presion y volumen

TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2

TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA

13-1 OBJETIVOS. 13-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN. 13-3 PRESIONES FISIOLÓGICAS. 13-4 ¿QUÉ ES PRESIÓN? 13-5 MEDICIONES DE PRESIÓN. 13-6 MEDICIONES DE PRESIÓN SANGUÍNEA. 13-7 MEDICIONES NO INVASIVAS DE PRESIÓN.

Medición oscilométrica de presión sanguínea. Medición ultrasónica de presión.

13-8 MÉTODOS DIRECTOS. Manometría electrónica. Sistema de infusión de flujo constante.

13-9 TRANSDUCTORES DE PRESIÓN. 13-10 AMPLIFICADORES DE PRESIÓN. 13-11 MÉTODOS TÍPICOS DE CALIBRACIÓN. 13-12 AMPLIFICADORES EN TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.

Amplificadores de presión de CD. Amplificador de CD aislado. Amplificador de excitación pulsada. Amplificadores con modulación por portadora de CA.

13-13 CIRCUITOS DETECTORES DE PRESIÓN SISTÓLICA, DIASTÓLICA Y MEDIA. 13-14 CIRCUITOS DE DERIVACIÓN DE PRESIÓN (dP/dT). 13-15 CIRCUITOS DE CERO AUTOMÁTICO. 13-16 PROBLEMAS PRÁCTICOS EN MONITOREO DE PRESIÓN.

Presión hidrostática. Distorsión en el sistema de mangueras de extensión.

13-17 FUNCIÓN ESCALÓN – PRUEBA DE RESPUESTA A LA FRECUENCIA. 13-18 CUIDADOS DEL TRANSDUCTOR.

Calibración del transductor y procedimiento de balance. 13-19 CUESTIONARIO.

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TEMA 13

MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA

13-1 OBJETIVOS.

1. Entender el concepto de presión, sus diferentes formas de medición y sus unidades más utilizadas.

2. Conocer la forma indirecta de medición de presión arterial basada en los sonidos de Korotkoff.

3. Reconocer los 4 tipos de amplificadores de presión en aplicaciones clínicas.

4. Entender la forma en que operan los circuitos detectores de presión sistólica, diastólica y media.

5.- Detectar los problemas más comunes en monitoreo de presión fisiológica.

6. Conocer los cuidados que se deben prestar al transductor y sus métodos de limpieza o esterilización.

13-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.

Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo. Busque las respuestas a medida que lea el texto.

1. ¿Cuándo una presión es hidrostática y cuando es hidrodinámica?

2. ¿La medición de presión arterial es absoluta o manométrica?

3. ¿Cuál es el ancho de banda recomendado en un sistema de medición o monitoreo de presión arterial?

4. Describa el método indirecto de medición de presión arterial utilizando un esfigmomanómetro.

5.- Mencione los componentes de un transductor de presión arterial.

6. Que efecto en la señal produce una burbuja de aire en el domo de un transductor de presión y ¿por qué?

7. Después de utilizado el transductor de presión, ¿Qué método de esterilización o limpieza se debe usar?

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13-3 PRESIONES FISIOLÓGICAS.

La medición de presión en fluidos fisiológicos es tanto del interés de médicos investigadores como de médicos clínicos. Una definición rigurosa de fluido incluiría tanto líquidos como gases, pero en este tema el término fluido se centrará en el caso de líquidos. La diferencia entre líquidos y gases es que los líquidos no son comprimibles en tanto que los gases si lo son, esto afecta la técnica de medición. La medición de presión en gases se presentará en un tema posterior relacionado con instrumentación pulmonar.

La medición más común es la presión sanguínea arterial, la cual es monitoreada prácticamente siempre por instrumentación electrónica en unidades de cuidados intensivos (ICUs), unidades de cuidados coronarios (CCUs) y áreas de medicina crítica. Frecuentemente también es de interés la presión central venosa (CVP), la presión sanguínea intracardiaca y casos especiales como la presión en la arteria pulmonar, las presiones de los fluidos espinales y las presiones intraventriculares del cerebro.

13-4 ¿QUÉ ES PRESIÓN?

Si se pregunta la definición de presión, a menudo se dan algunas definiciones vagas, ambiguas, lo que indica que realmente no se tiene una clara comprensión de este concepto. Algunos indicarán que la presión es una fuerza, lo cual es cercano pero no es correcto. La definición correcta de presión es fuerza por unidad de área. Así:

FP = A

(13-1)

Donde:

P es la presión en Newtons por metro cuadrado (N/m2), o Pascales (Pa),

1 N/m2=1Pa.

F es la fuerza en Newtons (N).

A es la área en metros cuadrados (m2).

Note que la presión puede ser aumentada ya sea incrementando la fuerza aplicada o disminuyendo el área sobre la cual opera la fuerza. Otras unidades de presión son dinas por centímetro cuadrados (dinas/cm2) en el sistema métrico cgs (centímetro-gramo-segundo) y libras por pulgada cuadrada (psi) en el sistema ingles.

Cuando la fuerza, en un sistema bajo presión, es constante o estática (invariable) se dice que la presión es hidrostática. Si, por otra parte, la fuerza esta variando, se dice que la presión es hidrodinámica. La mayoría de las presiones fisiológicas humanas son hidrodinámicas, entre las cuales la más común y conocida es la del flujo pulsátil de la sangre en las arterias.

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La presión en un sistema cerrado obedece una ley física conocida como principio de Pascal (en reconocimiento a Blaise Pascal, científico francés, 1623-1662), la cual establece que la presión aplicada a un fluido encerrado se transmite sin disminución a cada porción del fluido y a las paredes del contenedor que lo contiene.

Si se aplica presión al émbolo de una jeringa que tiene su salida cerrada, como en la figura 13-1, la misma presión se reflejará en todo su interior. Un cambio en la presión en el émbolo se reflejará como un cambio idéntico en cada punto en el interior de la jeringa.

Figura 13-1 Vista seccional de una jeringa. Una presión aplicada al émbolo se transmitirá a través del fluido a todo el interior de la jeringa.

El principio de Pascal es verdadero en sistemas hidrostáticos y también en sistemas casi estáticos, donde ante un pequeño cambio de presión la turbulencia se amortigua antes de la siguiente medición.

El principio de Pascal es bastante aproximado en sistemas hidrodinámicos en los cuales el flujo no es turbulento y el diámetro del vaso es pequeño (a excepción de las cercanías de las paredes del baso). El estudio de la presión en vasos grandes o flujo turbulento requiere la aplicación de física y mecánica avanzada, fuera del alcance de este tema.

En este tema asumiremos que el principio de Pascal en las mediciones estáticas o casi estáticas es válido, pero que mostrará resultados aproximados cuando se aplica a áreas turbulentas del sistema circulatorio humano.

En el sistema circulatorio humano la presión es producida por la fuerza de contracción del corazón, la cual se transmite a través del fluido (sangre) a las paredes de los vasos sanguíneos. El sistema circulatorio regula la presión sanguínea mediante la dilatación o contracción de los vasos, lo cual produce un cambio en el área seccional del vaso; como resultado, la presión nunca es constante y su medición siempre arroja un valor promedio.

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13-5 MEDICIONES DE PRESIÓN. El aire, que forma la atmósfera, ejerce una presión en la superficie de la tierra.

Esta presión se expresa generalmente, a nivel del mar, como 1 atmósfera (atm), 760 mm de Hg, aproximadamente 14.7 psi, 1.013 x 106 dinas/ cm2, o 1.013 x 105 Pa ó 1.01325 bar (1 bar = 105 Pa).

Si una presión se mide con respecto al vacío (0 atm), entonces es llamada presión absoluta, y si es medida con respecto a 1 atm es llamada presión manométrica (gauge pressure). Dos presiones manométricas pueden expresarse en una solo cifra llamada presión relativa o presión diferencial, la cual sería la diferencia entre las dos presiones. Las mediciones de presión en el sistema circulatorio humano se miden en relación a la presión atmosférica, por lo que son mediciones de presión manométrica. En el sistema respiratorio, algunas presiones serán manométricas en tanto que otras serán diferenciales.

La figura 13-2a muestra un manómetro de Torricelli (en honor al científico italiano Evangelista Torricelli, 1608-1647) utilizado para medir la presión atmosférica. En él, un tubo de vidrio de diámetro pequeño al cual se le ha extraído el aire y llenado con mercurio, es puesto vertical sobre un recipiente que también contiene mercurio (Hg). La presión de la atmósfera sobre el mercurio en el recipiente hace que se forme una columna de mercurio en el tubo. La columna de mercurio tendrá una altura en donde su peso (debido a la fuerza gravitacional) entra en balance con la fuerza de la presión atmosférica.

Figura 13-2a Manómetro de Torricelli utilizado en la medición de la presión

atmosférica.

Torricelli encontró que la altura de la columna de mercurio, soportada por la presión atmosférica, es aproximadamente 0.76 m o 760 mm. Debido a esto frecuentemente la presión atmosférica se da en milímetros de mercurio, donde 1 atm es igual a 760 mm de Hg.

La unidad correcta de presión, establecida por científicos y adoptada como estándar (NBS-National Bureau of Standards) es el torr (en honor a Torricelli), en donde 1 torr es igual a 1 mm de Hg, aún cuando en la práctica médica se siguen utilizando los mm de Hg.

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Las presiones manométricas se presentan generalmente en milímetros de mercurio arriba o debajo de la presión atmosférica. Un manómetro, como su nombre lo indica, es un instrumento que mide presión manométrica (gauge), aún cuando muy frecuentemente las presiones manométricas menores a 1 atmósfera se indican como presión de vacío (ó simplemente vacío) y las mayores a 1 atmósfera como presión manométrica (ó simplemente presión), aún cuando ambos casos son medidos con manómetros. Algunos manómetros, incluyendo la mayoría de los instrumentos electrónicos que se presentarán en este tema, miden tanto presiones positivas (mayores a 1 atmósfera) como presiones negativas (vacío).

La referencia cero en medición de presión manométrica es por lo tanto 1 atmósfera. Sin embargo, la presión atmosférica varía de lugar a lugar y en el mismo lugar en lapsos de horas, por lo que el cero de la escala de medición puede ser establecido simplemente exponiendo el manómetro a la atmósfera. La figura 13-2b muestra un manómetro de mercurio similar a los utilizados para las mediciones de presión sanguínea. En este caso el recipiente con mercurio es cerrado y conectado, por una parte a un tubo con salida a la atmósfera a través de una válvula manual y por otro a un bomba formada por un esfera de hule que al presionar repetidamente puede utilizarse para incrementar la presión. La válvula manual permite exponer o cerrar al recipiente de la atmósfera

Figura 13-2b Medición de presión manométrica.

Si la válvula esta abierta a la atmósfera, entonces la presión en el recipiente de mercurio es igual a la presión de la columna (1 atm), por lo que la columna de mercurio tendrá la misma altura que el mercurio en el recipiente; a este punto se le designa como 0 mm de Hg. Si la válvula manual se cierra y se incrementa la presión en el recipiente de mercurio presionando la esfera de hule, la columna de mercurio subirá una cantidad proporcional al incremento de presión.

Se utiliza la presión manométrica porque es más fácil referenciar a cero y puede recalibrarse en cada medición y porque la medición de presión absoluta no trae una ventaja especial en contenido de información. Así, utilizar la presión manométrica trae ventajas en las mediciones de presiones fisiológicas ante las variaciones naturales de la presión atmosférica (localización y estado del tiempo).

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13-6 MEDICIONES DE PRESIÓN SANGUÍNEA.

El primer intento registrado para medir la presión sanguínea arterial fue realizado en 1773 por el científico ingles Stephen Hales que insertó un tubo abierto directamente en la arteria de un caballo no anestesiado (presumiblemente bien amarrado). El tubo era suficientemente largo para que el peso de la columna de sangre alcanzara una altura que balaceara la presión arterial del caballo.

