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Sistema de monitoreo de Presión Invasiva orientado al
desarrollo de algoritmos para la estimación de Presión Capilar
Pulmonar a partir de la Presión Wedge
Autores: Eveling, Germán Agustín*; Sapata, Luis**
*[email protected], **[email protected]
Asesores: Amado, José; Vargas Fernandez, José Dario
Facultad de Ciencias Exactas, Físicas y Naturales – Universidad Nacional de Córdoba,
Argentina.
Resumen - La presión de filtración de los capilares pulmonares, también denominada presión
capilar pulmonar (PCP), es la principal fuerza que expulsa los fluidos desde los capilares
pulmonares hacia el intersticio, por lo cual es un parámetro de gran importancia, ya que un
aumento en esta presión se traduce en edema pulmonar. Las estimaciones actuales de la PCP,
como lo son la presión Wedge o la ecuación de Gaar, son inexactas en la presencia de
alteraciones significativas en la resistencia vascular pulmonar. En pacientes con estas
características, la PCP debe ser estimada mediante el análisis del perfil de decaimiento de la
curva de presión obtenida inmediatamente después de la oclusión de la arteria pulmonar.
Bajo este contexto, se desarrolló un dispositivo flexible capaz de obtener los datos necesarios
para el diseño de algoritmos, los cuales permitan estimar en forma precisa la PCP.
Palabras clave – presión invasiva, presión wedge, presión capilar pulmonar.
1. INTRODUCCIÓN
Desde el punto de vista de la teoría en sistemas, el sistema circulatorio se puede ver como un sistema
de transmisión de información bioquímica del organismo. En consecuencia, a través del conocimiento
de los parámetros de este sistema se puede llegar a conocer cuál es el estado de gran parte de otros
sistemas vitales del organismo. Por todo lo anterior la medida de los parámetros cardiovasculares
presenta una singular importancia dentro del campo de las medidas biomédicas.
La medida de las condiciones dinámicas de circulación del fluido sanguíneo a lo largo de todos los
conductos formados por venas, arterias, capilares y linfáticos, así como la cuantificación del
rendimiento de bombeo del corazón, son parámetros de fundamental importancia para el conocimiento
del funcionamiento global del sistema. Tres son las medidas fundamentales que se realizan para
investigar este funcionamiento:
- Medidas de presión: la presión en una vena, arteria o dentro de alguna de las cámaras del
corazón
- Medidas sobre el flujo: el caudal en alguna arteria importante y el gasto total aportado por
el corazón
- Determinación de la resistencia vascular
En el actual trabajo se hace énfasis en las medidas de presión invasivas.
1.1 Medidas de presión
Las mediciones de la presión sanguínea son obtenidas clínicamente por métodos invasivos y no
invasivos.
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Las mediciones no invasivas son más simples y más rápidas que las mediciones invasivas, requieren
menos pericia para llevarlas a cabo, no tienen complicaciones, y son menos desagradables y dolorosas
para el paciente. Sin embargo, tienen menor exactitud y pequeñas diferencias sistemáticas en los
resultados numéricos.
Los métodos para la medida directa de la presión sanguínea, proporcionan una lectura o un registro
continuos de la onda de presión sanguínea y son más precisos que los métodos indirectos. Sin
embargo, requieren la perforación del vaso sanguíneo para la introducción del catéter.
La medida directa de la presión sanguínea se realiza por uno de los tres métodos siguientes:
1. Inserción percutánea
2. Cateterización
3. Implantación de un transductor en un vaso o en el corazón
La inserción percutánea y la cateterización son técnicas de cirugía menor. En la primera se inserta un
catéter en un vaso sanguíneo muy cercano al punto de penetración en la piel; la cateterización supone
la conducción de un catéter por el sistema vascular hasta la posición deseada, que puede ser el propio
corazón.
Las técnicas de implantación implican la realización de cirugía mayor, y por ello generalmente se
utilizan en experimentos de investigación. Tienen la ventaja de mantener el transductor fijo en su sitio
en el vaso adecuado durante largos períodos de tiempo.
La presión a ser medida se obtiene por transmisión de la presión hidrostática, por una serie de cánulas
llenas de suero fisiológico, a un dispositivo electromecánico conocido como transductor de presión.
Este montaje se conoce como sistema fluid-filled, el cual se traduce como sistema lleno de líquido.
1.2. Cateterización
La cateterización es la principal técnica de diagnóstico para analizar el corazón y otros componentes
del sistema cardiovascular.
El desarrollo y la aplicación clínica del catéter de arteria pulmonar, dirigido por flujo, denominado
Swan-Ganz (SG), proporcionó un medio preciso para medir la presión de fin de diástole del ventrículo
izquierdo estimado por la presión de enclavamiento de la arteria pulmonar.
