Resumen presión arterial

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PRESIÓN ARTERIAL
Chan - Capítulo 18
Monitores invasivos de presión arterial
El primer intento de registrar la presión arterial se realizó en 1773 por Stephen Hales, un científico británico. Hales usó un tubo con un extremo insertado en una arteria en el cuello de un caballo y el otro extremo mantenido en un nivel alto (Figura 18-1). La sangre del caballo se elevó a aproximadamente 8 pies en el tubo por encima del sitio de inserción arterial y fluctuó (oscilo) de 2 a 3 pulgadas entre latidos. A partir del experimento, Hales pudo determinar la presión sanguínea del caballo usando la ecuación donde es la densidad de la sangre, g la aceleración debida a la gravedad, y h la altura de la columna de sangre. 
Origen 
En los seres humanos, la circulación de la sangre se logra mediante la acción de bombeo del corazón. 
La presión positiva creada con la tracción de los ventrículos fuerza a que la sangre fluya desde el ventrículo izquierdo a través de la válvula aórtica en la aorta y desde el ventrículo derecho a través de la válvula pulmonar hacia las arterias pulmonares (figura 18-2). La sangre desde la aorta viaja a través de las arterias y finalmente llega a los capilares, donde el oxígeno y los nutrientes se entregan a los tejidos y el dióxido de carbono y otros desechos metabólicos se difunden de las células a la sangre. Esta sangre desoxigenada es recogida por las venas y devuelta al atrio derecho del corazón a través de las venas cavas superior e inferior. El intercambio gaseoso tiene lugar en los capilares que recubren los alvéolos de los pulmones. Se elimina el dióxido de carbono y se agrega oxígeno a la sangre. Esta sangre oxigenada recogida fluye hacia la aurícula izquierda a través de las venas pulmonares.
El corazón es el centro del sistema cardiovascular que crea la fuerza de bombeo. Cada contracción del corazón produce una presión elevada para impulsar el flujo sanguíneo a través de los vasos sanguíneos. La relajación del corazón permite que la sangre regrese a las cámaras del corazón.
 La presión arterial dentro del sistema cardiovascular fluctúa (oscila) en sincronía con el ritmo cardíaco. 
 La presión máxima dentro de un ciclo cardíaco se llama presión arterial sistólica, mientras que la más baja se llama presión arterial diastólica. La presión arterial medida en un arteria se llama presión arterial y la presión medida en una vena se llama presión venosa. 
 La unidad de la presión arterial comúnmente utilizada está en milímetro de mercurio (mmHg). 
 
La presión en el ventrículo izquierdo comienza a subir cuando el corazón se contrae (correspondiente al complejo QRS del ECG). Cuando la presión arterial en el ventrículo está por encima de la presión en la aorta, la válvula aórtica se abre, lo que permite que la sangre fluya desde el ventrículo izquierdo a la aorta y luego a las arterias. Durante el tiempo en que la válvula aórtica está abierta, la presión en la aorta es prácticamente la misma que la del ventrículo. Después de la contracción, el corazón se relaja, lo que hace que la presión ventricular disminuya rápidamente. La caída de presión en la aorta es más lenta que la del ventrículo debido a la contrapresión de la corriente y la elasticidad de los vasos sanguíneos. Como la presión en el ventrículo izquierdo cae por debajo de la presión en la aorta común, la válvula aórtica (que es una válvula unidireccional) se cierra. La presión arterial en la aorta fluctúa. 
Formas de onda
A medida que la sangre arterial fluye hacia los vasos sanguíneos más pequeños, el promedio de la presión así como la magnitud de las fluctuaciones (diferencia entre la presión sistólica y presión diastólica) caen debido a la fricción y la viscosidad. 
· La presión arterial alcanza su nivel más bajo en los capilares. 
· La presión venosa es la más baja justo antes de entrar en la aurícula derecha. 
La figura 18-4 muestra los valores de la presión arterial media, sistólica y diastólica típica medida en diferentes ubicaciones en el sistema cardiovascular. Dado que el ventrículo izquierdo es el dispositivo de bombeo primario en el sistema cardiovascular, la presión arterial es elevada desde el nivel más bajo en la entrada de la aurícula izquierda hasta casi el más alto cuando sale del ventrículo izquierdo. 
La figura 18-5 muestra una forma de onda de presión arterial típica. Cada ciclo de fluctuación corresponde a un ciclo cardíaco. La muesca dicrótica característica (tener dos pulsaciones por cada latido del corazón) es el resultado del impulso del flujo sanguíneo y la elasticidad de los vasos sanguíneos. Cuando la presión dentro del ventrículo es más baja que la de la aorta, la válvula aórtica se cierra y evita que la sangre fluya fuera del ventrículo izquierdo. 
El flujo de sangre continúa por un breve momento justo después del cierre de la válvula debido al impulso de la velocidad de la sangre. Este flujo crea una reducción transitoria de la presión en la aorta así como en todas las arterias. La muesca dicrótica es menos notable en arterias más pequeñas y desaparece por completo en los capilares. Dentro de un ciclo cardíaco, la presión arterial va de un mínimo a un máximo. La presión máxima se llama presión sistólica (PS), mientras que la mínima es la presión diastólica (PD). La presión arterial media (PM) se determina integrando la forma de onda de la presión arterial durante un ciclo y dividiendo la integral por el período (T).
En algunos monitores antiguos de presión arterial, la presión arterial media es aproximado por la ecuación:
La figura 18-6 muestra formas de onda típicas de la presión arterial en diferentes ubicaciones del sistema cardiovascular.
Configuración del monitoreo
En la Figura 18-7 se muestra una configuración típica de monitorización de la presión arterial. En lugar de insertar un transductor de presión en el vaso sanguíneo, emplea un enfoque menos invasivo al acoplar una columna de líquido entre un transductor de presión externo y la sangre en el vaso. 
En esto comúnmente se utiliza una configuración de monitorización invasiva de la presión arterial, se inserta un catéter en una arteria (o una vena si se controla la presión venosa), y una presión arterial en el tubo de extensión lleno de solución salina se conecta al catéter. Esta configuración es a menudo conocida como línea arterial. El otro extremo del tubo de extensión es conectado a un transductor de presión. El transductor, que convierte la señal de presión a una señal eléctrica, se conecta a un monitor de presión para mostrar y reproducir la forma de onda de la presión arterial y los valores de la presión sistólica, media y diastólica.
Para prevenir la formación de coágulos de sangre en la punta del catéter dentro del vaso sanguíneo (el coágulo de sangre impedirá que la señal de presión llegue al transductor), se conecta una bolsa de solución salina heparinizada al tubo de extensión. La bolsa está presurizada (a unos 150 mmHg) por encima de la presión arterial en el vaso. Junto con la válvula de descarga continua en el conjunto de transductores, esta configuración produce un flujo lento y continuo de solución salina heparinizada enjuagando el catéter para prevenir la formación de coágulos de sangre. El flujo es muy lento (menos de 5 ml/h) para evitar la creación de una caída de presión en el tubo de extensión y la configuración del catéter; de lo contrario afectará la precisión de la medición de la presión arterial. La válvula de descarga rápida se utiliza durante la configuración inicial para descargar y llenar el tubo de extensión antes de conectarlo al catéter permanente.
El circuito hidráulico equivalente de la configuración de la línea arterial se muestra en la Figura 18-8a. En la configuración, el puerto del paciente (que es la ubicación del catéter) esta h metros por encima del puerto de transductor (el punto donde el líquido en el tubo de extensión se conecta con el transductor de presión). Por lo tanto, la presión Px vista por el transductor es la suma de la presión debido a la columna de líquido y la presión PP enel puerto del paciente (presión sanguínea del paciente), es decir,
Donde es la densidad del líquido en el tubo de extensión y g es la aceleración debida a la gravedad. Esta ecuación muestra que la presión vista por el transductor es más alta que la presión arterial real por el producto g*h. 
En la Figura18-8b muestra el concepto de introducir un desplazamiento P0 para compensar este fenómeno de sobrepresión. El proceso de puesta a cero realizado durante la configuración está diseñado para permitir que la máquina determine el valor de esta compensación.
Del circuito de compensación y la ecuación (1),
Durante el proceso de puesta a cero inicial, el puerto del paciente está abierto a la atmósfera para que PP se convierta en cero. Por tanto, la ecuación (2) se convierte en
Mientras el puerto del paciente todavía está expuesto a la presión atmosférica, la operación invoca la secuencia de puesta a cero del monitor de presión arterial, que indica que esta lectura corresponde a presión cero (es decir, P = Presión atmosférica = 0, o presión manométrica cero). La ecuación (3) ahora se convierte en:
El monitor de presión arterial guarda este valor de P0 en la memoria y sale la secuencia de puesta a cero. Luego, el operador cierra el puerto del paciente. El monitor de presión aplica esta compensación a la lectura del transductor durante mediciones de presión actual. 
Siempre que la diferencia de altura vertical entre el puerto del transductor y el puerto del paciente sigue siendo el mismo, el monitor siempre mostrará la presión arterial real del paciente. Sin embargo, si el transductor se baja (o el puerto del paciente se eleva) después de la puesta a cero, el monitor sobrepasará la presión (por cada 2,5 cm de disminución de la diferencia de altura, la presión se lee en 2 mmHg). El proceso de puesta a cero también compensa cualquier otra compensación constante en el sistema, incluida la compensación del transductor de presión.