De acuerdo con las observaciones de Hales la sangre alcanzó una altura de 4 pies en la primer pulsación y después de 40 o 50 pulsaciones alcanzó una altura final de alrededor de 8 pies. Después de que la sangre se estabilizó en el manómetro de tubo, subía y bajaba de 2 a 3 pulgadas en cada pulsación debido a las presiones sistólica y diastólica.

La técnica de Hales es un ejemplo de medición directa de presión sanguínea. Las mediciones clínicas rutinarias de presión sanguínea en seres humanos requirió el desarrollo de técnicas indirectas que evitaran el doloroso y potencialmente peligroso procedimiento quirúrgico del procedimiento de Hales.

Figura 13-3 Esfigmomanómetro de columna de mercurio.

En la actualidad se utilizan tanto métodos directos como indirectos en la medición de presión sanguínea en humanos. El método indirecto más popular, reconocido fácilmente por todos aquellos cuya presión arterial ha sido medida por alguna enfermera o médico, involucra el uso del esfigmomanómetro. Los métodos de medición directa generalmente involucra el uso de amplificadores electrónicos que procesan la señal de un transductor de presión que ha sido insertado en la arteria del paciente a través de un catéter lleno de solución salina.

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El método de Hales, de hace 200 años, todavía se utiliza en hospitales modernos para medir la presión del fluido espinal y la presión de la presión central venosa (CVP). Casi cualquier hospital tiene un kit espinal o CVP que contiene un manómetro de agua no muy diferente al de Hales del siglo XVIII.

El método indirecto de rutina utilizado por los médicos requiere de un dispositivo llamado esfigmomanómetro (figura 13-3), el cual consiste de una banda o abrazadera inflable de hule llamada de corte o estrangulamiento, una esfera o bulbo comprimible de hule que se comporta como una bomba, una válvula y un manómetro. Los esfigmomanómetros de calidad profesional están basados en una estructura similar a un tipo Bourdon, en tanto los de calidad comercial, para uso del público, utiliza medidores de presión de resorte (los cuales dan buenas lecturas pero presentan errores significativos con el uso debido a deformación del resorte.

El procedimiento de medición de presión arterial con el esfigmomanómetro es

el siguiente:

1.- Se envuelve la banda o brazalete inflable alrededor de la parte superior del brazo, en un punto intermedio entre el codo y el hombro. Se coloca el estetoscopio sobre una arteria en la sección inferior del brazalete. Se prefiere esta localización (figura 13-4) debido a que la arteria braquial pasa cercana a la superficie en el espacio antecubital (parte interna del codo), por lo que sus sonidos son muy claros.

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Figura 13-4 Localización de la banda

para la medición de presión sanguínea arterial.

2.- Se infla la banda de tal forma que su presión sea mayor a una estimación de la presión sistólica. Esta presión comprime la arteria causando su oclusión, estrangulándola y evitando el flujo de sangre a través del baso.

3.- A continuación se empieza a liberar presión de la banda, como se muestra en la figura 13-5a (se recomienda con una razón de –3 mm de Hg/seg) mientras se observa la columna de mercurio (o medidor de presión). Cuando la presión sistólica excede la presión de la banda se empezarán a oír algunos sonidos causados por el paso restringido de la sangre a través de la oclusión. Estos sonidos son llamados sonidos de Korotkoff (figura 13-5b) los cuales se siguen escuchando a medida que la presión en la banda se reduce, pero disminuyen en su intensidad a medida que el flujo de sangre a través de la oclusión se vuelve más uniforme. Los sonidos de Korotkoff desaparecen cuando la presión en la banda es menor que la presión diastólica del paciente.

4.- Finalmente se anotan los valores de presión en donde los sonidos de Korotkoff empiezan (presión sistólica) y cuando desaparecen (presión diastólica); lo cual generalmente se registra como una razón de presión sistólica a presión diastólica como 120/80 mm de Hg.

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Figura 13-5 Medición de presión sanguínea arterial

mediante los sonidos de Korotkoff

El primer uso del esfigmomanómetro para la medición de presión sanguínea fue reportado por Korotkoff en 1905, pero esta técnica no fue verificada, mediante correlación de mediciones directas e indirectas en animales, hasta 1912. No fue hasta 1931 que se estableció una correlación similar para seres humanos, esto es, que se tienen variaciones menores a 10 mm de Hg entre los métodos directos y los indirectos.

Recientemente se ha demostrado que la medición indirecta de presión diastólica presentará un error menor si se toma su lectura cuando los sonidos de Korotkoff desaparecen. La mayoría de los médicos prefieren utilizar el punto donde los sonidos se atenúan (desvanecen) porque su reconocimiento es más consistente.

La Asociación Americana del Corazón (American Herat Association) recomendó en 1967 que el desvanecimiento o atenuación de los sonidos sea utilizado como criterio de medición de presión diastólica, pero que se registren

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 ambas presiones (atenuación y cese de los sonidos de Korotkoff) si se presenta una diferencia significativa entre ellos. Esta medición se registra como una presión diastólica doble (por ejemplo 120/80/77 mm de Hg).

El uso de los sonidos de Korotkoff como una indicación indirecta de presión sanguínea es llamada auscultación (uso del oído) y es por mucho el método indirecto más comúnmente utilizado. Es suficientemente exacto para su uso clínico ordinario y suficientemente simple para que aún personal no profesional, rápidamente entrenado, realice mediciones de presión sanguínea. Algunas limitaciones de este método de auscultación son la agudeza auditiva del que realiza la medición, así como de su capacidad de leer un medidor de presión que esta cambiando cuando esta escuchando los sonidos de Korotkoff. En pacientes hipotensos (baja presión sanguínea), el evento que define la presión diastólica pudiera presentarse confuso o aún no existente.

Ciertos equipos electrónicos modernos, orientados a la medición indirecta de presión sanguínea en pacientes hipotensos, reemplazan el estetoscopio por un transductor electrónico. Otros utilizan transductores ultrasónicos (los cuales se cubrirán en un tema posterior); en otros casos aplican dispositivos que usan infrasonido (frecuencias menores a 50 Hz) que no son mas que micrófonos para bajas frecuencias, la señal de salida del micrófono es amplificada y filtrada y utilizada para encender una alarma audible o una lámpara cuando se reconocen las presiones sistólica y diastólica. Estos instrumentos son utilizados en salas de emergencia, unidades de cuidados intensivos (ICU) y unidades de cuidados coronarios (CCU) donde los altos niveles de ruido en el ambiente a menudo dificultan escuchar los sonidos de Korotkoff en pacientes no hipotensos.

Hay otros 2 métodos indirectos de medición de presión sanguínea: palpación y el método de infusión o flush. Ambos utilizan el estrangulamiento o corte del flujo sanguíneo pero difieren en el método para detectar los puntos de presión. En el método de palpación se utiliza el sentido del tacto para detectar pulso en el paciente en la arteria radial (muñeca). En este método la presión de la banda se va incrementando hasta que el pulso de la arteria radial desaparece. Posteriormente, se libera presión paulatinamente hasta que nuevamente se detecta pulso. La presión a la que ocurre esto es la presión sistólica. Este método solo permite detectar presión sistólica, pues no se presenta un cambio detectable durante presión diastólica. Adicionalmente, los cambios al tacto en presiones menores a 75 ú 80 mm de Hg de presión sistólica tienden a desaparecer, por lo que esta técnica no es útil en pacientes hipotensos.

La técnica de infusión o flush requiere 2 bandas de corte o estrangulamiento, las cuales también son colocadas en el brazo e infladas, hasta que tanto la sección intermedia como inferior del brazo palidecen. Entonces se libera lentamente la presión en la banda superior, la presión en la cual la sección intermedia de las bandas se enrojece repentinamente es anotada como presión arterial promedio (MAP).

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13-7 MEDICIONES NO INVASIVAS DE PRESIÓN: OSCILOMÉTRICAS Y ULTRASÓNICAS.

El método de medición auscultatorio ya mencionado es el procedimiento más ampliamente utilizado en determinación de presión sanguínea. Padece, sin embargo, de por lo menos 2 problemas. (1) Toma cierto tiempo y mucha atención, por lo que la persona que está realizando estas mediciones no tendrá disponibilidad de hacer algo más. Y (2) los sonidos de Korotkoff están en un rango de frecuencia en donde generalmente el oído no es muy sensible (menor a 200 Hz).

Si se requiriera un monitoreo a largo plazo (por ejemplo en una unidad de cuidados intensivos, ICU) o en un ambiente donde el nivel de ruido es alto, entonces se tendrá que utilizar el método oscilométrico o el ultrasónico en la medición de la presión sanguínea.

Medición oscilométrica de presión sanguínea.

El método oscilométrico de medición de la presión sanguínea es similar a la esfigmomanometría, pero en este caso se miden las pequeñas fluctuaciones (oscilaciones) en la presión de la banda o brazalete inflable (figura 13-6). Cuando la sangre empieza a pasar a través de la oclusión producida por la banda, lo cual se presenta cuando la presión en la banda cae por debajo de la presión sistólica, las paredes de la arteria empiezan a vibrar levemente. Estas vibraciones se deben a que el flujo de sangre en ese punto es turbulento, en lugar de laminar.

Figura 13-6 Método oscilométrico de medición de presión sanguínea.

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La fluctuación en las paredes del vaso sanguíneo altera ligeramente la presión sanguínea, produciendo una elevación en la presión de la banda (figura 13-6). El inicio de las oscilaciones en la presión presenta una buena correlación con la presión sistólica, en tanto que la amplitud de pico de las oscilaciones corresponde con el MAP (Mean Arterial Pressure), que es el promedio en el tiempo de la presión sanguínea. El evento de presión diastólica está menos definido que en el caso del evento de presión sistólica, pero corresponde al punto donde la razón de decaimiento en amplitud de las oscilaciones repentinamente cambia su pendiente.

Los monitores de presión sanguínea oscilométricos se utilizan ampliamente en monitoreo, pero no es deseable su aplicación en procedimientos invasivos donde se requiere una medición de presión directa (ver métodos directos, sección 13-8). Típicamente un monitor de presión sanguínea oscilométrico es un instrumento controlado por un microprocesador que esta programado para periódicamente inflar y lentamente desinflar la banda. Un sensor de presión, especialmente sensible a las variaciones de presión, envía señal al microprocesador donde se detecta las presiones sistólica, diastólica y media.

Medición ultrasónica de presión.

Las ondas ultrasónicas son ondas acústicas (como las ondas sonoras comunes: 30 Hz a 20 KHz), pero en un rango superior a la audición humana (más de 20 KHz). Como toda onda acústica, las ondas ultrasónicas presentan, bajo ciertas condiciones, corrimiento Doppler, esto es, una alteración en la frecuencia (ΔF) cuando es reflejada por un objeto en movimiento. Si se coloca un sensor piezoeléctrico de ultrasonido sobre una arteria, por debajo de la banda de constricción, el sensor puede realizar una detección Doppler del flujo de sangre.

Su principio de operación es semejante al del radar, un cristal transmisor envía un haz de ondas senoidales al interior de los tejidos, este haz, al encontrar la pared del vaso, refleja parte de su energía. Esta energía reflejada es capturada por un cristal receptor localizado cerca del cristal transmisor. El corrimiento Doppler es ΔF, F + ΔF describirá el contenido en frecuencia de la onda reflejada. La presencia de la componente ΔF indicará el flujo turbulento (presión sistólica) correspondiente a los sonidos de Korotkoff y disminuirá su valor cuando se tenga casi puro flujo laminar (presión diastólica).

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13-8 MÉTODOS DIRECTOS.