Figura 1. Recorrido del catéter SG y las formas de onda registradas. Figura 2. Punto de inserción y recorrido del Catéter.
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Estos catéteres tienen un pequeño balón inflable con Helio o Dióxido de Carbono que, al introducirse
en una vena son arrastrados al lugar deseado de, sin necesidad de orientación del operador por rayos X
(los catéteres suelen ser radiopacos, con este fin).
2. MATERIALES Y MÉTODOS
Se desarrolló un módulo de presión invasiva (IBP) y una interfaz gráfica de modo que la
monitorización se realice mediante una PC.
El módulo es una placa de adquisición, la cual está constituida por dos bloques: un bloque de
procesamiento analógico, y un bloque de procesamiento digital. La interfaz de usuario es la encargada
de realizar el post-procesamiento de los datos, la monitorización continua y en tiempo real de la curva
de presión, mostrando además los valores de presión diastólica, sistólica y media, en simultáneo con la
aplicación de un algoritmo que calcula la frecuencia de pulso.
Figura 3. Diagrama en Bloque del módulo de adquisición
2.1. Bloque analógico
El bloque de procesamiento analógico está comprendido por:
- El sensor de presión.
- Etapa de Preamplificación.
- Acondicionamiento de señal:
o Etapa de Amplificación inteligente.
o Tensión de referencia.
o Filtro pasa-bajo de segundo orden.
2.1.1. El transductor
El tipo de transductor seleccionado es del tipo resistivo, el cual es una adaptación directa de las galgas
extensiométricas.
Para obtener el grado de sensibilidad requerido para los transductores de presión sanguínea, se montan
dos o cuatro galgas extensiométricas en un diafragma o membrana, las cuales se conectan para formar
un Puente de Wheatstone.
En nuestro caso, y siguiendo las recomendaciones de la IEC 60601-2-34 para el rendimiento en la
medida de la presión invasiva, utilizamos corriente continua, y un nivel de tensión de 5V para
alimentar al transductor.
El transductor seleccionado fue el Utah Medical, modelo, el cual tiene una sensibilidad de
5 µV/V/mmHg, lo que significa que si alimentamos al sensor con 5V, y aplicamos una presión de un
Trasductor de Presión
Pre-AmplificaciónAcondicionamiento
de la Señal
uControlador
•Conversor A/D
Interfaz Serie RS232Interfaz GUI - PC
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milímetro de mercurio, tendremos a la salida una tensión de 25 µV. Esta señal que se obtiene es de
bajo nivel, y por lo tanto muy susceptible al ruido, por lo cual necesitamos una etapa de
acondicionamiento de señal que sea muy precisa y que pueda eliminar con eficacia el modo común.
2.1.2. Etapa de Preamplificación
En esta etapa la señal a la salida del sensor de presión, es pre-amplificada (x186.6). Con esta pre-
amplificación se pretende amplificar las débiles señales entregadas por el sensor hasta niveles
utilizables por el resto de la cadena de medida, y que la señal obtenida sea menos susceptible al ruido
pero a su vez tenga una proporción lineal respecto a la señal original.
El amplificador utilizado es del tipo “amplificador de instrumentación”, el cual se define como un
amplificador diferencial con ganancia ajustable por una única resistencia, elevada impedancia de
entrada, y una elevada relación de rechazo de modo común.
2.1.3. Etapa de acondicionamiento de señal
El objetivo primordial de esta etapa es adaptar la señal brindada por el transductor al rango dinámico
del ADC, para lograr prestaciones adecuadas. Una señal mal adaptada o fuera del rango genera perdida
de información y una resolución inapropiada.
Esta etapa de acondicionamiento de la señal incluye también una señal continua de base o de
referencia, la cual permite al instrumento medir presiones negativas. La misma fue calculada para que
no afecte los rangos de medición y se encuentra amortiguada mediante un circuito seguidor emisor,
con el objetivo de disminuir los efectos de carga y adaptar las impedancias.
2.1.3.1. Filtrado
Se implementó un filtro pasa bajo activo de segundo orden tipo Butterworth con configuración multi-
feedback, el cual ofrece una banda de paso de frecuencia suave y un corte agudo a la frecuencia de
corte, la cual es de 33Hz.
La frecuencia de corte del filtro está relacionada con la fidelidad de reproducción de la curva de
presión mediante el contenido armónico. Para que la reproducción sea fiel, se deben incluir hasta el 6º
armónico. La relación entre la frecuencia cardíaca y el contenido armónico de la señal de presión está
dada por:
𝐴 =𝑓𝑐
𝑙𝑝𝑠
Donde:
A = Cantidad de armónicos.