Ejemplo
Un paciente se somete a un control invasivo de la presión arterial. La línea arterial se puso a cero en la configuración. La presión sistólica y diastólica del paciente fueron 125 y 80 mmHg, respectivamente. Si la cama del paciente se eleva 4.0 pulgadas mientras que el nivel del transductor permanece igual, ¿cuál será la lectura de presión?
Solución: Usando la ecuación P0 = pgh y asumiendo que la densidad de la solución salina en el tubo de extensión tiene una densidad de 1.020 Kg/m3, elevando al paciente 4 pulgadas (4.0*0.0254 = 0.10 m) aumentará la presión de compensación en
Por tanto, la lectura de la presión arterial se convierte en 132,5 y 87,5 mmHg.
En la mayoría de los transductores desechables empaquetados, los puertos cero están conectados a los transductores. Para poner a cero correctamente el sistema, el procedimiento de configuración requiere que el puerto cero esté ubicado al mismo nivel que el corazón del paciente. En lugar de abrir el puerto del paciente a la atmósfera durante la puesta del proceso cero, el puerto cero conectado al transductor está abierto a la atmósfera. En este caso, después de la puesta a cero correcta, el monitor mostrará la presión arterial al nivel del corazón del paciente.
Bloques de construcción funcionales de un monitor de presión arterial invasivo
La figura 18-9 muestra un diagrama de bloques funcional típico de un monitor de presión arterial invasivo. Los siguientes párrafos describen las funciones de cada bloque de construcción.
Transductor
El transductor de presión de un tensiómetro invasivo convierte la señal de presión a una señal eléctrica. Idealmente, el transductor debería tener una característica lineal con respuesta de frecuencia adecuada para manejar la tasa de fluctuaciones de presión.
La figura 18-10a muestra la vista en sección transversal de un transductor de presión con medidor de tensión resistivo de cuatro cables.
La presión arterial que se va a medir se transmite a través de solución salina en el tubo de extensión a la cámara de fluido, lo que obliga al diafragma a moverse de acuerdo con la fluctuación de presión. A medida que se mueve el diafragma, los cables tensores se extenderán o retraerán según el movimiento. Los cables de tensión se conectan en un formato de puente con el diagrama eléctrico equivalente como se muestra en la Figura 18-10b.
Para una mayor presión aplicada, los alambres tensores 1 y 2 se estiran mientras que 3 y 4 se relajan. Como resultado, la resistencia de los cables de tensión 1 y 2 (mostrados en el circuito equivalente) aumenta mientras que 3 y 4 disminuyen.
Si se aplica una tensión de excitación VE al puente, la tensión de salida V0 variará según la presión aplicada. Aunque se muestra que VE es un voltaje DC, se puede usar excitación AC. La sensibilidad de un transductor de presión a menudo se expresa en voltaje de salida por unidad de presión (por ejemplo, 10 mV / mmHg) o en voltaje de salida por unidad de voltaje de excitación por unidad de presión (por ejemplo, 2 mV / V / mmHg).
En sistemas más antiguos o sistemas que utilizan transductores reutilizables, se utilizan transductores de galgas extensométricas resistivas o de elementos piezoeléctricos. Estos transductores se fabrican en masa utilizando tecnología de fabricación de semiconductores, lo que proporciona un rendimiento constante a bajo costo. Los transductores IBP desechables vienen empaquetados con el tubo de extensión, válvulas de descarga y conectores para uso en un solo paciente.
La sensibilidad de un transductor de presión arterial desechable como se especifica en las normas AAMI BP22 y BP23 es de 5 µV / V / mmHg ± 1% cuando se usa un voltaje de excitación de 4 a 8 V DC a 5 kHz. Esto permite la intercambiabilidad de transductores de presión arterial entre diferentes fabricantes de monitores de presión arterial compatibles.
Ejemplo
Un transductor de presión reutilizable de propósito especial tiene una sensibilidad de salida de 2,0 mV / V / mmHg. Si se aplica una presión de P = 100 mmHg y la excitación VE es una fuente de voltaje sinusoidal de 5.0 V pico a pico de 100 Hz, ¿Cuál es el voltaje de salida del transductor?
Desplazamiento cero
El bloque funcional de compensación cero se utiliza durante el procedimiento de puesta a cero para determinar y almacenar el valor de compensación cero. Durante la monitorización de la presión arterial, este valor almacenado se utiliza para compensar el desplazamiento debido a la presión estática de la configuración y el desplazamiento del circuito del transductor. Para máquinas basadas en microprocesador, el valor de compensación cero se almacena digitalmente.
Amplificadores y filtros
Para una presión sistólica de 120 mmHg, un transductor desechable estándar (sensibilidad = 5 µV / V / mmHg) con una excitación de 5 V produce una salida de 3000 µV o 3 mV; Este pequeño voltaje debe amplificarse antes de que pueda ser utilizado por otras partes del monitor. Para este propósito, se utilizan amplificadores de instrumentación con alta impedancia de entrada y alta relación de rechazo en modo común.
La frecuencia fundamental de la forma de onda de la presión arterial es la misma que la frecuencia cardíaca (que es de aproximadamente 1 Hz). Sin embargo, el análisis espectral de una forma de onda de presión arterial típica (figura 8-11b) muestra un ancho de banda desde DC hasta aproximadamente 10 Hz. Con el fin de reducir las interferencias y los artefactos de frecuencia más alta, a menudo se incorpora un filtro de paso bajo con una frecuencia de corte alta de 20 a 50 Hz en el circuito analógico de entrada del monitor.
Aislamiento de señal
La monitorización invasiva de la presión arterial requiere acceso externo a las principales vasos sanguíneos. Tanto la solución salina en la línea arterial como la sangre en la arteria conducen la electricidad. Esta configuración forma una ruta de conducción entre el dispositivo electromédico y el corazón del paciente. El monitor de presión arterial puede convertirse en la fuente o el sumidero de la corriente de riesgo que fluye a través del corazón.
Esnecesario aislar la señal para romper la vía de conducción a fin de minimizar el riesgo de descarga eléctrica (tanto macro como microshocks) para el paciente.
Procesamiento de la señal
A partir de la forma de onda de la presión arterial, se determinan las presiones sanguíneas sistólica, media y diastólica. Además, la frecuencia cardíaca del paciente se puede derivar ya que la frecuencia del ciclo de presión es la misma que la del ciclo cardíaco. 
· La presión arterial sistólica se obtiene mediante el uso de un circuito detector de picos (figura 18-12a). Para rastrear la presión sistólica fluctuante, se utilizan un par de detectores de picos dispuestos en una configuración de muestra y retención. 
· La presión diastólica se puede encontrar invirtiendo primero la forma de onda de presión y luego encontrando el pico de esta forma de onda invertida. 
· La presión arterial media se obtiene mediante un circuito de filtro de paso bajo (figura 18-12b).
Mostrar
Las pantallas de cristal líquido (LCD) han reemplazado a los tubos de rayos catódicos (CRT) en los últimos años como la pantalla de elección para las pantallas de formas de onda médicas. Además de las formas de onda, también se muestra información numérica en el monitor médico.
Problemas comunes y causa de errores
Los problemas en un sistema invasivo de medición de la presión arterial pueden producir lecturas de presión inexactas o una forma de onda de presión arterial distorsionada. Estas señales erróneas pueden causar un diagnóstico incorrecto y dar lugar a una intervención médica inadecuada. 
Error de configuración
El problema más común en esta categoría se relaciona con el proceso de reducción a cero. El procedimiento de puesta a cero incorrecto o el cambio en la distancia vertical entre el transductor y el sitio de medición después de la configuración inicial produce un error de presión estática constante en la medición. 
Error de catéter
Aunque no hay un componente activo en el catéter, pueden surgir muchos artefactos y errores de medición del catéter. 
· Presión final, latigazos y artefactos de impacto: El catéter en la monitorización de la presión arterial es un pequeño tubo flexible que se inserta en un vaso sanguíneo con un flujo sanguíneo pulsátil (figura 18-13). Si la sangre fluye en la misma dirección que el catéter, crea una pequeña presión negativa en el extremo de la punta del catéter. Por el contrario, la sangre que fluye hacia la punta del catéter creará una presión positiva neta. El flujo de sangre puede crear turbulencias y hacer que la punta del catéter se mueva. 
· El movimiento del catéter puede hacer que choque con la pared del vaso o las válvulas.
· El movimiento de latigazo y el impacto del catéter pueden aparecer como una distorsión en la forma de onda de la presión arterial.
· Burbujas de aire, pellizcos y fugas: Otra área de distorsiones de la forma de onda de presión es causada por la reducción de la respuesta de frecuencia del tubo de extensión del catéter. Una burbuja de aire en el catéter o en el tubo de extensión lleno de líquido reduce la frecuencia de corte del filtro de paso alto formado por el circuito hidráulico. Pellizcar la línea o tener una fuga en la línea tiene un efecto similar. Tales problemas en el sistema atenuarán el componente de alta frecuencia de la forma de onda de la presión sanguínea. La figura 18-14 muestra el efecto de tales problemas en la respuesta de frecuencia de un catéter.
Coágulo de sangre
El propósito de la bolsa de infusión a presión es evitar que se produzca un coágulo de sangre en la punta del catéter en el vaso sanguíneo. Un coágulo de sangre total bloqueará la transmisión de la señal de presión al transductor. Un coágulo de sangre disminuirá la fluctuación de amplitud (diferencia en la presión sistólica y diastólica) y disminuirá la respuesta de alta frecuencia de la configuración. 
