado en el atrio
derecho, se propaga por el sistema de electroconducción a los atrios y, pasando por
el nodo atrioventricular (AV) donde presenta un retardo, a las ramificaciones
derecha e izquierda y de ahí a los ventrículos.
Si se presenta una interrupción en el sistema de electroconducción, lo
cual causa una condición llamada bloqueo cardiaco, entonces la capacidad del
corazón de bombear sangre se interrumpe o se ve seriamente disminuida. Los
médicos pueden mantener la estimulación eléctrica del corazón utilizando un
marcapaso, el cual es un generador eléctrico que produce el pulso en el
momento adecuado. Algunos marcapasos son externos y pueden portarse en una
banda o estar al lado de la cama del paciente; otros son implantados
quirúrgicamente dentro del paciente. La energía para estimular el corazón es
mayor a 10 μJ, pero más de 400 μJ pueden causar fibrilación ventricular. La
mayoría de los marcapasos entregan aproximadamente 100 μJ manteniéndose
en un rango seguro entre ambos límites.
Los marcapasos externos se utilizan en forma temporal después de una
cirugía a corazón abierto para ciertos problemas presentes en pacientes con infarto
al miocardio, así como en la evaluación de pacientes candidatos a la implantación
quirúrgica de un marcapaso permanente.
Los modelos externos generalmente presentan un ajuste de frecuencia
cardiaca entre 50 y 150 latidos/minuto y producen pulsos fijos de corta duración
(entre 1.5 y 2 milisegundos). La amplitud del pico de corriente también es ajustable
entre 100 μA y 20 mA.
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Los marcapasos internos, como los mostrados en la figura 14-27 son
moldeados en paquetes de silicón y epoxy, aun cuando algunos modelos recientes
contienen un blindaje externo de titanio que evita la interferencia de radiofrecuencia.
Figura 14-27 Marcapaso interno.
El marcapaso interno se implanta en forma subcutánea, ya sea en el
abdomen o justo debajo de la clavícula. Algunos marcapasos implantables tienen
una frecuencia fija, generalmente 70 latidos por minuto, en tanto que otros presentan
la posibilidad de seleccionar entre 2 frecuencias, la cual puede ser seleccionada
externamente al paciente mediante un magneto o una bobina. Los más modernos
pueden programarse entre 30 y 150 latidos por minuto.
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Existen dos disposiciones de los conductores de excitación en los
marcapasos: endocardial y miocardial que a su vez se dividen en unipolares y
bipolares. En la disposición endocardial el conductor de excitación es insertado a
través de la apertura de una vena y guiado por el sistema venoso y el atrio derecho
hasta el ventrículo derecho del corazón. En el caso miocardial el conductor es
conectado directamente en el músculo cardiaco.
En los marcapasos bipolares se tienen 2 conductores y ambos conductores
están dentro de un catéter, uno de los conductores es más largo que el otro. Estos
electrodos están hechos de una aleación de platino e iridio con la finalidad de
prevenir su interacción con los fluidos corporales.
La principal fuente de poder para un marcapaso implantable es una celda de
litio-yodo o de mercurio. Estas baterías son, teóricamente, capaces de operar hasta
4 o 5 años, pero lo más común es que se les de servicio en períodos de entre 1.5 y 3
años. Los fabricantes de marcapasos realizan una gran cantidad de pruebas en sus
baterías, incluyendo rayos X, con la finalidad de detectar defectos de ensamble o
fabricación que pudieran afectar su vida. Se sabe que la frecuencia cardiaca
disminuye cuando decrece el voltaje de la batería, por lo cual la frecuencia
cardiaca del paciente sirve como un indicador prematuro de falla de batería.
Se han hecho algunas investigaciones para proveer de una fuente de potencia
nuclear a los marcapasos, sus reportes indican una expectativa de vida en estas
baterías de 10 años. Este tipo de batería nuclear utiliza el calor producido por el
decaimiento de elementos radioactivos para producir electricidad en un termopar.
En la actualidad, sin embargo, las baterías de litio y mercurio son la fuente de poder
más común en marcapasos implantables.
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Clasificación de los marcapasos.
Existen diferentes formas de clasificar a los marcapasos, además de la ya
definida en internos y externos. Los marcapasos también pueden ser clasificados de
acuerdo al tipo de pulso que produce a su salida. Algunos modelos producen un
pulso de salida monopolar, en tanto que otros producen un pulso bifásico (un pulso
de alta amplitud de una polaridad seguido por un pulso de baja amplitud de polaridad
opuesta). Hay cuatro categorías generales de los marcapasos: asíncronos, por
demanda, onda R inhibida y sincronizado AV.