𝑓𝑐 = Frecuencia de corte del filtro.
𝑙𝑝𝑠 = Latidos por segundo.
Latidos por minuto
Latidos por segundo
Cantidad de armónicos
20 0.33 99.00
60 1.00 33.00
72 1.20 27.50
99 1.65 20.00
330 5.50 6.00 Tabla 1. Cantidad de armónicos según ritmo cardíaco para una Fc de 33 Hz.
En la tabla 1 se puede observar que con una frecuencia de corte de 33 Hz se asegura un buen contenido
armónico para la reconstrucción de la onda hasta 330 latidos por minuto.
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2.1.3.2. Amplificación inteligente
Esta amplificación depende del nivel de señal medido y es controlada por la etapa de procesamiento
digital, de forma que si la señal medida se encuentra en el rango de 0-40 mmHg, la señal es
amplificada 18.8 veces, logrando en total una amplificación de 3470.7 (184.6x18.8); en el caso de que
la señal sea superior a 40 mmHg 0 inferior a 0 mmHg, la amplificación será de 2.46, alcanzando un
total de 454.5(184.64x2.46).
Mediante este feedback entre la etapa digital y la etapa analógica, se logra obtener un nivel de
amplificación adecuado a niveles bajos de señal, disminuyendo la susceptibilidad al ruido y logrando
una mayor resolución.
Esta segunda etapa de amplificación, se logra mediante un amplificador operacional en configuración
de amplificador no inversor, donde la relación de ganancia viene dada por la ecuación que se observa
en la figura 4, correspondiente al potenciómetro digital MCP41050 manufacturado por Microchip.
Figura 4. Circuito de Amplificación
2.2 Bloque de procesamiento digital
En este bloque interviene el “firmware” del microcontrolador, el cual ejecuta un filtrado de los datos
ya digitalizados, tomando 5 valores del conversor A/D y realizando un promedio para tener un dato
más fiel a la hora de aplicarlo en la ecuación de conversión de niveles de voltaje a valores de presión.
Los datos obtenidos se utilizan para la ejecución de la amplificación inteligente y el envío de mensajes
de alerta a la interfaz, cuando la medida está fuera del rango.
Además el microcontrolador es el encargado de realizar las acciones que se corresponden a la puesta a
cero, y del envío y recepción de datos hacia y desde la interfaz de usuario.
La comunicación con la interfaz de usuario se implementó mediante el bus serial de comunicaciones
bajo el protocolo RS232.
2.3 Interfaz de usuario (GUI)
La interfaz de usuario se desarrolló en Labview. La misma trata de asimilar características comunes de
los monitores multiparamétricos de forma que su uso sea familiar al entorno de cuidados críticos.
Las funciones principales que desempeña son:
Monitoreo en tiempo real. Muestra la curva de presión de los últimos 4 segundos, se actualiza
automáticamente con la presión instantánea.
Muestra los valores de presión sistólica, diastólica, media y frecuencia de pulso.
Alarmas por bajo y alto para los parámetros antes mencionados.
Gráfica de tendencias navegable.
Aplica un algoritmo para determinar la frecuencia de pulso.
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Incluye un algoritmo que registra toda la sesión de monitoreo de un paciente, exportando los
datos a Excel. El intervalo de adquisición se regula por el usuario.
Incluyen un algoritmo que crea un registro de los datos, en formato xlsx, de los segundos
previos al momento en que se indica (oclusión de la arteria pulmonar) y genera una imagen
.bmp de los mismos. El tiempo de adquisición se puede regular según requerimientos de
usuario.
Permite la inclusión de los datos del paciente en el reporte.
Genera una carpeta de archivos, con el nombre del paciente, donde se guardaran los reportes
generados.
Puesta a cero del sistema con indicación de la hora del evento.
2.3.1. Algoritmo para el cálculo de la frecuencia de pulso
El algoritmo se realizó en base a dos criterios fisiológicos:
1. La forma de onda de presión no es regular ya que presenta la cisura dicrota debida al cierre de
la válvula aórtica.
2. La frecuencia cardíaca.
El algoritmo utiliza el criterio de la derivada primera para analizar la pendiente de la curva de presión.
Si ésta es positiva, analiza si el valor instantáneo de presión es mayor o igual al 75% del último
máximo, de ser así, busca un máximo en un intervalo de 100 mS, utilizando el tiempo en que ocurrió
el último máximo para determinar mediante un promediado de los últimos 5 datos, la frecuencia de
pulso.
La frecuencia de pulso así determinada, establece un factor K que indica el tiempo que será omitida la
búsqueda de un nuevo máximo, logrando así evitar la pérdida de picos a altas frecuencias.