Manómetros de H2O

El método de Hales todavía se utiliza en la medición de presión de fluido espinal y CVP (presión central venosa). La mayoría de los hospitales tienen en almacén kits que contienen tubos de plástico calibrados en centímetros de agua (cm. H2O). Se utiliza agua por 2 razones:

1.- Como se introduce un tubo delgado directamente al cuerpo del paciente, y el mercurio es venenoso, debe evitarse su uso como indicador de presión. Como el agua es fisiológicamente compatible con el cuerpo, su uso es más seguro.

2.- La presión, ya sea de CVP o fluido espinal, es muy baja (solo pocos milímetros de mercurio). Si se utiliza una sustancia menos densa que el mercurio (como el agua), entonces la columna del peso que iguala la fuerza de la presión será mayor. Esto mejora mucho la resolución de la medición.

Manómetro de agua.

El agua tiene una gravedad específica de 1 (por definición) en tanto que el mercurio tiene una gravedad específica de aproximadamente 13.5; así la columna de agua producida por una cierta presión será 13.5 veces mayor que la columna de mercurio a la misma presión.

Los manómetros de presión central venosa y fluido espinal generalmente están calibrados en centímetros de agua (cm de H2O), pero se puede encontrar su equivalencia dividiendo el valor en centímetros de agua entre 13.5 para obtener la medición de presión en centímetros de mercurio.

Manometría electrónica.

Se puede conectar un transductor electrónico de presión al paciente a través de un tubo delgado llamado catéter. El catéter se introduce a un vaso del paciente a través de otro delgado tubo hueco llamado cánula; en esta forma se conduce el diafragma del transductor de presión al flujo de sangre del paciente. El catéter se llena con una solución salina.

El catéter debe ser colocado en una arteria periférica. Existen dos métodos para insertar el catéter: percutáneo y mediante corte de aproximación a la arteria. Los métodos percutaneos involucran perforar la piel sobre una arteria y entonces, mediante una aguja y un adaptador, se inserta el catéter a la arteria. Ya que el catéter esta en su lugar, se retira la aguja.

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El método mediante corte de aproximación a la arteria es un

procedimiento quirúrgico en el cual se corta el tejido que cubre la arteria dejándola expuesta, posteriormente se perfora la arteria y se introduce el catéter hasta dejarlo en su lugar.

Figura 13-7a Equipo para el monitoreo arterial.

La figura 13-7a muestra el equipo típico utilizado para medir presión sanguínea con un transductor electrónico. El transductor se monta sobre un soporte al lado de la cama del paciente. Se tienen dos puertos en el domo de presión del transductor, uno es una es una terminación con llave de paso o bloqueo (una vía) y el otro va a una distribuidor de 3 vías, una de las cuales va a una pequeña jeringa (que se utiliza para administrar medicamentos directamente a través del catéter, o para tomar muestras de sangre del paciente para su análisis de laboratorio) y la tercer vía se conecta al catéter introducido al paciente a través de un tubo de extensión, una válvula de paso y un adaptador.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 Sistema de infusión de flujo constante. Cuando se hace una medición directa durante un tiempo considerable (algunas horas, frecuentemente en ICUs) existe el riesgo de que se tape el catéter debido a sangre coagulada. En esos casos, los médicos pueden optar por el uso de sistema de infusión de flujo constante (CFIS) como el mostrado en la figura 13-7b.

Figura 13-7b Sistema de infusión de flujo constante.

El CFIS consiste en una válvula especial conectada a una bolsa con solución intravenosa (IV), generalmente 0.9 % salino con 1 o 2 unidades de heparina acuosa (que es un medicamento que previene la coagulación de la sangre) por centímetro

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 cúbico de fluido IV. Se ajusta para tener un flujo de aproximadamente 3 mL/hr, para lo cual se aplica una presión a la bolsa de solución IV de 300 mm de Hg (el flujo se ajusta mediante una válvula de restricción ajustable).

Un pulsador de aplicación rápida permite inyectar momentáneamente solución salina con heparina al sistema para llenar el domo del transductor y limpiar de bloqueos producidos por coágulos de sangre (adicionalmente permite aplicar un estímulo en forma de onda cuadrada al sistema para probar su respuesta a la frecuencia).

13-9 TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.

En las figuras 13-8 y 13-9 se muestran transductores de presión sanguínea típicos. Este tipo de transductores son dispositivos eléctricos que convierten la presión transmitida a través de un catéter lleno de líquido en una señal eléctrica (Principio de Pascal).

La figura 13-8 muestra los componentes básicos de un transductor de presión sanguínea. El transductor tiene un diafragma delgado y flexible instalado en uno de sus extremos, al diagrama se acopla un puente de galgas extensiométricas, las cuales se deforman una magnitud proporcional a la presión aplicada.

Sobre el diafragma se tiene un domo de plástico transparente cuya función es contener el fluido y proveer conexión al catéter. El conector eléctrico mostrado es un poco grande debido a que contiene parte del circuito puente, así como un medio de ajuste de sensitividad. En este caso se muestra un transductor Hewlett-Packard modelo 1280 y como es inductivo requiere una excitación de corriente alterna.

Figura 13-8 Componentes de un transductor de presión sanguínea.

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También es común encontrar en sistemas de medición y monitoreo el transductor de presión sanguínea Statham modelo P23Id mostrado en la figura 13-9.

Este modelo particular de la serie P23 esta aislado para prevenir su daño (y el posible daño al paciente) ante la descarga de un desfibrilador. Este modelo posee un puente de Wheatstone formada por galgas extensiométricas resistivas no cementadas, como las vistas en el tema 7.

Figura 13-9 Corte longitudinal de un transductor de presión sanguínea.

13-10 AMPLIFICADORES DE PRESIÓN.

Básicamente hay cuatro tipos de amplificadores de presión: de CD, de CD aislado, de excitación pulsada y con portadora de CA.

El amplificador de CD opera solo con galgas extensiométricas resistivas, en tanto que los que utilizan portadora de CA operan tanto con transductores resistivos como inductivos. Los amplificadores de excitación pulsada pueden trabajar con algunos transductores inductivos pero generalmente son utilizados con transductores resistivos.

Independientemente del tipo de diseño, hay ciertas características comunes a todos los amplificadores de presión. Los que traen instrumentos utilizados en laboratorios de caterización o institutos de investigación deben ser capaces de realizar mediciones en un amplio rango de valores de presión, así como ser muy exactos y estables. Estos amplificadores generalmente son más complejos que los de uso clínico, por lo que generalmente no se encuentran en unidades de monitoreo al lado de la cama del paciente.

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Los amplificadores de presión utilizados para monitoreo al lado de la cama del paciente son menos complejos, menos flexibles y algo menos exactos, pero permiten su uso por personal con menor entrenamiento y arrojan mediciones más exactas que la mayoría de los métodos indirectos de medición de presión sanguínea.

En las unidades de cuidados intensivos (ICU), de cuidados coronarios (CCU) y salas de operación (OR), el operador de estos equipos es generalmente un médico, una enfermera o un técnico en monitoreo que tienen numerosas actividades y tienen un tiempo limitado para calibrar el equipo de medición de presión; así, se sacrifica un poco de exactitud por una operación más simple. Como resultado, los amplificadores de presión de uso clínico presentan menos controles y procedimientos de calibración más simples.

En aplicaciones donde se requiere mayor exactitud, se utiliza un manómetro de mercurio para, cada vez que se utilice, se calibre el equipo de medición de presión. Los monitores de presión clínicos tienen una señal interna de calibración que es utilizada en la operación día a día y en una revisión, generalmente mensual, se revisa contra un manómetro.

13-11 MÉTODOS TÍPICOS DE CALIBRACIÓN.

Un monitor clínico de presión típicamente posee los siguientes controles: Cero o balance, sensitividad o ganancia y calibración (donde un botón produce una presión específica en mm de Hg).

El ajuste de cero se utiliza para ajustar la salida del amplificador a cero volts bajo condiciones de cero presión (1 atm). El control de sensitividad ajusta la ganancia del amplificador para producir un voltaje de salida correcto que represente una presión de calibración generada por un manómetro – bomba o por una señal de presión simulada por un transductor externo sustituto o un control interno de calibración.

Se obtiene la mejor calibración cuando se utiliza un manómetro con bomba comprimible de hule. En este caso se puede utilizar un esfigmomanómetro de mercurio, donde se desconecta la conexión a la banda inflable y mediante un conector hidráulico apropiado, se adapta al transductor. Es esencial que el transductor se desconecte del paciente cuando se realiza la calibración con un manómetro, debido a que se introducirá aire en el sistema y una burbuja de aire en el sistema circulatorio puede matar al paciente. Básicamente el procedimiento de calibración es el siguiente:

1.- Cuando el manómetro este conectado correctamente al transductor (figura 13-10), abra la llave de paso de una vía a la atmósfera y ajuste el control de balance o cero del amplificador para una medición de cero.

2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y aplique, mediante compresiones sucesivas de la bomba de hule, una presión estándar en el manómetro, digamos 100 mm de Hg.

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Figura 13-10 Uso de un manómetro para calibrar el transductor.

3.- Ajuste el control de ganancia o sensitividad para una indicación de 100 mm de Hg en el medidor. Es conveniente revisar la concordancia entre el medidor y el manómetro en varios puntos arriba y debajo de la presión de prueba. Si el diafragma del transductor fue llevado más allá de su límite de especificación generalmente se vuelve no lineal. Revise la concordancia en un 50 % y un 200 % de la presión de prueba o calibración (asegure que el 200 % no este fuera del rango de especificación del transductor).

Este mismo procedimiento se sigue cuando se provee una señal interna de calibración para simular una presión estándar. Sin embargo, son necesarios algunos ajustes para compensar por diferencias entre diferentes transductores. Aún cuando dos transductores en buen estado y del mismo modelo presentan diferentes sensitividades. Por ejemplo, un modelo de transductor de presión común presenta una sensitividad nominal de 5 μV/V/mm Hg, pero el certificado de calibración provisto por su fabricante en cada unidad muestra que la sensitividad real varía entre 3.7 y 6.5 μV/V/mm Hg.

En general se utilizan tres procedimientos de ajuste para estandarizar dependiendo del tipo de transductor: (1) Especificaciones muy estrechas del fabricante, (2) uso de ajuste de sensitividad interno del transductor y (3) uso de un factor de calibración único para cada transductor particular utilizado con un transductor de presión dado.

Algunos fabricantes de equipos de monitoreo de presión resuelven el problema solicitando al fabricante del transductor proveerlos con unidades que tengan especificaciones muy estrechas de sensitividad y error de corrimiento para cero estímulo. Esta estrategia trabaja bien en ciertas situaciones, pero no permite

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 ajuste de corrimiento o sensitividad necesarios por uso o envejecimiento del transductor y fuerza al usuario del equipo a comprar transductores a precio Premium al fabricante del equipo en lugar de directamente, a mucho menor precio, al fabricante del transductor.

Otros fabricantes, como Hewlett-Packard, utilizan un potenciómetro dentro del conector eléctrico del transductor para ajustar diferencias en sensitividad. La sensitividad del transductor siempre es mayor que la vista por el amplificador, el efecto del ajuste es que el amplificador siempre reciba la misma sensitividad independientemente de la que tenga el transductor particular en uso.

Algunas compañías utilizan un factor de calibración para cada transductor, como el mostrado en la figura 13-11. Así, cada transductor debe tener su propio factor de calibración (cal), el cual se graba en una etiqueta o directamente en el cuerpo del transductor. Cuando el transductor se usa otra vez, el operador introducirá el factor de calibración particular de ese transductor.

Figura 13-11 Circuito de factor de calibración.