Calibración del transductor
Los monitores de presión arterial deben comprobarse periódicamente para asegurarse de que funcionan correctamente con amplificación y respuesta de frecuencia de acuerdo con las especificaciones del fabricante. En la práctica, se utiliza un simulador para proporcionar una entrada conocida al monitor y la salida se mide y se compara con las especificaciones. Para los transductores de presión reutilizables, se usa una fuente de presión conocida para determinar la sensibilidad del transductor. La mayoría de los monitores de presión tienen un ajuste del factor de calibración (F) para compensar la desviación de sensibilidad de los transductores. Un procedimiento simple para obtener el factor de calibración de un transductor en particular es:
1. Aplique una presión conocida (Pi) al transductor y lea la pantalla de presión (Pd) en el monitor.
2. Calcule el factor de calibración utilizando la ecuación 
3. Ingrese el valor de F en la entrada de ajuste del factor de calibración del monitor.
4. El monitor ahora está calibrado para usarse con este transductor en particular. 
Ejemplo
Se utiliza una fuente de presión de 200 mmHg como entrada para determinar el factor de calibración del monitor con un transductor de presión reutilizable. Si la lectura de presión del monitor es de 190 mmHg, ¿cuál es el factor de calibración?
Problemas de hardware
Es importante que los usuarios puedan diferenciar entre el rendimiento normal y anormal del sistema de monitoreo. Muchos monitores tienen procedimientos de prueba simples incorporados para permitir a los usuarios verificar el funcionamiento y el rendimiento del sistema. Para garantizar que el monitor funcione de acuerdo con los estándares o las especificaciones de los fabricantes, se requieren inspecciones periódicas de verificación del desempeño por parte de profesionales calificados para detectar problemas no obvios, como desviaciones de los parámetros de los componentes.
Chan - Capítulo 19 
MEDICIÓN DE LA PRESIÓN ARTERIAL NO INVASIVA 
La presión arterial, un parámetro fisiológico importante, se mide rutinariamente a lo largo de casi todos los procedimientos médicos y diagnóstico. Aunque los resultados de la medición NIBP (No Invasive Blood Pressure) pueden no ser tan precisos como los métodos invasivos, esta medición es fácil, segura, confiable y económica. 
En 1876, EJ Marey, un fisiólogo francés, realizó el primer experimento utilizando contrapresión para medir la presión arterial. Marey estaba investigando la interacción entre la presión pulsátil arterial y la presión externa aplicada. Pidió a su asistente que metiera la mano en una jarra llena de agua, el frasco estaba sellado en la muñeca. La presión en la jarra se incrementó gradualmente y se midió la oscilación de presión en cada incremento. Marey notó que cuando la presión de la jarra estaba ligeramente por encima de la presión sistólica, toda la sangre salía de la mano y no se detectaba ninguna oscilación de presión. Además, notó que la amplitud de oscilación comenzó a aumentar a medida que la presión de la jarra descendía por debajo de la presión sistólica, alcanzaba el máximo y disminuía a medida que la presión se reducía aún más. Desde entonces, este método ha evolucionado hasta convertirse en el método oscilométrico de medición de la presión arterial no invasiva (NIBP), el método más popular para medir la presión arterial de manera no invasiva. El método auscultatorio fue introducido en 1905 por JS Korotkoff.
METODO AUSCULTATORIO
Los métodos indirectos miden la presión arterial sin acceder directamente al torrente sanguíneo. El instrumento más utilizado se basa en la técnica auscultadora. El dispositivo utilizado en esta técnica se llama esfigmomanómetro, que está presente en todos los hospitales, clínicas y consultorios médico.
Un esfigmomanómetro consta de: 
· Una vejiga de goma inflable encerrada en una cubierta de tela llamada brazalete (es el mismo manguito).
· Una bomba manual de goma junto con una válvula para que la presión pueda elevarse y liberarse a una velocidad controlada lenta. 
· Un dispositivo de medición de presión. Los manómetros de mercurio seusaban comúnmente como dispositivo de medición de presión. Sin embargo, dado que el mercurio es un material peligroso, los manómetros de aire mecánicos han reemplazado a los manómetros de mercurio para medir la presión en el manguito.
Además del esfigmomanómetro, se requiere un estetoscopio para escuchar los sonidos en la arteria durante la medición.
 PROCEDIMIENTO
Durante la medición, el brazalete se envuelve alrededor de la parte superior del brazo del sujeto y se coloca un estetoscopio en la parte interna del codo para que el operador escuche el sonido producido por el flujo sanguíneo en la arteria braquial. Mientras observa el manómetro, el operador aprieta manualmente la bomba para elevar la presión del manguito hasta que esté por encima de la presión arterial sistólica (150 mmHg), a esta presión se ocluye la arteria braquial, dado que la sangre no puede fluir hacia la parte inferior del brazo, no se escuchará ningún sonido del estetoscopio. Luego, la presión del manguito se reduce lentamente (a una velocidad de aproximadamente 3 mmHg/s) abriendo la válvula de liberación de presión. A medida que la presión del manguito desciende por debajo de la presión sistólica, el médico comenzará a escuchar algunos sonidos de choque y chasquido del estetoscopio, este sonido es causado por los chorros de sangre que atraviesan la oclusión. A medida que la presión del brazalete continúa disminuyendo, primero aumentará la intensidad del sonido; luego se convertirá en un ruido parecido a un murmullo y se convertirá en un fuerte golpeteo. La intensidad y el tono de los sonidos cambiarán abruptamente a un tono amortiguado cuando la presión del brazalete se acerque a la presión diastólica y desaparecerá por completo cuando la presión esté por debajo de la presión diastólica. Todos estos sonidos se denominan sonidos de Korotkoff.
La presión del manguito a la que aparece el primer sonido de Korotkoff corresponde a la presión sistólica, mientras que la desaparición del sonido corresponde a la presión diastólica. La figura 19-2 muestra las relaciones entre la presión arterial y la presión del manguito durante el curso de la medición. Este método es adecuado para la mayoría de los pacientes, incluidos los pacientes hipotensos e hipertensos. Aparte de colocar el manguito sobre la parte superior del brazo, el manguito se puede colocar sobre el muslo o la pantorrilla del paciente. En cada una de estas aplicaciones, los sonidos de Korotkoff deben detectarse en una zona inferior a las oclusiones.
LIMITACIONES
· Los sonidos de Korotkoff están normalmente en el rango de menos de 200 Hz, donde la audición humana es normalmente menos aguda. 
· La determinación de los sonidos de Korotkoff se ve afectada por la agudeza auditiva del operador, especialmente cuando se usa en pacientes hipotensos o bebés, donde los niveles de sonido son bajos.
· El tamaño inadecuado del brazalete o la colocación incorrecta pueden producir lecturas falsamente altas (brazalete de tamaño insuficiente o suelto) o falsamente bajas (brazalete de gran tamaño). La American Heart Association (AHA) recomienda que la longitud de la vejiga al interior del brazalete sea del 80% de la circunferencia de la extremidad del paciente y que el ancho de la vejiga sea del 40% de la circunferencia. 
· Una tasa de desinflado demasiado rápida producirá una lectura errónea. La figura 19-3 muestra una subestimación de la presión sistólica debido a una tasa de deflación demasiado rápida
· Se sabe que los sonidos de Korotkoff desaparecen temprano en algunos pacientes y luego reaparecen cuando la presión del manguito desciende hacia la presión diastólica. Este fenómeno se conoce como brecha auscultatoria. 
· El método auscultatorio puede determinar las presiones sistólica y diastólica pero NO la presión arterial media.
Aunque el esfigmomanómetro es un dispositivo relativamente simple, aún se requiere un mantenimiento regular, que incluye la calibración del manómetro; limpieza; y comprobar si hay fugas en los tubos, la vejiga del manguito, las válvulas y la bomba manual.
Un monitor automático de NIBP utiliza el mismo principio que el método de auscultación manual. La automatización supera la limitación de la agudeza auditiva al emplear un micrófono dentro del brazalete para captar los sonidos de Korotkoff en lugar de depender de la audición humana. También reemplaza la bomba manual con una bomba automática y utiliza un transductor de presión electrónico en lugar de un manómetro mecánico. Una vez colocado el manguito, el monitor NIBP lo infla automáticamente para ocluir el vaso sanguíneo. La presión de la vejiga se libera lentamente mientras el micrófono escucha los sonidos de Korotkoff. Estos procesos son coordinados automáticamente por el monitor. Las presiones sistólica y diastólica se determinan rastreando la presión de la vejiga y correlacionándola con las diferentes fases de los sonidos de Korotkoff captados por el micrófono.