Los marcapasos asíncronos producen pulsos a una frecuencia constante en
el rango de 60 a 80 pulsos por minuto; la frecuencia estándar es de 70 pulsos por
minuto, pero por pedido especial se puede obtener uno con la frecuencia requerida
en el rango de 60 a 80 pulsos por minuto.
Los marcapasos por demanda ajustan su frecuencia en función a la
frecuencia cardiaca del paciente. Contiene circuitos que sensan la onda R del ECG
del paciente y mide el intervalo R-R, durante el primer cuarto de este período el
marcapaso esta inactivo para prevenir un pulso durante la onda T del ECG; pero
durante los últimos tres cuartos del intervalo R-R cambia al modo de activo emitiendo
el pulso.
Los marcapasos del tipo onda R inhibida es similar al del tipo por demanda,
excepto que no emite pulsos durante la actividad normal del corazón. Los circuitos
generadores de pulso se inhiben durante un período después de cada onda R y se
activa si no ocurre la onda R en un período preestablecido.
El marcapaso sincronizado AV responde a la onda P del ECG (onda
producida por la contracción atrial); este marcapaso tiene un circuito que simula el
retardo PQ del tiempo de propagación en el sistema de electroconducción del
corazón. Una vez que el circuito detecta la onda P y ha pasado el retardo PQ de 120
milisegundos, el marcapaso produce un pulso que estimula la contracción de los
ventrículos. El marcapaso sincronizado AV tiene la ventaja de seguir las
demandas cambiantes de frecuencia cardiaca.
Así, los marcapasos
sincronizados AV producen contracciones ventriculares independientemente de la
frecuencia cardiaca fijada por el nodo sinoatrial (SA).
El marcapaso sincronizado AV generalmente puede seguir frecuencias
cardiacas en el rango de 50 a 150 latidos por minuto, pero regresa a un régimen de
frecuencia constante si la frecuencia atrial excede el límite superior de 150 latidos
por minuto. Esto previene la estimulación atrial en casos de taquicardia.
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14-14 MÁQUINA CORAZÓN – PULMÓN.
Durante una cirugía a corazón abierto, el corazón es incapaz de mantener la
circulación de la sangre en el cuerpo y en los vasos sanguíneos de si mismo. Así,
durante este tipo de procedimiento quirúrgico se mantiene la circulación sanguínea
en los tejidos del cuerpo mediante una bomba extracorpórea conocida como
máquina corazón – pulmón.
La máquina corazón – pulmón también oxigena la sangre. Los pulmones
normalmente operan debido a al vacío parcial dentro de la cavidad torácica
producido cuando el diafragma baja, incrementando el volumen de la cavidad. La
presión dentro de los pulmones es esencialmente la presión atmosférica, y la presión
en el espacio interpleural fuera de los pulmones es ligeramente menor a la presión
atmosférica. Esta presión diferencial es suficiente para producir que los pulmones se
expandan y llenen de aire. Pero en ciertos procedimientos torácicos, el pecho esta
abierto y ambos lados de los pulmones están a la misma presión, la cual es la
presión atmosférica.
La figura 14-28 muestra un diagrama del tipo de bomba utilizada en las
máquinas corazón – pulmón, la cual es conocida como bamba peristáltica. La
sangre del y al paciente fluye a través de tubos estériles transparentes de plástico
llamados cánulas. Las cánulas, con sus respectivos adaptadores, se insertan en los
vasos del paciente y en esta forma traen y llevan la sangre de él.
La acción de bombeo en una bomba peristáltica se debe a la acción de
compresión de rodillos, soportados en el brazo de la bomba, sobre la cánula,
forzando a la sangre a fluir hacia delante del punto de compresión. Esta acción
peristáltica produce un flujo de sangre en forma de pulsos en la tubería.
Figura 14-28 Bomba peristáltica.
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La máquina corazón – pulmón mostrada en la figura 14-29 utiliza 5
bombas; una para enviar sangre al cuerpo, dos para el regreso de sangre y dos
para el envío de sangre a las arterias coronarias.
Figura 14-29 Representación esquemática de una máquina corazón – pulmón.