Las siguientes calibraciones no requerirán la prueba del manómetro, pues el factor de calibración para cada transductor sigue siendo válido por varios meses, a menos que se haga mal uso de él. Por supuesto, cualesquier sospecha en la operación de un transductor deberá hacer que se revise más frecuentemente, e inmediatamente después de que se ha reportado un mal uso, tal como una operación transitoria fuera de su rango de especificación.

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Entre revisiones periódicas se puede utilizar el siguiente procedimiento:

1.- Abra la llave de paso de una vía a la atmósfera, coloque el interruptor S1 en la posición de 0 mm de Hg. Ajuste el balance para una indicación de salida de 0 V. (0 mm de Hg en el medidor).

2.- Ajuste el selector a la posición más conveniente para el rango a ser calibrado. En general, lo mejor es ajuste que ponga el medidor a la mitad o arriba de la mitad de plena escala.

3.- Ajuste el factor de calibración al valor registrado previamente (utilice un manómetro si la fecha de la última calibración tiene más de 6 meses).

4.- Ajuste el control de ganancia hasta que el indicador mida la presión estándar dada en la calibración original.

En general es preferible establecer una sola presión estándar para todas las calibraciones. Esto evita el problema que pudiera ocurrir si una persona utiliza un estándar al realizar la calibración inicial y subsecuentes personas seleccionan otro estándar para realizar el mismo trabajo. Para monitores de presión arterial, un buen rango sería 100 o 200 mm de Hg.

13-12 AMPLIFICADORES EN TRANSDUCTORES DE PRESIÓN.

Los cuatro tipos básicos de amplificadores de presión (de CD, de CD aislado, de excitación pulsada y con portadora de CA) son implementados con transistores, amplificadores operacionales o con circuitos integrados lineales especiales (LICs) y su diferencia básica es el tipo de excitación aplicada al transductor.

Amplificadores de presión de CD.

La figura 13-11 muestra el circuito simplificado de un amplificador de presión de CD que usa el método de factor de calibración. El amplificador de presión (A1) es un amplificador de CD, por lo que el transductor de presión es un puente de Wheatstone de galgas extensiométricas resistivas. El diodo D1 provee una excitación de 7.5 VCD al transductor, así como a los controles de balance y factor de calibración. Como el factor de calibración de un transductor a veces cambia, es necesario proveer un procedimiento para determinar el nuevo factor.

El amplificador de presión debe ser calibrado utilizando un manómetro de mercurio de buena exactitud, siguiendo el siguiente procedimiento:

1.- Coloque el selector S1 a la posición de operación, abra la llave de paso de una vía del transductor a la atmósfera y ajuste R3 para obtener una salida de 0 volts (lectura de 0 torr).

2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y con la bomba manual eleve la presión a una presión estándar (100 torr o alguna presión mayor de la mitad de la escala). Ajuste el control de ganancia R6 hasta tener la lectura correcta de

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 presión. Revise concordancia entre el manómetro y la indicación de presión en algunos valores intermedios del rango (por ejemplo 50, 100, 150 200, 250 y 300 torr). Esto es necesario para asegurar que el transductor es razonablemente lineal, recuerde que su linealidad puede perderse si se aplica una presión o vacío al diafragma fuera de su rango de especificación.

Figura 13-11 Circuito de factor de calibración.

3.- Mueva el selector S1 a la posición correspondiente a la presión estándar aplicada y ajuste el control de factor de calibración R4 hasta que el medidor indique esa presión estándar. El control del factor de calibración esta acoplado a un indicador numérico de vueltas, el número que queda después de esta calibración indica la posición de R4 que produce la misma presión estándar para este transductor en particular. Registre ese valor como referencia futura.

Por algún tiempo (generalmente 6 meses) el factor de calibración no requiere ser determinado nuevamente a menos que se presente algún mal uso del transductor. Este factor de calibración se introducirá cada vez que se utilice ese transductor particular siguiendo el siguiente procedimiento:

1.- Abra la llave de paso de una vía del transductor a la atmósfera, coloque el selector S1 en 0 torr (0 mm de Hg) y ajuste R3 para obtener una salida de 0 volts (indicación de 0 torr).

2.- Coloque el selector S1 en la posición más conveniente de acuerdo al rango de presión que será medida. En general, seleccione una escala que produzca una lectura mayor a la mitad del rango.

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3.- Ajuste el factor de calibración al encontrado previamente para este transductor particular. Ajuste el control de ganancia R6 hasta que el indicador muestre la presión estándar utilizada en la calibración original.

El circuito de la figura 13-11 es un ejemplo de un amplificador de presión de CD y la figura 13-12 muestra una versión mas detallada del amplificador real. Note que hay dos amplificadores operacionales; el amplificador A1 es el amplificador de entrada y debe ser un modelo Premium de bajo corrimiento. Como se provee tanto ajuste de cero como de ganancia este amplificador podrá operar con una amplia variedad de transductores.

Figura 13-12 Versión detallada del amplificador de CD.

El voltaje de excitación al transductor es definido, como una especificación máxima, por el fabricante del transductor, con un valor común de 10 volts. En general es mejor operar al transductor en un rango de voltaje menor para prevenir corrimiento debido a autocalentamiento. Los fabricantes de amplificadores de presión generalmente definen un voltaje de excitación entre 5 y 7.5 volts para un transductor con una especificación máxima de 10 volts.

Este circuito opera en la siguiente forma: El puente es alimentado por un voltaje fijado por el diodo zener que recibe alimentación, a través de 2 resistencias de 348 Ω de las fuentes de + / - 15 VCD. La salida del puente es enviada al amplificador A1, el cual es un amplificador Premium de muy bajo corrimiento.

En el amplificador A1 se tiene un selector de ganancia que se seleccionan en base al rango de presiones que se pudieran esperar (300, 120 y 30 mm de Hg). A

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 menor rango de presión seleccionado se tendrá una mayor ganancia. La salida del amplificador A1 es enviada al amplificador A2 donde se tiene un ajuste de cero mediante un potenciómetro de 20 KΩ conectado a las fuentes de + / - 15 VCD y un ajuste de ganancia o sensitividad en la red de retroalimentación mediante un potenciómetro de 100 kΩ.

La ganancia requerida en el amplificador puede calcularse a partir del voltaje de salida requerido para representar una cierta presión. Como frecuentemente se utilizan voltímetros digitales para indicar la salida, la práctica común es usar una escala de voltaje de salida que sea numéricamente igual que la presión de plena escala, por ejemplo, 1 a 10 mV/mm de Hg. Considere un rango máximo de presión de 400 mm de Hg, común en monitoreo de presión arterial, si se utiliza un factor de escalamiento de 1 mV/mm de Hg, 400 mm de Hg se representará por 400 mV, por lo que no se requerirá un escalamiento posterior en el indicador de salida.

Amplificador de CD aislado. Consideraciones de seguridad para pacientes establecidas en los últimos años han hecho que muchos fabricantes rediseñen sus monitores de presión para mejorar el aislamiento eléctrico entre la alimentación de CA al equipo y el paciente. Estos amplificadores han sido diseñados utilizando amplificadores de aislamiento de acuerdo a sus fundamentos y características ya mencionados en el tema 10.

Amplificador de excitación pulsada. La figura 13-13 muestra un diagrama de bloques de un amplificador de

excitación pulsada. Este amplificador recibe señal de un transductor de galgas extensiométricas en configuración de puente de Weathstone. La señal de excitación es un pulso de corta duración, con una duración promedio de 1 mseg y un período de 4 mseg. El amplificador A1 es un amplificador de presión de CD y el amplificador A2 es una etapa de suma con ganancia unitaria. El indicador de salida es un voltímetro digital que actualiza su display cuando la señal de strobe esta en alto.

Los interruptores S1 a S5 son interruptores electrónicos CMOS que cierran cuando la línea de control C es alta. Toda la operación del circuito es controlada por un reloj de 4 fases. Las fases Φ1 y Φ2 excitan al transductor y operan el circuito de cancelación de corrimiento por temperatura (drift cancellation circuit). La fase Φ3 actualiza el display del medidor y la fase Φ4 restablece el circuito para la siguiente medición.

Todos los amplificadores de CD tienden a producir un corrimiento debido a calentamiento, por lo que en el circuito los interruptores S2, S3 y el capacitor C1 se utilizan para cancelar ese corrimiento.

El transductor es excitado solo cuando Φ1 es “1” y Φ2 es “0”, lo que es un cuarto del tiempo total del ciclo, reduciendo los efectos de autocalentamiento del transductor a un mínimo. El amplificador A1 producirá un corrimiento debido a calentamiento (y otras causas de corrimiento) y a su alta ganancia.

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Figura 13-13 Sistema de excitación pulsada (a) Diagrama del circuito

(b) Diagrama de tiempos.

Funciona en la siguiente forma: Cuando Φ1 esta en “1” y Φ2 esta en “0” se aplica excitación al transductor. S1 y S2 están abiertos, por lo que A1 amplifica la señal del transductor y la envía a A2. S3 esta cerrado, aplicando el voltaje del capacitor C1 (corrimiento de voltaje) a A2 donde se resta de la señal que envía A1. S4 esta cerrado haciendo que se capacitor C2 se cargue al nivel de la salida de A2 (que es la señal del transductor amplificada, ya sin corrimiento).

Cuando Φ1 es “0” y Φ2 es “1” abriendo S3 y S4 y cerrando S1 y S2 con las siguientes consecuencias: La salida de A2 se desconecta del capacitor C2, el capacitor C2 mantiene su carga. Al cerrar S1 se cortocircuitan ambas entradas de A1 haciendo que la salida de A1 solo presente su corrimiento de voltaje, Al cerrar S2 el capacitor C1 se carga al nivel del corrimiento de voltaje de A1.

Posteriormente Φ3 cambia a “1” generando la señal de strobe del medidor digital que captura el voltaje presente en C2. Finalmente Φ4 cambia a “1” cerrando S5 y descargando el capacitor C2, dejándolo preparado para el siguiente ciclo de medición.

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Amplificadores con modulación por portadora de CA.

Los amplificadores de presión con portadora de CA requieren que la excitación al transductor sea de CA, por lo que operan tanto con galgas extensiométricas resistivas como inductivas. La frecuencia de la portadora está típicamente entre 400 y 5000 Hz, con una amplitud en el rango de 5 a 12 Vrms. Los equipos Hewlett-Packard, por ejemplo, se han estandarizado en una frecuencia de 2400 Hz con una amplitud de 5 Vrms.

Los monitores de presión contienen su propia fuente de señal portadora, en tanto que muchos sistemas centrales de monitoreo, así como instrumentación modular para salas de cateterismo utilizan una fuente de señal portadora común con potencia suficiente para alimentar varios amplificadores que operan bajo el principio de modulación con portadora.

La figura 13-14 muestra el diagrama de bloques de un amplificador con modulación por portadora típico. La señal portadora a aplicar al transductor es suministrada por un transformador en configuración push-pull, donde se tiene una diferencia de fase de 180°, permitiendo la operación del transductor referenciado a tierra.

El amplificador A1 es un amplificador de CA que es estabilizado mediante retroalimentación negativa. Esta estabilidad en el amplificador de CA lo que le confiere tanta flexibilidad y calidad al amplificador con modulación por portadora de CA.

Figura 13-14 Amplificador por modulación de portadora.

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Se provee una señal de calibración mediante el interruptor S1 y el divisor de voltaje formado por R1 y R2. Este circuito introduce una pequeña señal, que es equivalente a la salida del transductor a una presión estandarizada, al amplificador de CA. La calibración se realiza con el transductor abierto a la atmósfera y haciendo su salida igual a cero.

El control de balance es un potenciómetro conectado a otro par de líneas de la señal portadora, que están también 180° fuera de fase. La salida del potenciómetro se conecta a la entrada del amplificador, donde se suma con la señal del transductor. El control de balance cancela cualesquier corrimiento introduciendo una señal de igual magnitud, pero de fase opuesta, al amplificador; al sumarse algebraicamente con el corrimiento producirá una salida cero.