2.4. Calibración
La metodología para la calibración del dispositivo siguió las pautas que a continuación se enumeran:
1. Realizar las mediciones en un ambiente que simule las condiciones en las cuales se va a
desempeñar finalmente.
2. Realizar mediciones repetitivas de comprobación de los datos técnicos del fabricante del
dispositivo.
3. Aplicar estadística descriptiva para determinar el valor y el error probables.
4. Obtener tablas de valores repetitivos en la gama total de trabajo del dispositivo. Deben
graficarse los resultados, tomando como criterio de selección el que menor desviación
estándar tenga.
5. Obtener gráficas de comportamiento del modelo real, valores probables, error probable,
procesamiento estadístico, y la ecuación de trabajo del sistema, que es la que se incorpora al
software de procesamiento.
La obtención de datos se dividió según los dos modos de amplificación existentes, es decir, se
obtuvieron datos para los rangos de presiones de 0-40 mmHg y de 0-300mmHg. Con motivo de
obtener datos significativos, se tomaron muestras cada 2 mmHg en el rango de 0-40 mmHg y cada
10mmHg en el rango de 0-300mmHg. A su vez, y debido a que las presiones varían tanto en forma
ascendente como descendente, se tomaron muestras en ambas condiciones con el fin de determinar la
necesidad de una segunda ecuación para el caso de presiones descendentes o de determinar la
existencia de histéresis.
El número total de muestras tomadas para el rango de 0-300mmHg fue de 186, 93 correspondientes a
presiones ascendentes y 93 a descendentes.
Para el rango de 0-40 mmHg se tomaron 168 muestras, nuevamente la mitad corresponden a presiones
ascendentes y el resto a descendentes.
Los datos tomados no incluyen presiones negativas, y es debido a que el manómetro utilizado consta
de un rango de 0-300 mmHg. Esto no impide realizar la extensión de la ecuación definida para el uso
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de presiones de hasta -30 mmHg (-10% de la curva), ya que el comportamiento de la distribución de
muestras y la linealidad del sensor permitieron que no se incurra en un error mayor al hacerlo.
Debido a la linealidad de los datos obtenidos, se decidió optar por el método de los mínimos cuadrados
para obtener la ecuación de calibración. Las curvas y las ecuaciones se observan en la figura 5.
Figura 5. Curvas de calibración del dispositivo.
3. RESULTADOS
El diseño y desarrollo del módulo de presión invasiva demostró un correcto desempeño. En relación al
ruido, las pruebas realizadas fueron satisfactorias; el sistema demostró no ser susceptible a las
condiciones del entorno obteniendo valores de mediciones estables permitiendo de esta manera
asegurar un error en la medición no mayor a un mmHg.
Posterior a la calibración, los valores medidos fueron contrastados con los de un manómetro marca
SUN-UP, modelo AN550Plus con certificación CE y ANMAT PM-213-16 presentando un factor de
correlación de 0.99.
En relación a la interfaz, ésta demostró ser de fácil uso para los usuarios que experimentaron con ella,
logrando así el objetivo propuesto.
En las figuras 6 y 7 puede observarse la placa PCB diseñada y desarrollada y una imagen ilustrativa de
la interfaz en funcionamiento.
Figura 6. Fotos de la placa PCB desarrollada. Top Layer (izquierda) y Bottom Layer (derecha)
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Figura 7. Imagen ilustrativa de una de las pantallas de la interfaz en funcionamiento.
4. CONCLUSIÓN
El área de monitoreo hemodinámico, particularmente lo referido a medidas de presión invasiva no ha
sufrido cambios significativos en los últimos tiempos, principalmente debido a las nuevas tendencias
de tecnologías mínimamente invasivas.
En particular se espera que el dispositivo pueda abrir nuevamente la puerta al desarrollo de algoritmos
para la estimación de la PCP a partir de la presión Wedge para lograr así un algoritmo que sea
implementado en los monitores de parámetros fisiológicos en un futuro no muy lejano.
5. REFERENCIAS
[1] Handbook of Blood Pressure Measurement. L. A. Geddes.
[2] Braunwald's Heart Disease: A Textbook of Cardiovascular Medicine, 8th ed. Peter Libby, Robert
O. Bonow, Douglas L. Mann, et all.
[3] Modulo de presión invasiva para el monitor de cabecera Doctus IV. Sociedad cubana de
bioingenieria.
[4] Adquisición y distribución de señales. Ramón Pallas Areny.
[5] Sensores y acondicionadores de señal. Ramón Pallas Areny.
[6] Guía de Monitoreo Cardíaco – Insuficiencia Cardíaca. Vol 2,Nº1 (2007). Aina Lauga y Alfredo
D’Ortencio.
[7] Introducción a la Teoría y Sistemas De Comunicación. B. P. Lathi
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