El sistema principal de envío de sangre al cuerpo consiste de una bomba y
una combinación intercambiador de calor y oxigenador. Algunos modelos separan
estas dos unidades, contando con intercambiador de calor y un oxigenador
separados.. El intercambiador de calor consiste de una bobina de manguera de
agua que esta aislada pero térmicamente acoplada a la sangre. Un controlador de
temperatura permite mantener la sangre a la temperatura adecuada y compensar por
sus pérdidas de calor por radiación al pasar por las cánulas.
La conexión de entrada a la combinación intercambiador de calor –
oxigenador es llamada lado O2-menos, en tanto que la salida es denominada O2
positivo.
La sangre fluye de las venas cavas, donde una cánula se conectan a la vena
cava superior y otra a la vena cava inferior, uniéndose mediante un adaptador a una
cánula común; esta cánula común se conecta al lado O2-menos del intercambiador –
oxigenador. En el otro extremo del intercambiador – oxigenador, el O2-positivo, la
sangre pasa a través de la bomba peristáltica y de ahí es retornada al paciente a
través de la arteria femoral.
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Las bombas peristálticas 2 y 3 succionan sangre presente en el corazón
durante la cirugía, observe que la bomba 2 tiene una punta de succión en su
extremo. La sangre colectada por estas dos bombas de succión se mandan a un
tanque de donde se envía al lado O2-menos del intercambiador – oxigenador.
El propósito de las bombas peristálticas 4 y 5 es enviar sangre a las arterias
coronarias. Observe como su alimentación proviene del lado O2-positivo del
intercambiador –oxigenador, pasando por las bombas y las cánulas conectadas a las
arterias coronarias.
14-15 RESUMEN.
1.- ¿Qué es el gasto cardiaco y en que unidades se mide?
El gasto cardiaco (CO) esta definido como la razón en el tiempo del volumen
al cual el corazón bombea sangre. El CO se mide en litros por minuto (L/min).
2.- ¿En que forma se calcula el gasto cardiaco conociendo el volumen por
contracción o latido?
El gasto cardiaco es el producto del volumen por contracción o latido
multiplicado por la frecuencia cardiaca.
3.- ¿En qué consisten las técnicas de dilución para medir el gasto cardiaco?
Se inyecta, justo en la entrada del corazón, una concentración conocida de un
material trazador o marcador y se mide la concentración al salir del corazón,
procesado esta información obtendremos el gasto cardiaco.
4.- ¿En que consiste el método de Fick?
Utiliza como indicador el volumen de oxígeno inhalado por el paciente durante
respiración normal. El oxígeno se introduce en el sistema durante respiración por los
pulmones. La razón de infusión se determina midiendo los gases respiratorios. Es
necesario restar la concentración de oxígeno del aire exhalado por el paciente de la
concentración de oxígeno en el aire, el cual normalmente se toma en un 21 %.
La concentración se determina midiendo la sangre arterial cuando sale de los
pulmones, sin embargo, la sangre venosa de retorno contiene cierta concentración
de oxígeno. Así, la ganancia en la concentración de oxígeno se determina restando
la concentración de oxígeno de la sangre venosa de la concentración de oxígeno de
la sangre arterial. Estas mediciones se repiten durante varios minutos y se
promedian para obtener el resultado final.
5.- ¿En que consiste el método de dilución de colorante?
La dilución colorante utiliza ya sea un colorante óptico, tal como el
indiocyanine verde, o un colorante trazador radioactivo. Se mide la concentración en
el punto de medición a la salida del corazón (lado opuesto al de la aplicación de la
inyección). Un poco después de la inyección, la concentración en el punto de
medición sube abruptamente a su valor máximo y posteriormente decrece
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exponencialmente a medida que el volumen inyectado pasa ese punto. El
decrecimiento exponencial se debe a que el volumen inyectado no permanece junto,
sino que se distribuye (diluye) en el camino donde fluye la sangre.
6.- ¿En que forma se mide el CO por el método de dilución colorante?
El CO se mide mediante la integración de la curva de concentración. Esta
información es aplicada a una ecuación cuya forma general es:
Flujo sanguíneo =
k XM
∫ C dt
(mL/min)
Donde:
k es una constante, generalmente entre 20 y 150 dependiendo de la solución.
M es el volumen inyectado, en mL.
C es la concentración, en mg/mL.
7.- ¿En que consiste el método por termodilución?