La misma señal portadora que es aplicada al control de balance es enviada también al demodulador sincrónico, el cual convierte la señal de salida del amplificador de CA en una señal de CD. Después del demodulador hay un filtro, el cual quita cualesquier residuo de la portadora en la señal. Finalmente, un amplificador de CD amplifica la señal y provee una última etapa de escalamiento.

En muchos amplificadores de presión, los diseñadores encuentran conveniente escalar el voltaje de salida de tal forma que represente numéricamente al valor de la presión. Hewlett-Packard, por ejemplo, utiliza una escala de 0 a 3.0 volts para representar 0 a 30 mm de Hg o 0 a 300 mm de Hg; en este caso el factor de escalamiento es 10 mV/mm de Hg. Esto permite el uso de un voltímetro digital en el rango de 0 a 3 VCD como indicador de presión (etiquetado en mm de Hg) y controlando únicamente la posición del punto decimal.

13-13 CIRCUITOS DETECTORES DE PRESIÓN SISTÓLICA, DIASTÓLICA Y MEDIA.

El amplificador de presión produce una señal analógica cuya amplitud de pico representa la presión sistólica, y su mínimo o valle, representa la presión diastólica. Se requiere añadir circuitos para reconocer estos puntos y producir un voltaje de corriente directa estable proporcional que pueda ser enviado a un indicador digital.

La figura 13-15a muestra un diagrama esquemático parcial del detector de presión y en la figura 13-15b se muestra su diagrama de tiempos. Los amplificadores A1 a A3 son amplificadores operacionales, los interruptores S1 a S4 son interruptores electrónicos CMOS.

El circuito opera con los pulsos producidos por el flip flop FF1, en donde la salida Q y Q negada son complementarias. Los interruptores S1 y S4 se cierran cuando Q es “1” y los interruptores S2 y S3 se cierran cuando Q negada es “1”.

La señal de salida del amplificador de presión se aplica simultáneamente a las entradas de A1 y A2, por lo que la señal aparece simultáneamente en las salidas de A1 y A2.

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Durante el período T1, cuando la salida Q del FF1 es “1”, los interruptores S1 y S4 están cerrados; con S4 cerrado, el capacitor C2 se descarga, de tal forma que no tiene efecto en la salida. Al estar cerrado S1 la señal de salida de A1 carga el capacitor C1 al voltaje de pico, lo cual representa la presión sistólica.

Figura 13-15 (a) Circuito detector de presión sistólica (b) Diagrama de tiempos

(c) Circuito de retardo en tiempo.

El voltaje en el capacitor C1 polariza directamente al diodo D3, el cual entra en conducción y aplica el voltaje a la entrada del amplificador A3. La salida del amplificador A3 va al indicador digital de presión sistólica.

La situación se invierte durante el tiempo T2, donde la salida Q negada de FF1 está en “1” y Q está en “0”. Esto activa los interruptores S2 y S3 y desactiva los

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 interruptores S1 y S4. Al cerrar S2 el capacitor C2 se carga rápidamente al nivel de la señal de entrada, lo que ocurre en menos de 1 segundo. Al cerrar el interruptor S3 el capacitor C1 se descarga lentamente a través de la resistencia R3. El capacitor C2 se cargará al valor de pico antes de que se presente una descarga apreciable en C1. En algunos modelos los interruptores de carga son controlados directamente por FF1, en tanto que los interruptores de descarga son operados por la misma señal solo que después de pasar por una red de retardo RC. Esta red asegura que el capacitor este completamente cargado antes que el otro inicie su descarga.

El voltaje de salida del circuito representa la forma de onda de los picos, que corresponden con la presión sistólica. El mismo circuito puede utilizarse para detectar la presión diastólica simplemente invirtiendo la señal de entrada (A4), de esta forma, la presión diastólica, que son los valles, ahora serán los picos.

La presión arterial media (MAP) se determina mediante el promedio en el tiempo (integración) de la forma de onda de presión, como se muestra en la figura 13-16. La mayoría de los monitores de presión utilizan un simple integrador RC con amplificadores de alta impedancia y amplificación en corriente (buffering) en lugar de amplificadores operacionales como integrador.

Figura 13-16 (a) Detector de presión arterial media (MAP)

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La lectura de la presión arterial media pudiera confundir al personal médico y de enfermería que conocieron la definición funcional del MAP como:

-s

dP - PP = P +

3d

(13-2)

Donde -P = presión funcional media o promedio en mm Hg dP = presión diastólica en mm Hg

sP = presión arterial sistólica en mm Hg

La ecuación 13-2 es sólo una aproximación de la integral que es utilizada para determinar la presión funcional media, la cual es correcta solo cuando la onda de la presión arterial del paciente tiene la forma correcta y presenta un error significativo si no es así. Algunos problemas (presentados en un apartado posterior en este tema) distorsionan la forma de onda de la presión, y en estos casos la lectura desplegada en el medidor será incorrecta. En otros casos la forma de onda de la presión en el paciente es atípica, dando como resultado una discrepancia entre el medidor y los valores funcionales; en este caso la lectura del medidor será la correcta.

Figura 13-16 (b) Significado matemático y gráfico del MAP.

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13-14 CIRCUITOS DE DERIVACIÓN DE PRESIÓN (dP/dT).

La mayoría de los amplificadores de presión diseñados para aplicaciones de investigación, así como los de instrumentación clínica, están equipados con una salida especial que produce una señal que representa la derivada (razón de cambio en el tiempo) de la forma de onda de presión, lo cual en notación de cálculo (y en el panel de conexión del equipo) se representa por dP/dT.

La figura 13-17a muestra un amplificador operacional típico utilizado como derivador donde los componentes R1 y C1 realizan la acción de derivación y C2 y R2 se utilizan para mejorar la estabilidad del circuito. La constante de tiempo del derivador debe ser muy pequeña con respecto al período de la señal de entrada. En el caso de formas de onda como la de la presión arterial, debe ser muy pequeña comparada con el tiempo de elevación de lapso de crecimiento de la onda. La constante de tiempo R-C del circuito de la figura 13-17a es 10 mseg, lo cual es apropiado para circuitos que determinan el dP/dT. Este mismo principio se utiliza en otros instrumentos fisiológicos con constantes de tiempo tan bajas como 25 mseg.

La figura 13-17b muestra el método estándar para calibrar un derivador. Se aplica a su entrada una señal diente de sierra o una rampa; la derivada de una señal representa su razón de cambio o pendiente, así que la derivada de una rampa (que tiene una razón de cambio constante) es un voltaje constante.

La derivada de una rampa puede encontrarse mediante el cálculo de su pendiente, lo cual se determina como su cambio en amplitud entre el tiempo transcurrido en el cambio. Las unidades para una salida dP/dT son mm de Hg/seg.

Figura 13-17 (a) Circuito derivador (b) Calibración con una rampa lineal.

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13-15 CIRCUITOS DE CERO AUTOMÁTICO.

Muchos modelos recientes de monitores de presión sanguínea incorporan un circuito que automáticamente ajusta el balance del amplificador para hacer su salida cero. El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera (la cual es la referencia de presión cero) y entonces presiona el botón “cero”. Cualesquier voltaje que exista a la salida del amplificador, cuando es botón es presionado, se asume que es un corrimiento o error de voltaje, así que es cancelado.

La figura 13-18 muestra el diagrama de bloques de un circuito de cero automático, donde sus tres partes principales son: Un amplificador sumador, un generador de rampa y una sección de lógica de control.

1 500

Figura 13-18a Circuito de cero automático, diagrama del circuito.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 El amplificador sumador recibe la salida del amplificador de presión, así como la salida de un generador de rampa; su salida será la suma algebraica de estas dos señales.

El generador de rampa produce un voltaje que inicia en cero y crece a un voltaje máximo en forma lineal. El circuito mostrado en la figura 13-18 utiliza un convertidor digital a analógico (DAC) para generar la rampa. Algunos instrumentos obsoletos, quizás algunos aún en operación, utilizan un capacitor con dieléctrico de vidrio (debido a su baja corriente de fuga) que es cargado por una fuente de corriente constante para realizar básicamente la misma tarea.

El DAC produce una salida de voltaje que es proporcional al valor de la palabra binaria aplicada a su entrada. La palabra binaria es generada por un contador binario que se incrementa mediante un reloj de 2.5 kHz. En este caso el contador inicia en 0000 00002 y se incrementa en uno cada vez que recibe un pulso de reloj hasta que llega a 1111 11112 (25510), o el contador es detenido por una compuerta externa.

La sección de lógica de control consiste de dos multivibradores monoestables (one-shots) una compuerta NAND de 3 entradas y un comparador de voltaje referenciado a tierra. En una compuerta NAND, en tanto se tenga un “0” en cualquiera de sus entradas, la salida será “1”. Si tanto las entradas 1 y 3 son “1”, los pulsos de reloj aplicados a su entrada 2 pasarán por la compuerta hacia la entrada del contador binario.

La salida del comparador de voltaje se mantendrá en “1” mientras el voltaje de salida E0 del amplificador sumador sea mayor que cero. La operación del circuito se describe a continuación:

1.- El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera y presiona el botón “cero”. Esta acción dispara el primer one shot (OS1), el cual produce un pulso de 1 mseg.

2.- El pulso de OS1 manda a cero (reset) la salida del contador binario y dispara el segundo one shot (OS2).

3.- La salida de OS2 va a “1”, haciendo que la entrada 3 del NAND también se vaya a “1”, esto por un período de 500 mseg.

4.- Si el voltaje E0 es mayor que cero, entonces la salida del comparador de voltaje que manda la entrada 1 de la compuerta NAND también estará en “1”, permitiendo que los pulsos de reloj pasen hacia el contador binario.

5.- El contador empieza a incrementarse inmediatamente y produce una elevación del voltaje de salida del DAC. Este voltaje se aplica a una de las entradas del amplificador sumador.

6.- La salida E0 ahora será la suma del corrimiento de voltaje y el voltaje de la rampa. Como el voltaje de la rampa tiene una polaridad

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opuesta al corrimiento de voltaje, empieza a cancelar la componente de corrimiento de voltaje de E0.

7.- Cuando E0 pasa por cero, la salida del comparador de voltaje cambia a “0”, inhibiendo el paso de pulsos de reloj a través de la compuerta NAND. El contador se detendrá y su salida digital será aquella que existió en el instante en que E0 pasó por cero.

8.- Como ya se realizó el cero automático, ahora debe cerrarse la llave de paso del transductor a la atmósfera. Con esto, el voltaje que aparezca a la salida del amplificador sumador representará solamente la señal de presión.

Figura 13-18b Circuito de cero automático, diagramas de eventos.

Los circuitos que utilizan capacitor operan sustancialmente de la misma forma, solo que presentan la desventaja de tener un corrimiento del cero debido a la caída del voltaje de carga del capacitor (descarga del capacitor debido a corrientes de fuga o a su conexión con las impedancias del circuito). El método que utiliza el DAC es preferido por la mayoría de los fabricantes debido a que puede retener el cero durante más tiempo y porque el costo de los DACs es actualmente menor que los grandes capacitores de vidrio que se utilizaron en circuitos de cero automático.

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13-16 PROBLEMAS PRÁCTICOS EN MONITOREO DE PRESIÓN.

En situaciones prácticas de monitoreo se pueden presentar algunos problemas que deberán ser resueltos ya sea por el personal que opera el equipo de monitoreo o por el ingeniero biomédico o clínico que los apoya en calibración y mantenimiento.

Presión hidrostática.

El liquido que tiene el sistema de mangueras de extensión del transductor tiene una masa, así su peso puede aplicar una fuerza en el diafragma del transductor que pudiera interpretarse como presión arterial del paciente. Esta fuerza generalmente produce un corrimiento de voltaje a la salida del transductor.