MÉTODO OSCILOMÉTRICO
Los monitores NIBP que utilizan el método oscilométrico son similares al método auscultatorio, excepto que el método oscilométrico detecta las pequeñas fluctuaciones de presión dentro del manguito en lugar de escuchar los sonidos de Korotkoff. Cuando la presión del manguito cae por debajo de la presión sistólica, la sangre atraviesa la oclusión y hace vibrar el vaso sanguíneo debajo del manguito. Esta vibración de la pared del vaso provoca una fluctuación (u oscilación) de la presión del manguito. El inicio de la vibración se correlaciona bien con la presión sistólica, mientras que la amplitud máxima de oscilación corresponde a la presión arterial media. Cuando la presión del manguito está a la presión arterial media, la presión media neta en la pared arterial es cero (ambos lados de la pared tienen la misma presión), lo que permite que la pared arterial se mueva libremente en cualquier dirección. En esta condición, la amplitud de vibración de la pared arterial causada por la fluctuación de la presión arterial en la arteria es la más alta. Un enfoque comúnmente adoptado para determinar la presión diastólica es tomar el punto donde la amplitud de la oscilación tiene la mayor tasa de cambio; otro enfoque estima la presión diastólica localizando el punto donde la presión del manguito corresponde a un porcentaje fijo de la amplitud máxima de oscilación.
Para extraer sólo el componente oscilante de la señal de presión obtenida por el sensor de presión, el componente de baja frecuencia de la señal (correspondiente a la presión del manguito que se desinfla lentamente) se elimina mediante un filtro pasa altas (con frecuencia de corte de 1 Hz). El componente oscilatorio restante de la señal (que se muestra amplificado en la figura 19-4b) se usa luego para determinar las presiones arteriales media, sistólica y diastólica a través de ciertos algoritmos.
Ventajas: 
· La medición no se ve afectada por el ruido audible, por lo que puede funcionar en un entorno ruidoso. 
Desventajas:
· Como este método se basa en detectar la amplitud de la fluctuación de la presión, cualquier movimiento o vibración puede dar lugar a lecturas incorrectas.
 
· La presión diastólica es solo una cantidad estimada. 
· El pequeño cambio de presión al inicio de la oscilación (que corresponde a la presión sistólica) es difícil de detectar. 
De los dos métodos automáticos no invasivos, el método oscilométrico se utiliza con más frecuencia que el auscultatorio.
DIAGRAMA DE BLOQUES
Bomba y válvula solenoide: La bomba de aire motorizada infla el manguito hasta una presión predeterminada para que la arteria quede ocluida. La válvula solenoide conecta los circuitos de aire entre la bomba y el manguito durante el inflado y conecta el manguito a la atmósfera durante el desinflado. La tasa de desinflado se puede controlar pulsando el solenoide en determinado momento. 
Sensor de presión: A través de las conexiones de los tubos internos, el sensor de presión supervisa constantemente la presión del manguito. 
Amplificadores y filtro oscilométrico: Laseñal captada por el transductor de presión se amplifica (unas 100 veces). Esta señal consta de dos conjuntos de información: la presión del manguito que disminuye lentamente y la señal oscilatoria. La señal del manguito es separada de la señal oscilatoria por un filtro pasa altas (frecuencia de corte = 1 Hz). Ambas señales se envían al convertidor análogo-digital.
Unidad central de procesamiento (CPU) y convertidor análogo-digital (ADC): La presión del manguito y la señal oscilométrica son digitalizadas por el ADC y enviadas a la CPU para determinar las presiones media, sistólica y diastólica de la medición. La frecuencia cardíaca también se puede determinar a partir de las señales. 
Pantalla, impresora, memoria e interfaz de red: Las presiones arterial sistólica, diastólica y media medidas se muestran en una pantalla LCD. Se puede imprimir una copia. Estos datos también pueden guardarse en la memoria del monitor para establecer tendencias o enviarse a través de conexiones de red a otros dispositivos.
Temporizador de vigilancia e interruptor de sobrepresión: Un interruptor de seguridad de sobrepresión activa la válvula solenoide para liberar la presión del brazalete hasta la presión atmosférica si se desarrolla una presión excesiva. El solenoide también se abrirá a la atmósfera si la presión del brazalete permanece alta durante un período de tiempo predeterminado. Todo lo anterior para evitar daños en los tejidos a causa de la compresión.
OTROS MÉTODOS DE MEDICIÓN DE NIBP
Estos métodos no son tan precisos o son más complicados de usar en entornos clínicos.
Monitor de presión arterial por ultrasonido Doppler
Esta clase de dispositivo utiliza el efecto Doppler para detectar patrones de flujo sanguíneo en la arteria de interés. Un transmisor de sonido y un receptor se colocan dentro del manguito. El monitor detecta el desplazamiento Doppler cuando la onda de sonido incidente se refleja en el flujo sanguíneo del sujeto. Cuando la arteria está ocluida por el manguito, el desplazamiento Doppler es cero; cuando la presión del manguito se reduce lentamente, la presión arterial puede superar la presión del manguito, lo que hace que la oclusión se abra de golpe. Este chorro de sangre que fluye a través de la oclusión del manguito produce un desplazamiento Doppler de alta frecuencia (200 a 500 Hz). Cuando la presión arterial se acerca a la presión diastólica, el vaso sanguíneo se re-ocluirá, lo que produce un desplazamiento Doppler de frecuencia más baja (15 a 100 Hz).
Cuando la presión del manguito se reduce a una velocidad constante desde la presión sistólica, los eventos de alta y baja frecuencia aparecen uno tras otro. A medida que la presión del brazalete continúa disminuyendo, los dos eventos se alejan cada vez más. Cuando la presión del manguito alcanza la presión diastólica, el evento de baja frecuencia coincidirá con el evento de alta frecuencia del siguiente ciclo cardíaco (figura 19-6). El cambio de frecuencia se puede acoplar a un altavoz para permitir al operador determinar las presiones sistólica y diastólica. 
Tonometría arterial
La tonometría arterial es una técnica de medición de presión continua que puede medir la presión en arterias superficiales con suficiente soporte óseo, como la arteria radial. Un tonómetro es un sensor de presión por contacto que se aplica sobre un vaso sanguíneo. Se basa en el principio de que si el sensor se presiona sobre la pared del vaso sanguíneo de modo que esta quede paralela a la cara del sensor, la presión arterial es la única presión perpendicular a la superficie y es medida por el sensor. 
Este método permite grabar una forma de onda de presión arterial precisa en tiempo real. Sin embargo, tiende a subestimar las presiones sistólica y diastólica. Para obtener buenos resultados, la tonometría requiere que:
· La superficie de contacto sea rígida y el sensor sea pequeño en relación con el diámetro del vaso sanguíneo.
· La aplicación adecuada del sensor es fundamental porque si el vaso no se aplana lo suficiente el tonómetro medirá las fuerzas debidas a la tensión de la pared arterial y la flexión del vaso.
· Demasiada fuerza puede obstruir el vaso sanguíneo.
Khandpur - Capítulo 6.7 
Medición de la presión arterial
La sangre es bombeada por el lado izquierdo del corazón hacia la aorta, que la suministra al circuito arterial. Debido a la resistencia y a la carga de las arteriolas y precapilares, pierde la mayor parte de su presión y regresa al corazón a baja presión a través de venas muy distensibles. El lado derecho del corazón lo bombea al circuito pulmonar, que opera a una presión más baja. El corazón suministra sangre a ambos circuitos como pulsos de flujo intermitente simultáneos de frecuencia y volumen variables. La presión máxima alcanzada durante la eyección cardíaca se denomina presión sistólica y la presión mínima que se produce al final de una relajación ventricular se denomina presión diastólica. La presión arterial media durante un ciclo cardíaco se aproxima agregando un tercio de la presión del pulso (diferencia entre los valores sistólico y diastólico) a la presión diastólica. Todas las mediciones de la presión arterial se realizan con referencia a la presión atmosférica.
Los valores típicos de presión hemodinámica se muestran en la figura 6.18. Los valores nominales en el sistema circulatorio básico son los siguientes:
Las presiones más frecuentemente monitorizadas, que tienen utilidad clínica en la monitorización del paciente a medio y largo plazo, son la presión arterial y la presión venosa. Hay dos métodos básicos para medir la presión arterial: directo e indirecto.
· Los métodos indirectos consisten en un equipo simple y causan muy pocas molestias al sujeto, pero son intermitentes y menos informativos. Se basan en el ajuste de una presión externa conocida igual a la presión vascular para que el vaso simplemente colapse. 
· Los métodos directos proporcionan información continua y mucho más confiable sobre la presión vascular absoluta de sondas o transductores insertados directamente en el torrente sanguíneo. Pero la información adicional se obtiene a costa de una mayor perturbación para el paciente y la complejidad del equipo.
Si las lecturas manométricas de la presión arterial no se toman al nivel del corazón, deben compensarse para que correspondan con las lecturas al nivel del corazón. Por ejemplo, si se toma una lectura del manómetro de mercurio a una altura por debajo del nivel del corazón, la lectura es alta debido al peso de una columna de sangre de altura. El factor de compensación es simplemente la relación de densidades:
La lectura equivalente al nivel del corazón es así:
Si el manómetro está por encima del nivel del corazón, agregue la corrección; si es inferior, reste la corrección.
6.7.1 Métodos directos para controlar la presión arterial
El método directo de medición de presión se utiliza cuando se requiere el mayor grado de precisión absoluta, respuesta dinámica y monitoreo continuo. El método también se utiliza para medir la presión en regiones profundas inaccesibles por medios indirectos. 
Para la medición directa, se inserta un catéter o una sonda tipo aguja a través de una vena o arteria hasta el área de interés. Se pueden utilizar dos tipos de sondas. 
1. Sonda de la punta del catéter: En la que el sensor está montado en la punta de la sonda y las presiones ejercidas sobre él se convierten en señales eléctricas proporcionales. Las sondas de punta de catéter proporcionan la máxima respuesta dinámica y evitan artefactos de aceleración.