Se inyecta una solución intravenosa ordinaria (IV) a una cierta temperatura
(generalmente ligeramente enfriada) justo antes del atrio derecho y se registra la
temperatura en la salida del corazón en la arteria pulmonar mediante un termistor.
8.- ¿En que forma se mide la presión del lado derecho del corazón?
La medición de presiones cardiovasculares (CVP) y otras presiones del lado
derecho del corazón se realizan utilizando un catéter, tal como Swan-Ganz, el cual
debe ser introducido en el atrio derecho del corazón. El catéter se introduce en el
cuerpo del paciente a través de una de las venas periféricas principales como la
yugular, la braquial o la subclavia.
9.- ¿Qué es la pletismografía?
La pletismografía es la determinación del flujo de sangre en un vaso mediante
la medición de los cambios de volumen en el vaso sanguíneo.
10.- ¿Qué es la fotopletismografía y que limitaciones tiene?
Se obtiene de un equipo construido a partir de una fotocelda y una fuente de
luz. La fuente de luz es un diodo emisor de luz (LED). El detector es un fotoresistor
excitado por una fuente de corriente constante. Los cambios en intensidad de la luz
producen cambios proporcionales en la fotoresistencia.
El pulso arterial en el dedo pulgar causa en un cambio en su volumen de
sangre, cambiando la densidad óptica de la sangre. Así, los pulsos arteriales
modulan la intensidad de la luz que pasa a través de la sangre. La luz del LED es
reflejada por difusión y reflexión directa de las estructuras o tejidos cercanos. El
PPG no permite obtener cambios en volumen, su utilidad esta limitada a determinar
la velocidad de los pulsos, frecuencia cardiaca y como indicación de la existencia de
pulso en el dedo.
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11.- ¿En que consiste el medidor de flujo sanguíneo electromagnético?
Cuando un conductor móvil corta el flujo de un campo magnético se produce
un voltaje. Si ese conductor es un vaso que lleva un flujo sanguíneo se generará en
él un voltaje.
12.- Determinar el potencial (voltaje) generado si la sangre que fluye en un vaso
con radio de 0.9 cm corta un campo magnético de 250 G. Asuma un flujo
volumétrico de 175 cm 3 /s.
175cm3 /s ) ( 250G )
(
QB
E=
=
= 309 G-cm2 /s = 309 μV
50 π a
( 50 ) ( 3.14 ) ( 0.9cm)
13.- ¿Cuántos tipos de transductores electromagnéticos de flujo hay y como se
denominan?
Actualmente hay 2 tipos de transductores electromagnéticos: El tipo de flujo
a través de un tubo de plástico rígido (flow-through type) y el transductor
perivascular.
14.- ¿Qué ventajas y que desventajas tienen los 2 tipos de transductores
electromagnéticos de flujo?
En el que el flujo pasa por un tubo de plástico rígido (flor-through) hay que
abrir la arteria o vena y hacer pasar la sangre por un tubo de plástico rígido, por lo
que se requiere la aplicación de anticoagulantes. Como el área del tubo es
conocida, el cálculo del flujo es más exacto.
En el segundo tipo, el perivascular, no se requiere abrir la arteria o vena por
lo que no se requiere aplicar anticoagulantes, pero se presenta cierta distorsión por
flujo del potencial producido a través de la superficie de la arteria o vena.
15.- ¿Porqué un medidor de flujo electromagnético utiliza un demodulador
sincrónico de onda completa sensitivo a fase?
Se utiliza debido a que la excitación de CA produce un artefacto por,
acoplamiento transformador, en los electrodos. Esta señal tiene una amplitud que
es, varios órdenes de magnitud, mayor que la señal deseada de flujo, produciendo
un tremendo nivel de interferencia.
16.- ¿Qué es la fonocardiografía?
La fonocardiografía es el registro o grabación de los sonidos del corazón.
17.- ¿En que rango de frecuencia se presentan los sonidos básicos del
corazón?
Los sonidos básicos del corazón ocurren principalmente en el rango de
frecuencia de 20 a 200 Hz, aún cuando ciertos murmullos del corazón producen
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sonidos en el rango de los 1000 Hz, y algunas otras componentes de frecuencia se
presentan debajo de 4 o 5 Hz.
18.- ¿Cuándo se genera el primer sonido del corazón y a que se atribuye?
El primer sonido del corazón se genera al final de la contracción atrial, justo al
inicio de la contracción ventricular. Este sonido se le atribuye generalmente al
movimiento de la sangre al entrar a los ventrículos, al cierre de las válvulas
atrioventriculares (AV) y al cese abrupto del flujo de sangre en los atrios.