La figura 13-19a muestra un transductor con una presión hidrostática positiva causada por el fluido contenido por la manguera de extensión localizada en un nivel superior al transductor. En forma similar, la figura 13-19b muestra como resulta una presión negativa si la manguera de extensión esta por abajo, o predominantemente por debajo del nivel del transductor. La solución para resolver este problema de corrimiento se muestra en la figura 13-19c, donde la manguera de extensión tiene aproximadamente la misma longitud por arriba y por abajo del nivel del transductor.

El diafragma del transductor sirve como un punto de referencia para una de las terminales del sistema de mangueras de extensión, en tanto que la punta del catéter opera como la otra referencia.

Generalmente el transductor esta físicamente montado en un soporte especial al lado de la cama del paciente. El dispositivo de sujeción del transductor tiene la capacidad de ser movido hacia arriba o hacia abajo para ajustar diferentes situaciones de presión hidrostáticas. El diafragma deberá estar a un nivel o altura igual a la altura del piso a la punta del catéter, no del punto donde se insertó el catéter en el paciente. En todos los casos, la punta del catéter deberá estar algunos centímetros arriba del punto de inserción.

La figura 13-20 muestra el punto correcto para fijar el transductor cuando se utiliza catéter intracardiaco , la cual es la mitad de la altura del pecho cuando se ve de lado. La mayoría de los especialistas concuerdan que una buena aproximación es 10 centímetros arriba del nivel de la cama cuando el paciente esta recostado hacia arriba (posición supine). La referencia del punto medio del pecho visto de lado es menos utilizada debido a que frecuentemente arroja lecturas erróneas.

La presión hidrostática produce muchos errores aparentes en sistemas de medición de presión, pero pueden ser minimizados posicionando correctamente al transductor y sus sistemas se mangueras de extensión de interconexión.

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Figura 13-19 Presión hidrostática (a) Presión positiva (b) Presión negativa

(c) Balanceando presiones positiva y negativa.

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Figura 13-20 Localización adecuada del transductor.

Distorsión en el sistema de mangueras de extensión.

Es posible que problemas mecánicos del sistema de mangueras de extensión del transductor afecten adversamente la forma de onda y las lecturas de la indicación de presión. Las características del sistema pueden crear resonancias y amortiguamiento que distorsionan la forma de onda de la presión arterial. La forma de onda de la presión arterial no es senoidal, sino que contiene una frecuencia fundamental más una serie de armónicas. Si el sistema de mangueras de extensión fuera perfecto (lo cual nunca es así), la frecuencia fundamental y todas sus armónicas se transmitirían por el sistema sin presentar atenuación en amplitud ni cambio en fase.

Figura 13-21a Reproducción adecuada.

Forma de onda 1A – Señal simulada de la presión arterial. Forma de onda 1B - Buena reproducción.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 La figura 13-21a muestra un buen registro de la forma de onda de la presión arterial a la salida del transductor. Esta situación se presenta cuando el sistema de mangueras de extensión y el transductor tienen una respuesta a la frecuencia suficientemente alta que no se presenta atenuación significativa en las armónicas de la forma de onda de la presión arterial. Así, los valores de presión sistólica y diastólica, determinados por el circuito ya visto en el apartado 13-14, serán correctos.

La figura 13-21b muestra una forma de onda de la presión arterial ligeramente amortiguada. Esencialmente es una buena representación de la original, aún cuando se han perdido algunas componentes de alta frecuencia. Esta forma de onda es la que encontraremos frecuentemente en situaciones de monitoreo clínico de presión. La consideración más importante, sin embargo, es que los valores de presión sistólica y diastólica todavía son bastante exactos y esencialmente los mismos que se obtendrían de la forma de onda de la figura 13-21a.

Figura 13-21b Forma de onda ligeramente amortiguada.

Forma de onda 2A – Señal simulada de la presión arterial. Forma de onda 2B – Ligero amortiguamiento, posiblemente no se presente

error significativo en mediciones de presión.

La figura 13-21c muestra un ejemplo de oscilaciones causadas por resonancias en el sistema. Este problema invariablemente arrojará presiones sistólicas y diastólicas muy altas.

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Figura 13-21c Oscilaciones debidas a resonancia en el sistema.

Forma de onda 3A – Señal simulada de la presión arterial. Forma de onda 3B – Artefactos producidos por resonancia; valores de presión

muy altos.

La figura 13-21d muestra el problema opuesto, una forma de onda con amortiguamiento excesivo. Se presenta una fuerte atenuación de las componentes de alta frecuencia y la amplitud total de la forma de onda se ve reducida significativamente.

Figura 13-21d Forma de onda muy amortiguada.

Forma de onda 3A – Señal simulada de la presión arterial. Forma de onda 3B – Muy amortiguada, valores de presión sistólica muy bajos.

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Los detectores de pico detectarán una presión diastólica que muy posiblemente dentro de un rango razonable, pero la medición de presión sistólica seguramente será muy baja. En pacientes hipotensos se obtendrá una forma de onda similar sin que exista falla en el sistema (En estos casos, sin embargo, la medición de la presión del paciente por auscultación, revelará las bajas presiones).

El ejemplo presentado en la figura 13-21b muestra un ligero amortiguamiento en la forma de onda debida a una pequeña burbuja de aire en el domo del transductor. Los fluidos no son comprimibles, pero el aire (que es un gas) es muy comprimible. Como resultado, una burbuja de aire reducirá la respuesta del sistema a altas frecuencias, atenuando las componentes de alta frecuencia de la presión arterial. Por lo tanto, el sistema de mangueras de extensión debe ser ensamblado en tal forma que se reduzca la posibilidad de formación de burbujas de aire.

Los sistemas simples, con pocos conectores, son menos propensos a la formación de burbujas de aire. También es cierto que conectores hidráulicos metálicos son más propensos a estos problemas; los conectores metálicos tienden a fugar debido al uso y al efecto de gas óxido etileno, utilizado durante esterilización, en los sellos y lubricantes de los adaptadores y conectores. Los sellos deben ser reemplazados periódicamente y las paredes internas de los adaptadores deben ser lubricados utilizando productos como grasa para alto vacío Dow-Corning.

La forma de onda mostrada en la figura 13-21c es el resultado de extender la manguera de extensión del catéter, lo cual modifica la resonancia del sistema a un punto cercano a los componentes de frecuencia de la forma de onda de la presión arterial. En esta situación las armónicas de más alta frecuencia se transmiten al domo más rápidamente que las de baja frecuencia, lo cual remarca los contornos de alta frecuencia de la forma de onda.

La última forma de onda, mostrada en la figura 13-21d, resulta de la formación de una burbuja de aire grande en el sistema, la solución es purgar de burbujas apropiadamente. Esta forma de onda también puede resultar de la formación de productos de coagulación de la sangre en la línea del catéter.

Es importante ser cuidadoso de las propiedades y dimensiones de las mangueras de extensión utilizadas en el sistema de medición de presión. El catéter deberá tener suficiente diámetro, no menor al French No. 7 o al calibre 18, algo rígido y que fácilmente se adapte. Se prefieren mangueras de extensión de Teflón. Las mangueras de extensión deben tener al menos 100 cm. de longitud y el sistema debe quedar lo más simple posible (menor número de adaptadores).

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13-17 FUNCIÓN ESCALÓN – PRUEBA DE RESPUESTA A LA FRECUENCIA. La capacidad de un sistema de medición para responder a cambios de presión depende de sus características dinámicas, lo que se nombra como su respuesta a la frecuencia. Todas las formas de onda, diferentes a la senoidal pura, están compuestas de una serie de Fourier de armónicas de la frecuencia fundamental. Así, las armónicas presentes, así como su amplitud y fase, determinan el perfil real de la onda. La forma de onda se distorsionará si se atenúan las componentes armónicas mediante algún tipo de filtrado, lo cual incluye el amortiguamiento del sistema que contiene el fluido. Para evitar distorsión en la forma de onda de la presión sanguínea, tanto el amplificador de presión como las mangueras de extensión del sistema de medición y las características del transductor se seleccionan para operar en un ancho de banda de cerca de CD a aproximadamente 20 Hz. La figura 13-22a muestra el equipo de prueba utilizado para realizar una prueba escalón al sistema. El catéter lleno de agua termina en el cuerpo de una jeringa, donde, en su parte superior, se adapta una llave de paso de 3 vías. En la parte superior del cuerpo de la jeringa se acopla un pequeño globo, el cual se fija con una banda de hule. A la llave de paso de 3 vías se adapta una bomba de hule manual (como la del esfigmomanómetro), la cual se utiliza para aplicar presión al sistema, inflando el globo.

Figura 13-22a Equipo utilizado en la prueba de respuesta transitoria en el

sistema catéter – transductor.

Una vez que se registre la presión positiva en el medidor electrónico de presión, se utiliza una flama para romper repentinamente el globo, lo cual resulta en una caída abrupta de presión que simula en forma cercana una señal escalón en transición negativa.

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Figura 13-22b Respuesta transitoria obtenida del sistema catéter – transductor

ante la aplicación de un cambio escalón negativo de presión.

El resultado es una señal oscilatoria de la presión en el sistema con una frecuencia ω0 que decae en forma exponencial a una razón definida por el coeficiente de amortiguamiento (β). La frecuencia de oscilación esta dada por:

0 2

1ω = T 1 - β

(13-3)

En tanto que el factor de amortiguamiento esta dado por:

2 n+1

n

2 2 n+1

n

XlnX

β = Xπ + lnX

⎛ ⎞⎜ ⎟⎝ ⎠⎛⎜ ⎟⎝ ⎠

⎞ (13-4)

Lo deseable es que β este en el orden de 0.7 para una respuesta a la frecuencia de 20 Hz. Este valor provee un sistema críticamente amortiguado. Si β es mucho menor el sistema será subamortiguado y presentará oscilaciones produciendo mediciones erróneas de alta presión sistólica resultante de una serie de picos presentes en la onda debido a un exceso de componentes de alta frecuencia.

En forma similar, cuando β es mayor a 0.7, se tendrá un sistema sobreamortiguado que producirá mediciones erróneas de baja presión sistólica. La salida del sistema será cercana a la presión real cuando β sea aproximadamente 0.7.

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13-18 CUIDADOS DEL TRANSDUCTOR.

Los transductores de presión sanguínea son instrumentos delicados, si se abusa físicamente de ellos se dañarán. El diafragma es especialmente sensible y nunca debe ser tocado. Su limpieza debe ser cuidadosa, con solvente y un algodón, sin aplicar ninguna presión sobre el diafragma; si una partícula no quiere quitarse con el algodón, déjela ahí.

Los transductores a menudo son esterilizados después de su uso en cada paciente para prevenir la propagación de alguna enfermedad; en estos casos nunca se debe utilizar esterilización al vapor en una autoclave debido a que destruirá al transductor. Se debe utilizar una esterilización con gas a menos que se utilice un domo desechable (ver figura 13-23).

Figura 13-23 Domo desechable para transductor de presión.

El domo desechable debe ser tirado después de su uso y el transductor puede ser desinfectado utilizando algún líquido desinfectante, tal como el Cydex.

El domo desechable utiliza una membrana delgada como acoplamiento para la presión entre la membrana y el diafragma. La mayoría de estos diseños requiere que se aplique una sola gota de líquido en el diafragma antes de instalar el domo al transductor, la gota de agua o fluido asegura un buen acoplamiento.

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Calibración del transductor y procedimiento de balance.

La mayoría de los transductores y amplificadores de presión sanguínea arterial tienen básicamente dos controles: Cero y calibración. El procedimiento para ajustarlos es el siguiente:

1.- Abra la llave de paso del transductor a la atmósfera.