2. Tipo de catéter lleno de líquido: Transmite la presión ejercida sobre su columna llena de líquido a un transductor externo. Este transductor convierte la presión ejercida en señales eléctricas. Los sistemas de tipo de catéter lleno de líquido requieren un ajuste cuidadoso de las dimensiones del catéter para obtener una respuesta dinámica óptima.
La medición de la presión arterial por el método directo, aunque es una técnica invasiva, proporcionano solo las presiones sistólica, diastólica y media, sino también una visualización del contorno del pulso e información como el volumen sistólico, la duración de la sístole, el tiempo de eyección y otras variables. 
Es conveniente extraer muestras de sangre para determinar el gasto cardíaco (mediante el método de la curva de dilución del tinte), gases en sangre y otras químicas. Los problemas de inserción del catéter se han eliminado en su mayoría debido al desarrollo de una técnica de canulación percutánea simple; un sistema de descarga continua que causa una distorsión mínima de la señal y una electrónica simple y estable que el personal paramédico puede operar fácilmente.
Una configuración típica de un sistema lleno de líquido para medir la presión arterial (figura 6.19). Antes de insertar los catéteres en el vaso sanguíneo, es importante que el sistema lleno de líquido se lave completamente. En la práctica, se pasa un flujo constante de solución salina estéril a través del catéter para evitar la coagulación de la sangre en él. Dado que las burbujas de aire amortiguan la respuesta de frecuencia del sistema, debe asegurarse de que el sistema esté libre de ellas.
La figura 6.20 muestra un diagrama de circuito simplificado que se usa comúnmente para procesar las señales eléctricas recibidas del transductor de presión para la medición de la presión arterial. El transductor se excita con 5V DC. Las señales eléctricas correspondientes a la presión arterial se amplifican en un amplificador operacional o un amplificador portador. Los preamplificadores modernos para procesar señales de presión son del tipo aislado y, por lo tanto, comprenden circuitos flotantes y conectados a tierra similares a los amplificadores de ECG. 
La excitación del transductor proviene de un oscilador de puente controlado en amplitud a través de un transformador de aislamiento, que proporciona una interconexión entre los circuitos flotantes y puestos a tierra. Se utiliza un devanado secundario adicional en el transformador para obtener una fuente de alimentación aislada para los circuitos flotantes. La etapa de entrada es un circuito diferencial, que amplifica el cambio de presión, que se detecta en el circuito conectado al paciente. La ganancia del amplificador se puede ajustar dependiendo de la sensibilidad del transductor. Después del filtrado de RF (radio frecuencia), la señal se acopla por transformador a un demodulador sincronizado para eliminar la frecuencia portadora de la señal de presión.
Para la medición de la presión sistólica, se utiliza un voltímetro de lectura de pico convencional. Cuando aparece un pulso de presión positiva en A, el diodo D3 conduce y carga C3 al valor pico de la señal de entrada, que corresponde al valor sistólico. La constante de tiempo R3C3 se elige de tal manera que proporcione una salida constante al medidor indicador.
El valor de la presión diastólica se deriva de forma indirecta. Se utiliza un circuito de sujeción que consta de C1 y D1 para desarrollar un voltaje igual al valor pico a pico de la presión de pulso. Este voltaje aparece en R1. El diodo D2 conduciría y cargaría el condensador C2 al valor pico de la señal de pulso. La presión diastólica se indica mediante un segundo medidor M2 que muestra la diferencia entre la presión sistólica máxima menos la señal de presión de pulso de pico a pico. La presión arterial media también se puede leer utilizando un circuito de suavizado cuando sea necesario. 
Las mediciones de la presión venosa central (PVC) realizadas con técnicas de canulación con aguja resultan extremadamente útiles en el tratamiento de la insuficiencia circulatoria aguda y en el mantenimiento del volumen sanguíneo en problemas difíciles de equilibrio de líquidos. Los transductores no se pueden montar convenientemente en la punta del catéter y los pequeños cambios de posición provocan grandes errores en la presión venosa. La infusión de líquidos intravenosos mientras se mide la presión a través del mismo catéter es otro problema que se encuentra en estas mediciones. La presión venosa central generalmente se mide con un catéter ubicado en la vena cava superior. La PVC refleja la presión de la aurícula derecha y, a veces, se la denomina presión de la aurícula derecha. El catéter incluso se puede ubicar en la aurícula derecha. Las principales venas periféricas que se utilizan como sitios de entrada para la monitorización de la PVC son las venas braquial, subclavia y yugular.
Los catéteres utilizados para la monitorización de la PVC suelen tener una longitud de 25 a 30 cm. Los catéteres largos, si permanecen en su lugar durante períodos prolongados de tiempo, son susceptibles a la formación de vainas de fibrina a lo largo de sus superficies externas. Además de esto, se puede aspirar aire en un catéter que está situado en un área de baja presión (en comparación con la presión atmosférica), lo que resulta en complicaciones tromboembólicas. Una infusión continua de solución de heparina reducirá esta tendencia. Además, debe asegurarse de que no haya posibilidad de entrada de aire. 
El desarrollo del catéter Swan-Ganz, un catéter flexible con punta de globo que puede dirigirse por flujo desde una vena periférica hacia la arteria pulmonar ha hecho posible la monitorización clínica de rutina de la presión arterial pulmonar (Swan y Ganz, 1970). La información sobre la presión de enclavamiento de la arteria pulmonar o la presión telediastólica en la arteria pulmonar proporciona una buena indicación de la presión de la aurícula izquierda. 
La coagulación en la punta del catéter se puede evitar utilizando el sistema de lavado continuo. La fuente de líquido para el sistema de enjuague (Fig. 6.21) es una bolsa de plástico (600 ml), que se llena con solución salina normal y se mantiene a una presión de 300 mmHg. El fluido a alta presión fluye luego a través de un filtro Millipore (0,22 m) que es esencial para evitar la obstrucción del elemento de resistencia de orificio fino y que también sirve para filtrar cualquier bacteria que se encuentre en la solución. La descarga continua se logra mediante el uso de un elemento resistivo grande para convertir la fuente de presión en una fuente de flujo. Con un tubo de vidrio de 0,05 mm de diámetro y 1 cm de largo, el flujo a través del elemento con una presión de 300 mmHg es de aproximadamente 3 ml / h. Se encuentra que las velocidades de flujo grandes pueden causar un error significativo cuando se usa el catéter de diámetro pequeño. Se ha comprobado que los caudales de 3 ml / h para adultos y 0,5 ml / h para niños son adecuados. Para llenar inicialmente el transductor y el catéter, se necesita una función de descarga rápida. Esto se hace usando una válvula de goma en el sistema que cuando se opera permite un lavado rápido, llena el transductor y purga las burbujas de aire del sistema de lavado.
La medición de la presión venosa se puede realizar utilizando un transductor de galgas extensométricas y un circuito de procesamiento de señales electrónicas similar. Los transductores deben ser de mayor sensibilidad para dar resultados más precisos a presiones más bajas. Dado que la presión arterial siempre se denomina presión atmosférica a la altura del corazón, se debe aplicar una corrección al realizar las mediciones de la presión venosa para compensar la diferencia de nivel entre el corazón y el lugar de medición. Se aplica una corrección de 7,8 mmHg por cada 10 cm. El sitio de medición está por debajo de la altura del corazón.
Respuesta de frecuencia y ajuste de la amortiguación de los catéteres llenos de líquido: 
Los componentes de frecuencia de un pulso de presión normal consisten en un componente de frecuencia cero (dc), un componente fundamental en la frecuencia cardíaca y armónicos de la frecuencia fundamental. Para registrar un pulso de presión sin ninguna distorsión, el sistema de medición debe ser capaz de registrar todos los componentes de frecuencia con la misma amplificación y desplazamiento de fase. El rango de respuesta de frecuencia uniformea partir de cd se determina a partir de una estimación de la frecuencia cardíaca más alta esperada y el número de armónicos que se deben tener en cuenta. En general se acepta que las frecuencias hasta el décimo armónico producen componentes significativos en el pulso de presión. Si asumimos que la frecuencia cardíaca es de 90 latidos por minuto, la misma será la frecuencia de las ondas de presión arterial. Esto significa que la respuesta de frecuencia superior debe ser de al menos 15 Hz para una frecuencia cardíaca de 90 por minuto.
El sistema de medición puede responder con precisión solo para frecuencias muy por debajo de la frecuencia natural. Una ecuación simplificada que define la frecuencia natural del sistema viene dada por:
Esta ecuación supone que la masa del elemento móvil del transductor es muy pequeña en comparación con la masa del fluido. También ignora la gravedad específica del fluido. ΔP es el cambio de presión correspondiente a un cambio de volumen total de ΔV por la aplicación de la presión supuesta.
Los sistemas de columna de fluidos suelen tener una frecuencia natural muy baja para estar a la altura de los requisitos, debido a su gran inercia y cumplimiento. Por lo tanto, para registrar con precisión los pulsos de presión, es necesaria alguna forma de compensación para mejorar la respuesta de frecuencia del sistema. Esta compensación se llama amortiguación. En la mayoría de los sistemas de medición de presión, la amortiguación es proporcionada por la resistencia viscosa del líquido en el catéter y viene dada por
 
Esta ecuación muestra que la amortiguación aumenta inversamente a medida que disminuye el cubo del diámetro del catéter. Las ecuaciones (i) y (ii) se vuelven contradictorias porque la frecuencia natural disminuye directamente con el diámetro de la columna de fluido mientras que aumenta la relación de amortiguación. Por lo tanto, se debe llegar a un compromiso para obtener una respuesta de frecuencia plana máxima.