19.- ¿A que corresponde el segundo sonido del corazón?
El segundo sonido del corazón corresponde al cierre de las válvulas aórtica y
pulmonar.
20.- ¿A que corresponde el tercer sonido del corazón?
El tercer sonido corresponde al cese del llenado ventricular.
21.- ¿A que corresponde el cuarto sonido del corazón?
El cuarto sonido se correlaciona con la contracción atrial.
22.- ¿Qué es el transductor fonocardiográfico?
El transductor fonocardiográfico es un micrófono acústico, en contacto directo
o con acoplamiento por aire, colocado en el pecho del paciente.
23.- ¿Qué es la vectocardiografía?
La vectocardiografía (VCG) examina los potenciales ECG generados a lo
largo de los ejes tridimensionales del cuerpo.
24.- ¿En que consiste un procedimiento de cateterismo?
En este procedimiento un catéter es introducido al corazón a través del
sistema vascular periférico; en él se pueden registrar presiones intracardiacas, así
como obtener muestras de sangre de las cámaras del corazón para medir niveles de
oxígeno y bióxido de carbono.
25.- ¿Con que equipo electrónico debe contar una sala de cateterismo?
El equipo electrónico utilizado en salas de cateterismo incluye monitores ECG
y amplificadores de presión de varios canales. Además de los equipos de medición
es necesario tener un desfibrilador y equipo de resucitación.
26.- ¿Cómo se presenta una condición de fibrilación y que tipos de ella
existen?
En el estado de fibrilación las fibras musculares del corazón se contraen en forma
aleatoria y errática en lugar de hacerlo sincronizadas. Si la porción atrial del corazón
esta fibrilando se dice que se tiene una fibrilación atrial y si sucede en los ventrículos
se tiene una fibrilación ventricular.
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27.- ¿De las 2 condiciones posibles de fibrilación, cual es la más seria?
Cuando se tiene una fibrilación atrial, el corazón todavía bombea sangre
debido a que la contracción ventricular mantiene la presión del sistema. Pero
cuando se tiene una fibrilación ventricular el corazón no puede bombear sangre y
producirá la muerte del paciente en unos minutos si no se corrige esta situación.
28.- ¿En que forma una descarga eléctrica puede corregir un estado de
fibrilación?
La descarga eléctrica produce una contracción simultánea de las fibras
musculares del corazón, forzando que todas entren juntas a su período de relajación,
después de lo cual debe regresar el ritmo normal en forma sincronizada.
29.- ¿Qué es un desfibrilador?
Un desfibrilador es un dispositivo que, bajo un estado de arritmia, aplica una
descarga eléctrica al músculo del corazón.
30.- De acuerdo a la forma de onda de descarga ¿Qué tipos de desfibriladores
hay?
La principal diferencia entre los desfibriladores es la forma de onda de la
descarga aplicada al paciente, las más comunes son la Lown, monopulso, limitada y
trapezoidal.
31.- ¿Qué característica tiene la forma de onda Lown y que valores de tiempo,
voltaje y corriente alcanza?
Muestra un rápido crecimiento de corriente hasta aproximadamente 20
amperes al aplicar un voltaje ligeramente menor a 3 kV, luego la forma de onda cae
a cero en 5 milisegundos y posteriormente produce un pulso negativo menor,
también durante aproximadamente 5 milisegundos.
32.- Realice un diagrama simplificado de un desfibrilador Lawn y describa su
operación.
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Una fuente de alto voltaje carga a un capacitor. La carga almacenada en el
capacitor es entonces descargada en el paciente. El operador del desfibrilador
puede ajustar el nivel de carga mediante una perilla de ajuste de energía localizada
en el panel frontal del desfibrilador. Esta perilla controla el voltaje de CD producido
en la fuente de poder de alto voltaje y por lo tanto regula la máxima carga en el
capacitor.
La energía almacenada se indica mediante un voltímetro conectado a las
terminales del capacitor. La carga del capacitor se controla mediante el relevador K1.
La descarga del capacitor se controla mediante el interruptor S1 en donde se aplica la
crga del capacitor al circuito del paciente. El circuito al paciente consiste de una
inductancia de 100 mH (L1), la resistencia de la inductancia (R1) y la resistencia del
paciente (R2). La energía almacenada en forma de campo magnético en la
inductancia L1 es la que produce el voltaje negativo durante los últimos 5
milisegundos de la descarga. Cuando el capacitor se ha descargado, el campo
magnético de la inductancia se colapsa, regresando energía al circuito.