2.- Ajuste la altura del transductor al nivel de la punta del catéter en el paciente.

3.- Ajuste el control de “cero” en el amplificador para una lectura cero en el indicador o una posición de línea base de cero en el monitor.

4.- Presione el botón de “calibración” (esto aplica una señal simulada de presión de 100, 150 ó 200 mm de Hg. Este botón generalmente esta etiquetado con el nivel de presión simulada).

5.- Ajuste el control de “calibración” (también llamado control de “span” o de “sensitividad” en algunos modelos) de tal forma que el indicador o el monitor indique el nivel de presión correcto.

6.- Cierre la llave de paso del transductor a la atmósfera. El equipo esta ahora listo para ser utilizado.

Si hay cualesquier duda de la exactitud del sistema, si el transductor ya tiene mucho tiempo de uso o se ha utilizado fuera de rango, será necesario revisar su calibración. También, en algunos casos el amplificador no trae una señal de calibración. En estos casos, cambie el procedimiento antes mencionado y utilice un manómetro de mercurio para revisar la calibración. Primero ajuste el cero abriendo la llave de paso del transductor a la atmósfera; posteriormente cierre la llave de paso y aplique una presión estándar con la bomba manual del manómetro, ajuste la calibración, finalmente revise la linealidad del sistema aplicando diferentes presiones y registrando las arrojadas por el sistema contra las indicadas por el manómetro.

Hay dos formas de presurizar el transductor: Una es llenar el sistema con el contenido de una bolsa de sangre para transfusión y bombear manualmente hasta obtener el nivel de presión requerido. El otro es utilizar aire. El primer caso es preferido en calibraciones clínicas, en tanto que el segundo en pruebas de embarque del sistema.

Una última recomendación: Siempre desconecte el catéter del paciente, no está permitido bombear aire al interior del paciente.

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13-19 CUESTIONARIO.

1.- ¿Qué diferencia relevante hay en la medición de presión de líquidos y gases?

La diferencia entre líquidos y gases es que los líquidos no son comprimibles en tanto que los gases si lo son, esto afecta la técnica de medición.

2.- ¿Cuál es la definición de presión?

Es fuerza por unidad de área.

3.- ¿Qué diferencia hay entre presión hidrostática e hidrodinámica?

Cuando la fuerza, en un sistema bajo presión, es constante o estática (invariable) se dice que la presión es hidrostática. Si, por otra parte, la fuerza esta variando, se dice que la presión es hidrodinámica.

4.- ¿Qué establece el principio de Pascal?

Establece que la presión aplicada a un fluido encerrado se transmite sin disminución a cada porción del fluido y a las paredes del contenedor que lo contiene.

5.- En el sistema circulatorio humano, ¿Qué produce la presión sanguínea y como se controla?

En el sistema circulatorio humano la presión es producida por la fuerza de contracción del corazón. El sistema circulatorio regula la presión sanguínea mediante la dilatación o contracción de los vasos, lo cual produce un cambio en el área seccional del vaso.

6.- ¿Qué diferencia hay entre las mediciones de presión absoluta y las manométricas?

Si una presión se mide con respecto al vacío (0 atm), entonces es llamada presión absoluta, y si es medida con respecto a 1 atm es llamada presión manométrica.

7.- ¿De qué tipo son las mediciones de presión en el sistema circulatorio humano?

Las mediciones de presión en el sistema circulatorio humano se miden en relación a la presión atmosférica, por lo que son mediciones de presión manométrica.

8.- Describa un manómetro de Torricelli y explique en que forma opera.

Consta de un tubo de vidrio de diámetro pequeño al cual se le ha extraído el aire y llenado con mercurio, el cual es puesto vertical sobre un recipiente que también contiene mercurio (Hg). La presión de la atmósfera sobre el mercurio en el recipiente hace que se forme una columna de mercurio en el tubo. La columna de mercurio tendrá una altura en donde su peso (debido a la fuerza gravitacional) entra en balance con la fuerza de la presión atmosférica.

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9.- ¿Cuál es la unidad correcta de presión y a qué equivale en mm de Hg?

La unidad correcta es el torr en donde 1 torr es igual a 1 mm de Hg.

10.- ¿Cuál es la referencia cero en medición de presión manométrica?

La referencia cero en medición de presión manométrica es 1 atmósfera.

11.- ¿Qué es el esfigmomanómetro y en que consiste?

El esfigmomanómetro es un equipo utilizado para la medición indirecta de presión arterial y consiste de una banda o abrazadera inflable de hule llamada de corte o estrangulamiento, una esfera o bulbo comprimible de hule que se comporta como una bomba, una válvula y un manómetro.

12.- Describa el procedimiento de medición de presión arterial con el esfigmomanómetro.

1.- Se envuelve la banda o brazalete inflable alrededor de la parte superior del brazo, en un punto intermedio entre el codo y el hombro. Se coloca el estetoscopio sobre una arteria en la sección inferior del brazalete.

2.- Se infla la banda de tal forma que su presión sea mayor a una estimación de la presión sistólica. Esta presión comprime la arteria causando su oclusión, estrangulándola y evitando el flujo de sangre a través del baso.

3.- A continuación se empieza a liberar presión de la banda (se recomienda con una razón de –3 mm de Hg/seg) mientras se observa la columna de mercurio (o medidor de presión). Cuando la presión sistólica excede la presión de la banda se empezarán a oír algunos sonidos causados por el paso restringido de la sangre a través de la oclusión. Estos sonidos son llamados sonidos de Korotkoff (figura 13-5b) los cuales se siguen escuchando a medida que la presión en la banda se reduce, pero disminuyen en su intensidad a medida que el flujo de sangre a través de la oclusión se vuelve más uniforme. Los sonidos de Korotkoff desaparecen cuando la presión en la banda es menor que la presión diastólica del paciente.

4.- Finalmente se anotan los valores de presión en donde los sonidos de Korotkoff empiezan (presión sistólica) y cuando desaparecen (presión disatólica); lo cual generalmente se registra como una razón de presión sistólica a presión diastólica como 120/80 mm de Hg.

13.- ¿Qué variaciones en presión sanguínea podemos esperar entre los métodos de medición directos e indirectos?

Se tienen variaciones menores a 10 mm de Hg entre los métodos directos y los indirectos.

14.- ¿En qué consiste la medición oscilométrica de la presión sanguínea y en qué forma se determina la presión sistólica, diastólica y media?

El método oscilométrico de medición de la presión sanguínea es similar a la esfigmomanometría, pero en este caso se miden las pequeñas fluctuaciones

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 (oscilaciones) en la presión de la banda o brazalete inflable. Cuando la sangre empieza a pasar a través de la oclusión producida por la banda, lo cual se presenta cuando la presión en la banda cae por debajo de la presión sistólica, las paredes de la arteria empiezan a vibrar levemente. Estas vibraciones se deben a que el flujo de sangre en ese punto es turbulento, en lugar de laminar.

La fluctuación en las paredes del vaso sanguíneo altera ligeramente la presión sanguínea, produciendo una elevación en la presión de la banda (figura 13-6). El inicio de las oscilaciones en la presión presenta una buena correlación con la presión sistólica, en tanto que la amplitud de pico de las oscilaciones corresponde con el MAP (Mean Arterial Pressure), que es el promedio en el tiempo de la presión sanguínea. El evento de presión diastólica está menos definido que en el caso del evento de presión sistólica, pero corresponde al punto donde la razón de decaimiento en amplitud de las oscilaciones repentinamente cambia su pendiente.

15.- ¿Cuáles son las 2 ventajas de la utilización de manómetros de agua?

1.- Como se introduce un tubo delgado directamente al cuerpo del paciente, y el mercurio es venenoso, debe evitarse su uso como indicador de presión. Como el agua es fisiológicamente compatible con el cuerpo, su uso es más seguro.

2.- La presión, ya sea de CVP o fluido espinal, es muy baja (solo pocos milímetros de mercurio). Si se utiliza una sustancia menos densa que el mercurio (como el agua), entonces la columna del peso que iguala la fuerza de la presión será mayor. Esto mejora mucho la resolución de la medición.

16.- Diga los 2 métodos para insertar un catéter en el paciente y descríbalos brevemente.

Existen dos métodos para insertar el catéter: percutáneo y mediante corte de aproximación a la arteria. Los métodos percutaneos involucran perforar la piel sobre una arteria y entonces, mediante una aguja y un adaptador, se inserta el catéter a la arteria. Ya que el catéter esta en su lugar, se retira la aguja. El método mediante corte de aproximación a la arteria es un procedimiento quirúrgico en el cual se corta el tejido que cubre la arteria dejándola expuesta, posteriormente se perfora la arteria y se introduce el catéter hasta dejarlo en su lugar.

17.- ¿Cuándo se utiliza el sistema de infusión de flujo constante (CFIS) y en qué consiste?

Cuando se hace una medición directa durante un tiempo considerable (algunas horas, frecuentemente en ICUs) existe el riesgo de que se tape el (catéter) debido a sangre coagulada. En esos casos, los médicos pueden optar por el uso de sistema de infusión de flujo constante (CFIS). El CFIS consiste en una válvula especial conectada a una bolsa con solución intravenosa (IV). Se ajusta para tener un flujo de aproximadamente 3 mL/hr. Un pulsador de aplicación rápida permite inyectar momentáneamente solución intravenosa para llenar el domo del transductor y limpiar de bloqueos producidos por coágulos de sangre.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 18.- ¿Qué son los transductores de presión sanguínea?

Son dispositivos eléctricos que convierten la presión transmitida a través de un catéter lleno de líquido en una señal eléctrica.

19.- ¿Cuáles son los componentes básicos de un transductor de presión sanguínea?

El transductor tiene un diafragma delgado y flexible instalado en uno de sus extremos, al diagrama se acopla un puente de galgas extensiométricas, las cuales se deforman una magnitud proporcional a la presión aplicada.

Sobre el diafragma se tiene un domo de plástico transparente cuya función es contener el fluido y proveer conexión al catéter. Finalmente, cuenta con un cable y un conector que permiten hacer su conexión al amplificador de presión en el equipo de monitoreo y registro de presión.

20.- Mencione los 4 tipos de amplificadores de presión.

De CD, de CD aislado, de excitación pulsada y con portadora de CA.

21.- Mencione los 3 controles típicos en monitores clínicos de presión y su aplicación.

Un monitor clínico de presión típicamente posee 3 controles: Cero o balance, sensitividad o ganancia y calibración. El ajuste de cero se utiliza para ajustar la salida del amplificador a cero volts bajo condiciones de cero presión (1 atm). El control de sensitividad ajusta la ganancia del amplificador para producir un voltaje de salida correcto que represente una presión de calibración. El control de calibración permite aplicar una señal simulada de presión al amplificador de presión y en esta forma verificar su calibración.

22.- Describa el procedimiento básico de calibración de un transductor de presión.

1.- Cuando el manómetro este conectado correctamente al transductor abra la llave de paso de una vía a la atmósfera y ajuste el control de balance o cero del amplificador para una medición de cero.

2.- Cierre la llave de paso de una vía a la atmósfera y aplique, mediante compresiones sucesivas de la bomba de hule, una presión estándar en el manómetro, digamos 100 mm de Hg.

3.- Ajuste el control de ganancia o sensitividad para una indicación de 100 mm de Hg en el medidor. Es conveniente revisar la concordancia entre el medidor y el manómetro en varios puntos arriba y debajo de la presión de prueba. Si el diafragma del transductor fue llevado más allá de su límite de especificación generalmente se vuelve no lineal. Revise la concordancia en un 50 % y un 200 % de la presión de prueba o calibración (asegure que el 200 % no este fuera del rango de especificación del transductor).

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23.- Describa, en el siguiente circuito, el procedimiento de calibración.