La figura 6.22 muestra la curva de respuesta de frecuencia de un sistema de manómetro de catéter si se llena mediante el método habitual con agua fría. Para obtener una respuesta plana uniforme, el sistema debe estar adecuadamente amortiguado. Como en el caso de las grabadoras, para una respuesta de frecuencia óptima, el coeficiente de amortiguación debe establecerse en 0,7. La amortiguación se puede variar introduciendo una constricción ajustable en la línea de flujo. Hay dos métodos comunes:
· Un amortiguador en serie hace uso de un capilar introducido entre el catéter y el manómetro. Con la amortiguación en serie, es posible efectuar una disminución considerable en la altura del pico de resonancia. Sin embargo, el pico de resonancia se desplaza a un valor más bajo, lo que hace que la respuesta de frecuencia sea peor que sin amortiguación. 
· Un amortiguador paralelo que consta de una aguja de resistencia variable paralela al manómetro y en serie con un tubo de plástico distensible conectado a una jeringa. El amortiguador paralelo es capaz de aplanar el pico de resonancia y se logra una curva de respuesta plana casi hasta el pico original.
La distorsión de la forma de onda de presión debida a la transmisión en catéteres llenos de líquido se puede compensar por medios electrónicos. El compensador se basa en el hecho de que los catéteres llenos de líquido pueden caracterizarse como sistemas de segundo orden y las distorsiones introducidas por los catéteres son típicas de la salida de tales sistemas. Es obvio que un compensador cuya función de transferencia sea la inversa exacta de tal sistema de segundo orden facilitaría la recuperación de la forma de onda original.
Un sistema se considera lineal si sus coeficientes de función de transferencia son independientes de la presión y el tiempo en la zona de presión y frecuencia aplicable. Cabe señalar que la linealidad debe establecerse individualmente para diferentes catéteres que tienen diferentes estructuras de sección transversal.
Consideraciones especiales para el diseño de transductores de presión para aplicaciones médicas:
Los transductores de presión fisiológica suelen estar conectados directamente al corazón del paciente y, por lo tanto, deben garantizar la completa seguridad del paciente. La figura 6.23 muestra la construcción de uno de estos transductores. Este transductor tiene tres modos de aislamiento: 
1. Aislamiento externo de la caja con una funda de plástico, que brinda protección contra voltajes extraños. 
2. Aislamiento interno estándar de los elementos sensores (puente) del interior de la caja del transductor y del marco. 
3. Aislamiento interno adicional del marco de la caja y el diafragma, en caso de rotura de cables.
Los transductores de presión se utilizan comúnmente en unidades de cuidados intensivos, cateterismo cardíaco y otras situaciones en las que existe la posibilidad de que se utilice un desfibrilador en el paciente. Si el transductor se avería con la aplicación de una descarga de desfibrilación, la corriente a tierra a través del transductor sería de unos pocos miliamperios, asumiendo que la impedancia del catéter es de 1 Mohm. Esto probablemente no sea significativo en lo que respecta al paciente, en vista del flujo de corriente muy alto entre las palas del desfibrilador. Sin embargo, existe la posibilidad de que se produzcan daños irreversibles en el transductor. Por lo tanto, los transductores deben poder soportar altos voltajes derivados de procedimientos de electrocauterización o desfibrilador. 
Los transductores de presión fisiológica deben esterilizarse antes de cada uso. Este es un ejercicio costoso y que requiere mucho tiempo y da como resultado el desgaste del transductor debido a la limpieza y esterilización repetidas. Este problema se ha superado diseñando un domo desechable preesterilizado con una membrana incorporada que proporciona una barrera estéril entre el paciente y el transductor.
Los transductores de presión son dispositivos sensibles. Se ven afectados negativamente por los métodos de autoclave de vapor e irradiación gamma y, por lo tanto, estos métodos no deben utilizarse. La esterilización con gas de óxido de etileno seguida de aireación es un método preferido. La esterilización química también es aceptable siempre que el procedimiento se base en un conocimiento profundo del agente y del proceso. La limpieza ultrasónica es dañina para el transductor y no debe usarse. No se deben utilizar objetos afilados y duros, especialmente sobre o cerca del diafragma. La suciedad excesiva, el material particulado y los residuos deben eliminarse sumergiendo el transductor solo durante unos minutos en una solución de limpieza o desinfectante aceptable. Para obtener el mejor rendimiento operativo, los transductores no deben exponerse a una temperatura superior a 65 ° C (máximo para un período corto) o 50 ° C durante períodos prolongados. El transductor debe limpiarse a fondo tan pronto como sea posible después de cada aplicación y mantenerse limpio para un servicio óptimo a largo plazo.
Uno de los tipos más comunes de abusos de los transductores fisiológicos es aplicar una presión superior a la presión de trabajo, ya sea parados en la línea de presión o enjuagando el transductor con la salida cerrada. Se sabe que un peso de 2 kg aplicado a una jeringa desechable de 1 ml produce una presión de aproximadamente 10.000 mmHg. La calibración de los transductores no debe cambiar sustancialmente (más del 1%) después de aplicar la presión nominal máxima. Los valores de la presión de ruptura del diafragma son diferentes para los transductores de presión de diferentes marcas y, por lo general, se encuentran en el rango de valores de 3.000 a 10.000 mmHg.
Transductores de presión de la punta del catéter
Los catéteres llenos de líquido y los transductores de presión externos para medir las presiones intravasculares tienen una respuesta dinámica limitada.
El problema se ha resuelto hasta cierto punto mediante el uso de transductores de presión de punta de catéter en miniatura. El otroextremo del catéter lleva un conector eléctrico para conectar el transductor a una fuente de excitación y un acondicionador de señal. Un orificio en el conector proporciona una abertura a la atmósfera para la parte posterior del diafragma. La parte activa del transductor consta de un diafragma de caucho de silicona con un área efectiva de 0,75 mm2. La presión aplicada al diafragma se transmite mediante un enlace a dos galgas extensométricas de silicio, que forman un medio puente, mientras que la otra mitad está constituida por el circuito eléctrico.
La respuesta dinámica del transductor permite un registro de alta fidelidad de los transitorios de presión, en cualquier parte del sistema vascular. Con una frecuencia de resonancia natural de 15 kHz, es ideal para estudios que requieren análisis precisos de presiones y formas de onda de presión, particularmente las derivadas de formas de onda. El transductor tiene un aislamiento de resina epoxica sobre el elemento del medidor de tensión dentro de la punta y proporciona una corriente de fuga de menos de 0.5 mA para un voltaje aplicado de 150 V. Dado que el sistema del transductor está hecho para funcionar con una excitación de 5.4 V, la corriente de fuga de esta fuente será del orden de 0.0216 mA, que es mucho menor que cualquier nivel de CA considerado peligroso para catéteres colocados directamente dentro de las cámaras del corazón.
En trabajos experimentales y clínicos y encontraron que funcionaba satisfactoriamente en comparación a los sistemas llenos de líquido (Fig. 6.24). Las variables derivadas, como la tasa máxima de cambio de las presiones del ventrículo izquierdo (dp / dt), pudieron registrarse con precisión, pero se encontró que eran consistentemente más bajas que las medidas con sistemas llenos de líquido. Los transductores de punta de catéter con sensor de velocidad del fluido se pueden utilizar para realizar mediciones de alta fidelidad de presión y velocidad simultáneamente, en una o más ubicaciones del corazón (fig. 6.25).
. También se pueden experimentar problemas de seguridad debido a la conexión directa entre los dispositivos electrónicos externos y el corazón. Para superar estos problemas, propusieron la aplicación de fibra óptica al transductor de presión de la punta del catéter para medir las presiones intracardiacas. La presión es detectada por el elemento transductor fotoeléctrico cuyo voltaje de salida es proporcional a la presión aplicada. La comparación de formas de onda y el análisis de frecuencia de las formas de onda revelan que el catéter de fibra óptica tiene características de ninguna manera inferiores a las del catéter de tipo transductor de punta.
6.7.2 Métodos indirectos de medición de la presión arterial
El método clásico de realizar una medición indirecta de la presión arterial es mediante el uso de un manguito sobre la extremidad que contiene la arteria. Esta técnica fue introducida por Riva-Rocci para la determinación de las presiones sistólica y diastólica. Inicialmente, la presión en el manguito se eleva a un nivel muy por encima de la presión sistólica para que el flujo de sangre se interrumpa por completo. A continuación, se libera la presión en el manguito a una velocidad determinada. Cuando alcanza un nivel que está por debajo de la presión sistólica, se produce un breve flujo. Si se permite que la presión del manguito caiga más, justo por debajo del valor de la presión diastólica, el flujo se normaliza y no se interrumpe.
El problema aquí finalmente se reduce a determinar el instante exacto en el que la arteria se abre y cuando está completamente abierta. El método dado por Korotkoff y basado en los sonidos producidos por los cambios de flujo es el que se utiliza normalmente en los esfigmomanómetros convencionales. Los sonidos aparecen por primera vez (fig. 6.26) cuando la presión del brazalete cae justo por debajo de la presión sistólica. Son producidos por el breve flujo turbulento terminado por un colapso brusco del vaso y persisten mientras la presión del manguito continúa cayendo. Los sonidos desaparecen o cambian de carácter justo por debajo de la presión diastólica cuando el flujo ya no se interrumpe. Estos sonidos se captan mediante el uso de un micrófono colocado sobre una arteria distal al manguito. La técnica esfigmomanométrica es un método auscultatorio; depende de que el operador reconozca la aparición y desaparición de los sonidos de Korotkoff con variaciones en la presión del manguito.