33.- ¿En que forma se puede calcular la energía almacenada en un capacitor?
La energía almacenada en un capacitor está dada por :
U=
1
C V2
2
Donde
U es la energía en Joules (J)
C es la capacitancia de C en faradios (F)
V es el voltaje en terminales de C (V)
34.- ¿Cuál es la principal diferencia entre la forma de onda monopulso y la
Lown?
La forma de onda decae a cero en la forma exponencial decreciente sin
mostrar inversión en voltaje.
35.- ¿Cuáles son las características en amplitud y duración de la forma de onda
limitada?
Utiliza una menor amplitud y presenta mayor duración para lograr el nivel de
energía deseado. La energía transferida es proporcional al área bajo la curva, así, al
opera con menor voltaje y prolongar la duración se logra la misma magnitud de
energía de los 2 casos anteriores.
36.- ¿Qué características tiene la forma de onda trapezoidal?
El potencial inicial de salida es de 800 volts, el cual cae en forma continua y
lineal durante 20 milisegundos donde llega a un valor final de 500 volts.
37.- ¿En qué forma se colocan los electrodos durante un procedimiento de
desfibrilación y que se recomienda para tener una transferencia eficiente de
energía?
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Al desfibrilar, un electrodo es colocado en el pecho, directamente arriba del
corazón; en tanto que el segundo electrodo es colocado en el lado izquierdo del
pecho del paciente. Generalmente se aplica una pasta conductiva en la superficie
metálica de los electrodos para asegurar una transferencia eficiente de la carga y
evitar quemaduras en la piel del paciente.
38.- Describa en que forma opera el siguiente circuito de carga de un
desfibrilador.
En este circuito el voltaje de CD de la fuente de alto voltaje es constante, un
comparador de voltaje enciende y apaga la fuente, dependiendo del voltaje aplicado
a sus entradas. Una entrada del comparador se conecta al divisor de voltaje R1/R2,
el cual produce una muestra de bajo voltaje del alto voltaje aplicado al capacitor C.
La otra entrada del comparador se conecta al potenciómetro de ajuste de nivel de
energía. Así, cuando el operador selecciona un nivel de energía, el voltaje en el
cursor del potenciómetro representará la carga deseada.
El operador inicia el ciclo de carga al presionar el botón de carga en el panel
frontal del desfibrilador. El comparador de voltaje tendrá en una terminal de entrada
y cero volts (capacitor descargado) en la otra terminal de entrada, por lo cual
mandará su salida a un nivel alto. Cuando la salida del comparador esta en un nivel
alto, el relevador o la lógica electrónica de control de carga mandan activar la fuente
de poder de alto voltaje.
A medida que el capacitor se carga, se eleva el nivel de voltaje en la entrada
inversora del comparador y cuando ese nivel llega al punto donde se iguala con el
voltaje del cursor del potenciómetro de ajuste de nivel de energía, la salida del
comparador cambia a un nivel bajo, deteniendo el ciclo de carga y avisando que ya
se puede realizar la desfibrilación del paciente.
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39.- ¿Cuándo se utiliza el desfibrilador en la modalidad de cardioversión?
En ciertos tipos de arritmia, como las fibrilaciones atriales, los ventrículos del
paciente mantienen su capacidad de bombear sangre, lo cual se refleja en la
existencia de la onda R en la forma de onda ECG. Estas arritmias también se
corrigen mediante una descarga eléctrica en el corazón, pero es necesario evitar que
la descarga se realice en el período de la onda T de operación de los ventrículos en
cuyo caso la descarga que intenta corregir el problema producirá una arritmia más
seria como la fibrilación ventricular.
40.- ¿Qué es un cardioversor?
Es un circuito que produce la descarga del desfibrilador apoximadamente 30 μseg
después del pico de la onda R.
41.- Realice un diagrama esquemático del circuito de descarga de un
desfibrilador en la modalidad de cardioversión y explique como opera.
Cuando el interruptor S2 esta en la posición de cardioversión, el relevador no
se energiza hasta que se cierra S1 y se encienda el SCR1. El SCR se enciende
mediante un circuito activado por la onda R del ECG. Un preamplificador ECG
captura la señal del paciente.
42.- ¿Qué establecen los estándares de evaluación del comportamiento de un
desfibrilador?