S1

1.- Abra la llave de paso de una vía a la atmósfera, coloque el interruptor S1 en la posición de 0 mm de Hg. Ajuste el balance para una indicación de salida de 0 V. (0 mm de Hg en el medidor).

2.- Ajuste el selector a la posición más conveniente para el rango a ser calibrado. En general, lo mejor es ajuste que ponga el medidor a la mitad o arriba de la mitad de plena escala.

3.- Ajuste el factor de calibración al valor registrado previamente (utilice un manómetro si la fecha de la última calibración tiene más de 6 meses).

4.- Ajuste el control de ganancia hasta que el indicador mida la presión estándar dada en la calibración original.

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24.- Explique para que sirven los diferentes controles en el siguiente amplificador de CD.

El puente es alimentado por un voltaje fijado por el diodo zener que recibe

alimentación, a través de 2 resistencias de 348 Ω de las fuentes de + / - 15 VCD. La salida del puente es enviada al amplificador A1, el cual es un amplificador Premium de muy bajo corrimiento.

En el amplificador A1 se tiene un selector de ganancia que se seleccionan en base al rango de presiones que se pudieran esperar (300, 120 y 30 mm de Hg). A menor rango de presión seleccionado se tendrá una mayor ganancia. La salida del amplificador A1 es enviada al amplificador A2 donde se tiene un ajuste de cero mediante un potenciómetro de 20 KΩ conectado a las fuentes de + / - 15 VCD y un ajuste de ganancia o sensitividad en la red de retroalimentación mediante un potenciómetro de 100 kΩ.

25.- ¿Qué ventaja tiene el uso de un amplificador de CD aislado como amplificador de presión sanguínea?

Mejorar el aislamiento eléctrico entre la alimentación de CA al equipo y el paciente.

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26.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador de excitación pulsada.

Cuando Φ1 esta en “1” y Φ2 esta en “0” se aplica excitación al transductor. S1

y S2 están abiertos, por lo que A1 amplifica la señal del transductor y la envía a A2. S3 esta cerrado, aplicando el voltaje del capacitor C1 (corrimiento de voltaje) a A2 donde se resta de la señal que envía A1. S4 esta cerrado haciendo que se capacitor C2 se cargue al nivel de la salida de A2 (que es la señal del transductor amplificada, ya sin corrimiento).

Cuando Φ1 es “0” y Φ2 es “1” abriendo S3 y S4 y cerrando S1 y S2 con las siguientes consecuencias: La salida de A2 se desconecta del capacitor C2, el capacitor C2 mantiene su carga. Al cerrar S1 se cortocircuitan ambas entradas de A1 haciendo que la salida de A1 solo presente su corrimiento de voltaje, Al cerrar S2 el capacitor C1 se carga al nivel del corrimiento de voltaje de A1.

Posteriormente Φ3 cambia a “1” generando la señal de strobe del medidor digital que captura el voltaje presente en C2. Finalmente Φ4 cambia a “1” cerrando S5 y descargando el capacitor C2, dejándolo preparado para el siguiente ciclo de medición.

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27.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador con modulación por portadora de CA.

El amplificador A1 es un amplificador de CA que es estabilizado mediante

retroalimentación negativa. Se provee una señal de calibración mediante el interruptor S1 y el divisor de voltaje formado por R1 y R2. Este circuito introduce una pequeña señal, que es equivalente a la salida del transductor a una presión estandarizada, al amplificador de CA. La calibración se realiza con el transductor abierto a la atmósfera y haciendo su salida igual a cero.

El control de balance es un potenciómetro conectado a otro par de líneas de la señal portadora, que están también 180° fuera de fase. La salida del potenciómetro se conecta a la entrada del amplificador, donde se suma con la señal del transductor. El control de balance cancela cualesquier corrimiento introduciendo una señal de igual magnitud, pero de fase opuesta, al amplificador; al sumarse algebraicamente con el corrimiento producirá una salida cero.

La misma señal portadora que es aplicada al control de balance es enviada también al demodulador sincrónico, el cual convierte la señal de salida del amplificador de CA en una señal de CD. Después del demodulador hay un filtro, el cual quita cualesquier residuo de la portadora en la señal. Finalmente, un amplificador de CD amplifica la señal y provee una última etapa de escalamiento.

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28.- Explique la forma en que opera el siguiente amplificador detector de presión sistólica.

La señal de salida del amplificador de presión se aplica simultáneamente a las

entradas de A1 y A2, por lo que la señal aparece simultáneamente en las salidas de A1 y A2.

Durante el período T1, cuando la salida Q del FF1 es “1”, los interruptores S1 y S4 están cerrados; con S4 cerrado, el capacitor C2 se descarga, de tal forma que no tiene efecto en la salida. Al estar cerrado S1 la señal de salida de A1 carga el capacitor C1 al voltaje de pico, lo cual representa la presión sistólica.

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El voltaje en el capacitor C1 polariza directamente al diodo D3, el cual entra en conducción y aplica el voltaje a la entrada del amplificador A3. La salida del amplificador A3 va al indicador digital de presión sistólica.

La situación se invierte durante el tiempo T2, donde la salida Q negada de FF1 está en “1” y Q está en “0”. Esto activa los interruptores S2 y S3 y desactiva los interruptores S1 y S4. Al cerrar S2 el capacitor C2 se carga rápidamente al nivel de la señal de entrada, lo que ocurre en menos de 1 segundo. Al cerrar el interruptor S3 el capacitor C1 se descarga lentamente a través de la resistencia R3. El capacitor C2 se cargará al valor de pico antes de que se presente una descarga apreciable en C1. El voltaje de salida del circuito representa la forma de onda de los picos, que corresponden con la presión sistólica.

29.- Diga en que forma se determina la presión funcional media y en que casos da resultados cercanos a la real.

-s

dP - PP = P +

3d

Donde -P = presión funcional media o promedio en mm Hg

dP = presión diastólica en mm Hg

sP = presión arterial sistólica en mm Hg

Es correcta solo cuando la onda de la presión arterial del paciente tiene la forma correcta. Como en los casos en que la forma de onda de la presión en el paciente es atípica.

30.- ¿En que forma se calibra un circuito que determina la derivada de la presión (dP/dT)?

Se aplica a su entrada una señal diente de sierra o una rampa; la derivada de una señal representa su razón de cambio o pendiente, así que la derivada de una rampa (que tiene una razón de cambio constante) es un voltaje constante.

La derivada de una rampa puede encontrarse mediante el cálculo de su pendiente, lo cual se determina como su cambio en amplitud entre el tiempo transcurrido en el cambio. Las unidades para una salida dP/dT son mm de Hg/seg.

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31.- Explique la forma en que opera el siguiente circuito de cero automático.

500 1

Sus tres partes principales son: Un amplificador sumador, un generador de rampa y una sección de lógica de control. Opera en la siguiente forma:

1.- El operador abre la llave de paso del transductor a la atmósfera y presiona el botón “cero”. Esta acción dispara el primer one shot (OS1), el cual produce un pulso de 1 mseg.

2.- El pulso de OS1 manda a cero (reset) la salida del contador binario y dispara el segundo one shot (OS2).

3.- La salida de OS2 va a “1”, haciendo que la entrada 3 del NAND también se vaya a “1”, esto por un período de 500 mseg.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 4.- Si el voltaje E0 es mayor que cero, entonces la salida del comparador de voltaje que manda la entrada 1 de la compuerta NAND también estará en “1”, permitiendo que los pulsos de reloj pasen hacia el contador binario.

5.- El contador empieza a incrementarse inmediatamente y produce una elevación del voltaje de salida del DAC. Este voltaje se aplica a una de las entradas del amplificador sumador.

6.- La salida E0 ahora será la suma del corrimiento de voltaje y el voltaje de la rampa. Como el voltaje de la rampa tiene una polaridad opuesta al corrimiento de voltaje, empieza a cancelar la componente de corrimiento de voltaje de E0.

7.- Cuando E0 pasa por cero, la salida del comparador de voltaje cambia a “0”, inhibiendo el paso de pulsos de reloj a través de la compuerta NAND. El contador se detendrá y su salida digital será aquella que existió en el instante en que E0 pasó por cero.

8.- Como ya se realizó el cero automático, ahora debe cerrarse la llave de paso del transductor a la atmósfera. Con esto, el voltaje que aparezca a la salida del amplificador sumador representará solamente la señal de presión.

32.- ¿Qué problemas produce la presión hidrostática y en que forma se corrigen?

Produce un corrimiento en la salida del transductor de presión producido por tener en diferente nivel la punta del catéter y el diafragma del transductor o por una mala colocación de la manguera de extensión. Se corrige nivelando el diafragma del transductor a la altura de la punta del catéter e igualando las secciones hacia arriba y hacia abajo en las mangueras de extensión.

33.- ¿Qué efecto produce una pequeña burbuja de aire en el domo del transductor de presión sanguínea?

Como los fluidos no son comprimibles, pero el aire (que es un gas) es muy comprimible, el resultado es que una burbuja de aire reducirá la respuesta del sistema a altas frecuencias, atenuando las componentes de alta frecuencia de la presión arterial.

34.- ¿Qué efecto pudiera producir extender la manguera de extensión del catéter en un sistema de medición de presión sanguínea?

Modifica la resonancia del sistema, produciendo amplificación de las componentes armónicas de alta frecuencia y oscilaciones que distorsionan la forma de onda de la presión y sus mediciones.

35.- ¿Qué efecto produce una burbuja grande en el domo de transductor o la formación de productos de coagulación en la línea del catéter?

Produce un alto amortiguamiento, atenuando mucho las componentes de alta frecuencia, esto se refleja como un alto filtrado en la señal.

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TEMA 13 MEDICIÓN DE PRESIÓN FISIOLÓGICA rev 2 36.- ¿De que depende la capacidad de un sistema de medición para responder a cambios de presión?

La capacidad de un sistema de medición para responder a cambios de presión depende de sus características dinámicas, lo que se nombra como su respuesta a la frecuencia.

37.- ¿Para evitar distorsión, que ancho de banda se recomienda en los sistemas de monitoreo y medición de presión sanguínea?

Para evitar distorsión en la forma de onda de la presión sanguínea, tanto el amplificador de presión como las mangueras de extensión del sistema de medición y las características del transductor se seleccionan para operar en un ancho de banda de cerca de CD a aproximadamente 20 Hz.

38.- ¿Qué amortiguamiento (β) se recomienda en un sistema de medición de presión sanguínea y que pasa si es mayor o menor?

Lo deseable es que β este en el orden de 0.7 para una respuesta a la frecuencia de 20 Hz. Este valor provee un sistema críticamente amortiguado. Si β es mucho menor el sistema será subamortiguado y presentará oscilaciones produciendo mediciones erróneas de alta presión sistólica resultante de una serie de picos presentes en la onda debido a un exceso de componentes de alta frecuencia.

En forma similar, cuando β es mayor a 0.7, se tendrá un sistema sobreamortiguado que atenuará componentes armónicas de alta frecuencia y producirá mediciones erróneas de baja presión sistólica.

39.- ¿Qué tipo de esterilización del transductor de presión se recomienda?

Nunca se debe utilizar esterilización al vapor en una autoclave debido a que destruirá al transductor. Se debe utilizar una esterilización con gas.

40.- ¿En que forma opera el domo desechable para transductor de presión?

El domo desechable utiliza una membrana delgada como acoplamiento para la presión entre la membrana y el diafragma. La mayoría de estos diseños requiere que se aplique una sola gota de líquido en el diafragma antes de instalar el domo al transductor, la gota de agua o fluido asegura un buen acoplamiento.

41.- ¿Por qué se debe desconectar el catéter al paciente durante un procedimiento de calibración con aire del transductor de presión sanguínea?

Porque no está permitido bombear aire al interior del paciente, una burbuja de aire puede matar al paciente.

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presion y volumen

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