Se han diseñado varios instrumentos automáticos de medición de la presión arterial que utilizan el método Riva-Rocci. Operan de una manera análoga a la empleada por un operador humano, pero difieren en el método de detección de las pulsaciones del flujo sanguíneo en los niveles sistólico y diastólico. Se deben definir las bandas de frecuencia que mejor discriminan los sonidos de Korotkoff en la sístole y la diástole de los sonidos inmediatamente anteriores a estos eventos para lograr un alto grado de confiabilidad en los instrumentos electrónicos automáticos de presión arterial. 
DISPOSITIVO DE MEDICIÓN AUTOMÁTICO DE PRESIÓN APLICANDO EL METODO DE KOROTCOFF
El método consiste en colocar un brazalete alrededor de la parte superior del brazo del paciente y colocar un micrófono sobre la arteria braquial. El aire comprimido necesario para inflar el brazalete lo proporciona un sistema de bombeo incorporado en el aparato. Por lo general, el inflado se realiza a un nivel de presión preestablecido, mucho más allá del valor sistólico a una velocidad de aproximadamente 30 mmHg/s. Luego, la presión en el manguito se reduce a una velocidad de 3-5 mmHg/s. El manguito debe colocarse de tal manera que las venas no queden ocluidas. 
Mientras se permite la fuga de aire del brazalete, los sonidos de Korotkoff son captados por un micrófono piezoeléctrico especial. Las señales eléctricas correspondientes se envían a un preamplificador. Las señales amplificadas se pasan luego a un filtro de paso de banda que tiene un ancho de banda de 25 a 125 Hz. Con esta banda de paso, se logra una buena relación señal/ruido cuando se registran los sonidos de Korotkoff de la arteria braquial debajo del borde inferior del manguito. 
El sistema está diseñado de tal manera que la aparición del primer sonido de Korotkoff cambia en el manómetro sistólico y bloquea la lectura del indicador. El valor diastólico está fijado por el último sonido de Korotkoff. El manguito se desinfla por completo automáticamente después de la determinación del valor diastólico (tarda entre 2-5 s).
Los instrumentos que operan según este principio están sujetos a errores graves (± 5 mmHg), especialmente en pacientes inquietos, a menos que se tomen medidas para garantizar la protección contra artefactos. Un método para hacer esto es diseñar el sistema de control de tal manera que cuando se registre la presión, el primer sonido debe ser seguido por un segundo dentro del intervalo preestablecido. Si este no es el caso, el valor registrado se cancela automáticamente y la medición comienza de nuevo con los siguientes sonidos. 
Un ciclo completo de medición consta de bombeo del manguito, desinflado controlado, recogida y evaluación de los sonidos de Korotkoff, fijación de la presión sistólica y diastólica y luego un desinflado completo del manguito. El ciclo se inicia mediante un retardo de tiempo y la operación se controla mediante un pulso de comando. Sin embargo, siempre es posible el funcionamiento manual. 
Una serie de deficiencias limitan la aplicación del método Riva-Rocci:
· La medición no es continua. Incluso para una única medición particular, intervienen varios ciclos cardíacos entre la determinación de las presiones sistólica y diastólica (MÁS GRAVE). 
· Se generan grandes errores, ya que la presión aplicada a la pared exterior del vaso no es necesariamente idéntica a la del manguito, sino que es atenuada por el tejido intermedio y no se puede determinar con precisión un estado exacto de flujo. Gracias a esto, el valor de la presión diastólica es menosconfiable que el sistólico. La presión diastólica se puede determinar con mayor precisión y confiabilidad si la salida del micrófono se amplifica y se alimenta a un registrador gráfico.
El sistema automático de bomba incorporado para inflar y desinflar el manguito debe estar provisto de dispositivos de seguridad para que el paciente no experimente ninguna molestia en caso de falla del sistema. Se deben tomar las medidas necesarias para el apagado inmediato de la bomba cuando la presión en el manguito alcance el valor sobre-sistólico máximo preestablecido y en ningún caso se debe permitir que la presión en el manguito supere los 300 mmHg. Una disposición adicional debe apagar la bomba a cualquier presión después de 20 s desde el inicio y desinflar el manguito a una velocidad constante. 
EL MÉTODO REOGRÁFICO
Se ha desarrollado un aparato completamente automático para medir la presión arterial sistólica y diastólica utilizando el brazalete Riva-Rocci ordinario y el principio de detección reográfica de un pulso arterial. Aquí, el cambio de impedancia en dos puntos debajo del manguito de oclusión forma la base de detección de la presión diastólica. 
En este método, un juego de tres electrodos unidos al manguito, se colocan en contacto con la piel (un buen contacto es esencial para reducir la impedancia de contacto de los electrodos cutáneos). Electrodo B que actúa como un electrodo común se coloca ligeramente distal de la línea media del manguito. Electrodos A y C se colocan a cierta distancia del electrodo B, uno distalmente y el otro proximalmente, dichos electrodos tienen conectada una fuente de corriente de alta frecuencia que opera a 100 kHz. Cuando medimos la impedancia entre dos electrodos antes de presurizar los manguitos, muestra modulación de acuerdo con las pulsaciones del flujo sanguíneo en la arteria. Por tanto, los pulsos arteriales pueden detectarse mediante la demodulación y amplificación de esta modulación
Cuando el manguito se infla por encima del valor sistólico, el electrodo A no detecta pulso. El pulso aparece cuando la presión del manguito está justo por debajo del nivel sistólico. La aparición del primer pulso arterial distal da como resultado una señal eléctrica, que opera una válvula para fijar la punta del manómetro en el valor sistólico. Siempre que la presión en el manguito esté entre los valores sistólico y diastólico, existe una señal diferencial entre los electrodos A y C. Esto se debe a que el flujo sanguíneo está impedido debajo del punto de oclusión, por lo que el pulso que aparece en el electrodo A es el tiempo de retraso desde el pulso que aparece en C. Cuando la presión del manguito alcanza la presión diastólica, el flujo sanguíneo arterial ya no está impedido y la señal diferencial desaparece. Luego se inicia una señal de comando y la presión diastólica se indica en el manómetro. 
En el método reográfico de medición de la presión arterial, no es necesario colocar el manguito con precisión como en el caso del micrófono Korotkoff, que debe fijarse exactamente sobre una arteria. Además, las lecturas no se ven afectadas por los sonidos ambientales. 
Similar al método reográfico para medir la presión arterial de forma no invasiva, es el pletismógrafo fotoeléctrico, que detecta el pulso de volumen cardíaco y lo transduce a una señal eléctrica. La tasa de cambio pulsátil del volumen sanguíneo en un sitio periférico, como el lóbulo de la oreja o la punta del dedo, se usa para indicar la magnitud de la presión arterial sistólica después de la calibración con un medio estándar de medición. La correlación entre la tasa de cambio del volumen sanguíneo pulsátil periférico y la presión arterial sistólica es más cercana si estas cantidades se miden durante una parte de cada ciclo cardíaco, es decir, el período de diástole o sístole y solo durante un instante durante este período.
TECNICA AUSCULTATORIA DIFERENCIAL
Método no invasivo para medir con precisión la presión arterial. Un sensor especial (compuesto por un par de elementos sensibles a la presión) montado en un manguito aísla la señal creada cada vez que se fuerza la apertura de la arteria. La figura 6.28 ilustra cómo se crean pulsos de alta frecuencia cada vez que la presión intraarterial excede la presión del manguito. Siempre que la presión del manguito supere la presión en la arteria, la arteria se mantiene cerrada y no se genera pulso. Tan pronto como la presión intraarterial aumenta a un valor que excede momentáneamente la presión del manguito, la arteria se abre de golpe y se crea un pulso. Una vez que la arteria está abierta, la sangre fluye a través de ella dando lugar a la onda de presión de baja frecuencia, que dura hasta que la presión arterial vuelve a caer por debajo de la presión del manguito. Este proceso se repite hasta que la presión del manguito desciende a un valor por debajo de la diastólica.
6.28
La señal presentada en la imagen 6.30 consta de un componente de baja frecuencia que aumenta lentamente (en el rango de frecuencia de 0,5 a 5 Hz) con un “pulso” rápido (frecuencias de aproximadamente 10 a 80 Hz) superpuesto. Esta señal se indica mediante las flechas marcadas con A en la figura 6.29 transmitidas desde la arteria al sensor y al airbag del brazalete. Debido a las características de la bolsa de aire, el componente de alta frecuencia está altamente atenuado, dejando solo la señal de baja frecuencia, como se muestra en la Fig. 6.30 (b). Por lo tanto, solo la señal de baja frecuencia se transmite al lado del sensor que mira hacia la bolsa de aire, como lo indican las flechas marcadas con B en la figura 6.29. Dado que la mayoría de las señales de artefactos (señales no deseadas debido al movimiento, etc.) caen en un rango de frecuencia por debajo de 10 Hz, también se transmiten a ambos lados del sensor. La presión sistólica se determina como la presión a la que se produce la primera apertura de la arteria, como lo muestra el primer pulso en la figura 6.30 (c), porque este pulso se crea la primera vez que la arteria es forzada a abrirse por la presión intraarterial. De manera similar, el valor diastólico se determina como la presión a la que la señal diferencial desaparece esencialmente, porque corresponde a la última vez que se fuerza la apertura de la arteria. El sensor diferencial resta la señal del lado "B" de la señal del lado "A", cancelando así el componente de onda de presión y las señales de artefacto de movimiento, las señales de Korotkoff de frecuencia más alta se aíslan
6.30
METODO OSCILOMETRICO
El método oscilométrico automatizado de medición no invasiva de la presión arterial tiene distintas ventajas sobre el método auscultatorio: 
· La medición no se basa en el sonido, por lo que los altos niveles de ruido ambiental no obstaculizan la medición. 