Los estándares establecen que para la evaluación del comportamiento del
defibrilador se requiere que se revise tanto la energía entregada como su forma de
onda.
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TEMA 14 OTRAS MEDICIONES Y DISPOSITIVOS CARDIOVASCULARES rev 2
43.- ¿Qué es un bloqueo cardiaco?
Una interrupción en el sistema de electroconducción del corazón donde su
capacidad de bombear sangre se interrumpe o se ve seriamente disminuida.
44.- ¿Qué es y cuando se utiliza un marcapaso?
Es un generador eléctrico que introduce un pulso al corazón en el momento
adecuado y se utiliza cuando existen problemas de bloqueo en el sistema de
electroconducción del corazón.
45.- ¿En que orden está el nivel de energía aplicada por un marcapaso al
corazón?
La mayoría de los marcapasos entregan aproximadamente 100 μJ manteniéndose
en un rango seguro de estimulación sin producir una condición de fibrilación.
46.- ¿Cuales son las dos disposiciones de los conductores de excitación en
los marcapasos y que diferencia hay entre ellos?
Existen dos disposiciones de los conductores de excitación en los
marcapasos: endocardial y miocardial. En la disposición endocardial el conductor de
excitación es insertado a través de la apertura de una vena y guiado por el sistema
venoso y el atrio derecho hasta el ventrículo derecho del corazón. En el caso
miocardial el conductor es conectado directamente en el músculo cardiaco.
47.- ¿Cuál es la fuente de poder de un marcapaso implantable y
aproximadamente cual es su duración?
La fuente de poder para un marcapaso implantable es una celda de litio-yodo
o de mercurio. Estas baterías son capaces de operar hasta 4 o 5 años, pero lo más
común es que se les de servicio en períodos de entre 1.5 y 3 años.
48.- ¿Cómo opera un marcapaso asíncrono?
Los marcapasos asíncronos producen pulsos a una frecuencia constante en
el rango de 60 a 80 pulsos por minuto; la frecuencia estándar es de 70 pulsos por
minuto, pero por pedido especial se puede obtener uno con la frecuencia requerida
en el rango de 60 a 80 pulsos por minuto.
49.- ¿Cómo opera un marcapaso sincronizado AV?
El marcapaso sincronizado AV responde a la onda P del ECG (onda
producida por la contracción atrial); este marcapaso tiene un circuito que simula el
retardo P Q del tiempo de propagación en el sistema de electroconducción del
corazón. Una vez que el circuito detecta la onda P y ha pasado el retardo P Q de
120 milisegundos, el marcapaso produce un pulso que estimula la contracción de los
ventrículos. El marcapaso sincronizado AV tiene la ventaja de seguir las demandas
cambiantes de frecuencia cardiaca.
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50.- ¿Para que sirve una máquina corazón – pulmón?
Durante una cirugía a corazón abierto, el corazón es incapaz de mantener la
circulación de la sangre en el cuerpo y en los vasos sanguíneos de si mismo. Así,
durante este tipo de procedimiento quirúrgico se mantiene la circulación sanguínea
en los tejidos del cuerpo mediante una bomba extracorpórea conocida como
máquina corazón – pulmón.
51.- Realice un diagrama y explique en que forma opera una bomba peristáltica.
La acción de bombeo en una bomba peristáltica se debe a la acción de
compresión de rodillos, soportados en el brazo de la bomba, sobre la cánula,
forzando a la sangre a fluir hacia delante del punto de compresión. Esta acción
peristáltica produce un flujo de sangre en forma de pulsos en la tubería.
52.- ¿Cuántas bombas tiene una máquina corazón-pulmón y que función
realizan?
La máquina corazón – pulmón utiliza 5 bombas; una para enviar sangre al
cuerpo, dos para el regreso de sangre y dos para el envío de sangre a las arterias
coronarias.
53.- En una máquina corazón-pulmón ¿Qué función realiza la unidad
oxigenador – intercambiador de calor?
El intercambiador de calor consiste de una bobina de manguera de agua que
esta aislada pero térmicamente acoplada a la sangre.
Un controlador de
temperatura permite mantener la sangre a la temperatura adecuada y compensar por
sus pérdidas de calor por radiación al pasar por las cánulas. El oxigenador realiza
las funciones de los pulmones, oxigenando la sangre, ya que en una operación a
corazón abierto los pulmones no pueden realizar su función.
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