· No requiere un micrófono o un transductor en el manguito, por ende, la colocación del manguito no es tan crítica como lo es con los métodos auscultatorios o Doppler. 
· El método oscilométrico funciona sin una pérdida significativa de precisión incluso cuando el manguito se coloca sobre la manga de una camisa ligera. 
· El manguito del tamaño adecuado se puede usar en el antebrazo, el muslo o la pantorrilla, así como en la ubicación tradicional de la parte superior del brazo. 
Una desventaja del método oscilométrico, así como del método auscultatorio, es que el movimiento o la vibración excesivos durante la medición pueden causar lecturas inexactas o la imposibilidad de obtener alguna lectura.
La técnica oscilométrica se basa en el principio de que a medida que el manguito se desinfla desde un nivel por encima de la presión sistólica, las paredes de las arterias comienzan a vibrar u oscilar a medida que la sangre fluye turbulentamente a través de la arteria parcialmente ocluida, estas vibraciones se detectarán en el sistema de transductores del manguito. A medida que la presión en el manguito disminuye aún más, las oscilaciones aumentan hasta una amplitud máxima y luego disminuyen hasta que el manguito se desinfla completamentey el flujo sanguíneo vuelve a la normalidad. 
La presión del manguito en el punto de máxima oscilación suele corresponder a la presión arterial media. El punto por encima de la presión media en el que las oscilaciones comienzan a aumentar rápidamente en amplitud se correlaciona con la presión diastólica (fig. 6.31). Estas correlaciones se han derivado y probado empíricamente, pero aún no están bien explicadas por ninguna teoría fisiológica. La determinación real de la presión arterial mediante un dispositivo oscilométrico se realiza mediante un algoritmo patentado desarrollado por el fabricante del dispositivo. 
El método oscilométrico se basa en pulsos oscilométricos (pulsos de presión) generados en el manguito durante el inflado o desinflado. Los valores de la presión arterial se determinan habitualmente mediante la aplicación de criterios matemáticos al lugar geométrico o envolvente que se forma al trazar una determinada característica, denominada índice de pulso oscilométrico, de los pulsos oscilométricos frente a la presión basal del manguito (figura 6.32). La amplitud de la línea de base a pico, la amplitud de pico a pico o una cantidad basada en la integral de tiempo parcial o total del pulso oscilométrico se puede utilizar como índice de pulso oscilométrico. La presión basal del manguito a la que alcanza su punto máximo (altura máxima) se considera generalmente como PAM (presión arterial media). Se han utilizado criterios basados en la altura y la pendiente para determinar las presiones sistólica y diastólica.
Una envolvente que se ha normalizado con respecto al índice de pico, también se puede utilizar para la determinación de la presión sanguínea oscilométrica. La técnica de control de ECG se ha utilizado para ayudar en la identificación de señales de pulso oscilométrico. Los lugares para la medición oscilométrica de la presión arterial incluyen la parte superior del brazo, el antebrazo, la muñeca, el dedo y el muslo. La mayoría de los sistemas de monitorización de pacientes se basan en el principio de medición oscilométrica. 
La figura 6.33 muestra las principales partes funcionales de un sistema de medición de PNI (presión arterial no invasiva). Se utiliza una bomba de aire para inflar automáticamente el brazalete del paciente. La bomba es de tipo membrana y está encerrada en una carcasa rellena de gomaespuma para atenuar el ruido. La unidad neumática incluye cámaras de amortiguación para:
· Evitar un rápido aumento de presión provocado por la bomba.
· Ralentizar el cambio de presión en la medición del bebé.
· Suavizar los pulsos de presión rápidos provocados por la válvula de depuración (o eliminación): Una válvula de seguridad evita la sobre-presurización accidental del manguito y funciona nominalmente a 330 mmHg. Se incorpora para liberar la presión del manguito, su apertura se controla por ancho de pulso entre 100% (válvula completamente abierta) y 0% (válvula completamente cerrada). La frecuencia de la señal de conducción es de 40 Hz. 
Para desinflar rápidamente el manguito, se proporciona una válvula de escape. Las válvulas de solenoide (magnéticas) y la bomba de aire están controladas por un circuito de controlador Darlington de colector abierto. Un temporizador Watch Dog evita un inflado prolongado. El funcionamiento de la bomba y el funcionamiento de las válvulas están todos bajo el control de un microprocesador. 
El transductor de presión piezorresistivo está conectado al brazalete, este mide la presión absoluta del manguito y las fluctuaciones de presión causadas por el movimiento de la pared arterial. El transductor de presión es excitado por una fuente de corriente constante de 4 mA. La salida del transductor de presión es una señal diferencial, que se amplifica, en un amplificador diferencial con una ganancia de 30. A esto le siguen los circuitos de control de ganancia y control de cero. 
Se utiliza un canal DC para medir la presión estática o no oscilante del manguito de presión arterial. El componente AC de los datos de presión se amplifica para permitir que el procesador analice las pequeñas fluctuaciones de presión del manguito, que se utilizan como base para la determinación de la presión arterial. A esto le sigue un filtro de paso alto de segundo orden para bloquear eficazmente el componente DC de la señal de presión.
El circuito multiplexor analógico se utiliza para seleccionar el canal de DC o AC para el convertidor ADC, cuya salida va al circuito del procesador. El microcontrolador 8051 junto con sus circuitos de memoria asociados permiten el control de todo el procedimiento de medición.
METODO DE DESPLAZAMIENTO DOPPLER ULTRASÓNICO
También se han diseñado monitores automáticos de presión arterial basados en la detección ultrasónica del movimiento de la pared arterial. La lógica de control incorporada en el instrumento analiza las señales de movimiento de la pared para detectar las presiones sistólica y diastólica. La frecuencia de Doppler observada se puede expresar como:
longitud de onda portadora
Para la medición de la presión arterial, la arteria braquial es el objeto desde donde se refleja el ultrasonido. El movimiento arterial produce el cambio de frecuencia Doppler.
dónde = longitud de onda (pulgadas) de la frecuencia portadora en el medio.
 Vc = velocidad de la frecuencia portadora en el medio (1480 m/s en el agua) 
Fc = frecuencia portadora en el medio (2MHz) 
Por lo tanto, Δf varía directamente con la velocidad objetivo, es decir, el movimiento de la arteria braquial. Para medir la presión arterial, se debe conocer el cambio de frecuencia del Doppler debido a la acción de ruptura de la arteria. El movimiento arterial con la apertura y cierre de la arteria es m, asumiendo que el chasquido ocurre en 0.1 s (Δt), la velocidad de la pared arterial es:
Sustituyendo valores por Vt, y λC en la ecuación de frecuencia Doppler, la frecuencia del movimiento arterial Doppler es:
Los instrumentos que utilizan el principio de desplazamiento Doppler ultrasónico para la medición del flujo sanguíneo se basan en la detección del desplazamiento de frecuencia atribuido a la retrodispersión de partículas sanguíneas en movimiento. Por otro lado, el instrumento de presión sanguínea filtra estos reflejos de frecuencia más alta y detecta las refracciones de frecuencia más baja que se originan del movimiento relativamente lento de la pared arterial. En principio, el instrumento consta de cuatro subsistemas principales (Fig. 6.34). El bloque de suministro de energía convierte el voltaje de línea AC entrante en varios voltajes DC filtrados y regulados necesarios para el subsistema neumático a fin de inflar el manguito oclusivo alrededor del brazo del paciente.
Al mismo tiempo, el subsistema de control envía señales al transmisor en el subsistema de RF y audio, generando así una señal de 2MHz, que se entrega al transductor ubicado en el brazalete. El transductor convierte la energía de RF en vibraciones ultrasónicas, que pasan al brazo del paciente. La presión del brazalete es supervisada por el subsistema de control y cuando la presión alcanza el nivel preestablecido, se detiene el inflado del brazalete. En este momento, los circuitos de audio están habilitados por las señales del subsistema de control, por lo que las señales de audio representativas de cualquier cambio de frecuencia Doppler pueden entrar en la lógica del subsistema de control. El subsistema de control indica al subsistema neumático que disminuya la presión del manguito a una velocidad determinada por la tasa de eliminación preestablecida. A medida que el aire sale del manguito, la frecuencia de retorno no es apreciablemente diferente de la frecuencia transmitida siempre que la arteria braquial permanezca ocluida, hasta entonces, no hay señales de audio que ingresen al subsistema de control. A la presión sistólica, la arteria ocluida se abre de golpe y comienza el flujo de sangre arterial, este movimiento arterial da como resultado un cambio en las vibraciones ultrasónicas de retorno.